В современном понятии остеоинтеграция определяется как процесс регенерации, посредством которого клинически обеспечивается жесткая фиксация аллопластических материалов, достигаемая и поддерживается в костной ткани при функциональной нагрузке [5; 6]. Гистологическая картина остеоинтеграции обеспечивается костным анкилозом без наличия фиброзной или соединительной ткани между костью и поверхностью имплантата [2]. Остеоинтеграция является ярким явлением, в котором костная ткань напрямую контактирует с поверхностью дентального имплантата без матрицы коллагена и фибробластов. Многочисленные исследования показали, что сила фиксации к костной ткани в остеоинтегрированных имплантатах намного больше, чем у инкапсулированных волокнистой соединительной тканью имплантатов. Одним из факторов, могущих повлиять на прочность интерфейса «кость - имплантат», является биофизическое стимулирование и время, текстурированность имплантата [3].
Наиболее перспективными материалами для изготовления внутрикостных имплантатов являются пористые. Они могут увеличить прочность на растяжение с помощью роста костной ткани в трех измерениях, а также обеспечить равномерную нагрузку на костную ткань [4]. Одним из перспективных материалов для изготовления дентальных имплантатов технологией холодного прессования является нетканый титановый материал со сквозной пористостью (металлорезина - МР), представляющий собой упруго–демпферную пористую систему [1]. Однако процессы остеоинтеграции данного материала с учётом анализа напряжённо-деформированного состояния в системе «кость – дентальный имплантат» до сих пор не были изучены.
Цель исследования – проведение сравнительного анализа процессов фибро– и остеоинтеграции нетканого титанового материала со сквозной пористостью с учётом исследования напряжённо-деформированного состояния в системе «кость – дентальный имплантат».
Материалы и методы. Расчётная схема показана на рисунке 1. В качестве модели дентального имплантата нами был использован фрагмент конструкции, состоящий из втулки на основе нетканого титанового материала со сквозной пористостью высотой 0,8 мм, с внутренним диаметром 1,6 мм, наружным диаметром 3,5 мм. Нагрузку прикладывали к штифту–распорке в двух направлениях: вертикальном и горизонтальном. Горизонтальную нагрузку в виде силы, равной 20 Н, прикладывали к штифту-распорке диаметром 2,3 мм. Она была направлена в сторону внутренней стенки втулки. Вертикальную нагрузку прикладывали к штифту-распорке силой 400 Н. Высота стенок костного ложа составила 2 мм. Построенная модель состоит из двух тел: кость и имплантат. Имплантат состоит из стержня и втулки из материала МР. Контакт между костным ложем, нетканым титановым материалом и штифтом-распоркой был задан в виде контактной пары. По внутреннему диаметру втулки произведено жёсткое связывание, по наружному диаметру втулки выполнено жёсткое закрепление (рис. 1).
Рис. 1. Внутрикостная втулка дентального имплантата.
Модуль Юнга (E) и коэффициент Пуассона (µ) костной ткани принят c учётом исследований Carl E Misch [11] для усреднённых физико-механических параметров, характерных для 4 типов плотности костной ткани. При этом учитывали суммарные физико-механические свойства как губчатой, так и кортикальной пластины. Для нетканого титанового материала (МР) со сквозной пористостью и титана марки ВТ 1-00 использовали стандартные справочные данные (табл. 1).
Таблица 1
Физико-механические характеристики материалов
|
Характеристика |
Костная ткань |
Титан |
Материал МР |
|
|
Модуль Юнга (E), ГПа |
Область 1 |
107,36 |
108000 |
213 |
|
Область 2 |
83,86 |
|||
|
Область 3 |
80,98 |
|||
|
Область 4 |
96,23 |
|||
|
Коэффициент Пуассона (µ) |
0,32 |
0,35 |
0,3 |
|
Для выполнения расчёта была построена параметрическая модель в программном комплексе ANSYS. Модель разбита на конечно-элементную упорядоченную сетку, состоящую из 8-узловых элементов типа SOLID185.
Результаты и обсуждение
Напряжения в случае фиброинтеграции нетканого титанового материала со сквозной пористостью концентрировались точечно на стенках костного ложа, в проекции витков проволоки и краевых элементов пор имплантата. При суммарном перемещении, равном 0,213 мм, напряжение в проволоке составило 234 МПа, напряжение в костной ткани - 26,3 МПа, напряжение в нетканом титановом материале составило 5,68 МПа (рис. 2, 3).
Рис. 2. Суммарные перемещения в модели при фиброинтеграции
Рис. 3. Эквивалентные напряжения в модели по Мизесу при фиброинтеграции
Напряжения в случае остеоинтеграции нетканого титанового материала со сквозной пористостью концентрировались на стенках костного ложа равномерно, распределяясь по периметру имплантата. При суммарном перемещении, равном 0,209 мм, напряжение в проволоке составило 223 МПа, напряжение в костной ткани - 19,6 МПа, напряжение в нетканом титановом материале составило 8,21 МПа (рис. 4, 5).
Рис. 4. Суммарные перемещения в модели при остеоинтеграции
Рис. 5. Эквивалентные напряжения в модели по Мизесу при остеоинтеграции
Заключение. Остеоинтеграция нетканого титанового материала со сквозной пористостью способствует равномерному распределению напряжений по стенкам костного ложа по сравнению с фиброинтеграцией. Отсутствие костной ткани во внутрипоровом пространстве нетканого титанового материала со сквозной пористостью увеличивает смещение внутрикостной пористой втулки, что может негативно сказаться на стабильности имплантата.
Рецензенты:
Бережной В.П., д.м.н., профессор кафедры терапевтической стоматологии ГБОУ ВПО «СамГМУ Минздрава России», г. Самара;
Хамадеева А.М., д.м.н., профессор кафедры стоматологии детского возраста ГБОУ ВПО «СамГМУ Минздрава России», г. Самара.