黃 珊， 唐 亮， 潘燕環(huán)， 殷仲達(dá)

(暨南大學(xué)1附屬第一醫(yī)院口腔科，2醫(yī)學(xué)院口腔醫(yī)學(xué)系，3理工學(xué)院土木工程系，廣東 廣州 510632)

1000-4718(2012)03-0524-04

2011-11-20

2011-12-27

廣東省自然科學(xué)基金資助項(xiàng)目(No.31912)

△通訊作者 Tel：020-38688114；E-mail：ttliang@jnu.edu.cn

下頜后牙單端橋基牙骨支持組織應(yīng)力的動(dòng)力學(xué)分析*

黃 珊1， 唐 亮2△， 潘燕環(huán)3， 殷仲達(dá)2

(暨南大學(xué)1附屬第一醫(yī)院口腔科，2醫(yī)學(xué)院口腔醫(yī)學(xué)系，3理工學(xué)院土木工程系，廣東 廣州 510632)

目的建立下頜后牙單端固定橋及其支持組織的三維有限元模型，采用瞬態(tài)動(dòng)力學(xué)分析，比較單端橋修復(fù)前后基牙骨支持組織的應(yīng)力分布規(guī)律。方法用ANSYS 10.0軟件對(duì)模型施以不同部位和方向的沖擊載荷，分析單端橋基牙骨支持組織的應(yīng)力大小、分布及變化規(guī)律。結(jié)果斜向載荷下，基牙骨支持組織存在明顯應(yīng)力集中；單端橋修復(fù)后，應(yīng)力峰值77.676 MPa位于近缺隙側(cè)基牙的皮質(zhì)骨頸部；一個(gè)咀嚼周期末存在應(yīng)力殘余，其值不顯著。結(jié)論單端橋近缺隙側(cè)基牙承受主要應(yīng)力，載荷方向影響應(yīng)力大小及分布，應(yīng)力峰值小于下頜骨應(yīng)變極限強(qiáng)度。

單端橋； 牙槽骨； 動(dòng)態(tài)載荷； 三維有限元法； 應(yīng)力

游離缺失牙的患者經(jīng)單端橋修復(fù)，牙會(huì)以橋體為力臂產(chǎn)生I類杠桿作用，損害基牙的牙周健康。目前對(duì)單端橋應(yīng)用的合理性仍有爭(zhēng)議[1]。本研究采用有限元法模擬分析動(dòng)態(tài)載荷下單端橋基牙骨支持組織的應(yīng)力大小及變化規(guī)律，為單端固定橋的設(shè)計(jì)和臨床應(yīng)用提供生物力學(xué)參考依據(jù)。

材 料 和 方 法

1有限元模型建立

2實(shí)驗(yàn)條件的假設(shè)

將模型中各種材料和組織考慮為連續(xù)、均質(zhì)、各向同性的線彈性材料。各組織動(dòng)力學(xué)參數(shù)選自相關(guān)文獻(xiàn)[2-3]。牙槽骨近遠(yuǎn)中徑及底部完全固定，即X、Y、Z 3個(gè)方向均受約束；牙槽骨頰舌側(cè)為自由邊界，不受任何方向的約束。受力時(shí)模型各界面均不產(chǎn)生相互滑動(dòng)。

3加載條件

3.1加載量 250 N。

3.2加載部位和方向 設(shè)定載荷為動(dòng)態(tài)載荷，載荷為點(diǎn)加載。

3.2.1垂直加載 與牙體長(zhǎng)軸一致，集中載荷于下頜后牙頰尖和舌尖，見表1。

3.2.2斜向加載 自頰側(cè)向舌側(cè)與牙體長(zhǎng)軸成45°，集中載荷于頰尖頰斜面；自舌側(cè)向頰側(cè)與牙體長(zhǎng)軸成45°，集中載荷于頰尖舌斜面，見表1。

3.3加載時(shí)間 選取一個(gè)正常咀嚼周期0.88 s，按不同時(shí)間牙合力變化將其分為5個(gè)時(shí)段：0.00～0.13 s咬合前期； 0.13～0.15 s垂直咬合期； 0.15～0.26 s舌向咬合期；0.26～0.30 s頰向咬合期；0.30～0.88 s卸載期,見表1。為比較應(yīng)力-時(shí)間曲線變化，選擇3個(gè)連續(xù)咀嚼周期進(jìn)行研究，分析應(yīng)力積累。

表1一個(gè)咀嚼周期0.88s內(nèi)動(dòng)態(tài)加載的階段、部位、方向和作用時(shí)間

Table 1. The dynamic loading stage, site,direction and time in a masticating cycle

StageLoadingsiteDirectionTime(s)Earlyocclusion--0.00～0.13VerticalocclusionBuccal,lingualcuspVertical0.13～0.15LingualocclusionBuccalcusp,buccalcant45°tothetoothaxisfrombuccatolingua0.15～0.26BuccalocclusionBuccalcusp,lingualcant45°tothetoothaxisfromlinguatobucca0.26～0.30Unloadingperiod--0.30～0.88

4統(tǒng)計(jì)學(xué)處理

采用秩和配對(duì)法檢驗(yàn)分析，按α=0.05水準(zhǔn)，用SPSS軟件分析各基牙骨支持組織應(yīng)力值馮·米塞斯(von Mises)值在修復(fù)前后的差異。

結(jié) 果

1三維有限元模型

2修復(fù)前、后基牙最大vonMises值

Figure 1. The finite element models before (A) and after (B) repairing.

圖1修復(fù)前、后的有限元模型

表2單端固定橋修復(fù)前、后劃分節(jié)點(diǎn)及單元數(shù)目

Table 2. The node and unit numbers before and after repairing with cantilever fixed partial denture

ItemToothPeriodontalligamentCorticalboneCancellousboneTotalBeforeAfterBeforeAfterNode3359444942353211650684277169698181046Unit2891338476338151722569744149697159260

表3修復(fù)前、后基牙最大vonMises值

Table 3. The maximum von Mises value on abutments before and after repairing (MPa)

Tooth0.15s0.26s0.30s0.88sBeforeAfterBeforeAfterBeforeAfterBeforeAfter534.85022.68934.78248.54847.41524.1178.9437.783619.36156.37734.78277.67636.46976.8787.45720.766

Time(s)BuccalLingualProximalDistal0.15Before13.55334.85011.61713.553After9.47228.4157.8949.4370.26Before48.69451.16634.78220.869After43.85751.16629.23814.6190.30Before35.61347.41520.06815.805After31.40328.7549.62711.5020.88Before7.4578.9437.4572.573After5.3416.0125.2371.765

Time(s)BuccalLingualProximalDistal0.15Before11.61719.3617.7459.681After9.47218.9445.7479.4720.26Before34.78230.9776.9774.323After43.85736.5477.32112.6770.30Before36.46915.80510.5375.268After48.00617.2528.6425.7510.88Before6.4577.4572.3763.729After8.0128.3412.5415.282

4修復(fù)后殘余應(yīng)力大小

討 論

1動(dòng)態(tài)加載方案

資料顯示, 正常咀嚼運(yùn)動(dòng)一個(gè)周期內(nèi), 牙齒咬合接觸時(shí)間平均為0.2 s[4]，故本研究取一個(gè)咀嚼周期為0.88 s，將其分為5個(gè)階段。力學(xué)上認(rèn)為任何物體受力處總會(huì)是一個(gè)面，在咀嚼過程中磨牙受力集中到一點(diǎn)的情況幾乎不存在。本實(shí)驗(yàn)在不同階段，設(shè)計(jì)不同牙位的點(diǎn)接觸，相對(duì)符合口腔咀嚼情況。

2應(yīng)力分析指標(biāo)

力的方向及分布是造成創(chuàng)傷性骨吸收的主要因素。牙槽骨的吸收程度與最大牙合力值間存在明顯的相關(guān)性。von Mises應(yīng)力是各應(yīng)力綜合作用的結(jié)果，反映了物體整體的強(qiáng)度要求，常用作衡量應(yīng)力水平的主要指標(biāo)[5]，該值可以清晰描述出一種結(jié)果在整個(gè)模型中的變化，從而快速確定模型中最危險(xiǎn)的區(qū)域。

3單端固定橋修復(fù)前、后基牙骨支持組織應(yīng)力變化分析

3.23個(gè)咀嚼周期的應(yīng)力-時(shí)間曲線變化分析 牙合力為一種交變應(yīng)力，具有周期性變化規(guī)律[8]。當(dāng)材料受到交變應(yīng)力作用時(shí)，即使應(yīng)力低于屈服極限，發(fā)生在材料某處局部的損傷遞增過程經(jīng)應(yīng)力和應(yīng)變循環(huán)后，損傷累積也會(huì)使材料發(fā)生突然病損[9]。單端橋修復(fù)后，3個(gè)咀嚼周期的應(yīng)力峰值逐漸有所上升，提示有應(yīng)力積累，若連續(xù)咬合多個(gè)周期，反復(fù)載荷下有發(fā)生損傷的可能。但有資料指出, 正常咀嚼運(yùn)動(dòng)一個(gè)周期內(nèi), 牙齒咬合接觸時(shí)間僅為0.2 s[4]，顯示實(shí)際情況中連續(xù)載荷并不出現(xiàn)，且牙周膜中有豐富的末梢神經(jīng)和膠原纖維，可以支配頜骨、肌和關(guān)節(jié)的運(yùn)動(dòng)，有調(diào)節(jié)和緩沖咀嚼力的功能。臨床單端橋修復(fù)后，須注意患者偏側(cè)咀嚼問題，以免咀嚼周期過于頻繁。由此可見，在合理選擇基牙的情況下，后牙單端橋的設(shè)計(jì)是可行的。

綜上所述，單端橋修復(fù)后近缺隙側(cè)基牙承受主要應(yīng)力，載荷方向影響應(yīng)力大小及分布，單端橋應(yīng)力峰值小于下頜骨應(yīng)變極限強(qiáng)度。本實(shí)驗(yàn)在生物力學(xué)角度支持單端橋修復(fù)。在今后的研究中，將嘗試建立更加精確的模型，使組織動(dòng)力學(xué)參數(shù)多元化，完善加載條件等，以使研究向生物仿真方向發(fā)展。

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Adynamicfiniteelementanalysisofstressdistributioninsupportingboneofmandibularcantileverfixedbridgeabutment

HUANG Shan1, TANG Liang2, PAN Yan-huan3, YIN Zhong-da2

(1DepartmentofStomatology,TheFirstAffiliatedHospital,2DepartmentofStomatology,SchoolofMedicine,3DepartmentofCivilEngineering,CollegeofScienceandEngineering,JinanUniversity,Guangzhou510632,China.E-mail:ttliang@jnu.edu.cn)

AIM: To analyze the stresses induced in the supporting bone tissue of the fixed partial denture abutment in the mandible under transient dynamic loads.METHODSA three-dimensional model was generated. Finite element analysis was performed on the model under dynamic loads in various directions and positions in a masticating cycle to study the magnitude and distribution of the stresses in the supporting bone of abutments.RESULTSOblique loads tended to produce more stress concentration. The peak stress value was 77.676 MPa at the neck of cortical bone with cantilever bridge. The residual stress in alveolar bone was not obvious in a masticating cycle.CONCLUSIONThe stress on the abutment nearest to the pontic is the highest. The loading direction affects the magnitude and distribution of stresses. The peak stress value is less than the strain limit of mandible.

Cantilever bridge; Alveolar bone; Dynamic load; Three-dimensional finite element method; Stress

R783.3

A

10.3969/j.issn.1000-4718.2012.03.024