Численный анализ стоматологического костного имплантата с конструктивными особенностями

длина) проблематично по физиологическим соображениям, ввиду чего требуется искать пути увеличения жесткости системы крепления, при этом избегая получения локальных максимумов напряжений.

Послойный синтез методом путем селективного лазерного спекания (СЛС) трехмерных объемных изделий любой заданной формы (биоМЕМS – сенсоров, зажимов, имплантатов) - позволяет перевести на качественно новый уровень ортопедию, путем создания само-сра-батывающих, само-фиксирующихся, само- разворачивающихся протезных элементов при температуре живого организма. При этом пористость позволяет обеспечить прорастание мягких тканей в имплантат, инфильтровать поры стерилизующими препаратами, способствовать повышению биологической совместимости и активизировать процесс заживления. Нано структурированная поверхность имплантатов обеспечивает активизацию процесса заживления.

Одним из основных требований к материалам, пригодным для изготовления подобных изделий, помимо оптимальных механических свойств, являются отсутствие токсичности и биологическая совместимость, которая в случае нерезорбируемых материалов состоит в инертности и оптимальной интеграции с тканями реципиентного ложа [4]. В нашей работе в условиях дефицита костной ткани применяли ДВНИ, изготовленный из сплава NiTi и имеющий сквозную пористость [5].

В работе исследовалось напряженно-деформированное состояние трех вариантов геометрии имплантата с одинаковой массой используемого материала. Исследуемые геоме- трические модели имплантата представлены на рис. 1. Первая модель представляет собой цилиндрический реконструктивный имплантат (рис. 1, а) с размерами: диаметр 5,95 мм, высота 8,1 мм, диаметр центрального направляющего отверстия 3,2 мм. Вторая модель имеет диаметр 7 мм и высоту 8,1 мм. В стенках модели перфорационные отверстия диаметром 1,2 мм (рис. 1, б). Форма третьей модель соответствует имплантату, изготовленному методом СЛС или с помощью 3-D печати (рис. 1, в). 3-D модель получена с помощью шаровидных тел диаметром 1,4 мм, расстояния между центрами которых составляло 1.2 мм. Габаритные размеры третьей модели соответствуют размерам второй. Материалом имплантата был выбран сплав NiTi со следующими механическими упругими константами: модуль продольной упругости E = 115 ГПа, коэффициент Пуассона v = 0,32.

Расчеты проводились с помощью пакета инженерного анализа ANSYS, работающего на основе метода конечных элементов [6]. В силу симметрии 3-D моделей и прикладываемых нагрузок для численного анализа были использованы конечно-элементные модели четвертых частей имплантата с выбранным средним размером одного элемента равным 0,2 мм (рис. 2).

Расчет напряженно-деформированного состояния имплантата проводился при статическом нагружении. На каждую конечно-элементную модель были наложены следующие граничные условия: основание было закреплено вдоль направляющей, в двух продольных сечениях модели заданы условия симметрии, к верхней части приложена сжимающая распределенная нагрузка с постоянной интенсивностью, соответствующей силе 600 Н (рис. 3).

В качестве результатов проведенного статического анализа были получены поля эквивалентных напряжений и суммарных перемещений для каждого варианта геометрии имплантата (рис. 4-6).

а                             б                             в

Рис. 1. Варианты геометрической 3D модели имплантата: а) сплошная; б) с отверстиями; в) форма, полученная путем селективного лазерного спекания

а

б                                 в

Рис. 2. Варианты конечно-элементной модели четверти имплантата:

а) сплошная; б) с отверстиями; в) форма, полученная путем селективного лазерного спекания

а                                б                                в

Рис. 3. Граничные условия для конечно-элементной модели четверти имплантата: а) сплошная; б) с отверстиями; в) форма, полученная путем селективного лазерного спекания

а

б

Рис. 4. Результаты численного анализа первого варианта модели имплантата: а) распределение эквивалентных напряжений, Па; б) распределение суммарных перемещений, м

а

Рис. 5. Результаты численного анализа второго варианта модели имплантата: а) распределение эквивалентных напряжений, Па; б) распределение суммарных перемещений, м

a

Рис. 6. Результаты численного анализа третьего варианта модели имплантата: а) распределение эквивалентных напряжений, Па; б) распределение суммарных перемещений, м

б

Полученные результаты наглядно демонстрируют влияние рельефа поверхности имплантата на прочность и жесткость стоматологической конструкции. Отметим преимущества и недостатки каждой из рассмотренных моделей. Преимуществами первой модели реконструктивного цилиндрического имплантата являются: наименьшие эквивалентные напряжения и наименьшие осевые перемещения. Недостатком первой модели реконструктивного цилиндрического имплантата является: наименьшая площадь поверхности внутрикостной части, а, следовательно, невозможность обеспечить прорастание мягких тканей в имплантат. Малые осевые перемещения модели являются причиной увеличенной нагрузки на костную ткань. Перфорированные отверстия второй модели обеспечивают прорастание мягких тканей в имплантат, однако, появляются локальные максимумы напряжений. Преимуществом третьей модели по сравнению с первой и второй является наибольшая площадь поверхности внутрикостной части. Изготовление третьей модели методом СЛС или с помощью 3-D печати позволяет создать и более сложные формы имплантата. В тоже время, локальные максимумы достигают наибольших значений в местах сцепления структурных элементов, поэтому необходимо искать баланс между жесткостью системы крепления и возникновением высоких локальных напряжений.