بررسی دینامیکی اثر افزایش ارتفاع عمودی تاج روی تنش ایجاد شده در پیچ اباتمنت و استخوان اطراف ایمپلنت دندانی کوتاه در خلف مندیبل به روش آنالیز اجزای محدود

نوع مقاله: مقاله پژوهشی

نویسندگان

1 دستیار تخصصی گروه پروتزهای دندانی، دانشکده دندانپزشکی، دانشگاه آزاد اسلامی، واحد اصفهان (خوراسگان)، اصفهان، ایران

2 دانشیار گروه پروتز های دندانی، دانشکده دندانپزشکی، دانشگاه آزاد اسلامی، واحد اصفهان (خوراسگان)، اصفهان، ایران

3 استادیار گروه پروتز های دندانی، دانشکده دندانپزشکی، دانشگاه آزاد اسلامی، واحد اصفهان (خوراسگان)، اصفهان، ایران

چکیده

مقدمه: ایمپلنت های کوتاه معمولا در خلف مندیبل که استخوان ناکافی است، کاربرد دارند. در این موارد اغلب تاج کلینیکی برای هماهنگی با سطح اکلوزال، بلند ساخته می‌شود. درنتیجه، طول بازوی‌ اهرم و تنش وارد بر مجموعه ایمپلنت و استخوان زیاد شده که می‌تواند منجر به بروز مشکلات بیومکانیکی منجرگردد. هدف از این مطالعه، بررسی دینامیکی اثر افزایش ارتفاع عمودی تاج بر حداکثر تنش در پیچ اباتمنت و استخوان اطراف ایمپلنت های کوتاه در ناحیه خلف مندیبل به روش آنالیز اجزای محدود بود.
مواد و روش ها: در این مطالعه ی تجربی آزمایشگاهی، استخوان تحلیل یافته خلف مندیبل، پره مولر دوم با سه طول تاج 8/8، 2/11 و 6/13 میلی متر، دو ایمپلنت mm4 و mm8، دو اباتمنت و دو پیچ اباتمنت با استفاده از نرم افزار SolidWorks مدل سازی شد. برای بازسازی دینامیکی سفت کردن پیچ و وارد کردن نیروی خارجی با زاویه 8/75 درجه نسبت به سطح اکلوزال از نرم افزار Abaqus استفاده شد. مقادیر استرس به پیچ، اباتمنت، فیکسچر و استخوان محاسبه شد.
یافته ها: در هر دو ایمپلنت، با افزایش ارتفاع عمودی تاج، تنش پیچ کاهش و تنش اباتمنت و فیکسچر افزایش یافت. مقادیر تنش پیچ در هر سه ارتفاع، برای ایمپلنت mm4 کمتر از mm8 بود. مقادیر تنش اباتمنت و فیکسچر در هر سه ارتفاع، برای ایمپلنت mm4 بیشتر از mm8 بود. با افزایش ارتفاع عمودی تاج، تنش فشاری و کششی در استخوان اطراف هر دو ایمپلنت افزایش یافت که مقادیر این تنش ها در ایمپلنت mm4 بیشتر از mm8 بود.
نتیجه گیری: اگرچه افزایش ارتفاع عمودی تاج و نسبت طول تاج به ایمپلنت، تنش وارد بر پیچ اباتمنت را به عنوان ضعیف ترین عضو مجموعه ی ایمپلنت کاهش می دهد اما ممکن است موجب افزایش احتمال شکست ناشی از خستگی در اباتمنت و فیکسچر و نیز تحلیل استخوان اطراف گردد.

کلیدواژه‌ها

موضوعات


عنوان مقاله [English]

Dynamic Analysis on the Effect of the Increased Vertical Height of the Crown on the Maximum Stress Imposed on the Abutment Screw and the Bones Surrounding Short Implants in the Posterior Mandibular Region: A Finite Element Analysis

نویسندگان [English]

  • Mojtaba Hossein Nattaj Miandeh 1
  • Monire Nili Ahmadabadi 2
  • Meysam Mahabadi 3
1 Postgraduate Student, Department of Prosthodontics, Dental School, Isfahan (Khorasgan) Branch, Islamic Azad University, Isfahan, Iran
2 Associate Professor, Department of Prosthodontics, Dental School, Isfahan (Khorasgan) Branch, Islamic Azad University, Isfahan, Iran
3 Assistant Professor, Department of Prosthodontics, Dental School, Isfahan (Khorasgan) Branch, Islamic Azad University, Isfahan, Iran
چکیده [English]

Introduction: Short implants are used in the posterior mandible where the bone is insufficient. In these cases, the clinical crown is often made to match the level of the occlusal. As a result, the length of the lever arm and the stress of the implant complex, as well as the surrounding bone, are increased leading to the biomechanical problems. The purpose of this study was to evaluate dynamically the effect of increasing crown height space on the maximum stress induced in the abutment screw and the surrounding bone of the short dental implants in the posterior mandible using finite element analysis.
Materials and Methods: Mandibular bone resorption in the posterior region, second premolar with three-crown lengths of 8.8, 11.2, and 13.6, two implants of 4 and 8 mm, two abutments, and two abutment screws were modeled using Solidworks software in this laboratory experimental study. In addition, Abacus software was used to the dynamic reconstruction of screw tightening and external load at an angle of 75.8 degrees with the occlusal plane. The stress values were calculated for the screw, abutment, fixture, and bone.
Results: In both 4- and 8-mm implants, the increased vertical height of the crown decreased the stress on the abutment screw and increased the stress on the abutment and fixture. For a 4-mm implant, the stress to the abutment screw at all three heights was less than 8 mm. At all heights, the stress values to the abutment and the fixture were more than 8mm for the 4-mm implant. The increased vertical height of the crown resulted in an increase in compressive and tensile stress in the surrounding bone for both 4-mm and 8-mm implants. The magnitude of these stresses in the 4-mm implant was more than 8 mm.
Conclusions:  Increased vertical height of the crown and crown-to-implant ratio reduced the stress on abutment screws as the weakest member of the implant. However, it probably increased the failure due to fatigue in the abutment and fixture as well as bone resorption.

کلیدواژه‌ها [English]

  • Abutment screw
  • Finite element analyses
  • Implant
  • Vertical height of the crown

مقدمه

متداول ترین روش اتصال اباتمنت به ایمپلنت استفاده از پیچ اباتمنت است.(2و1) شل‌شدن پیچ، یکی از شایع ترین مشکلات در پروتزهای متکی بر ایمپلنت بخصوص در سال اول می باشد(4و3) که رابطه مستقیمی با کانتی لورهای مزیودیستالی در ایمپلنت‌های خلفی دارد.(5) با سفت کردن پیچ یک نیروی پره لود ایجاد می شود که با گشتاور اعمال شده برای سفت کردن پیچ، متناسب است. برای دستیابی به یک اتصال پایدار بین اعضای ایمپلنت و نیز انتقال یکنواخت نیروها به ایمپلنت و استخوان اطراف، نیروی پریلود باید از نیروهای خارجی بزرگتر باشند.(7و6)

در خلف مندیبل، کانال عصب آلوئولار تحتانی معمولا بیش از mm10 بالای لبه ی تحتانی بدنه قرار دارد و تنها در  50 درصد موارد ارتفاع استخوان از mm6 بیشتر است. کاربرد ایمپلنت های کوتاه به دلیل قرار دادن آسان تر در شرایط وجود محدودیت های آناتومیکی و همچنین زمان و هزینه ی کمتر درمان در حال افزایش است.(9و8) منطق بیومکانیکی استفاده از ایمپلنت کوتاه این است که قسمت کرستال بدنه‌ی ایمپلنت بیشترین نیرو را تحمل می‌کند.(10) بنابراین طول ایمپلنت عامل تعیین کننده ای در توزیع نیروها در محل تماس ایمپلنت و استخوان نمی باشد. هنگام استفاده از ایمپلنت‌های کوتاه در استخوان تحلیل یافته ی خلف مندیبل، نسبت طول تاج به ایمپلنت  برای ایجاد اکلوژن مناسب افزایش مییابد که تحت نیروهای مایل منجر به تجمع استرس در ایمپلنت و استخوان اطراف می گردد.(13-8)

طول‌های بلند تاج باعث کانتی‌لورهای عمودی و افقی بزرگتر می شود.(15و14) در نتیجه مشکلاتی از قبیل تحلیل استخوان، شکستن و شل‌شدن پیچ افزایش می‌یابد. از طرف دیگر احتمال شکست در ایمپلنت ­های کوتاه ­تر، به دلیل ایجاد تنش و کرنش بیشتر در استخوان، بیشتر است.(20-16) افزایش ارتفاع عمودی تاج در مقایسه با کاهش طول ایمپلنت مخرب‌تر است. به دلیل تمرکز بیشتر نیروها در استخوان کرستال و توزیع غیریکنواخت آنها در طول ایمپلنت، افزایش طول ایمپلنت نمی‌تواند اثر افزایش طول تاج را جبران نماید. از این رو ارتفاع عمودی تاج به تنهایی مهم تر از نسبت طول تاج به ایمپلنت است و باید مستقلا بررسی شود.(21و3)

آنالیز اجزای محدود یک روش مهندسی است که برای محاسبه ی تنش و کرنش در یک جسم توپر به کار می رود. در نتیجه این روش برای بررسی نیروی تماسی در اجزای ایمپلنت دندانی سودمند است.(9)

تاثیر افزایش ارتفاع عمودی تاج و افزایش نسبت طول تاج به ایمپلنت روی توزیع تنش در نواحی غیر قابل دسترس مثل پیچ اباتمنت و مشکلات بیومکانیکی ایمپلنت‌های کوتاه mm4 هنوز با جزئیات، مطالعه نشده است. بررسی فاکتور هایی که توزیع تنش در ایمپلنت های کوتاه را تحت تاثیر قرار می دهند، می تواند اطلاعات ضروری جهت طراحی اجزا، بهبود توزیع تنش و ثبات اتصال به منظور کاهش مشکلات بیومکانیکی ناشی از افزایش ارتفاع تاج را، فراهم نماید. هدف از انجام این مطالعه، بررسی دینامیکی اثر افزایش ارتفاع عمودی تاج بر روی حداکثر تنش در اجزای ایمپلنت های کوتاه mm4 و mm8 (شامل پیچ اباتمنت، اباتمنت و فیکسچر) و استخوان اطراف آنها در ناحیه خلف مندیبل، هنگام وارد کردن نیروهای مایل خارجی به روش آنالیز اجزای محدود بود.

مواد و روش ها

در این مطالعه ی تجربی آزمایشگاهی، ابتدا برای مدل‌سازی استخوان، از یک مندیبل واقعی به شدت تحلیل‌رفته بی‌دندان توسط روش CBCT (Cone Beam Computed Tomography) تصویربرداری شد و فایل DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine) آن استخراج شد. سپس برای تهیه ابر نقاط، فایل DICOM به نرم‌افزار (Materialis, Leuven, Belgium) Mimics V10.01 انتقال داده شد. ابر نقاط از استخوان ترابکولار (900-150 واحد هانزفیلد (HU))، استخوان کورتیکال (HU900-1800) و فرم اولیه تاج (HU2500-3000) تهیه گردید.(22) سپس  با استفاده از ویرایشگر دیجیتالی اَشکال متعلق به نرم‌افزار (Dassault systems, Vélizy-Villacoublay,France) Katia  و از طریق اصول مهندسی معکوس، برای استخوان‌ با دو ناحیه کورتیکال و ترابکولار، فایل CAD (Computer aided design)  تهیه شد و برای انتقال به نرم‌افزار (Dassault systems, Vélizy-Villacoublay,France)V6.12  Abaqus مدل‌سازی شد.

اجزای ایمپلنت ها برای شبیه سازی فرآیند سفت کردن پیچ، ایجاد پریلود و استئواینتگریشن به دقت مدل سازی شد. مجموعه‌ی ایمپلنت mm4 شامل فیکسچر استرامن (SLActive 144.0351; Institute Straumann, Waldenburg, Germany) با طول mm4 و قطر mm1/4،اباتمنت UCLA (048.642; RN SynOcta gold abutment) و پیچ اباتمنت (048.356; SynOcta basal screw) بود. مجموعه ایمپلنت mm8 شامل فیکسچر استرامن (SLA 043.031S; Institut Straumann, Waldenburg, Germany) با طول mm8 و قطر mm1/4، اباتمنت UCLA (048.642; RN SynOcta gold abutment) و پیچ اباتمنت (048.356; SynOcta basal screw) بود. از نرم‌افزار (Dassault systems, Vélizy-Villacoublay, France) SolidWorks برای تهیه فایل CAD مجموعه ایمپلنت استفاده شد و با فرمت خروجی SATبه نرم‌افزار Abaqus انتقال داده شد. به منظور المان‌بندی تمامی مدل‌ها از تکنیک فری مش با هندسه تتراهدرال با مرتبه خطی استفاده شد. تعداد المان‌های مدل های فیکسچر، اباتمنت و پیچ اباتمنت در جدول 1 آمده است.


 

 

جدول 1 : تعداد المان‌های تتراهدرال در اعضای ایمپلنت 4 و 8 میلیمتری

 

ایمپلنت کوتاه mm4

ایمپلنت کوتاه mm8

ارتفاع تاج (mm)

8/8

2/11

6/13

8/8

2/11

6/13

فیکسچر

84528

ـــ

ـــ

78774

ـــ

ـــ

پیچ اباتمنت

34881

ـــ

ـــ

32303

ـــ

ـــ

اباتمنت

39700

ـــ

ـــ

38539

ـــ

ـــ

پرسلن

28301

29314

33889

24123

29229

33889

فریم+اباتمنت

56010

62757

64533

19350

25961

34098

 

 

 

 


برای مدل سازی، دندان پره ‌مولار دوم با سه ارتفاع عمودی تاج مختلف و تهیه فایل CAD از نرم‌افزار SolidWorks (Dassault systems, Vélizy-Villacoublay, France) استفاده شد. برای هر دو ایمپلنت با استفاده از فرم اولیه ی دندان ها و با مقیاس گذاری مناسب در راستای محور طولی، لینگوالی و مزیودیستالی، ارتفاع سطح اکلوزال دندان تا کرست استخوان (ارتفاع عمودی تاج) در سه ارتفاع 8/8، 2/11 و 6/13 میلی‌متر شبیه سازی شد. مقادیر نسبت طول تاج به ایمپلنت برای ایمپلنت mm4 برای سه ارتفاع عمودی تاج 8/8، 2/11 و 6/13 به ترتیب 2/2، 8/2 و 4/3 و این مقادیر برای ایمپلنت mm8 به ترتیب 1/1، 4/1 و 7/1 بود.

اباتمنت و فریم به صورت یکپارچه مدل سازی شد. جنس فریم و اباتمنت هر دو از طلای مورد استفاده در دندانپزشکی بود. همچنین به منظور دسترسی به پیچ اباتمنت از سطح اکلوزال، یک سوراخ در امتداد پیچ اباتمنت برای پرسلن و فریم در نظر گرفته شد (تصویر 1 و 2). مدل‌ها به محیط نرم‌افزار Abaqus (Dassault systems, Vélizy-Villacoublay, France) انتقال داده شدند. تعداد المان‌های پرسلن، اباتمنت و فریم برای هر دو ایمپلنت در جدول 1 ارائه شده است.

خصوصیات همه مواد به صورت همگن و ایزوتروپیک در نظر گرفته شدند. برای اعضای ایمپلنت شامل فیکسچر، پیچ اباتمنت، اباتمنت و فریم، رفتار مکانیکی مواد در دو ناحیه الاستیک و پلاستیک در نظر گرفته شد. ولی رفتار مکانیکی برای استخوان و پرسلن به دلیل ترد بودن، فقط در ناحیه الاستیک در نظر گرفته شد. خصوصیات مکانیکی مواد مورد استفاده برای آنالیز اجرای محدود در جدول 2 نشان داده شده است.(24-23و9)


 

 

 

جدول 2 : خصوصیات مکانیکی مواد مورد استفاده برای آنالیز اجزای محدود

 

مدول یانگ (گیگاپاسکال) (GPa)

ضریب پوآسان

چگالی

(گرم بر سانتی متر)(g/cm)

استحکام شکست (مگاپاسکال) (MPa)

تغییر طول (%)

طلا

136

37/0

5/17

765

10 حداقل

تیتانیوم گرید 4

110

34/0

5/4

550

15 حداقل

استخوان کورتیکال

7/13

30/0

3

190

2 حداکثر

استخوان ترابکولار

37/1

30/0

3

10

2 حداکثر

پرسلن

9/68

28/0

44/2

145

2 حداکثر


 

 

 


از آنجایی که شرایط استئواینتگریشن در نظر گرفته شده است، لذا تماس بین سطوح ایمپلنت-استخوان و پرسلن-فریم به صورت گره (جوش) در نظر گرفته شد.(9) شرایط اولیه قرارگیری پیچ اباتمنت در داخل مجموعه ایمپلنت به صورت کاملاً محکم بود. برای کلیه سطوح تماسی بین اعضای ایمپلنت، برای مرحله سفت‌کردن پیچ، مقدار ضریب اصطکاک جنبشی (kµ)، 0/12، و برای مرحله اعمال نیرو، مقدار ضریب اصطکاک ایستایی (sµ)، 0/16 در نظر گرفته شد که کمی بیشتر از ضریب اصطکاک جنبشی بود (88/87). سطح مقطع مدل‌های CAD هر دو ایمپلنت همراه با مجموعه پروتزی با چهار ارتفاع عمودی تاج مختلف در تصاویر 1 و 2 نشان داده شده است.

 

 

تصویر 1 : سطح مقطع سه بعدی مجموعه اعضای ایمپلنت 4

میلی متری

 

 

تصویر 2 : سطح مقطع سه بعدی مجموعه اعضای ایمپلنت 8

میلی متری

 

به منظور کاهش تعداد اجزای آنالیز، استخوان در نقاطی که در تصویر 3 نشان داده شده است، برش داده شد و کوچک گردید. ایمپلنت در ناحیه پره ‌مولار دوم مندیبل به صورت عمود بر استخوان قرار داده شد. شبیه‌سازی‌های دینامیکی در نرم‌افزار Abaqus (Dassault systems, Vélizy-Villacoublay, France) انجام شد و از المان تتراهدرال برای المان‌بندی کل مدل‌ها استفاده شد. شبیه سازی شامل دو مرحله بود؛ در مرحله‌ ابتدائی برای دستیابی به گشتاور توصیه شده ی N/cm35 و در نتیجه دستیابی به یک کلمپ مناسب، پیچ اباتمنت توسط آچار به اندازی کافی چرخانده شد. در مرحله بعدی آچار حذف شد و سه نیروی خارجی اگزیال (N6/114)، باکولینگوال (N1/17) و مزیودیستال (N4/23) با میانگین N2/118 و با زاویه 8/75 درجه نسبت به صفحه اکلوزال (با توجه به اینکه تمایل محوری مزیال و لینگوال ایمپلنت 9 درجه است)، به رأس کاسپ باکال در مدت زمان 5/0 ثانیه اعمال شد.(تصویر 3)(25و9) مدت زمان اعمال نیرو یکی از پارامترهای مهم تاثیرگذار در فرآیند تحلیل می‌باشد. این زمان بر اساس مطالعه ی Po و همکاران(26) انتخاب شد که نشان می دهد، هر چرخه ی جویدن تقریباً 5/0 ثانیه طول می کشد.

یافته ها

نتایج آنالیز برای هر دو ایمپلنت نشان می دهد، حداکثر مقدار گشتاور آچار در مرحله سفت‌کردن پیچ برابر N/cm35 است که همان گشتاور توصیه شده ی کارخانه می‌باشد. همچنین در این مرحله، مقادیر گشتاور کونیکال و رزوه ای به ترتیب N/cm2/26 و N/cm8/8 می‌باشند.

در مرحله دوم، با حذف آچار و اعمال نیروی خارجی، گشتاور آچار برای هر دو ایمپلنت میرا شده و حذف می‌شود. مقادیر گشتاور کونیکال و رزوه ای با یکدیگر مساوی اما در خلاف جهت یکدیگر شدند، بنابراین همدیگر را خنثی کردند (تصویر 4).

مقادیر پریلود (کششی) و نیروی کلمپ (فشاری) در انتهای فرایند سفت‌کردن پیچ (مرحله اول) در همه حالت‌های زاویه فیکسچر، N487 بود. در مرحله دوم، با حذف آچار و اعمال نیروی خارجی، که هم جهت با نیروی کلمپ و در خلاف جهت با پریلود بود، اندازه مقادیر حداقل پریلود و حداکثر نیروی کلمپ برای حالت قرارگیری عمودی برای هر دو ایمپلنت برابر 486 و 562- نیوتن بود (نمودار 1، تصویر 5 و جدول 3).

 

 

 

تصویر 3 : مدل های سه بعدی مجموعه ی ایمپلنت های با ارتفاع تاج متفاوت، احاطه شده با استخوان کورتیکال و ترابکولار به روش اجزای محدود. بارگذاری ایمپلنت ها در سه جهت اگزیال، باکولینگوال و مزیودیستال انجام شده است.

 

 

 

 

تصویر 4 : مکان و جهت گشتاورها در پیچ اباتمنت

 


 

 

 

 

نمودار 1 : مقادیر پریلود و نیروی کلمپ بر تابعی از زمان


تصویر 5 : راستای پریلود (فلش قرمز)، نیروی کلمپ (فلش سبز) و مولفه محوری نیروی خارجی (فلش آبی)

 

جدول 3 : توزیع مقادیر پریلود و نیروی کلمپ در ارتفاع‌های مختلف تاج ایمپلنت ها

 

پره لود (نیوتن)(N)

نیروی کلمپ (نیوتن)(N)

ارتفاع عمودی تاج (mm)

حداقل

میانگین

حداکثر

دامنه تغییرات

حداکثر

میانگین

حداقل

دامنه تغییرات

8/8

469

478

487

18

677-

590-

503-

174

2/11

463

478

493

30

720-

590-

460-

260

6/13

452

478

504

52

773-

590-

407-

366

 

 


در هر دو ایمپلنت، با افزایش ارتفاع عمودی تاج، مقدار تنش مایزز در پیچ اباتمنت کاهش یافت. همچنین در ایمپلنت mm4، با افزایش ارتفاع عمودی تاج، کاهش تنش مایزز در پیچ اباتمنت با نرخ بیشتری نسبت به ایمپلنت mm8 اتفاق افتاد. مقادیر تنش پیچ اباتمنت در محل بیشترین اثر نیروی خارجی، در هر سه ارتفاع عمودی تاج، برای ایمپلنت mm8 نسبت به ایمپلنت mm4، بیشتر بود. (جدول 4 و تصویر 6).

در هر دو ایمپلنت با افزایش ارتفاع عمودی تاج، مقادیر تنش مایزز در اباتمنت-فریم افزایش یافت. همچنین مقادیر تنش مایزز در اباتمنت-فریم ایمپلنت mm4 نسبت به ایمپلنت mm8 در هر سه ارتفاع عمودی تاج، بیشتر (تقریبا دو برابر) بود (جدول 5 و تصویر 7).


 

جدول 4 : مقادیر تنش مایزز در پیچ اباتمنت ایمپلنت ها در محل بیشترین اثر نیروی خارجی بر حسب مگاپاسکال در مرحله سفت کردن پیچ (مرحله اول) و وارد کردن نیروی مایل خارجی (مرحله دوم)

ارتفاع عمودی تاج (mm)

ایمپلنت mm4

ایمپلنت mm8

مرحله 1

مرحله 2

مرحله 1

مرحله 2

8/8

(MPa)550

(MPa)6/401

540(MPa)

453(MPa)

2/11

550(MPa)

(MPa)8/371

540(MPa)

451(MPa)

6/13

550(MPa)

(MPa)2/317

540(MPa)

443(MPa)

 

 

 

 

 

 

الف                                   ب


تصویر 6 : نمای شماتیک توزیع تنش مایزز در پیچ اباتمنت ایمپلنت mm4 (الف) و ایمپلنت mm8 (ب) (رنگ بندی بر اساس بزرگی مقادیر تنش به ترتیب: قرمز، نارنجی، زرد، سبز و آبی می باشد

 


جدول 5 : مقادیر تنش مایزز در اباتمنت-فریم ایمپلنت ها در محل بیشترین اثر نیروی خارجی بر حسب مگاپاسکال در مرحله سفت کردن پیچ (مرحله اول) و وارد کردن نیروی مایل خارجی (مرحله دوم)


ارتفاع عمودی تاج (mm)

ایمپلنت mm4

ایمپلنت mm8

مرحله 1

مرحله 2

مرحله 1

مرحله 2

8/8

(MPa)172

(MPa)6/237

90(MPa)

(MPa)5/125

2/11

172(MPa)

(MPa)6/261

90(MPa)

(MPa)5/135

6/13

172(MPa)

(MPa)4/287

90(MPa)

151(MPa)

 

 

 

 

 

 

الف                                              ب

تصویر 7 : نمای شماتیک توزیع تنش مایزز در اباتمنت-فریم ایمپلنت mm4 (الف) و ایمپلنت mm8 (ب) (رنگ بندی بر اساس بزرگی مقادیر تنش به ترتیب: قرمز، نارنجی، زرد، سبز و آبی می باشد.)

 


بیشترین مقدار تنش مایزز در فیکسچر mm8 مربوط به ارتفاع تاج mm6/13 و کمترین تنش مربوط به ارتفاع تاج mm8/8 بود. اما در فیکسچر mm4، بیشترین مقدار تنش مربوط به ارتفاع mm2/11 و کمترین مقدار مربوط به ارتفاع mm8/8 بود. همچنین مقادیر تنش مایزز در هر سه ارتفاع عمودی تاج، برای فیکسچر mm4 نسبت به فیکسچر mm8 بیشتر بود (جدول 6 و تصویر 8).

مقادیر حداکثر تنش فشاری به استخوان اطراف هر دو ایمپلنت با افزایش ارتفاع عمودی تاج افزایش یافت. همچنین حداکثر تنش فشاری در اطراف استخوان ایمپلنت mm4 بیشتر از ایمپلنت mm8 بود (جدول 7 و تصویر 9).


 

 

جدول 6 : مقادیر تنش مایزز در فیکسچر ایمپلنت ها در محل بیشترین اثر نیروی خارجی بر حسب مگاپاسکال در مرحله سفت کردن پیچ (مرحله اول) و وارد کردن نیروی مایل خارجی (مرحله دوم)

ارتفاع عمودی تاج (mm)

ایمپلنت mm4

ایمپلنت mm8

مرحله 1

مرحله 2

مرحله 1

مرحله 2

8/8

202(MPa)

(MPa)6/348

180(MPa)

(MPa)6/266

2/11

202(MPa)

(MPa)9/514

180(MPa)

278(MPa)

6/13

202(MPa)

(MPa)4/491

180(MPa)

(MPa)5/291

 

 

 

 

 

 

 

 

 

الف                                                 ب

تصویر 8 : نمای شماتیک توزیع تنش مایزز در فیکسچر ایمپلنت کوتاه mm4 (الف) و ایمپلنت mm8 (ب) (رنگ بندی بر اساس بزرگی مقادیر تنش به ترتیب: قرمز، نارنجی، زرد، سبز و آبی می باشد.)

 

جدول 7 : مقادیر حداکثر تنش فشاری در استخوان اطراف ایمپلنت 4 و 8 میلی متری بر حسب مگاپاسکال در مرحله سفت کردن پیچ (مرحله اول) و وارد کردن نیروی مایل خارجی (مرحله دوم)

ارتفاع عمودی تاج (mm)

ایمپلنت mm4

ایمپلنت mm8

مرحله 1

مرحله 2

مرحله 1

مرحله 2

8/8

14-(MPa)

73-(MPa)

14-(MPa)

47-(MPa)

2/11

5/15-(MPa)

98-(MPa)

5/15-(MPa)

53-(MPa)

6/13

15-(MPa)

121-(MPa)

15-(MPa)

61-(MPa)

 

 

 

 

 

 

 

الف                                       ب

تصویر 9 : نمای شماتیک توزیع تنش فشاری در استخوان اطراف ایمپلنت mm4 (الف) و ایمپلنت mm8 (ب) (رنگ بندی بر اساس بزرگی مقادیر تنش به ترتیب: سبز، زرد و نارنجی می باشد

 


مقادیر حداکثر تنش کششی به استخوان اطراف هر دو ایمپلنت با افزایش ارتفاع عمودی تاج افزایش یافت. هم چنین حداکثر تنش کششی در اطراف استخوان ایمپلنت mm4 بیشتر از mm8 بود. بنابراین نتایج بدست آمده در مورد حداکثر تنش فشاری و کششی استخوان با افزایش ارتفاع عمودی تاج، مشابه یکدیگر بود (جدول 8 و تصویر 10).

بحث

موفقیت درمان ایمپلنت نه تنها به استئواینتگریشن بلکه همچنین به جنبه های بیومکانیکی وابسته است.(27) ارتفاع عمودی تاج بیش از حد می تواند مقدار نیرو و تنش وارد بر ایمپلنت و استخوان احاطه کننده را از طریق مکانیسم اهرمی افزایش دهد.(15و12) بعلاوه ارتفاع عمودی تاج بزرگتر همراه با طول های کوتاه تر ایمپلنت ممکن است موجب تنش بیشتر گردد.(11) یک ایمپلنت کوتاه تر در مقایسه با ایمپلنت بلندتر با طول تاج یکسان، نسبت طول تاج به ایمپلنت بزرگتری دارد. بنابراین در ایمپلنت های کوتاه عوارض بیومکانیکی باید پیش بینی گردد. با این حال تحقیقات قبلی نشان داده اند که ایمپلنت های کوتاه بدون در نظر گرفتن نسبت طول تاج به ایمپلنت از نظر بالینی موفق هستند.(28) بر اساس نتایج یک مطالعه ی آنالیز اجزای محدود، افزایش ارتفاع عمودی تاج، به ویژه تحت نیروهای مایل، می تواند تاثیر مخربی بر توزیع استرس روی پیچ داشته باشد.(12) Urdaneta و همکارانش(29) 326 ایمپلنت با میانگین نسبت طول تاج به ایمپلنت 6/1 را مورد بررسی قرار دادند. نتایج این مطالعه نشان داد که نسبت طول تاج به ایمپلنت بیش از حد، تاثیر منفی بر تحلیل استخوان اطراف ایمپلنت ندارد اما موجب عوارض پروتزی قابل توجهی مثل شل شدن پیچ، شکستن اجزای ایمپلنت و پریدگی پرسلن می گردد.

در مرحله ی اول این مطالعه، گشتاور رزوه ای در نتیجه مقاومت چرخشی بین سطوح پیچ اباتمنت و اباتمنت ایجاد شد. همچنین گشتاور کونیکال در نتیجه مقاومت چرخشی بین سطوح پیچ اباتمنت و فیکسچر بوجود آمد. مجموع مقادیر این گشتاورها با گشتاور توصیه شده ی سازنده مطابقت داشت. در این مرحله مقادیر پره لود یا تنش کشش در مقطع عرضی پیچ اباتمنت و نیروی کلامپ یا تنش فشاری در سطح مقطع عرضی سطوح تماسی برابر، اما در جهت عکس بود و نیز توزیع یکنواخت داشت. بنابراین اجزای هر دو ایمپلنت در معرض تنش قرار گرفتند.

Jorn و همکارانش(30) اظهار کردند که برای بررسی ایمپلنت دندانی با شرایط واقعی، پره لود پیچ باید مورد توجه قرار گیرد. برای مطالعه اثر دینامیک ارتفاع عمودی تاج بر تمام اجزای ایمپلنت، باید یک مجموعه پایدار بدست آید. هدف از استفاده از گشتاور توصیه شده، ایجاد یک پره لود و نیروی کلامپ قابل قبول برای دستیابی به یک اتصال پایدار و در نتیجه تشکیل مجموعه ایمپلنت بود. این اتصال پایدار بدرستی بارهای خارجی را تحمل می کند.(7و6) مطالعات قبلی نشان می دهد که اجزای ایمپلنت، اغلب بیش از 80 درصد بار اضافی را تحمل می کنند.(31)


 

جدول 8 : مقادیر حداکثر تنش کششی در استخوان اطراف ایمپلنت 4 و 8 میلی متری بر حسب مگاپاسکال در مرحله سفت کردن پیچ (مرحله اول) و وارد کردن نیروی مایل خارجی (مرحله دوم)

ارتفاع عمودی تاج (mm)

ایمپلنت mm4

ایمپلنت mm8

مرحله 1

مرحله 2

مرحله 1

مرحله 2

8/8

(MPa)8/10

(MPa)5/41

(MPa)8/10

(MPa)4/30

2/11

(MPa)2/10

(MPa)5/65

(MPa)2/10

(MPa)6/33

6/13

(MPa)2/9

102(MPa)

(MPa)2/9

(MPa)9/40

 

 

 

 

 

الف                       ب

تصویر 10 : نمای شماتیک توزیع تنش کششی در استخوان اطراف ایمپلنت mm4 (الف) و ایمپلنت mm8 (ب) (رنگ بندی بر اساس بزرگی مقادیر تنش به ترتیب: قرمز، نارنجی، زرد، سبز و آبی می باشد.)

 


در مرحله دوم، گشتاور آچار حذف شد و در هر دو ایمپلنت، گشتاور کونیکال و رزوه ای یکدیگر را خنثی کردند. هنگامی که یک نیروی خارجی مایل به اندازه N2/118  با زاویه 8/75 درجه نسبت به پلن اکلوزال اعمال شد، N112 از نیروی محوری موثر به محل اتصال منتقل شد که 6/19 درصد از آن (معادل N22) به پیچ اباتمنت وارد شد و 4/80 درصد از آن (معادل N90) به سایر اجزا شامل اباتمنت و فیکسچر وارد شد. به دلیل اینکه نیروی فشاری خارجی در جهت مخالف پره لود اما هم جهت با نیروی کلامپ بود، با افزایش ارتفاع عمودی تاج، در هر دو ایمپلنت، بار روی پیچ کاهش یافت و بار روی اباتمنت و فیکسچر افزایش یافت.

با افزایش تنش و نیروی غیرمتعارف، احتمال شل شدن و شکستن پیچ افزایش می یابد. در یک مطالعه، شکست ناشی از خستگی به افزایش دامنه ی تغییرات نیروها و شل شدن پیچ به کاهش متوسط بار پیچ نسبت داده شده است.(31) در مرحله ی دوم این مطالعه، توزیع بار پیچ و بار روی اباتمنت و فیکسچر در مقطع عرضی براساس مکانیسم خمش در مقایسه با مرحله ی اول غیریکنواخت بود. همزمان استرس در یک طرف محور خنثی افزایش و در طرف دیگر کاهش یافت. در پیچ اباتمنت افزایش تنش ناشی از نیروی خمش در یک طرف محور خنثی، تقریبا با کاهش تنش ناشی از کاهش بار پیچ به اندازه N22 خنثی شد. این موضوع حتی در ارتفاع عمودی تاج mm6/13 هم صادق بود. با این وجود کاهش تنش ناشی از نیروی خمش در طرف دیگر محور خنثی در کنار کاهش تنش ناشی از کاهش بار پیچ، می تواند یک عیب در نظر گرفته شود، زیرا که ممکن است موجب افزایش احتمال شل شدن پیچ و شکست ناشی از خستگی گردد. در اباتمنت و فیکسچر، افزایش تنش ناشی از نیروی خمش در یک طرف محور خنثی در کنار افزایش تنش ناشی از افزایش بار روی اباتمنت و فیکسچر به اندازه 90 نیوتن، می تواند باعث شکستگی شود.

با افزایش ارتفاع عمودی تاج در هر دو ایمپلنت، تنش در فیکسچر و فریم-اباتمنت و استخوان اطراف ایمپلنت افزایش، اما تنش در پیچ اباتمنت کاهش می یابد. همچنین تنش در پیچ اباتمنت ایمپلنت mm4 برای همه ی مقادیر ارتفاع عمودی تاج نسبت به ایمپلنت mm8 کمتر بود و تنش در اباتمنت و فیکسچر ایمپلنت mm4 برای همه ی مقادیر ارتفاع عمودی تاج، نسبت به ایمپلنت mm8 بیشتر بود. در ایمپلنت mm4 با افزایش ارتفاع عمودی تاج، تنش مایزز در پیچ اباتمنت، 21 درصد کاهش، در فریم اباتمنت 3/17 درصد افزایش و در فیکسچر 29 درصد افزایش یافت. در ایمپلنت mm8 با افزایش ارتفاع عمودی تاج، تنش مایزز در پیچ اباتمنت، 2/2 درصد کاهش، در فریم-اباتمنت 8/16 درصد افزایش و در فیکسچر 5/8 درصد افزایش یافت. بنابراین اگرچه افزایش ارتفاع عمودی تاج و نسبت طول تاج به ایمپلنت تنش وارد بر پیچ اباتمنت را به عنوان ضعیف ترین عضو مجموعه ی ایمپلنت کاهش می دهد، اما ممکن است موجب افزایش شکست ناشی از خستگی در اباتمنت و فیکسچر گردد. بنابراین مشکلات احتمالی باید پیش بینی گردد.

در این مطالعه تمرکز تنش در پیچ اباتمنت هر دو ایمپلنت با افزایش ارتفاع تاج کمی کاهش یافت. با افزایش ارتفاع عمودی تاج، به سایر قسمت ها به طور فزاینده ای فشار بیشتری وارد می شود که ممکن است کاهش جزئی تنش در پیچ را توجیه کند. با این وجود این نتیجه در تضاد با نتایج مطالعه ی deMoraes و همکاران(27) بود که گزارش کرد، با افزایش ارتفاع عمودی تاج، تمرکز تنش در پیچ افزایش می یابد. هر چند در این مطالعه نیروی خارجی بدون در نظر گرفتن پره لود به ایمپلنت وارد شد که می تواند توجیه کننده تفاوت در نتایج باشد. در مطالعه ی Bulaqi و همکاران(9)، که نیروی مایل با در نظر گرفتن پره لود به ایمپلنت mm8 وارد شد با افزایش ارتفاع عمودی تاج، تمرکز تنش در پیچ اباتمنت کاهش یافت که در توافق با نتایج مطالعه ی حاضر می باشد.

در مطالعه ی دیگری، افزایش شدید تنش و شکستن پیچ اباتمنت با اعمال نیروهای خارج محوری گزارش شده است.(32) تفاوت در نتایج مطالعات مختلف ممکن است ریشه در استفاده از روش های مختلف انجام مطالعه، اعم از آنالیز اجزای محدود یا بالینی و نیز استفاده از برندهای مختلف ایمپلنت با اشکال، زوایا و درجات سختی متنوع و همچنین به کار بردن زوایای متفاوت اعمال بار داشته باشد. همچنین در اکثر مطالعات دیگر، نیروی خارجی بدون در نظر گرفتن پره لود به ایمپلنت وارد شد(27و12) که می تواند توجیه کننده ی تفاوت در نتایج باشد.

در این شبیه سازی، پیچاندن پیچ باعث ایجاد تنش فشاری و کششی اندکی در استخوان اطراف گردید که در نتیجه ی ریمادلینگ استخوان کاهش یافت. این تنش باقی مانده کم بود و در این مطالعه در نظر گرفته نشد.

در مرحله ی دوم، در ایمپلنت mm4، افزایش ارتفاع عمودی تاج، موجب افزایش تنش فشاری تا 39 درصد و تنش کششی تا 60 درصد شد. در ایمپلنت mm8 افزایش ارتفاع عمودی تاج موجب افزایش تنش فشاری تا 23 درصد و تنش کششی تا 25 درصد شد. همچنین کاهش اندازه ی ایمپلنت (افزایش نسبت طول تاج به ایمپلنت) موجب افزایش تنش فشاری و کششی در استخوان اطراف ایمپلنت گردید. نتیجه فوق در توافق با نتایج بدست آمده در مطالعه Bulaqi و همکاران(9) می باشد. از طرف دیگر این پرسش که آیا افزایش تنش فشاری و کششی ناشی از افزایش ارتفاع عمودی تاج و نسبت طول تاج به ایمپلنت می تواند منجر به افزایش احتمال تحلیل استخوان اطراف ایمپلنت گردد یا خیر، باید توسط اطلاعات تکمیلی نتایج مطالعات بالینی، پاسخ داده شود. نتایج مطالعه ی بالینی Blanes و همکاران(33) نشان می دهد که افزایش نسبت طول تاج به ایمپلنت تأثیری بر تحلیل استخوان اطراف ایمپلنت ندارد و حتی یک مقاله به نسبت معکوس بین این دو اشاره داشت.

آنالیز اجزای محدود مانند تمام مطالعات شبیه سازی کامپیوتری، محدودیت هایی دارد. برای مثال خواص مواد مورد مطالعه، ایزوتروپیک، هموژن و خطی در نظر گرفته شد که با شرایط بالینی و خواص واقعی بافت استخوان متفاوت است. بنابراین نتایج آن باید توسط مطالعات بالینی تایید گردد.(27) همچنین در این مطالعه تنها از یک سیستم ایمپلنتی برای شبیه سازی ژئومتری اجزا استفاده شد که محدودیت آن عدم امکان مقایسه ی نتایج بین چند سیستم ایمپلنت با ژئومتری های مختلف و نیز تعمیم نتایج است.

نتیجه گیری

تحت نیروی مایل، فریم اباتمنت و فیکسچر، 80 درصد از نیروی محوری خارجی را تحمل می کنند و 20 درصد باقی مانده به پیچ اباتمنت وارد می شود. در هر دو ایمپلنت mm4 و mm8، با افزایش ارتفاع عمودی تاج، تنش وارد بر پیچ اباتمنت کاهش و تنش وارد بر اباتمنت و فیکسچر افزایش می یابد. مقادیر تنش وارد بر پیچ اباتمنت در هر سه ارتفاع عمودی تاج، برای ایمپلنت mm4 کمتر از mm8 است. از طرف دیگر مقدار تنش وارد بر اباتمنت و فیکسچر در هر سه ارتفاع عمودی تاج، برای ایمپلنت mm4 بیشتر از ایمپلنت mm8 بود. با افزایش ارتفاع عمودی تاج تنش فشاری و کششی در استخوان اطراف هر دو ایمپلنت افزایش یافت. مقادیر تنش فشاری و کششی در استخوان اطراف ایمپلنت mm4 بیشتر از ایمپلنت mm8 بود.

تشکر و قدردانی

بدین وسیله از مشاور بخش نرم افزاری تحقیق جناب آقای مهندس حداد عربی بلاغی، جناب آقای مهندس سیدمحمدکاظم پور و مسئول محترم کتابخانه دانشکده دندانپزشکی سرکار خانم راشین یغمایی تقدیر و تشکر به عمل می آید.

1.       Field C, Li Q, Li W, Swain M. Biomechanical response in mandibular bone due to mastication loading on 3-unit fixed partial dentures. J Dent Biomech 2010;2010:902537.
2.       Alkan I, Sertgoz A, Ekici B. Influence of occlusal forces on stress distributionin preloaded dental implant screws. J Prosthet Dent 2004;91(4):319-25.
3.       Iplikcioglu H, Akca K. Comparative evaluation of the effect of diameter, length and number of implants supporting three-unit fixed partial prostheses on stress distribution in the bone. J Dent 2002;30(1):41-6.
4.       Pjetursson BE, Tan K, Lang NP, Bragger U, Egger M, Zwahlen M. A systematic review of the survival and complication rates of fixed partial dentures (FPDs) after an observation period of at least 5 years. Clin Oral Implants Res 2004; 15(6):667-76.
5.       Kim YK, Kim SG, Yun PY, Hwang JW, Son MK. Prognosis of single molarimplants: a retrospective study. Int J Periodontics Restorative Dent 2010;30(4):401-7.
6.       Jorneus L, Jemt T, Carlsson L. Loads and designs of screw joints for single crowns supported by osseointegrated implants. Int J Oral Maxillofac Implants 1992; 7(3):353-9.
7.       Patterson EA, Johns RB. Theoretical analysis ofthe fatigue life of fixture screws in osseointegrated dental implants. Int J Oral Maxillofac Implant 1992; 7(1):26-33.
8.       Quaranta A, Piemontese M, Rappelling G, Sammartino G, Procaccini M. Technical and biological complications related to crown to implant ratio: a systematic review. Implant Dent 2014; 23(2):180-7.
9.       Bulaqi HA, Mousavi Mashhadi M, Safari H, Samandari MM, Geramipanah F. Effect of increasedcrown height on stress distribution in short dental implant components and their surroundingbone: afinite element analysis. JProsthet Dent 2015;113(6):548-57.
10.    Van Oosterwyck H, Duyck J, Vander Sloten J, Van der Perre G, De Cooman M, Lievens S, et al. The influence of bone mechanical properties and implant fixation upon bone loading around oral implants. Clin Oral Implants Res1998; 9(6):407-18.
11.    Himmlova L, Dostalova T, Kacovsky A, Konvickova S. Influence of implantlength and diameter on stress distribution: a finite element analysis.J Prosthet Dent 2004;91(1):20-5.
12.    Moraes SL, Pellizzer EP, Verri FR, Santiago JF Jr, Silva JV. Three-dimensional finite element analysis of stress distribution in retention screws of different crown-implant ratios. Comput Methods Biomech Biomed Engin 2015;18(7):689-96.
13.    Nissan J, Gelfan O, Gross O, Priel I, Gross M, Chaushu G. The effect of crown/implant ratio and crownheight space on stress distribution in unsplinted implant supporting restorations. J Oral Maxillofac Surg 2011;69(7):1934-9.
14.    Nissan J, Gross O, Ghelfan O, Priel I, Gross M, Chaushu G.The effect of splinting implant-supported restorations on stress distribution of different crown-implant ratios and crown height spaces.J Oral Maxillofac Surg 2011; 69(12):2990-4.
15.    English CE. Biomechanical concerns with fixed partial dentures involvingimplants. Implant Dent 1993;2(4):221-42.
16.    Tada S, Stegaroiu R, Kitamura E, Miyakawa O, Kusakari H. Influence of implant design and bone quality on stress/strain distribution in bone around implants: a 3-dimensional finite element analysis. IntJOral Maxillofac Implants2003;18(3):357-68.
17.    Friberg B, Jemt T, Lekholm U. Early failures in 4,641 consecutively placed Branemark dental implants: a study from stage 1 surgery to the connection of completed prostheses. IntJOral Maxillofac Implants 1991;6(2):142-6.
18.    Snauwaert K, Duyck J, van Steenberghe D, Quirynen M, Naert I. Time dependent failure rate and marginal bone loss of implant supported prostheses: a 15-year follow-up study. ClinOral Investig 2000;4(1):13-20.
19.    Romeo E, Bivio A, Mosca D, Scanferla M, Ghisolfi M, Storelli S. The use of short dental implants in clinical practice: literature review. Minerva Stomatol 2010;59(1-2):23-31.
20.    Lee JH, Frias V, Lee KW, Wright RF. Effect of implant size and shape on implant success rates: a literature review. J Prosthet Dent 2005;94(4):377-81.
21.    Satoh T, Maeda Y, Komiyama Y. Biomechanical rationale for intentionally inclined implants in the posterior mandible using 3D finite element analysis. Int J Oral Maxillofac Implants 2005;20(4):533-9.
22.    Papakostas GI, McGrath P, Stewart J, Charles D, Chen Y, Mischoulon D,et al. Psychic andsomatic anxiety symptoms as predictors of response tofluoxetine in major depressive disorder. Psychiatry Res 2008;161(1):116-20.
23.    Borchers L, Reichart P. Three-dimensional stress distribution around a dentalimplant at different stages of interface development. J Dent Res 1983;62(2):155-9.
24.    Lewinstein I, Banks-Sills L, Eliasi R. Finite element analysis of a new system(IL) for supporting an implant-retained cantilever prosthesis. Int J OralMaxillofac Implants 1995;10(3):355-66.
25.    Mericske-Stern R, Zarb GA. In vivo measurements of some functional aspects with mandibular fixed prostheses supported by implants. Clin OralImplants Res 1996;7(2):153-61.
26.    Po JM, Kieser JA, Gallo LM, Tesenyi AJ, Herbison P, Farella M.Time-frequency analysis of chewing activity in the natural environment.J Dent Res 2011;90(10):1206-10.
27.    de Moraes SL, Verri FR, Santiago JF Jr, Almeida DA, de Mello CC, Pellizzer EP. A 3-D finite element study of the influence of crown-implant ratio on stress distribution. Braz Dent J 2013;24(6):635-41.
28.    Tawil G, Aboujaoude N, Younan R. Influence of prosthetic parameters on thesurvival and complication rates of short implants. Int J Oral Maxillofac Implants 2006;21(2):275-82.
29.    Urdaneta RA, Rodriguez S, McNeil DC, Weed M, Chuang SK. The effect ofincreased crown-to-implant ratio on single-tooth locking-taper implants. IntJ Oral Maxillofac Implants 2010;25(4):729-43.
30.    Jorn D, Kohorst P, Besdo S, Rucker M, Stiesch M, Borchers L. Influence oflubricant on screw preload and stresses in a finite element model for a dentalimplant. J Prosthet Dent 2014;112(2):340-8.
31.    Budynas RG, Nisbett JK. Shigley’s mechanical engineering design. 9th ed.New York: McGraw-Hill; 2011. P. 221-35,435-7.
32.    das Neves FD, Fones D, Bernardes SR, do Prado CJ, Neto AJ. Short implants-an analysis of longitudinal studies. Int J Oral Maxillofac Implants 2006; 21(1):86-93.
33.     Blanes RJ. To what extent does the crown–implant ratio affect the survival and complications of implant‐supported reconstructions? A systematic review. ClinOral Implants Res 2009;20(Suppl 4):67-72.