Evaluation of Stress Distribution among Various Designs of a Mandibular Implant-Retained Overdenture with Three Implants by Finite Element Analysis

Document Type : original article

Authors

1 Assistant Professor, Dept of Prosthodontics, School of Dentistry, Ahwaz University of Medical Sciences, Ahwaz, Iran

2 Assistant Professor, Dept of Prosthodontics, School of Dentistry, Kermanshah University of Medical Sciences, Kermanshah, Iran.

3 Orthodontic Resident, School of Dentistry, Ahwaz Jundishapur University of Medical Sciences, Ahwaz, Iran

Abstract

Introduction: because of problems associated with dentures nowadays implant supported overdentures are used widely. Despite the high success of implants, implant failure remains a major challenge. Implant overload is a factor for cortical bone loss and implant failure. This study, evaluated 3 designs used in overdentures with three implants, using finite element analysis for their stress distribution.
Materials & Methods: Using finite element method, a geometrical model of the mandible was produced with CT data and three ITI implants were placed at the midline and at the first premolar teeth. All conditions were simulated using finite element software. Three treatment bar-ball, bar and ball were considered to support the overdenture. Maximum von Mayzz stress levels were compared for all attachments and supporting bone and mandibular flexure attachment was compared in different designs.
Results: Results showed that the greatest amount of stress on the bone was around the upper thread and the neck of the implants. Attachment of the ball and the bar-ball induced the greatest and the least amounts of stress to the bone around the implants respectively. The maximum stress could be seen on the ball attachment in the bar-ball design. The maximum amount of the movement was show in bar-ball attachment.
Conclusions: According to the results, the bar-ball treatment plan with reducing the stability of over denture will reduce the stress around the bone of implant and ball treatment plan with increasing bone stress around the implant will increse the stability of overdenture.

Keywords

Full Text

مقدمه

بیمارانی که از دنچر استفاده می‏کنند، درگیر مشکلات متعددی از جمله کاهش ثبات، تحلیل پیشرونده ریج باقیمانده، کاهش قدرت جویدن و ... می‏شوند. اوردنچرهای فک پایین می‏توانند درمانی موثر برای بیماران بی‏دندان، به ویژه افرادی که مشکلات مداوم در استفاده از پروتزهای بی‏دندانی فک پایین دارند، باشند.(1)

مهمترین مزیت اوردنچرهای متکی به ایمپلنت، حفظ استخوان است. ایمپلنت با توزیع تنش بر استخوان اطراف خود مانع از کاهش تراکم آن می‏گردد و عملکرد طولانی مدت آن به بر هم کنش بیومکانیکی بین استخوان و ایمپلنت وابسته است. علی‏رغم گزارشات فراوان از موفقیت بالای ایمپلنت، از دست رفتن ایمپلنت هنوز به عنوان یک معضل برای بیمار و دندانپزشک باقی است. ارزیابی‏های بیومکانیکی نشان می‏دهند که افزایش نیرو بر روی ایمپلنت، فاکتور مهم در تحلیل استخوان و از دست رفتن ایمپلنت می‏باشد. نیرو استرسی را ایجاد می‏کند که سیستم اتچمنت ایمپلنت و بافت‏های حمایت کننده آن را تحت تاثیر قرار می‏دهد. شدت و میزان تحلیل استخوان توسط مکانیسم‏های انتقال و پخش نیرو در سیستم اتچمنت ایمپلنت قابل کنترل است.(2) هنوز به طور کلینیکی امکان ارزیابی توزیع استرس/استرین اوردنچر در سطح استخوان وجود ندارد؛ بنابراین می‏توان از دیگر روش‏های ارزیابی تنش در استخوان اطراف ایمپلنت دندانی شامل فتوالاستیک، اجزای محدود و اندازه‏گیری کرنش روی سطوح استخوان استفاده کرد. در این میان روش اجزای محدود دارای مزایای فراوانی است. از جمله این مزایا می‏توان به قدرت ارائه دقیق هندسه‏های پیچیده، سهولت در تغییر و تصحیح مدل، نمایش وضعیت درونی تنش و سایر کمیت‏های مکانیکی اشاره کرد.(3)

طراحی ساختار فوقانی، بر بارهای وارد شده به ایمپلنت‏های دندانی و تغییر شکل استخوان فک تاثیر می‏گذارد. Meijer و همکاران(3) به کمک روش اجزای محدود، پژوهشی برای درمان اوردنچر فک پایین بدون دندان انجام دادند. در مطالعه آنها دو ایمپلنت در ناحیه بین دو سوراخ چانه‏ای واقع بودند. ایمپلنت‏ها در یک مدل به کمک Bar به هم متصل شدند و در مدل دیگر به صورت مجزا باقی ماندند. در مطالعه آنها بیشترین مقادیر تنش‏های اصلی استخوان در اطراف گردن ایمپلنت مشاهده شد. همچنین در حالت‏های مختلف بارگذاری، اختلاف قابل توجهی در بیشترین و کمترین تنش‏های اصلی دو مدل حاصل نگردید.

Meijer و همکاران(4) همچنین پژوهشی را بر روی سیستم‏های چهار ایمپلنتی انجام دادند. آنها علاوه بر بررسی دو ساختار فوقانی، تاثیر بارگذاری غیریکنواخت بر توزیع تنش را نیز بررسی کردند. نتایج آنها نشان داد که در صورت تقسیم غیریکنواخت نیرو، بیشترین تمرکز تنش در استخوان اطراف نزدیک ترین ایمپلنت به محل بارگذاری رخ می‏دهد. مقادیر این تنش‏ها در استخوان اطراف ایمپلنت‏های متصل شده با Bar، کمتر از ایمپلنت‏های مجزا بود. Menicucci و همکاران(5) در مطالعه خود علاوه بر موارد مطالعات بالا، مخاط و اوردنچر را نیز به پژوهش خود وارد نمودند. اوردنچر در یک طرح با Bar و در طرح دیگر با Ball نگهداری شد. سیستم ماهیچه‏ای مفروض به گونه‏ای فعال شد که نیروی عمودی 35 نیوتنی را در ناحیه مولر اول سمت چپ وارد کند. نتایج نشان داد که اتصالات Ball، توزیع نیروی مطلوب‏تری را روی مخاط میسر می‏سازند و تنش فون مایزز کمتری را نسبت به Bar در استخوان اطراف ایمپلنت نشان می‏دهند. Chun و همکاران(6) به بررسی چهار اتصال محکم و قابل انعطاف فک بالا پرداختند. تماس بین قسمت مادگی و پایه در اتصال‏های محکم، به صورت Bonded و در اتصال‏های قابل انعطاف، به صورت اصطکاکی شبیه سازی شد. محققان دریافتند که انتقال نیرو در یک سیستم ایمپلنتی به طور قابل ملاحظه‏ای تحت تاثیر نوع اتصال و شرایط فصل مشترک اجزا می‏باشد. Daas و همکاران(7) به بررسی اثر اتصالات Ball محکم و ارتجاعی بر رفتار اوردنچر متکی به ایمپلنت پرداختند. اوردنچر در نواحی دندان‏های نیش نگهداری می‏شد. ماهیچه‏ها به گونه‏ای فعال شدند که نیروهای عکس‏العملی عمودی را در سه موقعیت دندان مولر اول، نیش و ثنایا ایجاد کردند. در مدل ارتجاعی، ناحیه تماس بین اوردنچر و مخاط بزرگ‏تر بود. بنابراین نیروی انتقال یافته به مخاط در این ساختار افزایش یافت. همچنین مقادیر تنش کمتری در استخوان اطراف ایمپلنت‏ها نسبت به طرح محکم مشاهده شد. Prakash و همکاران(8) تنش و انحنای کشسان برای سیستم‏های اوردنچر متکی بر ایمپلنت و اتصال‏های Bar را در سه ساختار مختلف مقایسه نمودند. مدل اول دارای دو ایمپلنت بود که یک Bar آنها را به هم وصل می‏کرد. مدل‏های دوم و سوم هر کدام چهار ایمپلنت داشتند. در مدل دوم، سه Bar هر چهار ایمپلنت را به هم متصل می‏نمود. مدل سوم دارای دو Bar بود که ایمپلنت‏های میانی و دور از مرکز را فقط در طرفین به هم وصل می‏کرد. مدل‏ها تحت شرایط ایستایی بارگذاری شدند. نتایج نشان داد که مقادیر تنش در Bar و فصل مشترک بین استخوان و ایمپلنت، در سیستم‏های چهار ایمپلنتی کمتر از دو ایمپلنتی است. همچنین مدل سوم به عنوان طرح برگزیده انتخاب گردید.

یکی از طرح درمان‏های اوردنچر استفاده از سه ایمپلنت است که در مطالعات کمتر به آن پرداخته شده است. این ایمپلنت‏ها می‏توانند به کمک اتصالات Bar clip، ball یا Bar-ball اوردنچر را نگهداری کنند. هدف از پژوهش حاضر بررسی توزیع تنش حاصل از نیروهای جونده در استخوان، ایمپلنت و سایر اجزای سیستم‏های ذکر شده به کمک روش اجزای محدود بود.

مواد و روش‏ها

در این مطالعه به روش اجزای محدود، ابتدا مدلی سه بعدی از مندیبل، ایمپلنت، اجزای اتچمنت و اوردنچر تهیه گردید و با استفاده از نرم‏افزار اجزای محدود، اجزای مدل بر یکدیگر سوپرایمپوز شدند تا بتواند به عنوان یک جز یکپارچه با مواد مختلف عمل کند. ابتدا مدل هندسی فک پایین به کمک داده‏های سی تی اسکن تولید گردید. عکس‏ها به نرم افزار Rapidform XOR3
(3D system Inc., USA) منتقل شده و در این محیط، تصاویر سه نمای اصلی فک بر یکدیگر مونتاژ گردید تا یک حجم سه بعدی را تشکیل دهند. هندسه سه بعدی فک پایین جهت استفاده در مراحل بعدی به نرم افزار SolidWorks ورژن 2012 وارد شد.

به دلیل پیچیدگی هندسی فک و برای کاهش زمان محاسبات، تفکیک استخوان‏ها فقط در ناحیه زیر اوردنچر صورت گرفت. در سایر قسمت‏ها استخوان به صورت همگن فرض شد. بر اساس پژوهش‏های قبلی، برای استخوان متراکم 2 میلی‏متر ضخامت در نظر گرفته
شد.(11-9و7) در حجم محصور بین استخوان متراکم استخوان اسفنجی قرار داشت. به منظور کاهش زمان محاسبات فقط قسمتی از مخاط که اطراف اوردنچر قرار دارد، به ضخامت 2 میلی‏متر بازسازی شد.(12)

جهت مدل سازی قطعات فلزی از محصولات شرکت Straumann (Switzerland) استفاده گردید.(13) ابعاد قطعات مورد نظر با استناد به کاتالوگ‏های این شرکت به دست آمد. ایمپلنت انتخاب شده از نوع استاندارد با گردن Regular و دارای طول 12 و قطر 4/1 میلی‏متر بود. همچنین فاصله رزوه‏ها و عمق رزوه‏های آن به ترتیب 25/1 و 3/0 میلی‏متر بود.

Retentive Anchor (Ball) بر روی ایمپلنت می‏نشیند و پایه‏ای برای نگهداری اوردنچر در طرح درمان Ball می‏باشد. ارتفاع خارج از ایمپلنت آن 3/4 میلی‏متر می‏باشد. Lamella بخش کروی نگهدارنده را در بر می‏گیرد و قسمت بالایی آن در Housing پیچ می‏شود. Lamella با ارتفاع 2/6 میلی‏متری می‏باشد و Housing دارای قطر و ارتفاع 3/6 و 3/2 میلی‏متر است.

جهت Bar از میله‏ای با مقطع U شکل و عرض و ارتفاع 2/2 و 3 میلی‏متر استفاده شد.

در طرح Bar-ball در وسط هر کدام از میله‏ها یک Ball وجود داشت. در این طرح عرض و ارتفاع مقطع Bar 2/2 و 2/5 میلی‏متر و ابعاد قسمت Ball مانند بخش بالایی نگهدارنده Ball شکل بود.

Abutment در طرح‏های Bar شکل و Bar-ball استفاده شد. قسمت پایینی آن درون ایمپلنت قرار گرفت و بخش بالایی آن به Bar جوش شد. قسمت خارج از ایمپلنت آن 5. 5 میلی‏متر ارتفاع داشت. Clip جهت نگهداری Bar استفاده شد و به کمک بال‏های خود در اوردنچر ثابت شد. ضخامت قسمت U شکل Clip، 3/0 میلی‏متر و بال‏ها 2/0 میلی‏متر بود.

در سه مدل مورد بررسی در این پژوهش، اوردنچر بر سه ایمپلنت تکیه داشت. یک ایمپلنت در میدلاین و دو ایمپلنت در مکان دندان‏های پرمولار اول قرار گرفت. پس از آن با استفاده از قطعات شبیه سازی شده سه طرح درمان، Bar-ball، Bar و Ball در نرم‏افزار SolidWorks مونتاژ شد. تحلیل‏های مکانیکی این پژوهش در محیط نرم‏افزار Ansys Workbench صورت گرفت. قابل ذکر است که در سه طرح مورد بررسی، اوردنچر علاوه بر ایمپلنت‏ها بر مخاط نیز تکیه داشت. با استناد به اطلاعات شرکت سازنده(14) جنس ایمپلنت، Ball، Housing و بخش پایینی Abutment از تیتانیوم خالص درجه 4 در نظر گرفته شد. Bar و  Ball در نگهدارنده Ball و Bar، Clip، Lamella و قسمت بالائی Abutment از نوعی آلیاژ طلا ساخته شد. ویژگی مکانیکی این دو جنس، استخوان متراکم و اسفنجی، مخاط و اوردنچر در جدول 1 مشاهده می‏گردد. برای قسمت‏هایی از مدل فک که تفکیک استخوان‏های متراکم و اسفنجی صورت نگرفته است، خصوصیات مکانیکی با میانگین گیری از ویژگی‏های دو نوع استخوان به دست آمد.


جدول 1 : ویژگی‏های مکانیکی مواد (22و6)

ماده

ضریب کشسان (مگاپاسکال)

نسبت پواسون

مقاومت نهایی(مگاپاسکال)

تیتانیوم درجه 4

114000

3/0

550

آلیاژ طلا

97000

42/0

535

استخوان متراکم

13700

3/0

تحت کشش: 100-51

تحت فشار: 170-133

استخوان اسفنجی

4500

3/0

تحت کشش: 5

تحت فشار: 7/36 -5

استخوان در قسمت تفکیک نشده

4500

3/0

-

مخاط

1

37/0

-

اوردنچر

4500

35/0

-

 تفاوت در تنظیمات تماس، تعیین کننده چگونگی رفتار فصل مشترک اجسام در حال تماس با یکدیگر می‏باشد. روش Augmented Lagrange برای فرموله کردن تماس‏ها انتخاب شد.

تماس‏های موجود بین اجزای مدل‏ها به دو دسته کلی تقسیم می‏شود تماس‏های خطی که در آنها اجسام در فصل مشترکشان حرکتی نسبت به هم ندارند؛ نظیر اتصال ایمپلنت به استخوان، و تماس‏های غیر خطی که در آنها سطوح تماسی می‏توانند نسبت به هم حرکت کنند. ضریب اصطکاک بین این سطوح تماسی با توجه به جنس قطعات مطابق در نظر گرفته شد. ضریب اصطکاک بین اوردنچر و مخاط بر اساس مطالعات گذشته صفر در نظر گرفته شد.(14) تماس بین اوردنچر با ایمپلنت‏ها نیز به دلیل اثر روان کنندگی بزاق و کوچک بودن نواحی تماس بدون اصطکاک فرض گردید.

در پژوهش حاضر از دو مفصل کروی و انتقالی استفاده شد. در مفصل کروی هر سه درجه آزادی انتقالی حذف شد و درجات آزادی دورانی باقی ماند. از این مفصل برای اتصال بین Lamella و Ball استفاده شد. در مفصل انتقالی، فقط حرکت انتقالی در راستای محور اتصال باقی ماند و سایر درجات آزادی گرفته شد. این نوع اتصال بین Bar و Clip وجود داشت و بنابراین تنها حرکت نسبی، در راستای محور طولی آنها بود.

در روش اجزای محدود برای تحلیل مدل‏های هندسی، محیط مورد نظر به محیط‏های کوچک‏تری تقسیم می‏گردد که اصطلاحا المان نامیده می‏شود. هر المان به طور مستقیم و غیرمستقیم از طریق مرزهای مشترک (مانند گره‏ها، خطوط یا سطوح مرزی) به المان‏های دیگر اتصال می‏یابد. سپس معادله ای برای تغییر پارامتر مورد نظر در المان‏ها منظور گردید. با حل معادلات برای هر یک از المان‏ها و ادغام جواب‏ها، حل مسئله برای کل جسم به دست آمد. المان‏های استفاده شده در این پژوهش SOLID187، CONTA174 و TARGE170 بودند که مورد اول، برای تولید شبکه در اجزای مدل هندسی و دو المان بعدی برای اتصالات به کار رفت.

شبیه سازی شرایط مرزی در روش اجزای محدود یکی از بخش‏های مهم و تاثیرگذار جواب‏های به دست آمده است. درجه‏های آزادی گرفته شده و نیروهای اعمال شده نقش بسیار مهمی در تغییر شکل فک بازی می‏کنند.(3) تکیه گاه‏های نامناسب مانع از خمش فک در حین بارگذاری شده و بر توزیع تنش در استخوان اطراف ایمپلنت اثر خواهند گذاشت.

فک پایین حین باز و بسته شدن دهان حول محور عبوری از کندیل‏های دو طرف می‏چرخد.(15) موقعیت بررسی شده در این پژوهش حالتی است که کندیل در حفره گلنوئید قرار داشته و فک فقط حول محور مذکور می‏تواند حرکت دورانی داشته باشد. در مدل اجزای محدود می‏توان با ثابت نمودن دو نقطه از مدل که بر محور گذرنده از کندیل‏ها منطبق هستند، این درجه آزادی دورانی را شبیه سازی کرد.(9-5)

برای شبیه سازی فرآیند جویدن، موقعیت بررسی شده برای ماده غذایی، دندان مولر اول سمت راست فک پایین بود که معمول‏ترین وضعیت جویدن به شمار می‏رود.(7) به همین منظور، جا به جایی یک سوم‏های گونه‏ای و مرکزی به سطوح جونده این دندان محدود شد. محدودیت‏های ذکر شده در جهت عمود بر صفحه جفت‏شدگی دندان‏ها عمل می‏نماید.(16) به عبارت دیگر، ناحیه مشخص شده بر دندان مولر اول سمت راست در راستای محور y حرکت انتقالی نداشت.

سیستم جونده انسان متشکل از فک‏های بالا و پایین است که به وسیله دو مفصل گیجگاهی فکی و چهار جفت ماهیچه به هم متصل می‏باشند. با توجه به مشخص بودن مبدا و ناحیه اثر، هر ماهیچه می‏تواند یک بردار نیرو با یک جهت مشخص ایجاد کند.(17) علی رغم مقادیر متفاوت ذکر شده برای نیروهای ماهیچه‏ای، سیستم جونده از دیدگاه مکانیکی یک سیستم نامعین است. به عبارت دیگر، تعداد ماهیچه‏های فعال شده برای تولید یک نیروی جونده مشخص، بیشتر از تعداد مورد نیاز می‏باشد. بنابراین الگوهای متفاوتی را می‏توان برای فعال شدن ماهیچه‏ها به کار برد. با این حال، برآورد این نیروها برای فهم مکانیک جویدن حیاتی است. این نیروها را می‏توان به کمک مدل‏های مکانیکی و ریاضی تخمین زد. بدین طریق نیروهای ماهیچه‏ای به صورت تقریبی به دست می‏آیند.(18)

در پژوهش حاضر از اطلاعات موجود در مطالعه Korioth و Hannam(16) برای تعیین بردارهای نیرو استفاده شد. برای شبیه سازی نیروهای ماهیچه ای، مدل در نواحی اتصال ماهیچه‏ها تحت بارهای گسترده قرار گرفت. فرض شد که عضلات مستقیما با استخوان در تماس می‏باشند و نیرو در اثر انقباض یکنواخت ماهیچه به دست می‏آید. ناحیه اثر عضلات بر فک پایین با توجه به مقالات مرتبط، به صورت تقریبی تعیین گردید.(9و7) برای تعیین مقدار نیروها، الگوی ماهیچه ای ارائه شده در مطالعه Korioth و Hannam(16) به کار رفت. بر این اساس ماهیچه‏ها به گونه ای فعال شدند که نیروی عکس العمل 100 نیوتنی در خلاف جهت محور y بر دندان مولر اول سمت راست (تکیه گاه مدل) ایجاد گردد.(7) مقادیر نیروهای عضلانی لازم برای این فرآیند در جدول 2 نشان داده شده است.

 

جدول 2 : مقدار نیروهای ماهیچه ای (نیوتن)

ماهیچه

سمت چپ فک

سمت راست فک

ماستر

37. 525

030/45

تریگویید میانی

233/26

726/36

تریگویید جانبی

873/10

018/5

تمپورال

567/42

696/50

 

یافته ‏ها

با توجه به اینکه روش اجزای محدود یک روش عددی است، نتایج حاصل در واقع تقریبی از جواب‏های دقیق می‏باشند. بنابراین ارزیابی دقت جواب‏ها ضروری است. در این روش، فرآیند حل باید با پارامترهای تصحیح شده تا اندازه‏ای تکرار گردد که دقت کافی به دست آید. به عبارت دیگر، برای تایید کیفیت شبکه نیاز است که آزمایش همگرایی برای مدل‏های اجزای محدود انجام گردد. بیشترین مقدار تنش معادل فون مایزز در هر یک از اجزا به عنوان معیار همگرایی انتخاب می‏گردد؛ زیرا این تنش معادل، در بردارنده اثر تمامی مولفه‏های تنش است. پس از تعیین اندازه‏های مناسب المان برای هر یک از طرح‏های درمانی، شبکه‏های نهایی تولید می‏شوند.

برای کلیه طرح‏های درمانی، توزیع تنش نواحی اطراف ایمپلنت در هر دو استخوان متراکم و اسفنجی و نیز قطعات فلزی بررسی شد.

تغییر شکل فک بر تنش ایجاد شده در استخوان تاثیر بسزایی دارد. در طرح درمان Ball، بیشترین جا به جایی فک، 173/0 میلی‏متر بود که در بخش پایینی سمت چپ اتفاق افتاد. این امر به دلیل تکیه گاه موجود بر دندان مولر اول سمت راست بود. بیشترین مقادیر تنش برای استخوان‏های متراکم و اسفنجی در ناحیه ایمپلنت راست رخ داد. تمرکز تنش برای استخوان متراکم در بخش گردن و رزوه‏های ایمپلنت اتفاق افتاد. بیشترین مقادیر تنش برای استخوان اسفنجی نیز در مکان چند رزوه بالایی مشاهده شد؛ در حالی که توزیع تنش در ناحیه نوک ایمپلنت کاملاً متعادل بود. تنش معادل فون مایزز در استخوان اطراف هر یک از سه ایمپلنت در جدول 3 آورده شده است. با دور شدن از موقعیت ماده غذایی، مقدار تنش کاهش یافت. کانتورهای تنش فون مایزز برای ایمپلنت و قطعات سمت راست بیشتر بود. تمرکز تنش برای ایمپلنت در چند رزوه بالایی و برای نگهدارنده Ball در ناحیه گردن آن اتفاق افتاد که ناشی از حرکت اوردنچر بود (جدول 4).

 

جدول 3 : بیشینه تنش فون مایزز در استخوان اطراف ایمپلنت‏ها در طرح‏های درمانی مختلف

طرح درمان

استخوان

ایمپلنت راست

ایمپلنت میانی

ایمپلنت چپ

Ball

متراکم

58/15

81/8

02/7

اسفنجی

24/4

69/1

29/1

Bar clip

متراکم

41/14

65/5

25/6

اسفنجی

78/3

30/1

14/1

Ball on Bar

متراکم

28/12

46/7

74/6

اسفنجی

39/2

52/1

01/1

 

 جدول 4 : بیشترین تنش فون مایزز در قطعات فلزی موجود در طرح درمان‏های مختلف (مگاپاسکال)

         اجزا فلزی

طرح درمان

ایمپلنت

 

Ball

39/61

نگهدارنده Ball

Lamella

Housing

 

164/13

38/73

33/58

 

Bar clip

43/33

Abutment

Bar

Clip

 

82/71

111/14

158/54

 

Bar-ball

74/92

پایه

Bar

نگهدارنده Ball

Lamella

Housing

196/52

228/48

334/71

78/97

49/51

 

 در طرح درمان Bar clip، بیشترین تغییر شکل در بخش پایینی سمت چپ فک اتفاق افتاد و مقدار آن برابر 185/0 بود که نسبت به طرح درمان Ball بیشتر بود. توزیع تنش مایزز در استخوان متراکم و اسفنجی و اتصالات و ساختار فوقانی در این طرح درمانی در جدول 3 آورده شده است. بیشترین مقادیر تنش مربوط به سمت راست بود. در ایمپلنت‏ها تنش در نواحی گردن ایمپلنت و چند رزوه بالایی آن متمرکز است. بیشترین مقادیر تنش برای Abutment و Bar در مکان اتصال آنها به هم متمرکز بود. بیشینه تنش برای Clip در انتهای سمت راست آن (در محل اتصال آن به اوردنچر) رخ داد (جدول 4).

تغییر شکل در طرح درمان Bar-ball نسبت به حالت‏های قبل، کمی متفاوت بود و بیشترین مقدار آن 231/0 میلی‏متر بود که در مکانی جلوتر رخ داد. مشابه حالت‏های قبل، در این طرح درمان نیز حداکثر تنش فون مایزز برای استخوان‏های متراکم و اسفنجی در نواحی بالایی ایمپلنت سمت راست اتفاق افتاد. میزان حداکثر تنش فون مایزز در استخوان‏های متراکم و اسفنجی اطراف هر یک از سه ایمپلنت برای این نوع درمان در جدول 3 آورده شده است. کانتورهای مربوط به Bar، نگهدارنده ball شکل، Lamella و Housing سمت راست و ایمپلنت و Abutment میانی هستند که تنش بیشتری را نسبت به سایر اجزای فلزی تحمل می‏نمایند. براساس نتایج به دست آمده، تمرکز تنش برای ایمپلنت در مکان اتصال پایه به آن (لبه بالایی ایمپلنت) رخ می‏دهد. بیشترین مقادیر تنش برای Abutment در محل اتصال Bar به آن واقع بود. تمرکز تنش برای Bar در مکان‏های اتصال آن به Abutment و نگهدارنده Ball شکل اتفاق افتاد. بیشترین مقادیر تنش برای نگهدارنده Ball شکل در محل تماس آن با Bar متمرکز بود (جدول 4).

بحث

پژوهش‏های متعددی به بررسی درمان اوردنچر متکی بر سیستم‏های دو یا چهار ایمپلنتی پرداخته اند. اما در میان مطالعات گذشته، ارزیابی سیستم‏های سه ایمپلنتی، کمتر به چشم می‏خورد. از جمله در مطالعه Celik و Uludag(1) که به روش فتوالاستیک صورت گرفته است، مقادیر عددی برای تنش بیان نشده و مدل‏ها به صورت کیفی (به کمک طیف رنگ تولیدی در مدل‏های فتوالاستیک) با یکدیگر مقایسه شده‏اند. از طرف دیگر به دلیل به کارگیری مدل‏های هندسی، تکیه‏گاه‏ها و نیروهای جونده بسیار متنوع از سوی محققان در پژوهش‏های دو یا چهار ایمپلنتی، قیاس کمی نتایج با مطالعات گذشته منطقی به نظر نمی‏رسد. با این حال، تحلیل کیفی رفتار مدل‏های مورد بررسی در ادامه ارائه می‏گردد.

مقایسه نتایج تغییر شکل برای فک، اهمیت مکانیزم نگهدارنده را نشان می‏دهد. به کمک تصویر 1 می‏توان تغییر شکل اوردنچر را برای سه طرح درمانی مقایسه نمود. موقعیت اولیه اوردنچر در این شکل با سایه مشخص شده است. همچنین بیشترین مقادیر جا به جایی اوردنچر در جهت‏های اصلی برای طرح‏های درمانی مورد مطالعه در جدول 5 قابل مشاهده می‏باشد.

در همه مدل‏ها کج شدن اوردنچر مشاهده می‏گردد، به طوری که سمت غیر کارگر (سمت چپ) نسبت به سمت کارگر (که ماده غذایی وجود دارد) کمی بالا می‏آید. Daas و همکاران(7) نیز در پژوهش خود به چنین حرکتی اشاره کردند. بیشترین جابه جایی اوردنچر مربوط به طرح درمان Bar-ball و کمترین آن مربوط به طرح درمان Ball بود. Tokuhisa و همکاران(12) با بررسی اوردنچرهای متکی به دو ایمپلنت دریافتند که میزان جا به جایی اوردنچر در اتصال Ball، کمتر از اتصال Bar clip است. البته این تفاوت چشمگیر نمی‏باشد. این مطلب با یافته‏های پژوهش حاضر سازگاری دارد. جابه جایی کوچک‏تر، نتیجه پایداری بیشتر اوردنچر است که به موقعیت عناصر سازنده بستگی دارد. هرچه موقعیت نگهدارنده‏های اوردنچر به هم نزدیک‏تر باشد (مانند طرح Bar-ball)، حرکات جانبی اوردنچر راحت‏تر اتفاق می‏افتد. چنین موضوعی در مطالعه Menicucci و همکاران(5) نیز به چشم می‏خورد. ثبات هر چه بیشتر اوردنچر، یکی از مهمترین خواسته‏های بیماران می‏باشد.

نتایج مربوط به بیشترین مقادیر تنش در استخوان‏های متراکم و اسفنجی در هیچ یک از طرح‏های درمانی به مقاومت نهایی استخوان نمی‏رسد. از این رو می‏توان بیان کرد که در مدل‏های مورد بررسی، تحلیل استخوان رخ نمی‏دهد. در کلیه طرح‏های درمانی، تنش‏های ایجاد شده در استخوان اطراف ایمپلنت سمت کارگر، بزرگ‏تر از دو ایمپلنت دیگراست. این مطلب در مطالعه Sadowsky و Caputo(19) هم دیده می‏شود و ناشی از وجود ماده غذایی در یک طرف فک می‏باشد. بیشترین مقادیر تنش استخوان اطراف ایمپلنت، در نواحی گردن ایمپلنت (یعنی در استخوان متراکم) متمرکز بود. چنین پدیده‏ای در بسیاری از مطالعات دیگر نیز قابل مشاهده است.(20و9و7و5-3) تمرکز تنش در این نواحی می‏تواند ناشی از ضریب کشسانی بزرگتر استخوان متراکم نسبت به اسفنجی باشد. همچنین تماس کامل مفروض بین ایمپلنت و استخوان، در این موضوع بی تاثیر نیست. چنین حالتی سبب می‏گردد که ایمپلنت نیرو را به صورت مستقیم به استخوان مجاور منتقل نموده و تمرکز تنش را به خصوص در بخش بالایی استخوان متراکم ایجاد کند.

برای ارزیابی طرح‏های درمانی از تنش فون مایزز استفاده شده است. تصاویر 2 و 3 توزیع تنش فون مایزز را در استخوان اطراف ایمپلنت نشان می‏دهند. این کانتورها مربوط به مقطع برش خورده استخوان در ناحیه ایمپلنت سمت راست بوده و به کمک آنها می‏توان طرح‏های درمانی را با یکدیگر مقایسه کرد. همان طور که مشاهده می‏شود بیشترین مقادیر تنش مربوط به طرح درمان Ball بود؛ در حالی که درمان Bar-ball بهترین توزیع تنش را در این نواحی داشت. نمودارهای 1 و 2 بیشترین مقادیر تنش فون مایزز را در استخوان‏های متراکم و اسفنجی در طرح درمان‏های مورد بررسی نشان می‏دهد. ایمپلنت در اتصال Ball و نیز Bar-ball به ترتیب، بیشترین و کمترین مقادیر تنش را به هر دو نوع استخوان منتقل می‏نماید.

در برخی از مطالعات، محققان به بررسی اتصالات Bar و نیز  Bar برای درمان اوردنچر فک پایین پرداخته‏اند و به این نتیجه رسیده اند که اتصالات Ball، تنش کمتری را به استخوان منتقل می‏کنند.(21و5) برخلاف این یافته‏ها، پژوهش حاضر نشان می‏دهد که در طرح درمان Bar، تنش کمتری (نسبت به طرح Ball) به استخوان وارد می‏شود. تفاوت حاصل شده بین نتایج به این دلیل است که Menicucci و همکاران(5) در مطالعه اجزای محدود خود، هندسه فک را ساده سازی نمودند. این امر بر هم کنش اجزا را تحت تاثیر قرار می‏دهد. همچنین Meijer و همکاران(21) سیستم‏های دو ایمپلنتی را به روش اجزای محدود دو بعدی بررسی کردند. شرایط مرزی در نظر گرفته شد. در مطالعه آنها مطابق واقعیت نبود و مدل سازی اوردنچر و مخاط صورت نگرفته بود. به علاوه، نیروها فقط به صورت عمودی بر ساختارهای فوقانی اعمال شده بود. مجموعه موارد مذکور در این دو پژوهش، بر تحلیل اجزای محدود اثرگذار بوده است. از طرف دیگر، محققین در مراجع(22و3و1) به نتایج مشابه با مطالعه کنونی دست یافته‏اند و توزیع تنش در استخوان اطراف ایمپلنت را برای اتصال Bar، بهتر از اتصال Ball عنوان نموده‏اند. تقسیم نیرو بین سه ایمپلنت و افزایش نیروی انتقالی به مخاط در طرح‏های دارای Bar می‏تواند دلیل این امر باشد.(24و23)

تنش‏های منتقل شده به استخوان در درمان اوردنچر با اتصالات Bar clip، نسبت به مدل با اتصالات Bar-ball بیشتر است. این مطلب احتمالاً به دلیل استفاده از نوع Rigid سیستم Bar (عدم استفاده از Spacer بین Bar و Clip) می‏باشد. آزادی حرکت اوردنچر در اتصال محکم Bar clip، کمتر از طرح Bar-ball بوده و نیروی کمتری به بافت بی‏دندانی باقیمانده (مخاط و بخش بالایی استخوان فک) منتقل می‏گردد. بدین ترتیب نیروی وارده به ایمپلنت و استخوان اطراف آن افزایش می‏یابد.

نمودار 3 مقادیر حداکثر تنش فون مایزز را در قطعات فلزی برای سه طرح درمان مورد بررسی نشان می‏دهد. این تنش بیشینه برای اتصالات Ball و نیزBar-ball در نگهدارنده کروی اتفاق افتاد. تمرکز تنش برای اتصال Bar، در محل اتصال Clip به اوردنچر رخ داد. نگهدارنده در طرح Ball از تیتانیوم درجه چهار، Clip در طرح Bar و نگهدارنده در طرح Bar-ball از آلیاژ طلا ساخته شدند. تغییر شکل اوردنچر و بالا آمدن سمت غیرکارگر آن، سبب اعمال یک گشتاور خمشی به سیستم‏های نگهدارنده شده و در آنها تنش ایجاد می‏کند. تنش بیشتر در نگهدارنده اتصال Bar-ball نسبت به دو طرح درمان دیگر، ظاهراً به دلیل تغییر شکل بزرگ‏تر اوردنچر با این اتصال است.

برخلاف قطعات فلزی در اتصالات Ball و Bar clip (که تنش‏های متعادلی دارند)، مقدار تنش در نگهدارنده اتصال Bar-ball زیاد است. این طرح درمان آزادی حرکت بیشتری به اوردنچر داده و افزایش نیروی انتقالی به مخاط را میسر می‏سازد. به همین دلیل کاربرد طرح درمان
Bar-ball در مواقعی توصیه می‏گردد که کاستن از تنش وارد به استخوان اطراف ایمپلنت، درجه اهمیت بالاتری نسبت به پایداری اوردنچر و تنش در قطعات فلزی داشته باشد. مانند زمانی که از ایمپلنت‏های کوتاه یا با قطر کم استفاده می شود. در صورتی که ضرورتی در این موارد وجود نداشته باشد، می‏توان طرح‏های درمانی Ball و  Bar clip را بر حسب نیاز به کار برد. این طرح‏ها ترکیب متعادلی از پایداری اوردنچر و توزیع تنش در استخوان اطراف ایمپلنت و اجزای فلزی ارائه می‏نمایند.

 نتیجه گیری

اوردنچر در طرح‏های درمانی شامل اتصال‏های Ball و Bar clip، کمتر جابه جا شد و پایداری بیشتری از خود نشان داد. بیشترین مقدار تنش استخوان، در تمام طرح درمان‏ها، در نواحی گردن ایمپلنت سمت کارگر و چند رزوه بالایی آن متمرکز بود. بیشترین مقاادیر تنش در استخوان‏های متراکم و اسفنجی در هر سه مدل، کمتر از مقاومت نهایی این استخوان‏ها بود. بدین ترتیب به نظر می‏رسد که در هیچ یک از این طرح‏های درمانی، تحلیل استخوان رخ نخواهد داد. حداکثر تنش ایجاد شده در قطعات فلزی اتصال Ball و Bar clip، مقادیر متعادلی بود. این تنش در مدل Bar-ball بزرگ‏تر بود که دلیل جابه جایی بیشتر اوردنچر با این اتصال می‏باشد. در برخی از موقعیت‏های کلینیکی، نیاز است تا اتکای بیشتری از بافت بی‏دندانی باقی مانده گرفته شود. در چنین مواردی استفاده از طرح درمان Bar-ball توصیه می‏گردد؛ زیرا تنش کمتری را به استخوان اطراف ایمپلنت منتقل می‏کند.

References

  1. Celik G, Uludag B. Photoelastic stress analysis of various retention mechanisms on 3-implant-retained mandibular overdentures. J Prosthet Dent 2007; 97(4): 229-35.
  2. Barao V, Assuncao W, Tabata L, Delben J. Finite element analysis to compare complete denture and implant -retaind overdenture with different attachment systems. J Craniofac Surg 2009; 20: 1066-71.
  3. Meijer H, Starmans F, Steen W, Bosman F. A three-dimensional, finite-element analysis of bone around dental implants in an edentulous human mandible. Arch Oral Biol 1993; 38(6): 491-6.
  4. Meijer H, Starmans F, Steen W, Bosman F. Loading conditions of endosseous implants in an edentulous human mandible: A three‐dimensional, finite‐element study. J Oral Rehabil 1996; 23(11): 757-63.
  5. Menicucci G, Lorenzetti M, Pera P, Preti G. Mandibular implant-retained overdenture: finite element analysis of two anchorage systems. Int J Oral & Maxillofac Implant 1998; 13(3): 369-76.
  6. Chun HJ, Park DN, Han CH, Heo SJ, Heo MS, Koak JY. Stress distributions in maxillary bone surrounding overdenture implants with different overdenture attachments. J Oral Rehabil 2005; 32(3): 193-205.
  7. Daas M, Dubois G, Bonnet A, Lipinski P, Rignon-Bret C. A complete finite element model of a mandibular implant-retained overdenture with two implants: Comparison between rigid and resilient attachment configurations. Med EnginPhysic 2008; 30(2): 218-25.
  8. Prakash V, D'Souza M, Adhikari R. A comparison of stress distribution and flexion among various designs of bar attachments for implant overdentures: A three dimensional finite element analysis. Indian J Dent Res 2009; 20(1): 31-6.
  9. Cruz M, Wassall T, Toledo EM, da Silva Barra LP, de Castro Lemonge AC. Three-dimensional finite element stress analysis of a cuneiform-geometry implant. Int J Oral Maxillofac Implant 2003; 18(5): 675-84.
  10. Eskitascioglu G, Usumez A, Sevimay M, Soykan E, Unsal E. The influence of occlusal loading location on stresses transferred to implant-supported prostheses and supporting bone: A three-dimensional finite element study. J Prosthet Dent 2004; 91(2): 144-50.
  11. Baggi L, Cappelloni I, Maceri F, Vairo G. Stress-based performance evaluation of osseointegrated dental implants by finite-element simulation. Simulation Modelling Practice and Theory 2008; 16(8): 971-87.
  12. Tokuhisa M, Matsushita Y, Koyano K. In vitro study of a mandibular implant overdenture retained with ball, magnet, or bar attachments: Comparison of load transfer and denture stability. Int J Prosthodont 2003; 16(2): 128-34.
  13. Geng JP, Tan KB, Liu GR. Application of finite element analysis in implant dentistry: A review of the literature. J Prosthet Dent 2001; 85(6): 585-98.
  14. Korioth T, Hannam A. Deformation of the human mandible during simulated tooth clenching. Journal of Dental Research 1994; 73(1): 56-66.
  15. Sadowsky SJ, Caputo AA. Stress transfer of four mandibular implant overdenture cantilever designs. The Journal of Prosthetic Dentistry 2004; 92(4): 328-36.
  16. Meijer HJ, Starmans FJ, Steen WH, Bosman F. A three-dimensional finite element study on two versus four implants in an edentulous mandible. International Journal of Prosthodontics 1994; 7(3): 271-9.
  17. Meijer H, Kuiper J, Starmans F, Bosman F. Stress distribution around dental implants: Influence of superstructure, length of implants, and height of mandible. The Journal of Prosthetic Dentistry 1992; 68(1):
    96-102.
  18. Mericske‐stern R, Piotti M, Sirtes G. 3‐D in vivo force measurements on mandibular implants supporting overdentures. A comparative study. Clinical Oral Implants Research 1996;7(4): 387-96.
  19. Mish, Carl E. Contemporary Implant Dentistry. 3th ed. 2008, P. 546.
  20. Hansson S, Werke M. The implant thread as a retention element in cortical bone: the effect of thread size and thread profile: a finite element study. Journal of Biomechanics 2003; 36(9): 1247-58.
  21. Meijer H, Kuiper J, Starmans F, Bosman F. Stress distribution around dental implants: influence of superstructure, length of implants, and height of mandible. J Prosthet Dent 1992; 68(1): 96-102.
  22. Mericske‐stern R, Piotti M, Sirtes G. 3‐D in vivo force measurements on mandibular implants supporting overdentures. A comparative study. Clin Oral Implant Res 1996; 7(4): 387-96.
  23. Mish CE. Contemporary Implant Dentistry. 3th ed. St. Louis: Mosby Co; 2008, P. 546.
  24. Hansson S, Werke M. The implant thread as a retention element in cortical bone: the effect of thread size and thread profile: A finite element study. J Biomechanic 2003; 36(9): 1247-58.

Files

History

  • Receive Date: 08 December 2014
  • Accept Date: 08 December 2014

Share

How to cite

Statistics