OPEN ACCESS LIBRARY. Uwarunkowania materiałowe wydolności czynnościowej całkowitych osiadających protez zębowych. Jarosław Żmudzki. Volume 4 (10) 2012

Transkrypt

1 OPEN ACCESS LIBRARY SOWA Scientiic International Journal of the World Academy of Materials and Manufacturing Engineering publishing scientiic monographs in Polish or in English only Published since 1998 as Studies of the Institute of Engineering Materials and Biomaterials Volume 4 (10) 2012 Jarosław Żmudzki Uwarunkowania materiałowe wydolności czynnościowej całkowitych osiadających protez zębowych

2 OPEN ACCESS LIBRARY Scientiic International Journal of the World Academy of Materials and Manufacturing Engineering publishing scientiic monographs in Polish or in English only Published since 1998 as Studies of the Institute of Engineering Materials and Biomaterials Volume 4 (10) 2012 Editor-in-Chief Prof. Leszek A. Dobrzański Poland Editorial Board Prof. Gilmar Batalha Brazil Prof. Emin Bayraktar France Prof. Rudolf Kawalla Germany Prof. Klaudiusz Lenik Poland Prof. Petr Louda Czech Republic Prof. Cemal Meran Turkey Prof. Stanisław Mitura Poland Prof. Piotr Niedzielski Poland Prof. Jerzy Nowacki Poland Prof. Ryszard Nowosielski Poland Prof. Jerzy Pacyna Poland Patronage Prof. Peter Palček Slovak Republic Prof. Zbigniew Rdzawski Poland Prof. Maria Richert Poland Prof. Maria Helena Robert Brazil Prof. Mario Rosso Italy Prof. Stanislav Rusz Czech Republic Prof. Yuriy I. Shalapko Ukraine Prof. Božo Smoljan Croatia Prof. Mirko Soković Slovenia Prof. Zinoviy Stotsko Ukraine Prof. Leszek Wojnar Poland World Academy of Materials and Manufacturing Engineering Association of Computational Materials Science and Surface Engineering Institute of Engineering Materials and Biomaterials of the Silesian University of Technology, Gliwice, Poland Abstracting services Journal is cited by Abstracting Services such as: The Directory of Open Access Journals Reading Direct This journal is a part of Reading Direct, the free of charge alerting service which sends tables of contents by for this journal and in the promotion period also the full texts of monographs. You can register to Reading Direct at Journal Registration The Journal is registered by the Civil Department of the District Court in Gliwice, Poland Publisher International OCSCO World Press Gliwice , Poland, ul. S. Konarskiego 18a/366 info@openaccesslibrary.com Bank account: Stowarzyszenie Komputerowej Nauki o Materiałach i Inżynierii Powierzchni Bank name: ING Bank Śląski Bank addres: ul. Zwycięstwa 28, Gliwice Poland Account number/ IBAN CODE: PL Swift code: INGBPLPW Gliwice 2012 International OCSCO World Press. All rights reserved The paper used for this Journal meets the requirements of acid-free paper Printed in Poland

3 Jarosław ŻMUDZKI Uwarunkowania materiałowe wydolności czynnościowej całkowitych osiadających protez zębowych

4 Uwarunkowania materiałowe wydolności czynnościowej całkowitych osiadających protez zębowych OPINIODAWCY: Prof. zw. dr hab. inż. Leszek. A. Dobrzański, m. dr h.c. (Instytut Materiałów Inżynierskich i Biomedycznych Politechniki Śląskiej) Prof. dr hab. inż. Grzegorz Milewski (Instytut Mechaniki Stosowanej Politechniki Krakowskiej) Prof. dr hab. n. med. Jerzy Sokołowski (Oddział Stomatologii Wydziału Lekarskiego Łódzkiego Uniwersytetu Medycznego) ŹRÓDŁO FINANSOWANIA: Praca zrealizowana w ramach projektu badawczego N N i N N inansowanych przez MNiSW. ISSN ISBN EAN

5 Spis treści Streszczenie... 5 Abstract Wprowadzenie Analiza stanu wiedzy w zakresie leczenia bezzębia z zastosowaniem całkowitych osiadających protez zębowych Charakterystyka biologicznych uwarunkowań wydolności czynnościowej protez osiadających Materiałowe i technologiczne uwarunkowania wydolności czynnościowej protez osiadających Teza, zakres i metodyka pracy Geneza i wybór obszaru badań Teza, cel i zakres pracy Założenia metodologii komputerowych badań symulacyjnych materiałów w kryteriach biozgodnego wykorzystania nośności tkanek Metodyka projektowania materiałowego badanych protez osiadających Metodyka modelowania i symulacji warunków obciążeń eksploatacyjnych Weryikacja modelu Plan badań symulacyjnych i założenia klinicznej weryikacji wyników symulacji Wyniki badań własnych Badania materiałów protez w symulowanych warunkach obciążeń eksploatacyjnych użytkowania spoczynkowego Badania materiałów protez w symulowanych warunkach obciążeń eksploatacyjnych żucia Identyikacja obciążeń niebezpiecznych dla złamań akrylowej struktury nośnej i niszczenia warstw elastomerowych Dyskusja wyników badań materiałów w symulowanych warunkach obciażeń eksploatacyjnych Protezy konwencjonalne Protezy stabilizowane implantologicznie Podsumowanie i wnioski Literatura

6 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych Jaros aw mudzki Politechnika l ska, ul. Akademicka 2A, Gliwice, Polska Adres korespondencyjny jaroslaw.zmudzki@polsl.pl Streszczenie Cel: Projektowanie materia ów osiadaj cych protez z bowych natrafia na trudno ci wynikaj ce z braku metody oceny uwarunkowa materia owych wydolno ci czynno ciowej protez. Celem poznawczym pracy by o dokonanie oceny wp ywu w asno ci materia owych protezy osiadaj cej, jak równie naturalnego pod o a b ony luzowej na transmisj obci e eksploatacyjnych. Hipotez pracy by o, e na podstawie bada materia ów w symulowanych warunkach obci e eksploatacyjnych mo liwe jest kszta towanie w asno ci materia ów protez w kryteriach no no ci tkanek. Projekt/metodologia/podej cie: Oryginalne podej cie do zagadnienia bada materia ów polega o na przyj ciu jako podstawy ich oceny, zjawisk przenoszenia obci e eksploatacyjnych w trakcie podstawowych funkcji spe nianych przez protezy w jamie ustnej: funkcji ucia lub u ytkowania spoczynkowego (poza funkcj rozdrabniania pokarmów), które w sposób od siebie niezale ny warunkuj wydolno czynno ciow protezy. Warunki obci e eksploatacyjnych symulowano numerycznie MES w zakresie du ych przemieszcze z uwzgl dnieniem odrywania lub po lizgu dolnej protezy po pod o u b ony luzowej. Osi gni cia: Dobre odwzorowanie obci e eksploatacyjnych pozwoli o na uzyskanie nieosi galnego dotychczas wysokiego poziomu zgodno ci rezultatów analiz numerycznych z obserwacjami klinicznymi. W zobiektywizowanych miarach dyskomfortu bólowego i obci e implantów ocenione zosta y materia y i konstrukcje protez akrylowych twardych, jak równie pod cielanych materia ami o zró nicowanej mi kko ci, a tak e stabilizowanych na dwóch lub jednym implancie za pomoc z czy zró nicowanych pod wzgl dem materia owym. Streszczenie 5

7 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 Stwierdzono, e w warunkach u ytkowania spoczynkowego odchy ki technologiczne s przyczyn znacznych obci e b ony luzowej i implantów. Mi kkie materia y pod cielaj ce wykaza y oko o 10-krotnie wi ksz skuteczno do zmniejszania obci e spoczynkowych ni zmniejszania obci e transmitowanych podczas ucia. W warunkach obci e ucia materia y pod cielaj ce wp ywa y korzystnie na 2-3,5 krotne zmniejszenie maksymalnego nacisku, ale i jednocze nie niekorzystnie ze wzgl du na oko o 3-krotne zwi kszenie drogi po lizgu. Ograniczenia bada /zastosowa : Badania wykonano w odniesieniu do niekorzystnych przypadków pod o a dolnych protez, wychodz c naprzeciw pilnej potrzebie polepszenia wydolno ci czynno ciowej w tej grupie przypadków. Przyjmowano liniowo-spr yste izotropowe charakterystyki materia owe ze wzgl du stopie z o ono ci oblicze kontaktu. Praktyczne zastosowania: Projektowane materia owo elastomerowe z cza nada y rozwi zaniom protez nak adowych niedost pn dotychczas jako, polegaj c na mo liwo ci planowania i polepszania cech funkcjonalnych protez zale nie od zastanych indywidualnych warunków posadowienia. Poprzez dobór materia u z cza implantu z protez oraz wprowadzenie funkcjonalnej gradacji spr ysto ci w mi kkiej warstwie pod cielaj cej protez wykazano mo liwo uzyskania rozwi za ta szych i bezpieczniejszych ni dotychczas uznane za standard leczniczy. Z cza elastomerowe nie powodowa y niebezpiecznego stanu obci enia implantu, w tym wyci gania z ko ci, natomiast stabilizowa y protez a do uzyskania kontaktu balansuj cego, nawet przy znacznym jego spó nieniu. Uzyskano pe n kontrol nad dystrybucj obci e pomi dzy implantem oraz pod o em b ony luzowej, w tym kontrol nad strefowym rozdzia em obci e na obszary b ony luzowej. Oryginalno /warto : Sprecyzowane zosta y uniwersalne zasady doboru materia ów i konstrukcji protez w wielostronnych kryteriach wydolno ci czynno ciowej protez, co stanowi podstaw do rozwi zywania problemów projektowania dowolnego typu uzupe nie protetycznych. S owa kluczowe: Materia stomatologiczny; Wydolno ucia; Obci enie implantu; Nacisk; Dyskomfort bólowy Cytowania tej monografii powinny by podane w nast puj cy sposób: J. mudzki, Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych, Open Access Library, Volume 4 (10) (2012) J. mudzki

8 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych Material conditionings of functional efficiency of mucous-borne complete denture Jaros aw mudzki Silesian University of Technology, ul. Akademicka 2A, Gliwice, Polska Corresponding address: jaroslaw.zmudzki@polsl.pl Abstract Purpose: The development of materials for the mucous-borne dentures encounters difficulties resulting from the lack of evaluation method for materials conditions related to the dentures mastication efficacy. The aim of this study was to evaluate the influence of the mucous-borne denture and mucous membrane foundation material properties on the transmission of loads. The assumed hypothesis is the possibility to form denture material properties in the aspect of a bio-compatible tissue load bearing capacity. Design/methodology/approach: The attitude towards the studies on materials was based on their evaluation in the aspect of loads transmission phenomena that occur during basic functions played by the dentures in the oral cavity: mastication or resting exploitation (apart from the function of food comminution), which independently influences denture efficacy. The exploitation loads were simulated numerically by means of a Finite Element Method analysis in the range of large displacements that took into account detaching and sliding of the lower denture on the mucous membrane foundation. Findings: The high consistency of the results of numerical analyses and clinical observations was for the first time achieved thanks to the proper representation of exploitation loads. Materials and design of hard acrylic dentures, dentures relined with materials having various softness and dentures retained on a single or on two implants by means of attachments made of various materials were evaluated by objective measures such as pain discomfort and implant s loads. It was proved that the technological inaccuracies are the reason of significant loading of the mucous membrane and implants during resting exploitation. The soft relining materials showed approximately ten times higher effectiveness in reducing resting loading than Abstract 7

9 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 the loads transmitted during mastication. Relining materials also influenced reduction of the maximal load by app % under mastication loads whereas they increased slide by app. 300%. Research limitations/implications: The study was conducted in relation to the unfavorable cases of the lower dentures foundation in order to address the need to increase dentures efficacy for such patients. The linear-elastic isotropic materials characteristics were assumed due to the complex contact calculations. Practical implications: The designed material for elastomer attachments gave new higher quality to overdentures, based on the possibility of planning and improving dentures functional characteristics depending on the individual foundation conditions. The choice of the implant attachment material and introduction of the functional elasticity gradation in the soft layer that relines the denture proves the possibility of achieving less expensive and safer solutions than those perceived as standard till now. The elastomer attachments did not create the dangerous loading state for implants including pulling off the bone, but they stabilized the denture until the balancing contact was achieved, even if it was really late. The achieved complete control of loads distribution between the implants and mucous membrane foundation including the control over distribution of loads between particular zones of the mucous membrane. Originality/value: The universal methods of choosing dentures material and construction were defined precisely in the aspect of multiple denture efficacy criteria, which constitutes a base for solving design issues of any type of prosthetic restoration. Keywords: Denture material; Mastication efficiency; Implant loading; Pressure; Pain discomfort Reference to this paper should be given in the following way: J. mudzki, Material conditionings of functional efficiency of mucous-borne complete denture, Open Access Library, Volume 4 (10) (2012) (in Polish). 8 J. mudzki

10 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych 1. Wprowadzenie Wypalona skorupa tworzy Kszta t glinianej misy, Ale jej u yteczno Jest w miejscu pustym. (Lao Tsy DROGA ) Wies awowi Chladkowi Proteza z bowa jest wytworem technicznym i definiowana jest jako urz dzenie mechaniczne, które ma za zadanie odbudow funkcji jamy ustnej utraconych wskutek bezz bia [1]. Powinna by dobrodziejstwem dla pacjenta, pozwalaj c mu na normaln egzystencj [1]. Generalnie efekty leczenia protetycznego ocenia si w kategorii sukcesu klinicznego, gdy proteza spe nia cechy funkcjonalne i spotyka si z akceptacj ze strony pacjenta [1-3]. W leczeniu ca kowitego bezz bia najszersze zastosowanie znajduj najbardziej ekonomiczne protezy, zwane do luzowymi lub osiadaj cymi [4-6], ze wzgl du na wykorzystanie podparcia na b onie luzowej pod o a protetycznego. Wi kszo zasad doboru i kszta towania cech funkcjonalnych protez zosta o ustalonych ju w latach , kiedy protetyk po roku 1940 zrewolucjonizowa o zastosowanie do wykonawstwa protez polimetakrylanu metylu [7]. Rozwój i doskonalenie materia ów, technologii wytwarzania [8, 9] oraz metod rejestracji kontaktów zwarciowych [10, 11] trwaj ce nieomal wiek, niestety w niewielkim stopniu wp yn y na zwi kszenie powodzenia leczenia protezami osiadaj cymi. Podstawow przyczyn niepowodze jest niedostatek cech funkcjonalnych, okre lany niewydolno ci czynno ciow, któr definiuje si jako sum wp ywów czynników biologicznych, technicznych i materia owych uk adu [1, 4, 12-14]. Niewydolno czynno ciowa protez osiadaj cych staje si przyczyn powa nych utrudnie w yciu zawodowym i osobistym. Problemy z rozdrabnianiem pokarmu (niewydolno ucia) utrudniaj ycie codzienne i kontakty towarzyskie, natomiast s abe utrzymanie protezy na pod o u (s aba retencja i stabilizacja) w trakcie czynno ci mowy czy mimiki eliminuje osoby z ycia towarzyskiego i aktywno ci zawodowej. Cz sto, na skutek odczu dyskomfortu wyst puje ca kowite niepowodzenie leczenia, za jakie nale y uzna pos ugiwanie si protezami wy cznie w celach estetycznych. U cz ci pacjentów istniej przeciwwskazania do leczenia implantologicznego ze wzgl du na ogólny stan zdrowia [15]. U ytkownicy protez staraj si przezwyci y ograniczenia w funkcjonowaniu jamy ustnej. 1. Wprowadzenie 9

11 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 Powszechnie uciekaj si do stosowania preparatów adhezyjnych, których sta e stosowanie mo e powodowa wiele dzia a ubocznych [1]. Bior c pod uwag coraz ni szy wiek i liczb osób dotkni tych bezz biem nale y podkre li wag problemu i jego wymiar spo eczny [16]. Bezz bie dotyka w cz ci krajów europejskich ponad 70 % osób starszych, na kontynencie Ameryki P n % [17]. Chocia przejawy niepo danego oddzia ywania protez i implantów na organizm znajduj si w obszarze zainteresowania nauk medycznych, to ustalenie zale no ci przyczynowo-skutkowych pomi dzy w asno ciami materia owymi protez a ich cechami funkcjonalnymi znajduje si w obszarze nauk technicznych [18-29]. Ostatnio, zainteresowanie o rodków badawczych zosta o ukierunkowane na metody rekonstrukcji uz bienia z wykorzystaniem implantów i materia ów wysokiej estetyki [30-34]. Wymienione metody rekonstrukcji uz bienia stanowi dla in ynierii stomatologicznej pole do spektakularnych sukcesów, które w g ównej mierze bazuj na zastosowaniach komputerowej nauki o materia ach, zw aszcza na prognozowaniu no no ci naturalnego tworzywa tkanek podpieraj cych protezy. Ju samo ustalenie zwi zków pomi dzy w asno ciami naturalnego tworzywa tkanek, wynikaj cymi z indywidualnych cech struktury czy wewn trznych procesów biologicznych, a zdolno ci do pe nienia okre lonych funkcji, wpisuje si w obszar in ynierii materia owej [19, 20, 35-39]. W obszarze zainteresowania in ynierii materia owej znajduj si w asno ci biobójcze, które daje si polepsza poprzez domieszkowanie nanocz stkami, zw aszcza srebra, co w przypadku materia ów pracuj cych w rodowisku jamy ustnej ma szczególne znaczenie w ze wzgl du flor bakteryjn i powszechne grzybice [40-47]. W g ównym nurcie bada nad biomateria ami znajduj si prace obejmuj ce w asno ci warstw tlenkowych uzyskiwanych na stopach tytanu [48], warstw po azotowaniu [49-51] lub domieszkowania tlenków krzemu metod zol- el [52] lub tlenku aluminium celem polepszania odporno ci korozyjnej [53, 54]. W przypadkach znacznych zaników ko ci wyrostków z bodo owych niezast pione s materia y ko ciotwórcze [55-58], których podstaw zastosowania jest poznanie w asno ci mechanicznych warunkuj cych biozgodn wspó prac z tkankami [18, 59-63]. Zazwyczaj, w warunkach eksploatacji materia y stomatologiczne wraz z tkankami tworz uk ady warstwowe, których funkcjonalno determinuj w asno ci po czenia pomi dzy poszczególnymi warstwami [23, 34, 64-66]. Do szczególnie nara onych na zniszczenie i zu ycie nale y warstwa wierzchnia [29, 67-72]. Dzi ki rozwojowi metod tomografii komputerowej [30] w asno ci mechaniczne struktur kostnych wspó pracuj cych z implantami mog ju by oceniane w skali mikroskopowej w powi zaniu z cechami mikrostruktury [73]. 10 J. mudzki

12 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych W przypadku wykorzystania podparcia na z bach w asnych, powszechnie dost pne s metody oceny zakresu ich przemieszcze [74]. Do interesuj cych osi gni komputerowej nauki o materia ach nale y zaliczy zastosowanie technologii laserowego selektywnego spiekania metali do produkcji implantów z gradacj modu u spr ysto ci na rednicy [75]. Stopniowe zmniejszanie modu u spr ysto ci w kierunku zewn trznych warstw pozwala na uzyskanie bardziej fizjologicznego rozk adu napr e w tkance kostnej przylegaj cej do implantu, co determinuje cechy funkcjonalne protez. W przypadku projektowania materia owego najbardziej popularnych protez osiadaj cych napotyka si na powa n przeszkod. Brakuje dostatecznie cis ego (fizykalnego) opisu funkcjonowania protez, który pozwala by na ocen efektów wprowadzania zmian materia- owych. Po dane w asno ci u ytkowe materia ów pozostaj zatem nieznane, szczególnie w odniesieniu do zastanych osobniczych warunków pracy. Dzia anie protez osiadaj cych jest zwi zane ze znacznymi przemieszczeniami (ruchomo ci ) protez wzgl dem pod o a, towarzysz cych uciu oraz pozosta ym czynno ciom jamy ustnej. W zakresie du ych przemieszcze funkcjonuj równie rozwi zania dolnych protez osiadaj cych, stabilizowanych za pomoc implantów (protezy nak adowe overdentures utrzymywane na dwóch implantach) [76-78]. Do wiadczenia ostatnich dwóch dekad pokaza y, e protezy tego typu nie wykazuj po danej niezawodno ci dzia ania. Jednak, ze wzgl du na niskie ryzyko utraty implantów z ko ci uchwy zosta y uznane za standard w przypadku bezz bia uchwy [78, 79]. Najistotniejszym elementem tego typu protezy jest sposób jej przy czenia do implantów (z cze). Literatura tematu obfituje w próby oceny cech funkcjonalnych materia ów i protez. Jednak e, problematyka materia owa koncentruje si g ównie na obserwacjach zu ycia i uszkodze, na podstawie których trudno sformu owa ogólne wnioski dotycz ce projektowania materia owego. Badania biomechaniczne, koncentruj ce si na ocenach porównawczych transmisji obci e okluzyjnych dla znanych i powszechnie stosowanych rozwi za z czy, nie przyczyniaj si do istotnego zwi kszenia niezawodno ci protez i poprawy ich wydolno ci czynno ciowej. Wyj tek stanowi prace, w których proponuje si stosowanie na z cza tworzyw silikonowych [80, 81]. Skuteczno wymienionych silikonowych z czy do zmniejszenia obci e implantów stabilizuj cych protezy by a ju analizowana w pracach [82, 83] na podstawie komputerowych symulacji z wykorzystaniem Metody Elementów Sko czonych (MES). MES jest jednym z narz dzi obliczeniowych wykorzystywanych w komputerowej nauce o materia ach, które pozwala na poznanie rozk adu warto ci poszukiwanej wielko ci fizycznej wewn trz struktur 1. Wprowadzenie 11

13 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 uk adu, kiedy stopie z o ono ci uniemo liwia wykonanie oblicze analitycznych, natomiast przeprowadzenie bada pomiarowych jest utrudnione lub niemo liwe. W przypadku braku znajomo ci wielko ci fizycznych w uk adzie zostaje si skazanym na badania o charakterze statystyczno-obserwacyjnym, które wskazuj zale no ci korelacyjne, ale nie zale no ci przyczynowo-skutkowe. MES jest w przypadku uk adów ywych zazwyczaj jedynym narz dziem zdobywania wiedzy niezb dnej do rozwi zywania problemów materia owych i konstrukcyjnych [84-89]. Badania symulacyjne materia owych uwarunkowa funkcjonowania uk adów ywych wymagaj przyj cia poprawnych za o e modelowych. W przypadku z o onych uk adów konieczne s liczne za o enia upraszczaj ce [28], bez których wykonanie eksperymentów modelowych i uzyskanie jakichkolwiek odpowiedzi by oby cz sto niemo liwe. U ywaj c modelowego opisu przyrody, warto mie na uwadze s owa Richarda Feynmana: Du o bardziej interesuj ce jest y w niewiedzy, ni posiada odpowiedzi, które mog by b dne. O poprawno ci modeli i mo liwo ci ich zastosowania decyduje poziom zgodno ci z wynikami pomiarów na modelach fizycznych, a przede wszystkim z obserwacjami klinicznymi lub danymi pomiarowymi z uk adów ywych, je eli takie s dost pne. Jak wskazuje dotychczasowe do wiadczenie [23-28, 35, 36, 82-89], w tym w asne Autora [90-96], istnieje mo liwo uzyskania dobrej zgodno ci wyników modelowania MES z wynikami bada laboratoryjnych i obserwacjami klinicznymi, szczególnie w przypadku prognozowania stanu naturalnego tworzywa kostnego. W przypadku protez z bowych zaznacza si konieczno rozwini cia dotychczasowych ocen poza in ynierskie analizy ograniczone do porówna obci e implantów i otaczaj cej tkanki kostnej [97]. Podj ta tematyka badawcza wychodzi naprzeciw nierozwi zanym od lat problemom protetyki stomatologicznej oraz spo ecznemu zapotrzebowaniu na poprawnie funkcjonuj ce, i jednocze nie ekonomiczne, rozwi zania protez z bowych [4, 5, 98]. Zagadnienie projektowania w asno ci tworzyw i w konsekwencji technologii wytwarzania dóbr powszechnego u ytku wpisuje si w paradygmat in ynierii materia owej [99]. Szczególne znaczenie zyska o projektowanie materia owe produktów, w którym mniej istotny jest rodzaj u ytego materia u, natomiast istot stanowi jego funkcjonalno [99]. Prac ukierunkowano na problematyk oceny i kszta towania w asno ci materia owych protez, maj cych fundamentalne znaczenie ze wzgl du na wype niane funkcje u ytkowe [1-5]. Oryginalne podej cie polega o na uwzgl dnieniu w ocenie materia ów protez warunków obci e eksploatacyjnych, pozostaj cych dotychczas poza poznaniem, natomiast decyduj cych o wydolno ci czynno ciowej. 12 J. mudzki

14 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych Celem poznawczym pracy by o dokonanie oceny wp ywu w asno ci materia owych protezy osiadaj cej, jak równie naturalnego tworzywa pod o a b ony luzowej na zjawiska transmisji obci e eksploatacyjnych. Wobec sprecyzowanego celu poznawczego wysuni to hipotez badawcz, w której za o ono, e mo liwe jest kszta towanie w asno ci materia ów protez w kryteriach no no ci tkanek. Weryfikacji hipotezy badawczej dokonano na podstawie bada materia owych protez w symulowanych warunkach obci e eksploatacyjnych. Na podstawie wyników bada sprecyzowane zosta y zasady projektowania w asno ci u ytkowych materia ów i konstrukcji protez w wielostronnych kryteriach wydolno ci czynno ciowej protez. Hipotez badawcz weryfikowano w toku realizacji utylitarnego celu pracy. Projektowane materia owo elastomerowe z cza nada y rozwi zaniom protez nak adowych niedost pn dotychczas jako, polegaj c na mo liwo ci planowania i polepszania cech funkcjonalnych protez zale nie od zastanych indywidualnych warunków posadowienia. Poprzez dobór materia u z czy implantów z protez oraz wprowadzenie funkcjonalnej gradacji spr ysto ci w mi kkiej warstwie pod cielaj cej protez uzyskano pe n kontrol nad dystrybucj obci e pomi dzy implanty oraz pod o e b ony luzowej, w tym kontrol nad strefowym rozdzia em obci e na obszary b ony luzowej. Uniwersalno metodologii oceny wydolno ci czynno- ciowej protez zosta a sprawdzona dla wyró nionego czynnika biomechanicznego, za który przyj to oddzia ywanie si j zyka na efekt stabilizacji protezy na pod o u. Uniwersalne zasady prowadzenia eksperymentu numerycznego oraz interpretacji wyników mog stanowi podstaw i zach t do rozwi zywania dalszych zada praktycznych oczekuj cych na in ynierów i protetyków. 1. Wprowadzenie 13

15 Open Access Library Volume 4 (10) Analiza stanu wiedzy w zakresie leczenia bezz bia z zastosowaniem ca kowitych osiadaj cych protez z bowych Cechy funkcjonalne protezy z bowej, definiowanej jako wytwór techniczny [1], powinny wynika ze cis ego in ynierskiego ilo ciowego opisu zasad dzia ania. Protez mo na nazwa funkcjonaln, je eli w zastanych indywidualnych warunkach pracy odznacza si wydolno ci czynno ciow, dzi ki czemu mo e sprzyja powodzeniu leczenia. Dokonanie oceny wydolno ci czynno ciowej uzupe nienia protetycznego wymaga okre lenia w jakim stopniu analizowane rozwi zanie przywraca utracone funkcje jamy ustnej i czy jest wolne od niepo danych oddzia ywa wzgl dem tkanek. Zasadnicze kryteria projektowania, czyli funkcjonalno ci produktu i optymalnego stanu obci enia tworzywa [100, 101] w przypadku uk adów ywych dotycz w pierwszym rz dzie naturalnego tworzywa tkanek [18, 21, 23], a dopiero w drugiej kolejno ci tworzywa obiektu technicznego. St d, w obszarze zainteresowania bioin ynierii znajduje si wp yw w asno ci protez, okre lonych przez cechy materia owe i geometryczne na stan obci enia tkanek, czynno mi ni i funkcje jamy ustnej. Jak przedstawia rysunek 2.1, nie bez znaczenia jest uwzgl dnienie kosztów. Biofunkcjonalne rozwi zanie, lecz kosztowne, mo e sprzyja powodzeniu leczenia tylko u osób zamo nych. Przyk adem s komfortowe i estetyczne implantoprotezy podparte na du ej liczbie implantów, których koszt realizacji K R przekracza 3-4 krotnie roczne dochody netto osoby rednio zarabiaj cej w Polsce. Koszt realizacji osiadaj cych protez konwencjonalnych jest nieporównywalnie mniejszy, co wa ne dla zainteresowanych, pokrywany z funduszu ubezpieczenia spo ecznego [4]. Bezpo redni koszt eksploatacji jest równie niewielki. Jednak, nie uwzgl dnia si w nim np. kosztów preparatów adhezyjnych, a przede wszystkim negatywnych wp ywów nieprawid owego funkcjonowania protez na organizm, w tym na samopoczucie czy zdolno do wykonywania dotychczasowego zawodu. Je li w kosztach eksploatacji K E uwzgl dni koszt spo eczny zwi zany z przedwczesnym wykluczeniem zawodowym i spo ecznym cz ci osób (oznaczony na wykresie jako nieznane? ), to podobnie jak w klasycznym modelu istnienia obiektu technicznego [101], równie w przypadku protez z bowych mo na poszukiwa rozwi zania odznaczaj cego si mniejszymi kosztami sumarycznymi K S. Uzyskanie powodzenia leczenia w skali powszechnej jest w przypadku in ynierii stomatologicznej poszukiwaniem kompromisu na interdyscyplinarnym polu in ynierii biomateria ów, biomechaniki i biofizyki. Je li kryteria oceny dzia ania produktu 14 J. mudzki

16 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych K S = K E +K R Koszt??? 70 tys. z i wi cej 1-2 tys. z K R K E Biofunkcjonalno (wydolno czynno ciowa) = f ( Materia y, implanty, technologie, warunki osobnicze) Rysunek 2.1. Pogl dowe przedstawienie sumarycznych kosztów leczenia bezz bia K S wg klasycznego modelu istnienia obiektu technicznego [102], gdzie K R koszty realizacji leczenia jako projektowania i wytwarzania obiektu technicznego oraz K E koszty eksploatacji dla za o onego poziomu biofunkcjonalno ci (? po rednie nieznane koszty spo eczne) oraz metodologia projektowania materia owego s niekompletne, to podstawowa cecha produktu, któr w przypadku protez jest biofunkcjonalno (wydolno czynno ciowa), zostaje osi gana w sposób przypadkowy. G ówne przyczyny niepowodze leczenia osiadaj cymi protezami konwencjonalnymi przedstawia tablica 1. W pierwszym rz dzie wymienia si ból i dyskomfort [102]. Do przyczyn niepowodze leczenia zalicza si niedostateczne utrzymanie protez na pod o u (retencja i stabilizacja) oraz niewydolno ucia [1-5, 102, 103]. Utrudnienia w u ytkowaniu protez, wynikaj ce z niedostatecznego dostosowania do warunków anatomicznych wed ug zasad dobrze opisanych w pi miennictwie [1-5], nie stanowi y obszaru zainteresowania przedstawianej pracy, natomiast dyskomfort bólowy oraz brak dostatecznego utrzymania i stabilizacji protez na pod o u stanowi dobry argument do koncentracji uwagi na dokonaniu cis ego in ynierskiego opisu zjawiska przenoszenia obci e u ytkowych, który pozwoli mierzy przyczyny niewydolno ci czynno ciowej z uwzgl dnieniem indywidualnych uwarunkowa protezownia. Niepowodzenia leczenia zwi zane s g ównie z protez doln [1-3, 104]. W uchwie, ze wzgl dów anatomicznych, warunki posadowienia s znacznie mniej korzystne w porównaniu 2. Analiza stanu wiedzy w zakresie leczenia bezz bia z zastosowaniem ca kowitych... 15

17 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 Tablica 1. Przyczyny niepowodzenia leczenia protezami osiadaj cymi [1-5, 13, 102, 104] Ból Dyskomfort Niewydolno ucia Niedostateczna retencja Brak stabilno ci Brak mo liwo ci (dolna proteza) u ytkowania dolnej protezy Md o ci i odruchy wymiotne Estetyka Problemy wymowy Zagryzienia policzków i j zyka Pokarm pod protez Stuki z bów do szcz ki. Pole protetyczne jest ograniczone do obszaru cz ci z bodo owej, co przy mniejszej grubo ci b ony luzowej pokrywaj cej wyrostki z bodo owe ko ci uchwy w porównaniu do szcz ki, skutkuje przeci eniem tkanek mi kkich, szczególnie w przypadku zmian zanikowych wyrostków z bodo owych. Zarysowuje si konieczno zebrania na podstawie przegl du aktualnego stanu wiedzy danych umo liwiaj cych u ci lenie kryteriów i miar wydolno ci czynno ciowej, wobec których uzupe nienie protetyczne powinno by w po danej mierze funkcjonalne i niezawodne Charakterystyka biologicznych uwarunkowa wydolno ci czynno ciowej protez osiadaj cych W protetyce rozró nia si utrzymanie protez na pod o u przy dzia aniu pionowych si odrywania (retencja) oraz si poziomych (stabilizacja). Retencja jest definiowana jako si a zdejmowania protezy z pod o a w kierunku przeciwnym do zak adania. Dla dolnych protez rednie si y retencji wynosz 0,8-3,0 N, natomiast stabilizacja 2,8-7,2 N [105]. Dla protez górnych rejestruje si wi ksze warto ci retencji 3,9-4,7 N [106]. Przyjmuj c retencj jako efekt dzia ania si przylegania na powierzchni pod o a, za czynniki obni aj ce retencj w pierwszym rz dzie wymienia si brak dopasowania protezy do pod o a oraz niedostateczne zwil anie powierzchni lin [107, 108, 109]. Efekt szczelno ci brze nej przyjmowany jest jako czynnik istotnie wp ywaj cy na retencj. Protezy uczestnicz w wielu czynno ciach jamy ustnej, oprócz ucia. W trakcie czynno ci mowy czy miechu proteza pod wp ywem bocznych nacisków od policzków, warg czy j zyka mo e by odrywana od pod o a. St d, brak retencji i stabilizacji dolnej protezy uznaje si za przyczyn niepowodze ze wzgl du na niedostatek wygody podczas ró nych czynno ci towarzysz cych u ytkowaniu protezy [1]. Z drugiej strony, zarówno retencja, jak i stabilizacja, cho przyjmowane za g ówne wyzna- 16 J. mudzki

18 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych czniki wygody czynno ciowej, w praktyce s abo koreluj z wydolno ci ucia [110]. Mniejsze znaczenie retencji i stabilizacji w trakcie czynno ci ucia wynika z faktu, e samo podparcie naturalnego pod o a jest zazwyczaj niewystarczaj ce do stabilnego utrzymania protezy podczas dzia ania znacznych si ucia. Indywidualne cechy struktur biologicznych pod o a protez warunkuj w asno ci materia owe naturalnego tworzywa tkanek i zdolno do pe nienia okre lonych funkcji, co ma podstawowe znaczenie dla posadowienia i wydolno ci czynno ciowej protez. Problem braku wydolno ci czynno ciowej i niepowodze leczenia szczególnie nasila si w przypadkach niekorzystnych warunków posadowienia dolnej protezy. Jako utrudniaj ce leczenie wymieniane s cechy kszta tu bezz bnych wyrostków, które u atwiaj zrzucanie protezy i sprzyjaj efektom przeci eniowym b ony luzowej. Wymienia si tu przede wszystkim zanik e bezz bne wyrostki z p askimi stokami, jak równie charakterystyczne ostro zako czone wyrostki szablaste [1, 2]. Udzia niekorzystnych warunków posadowienia zajmuje w pracach lekarzy protetyków znacz ce miejsce. W przypadku uchwy "szablaste" formy wyst puj a w 75% w odcinku przednim i w 38% w obszarze z bów przedtrzonowych [111]. Wraz ze stopniem redukcji bezz bnych wyrostków pod o a kostnego wydolno ucia wyra nie si zmniejsza [112]. Warto ci si okluzyjnych przeci tnie zmniejszaj si z warto ci 150 N do 60 N [112], odpowiednio dla stopni zaniku 3 i 4 oraz 5 i 6 (wg Atwooda) [ ]. Oprócz zmian zanikowych pod o a kostnego [116, 117] jako czynnik powszechnie utrudniaj cy leczenie wymienia si równie asymetryczne skrzyd owe zró nicowanie kszta tu bezz bnych wyrostków. Ilo ciowe informacje dotycz ce zakresu zmienno ci kszta tu pod o a zestawione na podstawie prac [111, ] przedstawiono na rysunku 2.2. Krzywa szybko ci zaniku [118] obrazuje, e do najwi kszych zmian dochodzi w pocz tkowym okresie po utracie uz bienia. Kszta t wyrostka z bodo owego klasyfikuje si w pi ciu przedzia ach zmienno ci (A-E). Niezale nie od kszta tu wyrostka kategoryzuje si jako ko ci wyrostka z bodo owego. Typ 1 (D1) odpowiada najlepszej jako ci ko ci korowej. Typ 2 odpowiada dobrej jako ci ko ci korowej o grubo ci oko o 2 mm oraz tkance g bczastej odznaczaj cej si zadawalaj c g sto ci. Typ 3 to ko korowa o grubo ci 1 mm otaczaj ca g st tkank g bczast o zadawalaj cych w asno ciach wytrzyma o ciowych. Typ 4 to ko korowa 1 mm otaczaj ca ko g bczast o niekorzystnych w asno ciach wytrzyma o ciowych. W poszczególnych odcinkach uchwy i szcz ki wyst puje znaczne zró nicowanie jako ci ko ci. Niemniej, typ 2 dominuje w przypadku uchwy, typ 3 w przypadku szcz ki. Przedni odcinek uchwy odznacza si zazwyczaj najlepsz g sto ci 2. Analiza stanu wiedzy w zakresie leczenia bezz bia z zastosowaniem ca kowitych... 17

19 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 Rysunek 2.2. Redukcja wyrostków z bodo owych po utracie uz bienia klasyfikowana w stopniach zaniku A-E oraz jako tkanki kostnej 1-4 wg prac [ ]. Przeci tne wymiary d ugo ci i szeroko ci uku pod o a dolnej protezy na podstawie [111, 121] ko ci, nast pnie odcinki boczne uchwy, przedni odcinek szcz ki i odcinki boczne szcz ki [122], co ma podstawowe znaczenie w lokalizacji implantów. Jako wska nik ilo ciowy ko ci przyjmuje si g sto sk adników mineralnych (BMD), która okre la mas zmineralizowanej tkanki tworz cej struktur ko ci. W minionej dekadzie wiele prac skupia si na ocenie wytrzyma o ci tkanki kostnej na podstawie komputerowej tomografii (CT) czy rezonansu magnetycznego (MRI). Warto zwróci uwag na prac [123], wskazuj c na niebezpiecze stwa wynikaj ce z przesadnej gloryfikacji wymienionych metod. Powszechnie przyj te w planowaniu implantów obrazowanie medyczne CT lub MRI pozwala rozpozna z dok adno ci wybranej techniki g ównie cechy morfologiczne ko ci i tkanek (g ównie grubo ko ci korowej). W istocie, cechy wytrzyma o ciowe ko ci s determinowane w sposób jako ciowy struktur i mikrostruktur niezale nie od wska nika BMD [124, 125], który okazuje si nie wykazywa istotnej korelacji z powodzeniem leczenia implantologicznego [126]. St d, ocena w asno ci mechanicznych tymi technikami obarczona jest znaczn niepewno ci. Wyniki oceny s subiektywne, zale od do wiadczenia klinicysty, natomiast przeliczenia na w asno ci mechaniczne opieraj si na zale no ciach statystycznych. W indywidualnych przypadkach wyniki oceny znacz co si ró ni, gdy nie uwzgl dniaj jako ci ko ci [124]. W przypadku ko ci korowej korelacja pomi dzy wynikami CT a w asno ciami 18 J. mudzki

20 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych mechanicznymi jest niska (r 2 <0,2) [127]. Wi ksza korelacja (r 2 >0,6) w przypadku ko ci g bczastej wskazuje na pewn u yteczno tej metody [124] jedynie do wyznaczania w asno ci ko ci g bczastej. Tworzywem naturalnym, które warunkuje powodzenie leczenia protezami osiadaj cymi jest b ona luzowa pod o a protetycznego, która stanowi podparcie protezy i bierze udzia w przenoszeniu obci e w trakcie ucia. B ona luzowa, pozostaj c w kontakcie z protezami do luzowymi oraz z pokarmem, poprzez sie receptorów czuciowych bierze równie udzia, jako o rodek czuciowy, w kontroli i sterowaniu mi niami uchwy podczas ucia [128]. Warto nadmieni, e w przypadku uchwy w konsekwencji zaniku wyrostków, dochodzi do zmniejszenia powierzchni posadowienia protezy równie ze wzgl du na przyczepy mi niowe, które znajduj si po stronie j zykowej wyrostka, natomiast w tylnej cz ci odcinka bocznego wraz z zanikiem przyjmuj coraz wy sz lokalizacj, bli sz wierzcho kowi wyrostka. W pracy nie podejmowano szczegó ów opisu budowy anatomicznej czy specyfiki stanów patologicznych pod o a protez. W obszarze zainteresowania pracy znajduj si zdolno ci b ony luzowej pod o a protetycznego do przenoszenia obci e i jej charakterystyka mechaniczna. W procesie deformacji tkanek mi kkich znacz c rol odgrywaj spr ysto i p yni cie. Zjawiska te mo na modelowo zobrazowa ruchem t oka w lepkim p ynie po czonym równolegle ze spr yn (model Voigta). Im s absza spr yna w tkankach, tym wi ksze deformacje zwi zane z lepkim przep ywem wewn trz-tkankowym oraz spowolniona zdolno odzyskiwania kszta tu zwi zana ze spowolnionym powrotem t oka po ust pieniu obci e. W przypadku mocniejszej spr yny, przeciwnie. Odzwierciedlenie w modelu rzeczywistego zachowania si tkanek mi kkich wymaga wprowadzenia do uk adu wi kszej liczby t oków o zadanej lepko ci p ynu i spr yn o zadanej spr ysto ci E (modeli Voigta i Maxwella), po czonych ze sob na ró ne sposoby: szeregowo i równolegle. Jeden z takich modeli zastosowano do opisu charakterystyki mechanicznej b ony luzowej w pracach [129, 130]. Wielko ci opisuj ce charakterystyk mechaniczn wraz z wyznaczonymi warto ciami przedstawiono na rysunku 2.3. W przypadku konieczno ci precyzyjnego odwzorowania rzeczywistego zachowania tkanek staje si nieodzowne wprowadzenie w modelu dodatkowego nieliniowego opisu charakterystyki samej spr yny, cz sto te nieliniowego równania przep ywu dla cieczy (nieniutonowskiej). Zazwyczaj jednak w zagadnieniach symulacji bardziej z o onych przestrzennych uk adów, do jakich nale y biomechanika protez, 2. Analiza stanu wiedzy w zakresie leczenia bezz bia z zastosowaniem ca kowitych... 19

21 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 odkszta cenie S3 S2 S1 S1` S2` E2=1.2 czas E1=1.1 =18 =250 S: odkszta cenie S1: odkszta cenie natychmiastowe S2: odkszta cenie opó nione spr yste S3: odkszta cenie lepkie S': odkszta cenie powrotne S1'. odkszta cenie powrotne natychmiastowe S2': odkszta cenie powrotne opó nione S3'. odkszta cenie powrotne lepkie - t/ S = S1+S2+S3 = F/E+F(1-e )E2+F t / F: napr enie E1, E2: modu elastyczno ci [MPa], : wspó czynnik lepko ci [MPa s] = E2/ : czas retardacji t: czas (s) Rysunek 2.3. Model lepkospr ystego zachowania si b ony luzowej wg pracy [129] d y si do uproszczenia opisu matematycznego zjawisk zachodz cych w tkankach, ze wzgl du na nak ady obliczeniowe, które silnie wzrastaj wraz z wprowadzeniem nieliniowych zale no ci. Do opisu zachowa tkanek mi kkich znajduje zastosowanie funkcjona spr ysty [ ]. Bazuje si na za o eniu, e napr enie S ij (tensor II rodzaju Piola-Kirchoffa) w punkcie cia a zale y wy cznie od gradientu deformacji F ij. Gradient deformacji mo na wyrazi przez gradient przemieszenia: F u i ij ( x) ij lub F I u xi (1) gdzie I jest tensorem jednostkowym, x wektorem wspó rz dnych oraz u wektorem przemieszcze. Ze wzgl du na du e przemieszczenia i rotacje stosuje si tensor D odkszta cenia Greena-Lagrange a: D ( C I) / 2 (2) gdzie C jest tensorem rozci gni cia lub prawym tensorem odkszta cenia Cauchy`ego-Greena, T C F F lub 2 C (3) gdzie, 1 rozci gni cie wzgl dne w i-tym kierunku g ównym; natomiast i sk adowa i i tensora odkszta ce w i-tym kierunku g ównym. Niezmienniki tensora C ij : 20 J. mudzki

22 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych I I (4) I Dla materia u okre lanego mianem hiperelastycznego, napr enie S ij mo na wyznaczy z gradientu deformacji i zmagazynowanej w obj to ci energii odkszta cenia W: S ij W W 2 (5) D C ij ij Dogodnie jest wyrazi funkcjona energii spr ystej w postaci wielomianowej przez W N i, j 1 C ij 1 ( I J (6) N i j 2k 1 3) ( I2 3) ( 1) k 1 d k Sk adnik trzeci wzoru (6), w którym wyst puje J, wyra a odkszta cenie obj to ciowe, gdzie J jest obj to ci obliczan jako suma trzech rozci gni g ównych; d k oznacza wska nik ci liwo ci. Pierwsze dwa sk adniki wyra aj odkszta cenie postaciowe. Ogólnie g sto energii odkszta cenia W jest funkcj wielowymiarowych interakcji 9 sk adowych gradientu deformacji F ij. St d, z pozoru prosta zale no, w praktyce jest trudna do zastosowania. Konieczne jest eksperymentalne wyznaczenie wszystkich wielowymiarowych zale no ci, co okazuje si niezwykle problematyczne. W praktyce in ynierskiej znajduj zastosowanie uproszczone funkcje energii odkszta cenia, których stosowalno rozwa a si dla konkretnego materia u oraz wybranego problemu obliczeniowego. W przypadkach materia ów wykazuj cych niewielk ci liwo ostatni sk adnik wyra enia (6) pomija si. Równie drugi sk adnik z indeksem j mo na pomin, kiedy zasadnicze znaczenie ma pierwszy sk adnik i (opisuj cy spr ysto, wynikaj c ze stopnia usieciowania w przypadku polimerów lub kolagenowej siatki w przypadku tkanki). Otrzymuje si wówczas zredukowany wielomianowy model Yeoha: W N j C i 0 1 3) i 1 ( I (7) gdzie N rz d wielomianu; i liczba wspó czynników opisuj cych krzyw z eksperymentu ciskania lub rozci gania. W przypadku tkanek mi kkich Fung [134] uwa a jako zadowalaj ce przybli enie wyk adnicze. Jest to tzw. model neo-hookean gdzie w (6) i = 1, k = 1. Spr ysto tkanek wraz z wiekiem ulega pogorszeniu, co obrazuj wykresy funkcji wyk adniczych dla 2. Analiza stanu wiedzy w zakresie leczenia bezz bia z zastosowaniem ca kowitych... 21

23 napr enie lata 43 lata 0.4 odkszta cenie 0,5 MPa 0,4 0,3 0,2 0,1 0 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 siod o 150 mm2 75 mm2 0 0,2 0,4 0,6 0,8 mm 1 Rysunek 2.4. Post puj ce wraz z wiekiem pogorszenie spr ysto ci skóry [135, 136] Rysunek 2.5. Charakterystyki spr yste b ony luzowej pod o a protez dla ró nego stopnia pokrycia powierzchni podczas badania uciskowego p ytkami o powierzchni 75 lub 150 mm 2 [137] lub siod em protezy cz ciowej [138] tkanki skóry na rysunku 2.4 [135, 136], natomiast niewielka ci liwo tkanki mi kkiej powoduje, e wraz ze zwi kszeniem powierzchni docisku zag bienie obiektu (penetratora) w tkank zmniejsza si [137, 138] (rys. 2.5), co wynika ze zmniejszenia swobody odkszta ce postaciowych. W praktyce, opis charakterystyki mechanicznej pod o a nie jest dost pne. Poza nielicznymi opracowaniami naukowymi, urz dze do bada w asno ci tkanek nie stosuje si i w ofercie handlowej urz dzenia takie nie wyst puj. Ewentualne zastosowanie mog znale jedynie mniej kosztowne uproszczone pomiary [139], które charakteryzuj b on luzow w przybli ony sposób. Metody takie bazuj na rejestracji natychmiastowego ca kowitego ugi cia (zag bienia penetratora), odpowiadaj cego realizacji okre lonej warto ci si y, bez rozró nienia w deformacji udzia u cech spr ystych i lepkich. Ca kowite natychmiastowe ugi cie stanowi stosunkowo najdogodniejsz do pomiaru cech b ony luzowej, która w znacznej mierze zale y od grubo ci b ony luzowej i jej cech spr ystych. Zag bienie penetratora odpowiada resiliencji b ony luzowej. Poprzez resiliencj w protetyce charakteryzuje si zdolno b ony luzowej do odkszta ce spr ystych, z któr czy si zdolno do przenoszenia obci e. W praktyce obliczeniowej charakterystyk b ony luzowej przybli a si modu em spr ysto ci obliczanym na podstawie bada uciskowych [140]. W warunkach gabinetu protetycznego stosuje si wy cznie ocen palpacyjn resiliencji i kategoryzacj opisow b ony luzowej. Nisk resiliencj powszechnie uznaje si za g ówny czynnik przyczyniaj cy si do niepowodzenia leczenia protezami osiadaj cymi [141]. Zwraca uwag, e na doznania bólowe, pochodz ce od przeci e 22 J. mudzki

24 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych Rysunek 2.6. Profile progowych warto ci wra liwo ci bólowej na nacisk b ony luzowej pod o a uchwy (zakres warto ci i rednia) wzd u zaznaczonych cie ek (wg pracy [144]) tkanek mi kkich pod protezami, cierpi ponad 80% u ytkowników protez [102, 142]. St d, jako najistotniejsz w asno pod o a b ony luzowej nale y wyró ni próg wra liwo ci bólowej b ony luzowej na nacisk [143, 144], pokrywaj cej boczne odcinki wyrostka z bodo owego uchwy rys Przeci tny próg wra liwo ci bólowej w strefie z bów przedtrzonowych (od A do P1), przenosz cych najwi ksze si y okluzyjne, wynosi oko o 630 kpa. Podobne warto ci przeci tnego progu bólu kpa podaje ród o [145]. Próg odczuwania bólu jest w asno ci silnie indywidualn. Doznania bólowe mog wyst powa ju dla warto ci oko o 300 kpa, ale równie dopiero 1500 kpa. Wra liwo na doznania bólowe, pod wp ywem d ugotrwa ego u ytkowania protez, mo e zmniejszy si o 40% [143]. W tkance b ony luzowej poddawanej naciskom obserwuje si spadek liczby mechanoreceptorów [146]. W przypadku usuni cia czynnika powoduj cego ucisk mo liwa jest reorganizacja zako cze nerwowych, np. przy zamianie zwyk ej protezy do luzowej na implantoprotez [147].W wyniku oddzia ywania mechanicznego protez dochodzi do urazów b ony luzowej, których cz sto wyst powania osi ga znaczny poziom 15-20% [148]. Trudne do wyleczenia stomatopatie b ony luzowej, objawiaj ce si stanami zapalnymi oraz infekcjami grzybiczymi, w przewa aj cej mierze s efektami przeci e mechanicznych [1, 149, 150]. Nawet do 80% reakcji ze strony b ony luzowej b dnie rozpoznawanych jako uczulenia na tworzywo protez, w istocie stanowi pochodn urazu mechanicznego [1]. Zwraca uwag, e pomi dzy odczuwaniem bólu i wyst powaniem urazów nie stwierdza si znacz cej korelacji [141]. Pi miennictwo podaje zró nicowane warto ci nacisku, które mog by niebezpieczne ze wzgl du na efekty niedokrwienia tkanek bony luzowej i rozwój odle yn. W jednej z prac podaje si 275 kpa [151]. Wed ug prac [138, 152] niebezpiecze stwo rozwoju odle yn mo e wyst powa 2. Analiza stanu wiedzy w zakresie leczenia bezz bia z zastosowaniem ca kowitych... 23

25 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 ju przy naciskach kpa, dla których obserwuje si znaczne zmniejszenie do 15% przep ywu krwi, je eli ucisk utrzymuje si przez 20 sekund. Podobnie w pracy [153] warto ci z zakresu 67,5-90,8 kpa uznaje si za niebezpieczne. W pracy [153] wykazano, e efekty niedokrwienne tkanki mi kkiej towarzysz ce naciskom z tego zakresu indukuj procesy zaniku tkanki kostnej, co stanowi potencjalny czynnik przyspieszaj cy procesy zaniku wyrostków z bodo owych pod protezami osiadaj cymi. W przypadku obci e cyklicznych, odpowiadaj cych czynno ci ucia, wydaje si s uszne przyj cie wy szych dopuszczalnych warto ci nacisków. Warunki ukrwienia tkanek uznaje si za znacznie lepsze w przypadku cyklicznego charakteru obci e [152, 154, 155]. Zmiany patologiczne tkanek mi kkich powsta e na tle urazów mechanicznych w powszechnej wiadomo ci kojarzone s z odle ynami. Tymczasem, podkre li nale y, e w obrazie klinicznym przewa aj otarcia, a nie odle yny [ ]. Skóra i b ona luzowa odmiennie reaguj na zjawiska cierne, cho w obydwu przypadkach tkanek obserwuje si zg stnienie i pogrubienie warstwy nab onkowej [156]. Jednak e, w przypadku otarcia skóry na powierzchni formuje si twardsza tkanka, pod któr przebiegaj procesy zdrowienia [160]. B onie luzowej z powodu niedostatku tych zjawisk, w zasadzie brakuje odporno ci na efekty cierne. W przypadku zaburze wydzielania liny obserwuje si znaczny wzrost dyskomfortu bólowego oraz urazów b ony luzowej pod protezami, co potwierdza zdecydowany wp yw procesów ciernych na wydolno czynno ciow protez. Wiele uwagi po wi ca si w asno ciom liny, której przypisuje si wp yw na wydolno czynno ciow protez. Zainteresowanie lin skupia si na ilo ci wydzielanej liny i grubo ci tworzonej przez ni warstwy, jej g sto ci i lepko ci. Wydzielanie liny w poszczególnych strefach jamy ustnej jest zró nicowane, st d grubo warstwy liny pokrywaj cej tkanki mo e wynosi od paru do ponad 100 μm [161]. W przypadku zaburze wydzielania liny obserwuje si znacz co mniejsze grubo ci jej warstwy w porównaniu do osób zdrowych [161]. Ilo wydzielanej liny wraz z czasem ucia pokarmów zmniejsza si, przy czym nie stwierdza si istotnego wp ywu cz stotliwo ci prze uwania [162]. lina, jak wiele biopolimerów jest cia em monopolarnym elektrodonorowym. Mechanizm tworzenia warstwy polega na selektywnej adsorpcji g ównie a cuchów bia kowych zawartych w linie. Zjawisko adsorpcji na powierzchni cia o sta e-ciecz w uk adach biologicznych przebiega szybko i ze zwi kszon szybko ci dla powierzchni hydrofobowych w porównaniu do hydrofilowych. Glikoproteiny b d ce g ównym sk adnikiem liny po adsorpcji na hydrofobowej 24 J. mudzki

26 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych powierzchni d do zorientowania swoich najbardziej hydrofobowych miejsc w a cuchach w glowodanowych w kierunku powierzchni, podczas gdy utrzymuj cz stki wody poprzez hydrofilowe oligosacharydy. K t zwil ania powierzchni j zyka pokrytego lin wskazuje na wi ksz hydrofilowo 50,5 2,4, ni dla j zyka nie pokrytego lin 77,3 4,1 [163]. Dla tkanek przyz bia [163] k t zwil ania zawiera si w podobnym zakresie Podaje si, e tkanki przyz bia wykazuj najwi kszy k t zwil ania spo ród wszystkich tkanek mi kkich, co pozwala na przeciwdzia anie tworzeniu si skupisk bakterii i infekcji. Hydrofobowe w asno ci b ony luzowej zwi zane s z niskim poziomem sk adowej polarnej energii powierzchniowej (okre laj cej mo liwo przyj cia swobodnych elektronów) ekstremalnie niskiej dla powierzchni biologicznych. Na marginesie warto doda, e hydrofobowe w asno ci zostaj czasowo obni one przez pasty do z bów zawieraj ce 6-meta-fosforan. lina, podobnie jak wiele innych p ynów biologicznych, wykazuje wraz z pr dko ci cinania anomalie lepko ci, charakterystyczne dla cieczy nieniutonowskich. Ró nice w asno ci reologicznych liny s w g ównej mierze t umaczone wynikiem zró nicowanej wewn trznej struktury mucyny [164], a dopiero w dalszej mierze ró nicami w koncentracji liny. Wysokocz steczkowa mucyna wyizolowana ze liny wykazuje podobne w asno ci lepkospr yste jak sama lina. Du a spr ysto przy niskiej lepko ci mo e mie znaczenie w tworzeniu i utrzymywaniu si warstwy liny na b onie luzowej. W praktycznej analizie mechanicznych zagadnie kontaktu zachodzi konieczno uproszczenia charakterystyki oporów ruchu po warstwie liny. Pi miennictwo przedstawia zró nicowane warto ci wspó czynnika tarcia dla liny. W badaniach tarcia j zyków wieprzowych pokrytych ludzk lin podaje si dynamiczny wspó czynnik tarcia 0,16 ( 0,03), a dla niepokrytych 0,25 ( 0,03), przy pr dko ci przesuwu 0,5 mm/s i sile normalnej 0,1 N [165]. Wspó czynnik tarcia liny na powierzchni b ony luzowej zmniejsza si ze wzrostem pr dko ci przesuwu, co wskazuje na hydrodynamiczny charakter tarcia. W pracy [166] zale nie od obci enia i pr dko ci uzyskuje si wspó czynnik tarcia pomi dzy 0,1-0,35. W pracy [167] podaje si znacznie wi ksze warto ci nawet 0,45. Nale y zwróci uwag, e lina stymulowana, która jest wydzielana w trakcie ucia, posiada gorsze w asno ci smarne [166], co uzasadnia si mniejsz lepko ci (rozrzedzeniem) w stosunku do liny niestymulowanej. Zmniejszenie wspó czynnika tarcia ze wzrostem si y normalnej w zakresie 0,34-2,20 N uzasadnia si mo liwo ci odkszta ce powierzchniowych mikronierówno ci tkanki. Istotne spostrze enia zawiera praca [168], w której udowadnia si decyduj cy wp yw na wspó czynnik tarcia stopnia uwodnienia liny (lub odwrotnie przesuszenia). W przypadku uwodnionej wie ej liny wspó czynnik 2. Analiza stanu wiedzy w zakresie leczenia bezz bia z zastosowaniem ca kowitych... 25

27 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 tarcia zawiera si dla badanej próbki dwóch osób pomi dzy 0,02-0,06. W przypadku przesuszenia warto ci zwy kuj do znacznych warto ci 2,8-3,0, co wiadczy o silnej adhezji [168]. Wydolno ucia u osób z uz bieniem w asnym a w 36% zale y od warto ci maksymalnej si y zgryzu na trzonowcach. Tylko 9% zmienno ci w wydolno ci ucia koreluje z charakterystyk powierzchni okluzyjnej [169]. Si y policzków i j zyka nie maj znacz cego wp ywu na wydolno ucia. Sytuacja zmienia si diametralnie w przypadku pos ugiwania si protezami osiadaj cymi. Zdolno do rozdrabniania pokarmu zale y od wielu zmiennych. Cykl ucia protezami ruchomymi oscyluje w przedziale 1,3 ( 0,20) Hz [170]. Ruchy uchwy i si y okluzyjne s wynikiem dzia ania mi ni uchwy. U u ytkowników protez osiadaj cych stwierdza si dwukrotnie wi ksz amplitud impulsu mi niowego w porównaniu do osób z uz bieniem w asnym, przy braku znacz cych ró nic czasu trwania impulsu [171]. Nie dostrzega si, by stan uz bienia, a tak e tekstura próbek pokarmowych wp ywa y znacz co na rytm ruchów uchwy. Amplituda impulsu mi niowego okazuje si s abo korelowa ze stopniem rozdrobnienia pokarmu. Aktywno mi ni nie stanowi podstawy oceny cech funkcjonalnych protez ze wzgl du na brak wyra nej korelacji z wydolno ci ucia [172]. Badania si okluzyjnych dla protez osiadaj cych, wykorzystuj ce zró nicowane metody pomiarowe, s liczne [139, ]. Si y okluzyjne w strefie z bów przedtrzonowych i trzonowych w zakresie N okazuj si wystarczaj ce do rozdrobnienia wi kszo ci pokarmów [177]. W protezach osiadaj cych siekacze ustawia si w ten sposób, aby nie bra y udzia u w rozdrabnianiu pokarmów. Niewielkie si y w odcinku przednim, ju na poziomie 10 N, powoduj unoszenie skrzyde protezy i utrat jej stabilno ci. Dok adniejszych informacji dotycz cych dystrybucji nacisków okluzyjnych na powierzchniach uj cych z bów dostarczy y badania przeprowadzone przy zastosowaniu specjalnych folii barwi cych, w których zale nie od warto ci nacisku ze zmia d onych mikrokapsu ek jest uwalniana substancja zabarwiaj ca foli. Mierzona t metod [178] u redniona warto maksymalnych si okluzyjnych wynosi a 122 N (w przedziale od 79 N, a do 461 N). W pracy [143] zakres si okluzyjnych zawiera si w przedziale 28,2-166,5 N, przy redniej 97,1 N i odchyleniu standardowym 46,3 N. Warto zwróci uwag, e wydolno ucia s abo koreluje z maksymaln si zgryzow, odmiennie ni w przypadku uz bienia w asnego [179]. Wydolno ucia ocenia si na podstawie stopnia rozdrobnienia cz stek pokarmowych [ ]. W wielu analizach podejmowane s próby oceny cech konstrukcyjnych protez na podstawie zmian warto ci si zgryzowych, aktywno ci mi ni, cykli ucia, a tak e przemieszcze uchwy [183, 184]. Wybrany zespó cech konstrukcji protez 26 J. mudzki

28 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych w relacji do warunków posadowienia wykazuje pewne wp ywy na wydolno ucia, lecz zale no ci te s wyra nie statystycznie skorelowane jedynie w przypadku typu okluzji j zykowej (do rodkowego przesuni cia w stron j zyka odcinków bocznych). Zastane indywidualne warunki cz sto ograniczaj mo liwo wprowadzenia okluzji j zykowej lub efekty jej wprowadzenia nie zapewniaj uzyskania dostatecznej wydolno ci ucia. Poszukiwania zwi kszenia wydolno ci ucia poprzez dobór kszta tu i ustawienia w uku sztucznych z bów nie s tak owocne, jak w przypadku okluzji j zykowej. Brak silnych zwi zków pomi dzy kszta tem z bów a wydolno ci ucia uzasadnia si jednoczesnym oddzia ywaniem dodatkowych zmiennych, w tym wp ywem ruchomo ci protezy na podatnym pod o u b ony luzowej [185]. Nale y podkre li, e z wi ksz akceptacj spotykaj si rozwi zania sprzyjaj ce równomiernej dystrybucji obci e na pod o e tkanek mi kkich [186, 187], nawet w przypadku braku znacz cych ró nic w wydolno ci ucia. Wymieniony fakt prowadzi do wa nego wniosku. Kryterium oceny wydolno ci ucia jest nie tylko zdolno do rozdrabniania pokarmu, mierzona obiektywnie, np. testami sitowymi [ ]. Równorz dnym kryterium jest dyskomfort bólowy, o którym decyduj obci enia pod protez. St d, kluczowemu zagadnieniu obci eniom b ony luzowej po wi canych jest wiele prac. Ze wzgl du na trudne do odseparowania w warunkach jamy ustnej jednoczesne dzia anie wielu zmiennych próbuje si podej cia modelowego. W badaniach modelowych zast puje si stochastyczny przebieg obci e okluzyjnych modelem deterministycznym. Stosuje si równie zamian uk adu si biernych i czynnych. Si y okluzyjne, b d ce w rzeczywisto ci reakcjami, wywo anymi na powierzchni z bów dzia aniem mi ni uchwy, dogodniej jest w badaniach modelowych traktowa jako si y czynne, bezpo rednio obci aj ce protez. Realizacja rzeczywistego uk adu si, bez zamiany si czynnych i biernych, wi za aby si z utrudnieniami, jakie wynikaj z konieczno ci poszukiwania niewiadomych si mi niowych, wywo uj cych zadan reakcj okluzyjn [35, 188, 189]. Je li obszarem zainteresowania nie s stany biomechaniczne uchwy, to odwrócenie si czynnych i biernych znacznie upraszcza sposób obci enia uk adu. Najcz ciej jednak przyjmuje si nadmiernie uproszczony schemat dzia ania wy cznie si y pionowej. Tymczasem, rzeczywisty kierunek si y ucia jest znacznie odchylony od pionu ( ci lej od kierunku prostopad ego do p aszczyzny okluzji). Sko no powierzchni guzków sztucznych z bów tzw. anatomicznych wynosi oko o 30. Wypadkowa si ucia zale y nie tylko od kszta tu powierzchni uj cych z bów, ale równie od kszta tu i konsystencji pokarmu, a tak e chwilowej relacji przestrzennej do powierzchni z ba przeciwstawnego. Rozdrabnianie pokarmu odbywa przez mia d enie na stosunkowo niewielkiej 2. Analiza stanu wiedzy w zakresie leczenia bezz bia z zastosowaniem ca kowitych... 27

29 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 drodze, która nie przekracza 2-3 mm, przy czym zawsze w rozcieraj cych ruchach bocznych uchwy, a nigdy przednio-tylnych [190]. Za o enie bocznego odchylenia si y ucia od pionu do 45 wskazuje si w niektórych pracach jako bardziej prawid owe [191]. Nale y równie zwróci uwag, e przy za o eniu modelu jednostronnego dzia ania si okluzyjnych nie odwzorowuje si z o onych obci e, które w rzeczywisto ci dzia aj na protez podczas ucia. W rzeczywisto ci ma miejsce przesuni cie wypadkowej si ucia, tzn. jej lokalizacja wyst puje pomi dzy pierwszym trzonowcem a rodkiem uku z bowego [177]. Przesuni cie wypadkowej si okluzyjnych do wewn trz uku uchwy jest nast pstwem dzia ania kontaktów zwarciowych po stronie balansuj cej z przeciwstawn górn protez. Dzia anie kontaktów balansuj cych okazuje si by warunkiem koniecznym dla osi gni cia stabilizacji protezy na pod o u i wydolno ci ucia [ ]. W sensie mechanicznym, kontakt balansuj cy, równowa cy destabilizacyjne oddzia ywania si po stronie pracuj cej, jest równie si i nale a oby go nazywa obci eniem okluzyjnym balansuj cym lub si okluzyjn balansuj c. Ze wzgl du na przyj te od wielu lat nazewnictwo, wynikaj ce z bardziej kinematycznego podej cia do biostatyki protezy, jako do jej ruchomo ci, w przedstawianej pracy nie zmieniano terminu kontaktu balansuj cego. W pi miennictwie przedstawia si udane próby rozpoznania przemieszcze protez podczas czynno ci ucia na drodze bezpo redniego pomiaru w jamie ustnej. Kontakty balansuj ce okazuj si wyprzedza czasowo naciski okluzyjne po stronie pracuj cej [197]. W pierwszej kolejno ci dochodzi do kontaktów w strefie drugich z bów trzonowych, nast pnie po milisekundach w strefie pierwszych z bów trzonowych, a po nast pnych 2-48 ms w strefie z bów przedtrzonowych. Jednocze nie, pomimo dobrego dopasowania protez do pod o a i zrównowa enia czynno ciowego protez, rejestruje si podczas ucia stosunkowo du e przemieszczenia (ruchomo protezy na pod o u) [13, 198, 199, 202]. Zakres przemieszcze w postaci graficznej przedstawiono na rysunkach 2.7 i 2.8. W pracy [200] podaje si podobny zakres przemieszcze do 1,4 mm strony pracuj cej i 1,6 mm strony balansuj cej. Strona balansuj ca wykazuje wyra ne tendencje do odrywania od pod o a i przesuwu po nim [198]. Wykres na rysunku 2.8 obrazuje, e wydolno ucia zale y od strony obci enia. W pracy [198], mo na zaobserwowa tendencj do utraty wydolno ci ucia twardego pokarmu (marchwi) wraz ze zwi kszeniem przednio-tylnej ruchomo ci protezy w porównaniu do mia d enia bardziej mi kkich pokarmów (pasty rybnej). W przypadku braku dopasowania protez do pod o a dochodzi do zwi kszenia zakresu przemieszcze [199]. Niewielka liczba uczestników badania 28 J. mudzki

30 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych 7 Wertykalne Boczne Przednio-tylne 6 Przemieszczenie [mm] Min Max rednia Min Max rednia Z e dopasowanie Dobre dopasowanie Rysunek 2.7. Ruchomo (przemieszczenia) protez w przypadku z ego lub dobrego dopasowania do pod o a [199] Przemieszczenie [mm] 0,6 0,4 0,2 0-0,2-0,4-0,6-0,8-1 -1,2 Pasta na L Wertykalne Boczne Przednio-tylne Pasta na P Brak wydolno ci March. na L March. na P Rodz. na L Rodz. na P Rysunek 2.8. Przemieszczenia strony balansuj cej podczas mia d enia stron lew (na L) lub praw (na P) pokarmów ró nej konsystencji: pasta rybna, marchew lub rodzynki [198] (n = 3) uniemo liwia uogólnienie wyników badania. Ruchomo protez wzgl dem pod o a stanowi potencjalne ród o traumatycznego oddzia ywania [199, 201]. Zwraca uwag b dne podej cie do ruchomo ci protezy jako do wy cznego wyniku deformacji pod o a b ony luzowej [202]. B ona luzowa uciskana siod ami protezy nie mo e ulega deformacjom si gaj cym jej grubo ci. Zakres deformacji b ony luzowej odpowiadaj cy naciskom siode zawiera si w przedziale 0,1-0,3 mm [2, 203, 204], co odpowiada 5-20% odkszta cenia. Do znacznych deformacji mo e dochodzi przy obci aniu niewielkiej powierzchni, kiedy pozostawiona zostaje znaczna swoboda deformacji postaciowych, np. w badaniu uciskowym resiliencji wg bnikiem. Mo na przypuszcza, e autorzy pracy [202] sugerowani znacznym zakresem deformacji, które maj miejsce podczas pomiarów wg bnikowych, interpretuj 2. Analiza stanu wiedzy w zakresie leczenia bezz bia z zastosowaniem ca kowitych... 29

31 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 mierzone przemieszczenia protezy jako deformacje tkanki. Metody kinezjograficznego pomiaru przemieszcze protez na pod o u zasadniczo nie nadaj si do oceny deformacji b ony luzowej. Warto ci 0,1-0,3 mm znajduj si w zakresie b du metody pomiarowej. Aktualnie brakuje metody eksperymentalnej, która stwarza mo liwo rozró nienia przemieszcze na te, które wynikaj z deformacji mi kkiego pod o a oraz na te, które s wynikiem odrywania i po lizgu po pod o u. Eksperymentalna technika oceny obci e b ony luzowej pod protezami opiera si na pomiarze ci nienia za pomoc ró nej konstrukcji czujników [ ]. Czujniki pozwalaj jednak jedynie na lokalny pomiar, przy u rednieniu rozk adu ci nienia pod czujnikiem, zale nie od jego wielko ci. Zazwyczaj konstrukcja czujników umo liwia dokonanie pomiaru wy cznie na stokach wyrostków, a nie na szczytach. Oceny obci e w postaci rozk adu nacisków na ca ej powierzchni stoków próbuje si ostatnio dokona za pomoc specjalnych czujników (mat) laminowanych w folii [208]. Technika pomiaru stosowana jest od wielu lat w ocenie warunków zwarciowych, chocia odznacza si wieloma wadami [209]. Za jedn z nich uwa a si wp yw sztywno ci laminowanego czujnika na artefakty pomiarowe, w postaci zafa szowanych lokalizacji przedwczesnych kontaktów okluzyjnych. Do wiadczenie w asne pozwala stwierdzi, e równie w czujnikach dedykowanych do pomiarów nacisków na tkankach folia jest zbyt sztywna, aby by o mo liwe przeprowadzenie prawid owych pomiarów nacisków na powierzchni b ony luzowej pod protezami. Prezentowane dotychczas wyniki dotycz pomiarów pod siod em protezy cz ciowej [208] wspartej na równomiernie ukszta towanych i wypuk ych wyrostkach z bodo owej cz ci uchwy. W przypadkach niekorzystnych warunków posadowienia, zanik e i nieregularne kszta ty wyrostków uniemo liwiaj uzyskanie dostatecznego dopasowania sztywnej folii do pod o a. Nale y równie mie na wzgl dzie, e obecno folii na granicy kontaktu zaburza stan obci enia tkanek mi kkich, w szczególno ci przebieg zjawisk po lizgu. Wyniki pomiarów nacisków pod protezami ca kowitymi in vivo zestawiono na rysunku 2.9, natomiast warto ci obci e wyznaczone w warunkach in vitro na rysunku 2.10 [14, 207, ]. Nale y zwróci uwag, e przedstawiane w pi miennictwie badania na modelach fizycznych znamionuje niedostateczne odwzorowanie warunków obci eniowych si ami okluzyjnymi. Przewa nie przyjmuje si uproszczony deterministyczny model dominuj cej roli pionowej sk adowej si y okluzyjnej, co znacznie odbiega od stanu rzeczywistego, wynikaj cego z kszta tu z bów, kinematyki uchwy i faktu dzia ania kontaktów balansuj cych. Technikom eksperymentalnym brakuje mo liwo ci oceny stanu obci enia w g bi tkanek. 30 J. mudzki

32 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych Kawano 1996 Watson 1987 Watson 1984 Dolna Górna Roedema Ohashi 1966 Stafford 1978 Perez 1967 Frechette 1955 kpa Rysunek 2.9. Naciski na b on luzow mierzone in vivo pod protez doln i górn [14, ] mudzki [MES 3D] Ates 2006 [MES 2D] Kawasaki 2001 [MES 3D] Takayama 2001 [MES 3D] Taguchi 2001 [in vitro] Ohguri 1999 [in vitro] Inoue 1996 [in vitro] Si a; 100 Si a; 100 Si a; 30 Si a; 9,8 Si a; 39,2 Si a; 98 Si a; 50 Nacisk T-G: pod powierzch. H-M: na powierzch. kpa Rysunek Wyniki fizycznych i numerycznych bada symulacyjnych [207, , , 241]. Napr enia Tresca-Guesta (T-G) w g bi tkanek pod powierzchni, Huber-Mises (H-M) na powierzchni Sprawdzonym narz dziem w ocenie stanu obci enia w ca ej obj to ci b ony luzowej s numeryczne symulacje komputerowe. Wi kszo prób numerycznego modelowania obci e b ony luzowej [ ] znamionuje wyra ny brak rozeznania w przyj ciu prawid owych kryteriów oceny stanu obci enia. Modelowanie wp ywu cech konstrukcyjnych na stabilno protez z wykorzystaniem uproszczonych dwuwymiarowych modeli jest nie do przyj cia [229] ze wzgl du na brak odwzorowania ruchomo ci protezy w kierunku przednio-tylnym. W ocenie wyników oblicze numerycznych, jako wy czne kryterium rozwa a, powszechnie przyjmuje si napr enia zast pcze na powierzchni b ony luzowej wed ug hipotezy Hubera-Misesa (H-M), które dostarczaj informacji o stopniu zdeformowania postaciowego tkanek. W pracy [230] napr enia zast pcze H-M w tkance mi kkiej pod o a przyjmuje si jako kryterium oceny wp ywu kszta tów z bów na wydolno ucia. Tymczasem, deformacj postaciow tkanek trudno 2. Analiza stanu wiedzy w zakresie leczenia bezz bia z zastosowaniem ca kowitych... 31

33 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 przyj jako wyznacznik stabilnego po o enia protezy na pod o u. Co wi cej, warto ci napr e w b onie luzowej przekraczaj ce 20 MPa wywo ane si pionow 50 N dyskwalifikuj warunki eksperymentu modelowego. Co zastanawiaj ce, w badaniach numerycznych zazwyczaj nie rozpatruje si nacisków pod protez. W wiatowym dorobku technik przeciwodle ynowych zwraca si szczególn uwag, e wymienionych wyznaczników stanu obci enia, tzn. cinania i nacisków, nie nale y rozpatrywa jako oddzielnych kryteriów, gdy prowadzi to do b dnych interpretacji [ ]. Jedynie w pracach [221, 222] nawi zuje si do obszaru technik przeciwodle ynowych, dokumentuj c równie w b onie luzowej wyst powanie obszarów podwy szonego ci nienia oraz cinania, wzajemnie odlegle zlokalizowanych, a równorz dnie odpowiedzialnych za rozwój odle yn [239, 240]. Rozwój metodyki modelowania MES w kierunku lepszego odwzorowania charakterystyki mechanicznej b ony luzowej wskazuje [223, 224], e wprowadzenie dla modelu b ony luzowej opisu reologicznego nie jest kluczowe w ocenie stanu obci enia tkanek. Zaznacza si niedostatek oceny zjawisk ciernych pod protezami, na które zwraca si uwag jedynie w pracach [222, 241, 242]. Konieczno rozpatrywania napr e stycznych na powierzchni b ony luzowej jako kryterium traumatycznego oddzia ywania protez wykazuje si jedynie w publikacjach [222, 241]. Jednak obliczone warto ci napr e stycznych na powierzchni b ony luzowej [222, 241] trudno odnie do stanu rzeczywistego, gdy w badaniach uproszczono warunki kontaktu protezy z pod o em do idealnego przylegania. W pracy [242], w której podj to prób numerycznej symulacji po lizgu protezy po powierzchni luzówkowej stwierdza si, e ryzyko urazów ciernych zwi ksza si w przypadku charakterystycznego zaniku bezz bnych wyrostków w odcinku przednim uchwy, który skutkuje ze lizgiwaniem si protezy z pochy ego pod o a ku przodowi. Jednak e, powszechne problemy otar pod protezami dowodz, e urazy cierne nie musz by zwi zane z charakterystycznym pochy ym ukszta towaniem pod o a. W opinii klinicystów s zwi zane z ruchomo ci protezy i stopniem zrównowa enia na kontaktach balansuj cych. Jedyn prób numerycznego modelowania wp ywu kontaktów balansuj cych na stabilizacj protez [243] nale y uzna za bezowocn ze wzgl du na warunek idealnego przylegania protezy do pod o a. Równie w pracy [244] podj to prób symulacji po lizgu, przy czym obci ano protez pionowymi si ami, ostatecznie nie podaj c napr e kontaktowych pod protez. Weryfikacji wymagaj równie pogl dy dotycz ce mo liwo ci wiadomej stabilizacji protezy si ami j zyka podczas przenoszenia nacisków ucia. Generalnie, dla osi gni cia 32 J. mudzki

34 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych wygody czynno ciowej d y si, aby dzi ki odpowiedniej konstrukcji protezy si y mi ni policzków, warg oraz j zyka dzia aj ce w trakcie czynno ci i spoczynku równowa y y si [1, 245]. J zyk zdolny jest do wywierania ukierunkowanego nacisku na protez [246, 247]. Chocia wraz z wiekiem si y mi ni j zyka zmniejszaj si, to u osób starszych rejestruje si znaczne warto ci si nacisku w kierunku obszaru podniebiennego, przeci tnie przekraczaj ce 20 N [248]. W pracach [249, 250] wykazuje si mo liwo wykorzystania si j zyka do zwi kszenia docisku protezy do pod o a. Retencja protezy zwi ksza si rednio z 5,2 do 10,6 N [250]. Jednak e, nale y mie na uwadze, e w fazie mia d enia pokarmu wi ksze znaczenie przypisuje si stabilizacji, a nie retencji. W jedynej pracy [188], w której podejmuje si prób modelowej analizy efektów dzia ania si j zyka w trakcie przenoszenia nacisków okluzyjnych wskazuje si, e ukierunkowana boczna aktywno j zyka mo e przyczynia si do lepszej stabilizacji protezy. Ze wzgl du na uproszczenia modelowe kontaktu, wyniki trudno odnie do realnych sytuacji, w których proteza mo e traci kontakt z pod o em lub lizga si. Zwraca uwag, e rejestrowane warto ci nacisków pod protezami s znacznie mniejsze od progu wra liwo ci bólowej [ ], co pozostaje w wyra nej sprzeczno ci z dyskomfortem bólowym odczuwanym przez przewa aj c cz u ytkowników protez. Przyczyn tej wyra nej sprzeczno ci wydaje si niedostateczne odwzorowanie warunków obci eniowych. Pomiary odpowiadaj zbyt stabilnym warunkom pracy protezy równomiernie wspartej na pod o u [210]. W zwi zku z powy szym faktem, trudno wywo a typowe unoszenie skrzyd a protezy po stronie balansuj cej. Wprost przeciwnie, pod skrzyd em balansuj cym zamiast braku nacisków rejestruje si wi ksze warto ci nacisków ni po stronie pracuj cej. Obci enia typowe dla ucia, kiedy dochodzi do przechylenia protezy i zmniejszenia obszaru podparcia [ ], pozostaj nieznane. Pomimo, e ruchomo protezy na pod o u uwa ana jest za przyczyn dyskomfortu bólowego i rozwoju urazów ciernych, dotychczasowe analizy in ynierskie nie dostarczy y informacji o po lizgu i si ach stycznych Materia owe i technologiczne uwarunkowania wydolno ci czynno ciowej protez osiadaj cych Metod zmniejszenia dyskomfortu i urazowo ci pod o a b ony luzowej s mi kkie warstwy pod cielaj ce twarde siod a protez [251]. Mi kkie pod cielenia wykonywane s przewa nie z plastyfikowanych tworzyw akrylowych lub silikonów. Tworzywa akrylowe z powodu utraty 2. Analiza stanu wiedzy w zakresie leczenia bezz bia z zastosowaniem ca kowitych... 33

35 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 plastyfikatorów w rodowisku jamy ustnej stosunkowo szybko zostaj pozbawione zdolno ci do roz adowywania obci e w przyleg ych tkankach. St d w zastosowaniach d ugoterminowych preferuje si silikony, przewa nie tworzywa bazuj ce na poli(dimetylosiloksan)ach (PDMS) rys. 2.11a,b. a cuchy PDMS z ugrupowaniami Si-H mog sieciowa w wyniku reakcji grup winylowych CH=CH 2 z grup Si H rys. 2.11c. Reakcja addycji zwi zków krzemoorganicznych zawieraj cych wi zanie Si H do wi za wielokrotnych jest tzw. reakcj hydrosililowania, stosowan powszechnie do syntezy wielu odmian komercyjnych tworzyw elastomerowych do pod ciele protez. Pod cielenia nie s zbyt ch tnie stosowane przez protetyków ze wzgl du na odwarstwianie od bazy protezy w okresie obj tym roszczeniami gwarancyjnymi. Problem przyczepno ci elastomerów PDMS do bazy protezy zosta jednak w znacznej mierze rozwi zany dzi ki odpowiedniemu doborowi rodków wi cych oraz przestrzeganiu zasad kszta towania warstwy pod cielaj cej [252]. Uzyskanie dobrej wytrzyma o ci po czenia wymaga jednak wyboru tworzywa odpowiedniego do zastanej sytuacji i wspó pracy z technikiem, gdy przyczepno materia ów polimeryzowanych na gor co jest zazwyczaj wi ksza ni bezpo rednio polimeryzowanych w jamie ustnej. Wytrzyma o po czenia 440 kpa uwa a si za wystarczaj c [253]. Materia y pod cielaj ce s równie niech tnie stosowane ze wzgl du na znaczn podatno na zaka enia grzybicze. Odporno materia ów pod cielaj cych na kolonizacj przez grzyby a) b) c) A CH 3 ( Si O ) n CH 3 A Rysunek Schemat budowy polimeru siloksanowego [254] 34 J. mudzki

36 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych i bakterie jest znacznie mniejsza ni bazy protezy, ze wzgl du na trudn do wyeliminowania nadmiern porowato i nasi kliwo. Wn trze pod cielenia, pozostaj c niedost pne dla rodków higienicznych, z czasem u ytkowania staje si siedliskiem drobnoustrojów infekuj cych b on luzow. Dzi ki modyfikacji dwusk adnikowych silikonów nanocz steczkami srebra równie w tym wzgl dzie zosta ostatnio osi gni ty post p [42]. Zagadnienia materia owe zapobiegania utracie w asno ci eksploatacyjnych tworzyw pod cielaj cych w warunkach rodowiska jamy ustnej obszernie podejmuje si w pracy [254]. Podstawow cech funkcjonaln elastomerowych mi kkich pod ciele jest zdolno do roz adowywania obci e w tkankach b ony luzowej. Pacjenci lepiej oceni komfort u ytkowania protez pod cielanych rys [141, 255]. Generalnie, obserwuje si te zmniejszenie cz sto ci wyst powania urazów [141], chocia nie jest to regu. Pod cielanie wp ywa na zwi kszenie wydolno ci ucia [172], natomiast zmiany maksymalnej si y okluzyjnej lub aktywno ci mi ni s ma o znacz ce [ ]. W efekcie brakuje kryteriów projektowania materia owego tworzyw pod cielaj cych. Aktualnie, problematyka oceny cech funkcjonalnych materia ów pod cielaj cych nabiera szczególnego znaczenia w wietle popularyzacji rozwi za protez osiadaj cych stabilizowanych na implantach. W rozwi zaniach tych obserwuje si liczne urazy b ony luzowej. W ramach profilaktyki standardowo zaleca si pod cielanie [ ]. Równie w przypadku protez konwencjonalnych wykazuje si [141], e pod cielanie nale y uzna jako standard post powania protetycznego. Materia y pod cielaj ce s standardowo stosowane na obturatory (protezy pooperacyjne zast puj ce ubytki tkanek mi kkich i twardych jamy ustnej). Murata Shinomiya 2006 Twarda Pod cielana Murata 2002 Shinomiya 2006 Kimoto Si a okluz. [N] Si a okluz. [N] Komfort [VAS%] ucie [%] Ból [VAS%] Rysunek Wp yw pod cielania protezy na wska niki wydolno ci czynno ciowej [141, 255, 256] 2. Analiza stanu wiedzy w zakresie leczenia bezz bia z zastosowaniem ca kowitych... 35

37 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 Spr ysto ci zarówno plastyfikowanych tworzyw akrylowych, polisiloksanów i ich kopolimerów mo na sterowa poprzez stopie usieciowania, jak równie udzia sk adników tworzywa, w tym dodatków nanowype niaczy. W ocenie w asno ci u ytkowych materia ów pod cielaj cych stosuje si z o one lepko-spr yste modele opisuj ce charakterystyki odkszta ceniowo-napr eniowe w sposób podobny jak dla tkanki b ony luzowej [255]. Jednak e, podej cie do pod cielenia jako do izolatora t umienia drga i wyznaczanie charakterystyki dynamicznej stratno ci energii w materiale nie doprowadzi o do rozwi zania problemu. Na podstawie oceny p tli histerezy, stwierdza si, e korzystn cech jest zdolno do odzysku odkszta cenia w trakcie pojedynczego cyklu ucia [255, 261, 262]. Korzy ci wynikaj ce ze zdolno ci materia u do kumulacji i rozpraszania energii w pojedynczym cyklu ucia mo na dostrzec bez prowadzenia z o onych bada, które ostatecznie niewiele wnosz do rozwi zana zagadnienia przewidywania w asno ci warstw pod cielaj cych ze wzgl du na poziom wydolno ci czynno ciowej protezy. Obecnie obszarem intensywnych bada jest ulepszanie nanocz stkami w asno ci mechanicznych i eksploatacyjnych. Przyk adowo praca [263] przedstawia mo liwo ci sterowania cechami spr ystymi silikonów poprzez inkorporacj tlenkami TiO 2 (30-40 nm), ZnO (20 nm) lub CeO 2 (50 nm) w zakresie 0,5%, 1,0%, 1,5%, 2,0%, 2,5%, lub 3,0% wag. Twardo dla wi kszo ci mi kkich tworzyw pod cielaj cych wykazuje bezpo redni zwi zek z modu em spr ysto ci [264, 265]: ( s) E[ MPa] (8) ( s) gdzie s twardo Shore a lub ISO. Stosunkowo prosty i niedrogi pomiar twardo ci pozwala na ocen struktury tworzyw elastomerowych [266], poniewa modu spr ysto ci mo na wyrazi przez: E= RTMc -1 gdzie, g sto mieszanki, R sta a gazowa, T temperatura bezwzgl dna, Mc masa molowa przeci tnego a cucha. Cechami spr ystymi tworzyw polimeryzuj cych na gor co mo na sterowa poprzez dobór czasu lub temperatury polimeryzacji [267], je eli czynniki te wp ywaj na d ugo a cuchów lub stopie usieciowania. Cechy spr yste tworzywa mo na równie zmienia dodatkiem wype niaczy np. silanizowanej krzemionki [268], wed ug zale no ci [266]: E = E 0 (1+2,5c +14,1c 2 ) gdzie c udzia obj to ciowy wype niacza. 36 J. mudzki

38 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych Badany w pracy [269] elastomer silikonowy Silastic MDX (MDX poli(dimetylosiloksan)) wraz ze wzrostem udzia u silanizowanej krzemionki (AEROSIL R 812S: Exp. A 2%; Exp. B 4%; Exp. C 6%; Exp. D 8%; Exp. E 10 %) wykazuje ponad 2-krotny wzrost spr ysto ci (modu E` zgodny w fazie) rys. 2.13, przy jednoczesnym korzystnym zwi kszeniu zdolno ci do rozpraszania energii (wspó czynnika stratno ci) w cz stotliwo ci 1 Hz, odpowiadaj cej cykliczno ci ucia. Ze wzgl du na nieliniowe zachowania elastomerów ich cechy spr yste dogodnie jest okre la umownym modu em spr ysto ci dla punktu pracy [270]. Mo liwo ci sterowania umownym modu em spr ysto ci obliczanym dla napr enia 150 kpa, odpowiadaj cego warto ci krytycznej dla rozwoju odle yn, w przypadku poli(dimetylosiloksan)u o nazwie firmowej Ufi Gel przedstawiono na rysunku Wraz z udzia em nanocz stek Ag uzyskuje si oko o 2-krotne zmniejszenie modu u spr ysto ci, przy czym zwi ksza si zdolno do rozpraszania energii. Jednocze nie polepsza si odporno tworzywa na kolonizacj przez mikroorganizmy [254]. Generalnie, dost pne s technologie umo liwiaj ce kszta towanie warstw pod cielaj cych znacznie zró nicowanych pod wzgl dem cech spr ystych, brakuje natomiast zasady projektowania materia owego w funkcji rzeczywistych obci e eksploatacyjnych, decyduj cych o wydolno ci czynno ciowej uzupe nienia protetycznego. Dotychczasowe nieliczne próby modelowego podej cia do oceny biozgodno ci materia ów pod cielaj cych przedstawiono na rysunku Badania in vitro [207] prowadzono na bardzo uproszczonym modelu, którego geometria jedynie cz ciowo odwzorowuje obiekt rzeczywisty, natomiast wyniki bada komputerowych MES pracy [224] trudno odnie do rzeczywisto ci, gdy eksperymenty numeryczne 2,5 2 E [MPa] 1,5 1 0,5 0 MDX Exp. A Exp. B Exp. C Exp. D Exp. E Rysunek Wp yw dodatku nanocz stek silanizowanej krzemionki na w asno ci spr yste poli(dimetylosiloksanu) MDX wg [269] 2. Analiza stanu wiedzy w zakresie leczenia bezz bia z zastosowaniem ca kowitych... 37

39 Open Access Library Volume 4 (10) ,16 MPa 0,14 0,12 Ufi Gel +40ppm Ag +80ppm Ag +200ppm Ag 0,1 0,08 0,06 0,04 0,02 0 0% 5% 10% 15% 20% 25% 30% 35% 40% Rysunek Zmiany cech spr ystych poli(dimetylosiloksan)u Ufi Gel powodowane dodatkiem nanosrebra [254] H-M kpa Twarda Pod cielana Nacisk Taguchi 2001 [in vitro] Kawano 1993 [2D MES] Nacisk mudzki 2009 [3D MES] cinanie przy ko ci mudzki 2009 [3D MES] Rysunek Próby modelowej oceny wp ywu pod cielania protezy na obci enia b ony luzowej [207, 221, 222, 224] wykonuje si na modelach p askich. Lepsze odwzorowanie obiektu rzeczywistego osi gni to w badaniach na modelach przestrzennych [221, 222]. Na podstawie zdefiniowanych kryteriów oceny stanu obci enia b ony luzowej, zgodnych z wiedz przyj t w technikach przeciwodle ynowych, stwierdza si zarówno korzystne, jak i niekorzystne dzia anie pod ciele. Dwustronne dzia anie pod cielenia zobrazowano na rysunku Wraz ze zwi kszaniem podatno ci warstwy pod cielaj cej dochodzi do wzrostu deformacji postaciowej w g bi tkanek i cinania po bokach wyrostka z bodo owego. W tych obszarach zwi ksza si ryzyko rozwoju typowych odle yn tzw. g bokich, rozwijaj cych si podpowierzchniowo od ko ci ku powierzchni tkanki mi kkiej. Prawid owa ocena cech funkcjonalnych materia u pod cielaj cego wymaga zatem sprawdzenia zarówno nacisków (napr e normalnych na powierzchni), jak i cinania 38 J. mudzki

40 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych 600 kpa 500 Twarda Pod cielana 350 kpa 300 Twarda Pod cielana M M2 Rysunek Korzystny wp yw pod cielenia na zmniejszenie nacisków w strefie centralnej oraz niekorzystne zwi kszenie cinania przy ko ci w g bi tkanki mi kkiej po bokach zanik ego wyrostka z bodo owego. Profil napr e normalnych ( ciskania) wzd u cie ki M1 i napr e tn cych T-G wzd u cie ki M2 [221, 222] tkanek w g bi przy ko ci. Nadal brakuje jednak mo liwo ci oceny wp ywu materia ów pod cielaj cych na zjawiska cierne pod protezami, które decyduj o urazach. Tymczasem, wraz z eliminacj powierzchniowych podra nie tkanek b ony luzowej na tle abrazyjnym zazwyczaj ust puj [1] równie infekcje bakteryjne i grzybicze b ony luzowej. Zagadnienie doboru i projektowania cech spr ystych materia ów pod cielaj cych ze wzgl du na analiz no no ci tkanek podpieraj cych protezy jest nadal otwarte na poznanie. Pacjentom, których sytuacja ekonomiczna pozwala na leczenie implantologiczne i nie wyst puj medyczne przeciwwskazania do tego typu leczenia, proponuje si protezy z wykorzystaniem implantów. W ród rozwi za protez, w których stosuje si implanty, w zale no ci od sposobu podparcia wyró nia si [1-3, 271, 272]: typowe implantoprotezy osadzone na implantach na sta e, których pacjent nie wyjmuje z jamy ustnej, protezy nak adowe (zdejmowane, ruchome) ca kowicie podparte na implantach, protezy nak adowe z podparciem luzówkowym utrzymywane na implantach. 2. Analiza stanu wiedzy w zakresie leczenia bezz bia z zastosowaniem ca kowitych... 39

41 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 W pierwszych dwóch rozwi zaniach obci enia okluzyjne s ca kowicie przekazywane na podpory implantologiczne. W tego typu rozwi zaniach najbardziej efektywnym, i w zasadzie jedynym, sposobem zapobiegania przeci eniu ko ci wokó implantów jest zwi kszanie ich liczby, co przysparza dodatkowych kosztów. Wraz ze zmniejszeniem liczby implantów zwi ksza si obci enie przypadaj ce na pojedynczy implant. Nadmierny kompromis ekonomiczny w tym wzgl dzie skutkuje odleg ymi konsekwencjami w postaci znacznych ubytków tkanki kostnej wokó szyjki implantu, a nawet utrat implantu z ko ci lub jego z amaniem zm czeniowym. Na skutek przeci eniowego zaniku wyrostka z bodo owego powstaj pod protez prze wity, co znacz co obni a walory estetyczne, a przez to zani a samopoczucie. Cz sto warunki pod o a kostnego uniemo liwiaj osadzanie implantów w wymaganej liczbie lub rednicy. Cz osób starszych nie kwalifikuje si do inwazyjnego leczenia implantologicznego ze wzgl du na ogólny stan zdrowia. Nale y równie zwróci uwag, e je eli jako biozgodno rozwi zania przyj stopie inwazyjno ci post powania implantologicznego, to wprowadzenie licznych implantów pod implantoprotezy, w technice odp atowienia tkanek b ony luzowej, jest post powaniem inwazyjnym i wymagaj cym stosunkowo d ugiego okresu rehabilitacji. Najbardziej rozpowszechnione implanty (gwintowane, wkr cane w ko ) mo na podzieli na implanty jednofazowe i dwufazowe. W przypadku implantów dwufazowych post powanie implantologiczne jest podzielone na dwie fazy. W pierwszej fazie wszczepia si cz ródkostn implantu. Dopiero po okresie wgajania pomi dzy 3-6 miesi cy przyst puje si do drugiej fazy, dokr cania cz ci nadkostnej. Dwufazowy przebieg post powania pozwala na zabezpieczenie tkanki kostnej wokó implantu przed niepo danymi efektami dzia ania si na nadkostn cz. Odroczenie obci e stosuje si w przypadku mniej korzystnych warunków pod o a kostnego, zw aszcza w przypadku szcz ki. Dwufazowy przebieg post powania implantologicznego, w oczywisty sposób wp ywa na konstrukcj implantu, tzn. podzia implantu na dwie cz ci. Nadkostna cz implantu, tzw. cznik, (ang. abutment ), s u y do przymocowania uzupe nienia protetycznego. Rozwi zanie ma t zalet, e w razie zmiany koncepcji dotycz cych nadbudowy protetycznej, mo liwa jest zamiana cznika. St d, implanty dwucz ciowe ch tnie stosowane s nawet w przypadkach korzystnych warunków pod o a, bez fazy odroczenia, jako implanty natychmiastowe [273, 274]. Dwucz ciowe implanty maj jednak liczne wady. Wymieni nale y kolonizacj bakteryjn po czenia gwintowego cznika z cz ci ródkostn [ ]. Po czenie gwintowe przysparza powa nych problemów 40 J. mudzki

42 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych mechanicznych. Do nierozwi zanych problemów nale y obluzowywanie czników pod wp ywem si ucia. Zwi kszanie naci gu wst pnego ruby skr caj cej cznik z implantem niestety nie rozwi zuje problemu. Pocz tek gwintu stanowi obszar inicjacji p kni i prowadzi do typowego dla po cze rubowych zm czeniowego niszczenia czników [ ]. Z drugiej strony, w razie przeci e konstrukcji implantologicznej najcz ciej uszkodzeniom ulega cznik, co umo liwia dokonanie naprawy. Uszkodzenie implantu jednocz ciowego jest równoznaczne z jego utrat. Zalet implantów jednocz ciowych jest cena, która przeci tnie jest o rz d ni sza. Do tej grupy implantów nale ruby bikortykalne oraz mini-implanty. Mini-implanty zawdzi czaj sw nazw stosunkowo mniejszej rednicy 1,8-2,2 mm w porównaniu do standardowych implantów o rednicach 2,75-4,5 mm. Mini-implanty, wywodz ce si z ortodoncji, po zaadoptowaniu konstrukcji dla potrzeb protetyki, znajduj coraz szersze zastosowanie w najbardziej popularnych protezach nak adowych utrzymywanych na implantach. Rozwi zania protez nak adowych (nazywane w skrócie overdentures utrzymywane na dwóch implantach; lub z ang. two-implant retained dentures: TID) s efektem poszukiwania w latach 90-tych alternatywnych metod protezownia, jak najmniej inwazyjnych, najmniej z o onych oraz jak najbardziej dost pnych dla mniej zamo nych pacjentów [281]. Pe na nazwa tych rozwi za to protezy nak adowe utrzymywane na implantach o podparciu na b onie luzowym (implant-retained soft tissue-supported dentures). W tego typu rozwi zaniach dwa implanty, lokowane w przednim odcinku wyrostka z bodo owego uchwy, wykorzystuje si jedynie do zwi kszenia si utrzymania i stabilizacji standardowej protezy akrylowej. W przypadku konwencjonalnych protez niepowodzenia leczenia w g ównej mierze wynikaj z niedostatecznego czynno ciowego utrzymania dolnej protezy na pod o u. St d, niewielkie zwi kszenie retencji dolnych protez okazuje si [282] wystarczaj ce dla uzyskania powodzenia leczenia rys [283] i rys [105, ]. Przyk adowo retencja dolnej protezy po zastosowaniu stabilizacji za pomoc z czy typu O-ring [105] zwi ksza si z 2 N do prawie 10 N, natomiast stabilizacja z oko o 5 N do prawie 10 N. O sukcesie klinicznym protez utrzymywanych na implantach decyduje sposób po czenia z implantami. Po czenie to nie mo e by sztywne. Obci enia okluzyjne transmitowane w sposób typowy dla implantoprotez w ca o ci na implanty stwarzaj znaczne ryzyko ich utraty w przypadku ograniczonej liczby implantów do dwóch. Po czenie protezy z implantami realizuje si za pomoc specjalnej konstrukcji z czy. Z cza mocuj ce protez do implantów lub trafniej okre laj c, utrzymuj ce protez na implantach, maj do spe nienia dwie funkcje. 2. Analiza stanu wiedzy w zakresie leczenia bezz bia z zastosowaniem ca kowitych... 41

43 Open Access Library Volume 4 (10) % 45% 40% 35% 30% 25% 20% 15% 10% 5% 0% 47,1% 47,1% CD TID 44,1% 35,3% 14,7% 8,8% 2,9% 0,0% 0,0% 0,0% Znaczny ból Ból Bez opinii Niewielki ból Bez bólu Ból [VAS%] MacEntee ucie [VAS%] Stabil Sukces [VAS%] [VAS%] 5 N Burns ,8 N 9,2 N Stabil [N] 1,9 N Reten [N] 12 7,5 Ból CD Heydecke 2005 [OHIP] 10 6,8 Ogr. Funk. 56,9 TID Kapur ,1 Sukces [%] Rysunek Dyskomfort bólowy przed (CD) i po stabilizacji protezy na dwóch implantach (TID) za pomoc z czy kulkowych (n=34) [283] Rysunek Wp yw stabilizacji protezy na dwóch implantach na wska niki wydolno ci czynno ciowej [105, ] Po pierwsze maj zwi ksza czynno ciowe utrzymanie protezy na pod o u. Po drugie, z cza maj za zadanie dystrybucj cz ci obci e ucia na pod o e b ony luzowej, tak jak to ma miejsce w protezach konwencjonalnych. Z cza musz zatem umo liwia osiadanie protezy i wykorzystanie podparcia na stokach odcinków bocznych. Zadanie to generalnie realizuje si na dwa sposoby. Pierwszym jest wykonanie pomi dzy implantami cznika w postaci belki, zwanej te k adk, która stanowi miejsce zaczepienia protezy za pomoc z czy. Jako z czy u ywa si najcz ciej dwóch metalowych klamer. Wzd u belki utworzona zostaje o obrotu dla protezy osiadaj cej pod wp ywem obci e ucia, przez co proteza zyskuje podparcie na b onie luzowej w odcinkach bocznych. Drugim sposobem jest pozostawienie implantów osobno i przy czenie protezy bezpo rednio do nich za pomoc samodzielnych z czy. Pod wzgl dem powodzenia klinicznego obydwa rozwi zania s równorz dne [287]. Rozwi zania z belk s mniej wra liwie na brak równoleg o ci implantów. Rozwi zania z czy samodzielnych s jednak bardziej ekonomiczne, gdy koszt wykonawstwa belki cz cej implanty jest znaczny. Rozwi zania bez belki wymagaj mniej przestrzeni wewn trz siod a. W praktyce okazuje si to mie du e znaczenie ze wzgl du na cz ste z amania protez w miejscu z czy. St d, d y si do przeciwdzia ania uszkodzeniom przez zapewnienie wymaganej grubo ci siode [288, 289], cho mo liwe jest wzmacnianie protezy metalow konstrukcj, co niestety generuje znów dodatkowy koszt. Niedopuszczalne jest zwi kszanie grubo ci siod a przez podniesienie powierzchni zgryzu, gdy prowadzi do niepowodze na tle okluzji urazowej. St d, najprostszym jest wybór z cza wymagaj cego najmniejszej przestrzeni [ ]. W przypadku belki potrzebne jest ok. 4,0 mm na sam belk oraz 1,0 mm przestrzeni pod belk, umo liwiaj cej 42 J. mudzki

44 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych czynno ci higieniczne. Nale y jeszcze doliczy przestrze na sam element z czny zale nie od typu [289]. St d, standardowo dla z czy belkowych konieczne jest zapewnienie co najmniej mm wysoko ci pomi dzy szczytem filaru implantologicznego a górn kraw dzi z bów [293]. W przypadku z czy pojedynczych wystarcza 5,2-11 mm, przy wi kszej swobodzie lokalizacji implantów [294, 295]. Z cza samodzielne wymagaj jednak wi kszej precyzji podczas implantacji, gdy brak dostatecznej równoleg o ci implantów prowadzi do efektów przeci eniowych i zniszcze. Rynek zaopatrzenia stomatologicznego oferuje wiele ró norodnych samodzielnych systemów z czy. Pomimo znacznego zró nicowania konstrukcyjnego i materia owego (tablica 2) ich dzia anie wynika z si tarcia na powierzchniach stykowych uk adu matryca-patryca. Po czenie tych elementów sk adowych jest mo liwe przez pasuj ce do siebie powierzchnie: wkl s i wypuk. Wkl s a powierzchnia jest nazywana matryc, a wypuk a patryc. Patryca zwykle znajduje si na implancie, matryca w protezie. Najcz ciej patryc stanowi powierzchnia kulista. Proteza mocowana za pomoc z czy kulkowych utrzymuje si dzi ki dzia aniu si tarcia na powierzchni podcienia kulki. Zazwyczaj w z czu kulowym wewn trz metalowego gniazda, które znajduje si w protezie umieszcza si retencyjny element spr ysto-cierny. Ten element matrycy wykonuje si z metalu lub polimeru, przy czym elementy s wymienne i dost pne dla ró nych poziomów retencji. Jako elementy retencyjne wykorzystuje si równie pier cienie typu O-ring z wysokoelastycznych tworzyw polimerowych. Na zró nicowanie cech retencyjnych pozwala ró nicowanie kszta tów oraz twardo ci u ytych materia ów elementu retencyjnego tablica 2. Modyfikacje kszta tu powierzchni stykowych w kierunku konstrukcji zatrzaskowych maj g ównie na celu zmniejszenia gabarytów z cza przy zapewnieniu wymaganej zdolno ci retencyjnej. Znane s rozwi zania z czy, w których wyst puje mo liwo osiadania protezy wzd u osi implantu ze wzgl du na osiowy luz. Mniej ch tnie stosowane s z cza magnetyczne, ze wzgl du na korozj w rodowisku jamy ustnej, nast puj c w wyniku zu ycia ciernego. Rozwi za protez utrzymywanych na implantach nie nale y myli z protezami podpartymi na tzw. implantach teleskopowych. Konstrukcja implantów teleskopowych zezwala na osiadanie protezy wy cznie w kierunku osi implantu, co odró nia zdecydowanie te rozwi zania od protez utrzymywanych na implantach, gdy nie wyst puje w nich mo liwo rotacji skrzyde protezy. Nale y zwróci uwag, e do po danego odci enia implantów mo e dochodzi jedynie w szczególnych przypadkach obci e okluzyjnych, które nie blokuj ruchu osiowego 2. Analiza stanu wiedzy w zakresie leczenia bezz bia z zastosowaniem ca kowitych... 43

45 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 Tablica 2. Materia y stosowane w z czach protez z implantami Producent Z cze Gniazdo Patryca Kulkowe z czapeczk tytanow Ti Au Nobel Biocare Kulkowe z czapeczk z ot Au Au Czapeczka polimerowa na kulce Guma Au Zaczep ze z ota na kulce Au Ti Friatec/IMZ Kulka/gniazdo z ote Au Ti 3 I O-ring Guma Ti Kulkowe Dal-Ro Au Ti wzd u osi implantów teleskopowych. Ze wzgl du na losowy charakter si ucia, dochodzi do nierównomiernego osiadania protezy, czego skutkiem jest zablokowanie osiowego posuwu w implantach. Rozwi zania tego typu nale y zatem zakwalifikowa jako podparte na implantach, wraz z konsekwencjami dotycz cymi planowania liczby implantów i stanu pod o a kostnego. Przedstawiane przez producentów z czy korzy ci, jakie wynikaj z wyboru ich unikalnych koncepcji i u ywanych materia ów stwarzaj problemy decyzyjne [271]. Generalnie, si y retencji z czy w zakresie 2-10 N przyjmuje si za wystarczaj ce do zapewnienia zadawalaj cej wydolno ci czynno ciowej [296, 297]. Badania wp ywu rozwi za z czy na poziom powodzenia leczenia w g ównej mierze ograniczaj si do pomiarów si retencji, jednak licznych publikacji skupionych na prezentacji imponuj co wysokich warto ci si retencji nie warto wymienia. W nielicznych pracach [298, 299] zwraca si uwag, e ocena zdolno ci retencyjnych z czy na podstawie warto ci maksymalnej si y potrzebnej do otwarcia z cza znajduje s abe prze o enie na praktyk. W pracy [298] zwraca si uwag na zró nicowanie zakresu przemieszcze skrzyd a protezy do momentu destabilizacji. W pracy [298] badania zdolno ci retencyjnych z czy prowadzono dla ró nych wariantów obci e, unosz c protez w sposób równomierny, nast pnie poci gaj c za siekacze oraz za trzonowce, jednostronnie lub dwustronnie. Oprócz maksymalnej si y rejestrowanej podczas otwierania z cza, dodatkowo obliczano energi retencji (w Nmm), uwzgl dniaj c przemieszczenie, przy którym dochodzi o do otwarcia z cza. Wyniki testów zdolno ci retencyjnych wed ug wymienionych kryteriów otrzymane w pracy [298] dla 9 typów z czy prezentuje rysunek 2.19, przy czym zaprezentowano wyniki dla przypadku równomiernego unoszenia oraz jednostronnego poci gania w obszarze z bów trzonowych. W kryterium energii retencji, z cze o wi kszej sile utrzymania niekoniecznie odznacza si wi ksz zdolno ci retencyjn. W pracy [298] niestety nie podano warto ci przemieszcze skrzyd a, przy których dochodzi o do destabilizacji z czy. Warto ci przemieszcze zosta y oszacowane przez Autora na podstawie danej energii retencji oraz maksymalnej si y. Z cza 44 J. mudzki

46 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych Unoszenie równomierne Unoszenie jednostronne za trzonowce Rysunek Si a retencji i energia retencji wed ug autorów [298]. Kolejno z czy: 1 Magnedisc 500, 2 MagfitEX 600W, 3 Magfit-RK, 4 Hyperslim 4013, 5 Hyperslim 4513, 6 O-P Anchor#4, 7 Lacator Root(Pink), 8 ERA Overdenture (white), 9 ERA Overdenture(orange). Zakresy przemieszcze U wyznaczono na podstawie wyników autorów z ilorazu: Energia retencji/si a magnetyczne wykazywa y znacznie mniejsz zdolno retencyjn w stosunku do z czy ciernych mechanicznych, zw aszcza w przypadkach poci gania protezy w obszarze z bów trzonowych. Najlepsz zdolno ci retencyjn odznacza y si z cza O-P Anchor. Przy równomiernym unoszeniu protezy dochodzi o do otwarcia z czy przy warto ci przemieszcze 0,8 mm. Górny limit przemieszcze by jeszcze wi kszy w przypadku jednostronnego poci gania za z by trzonowe i znacznie przekroczy warto 2 mm. Energia retencji by a dwukrotnie wi ksza ni maksymalna si a retencji. Na tej podstawie neguje si w pracy [298] zasadno prowadzenia testów porównawczych w kryterium si y, które nie odzwierciedla realnych sytuacji. Zdaniem autorów pracy [298] cechy z czy nale y dobiera zale nie od indywidualnej sytuacji klinicznej z uwzgl dnieniem preferencji pacjenta odno nie do konkretnych czynno ci jamy ustnej. Jednak, zasady oceny cech z czy pod k tem dokonywania wymienionych indywidualnych wyborów nie zosta y przedstawione. Równie w pracy [299] poza si retencji z czy, wprowadzono dodatkowe kryterium oceny, za które przyj to czas otwierania z cza. Rozró niono zdolno ci retencyjne zale nie od dzia ania si y w kierunku osiowym oraz sko nym do osi implantu, jednak e sposób odniesienia wyró nionych kryteriów do praktyki nie zosta sprecyzowany. W pi miennictwie licznie prezentowane s wyniki bada dotycz cych wp ywu cykli zak adania protez na utrat cech funkcjonalnych z czy [ ]. Pocz tkowe, cz sto bardzo wysokie warto ci si retencji ju w trakcie wst pnych cykli otwierania i zamykania z czy znacznie si zmniejszaj [300, 304, 305]. W pracach [306, 307, 308] stwierdza si spadek zdolno ci retencyjnej do 60% pocz tkowej warto ci po cykli, po 10 tysi cach cykli si a retencji 2. Analiza stanu wiedzy w zakresie leczenia bezz bia z zastosowaniem ca kowitych... 45

47 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 Rysunek Si y retencji z czy odpowiadaj ce cyklom zak adania protez wed ug prac [304] oraz [308] z czy wynosi a ju tylko 25-35% pocz tkowej warto ci. Przedstawiane s równie dane wiadcz ce o wi kszej odporno ci na zu ycie cierne niektórych typów z czy [ ], ze wskazaniem na z cza, w których stosowane jest z oto [311]. Z drugiej strony wskazuje si na wi ksz liczb uszkodze z czy belkowych, w których stosowane jest z oto [281]. Wykresy przedstawione na rysunku 2.20 obrazuj typowe charakterystyki spadku si retencji z czy testowanych w pracach [304] oraz [308]. Przeci tnie, niezale nie od warto ci pocz tkowej si y retencji, po pewnym czasie eksploatacji warto ci zawieraj si w przedziale 3-8 N [312]. W praktyce, z cza w wyniku zu ycia ciernego po okresie oko o kilku miesi cy pracy w jamie ustnej nie wykazuj po danej retencji, a pacjenci zg aszaj si do wymiany elementów retencyjnych na nowe [313, 314]. W rzeczywistych warunkach g ównym powodem zu ycia z czy s procesy trybologiczne towarzysz ce przenoszeniu obci e ucia, ze wzgl du na nieporównywalnie wi ksze warto ci i cz stotliwo obci e ucia ni obci e podczas zak adania protezy. Potwierdzeniem s wyniki bada w których nie stwierdzono istotnych zmian retencji z czy poddanych prawie 350 tys. cykli zak adania, pomimo, e odwzorowano efekty dzia ania sko nych si, które mia y na ladowa rzeczywiste sytuacje zak adania protezy [299, 300, 315]. Chocia na wymieniony znacz cy fakt zwraca uwag praca [316], to w projektowaniu z czy przyjmuje si powszechnie jednostronne kryterium retencyjne, natomiast dystrybucja obci e ucia traktowana jest jako niezale ne zagadnienie zwi zane z efektami przeci eniowymi implantów i otaczaj cej tkanki kostnej. W efekcie, w adnym ze standardowych systemów z czy nie wyeliminowano problemów okre lanych mianem naturalnego zu ycia, gdy pomimo znacznego zró nicowania konstrukcyjnego, zapewnienie niezb dnej ruchomo ci protezy odbywa si przy wspó udziale przemieszcze elementów w zespoleniu 46 J. mudzki

48 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych 100% 90% 80% 70% 60% 50% 40% 30% 20% 10% 0% 2,1% 85% 86% 43% 43% 79% 40% 82% 41% 55% 28% 2,2% 2,0% 2,1% 1,4% 2,2% Biohorizons kulowy Lifecore kulowy Rhein 83 kulowy z ruchom patryc stan pocz tkowy co 3 m-ce co 6 m-cy Sterngold ERA Zest Anchors Locator 88% 44% Biohorizons O-ring Rysunek Stosunek ceny matrycy do ceny kompletu implant/ cznik/z cze (%) na pocz tku oraz po okresie 10 lat u ytkowania przy wymianach matryc co 3 lub 6 miesi cy [317, 318] ciernym (równie magnetycznym). Przy du ych naciskach w z czach dochodzi do niekontrolowanego zu ycia ciernego. Zwracaj uwag znaczne koszta serwisowe z czy [285, 317]. Po dok adniejszej analizie [317, 318] dotycz cej kosztów zwi zanych z wymian z czy dostrzegalne s dodatkowe zyski producentów pochodz ce ze sprzeda y zu ywaj cych si elementów retencyjnych rys Koszt z czy w perspektywie 10 letniej eksploatacji, w przypadkach nadmiernego zu ycia (3 miesi czny okres trwa o ci) stanowi przeci tnie oko o 80% ceny implantu, co nie stanowi czynnika mobilizuj cego firmy do innowacyjno ci. Zamiast nowych konstrukcji z czy, wolnych od problemu szybkiego zu ycia ciernego, producenci wskazuj na konieczno regularnych kontroli i wymiany elementów retencyjnych po okre lonym okresie u ytkowania. Oferowane s firmowe narz dzia maj ce skraca czas wymiany elementów zu ytych lub uszkodzonych elementów retencyjnych i przez to zmniejszy koszt zaanga owania technika. Z cza s zawodne nie tylko ze wzgl du na zu ycie cierne. W skali masowej ulegaj uszkodzeniom, co przysparza znacznych dodatkowych kosztów [ ]. Zniszczenia na skutek p kni cia elementów retencyjnych si gaj oko o 1/3 przypadków [ ]. Konieczno regulacji z czy wyst puje a w 2/3 przypadków [323]. Znaczny wzrost liczby uszkodze w przypadku bruksizmu [325] wskazuje wyra nie, e przyczyn uszkodze jest nadmierne przejmowanie obci e okluzyjnych. Na skutek nadmiernych obci e implantów 10-38% czników ulega obluzowaniu [258, 324]. Liczne s uszkodzenia bazy protezy wokó z czy (wykruszenia) lub z amania protez. Tego typu zniszczenia oscyluj w zakresie 8-23% [322, 324, 326]. Niedostateczna równoleg o implantów wp ywa na zwi kszenie liczby uszkodze z czy. Zw aszcza pier cienie O-ring s wra liwe na odchy ki równoleg o ci implantów [327]. 2. Analiza stanu wiedzy w zakresie leczenia bezz bia z zastosowaniem ca kowitych... 47

49 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 Dodatkowym czynnikiem obni aj cym trwa o s odchy ki wymiarowe pozycjonowania z czy wzgl dem implantów (matryc wzgl dem patryc), które towarzysz technologii wykonawstwa. W ród czynników zwi kszaj cych obci enia z czy wymienia si równie niedostateczne dopasowanie do luzowej powierzchni protezy do pod o a [287, 328]. Pomimo licznych wad TIDs s bardzo popularne. W przypadku TIDs, pod rygorem odpowiedniej selekcji przypadków pod wzgl dem stanu pod o a kostnego uchwy, mo liwe jest utrzymanie stosunkowo wysokiego poziomu powodzenia 90-97% w utrzymaniu implantów w ko ci [258, ], który jest g ównym wyznacznikiem sukcesu klinicznego. Jednak, znane s doniesienia przedstawiaj ce mniejsz skal sukcesu 81-85,9% [333, 334]. W przypadku mniej korzystnych warunków pod o a kostnego, zw aszcza szcz ki, ryzyko niepowodzenia wzrasta do 16-30% [335, 336]. W przypadku protez górnych, liczb dwóch implantów uwa a si za zbyt ma ze wzgl du na wysokie ryzyko ich utraty. Jako przyczyn niepowodze wskazuje si wi kszy ni w uchwie wp yw stopnia zmian atroficznych pod o a kostnego [335, ]. Obci enia zgryzowe s przekazywane na implanty ustawione pod skosem, wynikaj cym z anatomicznej budowy wyrostków z bodo owych szcz ki, odmiennych w porównaniu do uchwy, gdzie implanty mog by ustawione pionowo [340]. Dodatkowym niekorzystnym czynnikiem jest zwi kszenie ramienia si y dla momentu zginaj cego implanty, wynikaj ce z wi kszej przeci tnej grubo ci b ony luzowej w przypadku szcz ki w porównaniu do uchwy [341]. Bezpo redni zwi zek przyczynowo-skutkowy pomi dzy przeci eniem implantów a niepowodzeniem leczenia jest asumptem do licznych publikacji na polu in ynierskim. Zwraca uwag, e dla standardowych rednic implantów, w przypadkach uznawanych jako sukces kliniczny, powszechnym efektem s lejkowate zaniki tkanki kostnej wokó szyjki implantu. Badania modelowe MES wskazuj [ ], e w ko ci korowej przy szyjce implantu wyst puje strefa przeci enia. Strefa znacznie si powi ksza w przypadku stosowania mniejszych rednic implantów 1,8-2,2 mm, tzw. mini-implantów [ ]. Chocia udokumentowane s mo liwo ci uzyskania zrostu na powierzchni po czenia mini-implantów z tkank kostn (osteointegracji) [ ], to stosowaniu mini-implantów musi towarzyszy szczególna ostro no [354]. Napr enia zast pcze w tkance ko ci korowej i ko ci g bczastej w otoczeniu mini-implantu przedstawiono na rysunku Profile napr e zast pczych Hubera-Misesa [347, 348] uwidaczniaj, e w obszarze wej cia implantu w ko korow warto ci napr e przekraczaj 48 J. mudzki

50 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych Rysunek Rozk ad napr e zast pczych H-M w tkance kostnej korowej i g bczastej wokó mini-implantu ze stopu tytanu o rednicy 1,8 mm. Wykres przedstawia profile napr e zast pczych H-M w ko ci korowej (obszar przyszyjkowy) po stronie uciskanej przez wyginaj cy si implant dla rozwi zania SID lub TID [347, 348] 0 Zanik tkanki [mm] lata Rysunek Zaniki tkanki korowej w strefie przyszyjkowej implantu [258] przeci tne w asno ci wytrzyma o ciowe tkanki korowej [355] do g boko ci 0,6-0,7 mm. Podobnie w pracy [356] napr enie g ówne minimalne wokó mini-implantu osi gaj znaczn warto 118 MPa, przy czym mini-implanty odznaczaj si standardowymi d ugo ciami. Zwraca si uwag, e ryzyko atrofii tkanki w efekcie cyklicznych napr e stycznych wyst puje ju przy warto ciach MPa [342]. W praktyce jest mo liwe osi gni cie sukcesu w utrzymaniu mini-implantów, pod warunkiem bardzo korzystnych warunków kostnych. Wyniki oblicze MES s zbie ne z obserwowan w praktyce skal zmian zanikowych tkanki kostnej rys Analiza stanu wiedzy w zakresie leczenia bezz bia z zastosowaniem ca kowitych... 49

51 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 [258, 356]. Wielko ci zaniku w obszarze przyszyjkowym w zakresie 0,5-1,0 mm w pierwszym roku po implantacji uznaje si ju jako sukces kliniczny. W kolejnych latach jako dopuszczalne uznaje si zaniki 0,1-0,3 mm/rok [357, 358]. W przypadku mini-implantów zmiany atroficzne post puj ce w okresie 2 lat w strefie przyszyjkowej wynosz [356] dla z czy samodzielnych do 2,69 mm, natomiast w przypadku z czy belkowych do 1,67 mm. W przypadku stosunkowo mniejszych rednic implantów zwi ksza si ryzyko zm czeniowego z amania implantu. W przekroju implantu przy kraw dzi wprowadzenia w ko napr enia lokalnie przekraczaj [347] granic plastyczno ci 700 MPa dla kutych na zimno stopów tytanu [359], stosowanych na implanty. Lokalne uplastycznienie nie zagra a dora nym z amaniem implantu. Jednak, w prognozie d ugoterminowej na skutek stale post puj cego zaniku tkanki nale y si liczy z ca kowitym ods oni ciem gwintu z ko ci. Spi trzenie napr e wokó karbu, który tworzy ods oni ty gwint, stwarza wysokie wymagania odno nie do jako ci stopu oraz technologii wyko czeniu powierzchni implantu [36, 278]. W ród gorszej jako ci implantów stwierdza si przypadki zm czeniowych z ama. Badania obci e tkanki kostnej wokó implantów doprowadzi y do spostrze enia, e si y osiowe wciskaj ce implant w ko s nieporównywalnie mniej niebezpieczne ni si y boczne wywo uj ce zginanie implantu. W pracy [360] wykazano, e dla obci e implantów oraz otaczaj cej tkanki kostnej nie pozostaj oboj tne tolerancje technologii wykonawstwa belki cz cej implanty. Napr enia zast pcze H-M w tkance kostnej wokó implantu, który zosta po czony belk pozycjonowan z 50 m poziom odchy k wzgl dem implantu, znacznie przekraczaj niebezpieczne warto ci, gdy si gaj MPa [360]. W przypadku protez utrzymywanych na implantach pojawia si zatem fundamentalne pytanie dotycz ce wp ywu w asno ci z czy na sposób dystrybucji si ucia. Badania, w których podejmuje si próby odpowiedzi na tak postawione pytanie prezentowane s licznie, jednak ich cech znamienn s podstawowe b dy metodyczne [ ]. Wyniki bada wp ywu w asno ci z czy na warto ci przejmowanych obci e okluzyjnych zestawiono na rysunku Oddzia ywania si bocznych przedstawia si zazwyczaj w postaci momentu gn cego. Niestety, nie podaje si ramienia si y, co uniemo liwia bezpo rednie porównywanie wp ywu cech materia owych i konstrukcyjnych z czy na warto ci si bocznych. Znaczny rozrzut warto ci podczas pomiarów in vivo [363] wiadczy o trudno ciach z dotrzymaniem zbli onych warunków obci eniowych w jamie ustnej, nawet je li s realizowane sztucznie, tzn. poprzez docisk z kontrol pomiarow sk adowej pionowej si y 50 N. Jedyna praca, która dostarcza precyzyjnych danych warto ci si bocznych [366] 50 J. mudzki

52 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych Rysunek Dokumentacja obci e z czy i implantów. TID dwa implanty [361, 363, 364, 366, 369]; SID pojedynczy implant [366, 374] podaje warto ci od 2 N do 4 N w przypadku TID oraz 0,6-7 N w przypadku SID, jednak s to warto ci wywo ane dzia aniem pionowej si y 50 N. Fundamentalnym b dem powielanym niemal we wszystkich pracach jest sposób obci ania protez pionowymi si ami okluzyjnymi. Konieczno odwzorowania w badaniach rzeczywistego sko nego kierunku dzia ania si ucia podkre laj nieliczne opracowania [82, 191, 347, ]. W tych pracach wykazuje si, e schemat pionowego dzia ania si okluzyjnych jest b dny. W pracy [371], bazuj cej na analizie MES ró nych rozwi za z czy, wraz z odchyleniem od pionu do 60 kierunku si y obci aj cej z cza obci enia ko ci wokó implantu wzrastaj, odpowiednio z 3,5 MPa do ponad 25 MPa. Badania [371] prowadzi si jednak na modelu ograniczonym wy cznie do konstrukcji implantu i tkanki kostnej otaczaj cej implant, tzn. w oderwaniu od wp ywu rozwi za z czy i protez na dystrybucj obci e eksploatacyjnych w ca ym z o onym wielowarstwowym uk adzie. Obserwacji ca ego uk adu dokonuje si na podstawie bada elastooptycznych w pracy [191], podkre- laj c, e odchylenie si y okluzyjnej od pionu skutkuje wzrostem napr e wokó implantów, podczas gdy pionowy schemat dzia ania si y prowadzi do znacznego niedoszacowania obci e. Zagadnienia zwi zane z transmisj obci e nabieraj szczególnego znaczenia w przypadku rozwi za protez nak adowych utrzymywanych wy cznie za pomoc pojedynczego implantu (ang. single-implant dentures SIDs). Zmniejszenie liczby implantów 2. Analiza stanu wiedzy w zakresie leczenia bezz bia z zastosowaniem ca kowitych... 51

53 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 do jednego stwarza dalsze mo liwo ci obni enia kosztów leczenia implantologicznego. Dotychczasowe próby kliniczne przedstawiaj si obiecuj co [314, 372]. Jednak e, w przypadku SIDs zauwa alna jest tendencja wzrostu liczby uszkodze w porównaniu do TIDs, odpowiednio z 9,3 % do 21,4 % [373]. Modelowa ocena obci e w SID wykaza a [374], e podobnie jak w przypadku TIDs, sko ne si y ucia skutkuj znacznymi si ami bocznymi na implancie (rys. 2.24). W praktyce, jedyn dost pn metod przeciwdzia ania zanikom kostnym jest minimalizacja obci e ko ci poprzez zwi kszanie rednicy implantu do optymalnego zakresu 3,75-4,0 mm [354]. Pewn nowo ci s implanty o zmiennym na przekroju module spr ysto ci [75], produkowane metod selektywnego laserowego spiekania. Zmniejszenie modu u sztywno ci implantu na granicy z ko ci stwarza szanse na lepsz dystrybucj obci e. Z drugiej strony, dochodzi do zmniejszenia wytrzyma o ci implantu [375], co stwarza konieczno stosowania wi kszych rednic. W wietle oblicze wytrzyma o ciowych dla mini-implantów z litych stopów [347], stosowanie implantów z funkcjonaln gradacj spr ysto ci o rednicy oko o 2 mm zagra a oby szybkim jego z amaniem. Poza tym, tego rodzaju implanty zwi kszaj barier ekonomiczn. Obecnie problemem jest koszt implantów dwucz ciowych, które zazwyczaj stosuje si w przypadkach niekorzystnych warunków kostnych z uwagi na dwufazowy przebieg post powania (z faz wgajania), preferowany w sytuacjach ryzyka przeci eniowego zaniku ko ci. W przypadku ekonomicznych rozwi za protez podczas implantacji rezygnuje si z indywidualnych szablonów chirurgicznych wytwarzanych w kosztownej technice komputerowej przestrzennej rekonstrukcji ko ci i trójwymiarowego drukowania. St d, w miejscu wprowadzenia implantu warunki kostne nie zawsze odpowiadaj optymalnym obserwowanym na obrazie rentgenograficznym. R czne nawiercanie ko ci pod implanty skutkuje znacznymi odchy kami w równoleg o ci filarów. Wówczas, cz sto konieczna jest rezygnacja ze z czy samodzielnych i wprowadzenie belki, która ostatecznie zwi ksza koszty leczenia. Alternatyw dla standardowych rozwi za s z cza wykonywane z tworzyw silikonowych stosowanych do pod ciele protez. Z cza mog by wykonywane samodzielnie w pracowni techniki dentystycznej [82]. W pi miennictwie przedstawia si gniazda (matryce) wykonywane z silikonowych tworzyw do pod ciele protez [ ]. Pierwsze doniesienie pochodzi prawie sprzed 30 lat [376], natomiast aktualnie dost pne s ju rozwi zania w formie skomercjalizowanej [381]. Jednak e, wymienione publikacje ograniczaj si do opisu metodyki wykonawstwa i pomiaru si retencji z czy. Przedstawiany sposób wykonania matrycy jako negatywu patrycy 52 J. mudzki

54 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych nie pozwala na kontrol cech retencyjnych z cza i zachodz cych w nim procesów tribologicznych. Jedyne rozwi zanie bazuj ce na projektowaniu materia owym prezentuje si w pracach [81, 82]. Po pierwsze, konieczny jest tu specjalny dobór kszta tu i materia u silikonowej kszta tki celem uzyskania po czenia wciskowego na implancie. Wcisk generuje si retencji z cza. Po drugie, kszta t i materia silikonowej kszta tki zostaj tak dobrane, aby pod obci eniami ucia z cze pracowa o na zasadzie membrany [80, 81] rys Dostosowanie zakresu ugi cia do zakresu ruchomo ci protezy wzgl dem pod o a ma zapewnia prac po czenia wciskowego podczas ucia bez przesuwu, co zapobiega szybkiej utracie zdolno ci retencyjnych w wyniku zu ycia trybologicznego. Dla ró nych skojarze silikonów i powierzchni implantów uzyskuje si si y retencji 4-5 N [82, 382]. Zdolno ci retencyjne z czy mierzone prac otwarcia dochodz w przypadku si retencji 2 N do warto ci 9 JE-3 i s znacznie wi ksze ni dla standardowych z czy kulkowych z matryc nylonow, dla których rejestruje si warto ci poni ej 3 JE-3. Rysunek Z cze cierne o sztywno ci regulowanej w asno ciami elastomerowych mi kkich tworzyw pod cielaj cych [82, 254] Rysunek Porównanie obci e implantów w przypadku z czy standardowych lub z czy silikonowych podczas transmisji sko nej si y ucia 100 N w rozwi zaniach TID [82, 369] oraz SID [348] 2. Analiza stanu wiedzy w zakresie leczenia bezz bia z zastosowaniem ca kowitych... 53

55 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 Najistotniejsze, e dzi ki zastosowaniu elastycznego tworzywa w podporze implantologicznej generowana jest mniejsza si a reakcji [82, 383], gdy obci enia okluzyjne w wi kszym stopniu przejmuje pod o e b ony luzowej. Na drodze bada modelowych wykazano, e po dany efekt zmniejszenia obci e implantów ma równie miejsce w przypadku pojedynczego implantu w SIDs rys [348]. Wst pne badania kliniczne [384] zastosowania z czy w rozwi zaniach TIDs s obiecuj ce, gdy zarówno stan pod o a, jak równie poziom zadowolenia pacjentów jest wysoki. Technologii wykonawstwa protez z bowych towarzysz odchy ki wymiarowe, których pomimo wieloletnich stara nie zdo ano wyeliminowa. W pi miennictwie licznie podejmowane s zagadnienia skurczu polimeryzacyjnego, jak równie ekspansji materia ów u ywanych w kolejnych fazach technologicznych. Do cz sto obserwowanych odchy ek nale y zbli enie skrzyde ku stronie j zykowej [385, 386]. Dopasowanie powierzchni okluzyjnych, generalnie w 1/3 przypadków okazuje si po polimeryzacji niedostateczne i wymaga korekty okluzji w procedurze tzw. remonta u [387]. Do najcz stszych efektów nale y podniesienie p aszczyzny okluzyjnej. Zakres odchy ki pionowej mo e osi ga znaczne warto ci do 300 μm [388]. Wra liwo narz du ucia na zmiany warunków okluzyjnych powy ej wielko ci 20 μm uznaje si za przyczyn niepowodze leczenia [389, 390]. Usuwanie b dów niedopasowania na powierzchni okluzyjnej przebiega przy stosunkowo dobrej detekcji 8-12 μm, gdy w takich grubo ciach dost pne s kalki i folie. Odchy ki technologiczne s nie tylko wynikiem zmian wymiarowych materia ów polimeryzuj cych w kolejnych fazach wykonawstwa. Niedoskona o ci odwzorowania wyst puj ju na etapie pobierania wycisku pod o a w jamie ustnej. Nawet przy zapewnieniu idealnego równomiernego nacisku na tkanki podczas pobierania wycisku, wprowadzony zostaje wcisk na do luzowej stronie protezy, odpowiadaj cy deformacji tkanek uci ni tych mas wyciskow. Podaje si, e ci nienia w masie wyciskowej w zale no ci od techniki pobierania wycisku wahaj si w granicach kpa [391]. Nale y jednak mie na uwadze, e warunki obci eniowe podczas pobierania wycisku nie s sta e, co przyczynia si do b dów odwzorowania, które zostaj przeniesione na model laboratoryjny i powielone w protezie. Po oddaniu protezy do u ytku, w sytuacjach wymagaj cych korekty do luzowej powierzchni protezy, do wykrywania b dów dopasowania do pod o a stosuje si metod uciskow, bazuj c na u yciu specjalnych past wskazuj cych [392, 393]. W miejscach nadmiernego ucisku pasta zostaje wypchni ta, z kolei obecno luzów stwierdza si na podstawie charakterystycznych ladów zassania pasty 54 J. mudzki

56 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych powsta ych w momencie zdejmowania protezy [393]. Niestety, w praktyce metoda badania za pomoc past wskazuj cych odznacza si niezadowalaj c skuteczno ci, gdy si gaj c co najwy ej 60% [394, 395]. W przypadku rozwi za protez stabilizowanych na implantach zainteresowanie tematem odchy ek technologicznych skupia si wokó dok adno ci pozycjonowania gniazd z czy wzgl dem implantów. W technologii produkcji z czy dok adno wykonania wewn trznej powierzchni matryc wynosi przeci tnie 0,01 mm. Niemniej, w pracy [396] stwierdza si, e nale y przyj szerszy zakres tolerancji. Szczególnie, w przypadku implantów dwucz ciowych pole tolerancji si zwi ksza ze wzgl du na odchy ki dwóch komponentów. Najwi ksze niedok adno ci wynikaj jednak e z czynno ci laboratoryjnych i w asno ci materia ów u ywanych w technice pobierania wycisku i odwzorowania modelu, a tak e tolerancji produkcyjnych kopii implantów (tzw. analogów) lokowanych w modelu pod o a. W zale no ci od techniki opracowania modelu, dok adno pozycjonowania analogów implantów w modelu zawiera si w przedziale od kilkunastu do ponad 100 μm [ ]. Maksymalne odchy ki wykonawcze mog si ga 141 m (0,141 mm) [401]. Dok adnych danych dostarcza praca [402], w której porównuje si standardowe technologie wykonawstwa protez z technologi numerycznie sterowanej obróbki (CNC). Dla metod CNC odchy ka liniowa bocznego pozycjonowania implantu zmniejsza si w stosunku do metod standardowych, odpowiednio z 49,2 do 33,7 m; pozycjonowania w p aszczy nie poziomej z 85 do 56 m; pionowa odchy ka z 59,2 do 13,3 m. Ostatecznie, podaje si zmniejszenie warto ci ca kowitej przestrzennej odchy ki dla CNC kontra standardowe technologie, z 114,1 do 51 m. W pracy [402] ocenia si warto przeci tnej poziomej odchy ki pozycjonowania implantów wzgl dem suprastruktury na 49,2 m (w zakresie od 21,4 do 134,8 m). Najwi ksze warto ci odchy ek rejestruje si w przypadku braku równoleg o ci implantów [403]. Trudno ci zwi zane z wykrywaniem i eliminacj odchy ek technologii wykonawstwa protez wymienia si jako potencjalne przyczyny traumatycznego oddzia ywania na tkanki pod o a [404]. W trakcie czynno ci prze ykania lub palenia pod protezami osiadaj cymi wyst puj przed u aj ce si naciski, które skutkuj zauwa alnym zwi kszeniem traumatycznego oddzia ywania [405]. Podaje si, e naciski towarzysz ce tym czynno ciom, zw aszcza zwarciom, osi gaj znaczne warto ci zbli one do wyst puj cych podczas ucia [406, 407]. Przytrzymywanie protez w zwarciu spoczynkowym lub wykonywanie parafunkcji, polegaj cych na zdejmowaniu protez z pod o a j zykiem nale y do powszechnie obserwowanych 2. Analiza stanu wiedzy w zakresie leczenia bezz bia z zastosowaniem ca kowitych... 55

57 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 zachowa nawykowych [ ]. Przyczyny wyst powania tego rodzaju zachowa próbuje si uzasadnia napi ciem mi niowym wywo anym zmian pozycji spoczynkowej uchwy po protezowaniu lub niew a ciwym ustaleniem pozycji spoczynkowej, a tak e nieprawid owymi kontaktami okluzyjnymi. Zachowania nawykowe w przypadkach braku wymienionych nieprawid owo ci uzasadnia si odczuciami psychofizycznymi zwi zanymi z postrzeganiem protezy jako cia a obcego w jamie ustnej. Z drugiej strony nale y rozwa y, e wymieniane nieprawid owo ci wyst puj na tle uwarunkowa technicznych, a ci le materia owych, gdy mog wyst powa na skutek odchy ek technologii wykonawstwa do luzowej powierzchni protezy. Odchy kom technologii wykonawstwa protez po wi ca si wiele uwagi. Jednak, ich wp yw na poziom obci e implantów pozostaje s abo rozpoznany, natomiast na poziom obci e b ony luzowej ca kowicie nieznany. Opinie dotycz ce znaczenia klinicznego odchy ek wykonawczych przybieraj charakter spekulatywny, poniewa formu owane s przy braku jakichkolwiek podstaw fizykalnych, tzn. bez znajomo ci wp ywu odchy ek na obci enia spoczynkowe. Zwracaj równie uwag powszechne problemy p kania protez i niszczenia mi kkich warstw pod cielaj cych przysparzaj znacznych kosztów [228, ]. Z amania górnych protez konwencjonalnych si gaj 14-15%. Odsetek uszkodze dolnych protez jest o po ow mniejszy i wynosi 7-9% [415]. Dora n wytrzyma o na rozci ganie tworzyw akrylowych na protezy ocenia si na 48,0-62,5 MPa [416, 417], przy 1,2 % wyd u enia. Wytrzyma o na ciskanie jest odpowiednio wi ksza, 76 MPa [417]. Obci enia eksploatacyjne nale do cyklicznych. Konieczne jest zatem uwzgl dnienie wp ywu czynników zm czenia obni aj cych wytrzyma o. Przede wszystkim wp ywu z o onego stanu napr enia, amplitud cykli, spi trzenia napr e na nieregularnych kszta tach, mikrouszkodze powierzchniowych wynikaj cych z u ytkowania, a tak e wp ywu rodowiska jamy ustnej na procesy degradacji. Jako niebezpieczne przyjmuje si warto ci napr e o 2/3 mniejsze w stosunku do wytrzyma o ci dora nej, na poziomie 17,2 MPa przy 1,5 miliona cykli [416], chocia mo na znale mniejsze warto ci wytrzyma o ci zm czeniowej 12 MPa [418]. Dotychczasowe badania nie wyja niaj przyczyn z ama dolnych protez w odcinku centralnym, do których dochodzi po stosunkowo krótkim okresie eksploatacji. Napr enia ciskaj ce warto ci -7,5 MPa lub maksymalne napr enia styczne (( 1-2 )/2) oko o 2 MPa, które zmierzono w obszarze odcinka przedniego od strony j zykowej, w pracy [414], nie wyja niaj z ama protez. Tymczasem z amania przebiegaj zazwyczaj nie w p aszczy nie przekroju siod a prostopad ym do uku z bowego 56 J. mudzki

58 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych protezy, lecz w p aszczyznach sko nie ustawionych. Nale y przypuszcza, e sposób obci enia protezy w badaniach in vitro nie odpowiada rzeczywistym obci eniom eksploatacyjnym, jakim proteza jest poddawana w jamie ustnej. St d równie, efekt wzmacniania protez w óknami wtapianymi wzd u siode [7] mo e nie przynosi wzrostu wytrzyma o ci w oczekiwanym zakresie. 2. Analiza stanu wiedzy w zakresie leczenia bezz bia z zastosowaniem ca kowitych... 57

59 Open Access Library Volume 4 (10) Teza, zakres i metodyka pracy 3.1. Geneza i wybór obszaru bada Wiedza dotycz ca wp ywu czynników warunkuj cych biofunkcjonalno protez z bowych jest rozproszona w ró nych obszarach tematycznych nale cych do dyscyplin naukowych operuj cych odmiennym warsztatem badawczym. W relacji ze stanu aktualnego na tle problemów medycznych wyra nie zarysowuj si problemy in ynierskie. Punktem wyj cia do sformu owania problemu badawczego by o wyró nienie, na podstawie dokonanego przegl du pi miennictwa, przejawów niepo danego oddzia ywania ca kowitych osiadaj cych protez z bowych na tkanki, w tym: urazów b ony luzowej, dyskomfortu bólowego, przeci eniowego zaniku wyrostka z bodo owego, niedostatecznej stabilno ci czynno ciowej, efektów przeci e z czy i implantów, w tym zaniku kostnego tworzywa tkankowego w strefie przyszyjkowej implantu. Cechy funkcjonalne protezy zale od czynników natury biologicznej oraz natury technicznej. Mo na te dokona innego podzia u czynników na mechaniczne i materia owe. W grupie czynników czysto mechanicznych znajduje si wydolno mi ni, a tak e kinematyka uchwy, wynikaj ca z budowy anatomicznej narz du ucia (w tym stawów skroniowo- uchwowych). U osób z uz bieniem naturalnym si a zgryzowa i wydolno ucia nale do czynników mechanicznych. Jak zauwa ono w przegl dzie pi miennictwa, si a zgryzu i wydolno ucia przestaj zale e wy cznie od potencjalnej wydolno ci mi ni w przypadku ingerencji materia owych, jakimi s uzupe nienia protetyczne, zw aszcza pracuj ce na podparciu b ony luzowej. W przypadku protez osiadaj cych do czynników mechanicznych nale kszta t powierzchni oporowej dla podparcia protezy oraz kszta t powierzchni okluzyjnej. Pierwszy czynnik w zastanych osobniczych warunkach pod o a nie podlega ingerencji zewn trznej. Drugi czynnik uzale niony jest od kszta tu sztucznego uz bienia i ustawienia go w uku z bowym w relacji wzgl dem powierzchni z bów przeciwstawnych, przede wszystkim jednak od indywidualnej sprawno ci mi niowej, która wraz z wiekiem osób dotkni tych bezz biem si zmniejsza. St d, w przypadku bezz bia, dotykaj cego zw aszcza osoby starsze, uzyskanie powodzenia leczenia w znacznej mierze zale y od czynników materia owych. 58 J. mudzki

60 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych Zasady doboru materia ów i planowania konstrukcji protez, szczególnie w odniesieniu do zastanych indywidualnych warunków, dotycz przewa nie aspektów biologicznych i walorów estetycznych, natomiast w sferze biozgodnego doboru materia u ze wzgl du na obci enia tkanek podpieraj cych protezy, opieraj si w g ównej mierze na instrukcjach i zaleceniach sformu owanych na stosunkowo wysokim poziomie ogólno ci. Wobec wymienionych braków, w sposób typowy dla produktów wytwarzanych bez sformu owanych cis ych zasad projektowania i doboru w asno ci materia ów, poprawne funkcjonowanie protez podlega znacznej przypadkowo ci. Post p w protetyce stomatologicznej nierozerwalnie zwi zany jest z rozwojem nauki o materia ach i bazuj cych na nich nowych mo liwo ciach w konstruowaniu protez. Zagadnienie projektowania w asno ci tworzyw uzupe nie protetycznych ze wzgl du na ich funkcjonalno nale y do obszaru in ynierii materia owej [21], obejmuj cej zbiór wzajemnych zale no ci, które tworz paradygmat dyscypliny naukowej przedstawiany w postaci oktaedrycznego schematu rys. 3.1 [419]. Zbiór wzajemnych zale no ci zbudowanych dla danego produktu (protezy z bowej) powinien pozwala na uzyskanie po danych funkcji i w asno ci u ytkowych, poprzez zastosowanie w a ciwego materia u, wytworzonego w odpowiednio dobranym procesie technologicznym, który zapewnia wymagany kszta t i inne cechy geometryczne, w tym tolerancje wymiarowe poszczególnych elementów warunkuj ce monta i niezawodno dzia ania, jak równie kszta tuj cym wymagan struktur materia u, zapewniaj c oczekiwane w asno ci mechaniczne, fizyczne i chemiczne produktów. Wykazane znaczne braki dotycz ce cis ego (fizykalnego) opisu funkcjonowania protez osiadaj cych, na skutek których zbiór wspó zale no ci przedstawiony na rysunku 3.1 jest niekompletny, stanowi y podstaw do wyboru problematyki pracy. Jako problem kluczowy, wpisuj cy si w paradygmat in ynierii materia owej, uznano problem doboru i kszta towania w asno ci materia owych protez osiadaj cych ze wzgl du na wype niane funkcje u ytkowe protez. Podej cie do struktur biologicznych jako tworzyw spe niaj cych okre lone funkcje, pozwala na aktywne w czenie czynników biologicznych, jako czynników jednoznacznie warto ciowanych fizykalnie i definiowalnych materia owo. Wówczas do uk adu mo na podej jak do struktury quasi-kompozytu warstwowego, którego specyfik jest pe nienie funkcji w warunkach po lizgu [420] lub nawet utraty kontaktu pomi dzy warstwami tworzywa protezy a warstw naturalnego tworzywa pod o a b ony luzowej rys Teza, zakres i metodyka pracy 59

61 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 MATERIA TECHNOLOGIA W ASNO CI STRUKTURA KSZTA T FUNKCJA Rysunek 3.1. Oktaedryczny schemat wzajemnych zale no ci warunkuj cych wytworzenie produktu (uzupe nienia protetycznego) spe niaj cego po dane funkcje u ytkowe [419] Nieznaczna adhezja Sztywna akrylanowa struktura no na Sztywna struktura wsporcza ko ci Po czenie adhezyjne Mi kka warstwa pod cielaj ca Mi kka warstwa b ony luzowej Po czenie cierne implant Ti Zrost = silna adhezja Rysunek 3.2. Konfiguracje warstw materia owych tworz cych biologiczno-materia owe uk ady quasi-kompozytowe tkanek wspó pracuj cych z protezami osiadaj cymi, zró nicowane pod wzgl dem obci e tkanek Cech znamienn biologiczno-materia owego uk adu quasi-kompozytowego jest nieregularny kszta t warstw materia owych oraz mo liwo zró nicowania (planowania) wykorzystania no no ci warstw tkanek zale nie od regulowanych w asno ci warstw materia owych. Równie do implantu mo na podej jak do rodzaju zbrojenia, przy czym sposób po czenia warstw protezy z implantem warunkuje no no naturalnego tworzywa tkanek b ony luzowej oraz obci enia ko ci otaczaj cej implant. Z tej pozycji, staje si mo liwe udzielenie odpowiedzi na pytanie dlaczego w asno ci materia owe poszczególnych warstw, które wynikaj z ich cech strukturalnych, nadaj cych materia om spr ysto oraz cech geometrycznych zwi zanych z technologi wytwarzania (odchy ek wykonawczych), jak równie dlaczego w asno ci 60 J. mudzki

62 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych spr yste naturalnego tworzywa tkanek i zdolno do przenoszenia obci e, warunkuj podstawow cech funkcjonaln, któr jest poziom wydolno ci czynno ciowej, w tym komfort u ytkowania protez. Ze wzgl du na znaczn gam materia ów oraz rozwi za konstrukcyjnych stosowanych w ca kowitych protezach osiadaj cych konieczne by o przeprowadzenie analizy maj cej na celu ukierunkowanie pracy na potencja rodków konstrukcyjno-mechanicznych lub potencja rodków materia owych i wytyczenie obszaru zainteresowania. Zastosowana zosta a w tym celu wielokryterialna analiza, bazuj ca na technice benchmarkingu proceduralnego, która umo liwia przekszta cenie ukrytej lub ma o precyzyjnej wiedzy jako ciowej, dost pnej jedynie ekspertom, w otwart wiedz ilo ciow, pozwalaj c na dokonanie wielokryterialnej oceny agregatowej z wykorzystaniem skali przedzia owej [ ]. Rozwi zania protez osiadaj cych podzielono na 7 grup, ró nicuj c je pod wzgl dem stosowanych materia ów i/lub liczby implantów. W pierwszej kolejno ci wyró niono konwencjonalne twarde protezy akrylowe (CD), nast pnie konwencjonalne protezy pod cielane warstwami mi kkich tworzyw z grupy elastomerów (CD-P). W pozosta ych grupach mie ci y si protezy utrzymywane na 1 implancie (SID) lub 2 implantach (TID), które podzielono na utrzymywane za pomoc z czy standardowych komercyjnych (K), którym z powodu stosowanych materia ów i braku bocznej podatno ci przypisano oznaczenie twardych oraz utrzymywane za pomoc z czy elastomerowych (S), zezwalaj cych na osiadanie protezy w kierunkach sko nych do osi implantu. Rozwi zania, w których implanty czy si metalow belk (k adk ), która stanowi miejsce przy czenia protezy, by y równie w czone do analizy (TID-D). Przyj te w budowie macierzy dendrologicznej szczegó owe kryteria oceny atrakcyjno ci i potencja u poszczególnych grup protez przedstawia tablica 3. Przypisuj c okre lone wagi poszczególnym kryteriom, wprowadzono ich gradacj, a nast pnie obliczono warto ci wa one dla poszczególnych kryteriów, które po zsumowaniu stanowi y podstaw analizy porównawczej rozwi za protez tablica 4. W ród kryteriów oceny potencja u cenie post powania protetycznego (kryterium 1) przypisano wag 0,5, chocia w praktyce kryterium cenowemu wydaje si odpowiada jeszcze wy sza waga. Kryterium 2 warunków pod o a ujmuje poziom przewidywanego sukcesu klinicznego stosowania rodzaju protezy w odniesieniu do zastanych warunków osobniczych zwi zanych z zanikiem wyrostków z bodo owych. Kryterium 3 warto ciuje rozwi zania pod wzgl dem trwa o ci. Znaczn wag przypisano kryterium 4 technologiczno ci, które obejmuje czynno ci i materia y konieczne 3. Teza, zakres i metodyka pracy 61

63 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 Tablica 3. Kryteria oceny potencja u i atrakcyjno ci grup protez poddanych ocenie wp ywu konstrukcji lub materia ów na perspektywy najszerszego zastosowania Potencja Waga Kryterium 1 Koszt 0,50 Kryterium 2 Warunki pod o a 0,15 Kryterium 3 Trwa o 0,10 Kryterium 4 Materia i technologiczno 0,20 Kryterium 5 Podatno eksploatacyjna 0,05 Atrakcyjno Waga Kryterium 1 Komfort u ytkowania bez odczu bólowych i urazów 0,30 Kryterium 2 Inwazyjno post powania 0,15 Kryterium 3 Stabilizacja 0,20 Kryterium 4 Wydolno ucia 0,15 Kryterium 5 Technologia utrzymania na pod o u 0,20 Tablica 4. Wyniki wielokryterialnej analizy grup protez Potencja Atrakcyjno Symbol Grupa protez Kryterium 1 Kryterium 2 Kryterium 3 Kryterium 4 Kryterium 5 rednia wa ona Kryterium 1 Kryterium 2 Kryterium 3 Kryterium 4 Kryterium 5 rednia wa ona CD Konwencjonal ne twarde CD-P Konwencjonal ne z warstw elastyczn TID-K Twarde z 2 implantami TID-D Twarde z metalow belk SID-K Twarde z 1 implantem TID-S Elastycznie przy czone do 2 implantów SID-S Elastycznie przy czone do 1 implantu 5 0, ,5 8,8 0,3 1,5 0,2 0,15 0,2 2,35 4,5 1,5 0,9 1,8 0,5 9,2 1,2 1,5 0,4 0,45 0,6 4,15 1,0 0,9 0,2 0,6 0,05 2,75 2,4 0,75 1,2 1,5 1,0 6,85 0,5 1,05 0,2 0,6 0,05 2,4 2,4 0,75 1,2 1,5 1,0 6,85 1,5 1,05 0,1 0,8 0,1 3,55 2,4 1,2 1,2 1,5 0,6 6,9 2,5 1,2 0,9 1,4 0,5 6,5 2,4 0,75 2,0 1,5 2,0 8,65 3,5 1,35 0,9 1,6 0,5 7,85 2,4 1,2 1,8 1,5 1,8 8,7 w post powaniu protetycznym, warto ciuj ce rozwi zania pod wzgl dem zapatrywania protetyka (wykonawcy) na z o ono realizacji post powania (procesu wykonawstwa). Kryterium 5 podatno ci eksploatacyjnej warto ciuje atwo obs ugi i usuwania niesprawno ci. 62 J. mudzki

64 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych W kryteriach atrakcyjno ci najwi ksz wag przypisano czynnikom uznawanym za najistotniejsze pod wzgl dem efektów leczenia, mianowicie poziomowi komfortu zwi zanego z bólem i urazami (kryterium 1), nast pnie oczekiwanym efektom stabilizacji protez na pod o u (kryterium 3). Uwzgl dniono równie inwazyjno post powania (kryterium 2), która w praktyce okazuje si istotnym kryterium [424], poniewa implantacja budzi u przewa aj cej liczby osób znaczne obawy, zw aszcza w przypadku rozleg ej ingerencji chirurgicznej w technice odp atowienia b ony luzowej lub konieczno ci odbudowy ( podnoszenia ) zanik ych wyrostków z bodo owych. Mniejsz wag przypisano wydolno ci ucia (kryterium 4), przyjmuj c, e bezz bnemu pacjentowi w momencie planowania leczenia trudno warto ciowa protezy pod tym wzgl dem. Kryterium 5 warto ciuje rozwi zania pod wzgl dem oczekiwa pacjenta wobec technologii utrzymania protez na pod o u. Wyniki analizy przedstawiono w postaci graficznej na rysunku 3.3. Analiza wielokryterialna ujawni a, e najlepsze perspektywy szerokiego zastosowania s zwi zane z tworzywami elastomerowymi, zw aszcza z wykorzystaniem ich na z cza utrzymuj ce protezy na pojedynczym implancie. W przypadku protez konwencjonalnych stwierdzono znaczny wp yw pod cielania na wzrost atrakcyjno ci. W przypadku protez utrzymywanych na implantach elastomerowe z cza zadecydowa y nie tylko o wzro cie atrakcyjno ci, ale równie znacznie zwi kszy y potencja. Rysunek 3.3. Graficzna prezentacja wyników analizy wielokryterialnej 3. Teza, zakres i metodyka pracy 63

65 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 Zbli ony poziom atrakcyjno ci dla rozwi za protez utrzymywanych na implantach, znacz co ró ni cych si konstrukcyjnie ze wzgl du na liczb jednego, dwóch implantów lub obecno metalowej belki, wskazuje wyra nie, e zainteresowanie w g ównej mierze powinno zosta skoncentrowane na aspektach materia owych, szczególnie projektowania materia owego w asno ci u ytkowych tworzyw elastomerowych Teza, cel i zakres pracy Zbiór poj tworz cych paradygmat dyscypliny naukowej jest twórczy poznawczo, je eli daje mo liwo tworzenia teorii szczegó owych zgodnych ze znanymi faktami [425]. Wykazane braki podstaw w metodologii projektowania materia owego protez osiadaj cych wytyczy y cel pracy: Celem pracy by o dokonanie oceny w mierze obci e b ony luzowej i implantów wzajemnych zale no ci pomi dzy wydolno ci czynno ciow i komfortem u ytkowania ca kowitej protezy osiadaj cej, a cechami strukturalnymi warunkuj cymi spr ysto materia ów, tworz cych warstwowy biologiczno-materia owy quasi-kompozytowy uk ad protezy pracuj cej na pod o u, w tym spr ysto naturalnego tworzywa tkanek i zdolno do przenoszenia obci e oraz cechami geometrycznymi (tolerancjami wykonawczymi) zwi zanymi z technologi wytwarzania. Dokonanie cis ego opisu zale no ci przyczynowo-skutkowych (uwarunkowania materia owe wydolno czynno ciowa protezy) na podstawie bada prowadzonych w jamie ustnej nie by o jak dot d mo liwe. Nale y zauwa y, e trudno osi gni cia celu wynika ze z o onych wspó zale no ci, których wyodr bnienie i prze ledzenie w uk adzie rzeczywistym jest niemo- liwe. W ocenie w asno ci materia ów protez lub implantów ze wzgl du na ich biofunkcjonalno, najlepsze efekty daj narz dzia komputerowej nauki o materia ach. Modelowe badania materia ów w symulowanych numerycznie warunkach obci e eksploatacyjnych wybrano jako narz dzie badawcze. Zagadnienie oceny materia ów protez sformu owano na podstawie wyró nionych w aktualnym stanie wiedzy uwarunkowa wydolno ci czynno ciowej protez rys Oryginalne podej cie do zagadnienia bada materia ów polega o na przyj ciu jako podstawy ich oceny, zjawisk przenoszenia obci e eksploatacyjnych w trakcie podstawowych funkcji spe nianych przez protezy w jamie ustnej: funkcji ucia lub u ytkowania spoczynkowego (poza funkcj rozdrabniania pokarmów), które w sposób od siebie niezale ny warunkuj wydolno czynno ciow protezy. 64 J. mudzki

66 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych - naturalne tworzywo tkanek - grupa materia ów protez (akrylany) Dane o materia ach - grupa mi kkich materia ów pod cielaj cych (silikony, plastyfikowane akrylany) - grupa materia ów z czy (metale,poliamidy,silikony) - sk adniki i cechy strukturalne - w asno ci mechaniczne - technologiczno - tolerancje wykonawcze Warunki eksploatacyjne - obci enia robocze zgryzowe - obci enia spoczynkowe Czynniki konstrukcyjne - kszta t pod o a protez - technika utrzymania na pod o u Komputerowe badania modelowe Niezawodno - uszkodzenia implantów - z amania protez Po dane funkcje u ytkowe - komfort u ytkowania - minimalizacja oddzia ywa traumatycznych wzgl dem b ony luzowej i ko ci Ocena w asno ci materia u Metodologia doboru i kszta towanie cech spr ystych materia ów protez Rysunek Zagadnienie komputerowej oceny i doboru materia ów protez w symulowanych warunkach obci e eksploatacyjnych Osadzenie zagadnienia oceny biozgodnego doboru materia ów protez ze wzgl du na analiz no no ci naturalnego tworzywa tkanek w komputerowej nauce o materia ach pozwoli o na postawienie tezy pracy: Projektowanie cech funkcjonalnych materia ów osiadaj cych protez z bowych w kryteriach no no ci naturalnego tworzywa tkanek podpieraj cych protezy jest mo liwe na podstawie komputerowych bada uwarunkowa materia owych przenoszonych obci e eksploatacyjnych. Pole weryfikacji postawionej tezy stanowi a realizacja utylitarnego (technicznego) celu pracy, który wytyczy a potrzeba spo eczna polepszenia wydolno ci czynno ciowej ca kowitych protez osiadaj cych, zw aszcza w przypadkach ekstremalnych oddzia ywa mechanicznych na tkanki pod o a b ony luzowej lub tkank kostn wokó implantów: 3. Teza, zakres i metodyka pracy 65

67 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 Dobór cech spr ystych tworzyw silikonowych dla warstwy pod cielaj cej i z czy utrzymuj cych doln protez na implantach zapewnia popraw wydolno ci czynno ciowej protezy, zw aszcza w przypadku ekonomicznych rozwi za protez utrzymywanych wy cznie za pomoc pojedynczego implantu, pracuj cych w niekorzystnych warunkach posadowienia. Wobec za o onych celów pracy ustalony zosta zakres i ogólny plan pracy: Opracowanie metodyki bada - modelowania w asno ci materia owych - bada materia ów w symulowanych warunkach obcia e ekploatacyjnych Opracowanie za o e klinicznej i do wiadczalnej weryfikacji - opracowanych modeli - wyników bada symulacyjnych Weryfikacja modeli oraz wyników symulacji Wykonanie bada symulacyjnych rozwi za materia owych protez w warunkach obci e eksploatacyjnych Ocena wp ywu w asno ci materia owych na biozgodne wykorzystanie no no ci tkanek Dostarczenie nowych danych dotycz cych kszta towania w asno ci u ytkowych materia ow protez 3.3. Za o enia metodologii komputerowych bada symulacyjnych materia ów w kryteriach no no ci tkanek Dotychczasowe próby do wiadczalnych i numerycznych symulacyjnych bada protez znamionuj nadmierne uproszczenia, które w istotny sposób ograniczaj mo liwo odniesienia wyników bada do rzeczywistych sytuacji wyst puj cych w jamie ustnej. Obiektywizacja dyskomfortu odczu bólowych stwarza konieczno oceny nie tylko warto ci nacisków pod protez. Urazy cierne zalicza si do g ównych niepo danych oddzia ywa protez osiadaj cych, st d uznano, e konieczne jest dokonanie oceny efektów ciernych, szczególnie w warunkach przemieszcze protezy wzgl dem pod o a podczas destabilizacji si ami ucia. W badaniach symulacyjnych zastosowano numeryczne nieliniowe sformu owanie MES du ych przemieszcze z uwzgl dnieniem odrywania lub po lizgu protezy po pod o u b ony 66 J. mudzki

68 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych luzowej oraz mo liwo ci stabilizacji poprzez kontakt skrzyd a balansuj cego z protez przeciwstawn lub stabilizacji poprzez implanty. Zjawiska towarzysz ce obci eniom eksploatacyjnym podczas ucia modelowano z odwzorowaniem typowych sytuacji destabilizacji protezy sko nymi si ami okluzyjnymi, natomiast obci enia towarzysz ce u ytkowaniu spoczynkowemu protezy symulowano wprowadzaj c przeci tne odchy ki technologii wykonawstwa, które generuj ucisk pod o a i naci gi spoczynkowe implantów. Tablica 5 zawiera zestawienie warunków obci e eksploatacyjnych uwzgl dnianych w badaniach materia ów protez oraz wielko ci fizyczne, które przyj to jako kryteria analizy no no ci tkanek. Metodyk projektowania materia owego i bada w symulowanych warunkach obci e eksploatacyjnych przedstawiono szczegó owo w kolejnych rozdzia ach. Tablica 5. Zestawienie symulowanych warunków obci e eksploatacyjnych i kryteriów analizy no no ci tkanek» Si y okluzyjne» pionowa V100N» sko na B30N» sko na B100N» Stabilizacja na kontakcie balansuj cym Czynno ucia» Z dystansem 1-5 mm» Z przesuwem lub bez przesuwu» Adhezja do b ony luzowej Kryteria oceny wydolno ci ucia» Stabilizacja j zykiem» Napr enia kontaktowe normalne N i styczne wraz z wielko ci po lizgu P po powierzchni b ony luzowej (pracy tarcia W T )» Napr enia zast pcze Tresca-Guesta ( T-G )» Przemieszczenia protezy U» Si a reakcji na kontakcie balansuj cym R» Pionowa reakcja pod o a RMM jako pionowa sk adowa si mi niowych» Obci enia implantów: si a osiowa F Z (pionowa) i poprzeczna R L (boczna) w z czach Czynno u ytkowania spoczynkowego Kryteria oceny wydolno ci spoczynkowej» Wcisk / Luz 0.1 mm na wybranym lewym skrzydle protezy» Odchy ki pozycjonowania z czy wzgl dem implantów» Pionowe V» Poziome H» Okluzja spoczynkowa z po lizgiem (UZ=O)» Bez po lizgu (FIX)» Bez okluzji (dyskluzja)» Napr enia kontaktowe normalne N na powierzchni b ony luzowej» Napr enia zast pcze Tresca-Guesta ( T-G )» Obci enia implantów: si a osiowa F Z (pionowa) i poprzeczna R L (boczna) w z czach» Pionowa reakcja pod o a RMM jako pionowa sk adowa si mi niowych w pozycji zaguzkowania centrycznego 3. Teza, zakres i metodyka pracy 67

69 3.4. Metodyka projektowania materia owego badanych protez osiadaj cych Open Access Library Volume 4 (10) 2012 W asno ci materia owe poszczególnych warstw rozwa anego biologiczno-materia owego uk adu quasi-kompozytowego, w tym warstwy b ony luzowej, warunkuj funkcjonalno protezy wydolno czynno ciow w trakcie pe nienia funkcji. Modelowanie MES z o onych uk adów wi e si z konieczno ci wyró nienia cech, które w rozwa anym przypadku maj decyduj cy wp yw na analizowane zjawiska [23, 28, 426]. Pomini cie lub zaniedbanie w modelu istotnych cech uk adu rzeczywistego zasadniczo wp ywa na wyniki. Z drugiej strony, nadmierna z o ono modelu zazwyczaj komplikuje obliczenia. Podstawow kwesti stanowi sformu owanie modelu efektywnego, który umo liwia przeprowadzenie symulacji dostarczaj cych warto ci poznawczych i jednocze nie u ytecznych z punktu widzenia polepszenia efektów leczenia za pomoc protez osiadaj cych. W obliczeniach przyj to uproszczony izotropowy liniowo-spr ysty model zachowania mechanicznego tkanek i materia ów [84, 85, 427]. Mo liwo tworzenia na podstawie tezy szczegó owych teorii poznawczych w obszarze metodologii materia owego projektowania protez weryfikowano na przyk adzie grupy twardych tworzyw akrylowych i elastomerowych protez konwencjonalnych, a tak e tworzyw z czy implantologicznych z grupy mi kkich tworzyw silikonowych lub twardych metalicznych i polimerowych o module spr ysto ci pod u nej zbli onym lub wy szym ni tworzywa akrylowe. Grupy tworzyw wybrano do bada ze wzgl du na utylitarny cel pracy na podstawie wielokryterialnej analizy (rozdz. 3.1; rys.3.3). Zró nicowanie twardych tworzyw akrylowych (warstwy struktury no nej protezy) nie stanowi o obszaru zainteresowania. Tworzywo akrylowe warstwy no nej opisano warto ci modu u spr ysto ci pod u nej Younga E = 2000 MPa i wspó czynnika Poissona = 0,3. Na rysunku 3.5a przedstawiano model 3-warstwowego biologiczno-materia owego uk adu quasi-kompozytowego, w którym twarde siod a protezy zosta y oddzielone od b ony luzowej warstw mi kkiego materia u pod cielaj cego. Do bada modelowych wytypowano protez doln, wychodz c z za o enia, e niepowodzenia leczenia przewa nie dotycz bezz bia uchwy [428, 429]. Warstw wprowadzono w standardowy sposób, tzn. kosztem oko o 2 mm grubo ci twardej akrylowej struktury no nej siode. Ostre kraw dzie akrylowych siode zosta y zaokr glone, zgodnie z post powaniem poprzedzaj cym pod cielanie, maj cym na celu zmniejszenie efektów odwarstwiania pod cielenia na obrze ach. 68 J. mudzki

70 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych a) b) odrywanie i smarowanie Twardy akrylan Pod cielenie Dobre zwil anie =0.16 Twarda b ona luzowa S abe zwil anie =0.8 Twarda b ona luzowa Dobre zwil anie =0.16 Elastyczna b ona luzowa E5 E1 E05 5 E [MPa] 4,5 4 3,5 3 2,5 2 1,5 +2%A 1 Ufi Gel Silastic 0,5 0 4%A +40Ag +6%A +80Ag +8%A +200Ag +10%A Rysunek 3.5. Model numeryczny 3-warstwowego biologiczno-materia owego quasi- kompozytowego uk adu b ony luzowej wspó pracuj cej z akrylow struktur no n protezy pod cielanej elastomerem (a) projektowanym pod wzgl dem typu elastomeru lub udzia u nanowype niaczy wg [269] i [254] lub (b) wg poni szej tablicy 6 Zwi zek cech strukturalnych mi kkich materia ów do pod ciele z czynnikami wydolno ci czynno ciowej protez badano dla zestawu wybranych materia ów pod cielaj cych opisanych stopniami twardo ci w skali Shore A lub bezpo rednio umownym modu em spr ysto ci pod u nej (Tablica 6), odwzorowuj c w modelu projektowany materia poprzez zmiany warto ci modu u Younga w zakresie E = 5 MPa, 1 MPa oraz 0,5 MPa, przy wspó czynniku Poissona = 0,48 rys. 3.5b. W stosunku do materia u zdolnego do wi kszych odkszta ce spr ystych przyj to okre lenie materia u bardziej elastycznego (ze wzgl du na termin stanu wysokiej elastyczno ci elastomerów). Dla silikonowych tworzyw Silastic (MDX4-4210) oraz Ufi Gel podane zosta y charakterystyki wp ywu udzia nanowype niaczy na cechy spr yste, odpowiednio nanokrzemionki (AEROSIL R 812S) [269] lub nanosrebra [254]. Rysunek 3.6 przedstawia nanocz stki srebra wprowadzone do tworzywa silikonowego Ufi Gel metod rozpuszczalnikow [254]. Zbadano równie mo liwo przygotowania w warunkach pracowni techniki dentystycznej kompozycji zawieraj cych hydrofobow nanokrzemionk (AEROSIL R 812, Evonik Degussa) w ilo ci 1%, 2,5 %, 5 % oraz 10 % wag. dla wybranego tworzywa silikonowego GC Reline ExtraSoft. Struktury tworzyw o narastaj cej ilo ci nanokrzemionki przedstawiono na rysunku 3.7 i rysunku 3.8. Dyspersja nanokrzemionki by a równomierna, przy czym powsta y niewielkie agregacje o wielko ci kilkudziesi ciu nm. 3. Teza, zakres i metodyka pracy 69

71 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 Tablica 6. Zestawienie materia ów pod cielaj cych wg narastaj cej twardo ci Materia pod cielaj cy Twardo Modu spr. Poz. Shore A, Sh pod u. E, MPa lit. Visco-gel (akryl) 8 0,35 [430] GC Soft-Line (akryl) 10 0,42 [430] Permasoft (akryl samopolimeryzuj cy) 20 0,70 [431] Tokuyama soft (silikon samopolimeryzuj cy) 22 0,80 [431] Mollosil Plus (silikon samopolimeryzuj cy) 29,3 1,11 [265] Epiform flex 30,2 1,16 [265] Dentusil (winylowy silikon) 32,9 1,29 [265] Sofreliner (samopolimer) 33,2 1,30 [265] Novus (fluoroelastomer) 1,50 [265] Episil-E 38,3 1,59 [265] Evatouch Super (silikon) 40 1,70 [432] Ufi Gel C (silikon) 41,6 1,80 [251] Molloplast-B (silikon polimeryzuj cy na gor co) 41,8 1,82 [432] Tokuyama medium soft 42,1 1,84 [432] MB Detax (silikon) 42,8 1,88 [433] GC extra (winylowy silikon) 42,9 1,89 [434] Flexibase (silikon samopolimeryzuj cy) 1,96 [435] Vertex Dental (akryl etylowy) 47,7 2,26 [435] Flexor (akryl/silikon polimeryzuj cy na gor co) 2,52 [435] Clearfit LC (isopren wiat outwardzalny) 56,2 3,12 [436] GC soft (akryl polimeryzuj cy na gor co) 56,3 3,13 [437] Mucopren (winylowy silikon) 57,5 3,28 [251] Coe Super Soft (akryl polimeryzuj cy na gor co) 3,49 [435] Odontosil (silikon) 60,8 3,74 [434] Soften (samopolimeryzuj cy akryl) 76,8 7,80 [432] Super-soft (akryl polimeryzuj cy na gor co) 78 8,34 [432] Rysunek 3.6. Tworzywo silikonowe Ufi Gel SC polepszone cz stkami nano-srebra metod rozpuszczalnikow [254] (STEM) 70 J. mudzki

72 Uwarunkowania materiažowe wydolnowci czynnowciowej cažkowitych osiadaj>cych protez zcbowych a) b) Rysunek 3.7. Struktury tworzywa silikonowego (GC Reline ExtraSoft) z dodatkiem nanokrzemionki: (a) 1 % wag., (b) 2.5% wag. (Prze om w ciek ym azocie, napylanie 5 μm platyny) Tablica 7 zawiera zestawienie wytypowanych do badam 2- i 3-warstowych quasi-kompozytowych ukžadów, w których protezy bez podwcielenia oznaczono BP. Badane elastomerowe tworzywa z racji pežnionej funkcji oraz cech sprccystych oznaczono odpowiednio jako podwcielenie E05, E1 oraz E5. Warunki posadowienia protez cechuje znaczna zmiennow5 osobnicza. Do badam modelowych wytypowano warunki posadowienia, dla których obserwuje sic oznaki braku biozgodnego zachowania protez, manifestuj>ce sic nasileniem dolegliwowci bólowych ze strony tkanek mickkich. BŽona Wluzowa podžoca protetycznego wykazuje zakres zmiennowci modužu sprccystowci podžucnej Younga E = 3,89 1,46 MPa [140], chociac podaje sic mniejsze wartowci E = 1 MPa i = 0,37 [371]. 3. Teza, zakres i metodyka pracy 71

73 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 a) b) Rysunek 3.8. Struktury tworzywa silikonowego (GC Reline ExtraSoft) z dodatkiem nanokrzemionki: (a) 5% wag., (b) 10% wag. (Prze om w ciek ym azocie, napylanie 5 μm platyny) Tablica 7. Zestawienie badanych materia ów w grupie protez konwencjonalnych Twarda BP PodWcielana P Proteza Np. Silikon Ufi Gel ( ppm Ag) Tworzywo Twarde akryle [254]; Silikon Silastic (+2-10 Aerosil) Protez [269] Twarda Tworzywo bžony Wluzowej Dobre zwilcanie = 0,16 SŽabe zwilcanie = 0,8 Elastyczna fi Model numerycznyfi 2- lub 3-warstwowy z odrywaniem i powlizgiem po bžonie Wluzowej 72 fi BP fi BP E5 E1 E0.5 E5 E1 E0.5 BP J. bmudzki

74 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych Dla b ony luzowej wykazuj cej gorsz resiliencj, tzw. twardej, przyj cie wi kszego modu u spr ysto ci lepiej odwzorowuje hiperspr yste usztywnienie charakterystyki. W badaniach przyjmowano nast puj ce w asno ci materia owe modu u spr ysto ci pod u nej oraz wspó czynnika Poissona naturalnego tworzywa tkanek: dla b ony luzowej E = 5 MPa i = 0,48 (b ona twarda [140]) lub E = 1 MPa i = 0,37 (b ona elastyczna [371]), ze wzgl du na nieporównywalnie wi ksz sztywno ko ci uchwy w stosunku do warstwy b ony luzowej (dla tkanki ko ci korowej E = MPa, = 0,3; ko ci g bczastej E = 500 MPa, = 0,3 [18, 23] na podstawie bada pilota owych ko zosta a wyeliminowana z oblicze. W pilota owych testach porównane zosta y dwa modele. W pierwszym geometria ko ci uchwy (korowej i g bczastej) zosta a odwzorowana w pe ni, a do przekroju oddalonego w kierunku k ta uchwy na 20 mm w ty poza zako czenia skrzyde protezy. Ostatnie przekroje przez obydwie ga zie uchwy (w p aszczy nie równoleg ej do czo owej) stanowi y miejsce sztywnego podparcia modelu. W drugim testowanym modelu ko ca kowicie wyeliminowano z oblicze poprzez za o enie sztywnego podparcia tkanki mi kkiej bezpo rednio na powierzchni po czenia z ko ci. Analizy testuj ce powy sze za o enie modelowe wykaza y niewielki wp yw ugi cia ko ci na obci enia tkanki mi kkiej, które stanowi y obszar zainteresowania pracy. Biologiczno-anatomiczne uwarunkowania pracy quasi-kompozytowego uk adu, które przedstawiono na rysunku 3.9, stanowi y podstaw do sprecyzowania warunków brzegowych sformu owania modelowego. Przyj to bezz bne wyrostki, których szczyty nie s ob e, ale w wyniku procesów zanikowych tworz ostry grzbiet ( wyrostki szablaste ), przy stosunkowo niewielkiej powierzchni oporowej stoków wyrostka i zasi gu obszaru podparcia protezy. Za o ono przypadek b ony luzowej odznaczaj cej si szczególnie ma grubo ci 0,5 mm. Charakterystyczne szablaste formy wyrostków oraz niepodatna twarda b ona luzowa tworz ekstremalnie niekorzystne warunki posadowienia i kwalifikuj model do prowadzenia bada skuteczno ci mi kkich materia ów pod cielaj cych do eliminacji urazów b ony luzowej, jak równie wspomagania wydolno ci czynno ciowej protezy za pomoc implantologicznej stabilizacji. Rekonstrukcji biologicznych warstw pod o a dokonano na podstawie danych dost pnych w pi miennictwie [118, 438], pomiarów kilkunastu modeli gipsowych oraz obrazów tomograficznych charakteryzuj cych si ostrymi szczytami wyrostków. Zrezygnowano z metody 3. Teza, zakres i metodyka pracy 73

75 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 Rysunek 3.9. Biologiczno-anatomiczne niekorzystne warunki pracy precyzuj ce warunki brzegowe sformu owania modelowego komputerowej automatycznej rekonstrukcji modeli na podstawie komputerowej tomografii, poniewa metodyka wprowadza konieczno poddania organizmów promieniowaniu (zgody komisji bioetycznej) oraz poszukiwania osobniczych przypadków reprezentuj cych warunki pod o a wytypowane do bada. Model numeryczny zosta przygotowany cz ciowo w oprogramowaniu AUTODESK INVENTOR TM, a cz ciowo w specjalistycznym oprogramowaniu JAW3D PRO [439], które posiada unikatow funkcj budowy bry opartych na krzywych, konstruowanych na p askich obrazach (tomograficznych lub dowolnych obrazach np. skanowania przekrojów modeli gipsowych) bezpo rednio w rodowisku preprocesora graficznego programu obliczeniowego MES ANSYS TM (APDL). W pierwszej kolejno ci skonstruowane zosta y kontury w przekrojach prostopad ych do uku uchwy. Poprzez wybrane charakterystyczne punkty konturów poprowadzono przestrzenne krzywe wzd u uku uchwy. Przygotowane krzywe pos u y y do konstrukcji wzd u nich powierzchni wyci gni cia po konturach przekrojowych. Na podstawie powierzchni zbudowane zosta y bry y. Dla akrylowej struktury no nej siode przyj to grubo z górnego zakresu, gdy wysokie po o enie p aszczyzny okluzyjnej stwarza niekorzystne warunki obci eniowe uk adu. Na obecnym etapie bada przyj to, e wskazane jest stopniowe analizowanie kolejnych oddzia ywa i zrezygnowano z odwzorowania detali konstrukcyjnych. Zaniedbano czynniki konstrukcyjne nieregularnej grubo ci b ony luzowej wzd u uku uchwy. Odwzorowuj c bry protezy uproszczono kszta ty sztucznych z bów, gdy nieregularne powierzchnie guzkowe wprowadza yby losowe oddzia ywania reakcji stykowych, zaburzaj c tym samym mo liwo jednoznacznej oceny oddzia ywa stykowych pomi dzy biologiczn warstw b ony luzowej i materia em protezy. 74 J. mudzki

76 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych metalowe gniazdo grupa R lub M metalowa patryca matryce metalowe lub polimerowe RY RZ RX wi zy kierunkowe SID TID kulkowe LUZmobilne M zatrzaskowe grupa S : 100, 50, 20 Zintegrowane Niezintegrowane F F F F Y Z X elastomer z wciskiem na filar odrywanie i smarowanie =0.16 B ona luzowa Twarda Elastyczna Rysunek Badane grupy materia owe z czy i sposób ich zast pienia w modelu przez wi zy kierunkowe o sztywno ci poziomej (bocznej Rx,Ry) i pionowej (Rz) regulowanej w asno ciami materia owymi w przypadku pojedynczej (SID) lub podwójnej (TID) stabilizacji implantologicznej Opracowany model numeryczny zastosowano do analizy no no ci tkanek naturalnych w wielowarstwowych quasi-kompozytowych uk adach biologiczno-materia owych protez stabilizowanych implantologicznie. Ma a powierzchnia oporowa dla przyj tych w modelu zanik ych stoków wyrostków i wysokie po o enie powierzchni okluzyjnej, które wprowadza wi ksze rami poziomej sk adowej si y okluzyjnej, wywa aj cej protez na pod o u, stanowi, e model jest w a ciwy do wykonania bada, poniewa wprowadzaj szczególnie niekorzystne warunki obci enia implantów wraz ze stref ich kotwienia w ko ci. W pracy zaproponowano uniwersalne podej cie do modelowania obci e implantów i z czy protez, pozwalaj ce na wyznaczanie obci e podpór implantologicznych bez konieczno ci konstruowania detali z czy i implantów, które skutkuje problemami z uzyskaniem zbie no ci oblicze. Z cza stanowi dla protezy wi zy podporowe [82], które w zale no ci od ich liczebno ci, rozlokowania i sztywno ci ograniczaj przemieszczenia protezy. Wykorzystuj c wymieniony fakt, w miejsce konstrukcji i materia ów z czy, wprowadzono przedstawione na rysunku Teza, zakres i metodyka pracy 75

77 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 wi zy kierunkowe, które ogranicza y swobod przemieszcze protezy zgodnie z zasadami dzia ania i u ytego materia u z cza [82, 348, 383, 459]. Wi zy zast puj ce w modelu z cza zlokalizowano wzgl dem siebie w obszarze odcinka przedniego w odleg o ci 25 mm, adekwatnej do przeci tnie wyst puj cej w uk adzie rzeczywistym. Wzgl dem powierzchni b ony luzowej przyj to odleg o 2 mm, co wraz z 0,5 mm grubo ci b ony luzowej, dawa o 2,5 mm ramienia momentu zginaj cego implant. Uniwersalny charakter podej cia polega na mo liwo ci zaniedbania w analizie szczegó ów zró nicowania konstrukcyjnego i przeniesienia problemu w obszar projektowania materia owego, który pozwala na jednoznaczn ocen, które materia y znacz co wp ywaj na wydolno czynno ciow. Zazwyczaj badania wykonywane przy pe nym odwzorowaniu konstrukcji implantologicznych prowadz do dezinformacji w kluczowej kwestii wp ywu w asno ci materia owych protezy, z cza i warunków posadowienia na warto ci si przejmowanych przez implanty. Wynika to z faktu, e porównywane s warto ci napr e w tkance kostnej otaczaj cej implant, które zale nie tylko od cech z czy, ale od ramienia si bocznych, czyli cech konstrukcyjnych implantu i cznika, jak równie od rednicy samego implantu. Tymczasem, ocena napr e w tkance kostnej wokó implantu sprowadza si do przyj cia kszta tu implantu, nast pnie modelu pod o a kostnego oraz modelu interakcji na granicy implant ko. Zagadnienie nale y do stosunkowo dobrze poznanych [440, 441], w tym z uwzgl dnieniem zjawisk kontaktowych [442, 443], anizotropii tkanki kostnej [444] oraz odleg ej prognozy g sto ci tkanki kostnej w otoczeniu implantu [445]. O wyniku analizy wytrzyma o ciowej konstrukcji implantologicznej oraz tkanki kostnej otaczaj cej implanty decyduje wynik zagadnienia podejmowanego w tej pracy. W dotychczasowych próbach modelowego podej cia do zagadnienia [82, 348, 383], zak ada si pe n spójno (idealn adhezj ) pomi dzy warstw b ony luzowej i powierzchni protezy, co zdecydowanie nie pozwala na uwzgl dnienie kryterium no no ci pod o a w projektowaniu materia owym. Do bada wytypowano najbardziej rozpowszechniony typ standardowych z czy kulkowych lub zatrzaskowych (oznaczone w pracy jako R ). Detale konstrukcyjne tego typu z czy s zró nicowane, gdy liczni producenci proponuj w asne opatentowane rozwi zania. Jednak e, charakterystyka mechaniczna tego typu z czy jest zbli ona, gdy polega wy cznie na swobodzie rotacji wokó punktu zamocowania, natomiast materia y cechuje podobna lub wi ksza warto modu u spr ysto ci jak materia u protezy lub metalowej patrycy implantu. Zró nicowanie materia ów i konstrukcji tego typu z czy w praktyce nie wywiera istotnego wp yw na 76 J. mudzki

78 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych warto ci sztywno ci tego typu rozwi za [371]. Wymienione fakty uprawniaj do za o enia w modelu po cze przegubowych zlokalizowanych w miejscach implantologicznej stabilizacji akrylowej struktury no nej protezy. Niemniej, w celu odwzorowania ugi cia ca ej podpory implantologicznej wraz z ko ci, za o ono dla kierunkowych wi zów podporowych warto sztywno ci 1000 N/mm, adekwatn dla typowych implantów ze stopów tytanu w zakresie rednic 2-4 mm [446, 447]. Analizowane obci enia z czy w praktyce s zale ne od indywidualnych warunków posadowienia protez, m.in. osobniczego zró nicowania cech elastycznych b ony luzowej, jak równie pod cielania protezy, które warunkuj zakres przemieszcze protezy. St d, zbadano obci enia z czy w sytuacjach odpowiadaj cych warunkom posadowienia zró nicowanym pod wzgl dem wymienionych w asno ci materia owych. W odró nieniu od wcze niej badanego modelu z typem twardej b ony luzowej, wykonano obliczenia dla elastycznej b ony luzowej. Zbadano równie wp yw wprowadzenia standardowej grubo ci 2 mm warstwy pod cielaj cej z elastomeru E5 na wspó prac z tward b on luzow. Drugi typ z czy, który poddano badaniom umo liwia przesuw w kierunku osi implantu (oznaczone w pracy jako M od nazwy mobilne). Z cza s reklamowane pod nazw biozgodnych mechanicznie, jakoby pozwalaj cych w najwi kszym stopniu wykorzysta no no b ony luzowej i odci y implanty, a przez to zmniejszy ryzyko ich utraty z ko ci. Trzecim typem by y elastomerowe z cza membranowe (oznaczone S ), charakteryzuj ce si sztywno ci regulowan w asno ciami projektowanego elastomeru, z którymi tez pracy czy utylitarny cel pracy. Zamierzeniem pracy by o wykazanie mo liwo ci planowania wykorzystania no no ci tkanek w odniesieniu do zastanych warunków pod o a w funkcji cech spr ystych projektowanego elastomerowego tworzywa, regulowanych np. udzia em nanowype niaczy lub rodzajem u ytego elastomeru. Mo liwo ci indywidualnego projektowania elastomeru by a badana na podstawie oceny wspó pracy protezy z tward lub elastyczn b on luzow. Regulowane w asno ci elastomeru modelowano zmniejszaj c stopniowo sztywno ci wi zów w stosunku do warto ci 1000 N/mm przyj tej poprzednio dla standardowych z czy grupy materia owej R. Obliczenia wykonano kolejno dla warto ci 100, 50 oraz 20 N/mm sztywno ci bocznej i pionowej 5 N/mm (oznaczaj c z cza odpowiednio jako S100, S50, S20). Znaczne zró nicowanie elastomerowych tworzyw oraz mo liwo regulacji stopnia sieciowania pozwala na znaczne ró nicowanie podatno ci z czy, co zosta o ju dobrze opisane w pracach [82, 383]. Z cza elastomerowe mog by wykonywane w dwóch wariantach: 3. Teza, zakres i metodyka pracy 77

79 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 jednolicie z pod cieleniem (zintegrowane) lub niezale nie w postaci opatentowanego kszta tu [81]. Zakres rednic implantów dostosowanych do zanik ego wyrostka 1,8-2,5 mm oraz maksymalna rednica gniazda, która uwarunkowana jest kszta tem przekroju siod a, stwarzaj w indywidualnym przypadku ograniczenia konstrukcyjne w sterowaniu podatno ci z cza [82]. Projektowanie tworzyw elastomerowych na z cza daje znaczne mo liwo ci sterowania sztywno ci w sposób niezale ny od geometrycznych cech konstrukcyjnych z cza. Przyk adowo sztywno boczna z cza mo e wynosi 10, 40 lub 70 N/mm, je eli modu spr ysto ci elastomeru b dzie mia 1, 5 lub 10 MPa; w przypadku membranowej pier cieniowej kszta tki w gnie dzie akrylowym rednicy 6 mm, grubo ci 2 mm oraz rednicy otworu wewn trznego pod wcisk na implant walcowy 2,2 mm [82]. Wykonane zosta y równie badania ekonomicznych rozwi za protez utrzymywanych za pomoc pojedynczego implantu (SID). W modelu zamiast dwóch podpór wprowadzono pojedyncz podpor, ograniczaj c przemieszczenia protezy zgodnie z zasadami dzia ania z czy grupy R lub S. Z cze ulokowano centralnie, zaniedbuj c w modelu niewielkie odsuni cie implantu wzgl dem linii po rodkowej, które w warunkach rzeczywistych warunkuj wzgl dy anatomiczne. Dla przypadku b ony luzowej elastycznej wykonano badania wy cznie z czy R. W praktyce klinicznej, znaczna cze przypadków, charakteryzuj cych si zanik ymi wyrostkami i niedostateczn jako ci ko ci, nie kwalifikuje si do leczenia implantologicznego ze wzgl du na znaczne ryzyko utraty implantu. Wymieniona grupa pacjentów zostaje pozbawiona mo liwo ci uzyskania po danej wydolno ci czynno ciowej protezy, zw aszcza w przypadku twardej b ony luzowej. Fakt ten stanowi motywacj do poszukiwania rozwi za optymalizuj cych rozdzia obci e ucia pomi dzy implant i pod o e twardej b ony luzowej. W badaniach wykorzystano mo liwo projektowania elastomerów na z cza, zmniejszaj cych obci enia implantu, w sposób niezale ny od projektowania pod cielenia, w tym z gradacj modu u spr ysto ci, maj cej na celu zmniejszenie dyskomfortu bólowego. Na rysunku 3.11 przedstawiono na przekroju sposób gradacji modu u spr ysto ci w warstwie pod cielenia. Tablica 8 przedstawia zestawienie i schematy modeli przygotowanych do bada materia owych. Si y adhezji na powierzchni luzówkowej zosta y w obliczeniach pomini te, co znajduje usprawiedliwienie w odniesieniu do nieporównywalnie wi kszych warto ci analizowanych obci e okluzyjnych. W pracy [448] poziom adhezji sztucznej liny wynosi nieca e 3 kpa. Si y retencji dolnych protez nawet przy korzystnych warunkach posadowienia dla wypuk ych i dobrze zachowanych wyrostków wynosz przeci tnie zaledwie 2 N [449]. 78 J. mudzki

80 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych Funkcjonalna gradacja Strefa B Strefa C Rysunek Strefowa gradacja modu u spr ysto ci warstwy pod cielenia w przypadku stabilizacji implantologicznej Ze wzgl du na niedostatek danych pomiarowych dotycz cych procesów tarcia pod protezami oraz znaczne zró nicowanie w asno ci i obj to ci wydzielanej liny uznano za uzasadnione uwzgl dnienie znacznego zró nicowania warunków tarcia skojarzenia materia protezy-b ona luzowa. Warunki smarowania na powierzchni b ony luzowej modelowano przyjmuj c warto wspó czynnika tarcia μ = 0,16 z dolnego zakresu podawanego w pi miennictwie dla warunków smarowania lin [38, 450]. Kierowano si faktem mniejszej lepko ci liny stymulowanej [166], która jest wydzielana w trakcie ucia. Warto ci wspó czynnika tarcia μ = 0,16 symulowano stosunkowo dobre warunki smarowania, jakie zapewnia warstwa liny (tarcie mieszane poprzez warstw liny przy dobrym zwil aniu). Badano równie wp yw zwi kszenia warto ci wspó czynnika tarcia. Chocia wg pi miennictwa wspó czynnik tarcia mo e osi ga z powodu adhezji liny warto ci przekraczaj ce jeden [168], to jako górn warto przyj to w symulacji warto = 0,8, co by o uzasadnione nie tylko w asno ciami samej liny, ale mo liwo ci zwi kszania si oporu ruchu w przypadku tarcia mieszanego z adhezj w przypadku tworzyw silikonowych, które odznaczaj si s ab zwil alno ci powierzchni, du spr ysto ci mikronierówno ci powierzchniowych oraz adhezj do b ony luzowej. Warto = 0,8 by a równie rozwa ana w przypadku tworzyw akrylowych, co mia o symulowa s abe zwil anie w warunkach niedoboru liny (cz sty patologiczny niedostatek wydzielania liny kserostomia). Zjawiska odrywania i po lizgu na powierzchni b ony luzowej modelowano przy zastosowaniu nieliniowego sformu owania MES du ych przemieszcze w schemacie niejawnego 3. Teza, zakres i metodyka pracy 79

81 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 Tablica 8. Podzia badanych sposobów stabilizacji implantologicznej wed ug grup materia owych z czy R, M, S lub materia u pod cielania Grupa Grupa R Grupa S M B ona luzowa Materia Stop Ti, Nylon, Z oto Twarda Elastyczna Silikon Ufi Gel ( ppm Ag) Silikon Silastic (+2-10 Aerosil) Sztywno N/mm boczna/ pionowa 1000/ / /5 50/5 20/5 Model numeryczny TID-R TID-R TID-M TID-S100 TID-S50 TID-S20 Liczba z czy TID SID SID-R SID-R SID-M SID-S100 SID-S50 SID-S20 TID-S20 SID-S20 Pod cielanie TID-R TID-S100 SID-S20 Liczba z czy TID SID E5 SID-R E5 E0.5 SID-S100 E0.5 TID-S E0.5 TID-S TID-S SID-S ca kowania, polegaj cego na poszukiwaniu nieznanej konfiguracji uk adu w chwili czasowej t n+1 = t n + t na podstawie znanej chwili t n [ ]: ext int (9) Mu Cu F F gdzie: M macierz masowa, C macierz t umienia, u wektor przyspiesze, u wektor pr dko ci, wektor obci e : F ext Ku, w którym: K macierz sztywno ci, u wektor 80 J. mudzki

82 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych przemieszcze. Wykorzystuj c mo liwo zaniedbania efektów inercyjnych oraz efektów t umienia sprowadza si model dynamiczny do quasi-statycznego: ext int F F 0 (10) n 1 n 1 dla którego w schemacie iteracyjnym Newtona-Raphsona (N-R): ( k ) ( k ) int int ( k ) ( k ) K u F F ( u, ) (11) n 1 n 1 n 1 n 1 n 1 w kolejnych iteracjach (k) i (k+1), konstruuje si (k) Kn 1 tzw. styczn macierz sztywno ci ( k ) i wyznacza. Zadanie zostaje rozwi zane w momencie spe nienia warunków równowagi u n 1 z zadan dok adno ci. Wektory F int oraz F ext otrzymuje si poprzez z o enie elementowych wektorów (w operacji agregacji). Uwzgl dnienie kontaktu w równaniu sformu owania wariacyjnego wymaga do czenia do wektora obci e zewn trznych wektora si oddzia ywa kontaktowych na brzegu cia a R, co mo na przedstawi nast puj co [454]: ext W S DdV F u R u (12) V 0 gdzie V 0 jest obj to ci w konfiguracji pocz tkowej; R wektor reakcji kontaktowych, przy czym S jest tensorem napr enia II rodzaju Piola-Kirchoffa, natomiast D tensorem odkszta cenia Greena-Lagrange`a (rozdz. 2.1). Odkszta cenie daje si roz o y na cz liniowo i nieliniowo zale n od przemieszcze : D ( BL BNL( u)) u lub w postaci przyrostowej: D ( B B ( L NL u)) u (13) Podstawienie (13) do (12) daje: ext int ext W S ( B B ( u)) u dv F u R u ( F F R) u (14) V 0 L NL Bior c pod uwag, e: int F S ( B B NL ( u))d V (15) V 0 L otrzymuje si równanie: ext int F F R 0 (16) wobec którego w schemacie iteracyjnym N-R przyj to tzw. norm L2 (pierwiastka sumy kwadratów). Wyznaczenie wektora si oddzia ywania kontaktowego wymaga zastosowania procedury wykrywania kontaktu i okre lenia w ka dym kroku czasowym liczby w z ów znajduj cych si w kontakcie. W obliczeniach kontaktu zastosowano rozszerzon metod 3. Teza, zakres i metodyka pracy 81

83 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 mno ników Lagrange`a z implementacj klasycznego liniowego wspó czynnika tarcia [455]. Zagadnienie analizowano wykorzystuj c oprogramowanie ANSYS TM. Badania modelowe polega y na poddaniu obiektu (protezy) wymuszeniu si owemu przy narzuceniu wi zów kinematycznych wy cznie w postaci ogranicze kontaktowych. Typowe dla tego rodzaju zagadnie (przy braku sterowania kinematycznego) problemy z uzyskaniem zbie no ci rozwi zania by y powodem przyj cia opisanych wcze niej liniowych uproszcze charakterystyk mechanicznych materia ów, jak równie eliminacji z oblicze warstwy ko ci. Algorytm oblicze kontaktowych wymaga zdefiniowana, która z powierzchni jest ledz c w funkcji odst pu/penetracji, badaj cej po o enie powierzchni kontaktowej przynale nej do drugiego cia a. Powierzchnia protezy zosta a a priori zdefiniowana jako przechwytuj ca ( target ), natomiast powierzchnia luzówkowa jako kontaktowa, przy czym funkcj ledz c uwarunkowano wzgl dem punktów Gaussa. Macierz sztywno ci aktualizowano w ka dej iteracji. Zgodnie z przyj tymi zaleceniami dla bada MES wykonane zosta y badania wp ywu na warto ci oblicze ró nych sposobów dyskretyzacji. Automatyczna generacja siatek elementów sko czonych z o onych z czworo cianów skutkowa a nierównomiernym rozk adem napr e kontaktowych. Zag szczanie siatki nie poprawi o jako ci oblicze, lecz jeszcze j pogorszy o, podobnie jak zastosowanie elementów tetraedrycznych 10-w z owych drugiego rz du. Wyja- nienie wp ywu sposobu dyskretyzacji na jako oblicze napr e kontaktowych zawiera praca [456]. Dyskretyzacja powierzchni kontaktowej skutkuje jej reprezentacj w postaci normalnych. Reprezentacja nie jest jednoznaczna, poniewa normalne pomi dzy elementami nie s ci g e. Wzrost zag szczania siatki w analizowanym przypadku geometrii skutkowa lokalnym zwi kszeniem zró nicowania normalnych. Efektem by y znaczne koncentracje napr e wokó niekorzystnie spozycjonowanych elementów, a tak e problem z uzyskaniem zbie no ci rozwi zania. St d, zrezygnowano z automatycznej generacji siatki. Geometri uk adu przygotowano w sposób umo liwiaj cy dokonanie podzia u w strefie kontaktu na elementy heksaedryczne, pomimo znacznie wi kszej pracoch onno ci przygotowania przestrzennego modelu oraz konieczno ci prowadzenia pó automatycznej generacji siatek. Zastosowanie elementów heksaedrycznych (liniowych 8-w z owych) pozwoli o wyeliminowa niejednorodno ci rozk adu napr e kontaktowych. Przyjmuj c jako priorytet wyrównanie normalnych przeciwstawnych elementów pary kontaktowej, kontaktuj ce si powierzchnie dyskretyzowano w sposób koherentny (wyrównane po o enie w z ów) [457]. Podej cie takie jest mo liwe w wi kszo ci zagadnie kontaktu biomateria ów z tkankami, typu implant/ o e, kikut 82 J. mudzki

84 3 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych ko czyny/lej protezy, gdy pocz tkowy i docelowy obszar kontaktu zazwyczaj pokrywa si i jest znany a priori z dobrym przybli eniem. Automatyczn generacj elementów tetraedrycznych zastosowano wy cznie w górnej cz ci protezy, w celu rozrzedzenia siatki poza obszarem zainteresowania i zmniejszenia nak adów obliczeniowych. Warstwa b ony luzowej zosta a podzielona na grubo ci na trzy warstwy elementów. Ze wzgl du na ma ci liwo tkanek mi kkich zbadano wp yw efektu blokady obj to ciowej. Analizy testuj ce rozwi zania w sformu owaniu mieszanym przemieszczeniowo-napr eniowym przy ograniczonej liczbie punktów ca kowania nie wykaza y wp ywu niewielkiej ci liwo ci tkanek na nadmierny wzrost napr e. Na tej podstawie w symulacjach stosowano sformu owanie przemieszczeniowe. W symulacjach stosowano bardziej efektywne obliczeniowo elementy liniowe 8-w z owe. Testowano równie model dla typu elementów 20-w z owych heksaedrycznych dostosowanych drugiego rz du. Ocena dok adno ci sformu owania modelowego zosta a przeprowadzona na podstawie oblicze napr e stykowych walców w rozdziale 3.6 po wi conej weryfikacji. Sztywno kontaktu, stanowi c parametr funkcji kary w algorytmie oblicze kontaktu, w sytuacji znacznej ró nicy spr ysto ci kontaktuj cych si cia, dostosowano do spr ysto ci bardziej podatnego cia a, tu b ony luzowej. Drugi z parametrów funkcji kary, dopuszczaln penetracj, której przekroczenie uznaje si jako zaistnienie kontaktu, ustalono na poziomie 30 m. Nierówno ci na powierzchni b ony luzowej, które fizykalnie usprawiedliwiaj przyj cie adekwatnego poziomu dopuszczalnej penetracji, s w rzeczywisto ci mniejsze 4-6 m [165, 458]. Przyj cie mniejszych warto ci dopuszczalnej penetracji skutkowa o brakiem zbie no ci symulacji. Za o ony algorytm oblicze kontaktowych, podobnie jak dla penetracji w kierunku normalnym do powierzchni kontaktu, zak ada istnienie pewnej numerycznej wielko ci przesuwu (po lizgu), pomimo wyst powania si y tarcia mniejszej od przyj tej granicznej warto ci (pomimo spe niania warunku przylegania). Przyj ta warto dopuszczalnego po lizgu wynosi a 10 m. W pewnej mierze, mo na tu znale fizykalne usprawiedliwienie metody obliczeniowej poprzez analogi do realnego zjawiska mikropo lizgów [453] Metodyka modelowania i symulacji warunków obci e eksploatacyjnych W symulacji zjawisk towarzysz cych transmisji obci e eksploatacyjnych ucia zosta przyj ty deterministyczny model dzia ania si w obszarze drugiego z ba przedtrzonowego rys Teza, zakres i metodyka pracy 83

85 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 dystans Rby Rbz kontakt Rbx balansuj cy si a Fz Fy V100N B30N B100N Y Z X odrywanie i smarowanie Rysunek Model obci e si ami ucia (pionowa sk adowa Fz i boczna pozioma Fy) z mo liwo ci zaistnienia kontaktu balansuj cego po stronie balansuj cej z protez przeciwstawn oddalon na zmienny dystans 0,1-1,0 mm Prawe skrzyd o protezy wybrano jako pracuj ce. Za o ono, e si a dzia a z przesuni ciem ku stronie j zykowej powierzchni okluzyjnej z ba, co zapewnia wi ksz stabilno do momentu unoszenia skrzyd a po stronie balansuj cej, ni w przypadku dzia ania si y po stronie policzkowej lub po rodku z ba. Obci enia realizowano symuluj c w pewnym stopniu rzeczywisty przebieg fazy mia d enia pokarmu, wynikaj cy z kinematyki uchwy [10]. W pocz tkowym kroku realizowano wy cznie obci enia pionowe 100 N, wywo uj ce docisk do pod o a (oznaczone jako V100N ). Nast pnie, w kolejnych dwóch krokach zrealizowano obci enie si poziom 100 N. Realizacji 20-30% obci e poziomych towarzyszy o przechylenie protezy, które spowodowa o problemy z uzyskaniem zbie no ci rozwi zania. Zbie no rozwi zania osi gni to w przypadku ograniczenia unoszenia protezy po stronie balansuj cej przez symulacj kontaktu zwarciowego z protez przeciwstawn. Mo liwo zaistnienia kontaktu zwarciowego z protez górn modelowano, wprowadzaj c po stronie balansuj cej (lewej) sztywno podpart bry, charakteryzuj c si p ask powierzchni kontaktow i w asno ciami materia owymi jak dla protezy. W realizacji obci e poziomych wyszczególniono dwa etapy, 30 N i 100 N (oznaczone odpowiednio B30N oraz B100N ). Ostatecznie, jako deterministyczny model obci enia protez si ami ucia przyj to dzia anie wypadkowej 141,4 N sko nie w p aszczy nie czo owej pod k tem 45 w kierunku policzka ( B100N ), przy stabilizuj cym oddzia ywaniu kontaktu balansuj cego. W celu sprawdzenia, czy w przypadku zwi kszenia warto ci pionowej si y mo e dochodzi do zjawisk nieliniowych 84 J. mudzki

86 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych (utraty przylegania protezy do pod o a) i nag ego wzrostu napr e, wykonano dodatkowe obliczenia sprawdzaj ce wy cznie dla modelu protezy bez pod cielenia. Warto pionowej si y zwi kszano do 200 N z górnego zakresu dla ca kowitych protez osiadaj cych. Modelowano zró nicowane warunki kontaktu z protez górn. Rzeczywisty kontakt protez na powierzchniach uj cych mo e prowadzi do blokowania przesuwu protez wzgl dem siebie. Podobnie jak klinowanie na twardszych k sach pokarmowych. W tej sytuacji, w sensie mechanicznym w obszarze kontaktu zostaje utworzony przegub (brak swobody przemieszcze liniowych, przy zachowaniu mo liwo ci rotacji wzgl dem tego punktu). W celu zasymulowania tego zjawiska przeprowadzono analiz przy za o eniu, e dla w z ów siatki, które znalaz y si w kontakcie balansuj cym z protez przeciwstawn, nie istnieje ju mo liwo po lizgu ani oderwania. Badania do wiadczalne [197] wskazuj, e podczas rozdrabniania pokarmu kontakt balansuj cy wyst puje przed mia d eniem pokarmu po stronie pracuj cej. Z drugiej strony, nale a o uwzgl dni, e kontakt balansuj cy w praktyce nie zawsze dzia a natychmiastowo. Obliczenia przeprowadzono dla dwóch wariantów pocz tkowego oddalenia powierzchni okluzyjnych, co symulowa o spó nienie kontaktu balansuj cego. W pierwszym wariancie przyj to, e powierzchnia protezy górnej znajduje si w niewielkim dystansie 0,1 mm. Nast pnie analizowano wp yw zwi kszenia dystansu (spó nienia kontaktu) do powierzchni górnej protezy do warto ci 1,0 mm. Przyj to równie wariant, w którym w wyniku kontaktu balansuj cego niekoniecznie musi dochodzi do zablokowania przesuwu protez. Pokarm znajduj cy si pomi dzy powierzchniami protez, w zale no ci od stopnia rozdrobnienia i konsystencji, stwarza mo liwo wzgl dnych przesuwów. St d, symulowano drugi przypadek kontaktu balansuj cego, w którym dopuszczono mo liwo wzajemnego przesuwu powierzchni po k sie pokarmowym przy wspó czynniku tarcia, jaki przyjmowano dla liny μ = 0,16. Rozwa aj c przypadek kontaktu zwarciowego z przesuwem, równie zbadano wp yw zwi kszenia dystansu pomi dzy protezami do 1,0 mm. Wi kszych warto ci dystansu nie przyjmowano, bazuj c na badaniach do wiadczalnych [197] oraz praktyce klinicznej, które wskazuj, e w przypadku protez konwencjonalnych podstaw uzyskania wydolno ci ucia stanowi wyst powanie kontaktu bez spó niania [ ], natomiast problem braku kontaktu stanowi wskazanie do implantologicznej stabilizacji. W przypadku protez stabilizowanych implantologicznie by o uzasadnione za o enie wi kszego spó nienia kontaktu balansuj cego, st d wprowadzano warto ci w zakresie 2,0-5,0 mm. Wykonanie bada materia ów protez stabilizowanych implantologicznie poprzedzono weryfikacj adekwatno ci modelu obci eniowego 3. Teza, zakres i metodyka pracy 85

87 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 protezy si ami ucia, przyj tego w badaniach materia ów protez konwencjonalnych [459]. Ze wzgl du na fakt lepszej stabilizacji protez nak adowych uznano za zasadne zbadanie wp ywu przesuwania si y okluzyjnej ze strefy z bów przedtrzonowych w tylne strefy, w obszar drugiego z ba trzonowego. Badano równie zmiany kierunków dzia ania si y okluzyjnej. Na podstawie oblicze pilota owych [459] deterministyczny model obci enia si sko n B100N zosta uznany jako adekwatny do bada symulacyjnych protez stabilizowanych implantologicznie, gdy podobnie jak w przypadku protez konwencjonalnych skutkowa niekorzystnym stanem obci enia pod o a. W symulowanych obci eniach ucia analizowano rozk ad napr e kontaktowych pod protez, a tak e napr enia zast pcze (Tresca-Guesta lub Hubera-Misesa) w tkance mi kkiej lub protezie. Analizowano równie przemieszczenia protezy i si reakcji na kontakcie balansuj cym, pionow reakcj pod o a, na podstawie której oceniano pionow sk adow si mi niowych. W przypadku bada materia owych protez stabilizowanych implantologicznie obliczano obci enia implantów: osiowe (pionowa reakcja w wi zach) i poprzeczne w z czach (boczna wypadkowa, zginaj ca implant). G ówne kryteria biozgodnego wykorzystania tkanek mi kkich stanowi y warto ci nacisków N, napr e stycznych i po lizgu P. Jednak, ze wzgl du na najwi ksze ryzyko wyst powania urazów ciernych w obszarach, w których wyst puje maksimum pracy tarcia, w celu lepszej oceny efektów ciernych wprowadzono dodatkowy wska nik stanu obci enia powierzchni b ony luzowej. Obliczano prac tarcia W T przypadj c na jednostk kroku czasowego t i podczas realizacji obci enia (efekty dzia ania si stycznych F T na drodze po lizgu S i ) wg: W F S / t (17) T T i i Za o enie w ka dym modelu równych kroków czasowych, w których dochodzi o do realizacji takich samych obci e zgryzowych, uprawnia do bezpo redniego porównywania pracy tarcia pomi dzy analizowanych modelami. Wykonane zosta y równie obliczenia przy za o eniu idealnego przylegania (ca kowitej spójno ci) na powierzchni kontaktu protezy z b on luzow. Celem oblicze by o sprawdzenie wp ywu uproszczenia warunków modelowania kontaktu na niedoszacowanie obci e tkanek naturalnych w ocenie no no ci tkanek pod o a. Celem by a równie symulacja warunków silnej adhezji, zbli onych do warunków eksploatacyjnych w sytuacji wspomagania retencji protezy za pomoc powszechnie stosowanych preparatów adhezyjnych (klejów). Obliczenia wykonano dla modeli twardej protezy (BP). 86 J. mudzki

88 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych Niekorzystne warunki posadowienia w przypadkach niewielkiej powierzchni oporowej bezz bnych stoków wyrostków zmuszaj do poszukiwania sposobów wspomagania stabilizacji protezy, np. poprzez wyprofilowanie powierzchni protezy w sposób sprzyjaj cy wykorzystaniu aktywnego udzia u j zyka. Na podstawie opracowanej metodyki bada modelowych dokonano analizy, maj cej na celu okre lenie, czy dodatkowe oddzia ywania j zyka mog stabilizowa protez na pod o u podczas destabilizacji si ami ucia (tward akrylow BP na twardej b onie luzowej). Z X Y B T BM Y kontakt balansuj cy T B Y M Lz C M Ly W N M Ly T BM Z M Lz T"B" Fz T"W" Fz T"BM" Fz T"B" Fy T"B" Fz T B Z M Ly T"B" Fy T"W" Fy T"BM" Fy M Ly T W Z T"W" Fz T"BM" Fy T"W" Fy T W Y T"BM" Fz -60 M Lz M Lz LS 1 LS 2 LS 3 LS 4 LS 5 LS 6 LS 7 LS 8 LS 9 LS 10 LS 11 LS 12 LS 13 LS 14 LS 15 LS 16 LS 17 LS 18 LS 19 B100N Si a [N] Rysunek Przebieg si dzia aj cych na protez w kolejnych krokach obci eniowych LS. Si y ucia destabilizuj ce protez (ML) oraz akcja j zyka po stronie balansuj cej w strefie k a (T B ) lub w strefie z bów trzonowych (T BM ) lub po stronie pracuj cej w strefie k a (T BW ). B,C,W s punktami kontroli przemieszcze 3. Teza, zakres i metodyka pracy 87

89 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 Rysunek 3.13 ilustruje lokalizacje, kierunki i warto ci si, którymi obci ano protez. Punkt odniesienia dla oceny dzia ania j zyka stanowi stan równowagi protezy, obci onej wy cznie si okluzyjn w obszarze z ba przedtrzonowego, skierowan sko nie ku policzkowi (wariant maksymalnego obci enia okluzyjnego B100N: -100 N w pionie; -100 N w poziomie). Tablica 9. Si y dzia aj ce na protez w poszczególnych krokach obci eniowych (LS) Akcja j zyka Si y zgryzowe L.p. Po stronie balansuj cej Po stronie pracuj cej M Lz M Ly T"B" Fz T"B" Fy T"W" Fz T"W" Fy B100N LS LS LS LS LS LS LS LS LS LS LS LS LS LS LS LS LS LS W strefie trzonowców T"BM"Fz T"BM"Fy LS J. mudzki

90 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych Obci enia realizowano wprowadzaj c w poszczególnych krokach dzia anie sk adowych pionowych lub bocznych. Dok adn charakterystyk analizowanych wariantów obci e oprócz wykresu zawiera dodatkowo tablica 9 (dla lepszej czytelno ci szarym wype nieniem zaznaczono pola warto ci zmienianych pomi dzy kolejnymi krokami). Rozpatrywano mo liwo stabilizacyjnego oddzia ywania docisku si j zyka w obszarze k a po stronie balansuj cej lub po stronie pracuj cej (T B lub T W ). Rozwa ano równie, mniej fizjologiczne dla u o enia j zyka, dzia anie docisku w tylnych strefach z bów trzonowych (T BM ), które mia o przeciwdzia a unoszeniu skrzyd a balansuj cego. Wobec braku dok adnych danych odno nie do warto ci si j zyka w poszczególnych kierunkach przyj to warto ci z górnego zakresu. Za o ono, e j zyk mo e dzia a maksymaln si o warto ci 21,2 N [82]. Praw stron wybrano jako pracuj c. Na lewej stronie za o ono mo liwo kontaktu z protez przeciwstawn pozostaj c w dystansie 2 mm. Obszarem zainteresowania obj to badania materia ów w warunkach spoczynkowych obci e eksploatacyjnych towarzysz cych czynno ci u ytkowania spoczynkowego (noszenia protezy). Z powodu odchy ek technologii wykonawstwa, pod protez znajduj ca si w po o eniu spoczynkowym zaguzkowania centrycznego stan obci enia tkanek odbiega od równomiernego. W przypadkach skojarzenia niedok adno ci wykonawczych i przytrzymywania protez w nawykowym zwarciu nale y si spodziewa nasilenia traumatycznego oddzia ywania protez. Uzyskanie informacji dotycz cych poziomu obci e spoczynkowych jest mo liwe poprzez obliczenie napr e kontaktowych generowanych w obszarach niedopasowania pod protez, zajmuj c po o enie w a ciwe centrycznego zwarcia (zaguzkowania centrycznego). Uciski z niedopasowania zale od wielko ci odchy ki wykonawczej, jej kszta tu i lokalizacji oraz warunków posadowienia protezy. Niedok adno ci wykonawcze skutkuj zwi kszonym poziomem obci e pod o a w przypadku niekorzystnych warunków posadowienia, co pozwala uzna opracowany model za dobrze nadaj cy si do bada spoczynkowych obci e eksploatacyjnych. Odchy ki wykonawcze cechuje znaczna zmienno. Pojawi a si konieczno wytypowania do bada charakterystycznego przypadku. Do typowych zmian wymiarowych nale y do rodkowe przesuni cie skrzyde, wynikaj ce ze skurczu polimeryzacyjnego trzonu protezy. St d, jako charakterystyczny przypadek przyj to przesuni cie wybranego lewego odcinka bocznego w kierunku proksymalnym na odleg o 0,1 mm. Wprowadzono tym samym na stoku po stronie zewn trznej (dystalnej) wcisk 0,1 mm oraz na stoku po stronie przy rodkowej (mezjalnej) luz 0,1 mm (rys. 3.14). 3. Teza, zakres i metodyka pracy 89

91 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 WCISK Uz Ux Uy H V LUZ odchy ka wykonawcza 0.1 mm Rysunek Wytypowany do bada charakterystyczny przypadek odchy ki wykonawczej wybranego siod a, który powodowa wcisk po stronie policzkowej i luz po stronie j zykowej TID-W SID TID-B Rysunek Schemat obci e monta owych uk adu odchy kami V, H pozycjonowania z cza wzgl dem implantu wg uk adu osi Ux, Uy, Uz. W TID strona wolna od odchy ki W, natomiast strona z odchy kami B Napr enia kontaktowe pod protez, b d ce wynikiem niedopasowania i stanowi ce przedmiot rozwa a obliczano metod mno ników Lagrange`a w sformu owaniu du ych przemieszcze, wed ug za o e modelowych poprzednio opisanych. Usytuowanie protezy w po o- eniu zaguzkowania centrycznego narzuca warunek brzegowy w postaci unieruchomienia powierzchni okluzyjnej w po o eniu odpowiadaj cym centrycznemu zwarciu. Za o ono równie drugi wariant obci eniowy. W praktyce klinicznej d y si, by okluzja protez osiadaj cych pozwala a na pewn swobod ruchu w centralnym zwarciu [1, 10, 460], co ma zapobiega tendencji do destabilizacji protezy podczas przyjmowania pozycji zaguzkowania. W zwi zku z wymienionym zaleceniem praktycznym, w drugim wariancie za o ono brak mo liwo ci przemieszcze pionowych w p aszczy nie zwarcia centrycznego, przy swobodzie przemieszcze poziomych powierzchni okluzyjnej. Obliczenia przeprowadzono dla skrajnych w asno ci materia owych pod o a tkanek mi kkich: b ony luzowej twardej lub odznaczaj cej si maksymaln elastyczno ci E = 1 MPa oraz = 0,37. Na powierzchni b ony luzowej przyj to warunki smarowania lin μ = 0,16. W przypadku protez stabilizowanych implantologicznie wykonano badania symulacyjne wp ywu odchy ek wykonawstwa nie tylko na warto ci spoczynkowych obci e b ony luzowej, ale równie na obci enia z czy. W rozwa aniach rozró nione zosta y dwa rodzaje niedok adno ci wykonawczych. Pierwszym rodzajem by y odchy ki wykonawstwa do luzowej powierzchni protezy (0,1 mm, analogicznie jak poprzednio dla protez konwencjonalnych). Drugim rodzajem by y odchy ki pozycjonowania 90 J. mudzki

92 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych gniazd z czy wzgl dem implantów, skutkuj ce spoczynkowymi (monta owymi) obci eniami implantów. Obliczenia obci e monta owych wykonano przy za o eniu ca kowitej swobody przemieszcze powierzchni okluzyjnej, tzn. bez zaguzkowania. Badano zdolno z czy typu R lub S do kompensacji odchy ki wykonawczej, zw aszcza wp yw spr ysto ci elastomeru z cza. Schemat stopniowego obci ania uk adu liniowymi odchy kami w kierunkach kartezja skiego uk adu przedstawiono na rysunku W pierwszym kroku wprowadzono ujemn liniow odchy k w kierunku pionowym Uz = -0,02 mm (oznaczon V ), która skutkuje dociskiem protezy do pod o a. Nast pnie, w p aszczy nie poziomej, wzgl dem po o enia osi implantu, wprowadzono odchy ki liniowe Ux = 0,02; Uy = 0,02 (oznaczone jako odchy ka pozioma H ), które skutkuj uciskiem w obszarze k a, po stronie j zykowej wyrostka. W dalszej kolejno ci, zwi kszono odchy k pionow do -0,05 mm, po czym, równie do 0,05 mm zwi kszono odchy ki poziome. W przypadku TID tylko jedno ze z czy obarczono odchy kami pozycjonowania (przyj to oznaczenie TID-B), podczas gdy drugie z cze pozostawiono wolne od b du (TID-W), realizuj c schemat obci e identyczny jak dla SID. Nie rozpatrywano niedok adno ci wykonawczych zlokalizowanych na powierzchni okluzyjnej, tzn. nacisków wynikaj cych z przedwczesnych kontaktów. Za o ono, e charakter przenoszenia obci e od wymusze przemieszczeniowych narzuconych przez przedwczesne kontakty jest podobny do analizowanych w pracy wymusze si ami okluzyjnymi, tym samym uznano, e podobna jest skuteczno silikonowych z czy do kompensacji odchy ek wykonawczych na powierzchni okluzyjnej (kompensacji odchy ek od przedwczesnych kontaktów) Weryfikacja modelu Pozytywna ocena poprawno ci przyj tych za o e modelowych na podstawie weryfikacji do wiadczalnej lub zbie no ci rozwi zania do warto ci wyznaczonej analitycznie jest zazwyczaj uznawana w technice za uprawniaj c do prowadzenia symulacji o podobnym przebiegu zjawisk fizycznych. Do specyfiki numerycznych bada uk adów ywych nale trudno ci w dokonaniu do wiadczalnej weryfikacji wyników oblicze. Weryfikacja modelu numerycznego z o onego uk adu ywego poprzez badania adekwatnego modelu fizycznego nale y do kontrowersyjnych, gdy porównywane modele mog wykazywa podobie stwo tylko dlatego, e w obydwu modelach zosta y uwzgl dnione zjawiska arbitralnie uznane za istotne. Z kolei, porównanie 3. Teza, zakres i metodyka pracy 91

93 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 wyników oblicze z warto ciami zmierzonymi w pojedynczym indywidualnym przypadku klinicznym pozornie spe nia kryteria weryfikacji, gdy o przebiegu zjawiska w pojedynczym przypadku mo e decydowa wp yw dodatkowych zmiennych, trudnych do uwzgl dnienia ze wzgl du na problem pomiaru lub jednoczesnego nak adania si wielu zjawisk. W konsekwencji konieczne jest wykonanie obserwacji na odpowiedniej statystycznej próbie, które s dost pne w pi miennictwie. W pracy przyj to sposób testowania wiarygodno ci otrzymanych wyników oblicze polegaj cy na wielokrotnej weryfikacji z danymi podanymi przez pi miennictwo [2, 14, 138, 203, 204, , 366], które w przypadku protez z bowych uznano za wystarczaj ce oraz weryfikacji z rozwi zaniem analitycznym dla kontaktu odkszta caj cych si spr y cie dwóch walców [ ]. Plan wykonanych czterech weryfikacji podaje tablica 10. Pierwsz weryfikacj stanowi o porównanie warto ci nacisków stykowych walców obliczonych MES z warto ciami obliczonymi analitycznie. Druga weryfikacja dokonana zosta a dla przemieszcze protezy na pod o u w warunkach stabilnego obci ania si pionow 100 N [2, 138, 203, 204]. Trzeci weryfikacj modelu stanowi o porównanie napr e kontaktowych na powierzchni b ony luzowej pod protezami akrylowymi z licznie dost pnymi danymi pomiarowymi dla stabilnego docisku do pod o a [14, ]. Czwartej weryfikacji dokonano dla dobrze poznanych do wiadczalnie si wyst puj cych w pojedynczym implancie dla rozwi za TID i SID, podczas przenoszenia jednostronnych pionowych si okluzyjnych [366]. Weryfikacja 1. W pierwszej kolejno ci dokonano weryfikacji modelu na podstawie analizy napr e stykowych pomi dzy walcami. Napr enia stykowe obliczono analitycznie wg wzoru dla kontaktu dwóch walców [461, 463]: Tablica 10. Plan weryfikacji modelu z wyszczególnieniem róde danych rzeczywistych Weryfikacja sformu owania modelowego Model Symulacja Dane rzeczywiste Weryfikacja 1: N Napr enia stykowe obliczone analitycznie wg równania (18) [ ] BP Weryfikacja 2: U [2, 138, 203, 204] Weryfikacja 3: N [14, ] TID-R SID-R Weryfikacja 4: R L [366] 92 J. mudzki

94 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych N 2F ( ) r ( ) 1 r2 2 (1 b ) 2 E E 1 2 (18) gdzie, F si a ciskaj ca; E 1, E 2 modu y spr ysto ci pod u nej walców; wspó czynnik Poissona; b d ugo styku wzd u osi walców; r 1 i r 2 promienie walców. Za o ono jednakowe promienie walców 10 mm i d ugo styku 10 mm, = 0,3. Badano wp yw zmiany modu ów spr ysto ci walców, wykonuj c obliczenia dla warto ci E 1 /E 2 : 2000/5 (proteza twarda/pod o e twarde); 2000/1 (proteza twarda/pod o e elastyczne); 5/5 (elastomer/pod o e twarde). Testowano równie wp yw zmniejszania wielko ci siatki elementów sko czonych na powierzchni kontaktowej od 3 mm poprzez 1 mm do 0,5 mm (odpowiednio przyj to oznaczenia M3, M1 oraz M0,5). Na rysunku 3.16 przedstawione zosta y napr enia stykowe pomi dzy walcami (E 1 /E 2 =2000/5) dla przypadku obci enia si 10 N i 100 N oraz rozk ad napr e zast pczych H-M. Widoczne jest wyst powanie najwi kszego wyt enia w punktach Bielajewa. Na rysunku 3.17 przedstawiono porównanie nacisków stykowych obliczonych MES z rozwi zaniami analitycznymi dla analizowanych zmiennych warto ci modu ów spr ysto ci pod u nej walców oraz wymiarów elementów sko czonych. W przypadku stosunku rozmiaru elementu do promienia walca M0,5/r10 w obszarach najwi kszej wypuk o ci przy wi kszej sile 100 N wyst powa o przeszacowanie warto ci napr e MES o 8,7%, natomiast 10N N MPa N N MPa N H-M MPa Rysunek Rozk ad nacisków stykowych oraz napr e zast pczych H-M przy obci eniu walców o modu ach spr ysto ci 2000 i 5 MPa si 10 N lub 100 N (rozmiar siatki M0,5) 3. Teza, zakres i metodyka pracy 93

95 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 przy ma ej sile 10 N o 4,9 %. W przypadku wi kszego stosunku M3/r10 (rzadszej siatki) przy wi kszej sile wyst powa o niedoszacowanie -7,2%, natomiast przy mniejszej sile wyst powa a najwi ksza ró nica w stosunku do rozwi zania analitycznego, gdy nacisk by niedoszacowany o -34,1%. Wp yw typu elementu oraz warunków prowadzonych bada symulacyjnych, przy których niedoszacowanie mo e mie znaczenie omówiono w weryfikacji 3. Weryfikacja 2. Przemieszczenia pionowe wywo ane dzia aniem si y pionowej 100 N (V100N) wynosi y -0,009 mm w obszarze tylnej kraw dzi protezy po stronie obci onej (rys. 3.18a). Proteza stabilnie spoczywa a na pod o u, gdy po stronie balansuj cej nie unosi a si. W obszarze kontaktu nie stwierdzono odrywania (rys. 3.18b), natomiast wyst powa y niewielkie obszary Napr enie [MPa] 2,5 2 1,5 1 0,5 0 E1-0,5 /E2-7,2% -34,1% -0,5% 4,9% M3 M3 M1 M0.5 8,7% analitycznie MES Ró nica 3,8% 8,0% /5 % M0.5 M0.5 M0.5 5 / /1 Rysunek Ró nice w warto ciach nacisków stykowych obliczonych analitycznie i MES w zale no ci od rozmiaru elementu M3,M1 M0,5 oraz spr ysto ci kontaktuj cych si walców (modu y E1/E2), przy czym napr enia stykowe weryfikowano dla si y obci aj cej 10 lub 100 N (wi ksze warto ci napr e ) V100N N MPa a). mm Y Z X b). V100N otwarcie zbli enie po lizg przyleganie c). V100N Rysunek Przemieszczenia protezy wywo ane stabilnym dociskiem pionow si 100 N z dok adnym rozró nieniem sk adowych przemieszcze w trzech punktach kontrolnych (a). Warunki kontaktu (b) oraz rozk ad napr e normalnych N (c) na powierzchni b ony luzowej 94 J. mudzki

96 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych mikropo lizgów (oko o 0,02 mm), szczególnie w odcinku przednim. Wzrost pionowej si y okluzyjnej do 200 N nie powodowa destabilizacji protezy, przy czym warto ci napr e kontaktowych wzrasta y proporcjonalnie do si y obci aj cej. Warto ci przemieszcze do wiadczalnie pomierzone w jamie ustnej w warunkach kontrolowanego docisku do pod o a [2, 138, 203, 204], oscyluj w zakresie 0,1-0,3 mm. Dane do wiadczalne dotycz przeci tnej grubo ci b ony luzowej 1,0-1,5 mm, która znacznie przewy sza grubo wytypowanej do bada symulacyjnych ekstremalnie cienkiej b ony. Ponadto, w rzeczywistym uk adzie wyst puj pewne luzy, które podczas docisku s kasowane, a s mierzone jako przemieszczenia, tzn. w warunkach rzeczywistych brakuje idealnego dopasowania kontaktuj cych si powierzchni oraz wyst puje warstwa liny, której grubo mo e przekracza 100 μm [161]. Równie struktura no na badanej modelowo protezy ze wzgl du na masywny kszta t ulega mniejszym deformacjom. Bior c pod uwag wymienione czynniki warto ci przemieszcze uznano za poprawnie obliczone. Weryfikacja 3. Dane do wiadczalne maksymalnych nacisków pod protezami zawieraj si w zakresie kpa (rys. 2.9). Na stanowisku laboratoryjnym w badaniach [220] dzia anie si y 100 N skutkuje naciskiem 250 kpa na stokach wyrostków od strony policzkowej oraz 80 kpa od strony j zykowej. W pracach [14, ] warto ci nacisków si gaj kpa, natomiast w [219] dzia anie pionowej si y 50 N wywo uje na stokach wyrostków po stronie pracuj cej warto ci nacisków 21,1-214,1 kpa. Obliczone warto ci maksymalnego nacisku N pod protez dochodzi y do warto ci 252 kpa (rys. 3.18c) w przypadku typu elementów sko czonych liniowych 8-w z owych, natomiast zastosowanie elementów 20-w z owych drugiego rz du wp yn o na zwi kszenie warto ci napr e w obszarze szczytów wierzcho ków z bodo owych do 447 kpa. Wyniki dla elementów dostosowanych uwa a si za dok adniejsze [456]. Wi ksze warto ci nacisków ni podawane w pi miennictwie wiadcz o adekwatno ci modelu, gdy dotycz przypadku niekorzystnej b ony luzowej. W przypadku transmisji sko nych si ucia, istotnych z punktu widzenia symulacji rzeczywistych warunków eksploatacyjnych, wyniki napr e kontaktowych dla 8- i 20-w z owych elementów sko czonych ró ni y si w niewielkim zakresie (3-6%). Wynika o to z faktu, e sko ne osiadanie protezy wywo ywa o najwi ksze naciski na stokach wyrostków, a nie na szczytach, st d wp yw rozmiaru elementu w stosunku do krzywizny stykaj cych si powierzchni by nieznaczny, jak wykazano w weryfikacji 1. Bior c pod uwag wyniki weryfikacji 1 i 2 oraz istotn z punktu widzenia celu pracy jako oblicze w sytuacji przenoszenia sko nych si ucia uznano za uzasadnione zrezygnowanie 3. Teza, zakres i metodyka pracy 95

97 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 w dalszych symulacjach z elementów drugiego rz du znacznie zwi kszaj cych nak ady obliczeniowe. Weryfikacja 4. Czwartej weryfikacji modelu dokonano dla warto ci obci e przejmowanych przez z cza z grupy materia owej R (i przekazywanych na implanty) podczas dzia ania pionowej si y V100N rys Obliczone obci enia z czy, jako reakcje w za o onych spr ystych wi zach podporowych, zaprezentowano w postaci wykresów s upkowych naniesionych na rozk ady napr e kontaktowych na powierzchni b ony luzowej. Dla bocznych obci e z czy (w p aszczy nie XY ) podano bezwzgl dn warto wypadkowej, która tworzy moment zginaj cy implant i stanowi g ówne kryterium obci e implantów i tkanki kostnej. Drugie kryterium obci e stanowi o wciskanie/wyci ganie implantu w ko ci. Dla warto ci obci e osiowych (w kierunku pionowym zgodnym z osi Z ), wciskaj cych implant przyj to notacj ze znakiem dodatnim, natomiast ze znakiem ujemnym powoduj cych ci gni cie w gór (otwieranie z cza). Stwierdzono bardzo dobr zgodno z danymi pochodz cymi z pracy [366] rys Pionowa si a okluzyjna w pracy skutkuje w z czach rotacyjnych w SID si 0,6 N w przypadku dzia ania w obszarze k a oraz 7 N w obszarze z bów trzonowych, natomiast w TID skutkuje warto ciami 2-7 N. W modelu, si a pionowa 100 N w obszarze drugiego z ba przedtrzonowego skutkowa a si boczn w SID 2,4 N, natomiast w TID po stronie balansuj cej 1,7 N. Dane pomiarowe nacisków pod protezami stabilizowanymi na implantach nie s dost pne, st d nie N MPa si a boczna [N] si a osiowa [N] N MPa a). b). Rysunek Obci enia boczne i osiowe grupy materia owej z czy R oraz rozk ad napr e kontaktowych pod protez w przypadku pionowej si y okluzyjnej V100N : SID (a) lub TID (b) 96 J. mudzki

98 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych mog y zosta zweryfikowane. W przypadku protezy TID zaznacza si zwi kszenie warto ci nacisku w tylnym obszarze skrzyd a obci onego, co t umaczy si zmian sposobu podparcia na pod o u zwi zan z przesuwaniem podpory implantologicznej w lokalizacj centraln. Stwierdzono dobr zgodno modelu z ogólnie dost pnymi danymi, niemniej w toku dalszych oblicze mia y miejsce dodatkowe kontrolne weryfikacje (odwrotne) wyników symulacji z dost pnymi danymi literaturowymi i rzeczywistymi zachowaniami protez powszechnie znanymi w praktyce klinicznej Plan bada symulacyjnych i za o enia klinicznej weryfikacji wyników symulacji Wyniki bada symulacyjnych poddano licznym weryfikacjom odwrotnym na drodze konfrontacji z wszelkimi dost pnymi ilo ciowymi danymi pomiarowymi i obserwacjami klinicznymi. Obserwacje kliniczne pozbawione miar fizykalnych porównywano z tendencjami zmian wydolno ci czynno ciowej lub poziomem zadowolenia pacjentów, mierzalnymi w procentowej skali zadowolenia, które uznano za odpowiadaj ce sytuacji mniej lub bardziej biozgodnego zachowania analizowanych biologiczno-materia owych uk adów quasi-kompozytowych. Tablica 11 przedstawia plan bada symulacyjnych zrealizowanych w pracy. W tablicy podano punkty odwrotnych weryfikacji wyników symulacji z dost pnymi ilo ciowymi i jako- ciowymi danymi charakteryzuj cymi uk ad rzeczywisty. Wyró niono nieznane warto ci wielko ci fizycznych, których znalezienie na drodze symulacji stanowi o podstaw weryfikacji tezy pracy. Badania zaplanowano w sposób umo liwiaj cy nie tylko realizacj utylitarnego celu pracy i weryfikacj tezy, ale równie sprawdzenie uniwersalno ci zaproponowanego sformu owania modelowego w analizie jak najszerszej liczby czynników, które mog wp ywa na wydolno czynno ciow protez. Tablica11. Plan bada materia owych protez w symulowanych warunkach obci e ucia lub u ytkowania spoczynkowego Badania materia owe w symulowanych obci eniach ucia Model Symulacja Dane rzeczywiste BP Wydolno ucia: N, P, W T, R U, RMM Z amania protez: T-G H-M Przemieszczenia protezy w fazie mia d enia [198] Ból i urazy otarcia [156] Niewydolno ucia [489] Zbalansowanie okluzji [1, 198] Z amania poprzeczne protez [ ] 3. Teza, zakres i metodyka pracy 97

99 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 Badania materia owe w symulowanych obci eniach ucia Model Symulacja Dane rzeczywiste BP Identyfikacja wp ywu warunków adhezji i smarowania Wp yw preparatów adhezyjnych na wydolno ucia i komfort [489] Kserostomia otarcia [1, 12] E5 E1 E0.5 E5 E1 E0.5 Wydolno ucia: N, P, W T, R, T-G U, RMM Wzrost komfortu [141, 256] Tendencja wzrostu si y okluzyjnej [256] Wzrost wydolno ci ucia [172, 256] TID-R SID-R TID-M TID-R SID-R Wydolno ucia: N, P, W T, R, U Implant: R L,F Z Zaniki przyszyjkowe [258, ] Zu ycie i uszkodzenia z czy [258, 319, 327, 373, 501] Wzrost komfortu [ ] TID-R E5 SID-R E5 Wydolno ucia: N, P, W T, R, U Implant: R L,F Z Zmniejszenie liczby urazów [ ] TID-S20 SID-S20 Wydolno ucia: N, P, W T, R Implant: R L,F Z Dobra stabilizacja [382, 384] Tendencja do spowolnienia przyszyjkowych zaników ko ci [384] Brak urazów [384] TID-S100 SID-S100 TID-S50 SID-S50 TID-S20 SID-S20 Wydolno ucia: N, P, W T, R, U TID-S100 SID-S100 E0.5 E0.5 SID-S20 TID-S100 E TID-S20 TID-S20 SID-S Implant: R L,F Z 98 J. mudzki

100 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych BP Badania materia owe w symulowanych obci eniach spoczynkowych Model Symulacja Dane rzeczywiste BP Wydolno spoczynkowa: N, RMM Zachowania nawykowe [ ] Urazy, odle yny; Korekty [153]; [480] E5 E0.5 E1 Wydolno spoczynkowa: N, RMM Zmniejszenie urazów [153] Mniejsza liczba korekt powykonawczych [141] TID-R SID-R TID-S20 SID-S20 Implant: R L,F Z Uszkodzenia Problemy monta owe [360] Urazy Implant: R L,F Z Brak uszkodze [384] Brak urazów [384] 3. Teza, zakres i metodyka pracy 99

101 Open Access Library Volume 4 (10) Wyniki bada w asnych 4.1. Badania materia ów protez w symulowanych warunkach obci e eksploatacyjnych u ytkowania spoczynkowego Wyniki bada materia ów protez konwencjonalnych w symulowanych warunkach obci e eksploatacyjnych u ytkowania spoczynkowego stanowi y obliczone napr enia kontaktowe generowane na skutek przyj tej charakterystycznej odchy ki wykonawczej (rys. 3.14). Na rysunkach 4.1 i 4.2 przedstawione zosta y rozk ady napr e pod protez akrylow (2-warstowy uk ad quasi-kompozytowy) zajmuj c po o enie w a ciwe ustalone przez zaguzkowanie centryczne bez swobody lub ze swobod przemieszcze poziomych, odpowiednio dla obydwu analizowanych przypadków elastycznej lub twardej b ony luzowej. FIX MPa UZ=0 MPa spadek a). b). Rysunek 4.1. Napr enia kontaktowe na powierzchni b ony luzowej twardej generowane na skutek za o onej odchy ki wykonawczej w po o eniu zaguzkowania centrycznego:(a) bez swobody przemieszcze (FIX) lub (b) ze swobod przemieszcze poziomych (UZ=0) FIX MPa UZ=0 MPa a). b). Rysunek 4.2. Napr enia kontaktowe na powierzchni b ony luzowej elastycznej generowane na skutek za o onej odchy ki wykonawczej w po o eniu zaguzkowania centrycznego:(a) bez swobody przemieszcze (FIX) lub (b) ze swobod przemieszcze poziomych (UZ=0) 100 J. mudzki

102 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych Na skali warto ci napr e zaznaczono przeci tn progow warto odczuwania bólu 630 kpa [143, 144], a tak e warto ci 150 i 275 kpa podawane przez pi miennictwo jako niebezpieczne dla rozwoju odle yn [138, 151, 152, 154]. W obszarach ucisku w tkankach b ony luzowej dochodzi do spadku cyrkulacji krwi, który ju po s staje si niebezpieczny ze wzgl du na wp yw niedokrwienia na ryzyko rozwoju odle yny [153]. Szczególnie niebezpieczne s uciski zagra aj ce niedokrwieniem, jednak nie wywo uj ce bólu. W przypadku braku wyra nych odczu bólowych mo liwe jest d ugotrwa e utrzymywanie protezy w po o- eniu wywo uj cym ucisk. Jako warto ci ucisków prowadz cych do niedokrwienia i rozwoju odle yn przyj to warto 150 kpa (chocia wed ug ostatnich danych [153] istniej przes anki do przyj cia jeszcze mniejszej dolnej granicy w zakresie kpa). Poziom ucisku powodowany odchy k wykonawcz wielko ci 0,1 mm dla przypadku b ony twardej znacznie przekroczy poziom wra liwo ci bólowej [143, 144]. W przypadku bardziej elastycznej b ony luzowej uciski nie przekroczy y poziomu wra liwo ci bólowej, lecz znacznie przekroczy y warto ci niebezpieczne dla rozwoju odle yn [151]. Rysunek 4.3 przedstawia wp yw pod cielania protezy warstw elastomerow E5 na warto ci obci e spoczynkowych w przypadku twardej b ony luzowej. Uwag zwraca korzystny wp yw pod cielania na znaczne zmniejszenie obci e spoczynkowych generowanych na skutek odchy ek technologii wykonawstwa (por. z rys. 4.1a). Na rysunku 4.4 zestawiono w postaci wykresu s upkowego warto ci obci e pod o a b ony luzowej elastycznej pod protez tward oraz b ony luzowej twardej dla wszystkich badanych materia ów. Obci enia spoczynkowe FIX.490 MPa UZ= MPa a). b). Rysunek 4.3. Napr enia kontaktowe generowane na powierzchni twardej b ony luzowej w zaguzkowaniu centrycznym: (a) bez swobody przemieszcze poziomych (FIX) lub (b) ze swobod przemieszcze poziomych (UZ=0) na skutek odchy ki wykonawczej do luzowej powierzchni pod protez pod cielan materia em E5 4. Wyniki bada w asnych 101

103 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 b ony luzowej twardej zmniejszy y si w stosunku do protezy bez pod cielenia oko o 20-krotnie, przy czym zastosowanie materia ów E1 i E05 wp yn o na zmniejszenie obci e poni ej warto ci wyst puj cych dla b ony elastycznej. Wypychanie protezy przez tkanki zdeformowane w obszarze wcisku uniemo liwia utrzymywanie jej w po o eniu w a ciwym bez nacisków okluzyjnych. Im wi ksze wypychanie (reakcja pod o a) tym wi ksze si y okluzyjne i napi cie mi ni uchwy konieczne do utrzymywania protezy w zaguzkowaniu. Materia y oceniano zatem równie pod wzgl dem warto ci pionowej sk adowej si y reakcji generowanej w pod o u, która musi zosta zrównowa ona przez si y mi ni uchwy. Wyznaczone warto ci si mi niowych (pionowej sk adowej reakcji Rysunek 4.4. Wp yw materia u pod cielaj cego na spadek nacisków oraz napr e zast pczych T-G generowanych na skutek odchy ki wykonawczej w zaguzkowaniu centrycznym ze swobod (UZ=0) i bez swobody (FIX) przemieszcze poziomych w odniesieniu do protezy niepod cielanej Si a [N] UZ=0 FIX Twarda Elastyczna E5 E1 E0.5 B ona luzowa Elastomer pod cielaj cy Rysunek 4.5. Warto ci wypadkowej si mi niowych (reakcji pod o a RMM) konieczne do utrzymywania protezy z odchy k w zaguzkowaniu centrycznym ze swobod (UZ=0) i bez swobody (FIX) przemieszcze poziomych w zale no ci od modu u spr ysto ci b ony luzowej lub elastomeru pod cielaj cego 102 J. mudzki

104 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych pod o a) zestawiono na rysunku 4.5. Widoczny by znaczny wp yw elastyczno ci materia u protezy oraz b ony luzowej na zmniejszenie si y mi ni, która by a konieczna do utrzymywania protezy w pozycji zaguzkowania centrycznego. Si a mi ni wraz z zastosowaniem materia u pod cielaj cego o najmniejszym module spr ysto ci zmniejszy a si w stosunku do protezy Rysunek 4.5. Warto ci maksymalnego nacisku pod protez oraz obci enia z czy RL i FZ generowane na skutek odchy ki wykonawstwa do luzowej powierzchni w SID i TID dla z czy grupy materia owej R lub projektowanych materia owo silikonowych (S20) 4. Wyniki bada w asnych 103

105 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 bez pod cielenia oko o 15-krotnie. Skuteczno kompensacji za o onej odchy ki wykonawstwa do luzowej powierzchni siod a (rys. 3.14) dla rozwi za SID i TID, utrzymywanych za pomoc Rysunek 4.7. Wp yw odchy ki w pozycji pionowej (V) i poziomej (H) z czy wzgl dem implantów na uciski spoczynkowe b ony luzowej w SID i TID dla z czy standardowych grupy materia owej R oraz projektowanych materia owo z czy silikonowych S20 Rysunek 4.8. Obci enia spoczynkowe z czy (boczne RL i pionowe Fz) wywo ane odchy kami pozycjonowania (Ux = 0,05; Uy = 0,05; Uz = -0,05) w rozwi zaniach SID lub TID dla z czy grupy materia owej R lub projektowanych materia owo silikonowych S J. mudzki

106 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych standardowych z czy grupy materia owej R lub projektowanych materia owo z czy silikonowych S20 przedstawiono na rysunku 4.6. Na wykresie zestawiono w postaci wykresu s upkowego obliczone warto ci maksymalnego ucisku b ony luzowej w obszarze wcisku pod protez oraz obci enia z czy. Warto ci maksymalnego ucisku spoczynkowego pod o a b ony luzowej w przypadku z czy standardowych R osi ga y znaczne warto ci przekraczaj ce próg bólu w przypadku rozwi za TID. Warto ci ucisku by y mniejsze od progu bólu w przypadku rozwi za SID, Niemniej, warto ci ucisku oko o 550 kpa znacznie przewy sza y poziom niebezpieczny ze wzgl du na rozwój odle yn. Rysunek 4.7 przedstawia wp yw za o onej odchy ki pozycjonowania z cza wzgl dem implantu (rys. 3.15) na poziom ucisków spoczynkowych pod o a b ony luzowej pod SID lub TID. Obci enia pod o a w przypadku z czy silikonowych by y znacznie mniejsze od warto ci niebezpiecznych dla rozwoju odle yn. W przypadku z czy grupy materia owej R poziom ucisków zagra aj cych rozwojem odle yn zosta osi gni ty przy stosunkowo niewielkich warto ciach odchy ki pozycjonowania, zarówno w SID, jak i w TID. Spoczynkowe obci enia z czy, generowane na skutek maksymalnej odchy ki pozycjonowania, przedstawiono na rysunku 4.8. Obci enia z czy dla TID po stronie b du pozycjonowania oznaczono B, po stronie wolnej od b du oznaczono W. W przypadku z czy standardowych warto ci by y znaczne (wi ksze od obci e, które w z czach podatnych wyst powa y podczas ucia) Badania materia ów protez w symulowanych warunkach obci e eksploatacyjnych ucia Wyniki bada materia ów w symulowanych warunkach wydolno ci ucia stanowi y obliczone warto ci wielko ci fizycznych, które pozwalaj na dokonanie oceny wp ywu materia u protezy na no no naturalnego tworzywa tkanek. W pierwszej kolejno ci przedstawiono wyniki bada materia owych 2-warstwowego uk adu b ony luzowej wspó pracuj cej z tward protez akrylow. Biozgodne wykorzystanie tkanek oceniane by o na podstawie warto ci napr e kontaktowych pod protez, po lizgu i pracy tarcia na powierzchni b ony luzowej. Do prezentacji wybrano charakterystyczne fazy realizacji bocznych si okluzyjnych (pionowe V100N by y ju przedstawiane w rozdziale 3.6): zwi kszenie si y poziomej w kierunku policzka do 30 N ( B30N ), zwi kszenie si y poziomej do 100 N ( B100N ). 4. Wyniki bada w asnych 105

107 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 N MPa P mm B30N B30N B30N otwarcie zbli enie po lizg przyleganie N MPa P mm B100N B100N B100N a). b). c). Rysunek 4.9. Warunki kontaktu na powierzchni b ony luzowej pod protez (a); rozk ad napr e normalnych (b) oraz rozk ad po lizgu (c) w fazach realizacji obci e poziomej sk adowej si ucia 30 N w poziomie B30N i 100 N w poziomie B100N Na rysunku 4.9 zaprezentowano przypadek najwi kszego oddalenia powierzchni okluzyjnych na dystans 1,0 mm ( spó niony kontakt balansuj cy), z mo liwo ci przesuwu w miejscu kontaktu zwarciowego balansuj cego. W postaci barwnej mapy przedstawiono warunki kontaktu na powierzchni b ony luzowej pod protez. Nast pnie rozk ady napr e normalnych na powierzchni b ony luzowej. Prezentacj map napr e stycznych ze wzgl du na analogi do nacisków pomini to w prezentacji graficznej. Wyniki bada pozwoli y na rozpoznanie obszarów, w których zale nie od fazy realizacji obci e zgryzowych proteza osiada a oraz obszarów, w których proteza traci a kontakt, odrywaj c si od pod o a b d lizga a si. Do nara onych na ryzyko rozwoju urazów ciernych nale obszary po lizgu (kolor pomara czowy), któremu towarzyszy wysoki poziom nacisków (wi c i si stycznych). Wielko ci po lizgu, zdefiniowane wzgl dnymi przemieszczeniami powierzchni kontaktowej, zaprezentowano w postaci barwnej mapy. Rysunek 4.10 przedstawia przemieszczenia protezy. Na rysunku 4.11 przedstawiono wp yw uproszczenia warunków kontaktu do ca kowitej adhezji na napr enia kontaktowe na powierzchni b ony luzowej. 106 J. mudzki

108 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych mm Y B100N Z X Rysunek Przemieszczenia protezy w kierunkach X (przednio-tylnym), Y (bocznym) oraz Z (pionowym) wywo ane sko n si ucia B100N B100N N MPa Rysunek Rozk ad napr e normalnych pod protez obci on sko n si B100N w warunkach ca kowitej adhezji do pod o a b ony luzowej Wp yw warunków kontaktu balansuj cego na obci enia pod protez przedstawiono na rysunku 4.12, na którym w postaci wykresu s upkowego dla ostatniej fazy realizacji obci e ( B100N ) zestawiono maksymalne warto ci nacisku, po lizgu i pracy tarcia. Pomini to w prezentacji prac tarcia w poprzednich krokach obci eniowych ( V100N oraz B30N ), gdy warto ci by y stosunkowo niewielkie (0,4-1,6 E-3 Nmm). Na rysunku 4.13 przedstawiono wp yw warunków kontaktu balansuj cego na warto wypadkowej si reakcji dzia aj cej na kontakcie balansuj cym. Rysunek 4.9 przedstawia decyduj cy wp yw kierunku dzia ania si okluzyjnych na obci - enia tkanek pod o a. Pod protez poddan dzia aniu si bocznych, ju przy warto ci 30 N, warunki przylegania uleg y diametralnej zmianie. Wyra ne by o unoszenie skrzyd a po stronie 4. Wyniki bada w asnych 107

109 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 Nacisk [MPa] ; Po lizg [mm] 3,5 3 2,5 2 1,5 1 0,5 0 2,91 1 mm po lizg 0,29 nacisk po lizg WT 2,43 0,27 1 mm przyleganie 2, mm po lizg 0,23 1, mm przyleganie 0,35 0,3 0,25 0,2 0,15 0,1 0,07 0,05 0 Praca tarcia [Nmm] Rysunek Wp yw warunków kontaktu balansuj cego na maksimum nacisków (MPa), po lizg (mm) oraz prac tarcia W T (Nmm) pod protez w fazie realizacji sko nej si y zgryzowej B100N 30 Rx Ry Rz R Si a [N] mm po lizg 1 mm przyleganie 0.1 mm po lizg 0.1 mm przyleganie Rysunek Wp yw warunków kontaktu balansuj cego na warto reakcji na kontakcie balansuj cym (sk adowe oraz wypadkowa R) w fazie realizacji sko nej si y zgryzowej B100N balansuj cej i ca kowita utrata kontaktu z pod o em. Po stronie obci onej obszar przylegania znacznie si zmniejszy, zaw aj c si do strony j zykowej stoku. Wraz z dalszym zwi kszeniem poziomej sk adowej si y okluzyjnej ( B100N ) proteza dozna a wi kszego przechylenia (rys. 4.10). Skrzyd o po stronie balansuj cej unios o si, a w pozosta ym obszarze docisku nie wyst powa o ju przyleganie, lecz po lizg (rys. 4.9). Proteza nie zosta a jednak zrzucona z pod o a po uzyskaniu kontaktu zwarciowego unosz cego si skrzyd a balansuj cego z protez przeciwstawn. Warunki zwarcia po stronie balansuj cej wp ywa y na obci enia pod protez (rys. 4.13). Naciski by y mniejsze w warunkach zablokowania przesuwu p aszczyzn okluzyjnych. W warunkach po lizgu na kontakcie balansuj cym wyst powa y wi ksze przemieszczenia protezy w kierunku dzia ania si y okluzyjnej, co skutkowa o zwi kszeniem przechylenia i obci enia 108 J. mudzki

110 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych pod protez o oko o 20%. Jednak e, znacznie wi kszy wp yw na wzrost obci enia pod protez mia o zwi kszenie dystansu do kontaktu balansuj cego. Wraz ze zwi kszeniem dystansu, w badanym zakresie do 1,0 mm, proteza dozna a znacznie wi kszych przemieszcze zanim uzyska a podparcie po stronie balansuj cej. Wielko po lizgu po powierzchni luzówkowej zwi kszy a si oko o 2-krotnie do warto ci zbli onych do 1 mm, podczas gdy towarzysz cy po lizgom nacisk osi gn prawie 3 MPa. Wp yw zmiany w asno ci tworzyw pod cielaj cych, powodowany dodatkiem nanowype niaczy, na kryterialne warto ci maksymalnych nacisków, po lizgu oraz pracy tarcia pod protez w kolejnych fazach realizacji obci e okluzyjnych przedstawiono na rysunku Przyj to dodatkowe kryterium obci enia tkanek zwi zane z konieczno ci oceny wp ywu pod cielania na deformacj postaciow w g bi tkanek, co wyja niono w cz ci przegl dowej pracy na rysunku 2.16 [221, 222, 235, 236, 239, 241]. Jako kryterium cinania przyj to napr enia zast pcze T-G, wskazuj ce maksymaln ró nic napr e w kierunkach g ównych. Zakres symulacji warunków kontaktu zwarciowego po stronie balansuj cej zosta ograniczony ze wzgl du na znaczn liczb i czasoch onno analiz do przypadku oddalenia powierzchni górnej protezy na dystans 1,0 mm, przy oporach przesuwu zdefiniowanych wspó czynnikiem tarcia = 0,16. Wp yw kierunku si y okluzyjnej na obci enia b ony luzowej by nieporównywalnie wi kszy ni wp yw spr ysto ci pod cielenia lub warunków smarowania, gdy maksymalny nacisk by wi kszy pod protez obci on sko n si B100N oko o 10-krotnie ni si pionow V100N. Spr ysto materia u pod cielaj cego oraz warunki po lizgu wp ywa y na obci enia b ony luzowej w sposób odmienny w przypadku pionowych si okluzyjnych lub sko nych. W przypadku dzia ania pionowej si y okluzyjnej, zastosowanie mniej elastycznego materia u pod cielaj cego E5 skutkowa o wzrostem nacisku powy ej warto ci 250 kpa, rejestrowanych dla akrylowej protezy bez pod cielenia. Zwi kszy a si równie praca tarcia (niemniej, warto ci pracy tarcia w porównaniu do kolejnych kroków obci eniowych by y nieznaczne). Dalsze zwi kszanie elastyczno ci materia u pod cielenia skutkowa o zmniejszeniem nacisków, które jednak nie spad y poni ej wyj ciowej warto ci dla twardej protezy akrylowej. Zmniejszenie nacisków o oko o 20 kpa poni ej poziomu wyst puj cego pod protez bez pod cielenia odnotowano wy cznie w przypadku du ego wspó czynnika tarcia. Wprowadzenie materia u pod cielaj cego wp yn o niekorzystnie na cinanie w g bi tkanek mi kkich. Napr enia zast pcze T-G wzros y w przypadku dobrego smarowania z 150 kpa do oko o 200 kpa. 4. Wyniki bada w asnych 109

111 V100N B30N B100N Open Access Library Volume 4 (10) 2012 Praca tarcia W T Po lizg P mm cinanie T-G Nacisk N Rysunek Wp yw badanych materia ów protez i warunków smarowania na powierzchni b ony luzowej na kryterialne wska niki stanu obci enia b ony luzowej: maksymalny nacisk, maksymalne napr enia zast pcze T-G ( cinanie w g bi tkanek), wielko po lizgu na powierzchni b ony luzowej oraz prac tarcia (W T ) pod protez w zale no ci i obci enia si okluzyjn V100N, B30N lub B100N W przypadku realizacji si y poziomej 30 N, materia y o zwi kszonej elastyczno ci E1 i E0,5 wp ywa y na zmniejszenie nacisków do warto ci oko o 500 kpa z warto ci osi gaj cych próg bólu w przypadku twardej protezy akrylowej. Jednak e, wzros o cinanie w g bi tkanek, by w przypadku materia u E0,5 osi gn warto 550 kpa. Zwi kszy y si warto ci po lizgu, które w przypadku dobrego smarowania osi gn y oko o 0,5 mm. Zdecydowane korzystny wp yw stosowania mi kkich materia ów stwierdzono w przypadku dzia ania maksimum sko nej si y okluzyjnej B100N. Dla materia u najbardziej elastycznego E0,5 nie uzyskano zbie no ci rozwi zania dla maksymalnych obci e B100N, niemniej wyniki uzyskane dla pozosta ych materia ów pozwoli y na dokonanie oceny wp ywu zwi kszania elastyczno ci pod cielenia na obci enia pod protez. Wraz ze zwi kszaniem elastyczno ci 110 J. mudzki

112 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych Si a [N] BP BP Ep 5 E5 MPa Ep E0.5 1 MPa Rbz Rz - kontakt kont.balans. balans RMM-reakcja Rz pod o e pod o a Rysunek Wp yw materia ów protez na warto ci sk adowej pionowej reakcji R bz na kontakcie balansuj cym oraz pionowej reakcji RMM pod o a podczas transmisji sko nej si y ucia B100N pod cielenia wyst powa o znaczne ponad 2-krotne zmniejszenie nacisków, jak równie cinania w g bi tkanek. Efekt wzrostu cinania w g bi tkanek, który zaznacza si w przypadku pionowego dzia ania si okluzyjnych nie wyst powa w przypadku dzia ania sko nych si ucia. Do uzyskania stosunkowo najwi kszego spadku nacisków do warto ci 1,44 MPa w przypadku dobrego smarowania, wystarczy o pod cielenie E5 o cechach spr ystych, odpowiadaj cych b onie luzowej. Dalsze 5-krotne zmniejszenie elastyczno ci tworzywa z E5 do E1 zmniejszy o nacisk ju tylko o 140 kpa, do warto ci 1,30 MPa. Jednocze nie, wzrost elastyczno ci tworzywa prowadzi do wzrostu po lizgu z warto ci mniejszych ni 1 mm do przekraczaj cych 2 mm w przypadku dobrego smarowania. Dla du ych oporów przesuwu warto ci po lizgu zwi kszy y si z 0,2 mm do 1 mm. Wzros a pracy tarcia odpowiednio ze 0,29 Nmm do 1,27 Nmm dla warunków smarowania = 0,16 oraz z 0,09 Nmm do 0,42 Nmm dla = 0,8. Warto równie zwróci uwag na wykres przedstawiony na rysunku Warto pionowej sk adowej reakcji na kontakcie balansuj cym w fazie realizacji sko nej si y okluzyjnej B100N wynosi a -19 N w przypadku protezy bez pod cielenia. Materia y pod cielaj ce wp yn y na wzrost warto ci reakcji na kontakcie balansuj cym a o 50 %, z -19 do -28,6 N w przypadku pod cielenia E1. Reakcja pod o a równie wykaza a tendencj wzrostow, z 118,9 do 128,6 N w przypadku pod cielenia E1. Wyniki bada symulacyjnych z uwzgl dnieniem oddzia ywania si j zyka na tward protez akrylow destabilizowan si ami ucia oceniano na podstawie wyznaczonych warunków kontaktu na powierzchni b ony luzowej, przemieszcze protezy oraz warto ci nacisku i po lizgu na powierzchni luzówkowej. 4. Wyniki bada w asnych 111

113 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 Przemieszczenie [mm] Przemieszczenie [mm] Przemieszczenie [mm] 1,5 1,3 1,0 0,8 0,5 0,3 0,0-0,3-0,5-0,8-1,0-1,3-1,5 1,5 1,3 1,0 0,8 0,5 0,3 0,0-0,3-0,5-0,8-1,0-1,3-1,5 1,5 1,3 1,0 0,8 0,5 0,3 0,0-0,3-0,5-0,8-1,0-1,3-1,5 LS 1 LS 2 LS 1 LS 2 LS1 LS 3 LS 4 LS 5 LS3 LS 2 LS3 LS 4 LS 5 LS 6 LS10 LS 14 LS 16 LS 18 LS19 B100N LS 1 LS 2 LS 3 LS 4 LS 5 B UZ UX UY LS6 LS 10 LS 14 LS 16 LS18 LS 19 B100N LS1 LS2 STRONA PRACUJ CA LS 3 LS 4 LS 5 LS 6 LS 10 LS 14 LS 16 LS 18 LS 19 B100N UX UY UZ B C PUNKT RODKOWY LS 4 LS 5 LS6 LS 10 LS 14 LS 16 LS 18 LS 19 B100N UX UY UZ STRONA BALANSUJ CA C B LS 6 LS 10 LS14 LS 16 LS 18 LS 19 B100N LS1 LS 2 LS 3 LS 4 LS 5 UZ UX UY LS1 LS 2 LS3 LS4 LS 5 UZ UX UY LS 6 LS 10 LS 14 LS 16 LS 18 LS 19 B100N LS 6 LS 10 LS 14 LS 16 LS 18 LS 19 B100N C W LS 1 LS 2 LS 3 LS 4 LS 5 UX UY UZ W W LS 1 LS 2 LS 3 LS 4 LS 5 LS 6 LS 10 LS 14 LS 16 LS 18 LS 19 B100N LS6 LS 10 LS 14 LS 16 LS 18 LS 19 B100N Rysunek Przemieszczenia protezy w punkcie strony pracuj cej ( W ), centralnej ( C ) i balansuj cej ( B ) dla wybranych kroków obci eniowych LS (wg rys. 3.13) Przemieszczenia protezy dla kolejnych kroków obci eniowych LS, opisanych w metodyce bada (rys. 3.13), zestawiono na rysunku 4.16, odpowiednio dla trzech punktów kontrolnych 112 J. mudzki

114 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych Napr enie [MPa]; Po lizg [mm] 3 2,5 2 1,5 1 0,5 0 N [MPa] P mm LS 3 LS 5 LS 6 LS 10 LS 16 LS 18 LS 19 B100N Rysunek Naciski pod protez i wielko po lizgu w wybranych krokach obci eniowych LS. Dzia anie si okluzyjnych sko nie w kierunku policzkowym (LS6-LS19) na powierzchni okluzyjnej: punktu strony balansuj cej ( B ), punktu rodkowego w strefie siekaczy ( C ) oraz punktu strony pracuj cej ( W ). Cz kroków obci eniowych pomini to w prezentacji graficznej, pozostawiaj c dla przejrzysto ci wy cznie wyniki oblicze istotne dla oceny stabilizacji protezy. Warto ci nacisków i po lizgu pod protez dla charakterystycznych kroków obci eniowych zestawiono w postaci wykresu s upkowego na rysunku Dzia anie si okluzyjnych sko nie w kierunku j zykowym (LS1-LS5). W kroku LS1 wyst powa o dzia anie wy cznie pionowej si y nacisku okluzyjnego -100 N. W krokach LS2-LS3 stopniowo wprowadzono dzia anie poziomej sk adowej si y okluzyjnej w kierunku j zykowym (LS2:30N, LS3:100N). Widoczne by o zwi kszenie bocznych przemieszcze protezy (dodatnie Uy) towarzysz ce zwi kszaniu poziomej sk adowej si y okluzyjnej, a tak e zwi kszenie przemieszcze strony balansuj cej ku ty owi (ujemne Ux) oraz strony pracuj cej ku przodowi (dodatnie Ux). Nast pnie, w kroku LS4-LS5 wprowadzono dzia anie j zyka polegaj ce na docisku po stronie balansuj cej. Wpierw przy o ona zosta a si a -15 N w pionie (T"B" Fz), nast pnie si a 15 N w poziomie (T"B" Fy). Docisk j zyka w krokach LS4-LS5 wp yn na warunki kontaktu protezy z pod o em. W kroku LS4 zaznaczy a si tendencja do zmniejszenia po lizgu po powierzchni luzówkowej. Jednak e, w realnych warunkach uzyskanie wy cznie pionowego docisku si ami j zyka (jak w LS4) nie jest mo liwe ze wzgl du na pochy e kszta ty powierzchni j zykowej protez. W kroku LS5, po wprowadzeniu dzia ania poziomej sk adowej si y j zyka, wyra nie zwi kszy y si obszary po lizgu, niemniej nadal pozosta y widoczne niewielkie obszary przylegania. Zatem, w przypadku dzia ania si y okluzyjnej skierowanej sko nie w kierunku j zykowym stwierdzono, e docisk j zyka po stronie balansuj cej w pewnym 4. Wyniki bada w asnych 113

115 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 stopniu sprzyja stabilizacji protezy, ze wzgl du na niewielkie zmniejszenie tendencji do po lizgu po powierzchni luzówkowej. Jednak, warto ci pionowych przemieszcze strony balansuj cej wskazuj, e dzia anie si okluzyjnych w kierunku j zyka nie wywo uje typowego przechylenia protezy, które wymaga stabilizacji poprzez kontakt balansuj cy z protez przeciwstawn. W kroku LS6 wprowadzono zmian kierunku dzia ania poziomej sk adowej si okluzyjnych z -100 N na 100 N, tzn. w kierunku policzka. W kroku LS6 uwidoczni si decyduj cy wp yw kierunku dzia ania si y okluzyjnej na przemieszczenia protezy. Zmiana kierunku dzia ania si y okluzyjnej ku policzkowi spowodowa a uniesienie skrzyd a po stronie balansuj cej (zwi kszenie pionowych przemieszcze Uz), a do kontaktu z przeciwstawn powierzchni górnej protezy. Ocena efektów dzia ania j zyka wymaga odniesienia wyników z kroku LS6 do stanu obci enia B100N bez obci e j zyka. Docisk j zyka wp yn wy cznie na nieznaczne zmniejszenie poziomych przemieszcze protezy i drogi po lizgu po powierzchni luzówkowej, co wskazuje tendencje do niewielkiego spadku pracy tarcia. Wymienione efekty nie pozwalaj na uznanie znacz cego stabilizuj cego wp ywu docisku j zyka w fazie mia d enia pokarmu. W nast pnych krokach od LS7 do LS10 zmniejszano dzia anie si okluzyjnych, utrzymuj c dzia anie j zyka na sta ym poziomie (maksymalnego docisku z kroku LS6). Ze wzgl du na brak znacz cych efektów zmniejszania si okluzyjnych dla kroków LS7-LS9 przypadki te pomini to w prezentacji. Dopiero w kroku LS10 stwierdzono opadanie skrzyd a balansuj cego na pod o e (zmniejszenie warto ci Uz dla si okluzyjnych MLz= -50 N i MLy= -30 N). W dalszych krokach LS11-16, w celu stwierdzenia, jak docisk j zyka wp ywa na biomechanik protezy, utrzymywano dzia anie si okluzyjnych na poziomie MLz = 50 N, MLy = -30 N, natomiast zmniejszano docisk j zyka a do zera. Na rysunku 4.16 przedstawiono przemieszczenia wy cznie dla kroków LS14 i LS16. W kroku LS14 widoczne by o, e dzia anie si ami j zyka -5 N w pionie i 5 N w poziomie by o ju za ma e, aby wp yn na opadanie skrzyd a balansuj cego. Porównanie stabilizacji protezy pomi dzy krokami LS10 oraz LS16 wypad o na niekorzy akcji j zyka. Obci enia pod protez bez dzia ania j zyka (LS16) by y przenoszone przy wyst powaniu wi kszych obszarów przylegania, co zobrazowano dodatkowo na rysunku Chocia w kroku LS16 warto po lizgu by a wi ksza, to nale y zwróci uwag, e w przypadku braku si y j zyka warunki kontaktu by y korzystniejsze dla stabilizacji protezy. Dzia anie j zyka (LS10) wp yn o na przeniesienie obszaru maksymalnego po lizgu na stok po stronie 114 J. mudzki

116 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych Ls10 Ls16 warunki kontaktu otwarcie zbli enie po lizg przyleganie Ls18 Rysunek Warunki kontaktu i warto ci po lizgu (w strefie docisku pod skrzyd em pracuj cym) w wybranych krokach obci eniowych LS10, LS16 oraz LS 18 j zykowej. Wynika o to z faktu, e si a j zyka przeciwdzia a a dociskowi na stoku od strony policzkowej pod skrzyd em pracuj cym. Skutkiem by o niekorzystne zwi kszenie tendencji do po lizgu w strefie przenoszenia najwi kszych nacisków. Zamiast oczekiwanego efektu stabilizacji protezy wyst pi efekt przeciwny. W krokach LS17 i LS18 badany by wp yw docisku j zyka po stronie pracuj cej. Przemieszczenia i po lizg zwi kszy y si w porównaniu do kroku LS16. Dzia anie j zyka po stronie pracuj cej okaza o si niekorzystne. W ostatnim kroku LS19 ujawni y si niekorzystne efekty docisku j zyka na tylne obszary unosz cego si skrzyd a balansuj cego. Ze wzgl du na zwi kszenie przemieszcze w kierunku przednim naciski i po lizg pod protez zwi kszy y si. 4. Wyniki bada w asnych 115

117 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 Badania materia owe protez stabilizowanych implantologicznie w symulowanych warunkach czynno ci ucia polega y na wielokryterialnej analizie biozgodno ci materia owej, obejmuj cej obci enia implantów oraz czynniki wydolno ci i komfortu ucia: kryterium obci e implantu stanowi y si y przejmowane przez z cza i przekazywane na implanty, zw aszcza si y boczne warunkuj ce ryzyko wyst powania przeci eniowego zaniku tkanki kostnej otaczaj cej implant oraz warunkuj ce niezawodno dzia ania konstrukcji implantologicznej i z cza, wydolno ucia oceniano na podstawie efektów stabilizacji protezy oraz kryterium dyskomfortu bólowego pod o a b ony luzowej zobiektywizowanego warto ciami nacisków i po lizgu pod protez. Na rysunku 4.19 przedstawiono obci enia z czy grupy materia owej R w rozwi zaniu TID obliczone dla si ucia B30N lub B100N. Warto ci obci e z czy by y nieporównywalnie wi ksze w przypadku dzia ania sko nych si okluzyjnych ni pionowych przedstawianych na rysunku 3.19 (rozdz. 3.6). W przypadku pionowej si y okluzyjnej adne ze z czy nie by o otwierane, gdy si y osiowe powodowa y wciskanie, natomiast obci enia boczne z czy stanowi y zaledwie 2% przy o onej si y okluzyjnej. Niewielkie odchylenie si y okluzyjnej B30N spowodowa o wzrost obci e bocznych do 5-6% przy o onej si y okluzyjnej. Z cze po stronie balansuj cej by o otwierane si -3,7 N. W przypadku sko nej si y okluzyjnej B100N obci enia boczne obydwu z czy by y równomierne i wynosi y oko o 30 N (ponad 20% si y okluzyjnej). Z cze po stronie balansuj cej by o otwierane si a -34,8 N. Model obci enia si okluzyjn w strefie drugiego z ba trzonowego (pomini ty w prezentacji) skutkowa mniejszym poziomem bocznych obci e, 28,3 N po stronie balansuj cej oraz 24,8 N po stronie pracuj cej, przy czym si a otwierania z cza osi gn a -47,6 N. Stwierdzono zatem znacznie wi kszy wp yw kierunku si y okluzyjnej na poziom bocznych obci e podpór implantologicznych, ni wp yw lokalizacji si y. W licznie prezentowanych numerycznych i fizycznych analizach modelowych obci e z czy zazwyczaj przyjmuje si model dzia ania wy cznie pionowej si y okluzyjnej. Na rysunku 4.20 przedstawiono wp yw analizowanych uwarunkowa materia owych posadowienia protezy na obci enia z czy i b ony luzowej, w ostatniej najbardziej istotnej fazie realizacji si ucia B100N. Zwi kszenie elastyczno ci b ony luzowej poskutkowa o zmniejszeniem nacisków pod protez z ponad 1 MPa do 406 kpa. Jednocze nie dosz o do zwi kszenia obci e z czy. Boczne obci enia z czy wzros y o 24%. Si a otwierania z cza po stronie balansuj cej osi gn a -44,5 N. Wciskanie implantu po stronie pracuj cej wzros o z 21,4 N do 60 N. 116 J. mudzki

118 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych si a boczna [N] si a osiowa [N] 29.0 MPa MPa a). b). Rysunek Wp yw z czy grupy materia owej R na no no naturalnych tkanek pod o a: boczne i osiowe obci enia z czy oraz napr enia kontaktowe (nacisk) pod protez TID w warunkach przenoszenia obci e okluzyjnych: (a) B30N (b) B100N N MPa si a boczna [N] si a osiowa [N] N MPa a). b). Rysunek Dystrybucja sko nych obci e okluzyjnych B100N na pod o e b ony luzowej oraz z cza zale nie od warunków posadowienia protezy: (a) b ona luzowa elastyczna E = 1 MPa oraz = 0,37 (b) b ona twarda pod protez pod cielan elastomerem o module spr ysto ci pod u nej 5 MPa 4. Wyniki bada w asnych 117

119 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 Wp yw warstwy pod cielaj cej na obci enia z czy by zbli ony do wp ywu elastycznej b ony luzowej. Si y otwieraj ce z cze po stronie balansuj cej osi gn y warto -41,8 N. Obydwa z cza przejmowa y zbli one warto ci si bocznych oko o 34 N. Implant po stronie pracuj cej by wciskany si 40,2 N. Maksymalna warto nacisku na powierzchni b ony luzowej wynosi a 579 kpa. W stosunku do protezy bez pod cielenia nacisk znacznie si zmniejszy z warto ci ponad 1 MPa. Wyniki bada z czy grupy materia owej R w przypadku rozwi za protez stabilizowanych za pomoc pojedynczego implantu przedstawiono na rysunku Wykresy przedstawiaj wzrost obci e pod protez post puj cy wraz z realizacj sko nej si y ucia. Obci enia pojedynczego z cza osi gn y wi ksze warto ci w porównaniu do rozwi zania TID z dwoma z czami. Wypadkowa bocznych obci e z cza w warunkach destabilizacji protezy sko n si B100N by a wi ksza o 21,7 N. Obci enia osiowe by y wi ksze w przypadku SID prawie 2-krotnie, wynosi y prawie -60 N (w porównaniu do -34,8 N w TID). W przypadku bardziej elastycznego pod o a b ony luzowej boczne obci enia z czy by y jeszcze wi ksze i wynosi y 69,8 N, a si y osiowe otwieraj ce z cze osi gn y warto -72,6 N. Obliczenia potwierdzi y, e w jedynej pracy dotycz cej transmisji obci e w SIDs [366] (której wyniki wykorzystano do weryfikacji modelu w rozdz. 3.6), poziom obci e z czy zosta znacznie niedoszacowany ze wzgl du na przyj te pionowe dzia ania si y okluzyjnej. N MPa si a boczna [N] si a osiowa [N] N MPa N MPa a). b). c). Rysunek Boczne i osiowe obci enia pojedynczego z cza z grupy materia owej R pod protez SID oraz napr enia kontaktowe w przypadku b ony luzowej twardej (a-b) lub elastycznej (c) 118 J. mudzki

120 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych Uwag zwraca, e w SID obci enia podpory implantologicznej by y wi ksze w porównaniu do TID, pomimo e w SID wyst powa y wi ksze warto ci maksymalnych nacisków na pod o e b ony luzowej. Powszechnie przyjmuje si, e wraz ze zwi kszeniem nacisków na pod o e b ony luzowej powinno dochodzi do zmniejszenia obci e implantów. Wyja nieniem wi kszych obci e pojedynczego implantu wydaje si fakt, e w TID obci enia okluzyjne zostaj roz o one pomi dzy dwie podpory. Istnieje jednak druga przyczyna, któr nale a o rozwa y. Wi ksze warto ci nacisków na mi kkie pod o e mog wyst powa pomimo jego gorszego wykorzystania ze wzgl du na przesuni cie wypadkowej reakcji pod o a, do którego dochodzi na skutek przesuni cia obszaru podparcia, a to z przyczyny odmiennych ogranicze kinematycznych narzuconych wi zami podporowymi. W SID w porównaniu do TID wyra nie dochodzi o do przesuni cia podparcia na b onie luzowej w kierunku przednim na skutek przechylenia protezy w kierunku dzia ania si y okluzyjnej (dla twardej b ony luzowej porównanie odpowiednio pomi dzy rysunkiem 4.19b TID oraz rysunkiem 4.21b SID; dla elastycznej b ony luzowej porównanie TID rysunek 4.20a oraz SID rysunek 4.21c). Skutkiem przesuni cia obszaru podparcia jest zmniejszenie ramienia wypadkowej si y reakcji pod o a, która na tym ramieniu tworzy moment wzgl dem podpory implantologicznej. Na rysunku 4.22 przedstawiono balans si w p aszczy nie poziomej przy uproszczeniu do dominuj cych sk adowych bocznych. Moment od si y okluzyjnej Fm wzgl dem podparcia RL RL=Fm-RMMy Fm*a- RMMy*x=0 RMMy Y X x Fm RL= Fm-(Fm*a)/x= =Fm(x-a)/x a Si a [N] RL RMMy Odleg o [mm] Rysunek Balans si bocznych w p aszczy nie poziomej uwidaczniaj cy wp yw przesuni cia ku przodowi reakcji pod o a RMM na wzrost reakcji bocznej RL spowodowany zmniejszeniem warto ci momentu RMM*x, równowa cego moment si y ucia Fm na ramieniu a. Wykres przedstawia warto ci si RL oraz RMMy w zale no ci od charakterystycznej dla hipotetycznego uk adu lokalizacji x, przy sta ych uk adu a = 40, 50 lub 60 mm oraz Fm = 100 N 4. Wyniki bada w asnych 119

121 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 implantologicznego na ramieniu a równowa ony jest przez moment sk adowej poziomej reakcji pod o a RMMy na ramieniu x. Przyjmuj c, e warto si y okluzyjnej jest osobnicz charakterystyczn sta uk adu oraz wymiar a równie sta uk adu, ustalon przez niezmienn pozycj z ba, mo na wyrazi obci enia boczne RL podparcia implantologicznego wy cznie w zale no ci od zmiennej x. Warto reakcji pod o a i odsuni cie x jest odpowiedzi dla sta ej pozycji z ba a. Warto odsuni cia x jest charakterystyczn odpowiedzi wynikaj c z indywidualnych warunków posadowienia, jak równie zale n od w asno ci materia owych protezy (podatno ci z cza, jak równie podatno ci warstwy pod cielaj cej, je eli zosta o zastosowane pod cielanie). Warto zwróci uwag, e w uk adach odznaczaj cych si ma ym x wyst puj wi ksze obci enia boczne implantów. Dla ustalonej sta ej pozycji z ba a, wraz z przesuni ciem reakcji pod o a RMMy ku przodowi (zmniejszenie ramienia x momentu si y reakcji pod o a w SID w porównaniu do TID) do zrównowa enia momentu si okluzyjnych, zgodnie z równaniem sumy momentów, konieczny jest wzrost warto ci reakcji pod o a. Warto reakcji pod o a nie jest zatem jednoznacznym kryterium sposobu jego wykorzystania. Nale y hipotetycznie rozwa y, e pod o e w TID mo e by lepiej wykorzystane poprzez zwi kszenie ramienia x. Jednoznacznego porównania SID i TID dostarczy a warto reakcji obci e przypadaj cych ca kowicie na podparcie implantologiczne, tzn. w przypadku TID podano warto sumaryczn dla obydwu podpór. Porównanie na rysunku 4.23 ujawni o niewielkie ró nice pomi dzy analizowanymi rozwi zaniami pod wzgl dem sumarycznego obci enia bocznego przypadaj cego na podparcie Si a [N] RMMy R L SID-R TID-R SID-R TID-R Rysunek Porównanie rozwi za SID i TID pod wzgl dem warto ci poziomej sk adowej reakcji pod o a RMMy i bocznego obci enia z czy RL 120 J. mudzki

122 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych implantologiczne, nawet przy niewielkiej przewadze rozwi zania SID. Wykorzystanie reakcji pod o a w równowa eniu momentu poziomej sk adowej si y okluzyjnej by o zatem dla obydwu rozwi za podobne. Analiza pozwala stwierdzi, e wi ksze obci enia boczne z cza w przypadku SID w porównaniu do TID nie wynika y z gorszego wykorzystania podparcia na b onie luzowej, lecz z powodu rozdzia u obci e na dwie podpory. Równie w p aszczy nie pionowej sytuacja by a podobna. W TID, w porównaniu do SID, si a otwierania z cza zmniejszy a si, gdy w TID podpora po stronie pracuj cej wprowadzi a pionow reakcj przeciwdzia aj c osiadaniu protezy i tworz c dodatkowy moment wspomagaj cy moment pionowej reakcji pod o a, równowa cej dzia anie momentu pionowej si y okluzyjnej. Wyniki bada wp ywu podatno ci osiowej z czy typu M na wydolno czynno ciow protezy zaprezentowano na rysunku 4.24, w postaci wykresu s upkowego, na którym zestawiono obci enia z czy. Osiowa podatno pozwoli a na wyeliminowanie wy cznie wciskania implantu w ko w sytuacji obci enia protezy pionow si okluzyjn (por. z rys. 3.19). W TID wyeliminowane zosta o wciskanie implantu po stronie pracuj cej (Fz = 0). Obci enia towarzysz ce dzia aniu si y sko nej ( B100N ) zosta y pomini te w prezentacji, poniewa nie ró ni y si od warto ci dla z czy typu R. W trakcie realizacji sko nej si y ucia dochodzi o do unoszenia protezy w strefie z cza, co skutkowa o ujemnymi warto ciami si osiowych (otwieranie), a z cze pracowa o jak z cze typu R. Wyniki bada projektowanych materia owo z czy silikonowych w warunkach symulowanych obci e eksploatacyjnych ucia przedstawiaj rysunki 4.25 i 4.26, na których odpowiednio dla rozwi za SID i TID zestawiono w postaci wykresów s upkowych obci enia boczne ,7 RL Fz 8 Si a [N] ,2 1,7 1,7 0,0 0,0 SID-M TID-M SID - "M" TID - B TID - W Rysunek Obci enia przejmowane przez z cza podatne osiowo (typu M ) podczas transmisji pionowej si y okluzyjnej w SID i TID. TID-B: strona balansuj ca; TID-W: pracuj ca 4. Wyniki bada w asnych 121

123 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 i osiowe z czy podczas przenoszenia sko nej si y ucia B100N. Widoczny by wp yw elastyczno ci tworzywa silikonowego na warto ci przejmowanych obci e i przemieszczenia w z czach. Na rysunkach 4.25b i 4.26b przedstawiono wyniki oblicze dla zwi kszania oddalenia Si a [N] ,5 RL Fz UZ 33,1 24,5 18,3 0,08 0,50 0,51 0,53-5,8-5,1-4,4-58,9 SID-R SID-S100 SID-S50 SID-S ,5 1 0,5 0-0,5-1 -1,5-2 Przmieszczenie [mm] Si a [N] RL Fz UZ 27,1 21,4 24,2 1,18 18,3 0,97 0,53 0,75-4,4-6,6-9,0-11,4 SID-S Dystans [mm] 2 1,5 1 0,5 0-0,5-1 -1,5-2 Przmieszczenie [mm] Rysunek Obci enia boczne RL i osiowe Fz oraz przemieszczenia pionowe UZ z cza w SID w zale no ci od: (a) badanego materia u z cza, przy dystansie do kontaktu balansuj cego 2 mm (b) w zale no ci od dystansu do kontaktu balansuj cego dla z czy S20 a) b) Si a [N] BALANSUJ CA RL Fz UZ 29,0 31,1 0,90 0,93 0,89 19,9 12,3 0,03-10,5-8,2-6,9-34,8 TID-R 1000 TID-S TID-S50 50 TID-S ,5 1 0,5 0-0,5-1 -1,5-2 Przmieszczenie [mm] Rysunek Obci enia boczne RL i osiowe Fz oraz przemieszczenia pionowe UZ z czy w TID po stronie pracuj cej i balansuj cej w zale no ci od: (a) badanego materia u z cza, przy dystansie do kontaktu balansuj cego 2 mm (b) w zale no ci od zwi kszania dystansu do kontaktu balansuj cego pomi dzy 2-5 mm dla z czy S J. mudzki

124 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych do kontaktu balansuj cego na dystans do 5 mm. Wyniki dotyczy y twardej b ony luzowej, natomiast na rysunku 4.27 przedstawiono obci enia z czy dla b ony luzowej elastycznej. W kryterium bocznych obci e implantów by a widoczna przewaga z czy elastomerowych w stosunku do z czy standardowych. W rozwi zaniach TID boczne obci enia, niebezpieczne dla tkanki kostnej otaczaj cej implanty, dla projektowanych z czy elastomerowych S20 zmniejszy y si 2-krotnie w porównaniu do z czy grupy materia owej R. Na szczególn uwag zas uguje jeszcze wi kszy 2,5-krotny spadek obci e w SID. W przypadku z czy grupy materia owej R, zmiana sposobu stabilizacji z dwóch implantów na jeden, skutkowa a zwi kszeniem obci e bocznych z cza o 21,7 N, natomiast w przypadku z czy silikonowych, wzrost si ga tylko 6 N. Projektowanie materia owe z czy silikonowych pozwoli o równie na znaczne polepszenie efektów stabilizacji protezy na pod o u. W SID si y otwierania zmieni y si z -58,9 N do -4,4 N; natomiast w TID z -34,8 N do -6,9 N. Chocia pod koniec ostatniej fazy obci ania si poziom si y retencji z czy podatnych zosta y przekroczone (wynosz 4-5 N [82]), to z cza nie uleg y destabilizacji ze wzgl du na zapas limitu przemieszcze. W przypadku bardziej elastycznej b ony luzowej, w rozwi zaniach SID obci enia boczne dla grupy z czy R nie podlega y kontroli i wzros y w porównaniu do wspó pracy protezy na pod o u twardej b ony luzowej o warto 17,3 N, osi gaj c 69,8 N (rys. 4.21). Podobnie gorsze by y warunki stabilizacji ze wzgl du na zmian si y otwierania z -58,9 N do -72,6 N. W przypadku z cza silikonowego w SID obci enia boczne pozosta y niezmienione na poziomie oko o 18 N, a si a otwierania zmniejszy a si z ponad 4 N do 1,5 N (rys. 4.27). Si a [N] ,9 UZ 0,22 RL Fz UZ 14,8 UZ 0,83 14,8 0,3-1,5-6,3 UZ -0,01 BALANSUJ CA PRACUJ CA SID-S20 TID-S20 SID"S20" TID"S20"-B TID"S20"-W 2 1,5 1 0,5 0-0,5-1 -1,5-2 Przmieszczenie [mm] Rysunek Obci enia z czy w SID S20 lub w TID S20 w przypadku elastycznej b ony luzowej. Dystans do kontaktu balansuj cego 2 mm 4. Wyniki bada w asnych 123

125 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 Dzi ki zmniejszeniu si y otwierania poni ej si y powoduj cej przesuw w z czu zmniejszy a si tendencja do zu ycia ciernego, nawet przy stosunkowo ekstremalnych sko nych obci eniach ucia. W przypadku TID zwi kszenie obci e bocznych by o niewielkie do 14,8 N, natomiast warunki stabilizacji nieznacznie si poprawi y. Kryterium decyduj cym o wydolno ci ucia jest jednak nie tylko stabilizacja protezy, ale równie dyskomfort bólowy. Warto ci nacisków na pod o e b ony luzowej wraz ze zwi kszaniem elastyczno ci tworzywa silikonowego niestety znacznie si zwi ksza y ponad poziom wra liwo ci bólowej (rys. 4.28). Dla grupy z czy R próg wra liwo ci bólowej równie by przekroczony, szczególnie w przypadku zastosowania pojedynczego implantu. W przypadku elastycznej b ony luzowej poziom bólu zosta przekroczony w mniejszym zakresie (rys. 4.29) st d uznano, e zastosowanie standardowego pod cielenia powinno by wystarczaj ce do eliminacji dyskomfortu bólowego i nie wykonywano dla tego przypadku oblicze. Przypadek Rysunek Wp yw badanych tworzyw silikonowych z czy na maksymalne warto ci nacisku i po lizgu w przypadku twardej b ony luzowej w SID lub TID Rysunek Wp yw zastosowania z czy silikonowych S20 na maksymalne warto ci nacisku i po lizgu w przypadku elastycznej b ony luzowej w SID lub TID 124 J. mudzki

126 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych twardej b ony luzowej obj to szczególnym zainteresowaniem, poddaj c projektowaniu materia owemu warstwy pod cielenia z funkcjonaln gradacj modu u spr ysto ci przy niezale nej regulacji elastyczno ci z czy. W przypadku SID R i jednorodnego pod cielenia E5 naciski 1001 kpa by y znacznie wi ksze ni poziom bólu rys Obci enia z cza osi gn y znaczne warto ci (w tym wyci ganie implantu z ko ci). St d, stosowanie w przypadku z czy R pod cielenia bardziej elastycznego lub z funkcjonaln gradacj nie znajdowa o uzasadnienia, poniewa zwi kszanie elastyczno ci warstwy pogorszy oby obci enia implantu. W przypadku z cza S20 obci enia boczne z cza by y o po ow mniejsze, natomiast si a osiowa mniejsza ni si a retencji z cza. Nacisk na b on luzow uda o si roz o y równomiernie dzi ki funkcjonalnej gradacji materia u warstwy pod cielaj cej E 0,2/2, doprowadzaj c do warto ci 860 kpa, co wynosi o mniej ni dla rozwi zania standardowego. Niemniej, naciski przekracza y poziom wra liwo ci bólowej. Jednocze nie 3-krotnie zwi kszy a si tendencja do po lizgu, chocia jak pokazano na rozk adzie po lizgu, po lizg zwi kszy si w obszarze nieznacznie obci onym, natomiast po stronie j zykowej w cz ci obszar widoczne jest przyleganie. Stosowanie jednorodnych warstw N MPa a). P. mm si a boczna [N] si a osiowa [N] N MPa b). P. mm Rysunek Obci enia pojedynczego implantu, rozk ad napr e kontaktowych i po lizgu w obszarze przenoszenia najwi kszych nacisków w (a) SID R z jednorodnym pod cieleniem E5 w porównaniu do (b) SID S20 z gradacj modu u spr ysto ci po cielenia E 0,2/2 4. Wyniki bada w asnych 125

127 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 pod cielaj cych E0,5 skutkowa o zwi kszaniem nacisków na b on luzow do warto ci 1,38 MPa. Zatem, w przypadku twardej b ony luzowej, rozwi zania SID S20 mog nie zapewnia komfortu ucia w sytuacjach braku wydolno ci ucia z powodu dozna bólowych. Rysunek 4.31 przedstawia zbiorczo, w postaci wykresu s upkowego, rezultaty poszukiwa rozwi za optymalizuj cych rozdzia przenoszonych obci e ucia pomi dzy z cza lub tward b on luzow (dla si otwieraj cych z cza podano warto ci bezwzgl dne). Efekty stosowania z czy z grupy materia owej R w TID wraz z jednoczesnym pod cielaniem elastomerem E5 by y ju prezentowane na rys. 4.20b. Naciski zmniejszy y si poni ej progu bólu (579 kpa), jednak poziom si na implantach by znaczny. W przypadku z czy S100 w TID osi gni to znaczne odci enie b ony luzowej z warto ci ponad 2,5 MPa do 583 kpa. Zwraca si uwag, e zmniejszenie nacisku poni ej progu bólu osi gni to stosuj c materia o niskim module spr ysto ci E0,5, natomiast w przypadku silikonu o module spr ysto ci 5 MPa nacisk przewy sza próg bólu (nie przedstawiano na wykresie). Strefowa Rysunek Wyniki projektowania materia owego silikonowych z czy (S20 lub S100) oraz jednoczesnego pod cielania materia ami o ró nych modu ach spr ysto ci, w tym z funkcjonaln gradacj modu u spr ysto ci na dystrybucj sko nej si y ucia pomi dzy z cza (RL maksymalna si a boczna; Fz si a otwieraj ca; warto bezwzgl dna) i pod o e b ony luzowej ( N maksymalny nacisk) w SID oraz TID. Dystans do kontaktu balansuj cego 2 mm 126 J. mudzki

128 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych gradacja modu u spr ysto ci ( E 0,5/5 ) wp yn a na dalsze zmniejszenie nacisku do 495 kpa. Efekt zmniejszenia bocznych obci e implantów w stosunku do grupy materia owej R nie by znaczny, gdy wynosi 4 N. Nale y jednak mie na wzgl dzie bardzo korzystny efekt, znacznego spadku warto ci si otwieraj cych z cze z -41,8 N do zaledwie -4,5 N. W przypadku bardziej elastycznych z czy S20 boczne obci enia z czy spad y do oko o 17 N. Niestety, wi ksza dystrybucja obci e na pod o e b ony luzowej doprowadzi a do przekroczenia progu bólu w przypadku stosowania jednorodnej warstwy pod cielaj cej (warto ci ponad 900 kpa, wyników nie przedstawiano na wykresie). Dopiero gradacja modu u spr ysto ci materia u pod cielaj cego doprowadzi a do wyrównania nacisków, które oscylowa y wokó progu bólu ( kpa). Pracy tarcia by a dla rozwi za TID mniejsza w porównaniu do SID, wynosi a odpowiednio w TID pomi dzy 0,016-0,049 Nmm, natomiast w SID odpowiednio 0,019-0,14 Nmm. By y to warto ci mniejsze ni w przypadku protez konwencjonalnych, gdzie w warunkach spó nionego kontaktu balansuj cego warto ci pracy tarcia dochodzi y do 0,3 Nmm Identyfikacja obci e niebezpiecznych dla z ama akrylowej struktury no nej i niszczenia warstw elastomerowych Zniszczenia protez pod wp ywem obci e ucia dostarczaj u ytkownikom protez komplikacji, st d w zakres bada w czona zosta a analiza wytrzyma o ciowa protezy, chocia analiza nie jest bezpo rednio zwi zana z g ównym nurtem bada zwi zanym z problemem no no ci tkanek. Niemniej, identyfikacja stanu obci enia, stanowi cego przyczyny z ama dolnych protez w odcinku centralnym stanowi a punkt pozytywnej weryfikacji odwrotnej za o e modelowych. Wyniki analizy wytrzyma o ciowej struktury protezy poddanej destabilizacyjnemu dzia aniu sko nej si y ucia przedstawia rysunek Warto ci napr e T-G w protezie obliczone w warunkach symuluj cych typowe sytuacje przenoszenia sko nych si ucia znacznie si ró ni y w porównaniu do wyników oblicze otrzymanych dla przypadku dzia ania si y pionowej. Sko na si a okluzyjna o warto ci 141 N (B100N) skutkowa a w obszarze odcinka przedniego, w którym to obszarze cz sto dochodzi do z ama [413, 464] warto ci napr e zast pczych T-G ponad 10 MPa wokó szczytu siod a oraz oko o 6 MPa na powierzchni j zykowej odcinka przedniego. Zwi kszenie pocz tkowego dystansu do kontaktu balansuj cego (oddalenia pomi dzy powierzchniami protez) w analizowanym zakresie od 0,1 do 1 mm skutkowa o nieznacznym wzrostem (2-4%) warto ci napr e (przypadki pomini to w prezentacji). 4. Wyniki bada w asnych 127

129 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 a) b) Rysunek Rozk ad napr e zast pczych T-G (MPa) oraz kierunki napr e g ównych przy obci eniu protezy: (a) pionow si 100 N i (b) destabilizacji sko n si B100N Napr enie T-G [MPa] si a pionowa V100N si y sko ne B30N, B100N B Si a [N] B100 Rysunek Maksymalne warto ci napr e zast pczych T-G w akrylowej strukturze no nej wywo anych dzia aniem si pionowych lub sko nych 128 J. mudzki

130 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych Na rysunku 4.33 zestawiono warto ci maksymalnych napr e zast pczych T-G, wywo- anych dzia aniem pionowych si lub sko nych si, o tych samych warto ciach. Obliczone warto ci i wyznaczone kierunki napr e g ównych pozwoli y na ustalenie przyczyny wyt enia centralnej cz ci odcinka przedniego. W przypadku pionowej si y okluzyjnej napr enie g ówne maksymalne (rozci ganie) osi ga o najwi ksze warto ci w kierunku wzd u nym siode, u do u siode. Stwierdzono proporcjonalny wzrost napr e zast pczych T-G do warto ci 2 MPa, w przypadku dzia ania maksymalnej si y okluzyjnej 200 N. Obci enie sko n si ucia poskutkowa o odmiennym stanem napr enia. Proteza by a dociskana do pod o a po stronie obci onej, ale jednocze nie unosi a si po stronie balansuj cej a do uzyskania kontaktu z protez przeciwstawn, czego efektem by o rozginanie na zewn trz wzgl dem krzywizny uku z bowego. Kierunki ciskania i rozci gania by y przeciwnie skierowane po stronie j zykowej oraz po stronie zewn trznej protezy. Po stronie j zykowej oraz wokó szczytu siod a materia poddany by najwi kszej deformacji postaciowej, gdy ró nica pomi dzy ciskaniem i rozci ganiem w tych obszarach by a najwi ksza. Odkszta cenia g ówne na kierunku rozci gania wynosi y 0,4%. Maksymalne odkszta cenia postaciowe wynosi y 0,77%. W przypadku protezy pod cielanej w warstwie materia u pod cielaj cego równie stwierdzono niedoszacowanie warto ci napr e, w przypadku przyj cia schematu pionowego dzia ania si y okluzyjnej. Rozk ady napr e zast pczych H-M na rysunku 4.34 oraz wykres na rysunku 4.35 uwidoczniaj znaczne niedoszacowanie napr e w warstwie materia u pod cielaj cego w przypadku dzia ania pionowej si y okluzyjnej 100 N. Rysunek Rozk ad napr e zast pczych H-M [MPa] w warstwie pod cielaj cej na powierzchni po czenia z protez obci on si sko n 141 N 4. Wyniki bada w asnych 129

131 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 Napr enie H-M [MPa] 0,9 0,8 0,7 0,6 0,5 0,4 0,3 0,2 0,1 0 E5 Si a sko na Si a pionowa B30 B Si a [N] Rysunek Warto ci napr e zast pczych H-M w warstwie pod cielaj cej na powierzchni po czenia z protez w zale no ci od warunków obci e si ami okluzyjnymi oraz modu u spr ysto ci elastomeru E5 E1 Wyniki symulacji by y zgodne ze stanem faktycznym, tzn. z licznymi z amaniami przedniego trzonu protez. Nale y zwróci uwag, e zarówno badania eksperymentalne pracy [414], jak równie uzyskane w badaniach w asnych warto ci napr e wywo ane pionow si okluzyjn, nawet o warto ci 200 N, nie wyja niaj z ama protez. Analiza wytrzyma o ciowa struktury no nej akrylowej protezy wykaza a (rys. 4.32), e pionowy schemat obci enia protezy niedostatecznie odwzorowuje rzeczywiste warunki obci e ucia i jest powodem znacznego, 5-6 krotnego, niedoszacowania warto ci napr e w protezie. Maksymalne warto ci napr e zast pczych H-M (rys. 4.33) by y zbli one do wyników oblicze MES uzyskanych w pracy [465], w której dzia anie si y 100 N pod k tem 45 w obszarze drugiego z ba przedtrzonowego skutkuje napr eniami H-M o warto ci 12,5 MPa w odcinku przednim. Nale y jednak zwróci uwag, e znaczne warto ci napr e przedstawione w pracy [465] s wynikiem dzia ania karbu, poniewa na powierzchni j zykowej odcinka przedniego zak ada si stosunkowo ostre wyci cie (karb). Wydaje si, e w intencji autorów [465] le a o wykazanie wp ywu nieregularno ci kszta tu z bów lub anatomicznych podcieni na z amania protez. Tymczasem, za o one przez autorów [465] ostre wyci cia, przypominaj ce trójk t, nie wyst puj w protezach. Przedstawiona w pracy [465] koncentracja napr e wokó karbu jest niezale na od analizowanych w pracy kierunków obci enia protezy si okluzyjn, natomiast nie podejmuje si analizy sk adowych i kierunków g ównych stanu napr enia. Bior c pod uwag znaczny rozmiar elementów sko czonych w karbie, wyniki tych oblicze [465] trudno uzna nawet jako jednoznaczny efekt dzia ania karbu, tym bardziej, e model jest s abo opisany, wydaje si, e zosta przygotowany jako model pow okowy, a nie bry owy. W pracy [418] jako wyniki 130 J. mudzki

132 Uwarunkowania materia owe wydolno ci czynno ciowej ca kowitych osiadaj cych protez z bowych bada symulacyjnych na modelu bry owym z siatk typu tetragonalnego przedstawia si wyra ne lokalne spi trzenie napr e wokó jednego elementu, prawdopodobnie niepoprawnie zdefiniowanego. W elementach przyleg ych napr enia s stosunkowo niewielkie. St d, wyniki oblicze pracy [418] nie stanowi dobrego punktu odniesienia. W analizowanym modelu numerycznym proteza charakteryzowa a si stosunkowo du ym wymiarem pionowym grubo ci siode (rys. 3.9), zw aszcza w odcinku przednim. Wi kszy wymiar protezy i masywny kszta t wynika z charakteru przedstawianej pracy, zmierzaj cej do oceny obci e tkanek pod protez w przypadku niekorzystnych warunków posadowienia na zanik ych wyrostkach z bodo owych, przy jednoczesnym wysokim po o eniu p aszczyzny okluzyjnej. Jednocze nie, masywny kszta t siode pozwoli wyeliminowa ewentualny wp yw karbu szczytu siode, tzn. obszar spi trzenia napr e wokó szczytu siode zosta w modelu rozdzielony od obszaru koncentracji napr e, wynikaj cej z krzywizny uku z bowego protezy. Obliczone warto ci napr e w warstwie pod cielaj cej osi gn y poziom zbli ony do wytrzyma o ci dora nej po czenia z baz protezy wymaganej przez norm ISO [466]. Minimalna wymagana wytrzyma o po czenia w przypadku materia ów mi kkich i supermi kkich, to wed ug normy odpowiednio 1 MPa i 0,5 MPa. W dotychczas przedstawianych analizach wytrzyma o ciowych [467] zwraca si uwag, e napr enia na granicy po czenia z baz zwy kuj do niebezpiecznych warto ci w przypadku nieprawid owego ukszta towania kraw dzi siode przed pod cieleniem. Tymczasem, w praktyce do najwi kszych wad pod ciele zalicza si odwarstwianie materia u pod cielaj cego od bazy protezy. W przedstawianej pracy w przypadku prawid owo ukszta towanych kraw dzi napr enia zast pcze H-M na po czeniu bardziej podatnej warstwy pod cielaj cej z baz protezy osi gn y warto 760 kpa (rys. 4.35). W przypadku materia u odznaczaj cego si obni onym modu em spr ysto ci do zakresu E1 wyst pi o przekroczenie o 10% znormalizowanej wytrzyma o ci po czenia dla materia ów supermi kkich. Warto wytrzyma o ci po czenia 440 kpa [253] podawana w pi miennictwie jako zadawalaj ca, jest zatem zdecydowanie zani ona. Wyniki oblicze wskazuj, e w celu zmniejszenia liczby zniszcze w przypadku d ugoterminowych pod ciele silikonowych, najlepiej unika bezpo redniego pod cielania w jamie ustnej, które chocia jest mniej kosztowne, to jednak nie zapewnia warunków polimeryzacji równorz dnych z laboratoryjnymi [252]. Przyk adowe z omy po próbie badania wytrzyma o ci po czenia pomi dzy akrylem a pod cieleniem silikonowym Ufi Gel SC z przewag zniszczenia typu kohezyjnego lub wyra n stref typu adhezyjnego przedstawiono na rysunku Wyniki bada w asnych 131

133 Open Access Library Volume 4 (10) 2012 a) b) Rysunek Obrazy z omów po czenia tworzywa silikonowego z akrylem: (a) z widoczn z lewej stref zniszczenia adhezyjnego (b) kohezyjnego Badania w asne pozwoli y na przedstawienie podstaw bada wytrzyma o ciowych protez osiadaj cych. Wykonana analiza pozwoli a na identyfikacj niebezpiecznych obci e dolnej protezy odpowiedzialnych za z amania w odcinku przednim. Rozstrzygaj ce okaza o si odwzorowanie rzeczywistych typowych sytuacji destabilizacji protezy sko n si ucia, podczas których materia w obszarze strony j zykowej odcinka przedniego znajduje si w niekorzystnym stanie napr enia rozci gania i ciskania, co w przypadku tworzyw akrylowych wp ywa na obni enie odporno ci na kruche p kanie. Dost pne dane odno nie do wytrzyma o ci zm czeniowej pochodz z prób zginania, która okazuje si ewidentnie nie odwzorowywa rzeczywistego stanu obci enia materia u w odcinku przednim. Nale y zwróci uwag, e przy cyklicznej zamianie strony obci onej na balansuj c w trakcie ucia napr enia b d zmienia y znaki, charakterystycznie dla cyklu wahad owego niekorzystnego pod wzgl dem zm czenia. W dalszych badaniach nale y zwróci uwag na dzia anie karbów materia owych i geometrycznych. Karby geometryczne stanowi nie tylko nieregularne kszta ty z bów, ale równie kszta t szczytu siode. Karb materia owy powstaje na granicy bazy protezy ze sztucznym uz bieniem, na które stosuje si tworzywa akrylowe o module spr ysto ci % wi kszym od bazy siode. Z tej przyczyny, z jednej strony uzyskuje si zwi kszenie sztywno ci struktury no nej, z drugiej strony powstaje karb materia owy w najbardziej wyt onym dolnym obszarze siod a. Identyfikacja obci e niebezpiecznych ma podstawowe znaczenie dla projektowania wzmocnie (zbrojenia) siode protez. Obecnie stosowane wzmocnienia w postaci w ókien s wtapiane w kierunku wzd u nym siode [7], tymczasem ujawnione zosta o, e trajektorie najwi kszego rozci gania i ciskania w fazie realizacji sko nej si y dozna y w przybli eniu obrotu o k t 45 w stosunku do kierunku pod u nego. W tej sytuacji, efekt wzmocnienia wiotkimi w óknami zostaje ograniczony. 132 J. mudzki