1-1 背景
回顧歷史，從 Dr. Branemark 等學者發表人工植牙迄今[10, 11]，
已近四十年。初期發展的過程，二階段式植牙手術所訂定的標準手術 流程，多建議將人工牙根頂部平台置放在周圍骨脊以下約1 mm 處，
使得覆蓋螺絲（cover screw）置放後可與周圍骨脊齊平，並讓齒齦皮 瓣能完全覆蓋人工牙根並縫合，這樣的人工植牙方式可減少人工牙根 與骨癒合過程中受到外界干擾，並減低早期暴露的風險，人工植體於 骨頭內 4-6 個月後，人工牙根與周圍骨頭完成骨整合，再接合支台體 與贋復物，患者即可恢復其咀嚼功能。然而，臨床觀察指出[14-17]，
多在第一年後，人工牙根在行使咀嚼功能後，周圍骨脊會出現淺碟狀
（saucerization）的骨吸收現象，吸收量約在 1.5 mm 至 2 mm 之間。
植牙患者骨質條件差或種植深度不足的情況下，大直徑(直徑 5 mm 或 6 mm)人工牙根開始應用於臨床，但當時同直徑寬度的支台體 與相關贋復組件尚未開發出來，因此臨床牙醫師多使用直徑4.1 mm 的標準支台體做接合，使得大直徑人工牙根頂部平台邊緣與支台體接 縫間形成一小段平台間隙，後來學者稱之為平台移轉（platform
switching）接合。陸續的研究報告指出[18-23]，因人工牙根與支台 體尺寸差異（mismatching diameter）所造成的平台移轉接合方式，植 體周圍骨在臨床上的骨吸收量，與傳統同徑寬（matching diameter）
接合的人工植牙不同，臨床結果發現部分平台移轉接合的人工牙根，
其周圍骨吸收的高度未如預期顯著，甚至在經過長達數年的追縱觀 察，乃能維持在近乎初始植入時的位置；甚而在平台上出現骨脊生長 覆蓋的情形[9]。Lazzara & Porter [24]學者對此提出解釋，認為平台 移轉接合將人工牙根與支台體接之接合縫隙往中心軸內移，除了可避 免此一生物污染縫隙對植體周圍組織直接接觸造成影響，限制發炎細 胞浸潤外，內縮後多出之平台空間提供了生物寬度（biological width）
水平附著之空間，減緩植體周圍骨之吸收。Luongo et al [25]於研究中
發現，平台移轉接合可減少植體周圍之發炎反應，推測可能與減少骨 吸收量有關。Cappiello et al [26]之研究亦肯定平台移轉接合其接縫內 移對降低骨吸收之影響。
在生物力學方面，植體周圍骨應力過度負荷（overloading）已被 確認是人工植體失敗的主要原因之一，使用平台移轉接合是否具有降 低周圍骨質受力的特性，以下是諸多學者提出相關研究與論述。
1-2 文獻回顧
Maeda et al [12]於 2007 年利用有限元素分析，探討相同條件的受 力下，同徑寬的植體-支台體接合與平台移轉接合，對植體周圍骨應
力大小之影響（圖 1.1）。結果顯示平台移轉接合有助降低周圍骨質 應力值。
Schrotenboer et al [27]利用二維有限元素模型，比較直徑 5 mm 的 人工牙根，植體頸部含微螺紋與光滑面兩種模型，分別與直徑5、4.5、
與4 mm 的支台體接合，給予垂直與 15∘斜向力 100N 受力測試。結 果顯示，支台體直徑從5 mm 至 4.5 mm，再到 4 mm，於微螺紋植體 周圍骨應力承受方面，垂直咬合受力下，骨質應力分別減少了 6.3%
圖 1.1 Maeda et al [12]研究之模型，比較同徑寬接合(左)與平台移轉接合 (右)之受力差異。
與 5.4%，斜向咬合受力下，骨質應力則分別減少了 4.2%與 3.3%；於 光滑面植體周圍骨應力承受上，垂直咬合受力下，骨質應力分別減少 了 5.6%與 4.9%，斜向咬合受力下，骨質應力則分別減少了 3.7%與 2.9%。因此作者認為平台移轉接合後縮小之接合寬度，有助於減低周 圍骨之應力承擔。
Bozkaya et al [13]利用三維有限元素模型，建構市面上五種不同 廠牌人工植體―Ankylos、Astra、Bicon、ITI 與 Nobel Biocare（圖 1.2）
進行比較。受力設定於骨脊上9.5 mm，距中心軸偏移 1 mm 處，給 予11.3 度的斜向力，力量大小從 0 至 2000N，觀察植體周圍骨應力承 受超出生理上限（設定張應力與壓應力分別為100 與 170MPa）之範 圍大小與分布位置。結果顯示（圖 1.3），當施加之合力超出1000N 時，五種植體周圍骨各出現不同程度之超負荷區，而其中張應力區皆
圖 1.2 Bozkaya et al [13]所建構之五種不同人工植體模型。
出現在皮質骨與海綿骨交界處，主因為垂直分力所致；而壓應力區皆 出現在周圍骨脊，導因於側向分力造成此高應力值，但其中Ankylos 與Bicon 無出現壓應力之超負荷區。作者認為此兩種植體於肩頸處皆 有內縮之特性，可能與其應力之傳遞表現較佳有關，而另外三種植體 其肩頸處則呈外展之形態。另外，在咬合力對周圍骨造成超負荷區塊 之表現曲線圖（圖 1.4）上，Ankylos 植體系統具有最佳之應力傳遞
表現，作者認為Ankylos 植體系統，其摩斯錐形體設計（morse-taper design）之支台與植體間配合，為顯著之平台移轉接合。
圖 1.3 Bozkaya et al [13]之研究，咬合力於 1632N 時，五種人工植體周圍骨應 力承受超出生理上限之分布範圍與大小，黑色為壓應力區，暗灰色為張應力區。
圖 1.4 Bozkaya et al [13]研究中，隨著施加之咬合力提昇，五種不同植體對其
2008 年 Baggi et al [2, 3]利用三維有限元素分析，比較五種不同 直徑與長度之人工植體（圖 1.5）―2 種 ITI 植體、2 種 Nobel Biocare 植體，與Ankylos 植體。ITI 與其中一種 Nobel Biocare（NoberDirect）
為單件式植體，另一種Nobel Biocare 為兩件式外六角接合植體，而 Ankylos 為內錐狀平台移轉式接合植體。五種植體分別植入模擬之 上、下顎臼齒區模型，並依據臨床文獻設計不同之周圍骨脊形態（圖 1.6），給予頰舌側水平100N 與垂直 250N 之斜向合力，紀錄周圍骨 脊之受力情形。結果顯示（圖 1.7），周圍骨之應力受植體形態（直 徑與長度）、植入位置（上顎或下顎）、與骨脊形態影響。其中 Ankylos 植體不論在上顎或下顎的受力測試結果，皆有最低的周圍骨應力表 現，Baggi et al 認為平台移轉接合設計，搭配周圍骨脊形態與骨脊下 植入位置等因素，可提供理想之骨質應力分佈。
圖 1.5 Baggi et al [1, 2]於研究中模擬之五種不同人工植體。
圖 1.6 Baggi et al [1, 2]研究中所設計之不同周圍骨脊形態，圖左形態模擬於 2 種ITI 與 2 種 Nobel Biocare 植體，圖右形態模擬於 Ankylos 植體。
圖 1.7 Baggi et al [1, 2]研究中所得之皮質骨受力情形，圖左為 principal stress，
σT 表張應力，σC 表壓應力；圖右為 von Mises stress。柱狀數值表應力平均值
（淺藍為下顎，深藍為上顎），線條數值表應力最大值。
綜上所得，平台移轉接合提供內縮之接合寬度，相較於等徑寬之 接合方式似有降低周圍骨質受力之優點，然而，降低骨質應力的人工 牙根設計，除了平台轉移接合有著墨之外，支台與植體之間的接合方 式，文獻報告指出亦有達到降低骨質應力值的效果，2000 年 Hansson [3]利用軸對稱之有限元素模型，探討內錐狀支台體接合與平頂式支 台體接合的設計參數（圖 1.8），對周圍骨質應力分佈之影響。結果 顯示（圖 1.9 與 1.10），內錐狀接合相較於平頂式接合，所得周圍骨 之最大應力值較低，此外，發現平頂式接合其應力集中處較靠近周圍 骨上緣，內錐狀接合其應力較往根尖處分布。
Chun et al [6]在 2006 年發表的研究，利用有限元素模擬探討相同 植體外型下，三種不同之支台體接合方式（圖 1.11）-- 分別為單件 式植體、內六角接合植體、與外六角接合植體，並給予100N 之垂直
圖 1.8 Hansson [3]之研究模型，圖左為平頂式支台體接合，施力 處在植體周圍；圖右為內錐狀支台體接合，施力處在內側錐狀斜面。
力、與15∘、30∘、60∘之斜向力，分析周圍骨之應力分佈狀況。
實驗結果發現，不論在垂直力或各角度之斜向力，內六角接合植體對 周圍骨之最大應力值皆為最低，其次為單件式植體，而外六角植體則 為最高（圖 1.12）。作者討論其原因認為，由於內六角支台體與植體 接合向內部延伸，接觸面積較大且位置較低，下端之錐狀接合將力量
圖 1.9 Hansson [3]平頂式接合模擬兩種不同施力分布（Flat 1-7 與Flat 4-7），所得周圍骨應力分布情形。
圖 1.10 Hansson [3]內錐狀接合模擬七種不同施力分布（Conical 1、Conical 1-2、Conical 1-3、Conical 1-4、Conical 1-5、Conical 1-7、Conical 1-9），從集 中施力（Conical 1）到分散施力（Conical 1-9），所得周圍骨應力分布情形。
Maeda et al [4]於 2006 年發表之研究結果與 Chun et al 之研究相 互呼應，該實驗亦同樣比較內六角接合植體與外六角接合植體對周圍 骨之受力情形。實驗方式為內六角植體與外六角植體包埋在丙烯酸樹 脂（acrylic resin）之仿骨模型內，分別給予垂直與水平 30N 受力，並 利用應變規（strain gauge）分別檢測支台體、植體頸處與末端處人工 骨受力情形（圖 1.13）。實驗結果（圖 1.14）發現，在垂直力測試，
兩者之骨質應變值相似；然而在水平受力上，二者結果顯著不同，內 圖 1.11 Chun et al [6]之研究模型，由左至右分別為單件式人工植體、內六角 接合植體、與外六角接合植體。
圖 1.12 Chun et al [6]之研究結果，顯示在不同角度的受力下，應力值由大至 小分別為外六角接合植體、單件式植體、與內六角接合植體。
六角植體由於傳達較多應力（應變值較大）於植體未端, 因而較外六 角在植體頸處，受力明顯較小（應變值較小）。
以上三篇文獻可知，人工植體與支台體間，兩者搭配時的接合深 度可能為另一項影響骨質受力的因素。
圖 1.13 Maeda et al [4]之實驗裝置，施以垂直與水平 30N 兩種 受力測試，檢測支台體表面(A)、仿骨模型表面植體頸部處(B)、
與植體末端處(C)之應變值。
圖 1.14 Maeda et al [4]之實驗結果，圖左為垂直受力結果，顯示兩種接 合方式之應變分布相似；圖右為水平受力結果，顯示內六角接合植體於根 尖處有較大之應變值，而在頸部應變值較小。
此外，Kong et al [8]利用有限元素分析提到（圖 1.15），當植體頸 部外展角度（T）介於 64∘~73∘，併尾端圓弧半徑（R）大於 0.8 mm 時，有較理想之力學表現，此外，分析結果更顯示，頸部外展角度對 周圍骨應力之影響性，較尾端圓弧半徑大，是否意味當植體與支台體
此外，Kong et al [8]利用有限元素分析提到（圖 1.15），當植體頸 部外展角度（T）介於 64∘~73∘，併尾端圓弧半徑（R）大於 0.8 mm 時，有較理想之力學表現，此外，分析結果更顯示，頸部外展角度對 周圍骨應力之影響性，較尾端圓弧半徑大，是否意味當植體與支台體