人工牙根與支台體接合形態及骨脊下植入位置對下顎周圍骨質之應力分布影響; Influence of Implant-Abutment Connection Design and Subcrestal Depth of Insertion on Stress Distribution in Mandibular Peri-Implant Crestal Bone
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(2) 摘要 研究目的：人工植體周圍骨脊是高應力承受區，人工植體的設計影響 著植體周圍骨質的受力形態。本研究目的在探討植體與錐狀支台體間 接合形式（part 1） ，與平台移轉（platform switching）接合式植體於 骨脊下不同深度置放位置時（part 2），對植體周圍骨的應力分布影 響。材料與方法：Part 1：本研究透過電腦輔助繪圖(Computer Aided Design, CAD)與三維有限元素分析(Finite Element Analysis, FEA)，將 植體與錐狀支台體之接合型態之變異因素分為接合寬度（3 mm、3.5 mm、4 mm） 、接合深度（4 mm、6 mm、8 mm） 、錐狀接合角度（2∘、 4∘、6∘、8∘）三種，共建構 36 組模型，給予 170N、45∘斜向力 與垂直力二種不同受力測試，紀錄周圍骨脊之應力分布與最大應力值 （von-Mises stress）。Part 2：將植體骨脊下置放位置之變異因素分 為，與植體接觸皮質骨及未與植體接觸皮質骨。接觸皮質骨厚度 0.5~4 mm，以 0.5 mm 為間隔單位建構 8 組；未接觸皮質骨厚度 0~1.6 mm， 以 0.2 mm 為間隔單位建構 9 組，兩因素組合後共建構 72 組模型。 於支台體上方平面給予 170N、45∘斜向力受力測試，紀錄周圍骨脊 之應力分布與最大應力值（von-Mises stress）。Part2 另外進行體外實 驗，骨質的部分使用人造骨（Sowbones）模型，並與人工牙根搭配， 製作出四組模型，包含: 接觸皮質骨厚度 2 mm，未接觸皮質骨厚度 0 與 1 mm；與接觸皮質骨厚度 3 mm，未接觸皮質骨厚度 0 與 1 mm， 四組模型皆進行斜向力受力測試，透過應變規（strain gauge），量 測其人工牙根周圍骨質應變並比較其結果。實驗結果：Part 1：結果 顯示接合寬度較小與接合深度較深時，不論承受斜向力或垂直力，所 得周圍骨脊之最大應力值皆明顯較小（p＜0.0001） ；而較小之錐狀接 I.
(3) 合角度在承受垂直力時，周圍骨脊之最大應力值明顯較小（p＝ 0.0002） ，但承受斜受力時則無顯著差異（p＝0.83） 。三項設計參數中， 接合寬度對周圍骨應力之影響性高於接合深度，而接合角度的影響性 最小。Part 2：CB 與 nCB 對骨應力之影響皆逹顯著差異（P<.0001）， 而 CB 對應力的影響性較大。隨 CB 厚度提高，其骨質應力呈非線性 降低，在 CB≦2.5 mm 時，CB 愈厚則骨應力值降低幅度較大，但 CB ＞2.5 mm，骨應力減低之幅度趨緩。nCB 在厚度不足（nCB＝0.2~0.4 mm）的情況下，相較無骨脊下植入之模型（nCB＝0） ，應力值升高， 但厚度較厚（nCB＝0.6~1.6 mm）的情況下則應力值較低。體外實驗 方 面 ， 壓 應 力 側 最 大 應 變 值 （ microstrain ）， 四 組 模 型 分 別 為 CB2-nCB0＝-2012，CB2-nCB1＝-1239，CB3-nCB0＝-1630，CB3-nCB1 ＝-945。相同 nCB 條件下，CB3 較 CB2 的模型應變值低；而相同 CB 條件下，nCB1 較 nCB0 的模型應變值低。結論：Part 1：降低人工植 體與支台齒間接合寬度與增加接合深度，可幫助植體受力時分散應 力，降低周圍骨脊最大應力值。Part 2：平台移轉接合式植體於骨脊 下植入時，在足夠厚度的接觸皮質骨（≧2.5 mm）情況下，配合適度 的未接觸皮質骨（≧0.6 mm）有助於進一步分散植體周圍骨應力。. 關鍵字：人工牙根與支台體接合；支台體設計；植體周圍骨；骨脊下 植入；平台移轉；有限元素分析. II.
(4) ABSTRACT Purpose：The aims of this study were to investigate the effects of various implant-abutment connection designs (part 1) and subcrestal-inserting depths (part 2) on the stress in peri-implant crestal bone by using three-dimensional finite element (FE) analysis. Material and methods： Part 1：Thirty-six models with various morse-taper connection designs included different abutment diameters (3 mm, 3.5 mm & 4 mm), and connection depths (4 mm, 6 mm & 8 mm) and conically taper degrees (2∘, 4∘, 6∘& 8∘) between abutment and implant were constructed respectively. Vertical and oblique forces were set as 170N applied on the top surface of the abutment. The maximum values of von-Mises bone stress in the crestal bone around the implant were analyzed statistically by using ANOVA. In addition, the patterns of bone stress around the implant were examined. Part 2：In the crestal region when a morse-tapered implant (which is also one of the platform-switching implant) was subcrestally positioned, two factors were investigated. One is the thickness of cortical bone contacting to implant surface (CB). The other is the depth of subcrestal insertion (nCB). For the models of CB, eights thicknesses from 0.5 to 4 mm were constructed. For nCB, night depths were employed from zero to 1.6 mm. Therefore, a total of 72 FE models were generated. An oblique force of 170N at 45 degree to the long axis of the implant was applied on the top surface of the abutment. The stress distribution and the maximum values of von-Mises stress were recorded III.
(5) and statistically analyzed by using ANOVA. In addition, the experimental strain gauge test was performed to measure the highest strain data of bone around the implant on the four models (CB2-nCB0, CB2-nCB1, CB3-nCB0, and CB3-nCB1; CB2-nCB0 represents 2 mm of CB and 0 mm of nCB). In FE studies of part 1 and part 2, the geometry of bone models was generated based on the cross-section of mandible in the molar region and their material properties were anisotropic, i.e. properties differ in different directions. Results：Part 1： The results demonstrated that implants with smaller abutment diameter and deeper abutment connection did reduce the stresses significantly (p ＜ .0001) in the supporting bone around the implant under oblique or vertical loading. On the other hand, under vertical loading, less taper degrees of implant-abutment connection resulted in less bone stresses significantly (p＝0.0002) around implants. In oblique loading, however, the similar bone stresses were observed (p＝0.83) among the models with different taper-degree connection. As comparing those three factors, abutment diameter had stronger influence on reducing bone stresses than connection depth did, and the influence of conically taper degree was less. Part 2：The bone stresses were significantly different (P<.0001) among the models with different CB and nCB. CB played a major role in reducing bone stresses. The thicker CB was, the lower the maximal von-Mises stresses in the crestal region were, while the thickness of CB was within 2.5 mm. But, following CB increasing more than 2.5 mm, the decrease of stresses slowed down. However, insufficient thickness of IV.
(6) nCB (about 0.2 to 0.4 mm), compared with equicrestal position (i.e. nCB is 0 mm), resulted in higher stresses of bone. On the contrary, lower stresses were found while the thickness of nCB was more than 0.6 mm. On in-vitro study, the peak value of minimum principal strain on crestal bone at models of CB2-nCB0, CB2-nCB1, CB3-nCB0, and CB3-nCB1 were 2012, 1239, 1630, and 945 microstrain respectively. The models with CB3 had lower bone strains than the models with CB2. The models with nCB1 had lower bone strains than the models with nCB0. Conclusion：Part 1：Within the limitations of this study, it was suggested that the narrower and deeper implant-abutment connection had the biomechanical advantage to reduce the stress concentration in the crestal region around the implants. Part 2：While the thickness of CB is more than 2.5 mm, adequate thickness of nCB more than 0.6 mm can help to further reduce the bone stresses around the implants.. Keywords：implant-abutment connection; abutment design; peri-implant crestal bone; subcrestal insertion; platform-switching; finite element analysis. V.
(7) 誌謝 從母校高雄醫學大學畢業後，在台中服完兵役，進入中國醫藥大 學牙醫學研究所就讀，所謂「無垠學海」在二年的研究所路程有了截 然不同的體悟，這絕對是初大學畢業的我所無法感受的。我如同目 盲，跌撞走在崎嶇的研究旅途，佇足啟往皆是猶豫與恐懼。這過程我 首先要感謝黃恆立老師，他如同引路人指引我前行，沒有他我將看不 到盡頭，也沒有終點。其次感謝傅立志老師在研究與臨床方面對我的 指導，因為有他的溢注，讓我的臨床與研究不偏廢。感謝許瑞廷老師， 他的建議常讓我有所創新和啟發，他的親切是個老師，更像朋友。感 謝林俊彬主任，百忙之中撥允指導我的論文，他的見解開拓我新的視 野。另外還要感謝蕭裕源教授、張哲壽教授、與課堂上同學們給我的 指教，幫助我看到自己研究的缺點；也感謝中國醫藥大學附設醫院牙 科部的醫師與學長姊在臨床上給我的建議和提醒。最後感謝家人對我 的支持，雖不在身邊，但溫暖總在我身後照耀。 學術的路途如千仞崇山、萬里長水，從研究所畢業也許僅是小徑 般的過往，詩人說「人臨終前寫下的十行詩才有意義」 ，也許這一刻 才是開始，不是結束。. VI.
(8) 目錄 摘要. …………………………………………………………………… Ⅰ. ABSTRACT …………………………………………………………………… Ⅲ 誌謝. …………………………………………………………………… Ⅵ. 目錄. …………………………………………………………………… Ⅶ. 表目錄. …………………………………………………………………… XI. 圖目錄. …………………………………………………………………… XIV. 第一章 前言………………………………………………. 1. 1-1. 背景………………………………………………………………. 1. 1-2. 文獻回顧…………………………………………………………. 3. 1-3. 研究目的………………………………………………………… 14. 第二章 材料與方法………………………………………. 15. 2-1. 研究流程………………………………………………………… 15. 2-2. 三維模型建立流程……………………………………………… 18. 2-2.1. 實驗一：人工牙根與不同錐狀支台體之接合尺寸…………… 18 2-2.1.1. 錐狀支台體之建構流程………………………………. 20. 2-2.1.2. 人工牙根之建構流程…………………………………. 21. VII.
(9) 2-2.2. 2-3. 2-2.1.3. 下顎骨塊：海綿骨之建構流程………………………. 25. 2-2.1.4. 下顎骨塊：皮質骨之建構流程………………………. 27. 實驗二：人工牙根於不同之骨脊下植入位置………………… 29 2-2.2.1. 錐狀支台體之建構流程………………………………. 30. 2-2.2.2. 人工牙根之建構流程…………………………………. 30. 2-2.2.3. 下顎骨塊：海綿骨之建構流程………………………. 31. 2-2.2.4. 下顎骨塊：皮質骨之建構流程………………………. 32. 有限元素模型之建構與分析…………………………………… 37. 2-3.1. 網格之建立與收斂性分析……………………………………… 37. 2-3.2. 材料性質、邊界條件與負荷…………………………………… 39. 2-4. 統計分析………………………………………………………… 41. 2-5. 體外模型實驗…………………………………………………… 42. 2-5.1. 實驗模型製作…………………………………………………… 43 2-5.1.1 體外模型 （CB2-nCB1 與 CB3-nCB1）製作流程……… 44 2-5.1.2 體外模型 （CB2-nCB0 與 CB3-nCB0）製作流程……… 48. 2-5.2. 受力測驗………………………………………………………… 49. 2-5.3. 數據收集與分析………………………………………………… 51. VIII.
(10) 第三章 結果……………………………………………… 3-1. 53. 實驗一：人工牙根與支台體接合形態對周圍骨應力之影響… 53. 3-1.1. 接合寬度………………………………………………………… 53. 3-1.2. 接合深度………………………………………………………… 57. 3-1.3. 接合角度………………………………………………………… 60. 3-2. 實驗二：人工牙根於不同骨脊下植入位置對周圍骨應力之影 響…………………………………………………………………. 63. 3-2.1. 接觸皮質骨……………………………………………………… 63. 3-2.2. 未接觸皮質骨…………………………………………………… 67. 3-3. 體外模型實驗：實驗二之受力測試…………………………… 71. 3-3.1. 壓力側結果……………………………………………………… 72. 3-3.2. 張力側結果……………………………………………………… 73. 第四章 討論……………………………………………… 4-1. 74. 實驗一：人工牙根與支台體接合形態對周圍骨應力之影響… 75. 4-1.1. 接合寬度結果之討論…………………………………………… 75. 4-1.2. 接合深度結果之討論…………………………………………… 81. 4-1.3. 接合角度結果之討論…………………………………………… 85. 4-1.4. 綜合比較與討論………………………………………………… 87. IX.
(11) 4-2. 實驗二：人工牙根於不同骨脊下植入位置對周圍骨應力之影 響…………………………………………………………………. 92. 4-2.1. 接觸皮質骨之討論……………………………………………… 92. 4-2.2. 未接觸皮質骨之討論…………………………………………… 95. 4-3. 體外模型實驗：實驗二之受力測試…………………………… 104. 第五章 結論………………………………………………. 107. 參考文獻 …………………………………………………………………… 109. X.
(12) 表目錄 表 2.1. 所列為人工牙根與錐狀支台體接合之設計參數，各參數 排列組合後共建構 36 組模型……………………………. 表 2.2. 以下所示為欲探討之皮質骨模型參數，二參數之厚度尺 寸排列組合後共建構 72 組模型…………………………. 表 2.3. 有限元素模型所用之材料性質參數……………………. 表 3.1. 實驗一：垂直力所得植體周圍骨近平台處最大應力值， 依接合寬度分類…………………………………………. 表 3.2. 40. 54. 56. 實驗一：垂直力所得植體周圍骨近平台處最大應力值， 依接合深度分類…………………………………………. 表 3.4. 30. 實驗一：斜向力所得植體周圍骨近平台處最大應力值， 依接合寬度分類…………………………………………. 表 3.3. 19. 57. 實驗一：斜向力所得植體周圍骨近平台處最大應力值， 依接合深度分類…………………………………………. XI. 59.
(13) 表 3.5. 實驗一：垂直力所得植體周圍骨近平台處最大應力值， 依接合角度分類…………………………………………. 表 3.6. 實驗一：斜向力所得植體周圍骨近平台處最大應力值， 依接合角度分類…………………………………………. 表 3.7. 體外模型實驗：壓力側最大應變值………………………. 表 3.10 體外模型實驗：壓力側最小應變值………………………. 表 3.11 體外模型實驗：張力側最大應變值………………………. 表 3.12 體外模型實驗：張力側最小應變值………………………. 表 4.1. 64. 實驗二：植體周圍骨近平台處最大應力值，依未接觸皮 質骨分類…………………………………………………. 表 3.9. 62. 實驗二：植體周圍骨近平台處最大應力值，依接觸皮質 骨分類……………………………………………………. 表 3.8. 60. 68. 72. 72. 73. 73. 實驗一：垂直力所得植體周圍骨上緣及下緣最大應力 值，依接合寬度分類………………………………………. XII. 81.
(14) 表 4.2. 實驗一：斜向力所得植體周圍骨近平台處最大應力值， 依接合深度與接合寬度分類……………………………. XIII. 89.
(15) 圖目錄 圖 1.1. Maeda et al 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……………………………………………. 圖 1.2. Bozkaya et al 所建構之五種不同人工植體模型……………. 圖 1.3. Bozkaya et al 之研究，咬合力於 1632N 時，五種人工植體周. 3. 4. 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. 5. Bozkaya et al 研究中，隨著施加之咬合力提昇，五種不同植 體對其周圍骨造成超負荷區域之表現圖，取樣位置為軸心處 之切面…………………………………………………………. 圖 1.5. Baggi et al 於研究中模擬之五種不同人工植體………………. 圖 1.6. Baggi et al 研究中所設計之不同周圍骨脊形態，圖左形態模. 5. 6. 擬於 2 種 ITI 與 2 種 Nobel Biocare 植體，圖右形態模擬於 Ankylos 植體……………………………………………………. XIV. 7.
(16) 圖 1.7. Baggi et al 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……………………………………………. 圖 1.8. 7. Hansson 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………………………………………………………………. 圖 1.9. 8. Hansson 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………………………………. 9. 圖 1.10 Hansson 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…………………. 9. 圖 1.11 Chun et al 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…………………………. XV. 10.
(17) 圖 1.12 Chun et al 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…………………………………………………………. 10. 圖 1.13 Maeda et al 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…………………………………. 11. 圖 1.14 Maeda et al 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………………………………………………………………. 11. 圖 1.15 Kong et al 之實驗模型簡圖，該研究探討之因素：T 為植體 頸部外展角度，R 為末端圓弧半徑……………………………. 圖 2.1. 本研究流程圖…………………………………………………. 圖 2.2. (a)實驗一模型設計參數，含接合寬度、接合深度、錐狀接. 12. 17. 合角度 (b)人工牙根(5×14 mm)與錐狀支台體接合後模型 圖 (c)各零件組合後之實體模型剖面圖……………………. XVI. 19.
(18) 圖 2.3. 錐狀支台體之建構流程圖……………………………………. 圖 2.4. 人工牙根之建構流程圖………………………………………. 圖 2.5. 實驗一：海綿骨之建構流程圖…………………………………. 圖 2.6. 實驗一：皮質骨之建構流程圖…………………………………. 圖 2.7. (a)實驗二探討之皮質骨模型參數，含接觸皮質骨與未接觸. 20. 23. 26. 28. 皮質骨 (b)與標準人工牙根與支台體組合後之實體模型剖 面圖……………………………………………………………. 圖 2.8. 實驗二：海綿骨草圖……………………………………………. 圖 2.9. 實驗二：骨塊中央植入孔之減除零件…………………………. 圖 2.10 做為減除及共同零件之長方體………………………………. 圖 2.11 實驗二：皮質骨之建構流程圖…………………………………. 圖 2.12 收斂性分析圖…………………………………………………. 圖 2.13 實驗一：網格化模型圖 (a)舌側觀 (b)頰側觀………………. XVII. 30. 31. 32. 33. 36. 38. 38.
(19) 圖 2.14 實驗二：網格化模型圖 (a)舌側觀 (b)頰側觀………………. 39. 圖 2.15 體外實驗模型。圖左為未接觸皮質骨 0 mm（nCB0），可見 應變規黏附於人造皮質骨外表面、植體旁；圖右為未接觸皮 質骨 1 mm（nCB1），應變規黏附於內側、上下兩層人造皮 質骨間…………………………………………………………. 43. 圖 2.16 體 外 實 驗 模 型 CB2-nCB1 與 CB3-nCB1 之 製 作 流 程 圖………………………………………………………………. 46. 圖 2.17 體 外 實 驗 模 型 CB2-nCB0 與 CB3-nCB0 之 製 作 流 程 圖………………………………………………………………. 圖 2.18 受力測試裝置流程圖…………………………………………. 圖 2.19 三軸應變規之受力圖示………………………………………. 圖 2.20 最大應變值（εmax）與最小應變值（εmin）之求解……………. 圖 3.1. 49. 50. 51. 52. 實驗一：垂直力所得植體周圍骨近平台處最大應力值散布 圖，依接合寬度分類……………………………………………. XVIII. 55.
(20) 圖 3.2. 實驗一：斜向力所得植體周圍骨近平台處最大應力值散布 圖，依接合寬度分類……………………………………………. 圖 3.3. 實驗一：垂直力所得植體周圍骨近平台處最大應力值散布 圖，依接合深度分類……………………………………………. 圖 3.4. 62. 實驗二：接觸皮質骨厚度與植體周圍骨最大應力值之點狀分 布圖……………………………………………………………. 圖 3.8. 61. 實驗一：斜向力所得植體周圍骨近平台處最大應力值散布 圖，依接合角度分類……………………………………………. 圖 3.7. 59. 實驗一：垂直力所得植體周圍骨近平台處最大應力值散布 圖，依接合角度分類……………………………………………. 圖 3.6. 58. 實驗一：斜向力所得植體周圍骨近平台處最大應力值散布 圖，依接合深度分類……………………………………………. 圖 3.5. 56. 65. 實驗二：接觸皮質骨厚度與植體周圍骨最大應力值之曲線 圖………………………………………………………………. XIX. 66.
(21) 圖 3.9. 實驗二：接觸皮質骨厚度與植體周圍骨最大應力值之迴歸方 程式與迴歸曲線圖……………………………………………. 66. 圖 3.10 實驗二：未接觸皮質骨厚度與植體周圍骨最大應力值之點狀 分布圖…………………………………………………………. 69. 圖 3.11 實驗二：未接觸皮質骨厚度與植體周圍骨最大應力值之曲線 圖………………………………………………………………. 70. 圖 3.12 實驗二：未接觸皮質骨厚度與植體周圍骨最大應力值之迴歸 方程式與迴歸曲線圖…………………………………………. 圖 4.1. 比較不同接合寬度對植體承受垂直力時造成之影響，圖左所 示之模型為 W3_D4_T2，圖右為 W4_D4_T2…………………. 圖 4.2. 77. 比較不同接合寬度對植體承受斜向力時造成之影響，圖左所 示之模型為 W3_D4_T2，圖右為 W4_D4_T2…………………. 圖 4.3. 70. 78. 支台體頰舌側剖面圖，比較不同接合寬度之支台體承受垂直 力時之應力分布，圖左所示之模型為 W3_D4_T2，圖右為 W4_D4_T2……………………………………………………. XX. 79.
(22) 圖 4.4. 支台體頰舌側剖面圖，比較不同接合寬度之支台體承受斜向 力時之應力分布，圖左所示之模型為 W3_D4_T2，圖右為 W4_D4_T2……………………………………………………. 圖 4.5. 比較不同接合深度對植體承受垂直力時造成之影響，圖左所 示之模型為 D8_W4_T2，圖右為 D4_W4_T2…………………. 圖 4.6. 86. 斜向力對不同接合角度之影響，圖左為接合角度 2 度，圖右 為接合角度 8 度………………………………………………. 圖 4.9. 84. 垂直力對不同接合角度之影響，圖左為接合角度 2 度，圖右 為接合角度 8 度………………………………………………. 圖 4.8. 83. 比較不同接合深度對植體承受斜向力時造成之影響，圖左所 示之模型為 D8_W4_T2，圖右為 D4_W4_T2…………………. 圖 4.7. 79. 86. 不同接合寬度承受斜向力時，受不同接合深度影響所得植體 周圍骨近平台處最大應力值散布圖，左上圖為接合寬度 3 mm，上圖為接合寬度 3.5 mm，左圖為接合寬度 4 mm。各 圖 X 軸依接合深度分類………………………………………. 圖 4.10 比較不同厚度的接觸皮質骨（CB）其應力分布形態…………. XXI. 89. 93.
(23) 圖 4.11 比 較 不 同 厚 度 的 未 接 觸 皮 質 骨 （ nCB ） 其 應 力 分 布 形 態………………………………………………………………. 圖 4.12 Akca 與 Cehreli 之實驗模型……………………………………. 96. 99. 圖 4.13 Weng et al 所繪平均骨吸收示意圖，圖中為 Ankylos 植體在 不同骨脊位置植入，骨吸收後的形態。圖左半邊為植體時與 周圍骨同高，圖右半邊為植入骨脊下 1.5 mm………………. 圖 4.14 比較不同厚度的未接觸皮質骨（nCB）其網格大小…………. XXII. 100. 102.
(24) 第一章. 前言. 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 1.
(25) 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。. 2.
(26) 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。. 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。. 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%. 3.
(27) 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。 4.
(28) 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。. 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 1.4 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 周圍骨造成超負荷區域之表現圖，取樣位置為軸心處之切面。 5.
(29) 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。. 6.
(30) 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。. 7.
(31) 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。. 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。. 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. 8.
(32) 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。. 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 移轉並向下傳遞，有助於減少上緣皮質骨之應力集中。 9.
(33) 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。. 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 10.
(34) 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） 。. 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。. 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。. 11.
(35) 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 間接合角度不同時，同樣對應力傳遞與周圍骨造成差異？需要進行進 一步的探討。. 圖 1.15 Kong et al [8][7] 之實驗模型簡圖，該 研究探討之因素：T 為植體頸部外展角度，R 為 末端圓弧半徑。. 早期的研究報告提到[28, 29]，兩件式人工植體於贋復後，其人 工植體周圍骨質約在第一年出現 1.5 至 2 mm 的骨吸收量，被認為是 正常且不可避免的臨床現象，然而 Hermann et al [30, 31]認為植體與 支台體接合縫隙是決定周圍骨吸收量的關鍵因素，吸收後之植體周圍 骨質將停留在人工牙根與支台接縫以下約 2 mm 處，亦即兩件式植體 植入骨質的位置愈深（subcrestal insertion）會造成更嚴重的周圍骨吸 收。但是近來的研究指出，平台移轉接合似能有效降低植體周圍骨吸 12.
(36) 收量[21, 26]，透過 Canullo & Rasperini [19]臨床研究顯示，經過平均 22 個月的臨床觀察，平均骨吸收量為 0.78 mm，甚至平台移轉接合植 體在骨脊下植入時，非但未造成周圍骨吸收[20]，而且在植體頂部平 台出現骨生長覆蓋的情形[9, 32]。 此外，Hansson [33]的研究提到，植體與錐狀支台體之接合介面 與周圍骨脊等高時，配合適當的植體壁寬度與彈性係數，可將軸向力 造成之最大應力集中點移轉至周圍骨較深處，與水平力造成之最大應 力集中點分開，因而降低整體之最大應力值，達到減輕周圍骨脊應力 值的效果，然而，當錐狀支台體接合介面高於周圍骨脊（約 2 mm） 時，此骨應力降低的特性會消失，卻反而會增加周圍骨應力值，透過 Hansson 的研究，表示人工植體與支台之接合處，與周圍骨質之相對 位置，可能為影響周圍骨質應力傳遞之因素之一，有必要進行進一步 的探討。此外，Baggi et al [2, 3]於研究中亦提到，植體周圍骨的 幾何形態與高度為另一個影響骨質應力的因素之一。. 13.
(37) 1-3 研究目的. 不同的人工植體系統各有其不同之植體與支台體接合方式，當上 方咬合力透過假牙傳達到支台體，植體與支台體之不同接合方式將導 致不同力量傳導模式，對周圍骨受力之影響亦不相同。回顧以上文獻 所得，平台移轉接合顯示有較佳之生物力學特性，推其原因可能來自 於支台體內縮之接合寬度，然而其他人工植體與支台之接合方式，例 如:接合深度、接合角度，接合位置與骨脊之相對位置，是否對骨質 應力造成影響，截至目前為主，仍未有相關的研究資料可供參考。本 研究透過電腦輔助繪圖(Computer aided design, CAD)與三維有限元 素分析(Finite element analysis, FEA)的方式，建構以內錐狀平台移轉 接合之人工植體與支台體基礎模型，探討接合寬度、接合深度、接合 角度、與不同之骨脊下植入位置，對周圍骨受力（von-Mises stress） 之影響，以瞭解各因素之影響性與其間之相關性。. 14.
(38) 第二章. 材料與方法. 2-1 研究流程. 本研究流程分為兩部分，研究流程圖如圖 2.1 所示。 第一部分，探討錐狀支台體尺寸差異（植體與支台體之間的接合 寬度、接合深度與接合角度） ，對周圍骨質之應力（von-Mises stress） 分布影響。本研究以電腦輔助設計（Computer aided design, CAD）軟 體繪製各種不同尺寸之人工牙根與錐狀支台體模型，其尺寸之設計參 數包含三種：接合寬度、接合深度、與接合角度，並繪製統一規格之 下顎骨塊，含皮質骨與海綿骨，建構好以上模型後，將模型（人工牙 根、錐狀支台體、皮質骨、海綿骨）進行布林運算，以組合模型。最 後，將組合模型匯入有限元素分析（Finite element analysis, FEA）軟 體中，給定垂直力與 45∘斜向力為模擬之咬合力，分析人工牙根周 圍骨應力（von-Mises stress）分布之差異。 第二部分為探討人工牙根於不同之骨脊下植入位置，對周圍骨之 應力（von-Mises stress）分布影響。首先，電腦輔助設計軟體繪製不 同厚度之皮質骨與以之對應之海綿骨，維持組合後之下顎骨塊總厚度 不變，並將皮質骨切開成上部─上緣受力層, 與下部─外緣包覆層， 15.
(39) 並繪製相同幾何外型之人工牙根與錐狀支台體，以上五組件（人工牙 根、錐狀支台體、皮質骨上部、皮質骨下部、海綿骨）進行布林運算 後，得到三維之模型。將模型匯入有限元素分析軟體中，給定 45∘ 斜向力為模擬咬合力，分析人工牙根周圍骨應力（von-Mises stress） 分布之差異。第二部分之實驗，除了電腦模擬之外，亦透過體外實驗 進行測試，作為電腦模擬結果之驗證。. 16.
(40) 圖 2.1. 本研究流程圖。 17.
(41) 2-2 三維模型建立流程. 2-2.1 實驗一：人工牙根與不同錐狀支台體之接合尺寸. 本研究藉電腦輔助設計軟體 SolidWorks 2008（SolidWorks, SolidWorks Corp., Concord, MA, USA）繪製各模型。所探討之設計參 數（圖 2.2）包含接合寬度、接合深度與接合角度，接合寬度意指錐 狀支台體與人工牙根之接合直徑，分別為 3 mm、3.5 mm 與 4 mm，三 種尺寸。接合深度意指錐狀支台體與人工牙根接合部之長度，分別為 4 mm、6 mm 與 8 mm，三種尺寸。接合角度意指錐狀支台體與人工牙 根接合處之錐狀收聚角度，分別為 2∘、4∘、6∘與 8∘，四種尺寸。 接合寬度、深度與角度之各尺寸參數，經排列組合後共建構 36 組不 同人工牙根與支台體接合模型（表 2.1），最後再與下顎骨塊模型進 行布林運算後，加以組合，即完成三維實體模型。以下將各別說明各 零件之建構流程。. 18.
(42) (a) 圖 2.2. (b). (c). (a)實驗一模型設計參數，含接合寬度、接合深度、與錐狀接合角度。 (b)人工牙根(5×14 mm)與錐狀支台體接合後模型圖。 （c）各零件組合後之實體模型剖面圖。. 表 2.1 以下所列為人工牙根與錐狀支台體接合之設計參數，各參數排 列組合後共建構 36 組模型。 接合寬度. 接合深度. （mm）. （mm）. 接合角度 （度）. 3. 4. 2. 3.5. 6. 4. 4. 8. 6 8. 19.
(43) 2-2.1.1 錐狀支台體之建構流程. 依上基準面為草圖繪製平面，原點為圓心，依欲繪製之接合寬度 尺寸（3 mm、3.5 mm、或 4 mm）為直徑畫圓（圖 2.3 a） ，得圓形草 圖。編輯圓形草圖特徵/伸長填料，在方向 1（上方）設定給定深度 4 mm（圖 2.3 b） ；在方向 2（下方）設定給定深度為接合深度尺寸（4 mm、 6 mm、或 8 mm，圖 2.3 c） ，同時設定拔模角度為錐狀接合角度（2∘、 4∘、6∘、或 8∘，圖 2.3 d），所得共 36 支不同接合參數之錐狀支 台體模型，其中接合寬度、深度、或角度至少其一相異。. (a). (b) (c) 圖 2.3. (d). 錐狀支台體之建構流程圖。. 20.
(44) 2-2.1.2 人工牙根之建構流程. 步驟一：依上基準面為草圖繪製平面，原點為圓心畫一直徑為 5 mm 的圓，得草圖 1（圖 2.4 a） 。編輯草圖 1 伸長填料特徵，在方向 1 （下方）設定給定深度 14 mm，並設定拔模角度 2∘。點選圓角特徵， 設定下緣邊線半徑為 0.8 mm（圖 2.4 b） 。 步驟二：依前基準面為草圖繪製平面，沿人工牙根模型右緣畫一 條相切之直線，得草圖 2，做為後續繪圖之參考線（圖 2.4 c） 。 步驟三：插入一面基準面，設定距離上基準面下方 1.2 mm，得 平面 1（圖 2.4 c） 。以平面 1 為草圖繪製平面，以平面 1 原點處為圓 心畫圓，半徑與人工牙根模型外緣相切，得草圖 3（圖 2.4 d） 。 步驟四：依前基準面為草圖繪製平面，平面 1 與右緣切線（草圖 2）交點處為草圖繪製起點，畫一個多邊形（圖 2.4 e）與人工牙根 模型相交集，交集處外側高度 0.55 mm，內側高度 0.4 mm，上端間隙 0.05 mm，下端間隙 0.1 mm，上緣交集深度 0.2 mm，下緣交集深度 0.1 mm，得草圖 4。 步驟五：插入特徵/掃出/除料，設定草圖 4 為掃出輪廓，草圖 3 為掃出路徑，繪出軸對稱螺紋（圖 2.4 f） ；並插入特徵/圓角，設定 螺紋各平面圓角半徑為 0.1 mm（圖 2.4 g） 。. 21.
(45) 步驟六：插入另一面基準面，設定距離平面 1 下方 0.8 mm，得 平面 2。以平面 2 為草圖繪製平面，以平面 2 原點處為圓心畫圓，半 徑與人工牙根模型外緣相切，得草圖 5；並複製草圖 4 得草圖 6（圖 2.4 h） 。 步驟七：重複步驟五，繪出人工牙根螺紋（圖 2.4 i） 。 步驟八：重複步驟六和步驟七，持續將所有人工牙根螺紋全部繪 出（圖 2.4 j） 。 步驟九：插入零件，選擇先前所繪之支台體模型一支匯入；插入 特徵/結合，設定操作類型為減除，選取主要本體為人工牙根，減除 之本體為支台體（圖 2.4 k） ，繪出人工牙根中央之接合孔（圖 2.4 l） 。 步驟十：以接合孔底部平面為繪圖平面，中心點為圓心畫一面與 接合孔底部平面相同之圓形草圖；插入特徵/除料/伸長，設定給定深 度為 1 mm，拔模角度設定與所匯入支台體錐狀角度相同（圖 2.4 m）， 所得為加深之接合孔，如此完成一支可與特定錐狀支台體相接合之人 工牙根模型（圖 2.4 n） 。 步驟十一：重複步驟九和步驟十，持續插入不同支台體模型，做 為減除零件，共完成 36 支不同接合參數之軸對稱人工牙根模型。. 22.
(46) (a). (b). (d). (c). (e). (f). (g). (h) 圖 2.4. 人工牙根之建構流程圖（接下頁）。. 23.
(47) (i). (j). (l). (k). (m). (n). 圖 2.4 （接上頁）人工牙根之建構流程圖。. 24.
(48) 2-2.1.3 下顎骨塊：海綿骨之建構流程. 步驟一：依右基準面為草圖繪製平面，繪製草圖（圖 2.5 a） ， 草圖上部近似長方形，上緣離通過原點之水平線 2 mm，寬度 14.4 mm； 下部近似斜橢圓形，厚度 18 mm；草圖整體高度約 28 mm。 步驟二：編輯特徵/填料伸長，設定方向 1 與方向 2 皆為給定深 度 15 mm（圖 2.5 b） 。 步驟三：插入特徵/圓角，設定模型上部近似長方體處頰舌側邊 線為圓角半徑 5 mm（圖 2.5 c） 。 步驟四：插入特徵/圓角，設定模型長方體與橢圓交接邊線處為 圓角半徑 20 mm（圖 2.5 d） 。 步驟五：插入零件，選擇先前所繪之人工牙根模型一支匯入，做 為減除零件；插入特徵/結合，設定操作類型為減除，選取主要本體 為海綿骨，減除之本體為人工牙根（圖 2.5 e） ，繪出海綿骨中央之 人工牙根植入孔，完成海綿骨模型繪製（圖 2.5 f） 。. 25.
(49) (b). (a). (c). (d). (e). (f) 圖 2.5. 實驗一：海綿骨之建構流程圖。. 26.
(50) 2-2.1.4 下顎骨塊：皮質骨之建構流程 步驟一：依右基準面為草圖繪製平面，繪製草圖（圖 2.6 a） ， 與建構海綿骨之草圖相似。草圖上部近似長方形，上緣與通過原點之 水平線齊平，寬度 18 mm；下部近似斜橢圓形，厚度 22.5 mm；草圖 整體高度約 35 mm。 步驟二：編輯特徵/填料伸長，設定方向 1 與方向 2 皆為給定深 度 15 mm（圖 2.6 b） 。 步驟三：插入特徵/圓角，設定模型上部近似長方體處頰舌側邊 線為圓角半徑 5 mm（圖 2.6 c） 。 步驟四：插入特徵/圓角，設定模型舌側長方體與橢圓交接邊線 處為圓角半徑 30 mm（圖 2.6 d） 。 步驟五：插入特徵/圓角，設定模型頰側長方體與橢圓交接邊線 處為圓角半徑 20 mm（圖 2.6 e） 。 步驟六：插入零件，選擇先前所繪之海綿骨模型，做為減除零件； 插入特徵/結合，設定操作類型為減除，選取主要本體為皮質骨，減 除之本體為海綿骨，減除後所得為上緣厚度 2 mm 之皮質骨層（圖 2.6 f）。 步驟七：插入零件，選擇先前所繪之人工牙根模型一支匯入，做 為減除零件；插入特徵/結合，設定操作類型為減除，選取主要本體. 27.
(51) 為皮質骨，減除之本體為人工牙根，繪出皮質骨中央之人工牙根植入 孔，完成皮質骨模型繪製（圖 2.6 g） 。. (b). (c). (a). (d). (e). (f). (g) 圖 2.6. 實驗一：皮質骨之建構流程圖。 28.
(52) 2-2.2. 實驗二：人工牙根於不同之骨脊下植入位置. 藉電腦輔助設計軟體 SolidWorks 2008（SolidWorks, SolidWorks Corp., Concord, MA, USA）繪製各模型。所探討之參數（圖 2.7 a） 可分為未接觸皮質骨區域與接觸皮質骨區域，未接觸皮質骨區域為人 工牙根低於周圍骨脊下植入（subcreatal insertion）時，此皮質骨上緣 與人工牙根上緣保持一個未接觸的區域；接觸皮質骨區域意指人工牙 根植入後，人工牙根與皮質骨相接觸骨整合（ossteointegration）區域。 未接觸皮質骨區域之參數的部份，本研究以 0.2 mm 為間隔，區分出 0 mm(意指與周圍骨脊同高)、0.2 mm、0.4 mm、0.6 mm、0.8 mm、1 mm、 1.2 mm、1.4 mm 與 1.6 mm，共區分為 9 組未接觸區域的高度。接觸 皮質骨區域之參數的部份，本研究以以 0.5 mm 為間隔，分別為 0.5 mm、1 mm、1.5 mm、2 mm、2.5 mm、3 mm、3.5 mm 與 4 mm，共區分 出八組之骨整合的高度。二種參數經排列組合後共建構 72 組不同皮 質骨厚度與人工牙根植入位置模型（表 2.2）。人工牙根與支台體的 選擇方面，則以接合寬度 3.5 mm、接合深度 6 mm、接合角度 6∘之 人工牙根與支台體做為標準植體，並與海綿骨與皮質骨組合而成實體 模型（圖 2.7 b） 。以下將各別說明各零件之建構流程。. 29.
(53) (a) 圖 2.7. (b). （a）實驗二探討之皮質骨模型參數，含接觸皮質骨與未接觸皮質骨。 （b）與標準人工牙根與支台體組合後之實體模型剖面圖。. 表 2.2 以下所示為欲探討之皮質骨模型參數，二參數之厚度尺寸排列組合後 共建構 72 組模型。. 厚度. 未接觸皮質骨 （單位間隔：0.2 mm）. 接觸皮質骨 （單位間隔：0.5 mm）. 0~1.6 mm（共 9 組）. 0.5~4 mm（共 8 組）. 2-2.2.1 錐狀支台體之建構流程. 建構流程同 2-2.1.1 所述，但選擇接合寬度 3.5 mm、接合深度 6 mm、與接合角度 6∘做為模型之尺寸建構標準。. 2-2.2.2 人工牙根之建構流程. 建構流程同 2-2.1.2 所述，但選擇接合寬度 3.5 mm、接合深度 6 mm、與接合角度 6∘做為模型之尺寸建構標準。. 30.
(54) 2-2.2.3 下顎骨塊：海綿骨之建構流程. 依右基準面為草圖繪製平面，繪製草圖如圖 2.8 所示，所繪草圖 與圖 2.5(a)相似，但不同處在草圖上緣離通過原點之水平線距離， 依接觸皮質骨之厚度設定之，分別為 0.5 mm、1 mm、1.5 mm、2 mm、 2.5 mm、3 mm、3.5 mm、4 mm，共繪製八面草圖檔案。後續建構流程 與 2-2.1.3 所述步驟二至步驟五相同，所得為八件不同垂直高度之海 綿骨模型，待與其相配合之皮質骨模型做組合。. 圖 2.8. 實驗二：海綿骨草圖。. 31.
(55) 2-2.2.4 下顎骨塊：皮質骨之建構流程. 步驟一：先製作下顎骨塊中央人工牙根植入孔之減除零件備用。 繪製一支無中央接合孔的人工牙根模型，如圖 2.4（j）所示（建構流 程參閱 2-2.1.2） 。以人工牙根模型上端平面為草圖繪製平面，軸心 處為圓心畫一個與該平面相同半徑的圓形草圖（圖 2.9 a），編輯特 徵/伸長填料，設定給定深度 2 mm，拔模面外張角度為 30∘（圖 2.9 b），所得模型（圖 2.9 c）存檔。 步驟二：製作八個長方體做為減除及共同零件。以上基準面為草 圖繪製平面，原點為中心畫一面邊長 40 mm 之正方形，編輯特徵/伸 長填料，給定深度向上 3 mm，向下深度設定為接觸皮質骨厚度加 0.5 mm，分別為 1 mm、1.5 mm、2 mm、2.5 mm、3 mm、3.5 mm、4 mm、 4.5 mm，所得八個長方體存檔（圖 2.10） 。. (a). (b) 圖 2.9. (c). 實驗二：骨塊中央植入孔之減除零件。. 32.
(56) 圖 2.10. 做為減除及共同零件之長方體。. 步驟三：依右基準面為草圖繪製平面，繪製草圖（圖 2.11 a）， 所繪草圖與圖 2.6（a）相似，但不同處在草圖上緣在原點上方，且 與通過原點之水平線距離依未接觸皮質骨之厚度設定之，分別為 0 mm（與之齊平） 、0.2 mm、0.4 mm、0.6 mm、0.8 mm、1 mm、1.2 mm、 1.4 mm、1.6 mm，共繪製九面草圖檔案。 後續建構流程參閱 2-2.1.4 所述步驟二至步驟五，所得為九件不 同垂直高度之皮質骨未完成模型。接續建構流程以未接觸皮質骨 1 mm（圖 2.11 b）為模型建構範例，說明之。 步驟四：插入零件，匯入步驟一所繪之模型做為減除零件；插入 特徵/結合，設定操作類型為減除，選取主要本體為皮質骨，減除之 本體為匯入之模型，所得為皮質骨中央人工牙根植入孔，上端帶有厚 度 1 mm 未接觸皮質骨之開口，外擴角度 30∘（圖 2.11 c） 。 步驟五：插入零件，匯入 2-2.2.3 所繪之八件海綿骨模型其中一 件，做為減除零件；插入特徵/結合，設定操作類型為減除，選取主 33.
(57) 要本體為皮質骨，減除之本體為海綿骨，所得為欲繪製之接觸皮質骨 厚度其一之模型（圖 2.11 d）。 步驟六：重複步驟五所述，接續匯入其它七件海綿骨模型做為減 除零件。含步驟五所得共八件不同接觸皮質骨厚度之模型，其未接觸 皮質骨厚度皆為 1 mm，接觸皮質骨厚度則分別為設定之 0.5 mm、1 mm、1.5 mm、2 mm、2.5 mm、3 mm、3.5 mm、4 mm。 步驟七：重複步驟四、五、六，完成步驟三其它未完成之皮質骨 模型，含步驟六所得共 72 件，其未接觸皮質骨厚度分別為 0 mm、0.2 mm、0.4 mm、0.6 mm、0.8 mm、1 mm、1.2 mm、1.4 mm、1.6 mm， 共九組，每組厚度又分八種不同接觸皮質骨厚度，分別為 0.5 mm、1 mm、1.5 mm、2 mm、2.5 mm、3 mm、3.5 mm、4 mm。接續建構流 程說明將以未接觸皮質骨厚度 1 mm，而接觸皮質骨厚度 2 mm 之模 型為範例。 步驟八：將皮質骨模型分成上、下兩部分。插入步驟二所繪之長 方體（圖 2.11 e） ，本例選擇給定深度向下 2.5 mm 之長方體（說明： 依接觸皮質骨厚度加 0.5 mm 選擇之，本例接觸皮質骨厚度為 2 mm， 故選擇向下深度 2.5 mm 之長方體） 。插入特徵/結合，設定操作類型 為減除，選取主要本體為皮質骨，減除之本體為長方體，所得為皮質 骨之下部（圖 2.11 f） 。. 34.
(58) 步驟九：同步驟八插入長方體零件。插入特徵/結合，但設定操 作類型為共同，同時選取皮質骨與長方體，所得為皮質骨之上部（圖 2.11 g） 。 步驟十：重複步驟八和步驟九，將 72 個皮質骨模型皆分成上、 下兩部分，完成全部皮質骨模型之建構。. 35.
(59) (a). (b). (c). (d). (f). (e) (g) 圖 2.11. 實驗二：皮質骨之建構流程圖。 36.
(60) 2-3 有限元素模型之建構與分析. 將組合後之實體模型 SolidWorks 原檔 SLDASM 輸入至有限元素 分析軟體 ANSYS Workbench（Swanson Analysis Inc., Huston, PA, USA）中，進行立體幾何模型的設定。在實驗一的模型中，將皮質骨、 海棉骨、與人工牙根設定為新的合成組件；在實驗二的模型中，則是 將皮質骨上部及下部、海棉骨、與人工牙根設定為新的合成組件。模 型修正後進入模擬分析之模組。. 2-3.1 網格之建立與收斂性分析. 有限元素模擬受力後之應力值，受網格大小之影響，且模型是否 收斂同樣檢視著模型之準確性。本研究利用 10 節點四面體元素 ANSYS solid 187 進行網格分割，並進行收斂性測試，選出最適當之 網格大小。本研究選取接合寬度 3.5 mm、接合深度 6 mm、接合角 度 6∘為基準之模型，透過縮小元素尺寸（element size），增加元素 數量（element number）的方式，來檢視模型之最大應力值是否達到 或趨近收斂，並決定最適切之網格分割大小，使網格後模型能貼近原 本之外型，讓電腦分析結果亦能趨於一致。 分斂性分析結果所得（圖 2.12） ，折線圖在第六點時已趨於收斂， 37.
(61) 此時元素尺寸為 0.5 mm，元素數目為 362216 個，最大應力值為 32.145 MPa，故實驗一的模型，含皮質骨、海綿骨、人工牙根、與支台體， 設定網格大小為 0.5 mm（圖 2.13） 。但在實驗二的部分，由於未接觸 皮質骨厚度以 0.2 mm 為探討單位，為避免 0.5 mm 的網格設定造成此 部分的網格大小分割不一致，致應力值數據偏差，故統一將實驗二模 型皮質骨上部改以 0.2 mm 的網格大小設定之（圖 2.14） 。. 圖 2.12. 收斂性分析圖。. (a). (b) 圖 2.13. 實驗一：網格化模型圖 (a)舌側觀 (b)頰側觀。. 38.
(62) (a). (b) 圖 2.14. 實驗二：網格化模型圖 (a)舌側觀 (b)頰側觀。. 2-3.2 材料性質、邊界條件與負荷. 材料性質的給予主要包含皮質骨、海綿骨、人工牙根、與錐狀支 台體，共四種。其材料參數如表 2.3 所示[34]，在皮質骨與海綿骨方 面，假設材料為彈性且非等向特質（anisotropic elastic properties） ；而 人工牙根與錐狀支台體方面，則材料設定為鈦金屬（titanium） ，屬於 彈性且等向特質（isotropic elastic properties）。 邊界條件的設定方面，主要將皮質骨與海綿骨近遠心端平面予以 固定，使模型在受力測試時，於空間中 X、Y、Z 軸三個方向位移皆 為零。本研究之第一部分與第二部份所分析之模型，其分析之應力分 布的區域，主要在人工牙根周圍皮質骨的部分，與所設定的邊界條件 相距甚遠，研判並未對欲觀察之結果產生影響。界面條件的設定方 面，本研究之第一部分與第二部分所分析之模型，其人工牙根與支台 39.
(63) 體之間的界面，以非線性分析之接觸界面（contact interface）進行模 擬，其摩擦力係數（frictional coefficient）設定為 0.3；此外，皮質骨、 海綿骨與人工牙根之間的界面，設定為固定界面（bonded interface）， 意即人工牙根與骨質之間為骨整合。 負荷條件方面，實驗一選擇於支台體頂部平面施予垂直力 170N， 與頰側 45∘斜向力 170N，兩種不同的受力測試；實驗二同樣選擇於 支台體頂部平面，但僅給予頰側 45∘斜向力 170N，一種受力測試。 最後將兩實驗模擬所得之人工牙根周圍皮質骨應力分布情形與最大 應力值（von Mises stress），予以紀錄並分析。. 表 2.3. 有限元素模型所用之材料性質參數。. x, y, z 軸向方向分別為近遠端, 上下端與舌頰端方向[34] Material. Cortical bone. Trabecular bone. Titanium. Young’s modulus E (MPa) Ex. 19400. Ey. 12600. Ez. 12600. Ex. 1148. Ey. 210. Ez. 1148. Poisson’s ratio ν νxy νyz νxz νyx νzy νzx νxy νyz νxz νyx νzy νzx. 117000. 40. 0.390 0.300 0.390 0.253 0.300 0.253 0.055 0.010 0.322 0.010 0.055 0.322 0.30. Shear modulus G (MPa) Gxy. 5700. Gyz. 4850. Gxz. 5700. Gxy. 68. Gyz. 68. Gxz. 434.
(64) 2-4 統計分析. 本研究將實驗一所模擬之 36 組模型，於承受斜向力與垂直力後 所得之數據，針對探討之 3 項變異因數（接合寬度、接合深度、接合 角度）進行變異數分析（Analysis of Variance, ANOVA） ，設定 P 值小 於 0.05（P≦.05）時具顯著差異，以瞭解各因素對應力傳遞之影響性 及重要性。 實驗二同樣針對接觸皮質骨與未接觸皮質骨二項變異因數，排列 組合之 72 組模型，於承受斜向力後所得之數據進行變異數分析 （ANOVA） ，設定 P 值小於 0.05（P≦.05）時具顯著差異，藉以瞭解 兩因素是否對周圍骨之應力具顯著之影響，並將數據分布以最適當的 迴歸方程式（regression equation）繪出。 本研究所使用之統計分析軟體為 SAS® 9.1（SAS Institute Inc., Cary, NC, USA）。. 41.
(65) 2-5 體外模型實驗. 目的在針對實驗二的部分，利用人造皮質骨與海綿骨設計模型， 比較接觸皮質骨（CB）厚度 2 mm，未接觸皮質骨（nCB）厚度 0 mm （CB2-nCB0）與 1 mm（CB2-nCB1）；與接觸皮質骨厚度 3 mm，未 接觸皮質骨厚度 0 mm（CB3-nCB0）與 1 mm（CB3-nCB1），共四組 模型（CB2-nCB0, CB2-nCB1, CB3-nCB0, CB3-nCB1）進行體外斜向 力受力測試，透過黏附在植體肩部（implant shoulder）旁的應變規 （strain gauge）比較其受力情形。. 42.
(66) 2-5.1. 實驗模型製作. 實驗模型主要差異在是否含未接觸皮質骨（nCB） （圖 2.15） ，以 下將分別敘述其製作流程。. 圖 2.15 體外實驗模型。圖左為未接觸皮質骨 0 mm（nCB0） ，可見應變規黏 附於人造皮質骨外表面、植體旁；圖右為未接觸皮質骨 1 mm（nCB1） ，應變 規黏附於內側、上下兩層人造皮質骨間。. 43.
(67) 2-5.1.1. 體外模型（CB2-nCB1 與 CB3-nCB1）製作流程. 步驟一：將厚度 2 mm 與 3 mm 之人造皮質骨（Sowbones 3401 Block, Pacific Research Laboratories Inc, Vashon, WA, USA）分別與人 造海綿骨（Sowbones 1522 Block, Pacific Research Laboratories Inc, Vashon, WA, USA）黏合，並修磨成 20×30×40 mm 之長方體（圖 2.16 a）各一個，設定骨塊 20 mm 處屬頰舌側，為受力實驗測試區。 步驟二：將長方體人工骨塊以夾具垂直固定於鑽孔機，人造皮質 骨面向上（圖 2.16 b） 。鑽頭直徑 3.2 mm，尖端與人造皮質骨面接觸 （圖 2.16 c） 。鑽孔機可透過其上之儀表板顯示並控制垂直鑽孔深 度，精確度至 0.01 mm（圖 2.16 d） 。 步驟三：於人工骨塊中心處垂直鑽孔約 11.1 mm 深度（圖 2.16 e） 。 步驟四：將 cyanoacrylate cement（CC-33A, Kyowa, Tokyo, Japan） 滴附在靠近孔洞之一側（圖 2.16 f、g），並將三軸應變規 （KFG-1-120-D17-11L3M3S, Kyowa, Tokyo, Japan）黏附在近孔洞 0.2 mm 處（圖 2.16 h、i、j）。 步驟五：同步驟四，取另一支三軸應變規黏附於孔洞之另一側（圖 2.16 k）。 步驟六：將 cyanoacrylate adhesive（AA, Chu-Lun, Taipei, Taiwan） 多量且均勻的塗布在人工骨塊上（圖 2.16 l、m）。 44.
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