2結果
   
    2.1有限元模型
   
    在計算機上建立了真實螺紋形態牙種植體、下頜骨塊的三維立體有限元模型。種植體螺紋螺旋形態連續一致，無中斷或其他改變，與實體尺寸相同。本實驗共建立了5個等級過盈量（即0.02、0.04、0.06、0.08、0.10mm）的有限元模型。
   
    2.2界面初始應力
   
    利用過盈配合法成功模擬出骨組織界面的初始應力，此初始應力不單純由壓應力組成，還包括拉應力、剪應力。骨組織初始應力云圖顯示：種植體骨界面處應力值最大，由骨質界面沿種植體半徑方向向骨塊模型外部延伸，應力逐漸減小，遠界面2mm以上處應力值迅速下降。種植體螺紋齒牙頂處出現應力集中，壓應力、拉應力均最大，0.1mm過盈模型的個別單元應力值超過100MPa，且拉應力值大于壓應力值，兩螺紋之間骨組織應力較小。表2為不同過盈量下螺紋上下面處骨組織應力大小，可見隨著過盈量的增加，應力值逐漸增加。其中0.1mm過盈時，上下螺紋面壓應力、拉應力分別為17.0、30.0MPa，兩螺紋之間分別為7.017.0MPa。其他過盈量小于0.1mm的模型中上述應力值均相應下降。
   

    3討論
   
    以往牙種植體的三維有限元建模方法是將種植體植入頜骨之中，然后用磨片法、CT法、或MRI法將其斷成若干較薄的斷層，再將斷層片描出輪廓圖，用圖形數字化儀或激光掃描儀將圖形信息轉化為數字信息輸入計算機，也有用掃描儀直接將斷層片輸入計算機的方法。但以上方法的最大缺點是在信息轉化過程中，往往會出現數據的丟失，牙種植體的螺紋形態等很難準確地表達，因此所建模型的幾何相似性較差。本研究利用專業畫圖軟件精確地繪制出種植體實體尺寸，并繪制出骨塊內螺紋形態，與種植體螺紋相嚙合，然后將實體模型文件導入ABAQUS有限元軟件，此方法使數據傳送過程中的文件數據丟失減少，克服了常規方法的不足，并依靠ABAQUS軟件強大的自動修復功能，最大限度地保證了模型幾何形狀的完整性，使得所建模型與實際形狀具有高度相似性［8］。采用計算機自動劃分法對裝配實體三維模型進行單元劃分，并根據種植體的外形特點和研究的重點區域，手動調節、改變單元大小及數目，使種植體骨界面區域網格劃分較其他區域細小，結果證實所分單元保持了種植體的螺紋形態，螺紋清晰、連續一致，保證了有限元分析結果的精確性。
   
    本研究中，種植體螺紋齒牙頂處出現應力集中，壓應力、拉應力均最大，兩螺紋之間骨組織應力較小。從力學角度看，種植體螺紋形態的不規則和螺旋特點是引起界面應力集中的主要原因。種植體螺紋齒牙尖處由于截面的突然縮小，因而在齒牙頂出現應力集中，逐漸遠離齒牙頂部則應力分布趨于相對均勻。
   
    臨床上為增加即刻負載種植體的初期穩定性，制備種植窩時，終末鉆半徑一般比種植體半徑小，此差值一般為0.3mm左右（如Straumann、3i等種植體系），種植體在一定外力作用下被擠壓就位，骨界面產生初始應力。本研究在模擬界面初始應力時，沒有將過盈量設為0.3mm，主要基于2點：①種植體擠壓植入過程中，一部分骨組織被擠壓產生初始應力，另有部分骨組織被切削破壞，因此實際過盈量小于0.3mm。②若將過盈量設為0.3mm，則產生的界面應力會遠大于骨組織的破壞極限強度，因此需考慮材料的塑性及破壞參數。然而目前對骨組織的本構方程尚不十分清楚，且受有限元軟件本身的限制，模擬骨質的破壞過程是非常困難的。因此本研究將骨組織假設為各向同性的線彈性材料，且設定過盈量小于0.3mm，在彈性范圍模擬初始應力情況。
   
    骨松質抗拉力極限強度為22～28MPa，由骨組織抗壓極限強度比抗拉強度大30%可知抗壓極限強度為28.6～36.4MPa。本研究結果中0.1mm過盈時螺紋上下面壓應力為17MPa，未達到破壞極限，而拉應力為30MPa，達到了骨質抗拉極限強度。若增大過盈量（大于0.1mm）則拉應力會超過極限強度，引起骨質破壞，應力不但不會因過盈量的增大而上升，反而會因骨質破壞而下降，因此可以看出，最終界面應力大小與0.1mm過盈所產生的應力值相當，0.1mm過盈模型基本模擬了即刻負載骨界面初始應力狀態。綜上，本研究探索了一種可行的建立包含真實螺紋形態的種植體即刻負載有限元模型的方法，建立的種植體有限元模型與實體具有高度的相似性；采用過盈配合法可模擬種植體骨界面初始應力狀態，所建即刻負載有限元模型為牙種植體即刻負載的進一步實驗研究打下了基礎。