Gewindeform, kortikale Knochendicke sowie Größe und Verteilung der Belastung, die durch die Belastung kieferorthopädischer Minischrauben verursacht wird: Finite-Elemente-Analyse

Wissenschaftliche Berichte Band 12, Artikelnummer: 12367 (2022) Diesen Artikel zitieren

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Details zu den Metriken

Es wird angenommen, dass die Dicke des kortikalen Knochens ein wesentlicher Faktor für die Stabilität der Minischraube ist. Wir untersuchten die Spannungsverteilung in zwei Minischrauben mit unterschiedlichen Gewindeformen (Typ A und B) und in kortikalem Knochen mit drei unterschiedlichen Dicken mithilfe dreidimensionaler (3D) Finite-Elemente-Modelle (FE). Genauer gesagt wurden 3D-FE-Modelle von zwei verschiedenen Minischrauben erstellt und schräg oder vertikal in ein zylindrisches Knochenmodell platziert, das unterschiedliche kortikale Knochendicken darstellt. Bei Krafteinwirkung auf die Minischraube wurde die Spannungsverteilung auf der Schraubenoberfläche und im periimplantären Knochen mithilfe der FE-Methode beurteilt. Die Sicherheit der Minischraube wurde anhand eines modifizierten Soderberg-Sicherheitsfaktors bewertet. Die Verschiebung des Schraubenkopfes nahm mit abnehmender kortikaler Knochendicke zu, unabhängig vom Schraubentyp. Die kleinsten minimalen Hauptspannungen auf den Schraubenoberflächen blieben bei Minischrauben vom Typ A bei Änderungen der kortikalen Knochendicke konstant. Auch auf der kortikalen Knochenoberfläche traten minimale Hauptspannungen auf. Niedrigere Absolutwerte der minimalen Hauptspannungen wurden bei vertikal angeordneten Minischrauben vom Typ A und bei schräg angeordneten Minischrauben vom Typ B mit Zug nach oben beobachtet. Beide Minischrauben hatten akzeptable Sicherheitsfaktorwerte. Insgesamt sollten Kieferorthopäden unter Berücksichtigung der Knocheneigenschaften für jeden Patienten die passende Minischraube auswählen und verwenden.

In der klinischen Kieferorthopädie werden Minischrauben direkt in den Knochen implantiert und bieten eine absolute Verankerung für verschiedene Arten von Zahnbewegungen1,2. Sie bieten außerdem Biokompatibilität, geringere Beschwerden, weniger Invasivität und im Vergleich zu Miniplatten nur wenige Einschränkungen bei der Platzierung3,4. Trotz ihres geringen Durchmessers und ihrer kurzen Länge sind Minischrauben eine effiziente Modalität in der modernen kieferorthopädischen Behandlung1,2,5. Aus diesen Gründen werden Minischrauben sowohl von Kieferorthopäden als auch von Patienten weitgehend akzeptiert6,7.

Andererseits birgt der klinische Einsatz von Minischrauben einige Risiken und Bedenken. Schraubenversagen könnte eine der unerwünschtesten Nebenwirkungen bei der klinischen Verwendung von Minischrauben sein8. Selbst ausreichend platzierte Minischrauben können versagen. Die Erfolgsquote von Minischrauben liegt Berichten zufolge bei etwa 80 %8. Wenn man die höhere Erfolgsrate von Zahnimplantaten berücksichtigt (die Berichten zufolge zwischen 96 und 99 % liegt), ist die Misserfolgsrate von kieferorthopädischen Minischrauben vergleichsweise höher9. Darüber hinaus ist es wahrscheinlich, dass die Schraube früh nach dem Einsetzen versagt. Daher ist die Primärstabilität der häufigste Parameter im Zusammenhang mit Schraubenversagen und ihre Verbesserung ist ein dringendes Problem für klinische Praktiker.

Die Primärstabilität kieferorthopädischer Minischrauben hängt von vielen Faktoren ab9,10,11,12,13,14,15. Studien berichten beispielsweise, dass die Primärstabilität kieferorthopädischer Minischrauben eng mit den Eigenschaften des kortikalen Knochens, dem Schraubendesign, der Entzündung im periimplantären Gewebe und der ausgeübten Kraft zusammenhängt16,17,18. Es wird allgemein angenommen, dass die Brüchigkeit des kortikalen Knochens ein wichtiger Faktor für die Stabilität der Minischrauben ist19,20 und die Dicke des kortikalen Knochens ist ein wesentlicher Faktor für die erfolgreiche Platzierung von Minischrauben, da dünnerer kortikaler Knochen keine ausreichende Primärstabilität aufweist21,22. Eine geringe Knochendichte ist eine weitere häufige Ursache für Schraubenversagen23.

Verschiedene klinische Merkmale können mithilfe dreidimensionaler (3D) Finite-Elemente-Modelle (FE-Modelle) simuliert werden, die die Verteilung und das Ausmaß der in der Minischraube und im periimplantären Knochen induzierten Spannung bewerten. Eine hohe Spannungskonzentration überlastet den umgebenden Knochen und stimuliert Knochenmikrofrakturen in der Region24. Die Verteilung und das Ausmaß der Spannung im Knochen können zur Untersuchung der Wirksamkeit von Minischrauben verwendet werden und können Aufschluss über das Risiko eines Schraubenversagens geben25,26,27. Ghorbanyjavadpour et al.28 untersuchten die Spannung, die beim Einsetzen der Minischraube in den Knochen entsteht, mithilfe eines 3D-FE-Modells und kamen zu dem Schluss, dass die meisten Belastungen und Belastungen von der Kortikalis gut toleriert werden, nicht jedoch von der Spongiosa. Über die Auswirkungen der kortikalen Knochendicke auf die Spannungsverteilung und die Schraubenstabilität liegen jedoch nur wenige Informationen vor.

Zuvor haben wir in einer In-vitro-Studie die Auswirkungen der kortikalen Knochendicke auf die mechanische Stabilität von Minischrauben untersucht und festgestellt, dass die mechanische Stabilität von Minischrauben zunahm, wenn die Schrauben in einen dickeren Gelenkknochenblock eingesetzt wurden29,30. Es wurde jedoch festgestellt, dass sich die mechanischen Eigenschaften zwischen Minischrauben mit unterschiedlichen Gewindeformen erheblich unterscheiden, unabhängig von der Dicke des kortikalen Knochens 30. Daher zielte diese Forschung darauf ab, die Spannungsverteilung in zwei Arten von Minischrauben mit unterschiedlichen Gewindeformen sowie im umgebenden Knochen zu bewerten drei verschiedene Dicken des kortikalen Knochens, wenn Minischrauben vertikal oder schräg eingeführt wurden; Diese Parameter wurden mithilfe von 3D-FE-Modellen bewertet.

In der vorliegenden Studie haben wir zwei verschiedene Titan-Minischrauben mit derselben Schraubenlänge und demselben Durchmesser verwendet: Typ A (AbsoAnchor, SH1615-07; Dentos Ltd., Daegu, Südkorea) und Typ B (B-max-Schraube, Typ TK; BIODENT Co., Tokio, Japan) Minischrauben. Beide Minischrauben bestanden aus einer Titanlegierung (6AL-4V ELI) und hatten eine Schraubenlänge von 7,0 mm und einen Schraubendurchmesser von 1,6 mm. Die Streckgrenze der Titanlegierung wurde mit 755 MPa und die Ermüdungsfestigkeit mit 412,5 MPa31 angegeben.

Die Minischraube vom Typ A hatte eine Schaftlänge von 5,5 mm (die Steigung und Tiefe eines herkömmlichen Gewindes mit einer umgekehrten Stützgewindeform) und eine Verjüngung von 1,30°. Mikrocomputertomographische (CT) Bilder wurden mit einem kubischen Voxel von 5 μm3 aufgenommen und Serienbilder von 845 aufeinanderfolgenden Schichten wurden verwendet, um das 3D-Oberflächenmodell mit einem CT-Modellierer (Toshiba IT & Control Systems Co., Tokio, Japan) zu rekonstruieren. Japan); Aus den Segmentbildern wurden 3D-Finite-Elemente-Modelle der Typ-A-Minischraube konstruiert.

Die Minischraube vom Typ B hatte eine Schaftlänge von 5,2 mm, eine Steigung von 0,5 mm, eine Tiefe von 0,2 mm und eine Verjüngung von 2,0°. Das Schraubengewinde wurde durch einen proximalen Halbwinkel von 35° und einen distalen Halbwinkel von 10° charakterisiert; 3D-FE-Modelle der Minischrauben vom Typ B wurden mithilfe computergestützter Konstruktionsdaten erstellt, die von BIODENT Co., Ltd. bereitgestellt wurden.

Das periimplantäre Knochenmodell hatte eine zylindrische Form. Es bestand aus kortikalen Knochen- und Spongiosaschichten. Es wurden drei periimplantäre Knochenmodelle erstellt, um kortikale Knochendicken von 1,5 mm, 2,0 mm und 3,0 mm und spongiöse Knochendicken von 5,5 mm, 5,0 mm bzw. 4,0 mm darzustellen (Abb. 1). Die Minischraubenmodelle wurden bis zu einer Tiefe von 5,5 mm platziert. Diese Minischraubenmodelle wurden so konstruiert, dass sie Schraubenplatzierungsausrichtungen von 0° (vertikale Richtung) und 30° (schräge Richtung) gegenüber der kortikalen Knochenoberfläche darstellen (Abb. 1). Zwölf Modelle wurden mithilfe der HyperWorks-Software (Altair Engineering, Troy, MI, USA) mit Deltakegel-Tetraedern vernetzt, die die kortikalen und spongiösen Knochen darstellen.

Schematische Darstellung von 3D-Finite-Elemente-Modellen für die bewerteten Minischrauben. Der modellierte kortikale Knochen hatte eine Dicke von 1,5 mm, 2,0 mm oder 3,0 mm. Die kieferorthopädischen Minischrauben wurden in einer Richtung von 0° oder 30° platziert.

Alle festen Elemente waren isotrop, homogen und linear elastisch. Tabelle 1 zeigt die mechanischen Eigenschaften der Kortikalis und der Spongiosa sowie der Minischrauben31,32,33,34. Als Randbedingung wurden der Boden und die Randkante des Knochenmodells für alle Freiheitsgrade eingeschränkt, um Bewegungen des gesamten Modells zu vermeiden. Die Schnittstellen zwischen der Minischraube und den kortikalen und spongiösen Knochen wurden mit reibungsfreien Kontaktelementen hergestellt. Aufgrund dieser Elemente konnten sich die beiden Kontaktflächen unabhängig und ohne Durchdringung bewegen.

Für den Belastungszustand wurde in jedem Modell eine kieferorthopädische Kraft in der Mitte des Schraubenkopflochs in vier verschiedene Richtungen ausgeübt (Abb. 1). Die Zugkraft betrug 2 N, was der Kraft ähnelt, die üblicherweise bei kieferorthopädischen Zahnbewegungen auf Minischrauben ausgeübt wird35,36. Die Richtung der Krafteinleitung wurde in Bezug auf die kortikale Knochenoberfläche definiert. Die Hauptspannungen wurden für alle Knoten der Schraube und des Knochens berechnet. Die Spannungsverteilung im umgebenden Knochen und auf der Schraubenoberfläche sowie die Verschiebung des belasteten Punktes des Schraubenkopfes wurden mit dem FE-Analyseprogramm Nastran (Autodesk Nastran Version 2018, Autodesk, San Rafael, CA, USA).

Lokale Spannungskonzentrationen verursachen Ermüdungsversagen von Titanlegierungsprodukten37. Unter Zug- und/oder Druckbedingungen kann es zu einem Ausfall kommen, insbesondere wenn Zug und/oder Druck in mechanisch weniger anspruchsvollen Bereichen angewendet werden38,39. Um die Ermüdungslebensdauer der Minischrauben unter variablen Belastungsrichtungen zu bewerten, wurden daher die lokalen Soderberg-Sicherheitsfaktoren (Sf) an dem Punkt berechnet, an dem die größte maximale Hauptspannung gemäß der folgenden Formel induziert wurde, wobei sowohl die erste als auch die dritte Hauptspannung berücksichtigt wurden (δI und δIII) geben die maximale Hauptzug- bzw. Druckspannung an40:

wobei \(\delta_{a} = \left| {\delta_{I} {-}\delta_{III} } \right|/{2}\) die Spannungsamplitude darstellt und δm = (δI + δIII)/2 stellt die mittlere Spannung dar. Darüber hinaus stellen δf und δy die Dauerfestigkeit bzw. Streckgrenze für die Titanlegierung (6AL-4V ELI) dar.

Unabhängig von der Einführrichtung und dem Schraubentyp stellten wir fest, dass die Verschiebung des Schraubenkopfes mit abnehmender kortikaler Knochendicke zunahm (Abb. 2). Darüber hinaus zeigten Minischrauben vom Typ A unter den entsprechenden Bedingungen eine größere Verschiebung als Minischrauben vom Typ B.

Verschiebung der Ladepunkte. Minischraube Typ A: ○ vertikale Einführung, △ schräge Einführung. Minischraube Typ B: ● vertikale Einführung, ▲ schräge Einführung. Aufwärts Abwärts Linke Seite Rechte Seite.

Bei vertikaler Platzierung von Minischrauben kam es unabhängig von der Belastungsrichtung zu einer ähnlichen Verschiebung des Schraubenkopfes. Bei einer Dicke des kortikalen Knochens von 1,5 mm betrug die Schraubenkopfverschiebung durchschnittlich 0,0053 mm bzw. 0,0042 mm bei Minischrauben vom Typ A bzw. B. Wenn die Minischraube hingegen schräg platziert wurde, war die Verschiebung des Schraubenkopfes bei Zug nach oben am geringsten, unabhängig vom Schraubentyp und der Dicke des kortikalen Knochens. Bei Belastung nach oben betrug die Verschiebung des Schraubenkopfes bei Minischrauben vom Typ A 0,0036–0,0039 mm. Bei Minischrauben vom Typ B betrug die Verschiebung 0,0028–0,0036 mm.

Abbildung 3 und Tabelle 2 zeigen die repräsentativen Werte der maximalen und minimalen Hauptspannungen sowie die Werte der größten maximalen und kleinsten minimalen Hauptspannungen. Beim vertikalen Eindrehen der Schrauben lagen sowohl die größten maximalen als auch die kleinsten minimalen Hauptspannungen am ersten bzw. zweiten Gewinde. Darüber hinaus erstreckten sich die maximalen und minimalen Hauptspannungen unabhängig vom Schraubentyp und der Belastungsrichtung über das gesamte fünfte oder sechste Gewinde. Darüber hinaus blieben bei Minischrauben vom Typ A die absoluten Werte der kleinsten minimalen Hauptspannungen nahezu konstant (im Bereich von 38,4 bis 60,5 MPa), unabhängig von der Dicke des kortikalen Knochens. Bei Minischnecken vom Typ B lagen diese Werte zwischen 26,3 und 59,9 MPa und waren niedriger als die für Minischnecken vom Typ A beobachteten Werte.

Verteilung der maximalen und minimalen Hauptspannungen auf der Minischraubenoberfläche auf der belasteten Seite, wenn die Minischraube vertikal oder schräg in einem Modell aus 2,0 mm dickem Kortikalisknochen platziert wurde.

Bei der schrägen Implantation von Minischrauben breiteten sich die maximalen und minimalen Hauptspannungen ebenfalls stark aus und die kleinste minimale Hauptspannung konzentrierte sich auf das erste oder zweite Gewinde. Der absolute Wert der kleinsten minimalen Hauptspannung war bei Aufwärtszug am kleinsten, unabhängig von der kortikalen Knochendicke und dem Schraubentyp. Der Absolutwert der kleinsten minimalen Hauptspannung war für Minischrauben vom Typ B kleiner (Mittelwert 31,0 MPa) als für Minischrauben vom Typ A (Mittelwert 38,7 MPa). Darüber hinaus verringerten sich bei Minischrauben vom Typ B die Werte, die den Absolutwert der kleinsten minimalen Hauptspannungen darstellen, wenn die Zugkraft nach oben ausgeübt wurde, mit zunehmender Dicke des kortikalen Knochens. Bei Belastung in einer anderen Richtung waren die Werte der größten maximalen und kleinsten minimalen Hauptspannungen nahezu identisch, unabhängig von der Dicke des kortikalen Knochens und dem Schraubentyp.

Die größte maximale Hauptspannung konzentrierte sich auf die Oberfläche des kortikalen Knochens, die dem ersten oder zweiten Schraubengewinde entspricht (Abb. 4 und Tabelle 3). Bei vertikaler Platzierung der Minischraube zeigten die größten maximalen Hauptspannungen relativ geringe Veränderungen im Vergleich zu den kleinsten minimalen Hauptspannungen (die zwischen 4,3 und 8,2 MPa lagen), unabhängig vom Schraubentyp, der Kraftrichtung und der Dicke des kortikalen Knochens.

Schema der größten maximalen und kleinsten minimalen Hauptspannungen auf der Oberfläche des kortikalen Knochens, wenn die Minischraube vertikal oder schräg in jeder Dicke des kortikalen Knochens platziert wurde. (A) Minischraube Typ A, (B) Minischraube Typ B. Pfeile geben die Belastungsrichtung an.

Die kleinsten minimalen Hauptspannungen traten auch auf der kortikalen Knochenoberfläche entsprechend dem ersten Schraubengewinde auf (Abb. 4). Bei beiden Minischraubentypen schwankte die kleinste minimale Hauptspannung stark und reichte von – 25,8 bis – 10,5 MPa. Wenn Minischrauben vom Typ A vertikal platziert wurden, waren die Absolutwerte der minimalen Hauptspannungen bei Zug nach oben und rechts größer (im Vergleich zu Zugkraft nach unten und links), unabhängig von der Dicke des kortikalen Knochens. Mit zunehmender Dicke des kortikalen Knochens stiegen die Absolutwerte der minimalen Hauptspannungen bei keiner Richtung der Krafteinwirkung an. Bei vertikaler Anordnung von Minischrauben vom Typ B waren die Absolutwerte der kleinsten minimalen Hauptspannungen größer als bei Minischrauben vom Typ A. Wenn Minischrauben vom Typ A schräg platziert wurden, waren die Absolutwerte der minimalen Hauptspannung bei Zug nach unten kleiner als bei Zug in jede andere Richtung. Dieser Trend war unabhängig von der kortikalen Knochendicke (Abb. 4). Beim Vergleich der beiden verschiedenen Minischrauben unter vertikalen Platzierungsbedingungen waren die absoluten Werte für die minimale Hauptspannung für Minischrauben vom Typ A in allen Kraftrichtungen niedriger als für Minischrauben vom Typ B. Wenn die Minischrauben schräg platziert wurden, zeigten Minischrauben vom Typ B kleinere Absolutwerte für die minimale Hauptspannung bei Aufwärtszug.

Soderberg-Sicherheitsfaktoren wurden an dem Punkt berechnet, an dem die größte maximale Hauptspannung induziert wurde. Unabhängig vom Schraubentyp und der kortikalen Knochendicke blieben diese Werte bei vertikaler Implantation der Minischrauben nahezu konstant (Abb. 5). Bei schräger Implantation der Schrauben waren die Werte des Soderberg-Sicherheitsfaktors von der Richtung der Krafteinwirkung abhängig.

Soderberg-Sicherheitsfaktorwerte für verschiedene Arten von Minischrauben, wenn die Minischraube (vertikal oder schräg platziert) in verschiedene Richtungen belastet wurde. (A) Minischraube Typ A, (B) Minischraube Typ B. 1,5 mm, 2,0 mm, 3,0 mm.

Bei Minischrauben vom Typ A betrug der minimale Sicherheitsfaktor 6,8 um das zweite Schraubengewinde, wenn die Minischraube schräg in kortikalen Knochen mit einer Dicke von 1,5 mm und mit rechtsseitigem Zug implantiert wurde, während der maximale Sicherheitsfaktor 9,4 um das zweite Schraubengewinde betrug Die Schraube wurde schräg in den kortikalen Knochen mit einer Dicke von 3,0 mm und mit Zug nach oben implantiert. Bei schräger Platzierung der Minischrauben wurde unabhängig von der kortikalen Knochendicke der größte Wert des Soderberg-Sicherheitsfaktors bei Aufwärtszug ermittelt.

Bei Minischrauben vom Typ B betrug der minimale Sicherheitsfaktor 7,9 um den dritten Gewindegang, wenn die Schraube schräg in den kortikalen Knochen mit einer Dicke von 2,0 mm und mit Zug nach unten eingeführt wurde, während der größte Sicherheitsfaktor 14,0 um den ersten Gewindegang betrug, als die Schraube platziert wurde schräg in den kortikalen Knochen mit einer Dicke von 2,0 mm und mit Zug nach oben. Die Werte des Soderberg-Sicherheitsfaktors waren unter der entsprechenden Bedingung größer als die der Minischrauben vom Typ A. Wenn die Minischrauben schräg platziert wurden, wurden die maximalen und minimalen Werte des Sicherheitsfaktors bei Aufwärts- bzw. Abwärtszug ermittelt.

In der Klinik sind Kieferorthopäden häufig mit Situationen konfrontiert, die eine Zahnintrusion erfordern, wie z. B. die Intrusion der Schneidezähne bei tiefem Biss mit Zahnfleischlächeln, die Intrusion der Backenzähne bei offenem Vorderbiss und die Korrektur der schiefen Okklusionsebene und andere klinische Situationen. Zur Behandlung dieser Malokklusionen können schräg eingebrachte Minischrauben mit Aufwärtszug unter kieferorthopädischer Belastung als wirksam angesehen werden41. In der vorliegenden Studie wurden mithilfe von 3D-FE-Modellen das Ausmaß und die Verteilung der Spannungen untersucht, die in zwei Arten von Minischrauben mit unterschiedlichen Gewindeformen und in periimplantärem Knochen mit drei verschiedenen Dicken des kortikalen Knochens induziert werden. Wir fanden niedrigere Absolutwerte der minimalen Hauptspannung, wenn Minischrauben vom Typ A vertikal platziert wurden, wenn Minischrauben vom Typ B schräg platziert wurden und unter Aufwärtszug standen. Beide Minischrauben hatten akzeptable Sicherheitsfaktorwerte.

Bisher wurden verschiedene Arten von Minischrauben entwickelt und weltweit vertrieben; Ihre Länge reicht von 5 bis 12 mm und ihr Durchmesser reicht von 1,3 bis 2,0 mm8. Nur die in dieser Studie verwendete Minischraube vom Typ B weist eine andere Gewindeform auf. Die vorliegende Studie untersuchte die Spannungsverteilung in den beiden Minischrauben mit unterschiedlicher Gewindeform und im kortikalen Knochen mithilfe von 3D-FE-Modellen. Unsere Ergebnisse zeigten die Auswirkung der Gewindeform auf die Sicherheit und Anfangsstabilität der Minischraube. Da es jedoch möglicherweise eine andere Minischraube gibt, die eine bessere Leistung als die beiden in dieser Studie verwendeten Minischrauben aufweist, sind weitere Untersuchungen mit viel mehr Arten von Minischrauben erforderlich, um das optimale Design der Minischraube im Hinblick auf Sicherheit und Stabilität zu ermitteln.

Da Minischrauben während einer kieferorthopädischen Behandlung üblicherweise etwa zwei Jahre lang verwendet werden, muss das Ermüdungsverhalten während der Entwurfsphase dieser Strukturen im Hinblick auf eine angemessene Schätzung der Sicherheitsfaktoren und der Lebensdauer berücksichtigt werden42. In der vorliegenden Studie haben wir den Soderberg-Ansatz zur Berechnung der Sicherheitsfaktoren unter Ermüdungslasten übernommen43,44. Ein Sicherheitsfaktor von 2,0 bedeutet, dass eine Minischraube einem Belastungsniveau standhalten könnte, das doppelt so hoch ist wie das, was sie realistischerweise während ihrer Lebensdauer erreichen würde44. In der vorliegenden Studie zeigten Minischrauben vom Typ A zwar etwas niedrigere Werte für den Konstruktionssicherheitsfaktor, die Werte für den Sicherheitsfaktor waren jedoch für beide Arten von Minischrauben akzeptabel. Dies weist darauf hin, dass beide Arten von Minischrauben geeignet entwickelt wurden, um Schraubenfrakturen vorzubeugen und die Schraubenleistung während der kieferorthopädischen Behandlung zu verbessern. Aufgrund individueller Unterschiede in der kortikalen Knochendicke und Knochendichte können nicht alle Minischrauben-Designs bei allen Patienten verwendet werden. Daher sind verschiedene Arten von Minischrauben im Handel erhältlich, beispielsweise zylindrische und konische Minischrauben sowie Minischrauben aus Edelstahl und Titanlegierungen. Darüber hinaus stellten wir in dieser Studie unabhängig vom Schraubentyp fest, dass die Werte des Soderberg-Sicherheitsfaktors bei Aufwärtszug am höchsten waren, wenn Minischrauben schräg implantiert wurden. Daher ist es ratsam, die Minischraube schräg einzuführen, um einen Bruch zu verhindern.

Die Primärstabilität kieferorthopädischer Minischrauben hängt eng mit der Dicke des umgebenden kortikalen Knochens zusammen16,30,39. Han et al.30 wiesen darauf hin, dass die mechanische Stabilität von Minischrauben zunahm, wenn Minischrauben in künstliche Knochenblöcke gleicher Dichte, aber größerer Dicke eingebaut wurden. Unsere Ergebnisse zeigten, dass die Verschiebung des Schraubenkopfes unabhängig vom Minischraubentyp größer war, wenn die Minischrauben in einem Knochenmodell mit einer dünneren kortikalen Knochenschicht platziert wurden als in Knochenmodellen mit einer dickeren kortikalen Knochenschicht. Darüber hinaus zeigte die Minischraube vom Typ A eine größere Verschiebung des Schraubenkopfes als die Minischraube vom Typ B. Dies ist auf Höhenunterschiede zwischen der kortikalen Knochenoberfläche und dem Belastungspunkt zurückzuführen, die zu unterschiedlichen Schwerpunkten der Minischraube führen. Bezüglich der Spannungsverteilung auf der Oberfläche der Minischraube blieb die kleinste minimale Hauptspannung nahezu konstant, wenn die Minischraube unabhängig von der Dicke des kortikalen Knochens vertikal platziert wurde, was darauf hindeutet, dass die minimale Hauptspannung, die auf die Oberfläche des Schraubengewindes ausgeübt wird, von der Wirkung isoliert ist der kortikalen Knochendicke. Darüber hinaus blieben bei schräger Platzierung von Minischrauben vom Typ A die Werte der kleinsten minimalen Hauptspannungen auf der Schraubenoberfläche unabhängig von der Dicke des kortikalen Knochens konstant, obwohl der Absolutwert der kleinsten minimalen Hauptspannung bei Aufwärtszug am kleinsten war. Bei Minischrauben vom Typ B waren die absoluten Werte der kleinsten minimalen Hauptspannungen 5–30 % kleiner als bei Minischrauben vom Typ A. Darüber hinaus war der absolute Wert der kleinsten minimalen Hauptspannung am kleinsten, wenn Minischrauben vom Typ B schräg und mit Aufwärtszug platziert wurden.

Darüber hinaus nahmen mit zunehmender Dicke des kortikalen Knochens der maximale und absolute Wert der minimalen Hauptspannungen deutlich ab. Dies kann daran liegen, dass sich die aktive Kontaktfläche zwischen der Minischraube und dem kortikalen Knochen vergrößerte, wenn die Minischraube schräg und mit Aufwärtszug implantiert wurde. Diese Vergrößerung der Kontaktfläche zwischen Minischraube und kortikalem Knochen führt zu einer großflächigen Verteilung der aufgebrachten Kraft und verringert die Spannungskonzentration. Pan et al.45 berichteten, dass die kortikale Knochendicke bei einem Winkel von 30° zur Längsachse des Zahns etwa 1,5-mal größer war als bei einem Winkel von 90°. Zuvor haben wir den Einfluss von Platzierungswinkeln im Bereich von 0° bis 45° auf die Anfangsstabilität der Typ-A-Minischraube untersucht und gezeigt, dass die Spannungen im umgebenden kortikalen Knochen mit dem Einführungswinkel zunahmen41. Dies weist darauf hin, dass mit zunehmendem Einführwinkel die Kontaktfläche zwischen Schraubenoberfläche und kortikalem Knochen mit zunehmenden Spitzenspannungen aufgrund der Verkürzung des Momentenarms zunimmt. Insgesamt bietet die schräge Einführung der Typ-B-Minischraube bei der Platzierung von Minischrauben an einer dünneren kortikalen Knochenstelle den Vorteil einer ausreichenden Verankerung und Primärstabilität. Andererseits ist es wahrscheinlich, dass Stabilität unabhängig von der Kraftrichtung erreicht wird, wenn Minischrauben vom Typ A vertikal platziert werden.

Beim Vergleich der beiden verschiedenen Minischraubentypen stellten wir fest, dass die Absolutwerte der minimalen Hauptspannungen um 80–90 % reduziert wurden, wenn Minischrauben vom Typ B schräg und mit Aufwärtszug platziert wurden, im Vergleich zu Minischrauben vom Typ A. Dies bedeutet, dass sich die induzierten Spannungen beim Einsetzen von Minischrauben vom Typ B weit auf den umgebenden Knochen ausbreiten. Dies könnte an der einzigartigen Gewindeform der Minischrauben vom Typ B liegen. Das Schraubengewinde der Minischrauben vom Typ B ist so ausgelegt, dass der proximale Halbwinkel auf 35° und der distale Halbwinkel auf 10° eingestellt wird. Darüber hinaus wurde in einer früheren Studie berichtet, dass bei einer Vergrößerung des proximalen Halbwinkels von 0° (vertikal ausgerichtet) auf 30° (schräg ausgerichtet) die Zugkraft von Metall-Minischrauben um 16 % zunahm und die Auszugskraft gleichmäßig auf die Schrauben übertragen wurde periimplantärer Knochen46. Darüber hinaus haben Minischrauben vom Typ B im Vergleich zu Minischrauben vom Typ A mit herkömmlicher Gewindeform eine größere Kontaktfläche mit der Kortikalis, wenn eine Auszugskraft auf die Minischraube ausgeübt wird. Die proximale Oberfläche des Schraubengewindes spielt eine wichtige Rolle beim Widerstand gegen eine auf die Minischraube ausgeübte Auszugskraft. Daher kann die Primärstabilität durch eine einzigartige Gewindeform erhöht werden, um Knochenschäden auf ein Minimum zu beschränken, insbesondere wenn Minischrauben schräg implantiert werden.

Biomechanische Modelle lebenden Gewebes sind äußerst unvollkommen, da sie auf einer Reihe von Annahmen und Vereinfachungen basieren. Im Hinblick auf die vorliegende Analyse sollten die folgenden Überlegungen beschrieben werden. Zunächst wurden die Strukturen des Knochens mit isotropem Material und einem konstanten Wert des Elastizitätsmoduls über seine gesamte Dicke modelliert. Darüber hinaus gab es keine Schnittstelle zwischen kortikalen und trabekulären Knochen. Kürzlich wurde berichtet, dass die Größe und der Modulgradient des faszikulären Elastins in lebenden Sehnen zur mechanischen Zugreaktion der Sehne beitragen könnten, wahrscheinlich durch Regulierung des Kollageneingriffs unter Belastung47. Dies bedeutet, dass eine detaillierte Darstellung der Materialeigenschaften des Knochens (Anisotropie, Architektur der Spongiosa, diskontinuierliche Grenzfläche zwischen den beiden Knochen) berücksichtigt werden sollte. Zweitens wurde der Kontakt zwischen der Minischraube und dem umgebenden Knochen als reibungsfreie Oberflächenschnittstelle hergestellt. Generell ist jedoch eine gewisse Reibung an den Kontaktflächen vorhanden, da beim Entfernen der Minischrauben während und nach einer kieferorthopädischen Behandlung das Ausdrehmoment größer als Null ist48. Daher können die in dieser Studie erzielten Ergebnisse nicht direkt auf die klinische Praxis übertragen werden, ohne dass zusätzliche ernsthafte Überlegungen auf der Grundlage zukünftiger strenger Forschung durchgeführt werden.

Hier haben wir gezeigt, dass Minischrauben vom Typ A den Vorteil der Sicherheit und Stabilität bieten, wenn die Schraube vertikal platziert wird, während Minischrauben vom Typ B den Vorteil der Spannungsreduzierung zeigen, wenn die Schraube schräg und mit Zug nach oben platziert wird. Zusammenfassend deuten diese Daten darauf hin, dass Kieferorthopäden unter Berücksichtigung der Knocheneigenschaften für jeden Patienten die am besten geeignete Minischraube auswählen und verwenden sollten.

Die für diese Studie verwendeten Daten sind zwar nicht in einem öffentlichen Archiv verfügbar, werden aber auf begründete Anfrage anderen Forschern zur Verfügung gestellt.

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Wir danken Dr. Takashi Ihara und Kanji Ueda von Digital Solutions Inc. (DSi, Hiroshima, Japan) für ihre unschätzbare technische Softwareunterstützung bei der FE-Analyse und Dr. Nobuyasu Horimai für die Spende von Mitteln aus einem Forschungsstipendium.

Abteilung für Kieferorthopädie und dentofaziale Orthopädie, Tokushima University Graduate School of Oral Sciences, Tokushima, Japan

Takuma Sakamaki

Abteilung für Kieferorthopädie und dentofaziale Orthopädie, Tokushima University Graduate School of Biomedical Sciences, 18.03.15 Kuramoto-cho, Tokushima, 770-8504, Japan

Keiichiro Watanabe, Akihiko Iwasa, Shinya Horiuchi und Eiji Tanaka

Abteilung für Kieferorthopädie, College of Dentistry, Ohio State University, Columbus, OH, USA

Toru Deguchi

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TS, KW, AI und ET konzipierten und gestalteten die Forschung, TS, KW und ET führten die Forschung durch, TS, KW und SH analysierten die Daten und ST, TD und ET schrieben das Manuskript.

Korrespondenz mit Keiichiro Watanabe.

ET erhielt eine Patentlizenz von BIODENT Co. Alle anderen Autoren geben an, dass sie keine tatsächlichen oder potenziellen Interessenkonflikte zu melden haben.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Sakamaki, T., Watanabe, K., Iwasa, A. et al. Gewindeform, kortikale Knochendicke sowie Größe und Verteilung der Belastung, die durch die Belastung kieferorthopädischer Minischrauben verursacht wird: Finite-Elemente-Analyse. Sci Rep 12, 12367 (2022). https://doi.org/10.1038/s41598-022-16662-w

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Eingegangen: 22. März 2022

Angenommen: 13. Juli 2022

Veröffentlicht: 20. Juli 2022

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-022-16662-w

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