Дизайн имплантата: научное обоснование, биоинженерные принципы

Кость является органом, который реагирует на действие ряда факторов, включая системные изменения и местные механические силы. Wolff наблюдал адаптивные свойства кости по отношению к механическим раздражителям в 1892 г. и предложил гипотезу, что «каждое изменение формы и функции кости сопровождается определенными изменениями внутренней архитектуры и в равной степени определенными изменениями в наружной конформации в соответствии с математическими законами». Таким образом, изменяется не только объем кости, когда уровень стресса уменьшается (например, при потере зубов), но также и внутренняя организация оставшейся кости.

Кортикальная и трабекулярная костная ткань модифицируются путем моделирования и ремоделирования. Моделирование является результатом независимых центров формирования и резорбции, которые изменяют форму или размер кости. Ремоделирование является процессом резорбции и формирования в том же самом месте костной ткани, замещающей ранее существовавшую, и этот процесс в основном ответственен за изменение качества кости. Костное моделирование и ремоделирование контролируются в первую очередь механическими нагрузками со стороны внешней среды.

Гистологически кость состоит из:

1. зрелой;

2. волокнистой;

3. композитной;

4. пучковой костной ткани.

Первые 3 типа ткани часто обнаруживают рядом с остеоинтегрированным дентальным имплантатом. Композитная костная ткань является комбинацией зрелой и волокнистой тканей, она формируется, прежде всего, на эндостальной и периостальной поверхностях кортикальной кости. Зрелая костная ткань является наиболее организованной, высокоминерализованной и самой прочной из всех типов костной ткани, она называется нагрузочной костной тканью, и именно ее наличие наиболее желательно рядом с имплантатом. Волокнистая костная ткань называется так, потому что она неорганизованна, менее минерализована и имеет меньшую прочность, чем другие типы. Эти гистологические термины можно использовать для описания микроскопических типов кортикальной и трабекулярной костной ткани.

Кортикальная кость ломается при микронапряжении величиной 10-20 тыс. единиц (1-2% деформация) в зависимости, в частности, от процента минерализации и плотности. Nicolella и соавт. обнаружили, что при показаниях измерителей напряжения 0,15% деформации в образце кости в отдельных его областях уровни напряжения микроструктуры могли достигать значений в 3,5%. Уровни микронапряжения в 100 раз меньшие, чем конечная прочность кости, могут быть ответственны за скорость ремоделирования внутри структуры, потому что костные клеточные мембраны способны действовать как механосенсорная система. Другими словами, поведение клеток костной ткани определяется, прежде всего, механической окружающей средой микронапряжения или их деформацией. Существует мнение, что микронапряжение в клетках, являющееся результатом нагрузки, приложенной к кости, является источником энергии для открытия ионных мембранных каналов в костной клеточной мембране.

Frost описал 4 зоны значений микронапряжения компактной кости и связал каждую из них с механической адаптацией к напряжению. Эти 4 зоны включают:

• зону патологической перегрузки;

• зону легкой перегрузки;

• зону адаптации;

• зону полного бездействия.

Зона патологической перегрузки и зона полного бездействия являются 2 крайностями реакции костной ткани на условия напряжения. Однако каждое из этих состояний может привести к уменьшению объема кости. Патологическая перегрузка может привести к микропереломам, которые требуют регенерации и приводят к общей резорбции кости. Зона бездействия также активирует ремоделирование, что уменьшает массу кости.

Стадия ремоделирования, или обновления кости, является периодом времени, необходимым, чтобы новая кость заменила ранее существующую; она обеспечивает адаптацию костной ткани к окружающей среде, например, рядом с дентальным имплантатом. Скорость ремоделирования кости (СРК) также выражается как процент или объем образовавшейся новой кости за конкретный период времени. Зрелая кость формируется со скоростью 1-5 мкм каждый день, в то время как волокнистая кость может формироваться со скоростью более 60 мкм ежедневно. Следовательно, более высокая СРК напрямую связана с увеличением объема формирования волокнистой костной ткани. Зона легкой перегрузки, скорее всего, характеризуется более высокой СРК, чем зона адаптации, и более реактивным формированием волокнистой костной ткани (менее организованной, менее минерализированной и менее прочной) для создания и сохранения костной массы в ответ на механическое воздействие. Зона адаптации, скорее всего, характеризуется образованием организованной, высокоминерализованной зрелой костной ткани. В теории эта зона соответствует идеальным условиям напряжения рядом с дентальным имплантатом, обеспечивая образование костной ткани, которая является более зрелой и резистентной к периодическим изменениям напряжения. Нахождение области контакта «имплантат-кость» в зоне адаптации привело бы к тому, что СРК была бы сходна как вблизи, так и на удалении от имплантата. Следовательно, авторы уверены, что СРК может быть напрямую связана с прочностью костной ткани в зоне контакта «имплантат-кость» и степенью риска для нее. Более высокий риск связан с более высокими показателями обновления кости, потому что кость при этом менее минерализованная, менее организованная и менее прочная в зоне контакта.

Контактное ремоделирование позволяет сформироваться жизнеспособной костной ткани в зоне контакта между дентальным имплантатом и существующей костной тканью, после того как имплантат установили хирургически. К концу 4-го месяца фазы созревания кости рядом с заживающей зоной контакта остеобласты обеспечивают отложение около 70% минералов, находящихся в зрелой, жизнеспособной кости. Остальные 30% минеральных отложений создаются во время периода вторичной минерализации в течение последующего 8-месячного периода. Существуют прямо пропорциональные взаимоотношения между минерализацией и возрастом кости. Чем больше минерализация кости, тем она более прочная, упругая и более резистентна к стрессам в зоне контакта с имплантатом. Когда кость зажила и имплантат нагружен, то зона контакта снова ремоделируется, поскольку на нее влияет напряжение локальной окружающей ее среды. Долгосрочная выживаемость имплантата предусматривает непрерывное ремоделирование в зоне контакта: отчасти это позволяет вновь образующейся костной ткани заменить ту, которая подверглась микропереломам или усталости из-за циклической нагрузки. Frost идентифицировал на живых организмах микроповреждение в кости и повышенную ремоделирующую активность с целью восстановления данных областей. На первых этапах процесса ремоделирования кость менее минерализована, что делает ее менее прочной.

Кортикальная кость ребра или диафиза длинной трубчатой кости ремоделируется со скоростью 2-10% в год и этот процесс аналогичен у людей и собак. До настоящего времени СРК в челюстях человека не установлена. Однако у собак СРК намного выше, чем в ребре или диафизе, и приближается к 40% каждый год. Таким образом, существует мнение, что костная ткань различной локализации имеет разные СРК, что наиболее вероятно связано с микроповреждениями, возникающими при повторяющихся нагрузках, и величинами микронапряжения в системе. Mori и Burr предоставили доказательства повышенной СРК в областях усталостных микропереломов. Verbogt и соавт. обнаружили в экспериментах на локтевых костях крыс, что усталостная нагрузка приводит к образованию большого количества TUNEL-позитивных остеоцитов вокруг микротрещин. Внутрикортикальная резорбция при этом была почти на 300% больше, чем у контрольных животных. Авторы доказали тесную связь между микроповреждениями, остеоцитным апоптозом и последующим костным ремоделированием. Также сообщалось о микроповреждениях в кортикальной кости, окружающей винтовые имплантаты, во время их установки, растягивающие силы и объем микроповреждений были связаны с дизайном резьбы имплантатов. Микроповреждение действует как ключевой этап при активации ремоделирования и замещения скелетной ткани и сходно с локальным ремоделированием в ответ на физическую травму других тканей. Кроме увеличения СРК в зоне контакта, связанного с травмой, полученной во время имплантационной операции, повышенное ремоделирование кости происходит на некотором расстоянии от хирургической зоны контакта после нагрузки. Floshaw и соавт. обнаружили увеличение костного ремоделирования рядом с винтами Bränemark в большеберцовых костях собак, когда их нагружали в течение 5 дней подряд после 12-месячного периода заживления. В других исследованиях также наблюдалось интенсивное периостальное и эндостальное ремоделирование, когда пары винтовых титановых имплантатов постоянно нагружались в моделях на животных. Авторы этих сообщений убеждены, что увеличение СРК, которое Frost обнаружил в зоне перегрузки, и увеличение СРК из-за микроперелома связаны напрямую.

Материалы и методы: биоинженеринг дизайна имплантата

Есть гипотеза, что если дизайн имплантата выполнен с учетом биоинженерных принципов, предполагающих создание под действием нагрузки микронапряжения в пределах зоны адаптации, то имплантат должен способствовать сохранению зрелой кости в зоне контакта во время нагрузки, о чем говорит сходная СРК рядом с зоной контакта «кость-имплантат» и дистально от нее. Таким образом, перспективная цель дизайна имплантата может состоять в модифицикации параметров, которые на клеточном уровне влияют на реакцию окружающей костной ткани рядом с имплантатом. Помимо наиболее плотных категорий кости эндостальные дентальные имплантаты в основном окружены трабекулярной костью. Следовательно, чтобы разработать дизайн тела имплантата, соответствующий специфическому состоянию напряжения в трабекулярной кости, необходимо учитывать предел прочности и параметры эластического модуля трабекулярной кости, чтобы произвести коррекцию значений микронапряжения механо-статических условий Frost, характерных для кортикальной кости. Серия исследований в университете Бирмингема в штате Алабама определили предел прочности и модуль эластичности различных типов трабекулярной кости (грубые и тонкие трабекулы), а также влияние кортикальных пластинок на эти трабекулы, используя свежезамороженные образцы костной ткани человека. Затем был разработан биомеханический метод конструирования имплантата, чтобы в зоне контакта «кость-имплантат» достичь уменьшения напряжения, улучшить реакцию твердой костной ткани и обеспечить такую же СРК, как на расстоянии нескольких миллиметров от этой зоны, а также чтобы иметь возможность поддерживать такое состояние при функционировании имплантата.

Для достижения этих целей были определены:

1. критерии макродизайна с учетом анатомических ограничений размера;

2. механические свойства кости в зоне контакта с имплантатом;

3. были оценены функциональные требования, предъявляемые к имплантату.

Затем к геометрии имплантата были применены инженерные принципы, чтобы определить особенности дизайна, способные улучшить обновление кости, контролируемое напряжением. Уравнения нормального и поперечного напряжения с использованием параметров эластического модуля и прочности применялись в качестве базовой информации, чтобы модифицировать общий механический макродизайн и создать усовершенствованный дизайн имплантата, чтобы нормальное и поперечно-сдвигающее напряжение в зоне контакта «кость-имплантат» было меньше значений, соответствующих зонам патологической или легкой перегрузки, и, следовательно, снизился бы риск потери кости или образования реактивной волокнистой кости. Чтобы уменьшить поперечный компонент действующей на кость нагрузки и сделать нагрузку на тело имплантата в большей части аксиальной, был использован квадратный дизайн резьбы. Наконец, особенности дизайна были усовершенствованы для различных областей челюстей с учетом различий в плотности костной ткани. Исследователи обнаружили, что чтобы получить сходное микронапряжение в костной ткани разной плотности, нужно модифицировать резьбу с квадратным профилем (изменение глубины и шага) для каждой из 4 категорий плотности кости. Гистологические исследования на людях и животных сообщают, что СРК может быть ближе к физиологическим уровням при модифицированном дизайне резьбы.

Frost продемонстрировал, что процесс восстановления кости, включая моделирование и ремоделирование, ускоряется как следствие травмы (включая хирургическую), так и при действии других негативных раздражителей, и назвал это явление региональным ускоряющим феноменом. Главной критикой в адрес нескольких отчетов, которые обсуждают ремоделирование кости рядом с имплантатами, является неспособность распознать и обнаружить этот феномен. Как результат, настоятельно рекомендуется использование ненагруженных контрольных имплантатов с таким же временным периодом заживления хирургической раны, как у нагружаемых имплантатов. В представленном случае не использовались никакие контрольные имплантаты для оценки влияния регионального ускоряющего феномена. Однако были представлены результаты гистологического исследования, выполненного через 1,5 года после операции имплантации, в этот период времени влияние регионального ускоряющего феномена должно быть минимальным. Кроме того, региональный ускоряющий феномен должен был привести к увеличению интенсивности ремоделирования кости. Вместо этого в сообщении приводятся данные о сходной СРК в зоне контакта «кость-имплантат» и на некотором расстоянии от нее.

Isidor разработал модель на обезьянах для тестирования гипотезы потери жесткой фиксации из-за окклюзионной перегрузки имплантатов, которые были успешно интегрированы до нагрузки. 5 винтовых дентальных имплантатов, установленных в нижней челюсти 4 животным поддерживали супраокклюзионный контактный протез при латеральных экскурсиях в течение 10 мес. через 8 мес. заживления кости. 5 из 8 имплантатов с супраокклюзионными нагрузками стали подвижными уже через 4,5 мес. после нагрузки. Имплантаты со скоплением налета, но без нагрузки оставались остеоинтегрированными. Автор пришел к заключению, что несостоятельность жесткой фиксации была следствием микроперелома из-за усталости костной ткани вокруг имплантатов, превышающей потенциал восстановления. Исследования на животных не коррелируют напрямую с исследованиями на человеке, поскольку животные используют другие модели жевания. Исследования на животных особенно сомнительны в тех случаях, когда они проводятся на собаках, которые являются преимущественно вертикальными жевателями, их премоляры не находятся в окклюзии, а бруксизм и стискивание зубов у собак отсутствуют. Протезные нагрузки на реставрацию с опорой на имплантаты тоже могут вызвать чрезмерные стрессы, которые приводят к перелому компонентов или даже тел имплантатов рядом с краем кости. Другие сообщения также связывают потерю крестальной кости вокруг дентальных имплантатов с чрезмерными стрессами, которые перегружают кость. Таким образом, чрезмерные стрессы могут вызвать несостоятельность имплантата, разлом компонентов и потерю крестальной кости вокруг имплантатов.

Чрезмерный стресс может вызвать не только эти проблемы, но также микропереломы кости и микронапряжение, значения которого соответствуют зоне патологической и легкой перегрузки. Микронапряжения вокруг имплантата могут повлиять на скорость обновления кости, прилегающей к имплантату, во время протезной нагрузки. Виды перегрузки, описанные Frost, заставляют кость ускорять процесс восстановления, поскольку области микроперелома широко распространены. Во время этого процесса ранее существовавшая зрелая кость может стать волокнистой, менее организованной и минерализованной, т.е. в целом менее прочной. Эта реактивная волокнистая кость, прилегающая к зоне контакта «кость-имплантат», не только менее прочная, но также более гибкая, что увеличивает биомеханическое несоответствие между модулем эластичности титана и кости. Это большое биомеханическое несоответствие увеличивает напряжение между костью и имплантатом. Следовательно, хотя имплантат все еще демонстрирует клинически жесткую фиксацию и остеоинтеграцию под микроскопом, контактная кость может иметь больший риск микроперелома под протезной нагрузкой из-за изменений в гистологической структуре.

Недавние исследования показали, что когда имплантаты действуют как функциональные единицы для протеза, увеличенная СРК является непрерывной реакцией вокруг многих из них. Наблюдалась СРК более 500% в год в кости, непосредственно (в пределах 1 мм) прилегающей к традиционному винтовому имплантату, и около 50% в областях, на 1-2 мм или более отстоящих от зоны контакта. Хотя значительно увеличенная скорость ремоделирования кости поддерживает дентальный имплантат, только 35-40% из вновь образующейся ткани в каждый временной период заполняют резорбционные полости в зоне контакта. Остальные (60-65%) позволяют имплантату оставаться остеоинтегрированным. Результаты Garetto и соавт. говорят о том, что нагрузка на кость в зоне контакта с имплантатами скорее всего соответствует зоне легкой перегрузки. На СРК также может влиять дизайн тела имплантата или состояние его поверхности. Cooper в 1998 г. представил гистологический отчет Roberts, который оценивает скорость обновления кости рядом с имплантатом с макросферическим поверхностным дизайном (Endopore, «Innova Согр.», Канада), извлеченным из верхней челюсти человека в области премоляров. Этому имплантату соответствовала СРК, которая варьировала от 400 до 908% в год. Интересно, что разработчики этого имплантационного дизайна сообщают, что потеря крестальной кости при гладком дизайне кольца является зачастую следствием атрофии от бездействия, чем следствием состояния перегрузки, что определяется при анализе методом конечных элементов. Таким образом, авторы сообщения уверены, что больший стресс должен быть приложен к крестальным областям. СРК, по крайней мере, у этого пациента, по-видимому, указывает, что значительное напряжение действительно существует при использовании этого дизайна по сравнению с другими имплантатами или состояниями, о которых сообщается. Roberts, Garetto и соавт. наблюдали различия между зонами контакта асимметричных имплантационных винтовых дизайнов (SteriOss) и имплантатов с симметричной винтовой поверхностью (Brânemark). Имплантаты Brânemark с V-образным профилем резьбы имели более высокий процент костного контакта и уменьшенную скорость обновления кости (500%) по сравнению с имплантатами SteriOss (680%) с реверсивным упорным профилем. Таким образом, литературные данные свидетельствуют о разной СРК для каждого дизайна имплантатов.

Barbier и Schepers исследовали воздействие на протезы с опорой на имплантаты неаксиальных и аксиальных нагрузок. Более выраженная клеточная реакция, включая реакции остеобластов и воспалительных клеток, наблюдалась рядом с имплантатами в условиях неаксиальной поперечно-сдвигающей нагрузки по сравнению с аксиальными нагрузками. Эти авторы утверждают, что неаксиально нагруженные имплантаты имеют большую СРК по сравнению с аксиально нагруженными имплантатами у животных с тем же самым дизайном имплантата. Ремоделирующая активность цилиндрических имплантатов с покрытием из трикальцийфосфатгидроксиапатита также сравнивалась с цилиндрическими имплантатами без покрытия в метафизарной части большеберцовой кости кроликов. Более высокие показатели обновления кости были зафиксированы рядом с имплантатами с титановой поверхностью. Эта разница может быть причиной большей прочности зоны контакта у имплантатов с гидроксиапатитным напылением, о чем сообщают Cook и соавт. и Thomas и соавт., потому что большая минерализация кости (которая увеличивает прочность) происходит, когда скорость ремоделирования уменьшается. Морфологические изменения также оценивались у покрытых гидроксиапатитом имплантатов, которые были извлечены после 9-10 лет функционирования. Изменения гидроксиапатитной морфологии, состава и структуры, по-видимому, зависят от интенсивности стресса в окружающей кости. Hoshaw обнаружил, что титановые винтовые имплантаты под действием аксиальной растягивающей нагрузки имеют более высокие показатели ремоделирования (и вокруг них присутствует меньше минерализованной кости), чем контрольные имплантаты, которые не подвергались нагрузке после заживления. Таким образом, дизайн имплантата, направление нагрузки и состояние поверхности, по-видимому, влияют на кость в зоне контакта с имплантатом, изменяя скорость обновления костной ткани в зоне контакта. Поскольку кость в челюстях обычно ремоделируется на 40% в год, эта картина наиболее вероятно соответствует зоне адаптации. Чем выше СРК, тем более вероятно, что кость находится в состоянии перегрузки.

Величина нагрузки также может влиять на СРК в зоне контакта «кость-имплантат». Roberts и соавт. оценили успешные имплантаты у человека, которые использовались для прикрепления ортодонтических конструкций в течение 3 лет или более. Зона контакта «кость-имплантат» в этих случаях ремоделировалась со скоростью только около 30% в год. Хотя длительность действия ортодонтической силы являлась постоянной величиной, силы, смещающие зуб (менее 5 Н), были намного меньше, чем типичные силы функции или парафункции (до 250 Н). Как результат, более низкая скорость обновления кости может означать растягивающие нагрузки малой величины в зоне контакта кости с имплантатом во время ортодонтического прикрепления. Brunski и соавт. попытались использовать модель на собаках, при которой перегрузки были приложены к титановым винтовым дентальным имплантатам. Имплантатам в нижних челюстях и лучевых костях позволили зажить в течение 4-7 мес., и затем они были нагружены циклической аксиальной компрессией в нижних челюстях и аксиальным растяжением в лучевых костях. Никакой значительной разницы не было обнаружено между контрольными и перегруженными зонами контактов. Brunski и соавт. уверены, что это было, скорее всего, результатом недостаточного уровня нагрузки. Hoshaw и соавт. провели подобное исследование, используя большеберцовые кости собак и большие аксиальные растягивающие нагрузки с более длительным временем заживления до нагрузки. Это исследование обнаружило большую потерю крестальной кости вокруг нагруженных имплантатов, повышенную СРК в области коркового вещества и резорбтивную модель на надкостничной поверхности. Следовательно, несколько исследований и сообщений показывают, что протезные нагрузочные условия на имплантатах могут вызвать несостоятельность имплантата, потерю крестальной кости и разлом имплантата. Хотя ряд сообщений свидетельствуют об отсутствии значительной разницы в скоростях ремоделирования в условиях микронапряжения, многие исследования говорят о большей СРК рядом с имплантатами в условиях большого стресса в зоне контакта. Существует гипотеза, что феномен повышенной СРК в зоне контакта кости с имплантатом по сравнению с таковой в областях, отстоящих на несколько миллиметров от имплантата, может использоваться как показатель повышенного биомеханического риска для костной ткани, поддерживающей имплантат, что связано со специфическими клиническими условиями или создается ими.

Hoshaw нагружал титановые имплантаты с V-образным профилем резьбы (Nobel Biocare, Bränemark), установленные в кортикальном слое большеберцовых костей собак. Остеоны в большеберцовой кости обычно ориентированы параллельно длинной оси кости. Однако вокруг тех имплантатов, на которые действовали, и тех, на которые не действовали аксиальные растягивающие нагрузки, остеоны были ориентированы вокруг глубины витков резьбы имплантата. Таким образом, Hoshaw предположил, что ремоделирование кортикальной кости, наблюдаемое вокруг эндостальных имплантатов, может быть попыткой обеспечить лучшую ориентацию напряжения, существующего в кости при действии нагрузок. В исследовании, в ходе которого животным устанавливали имплантаты с квадратным профилем резьбы, при микроскопическом исследовании было обнаружено, что в тех случаях, когда кость не заполняет полностью витки резьбы, больший объем кости наблюдается на ее нижней стороне по сравнению с верхней. Кроме того, были обнаружены костные мостики от одного витка резьбы до другого. О феномене костного мостообразования и присутствия большей части кости на нижней стороне резьбы винтового имплантата ранее сообщалось при исследовании аксиальных нагрузок.

Была разработана протестированная квадратная форма резьбы имплантатов, чтобы увеличить компрессионные и уменьшить поперечно-сдвигающие нагрузки, действующие в зоне контакта  «имплантат-кость». Как сообщал Frost, минимально эффективная величина напряжения для костного ремоделирования в протезах тазобедренного сустава может быть больше для компрессионных нагрузок.

Наблюдаемое иногда образование мостиков из костной ткани и разница в объеме кости, присутствующей с нижней и верхней сторон отдельного витка резьбы, могут быть связаны с механизмом передачи нагрузки на кость от имплантата с квадратным профилем резьбы. Kohn продемонстрировал, что когда имплантат Brânemark нагружался латерально, костный мостик формировался от впадины одного витка резьбы к другому. Kohn утверждал, что область локального напряжения в пределах зоны контакта «кость-имплантат» является негомогенной. Во время латеральной нагрузки напряжение больше сконцентрировано в точке, где кость контактирует с наружным краем резьбы, и уменьшается от внешних областей к внутренним. Он предполагал, что поскольку напряжение было наивысшим на вершине витка резьбы, кость резорбировалась, а там, где оно было меньше, во впадине витка резьбы, кость сохранялась. Следовательно, описанное Kohn обнаружение костного мостообразования и большего объема костной ткани на нижних сторонах витков резьбы квадратного профиля при аксиальных нагрузках может быть связано с разными регионами резьбы, отличающимися величиной напряжения.

Гипотеза, состоящая в том, что можно создать биоинженерное решение для дентального имплантата, которое позволит заранее определить костную клеточную реакцию на окклюзионные нагрузки, была обоснована не так давно. Желательным гистологическим состоянием было уменьшение СРК рядом с функционирующим дентальным имплантатом. Хотя данные были представлены на основе исследования небольшого количества образцов, взятых у собак, и только один образец был взят у человека, демонстрация образования кости рядом с тестируемым дизайном имплантата в течение каждого дня экспериментального периода является важной, поскольку она отражает гистологическое состояние на начальном этапе технического процесса. Скорость обновления кости категорий D2 и D3 в пределах витков резьбы имплантата BioHorizons Maestro у собаки и у человека была меньше 5 мкм/сут. и ее значение было таким же, как и в области, отстоящей на некоторое расстояние от зоны контакта «кость-имплантат». Эта скорость соответствует скорости ремоделирования зрелой кости при нагрузках, значения которых находятся в зоне адаптации. Это состояние может создать в зоне контакта меньший биомеханический риск, поскольку зрелая кость более минерализованная, более жесткая и прочная по сравнению с реактивной волокнистой костью, образующейся при перегрузке.

Скорость ремоделирования, или обновления, кости определяется периодом времени, когда новая кость заменяет существующую и обеспечивает адаптацию кости к окружающей среде. Скорости обновления кости измерялись вокруг заживающих имплантатов. Эти скорости ремоделирования оценивались вокруг краткосрочно нагруженных имплантатов с разными состояниями поверхности (например, гидроксиапатит в сравнении с титаном), дизайнами (например, Nobel Biocare в сравнении с Endopore) и разными условиями нагрузки (аксиальная по сравнению с офсетной нагрузкой). Прочность кости и модуль эластичности связаны с микроскопической структурой кости. Например, волокнистая кость менее прочная и более гибкая, чем зрелая кость. Менее прочная кость может ломаться легче, а более гибкая кость имеет большее биомеханическое несоответствие с титановым имплантатом, для которого свойственен в 10 раз больший модуль эластичности. СРК влияет на волокнистую кость, окружающую нагруженный дентальный имплантат. Таким образом, авторы предложили использовать СРК как инструмент для оценки и сравнения величины стресса на нагруженном дентальном имплантате. Имплантат с меньшей СРК с большей вероятностью сохраняет зрелую кость в зоне контакта и в теории имеет преимущества для долгосрочной выживаемости имплантата и сохранения кости.

Уже представлена концепция, которая использует зоны значений микронапряжения кости, описанные Frost, чтобы разработать биоинженерный дентальный имплантат, который с большей вероятностью будет сохранять зрелую кость в зоне контакта в условиях нагрузки. Авторы уверены, что СРК может быть использована для оценки факторов риска, связанного со стрессом и напряжением, а в будущем – как метод оценки и сравнения биомеханических рисков, связанных с долгосрочным успехом имплантата. Как часть этого проекта, сначала были определены механические свойства трабекулярной кости и влияние кортикальных слоев, а затем с помощью анализа методом конечных элементов был создан дизайн имплантата для кости каждой категории плотности, чтобы величина нагрузки находилась в пределах зоны адаптации. Последовали исследования на животных, которые показали СРК, сходную с таковой окружающей трабекулярной кости, и которая была меньше, чем в нескольких сообщениях из разных литературных источников.

Выводы

Таким образом, достижение в будущем цели разработать биоинженерный имплантат, который сможет обеспечить СРК в пределах витков резьбы, аналогичную таковой для окружающей имплантат зрелой кости, по-видимому, является возможной.

Требуется дальнейшее документирование исследований в нескольких разных клинических ситуациях, чтобы подтвердить (или опровергнуть) данные этого сообщения. Концепция, представленная в этой главе, не ставит своей целью утверждение, что адекватные уровни напряжения могут быть получены только с помощью этого дизайна имплантата или даже что идеальные уровни напряжения необходимы для долгосрочного сохранения остеоинтеграции. Напряжение вокруг эндостального имплантата имеет сложный характер, и такие факторы, как плотность, объем и форма кости, наиболее значительно влияют на него, но механизм этого влияния до конца не ясен. Будущие экспериментальные модели должны оценить, как коррелируют дизайн имплантата, состояние его поверхности, интенсивность и частота нагрузки, направление силы и плотность кости с долгосрочным успехом дентальных имплантатов.  По предварительным данным стоит полагать, что скорость обновления кости может быть использована для оценки этих состояний.