Нагрузки на дентальные имплантаты: причины, последствия, предотвращение

Дентальные имплантаты, когда они начинают функционировать, подвергаются окклюзионным нагрузкам. Такие нагрузки могут значительно изменяться по величине, частоте и продолжительности в зависимости от парафункциональных привычек пациента. Пассивные механические нагрузки также могут действовать на дентальные имплантаты во время стадии заживления из-за изгибания нижней челюсти, контакта с обтурационным винтом (I стадия) и десневым формирователем (II стадия).

Периоральные силы языка и круговой мускулатуры могут создавать низкие по величине, но часто действующие горизонтальные нагрузки на абатменты имплантатов. Они могут быть большей величины при парафункциональных привычках или выталкивании языка. Наконец, влияние непассивных протезов на тела имплантатов может привести к механическому воздействию на абатменты даже при отсутствии окклюзионных нагрузок.

Существует так много факторов, влияющих на успех имплантационного лечения, что становится почти невозможным сравнить одну концепцию лечения с другой. Однако можно использовать базисные понятия механики, чтобы обеспечить инструменты для последовательного описания и понимания физиологических (и нефизиологических) нагрузок. Различные подходы могут дать сходный краткосрочный результат. Однако использование биомеханических принципов поможет определить, какому виду лечения соответствует больший риск в течение длительного срока.

Масса – свойство материи, которое определяется силой гравитационного притяжения, которая на нее действует. Рассмотрим 2 куба, состоящих из гидроксиапатита и чистого титана. Если 2 куба подвесить на идентичные пружины, то каждая пружина будет растягиваться на определенную величину, соответствующую силе тяжести, действующей на каждый куб. Изменение длины 2 пружин в этом примере можно сделать равным путем удаления части материала из титанового куба. Таким образом, хотя кубы будут иметь различный состав и размер, они станут эквивалентны по своей реакции на силу тяжести. Именно это внутреннее свойство каждого куба, которое связано с величиной материи в физических телах, называется массой. Единицей массы в метрической системе является килограмм, а в английской системе – фунт массы.

Исаак Ньютон в 1687 г. описал действие таких сил в законах движения, которые в настоящее время носят его имя. В своем втором законе Ньютон утверждал, что ускорение тела обратно пропорционально его массе и прямо пропорционально силе, которая вызвала это ускорение.

Силы характеризуются величиной, продолжительностью, направлением, типом и факторами их увеличения. Силы, действующие на дентальные имплантаты, являются векторными, так как они обладают как величиной, так и направлением. Другими словами, недостаточно просто сказать: «Сила величиной 350 Н действует на дистальный абатмент». Более правильным будет утверждение: «Сила величиной 350 Н действует на дистальный абатмент и направлена аксиально вдоль продольной оси тела имплантата». Огромное влияние направления нагрузки на срок службы имплантата и сохранность кости будет обсуждаться далее в этой главе. Типичные максимальные величины окклюзионной силы у взрослых зависят от возраста, пола, степени адентии, прикуса и особенно парафункции.

Силы, действующие на дентальные имплантаты

Сила, действующая на дентальный имплантат, редко направлена вдоль одной оси. Фактически в имплантационной стоматологии существуют 3 доминантные клинические оси нагрузок:

• мезиально-дистальная;

• фациально-лингвальная;

• окклюзионно-апикальная.

При любом окклюзионном контакте окклюзионная сила чаще всего действует в 3 измерениях. Важно, что эта сила может быть описана посредством выделения ее компонентов (частей), которые направлены вдоль разных осей. Например, если используется окклюзионная схема имплантационной реставрации, которая приводит к большой по величине силе, направленной вдоль фациально-лингвальной оси (латеральная нагрузка), то имплантат имеет огромный риск несостоятельности из-за усталости. Процесс, посредством которого трехмерные силы разбиваются на составляющие их компоненты, называется векторным разложением и может использоваться в клинической практике для увеличения срока службы имплантата.

Компоненты сил (векторное разложение)

Окклюзия в первую очередь определяет направление нагрузки. Положение окклюзионных контактов на протезе напрямую влияет на тип силовых компонентов, действующих на имплантационную систему.

Каждый окклюзионный контакт на реставрации с опорой на имплантаты должен быть визуализирован стоматологом с выделением его компонентов. Рассмотрим пример дентального имплантата реставрации, подверженного преждевременному контакту во время окклюзии. Когда контакт разбивается на составные части вдоль 3 осей клинической нагрузки, то видно, что наибольшую потенциальную опасность представляет латеральный компонент. Коррекция окклюзии, связанная с устранением преждевременного контакта имплантата, будет минимизировать развитие таких опасных нагрузочных компонентов.

Ангулированные абатменты также приводят к развитию опасных поперечных силовых компонентов при окклюзионных нагрузках. Имплантаты следует так размещать во время хирургического этапа, чтобы обеспечить, насколько это возможно, действие максимальной механической нагрузки вдоль продольной оси тела имплантата. Ангулированные абатменты используются для улучшения эстетики или пути введения реставрации, а не для установления направления действующей нагрузки.

Три типа сил

Силы могут быть компрессионными, растягивающими и сдвигающими. Компрессионные силы пытаются сблизить тела друг с другом. Растягивающие силы тянут тела в разные стороны. Сдвигающие силы на имплантатах вызывают скольжение. Компрессионные силы имеют тенденцию поддерживать целостность зоны контакта «кость-имплантат», а растягивающие и сдвигающие силы – смещать или повреждать эту зону. Сдвигающие силы наиболее деструктивны для имплантатов или кости по сравнению с другими. Система «имплантат-протез» лучше всего адаптируется к действию компрессионных сил. Кортикальная кость наиболее устойчива к сжатию и наименее – к сдвигу.

Кроме того, цементы и ретенционные винты, компоненты имплантата и зоны контакта «кость-имплантат» лучше адаптируются к действию компрессионных сил, чем растягивающих и сдвигающих. Например, компрессионная устойчивость цинк-фосфатного дентального цемента составляет 83-103 МПа (12-15 тыс. psi), а резистентность к растягиванию и сдвигу значительно меньше 73 МПа (500 psi).

Дизайн тела имплантата передает окклюзионную нагрузку на кость. Винтовые или резьбовые дентальные имплантаты передают комбинацию всех 3 типов нагрузки на зону контакта во время окклюзионного акта. Эта «конверсия» единой силы в 3 разных ее типа полностью находится под контролем геометрической формы имплантата. Доминирование потенциально опасных сил растяжения или сдвига в винтовых или резьбовых имплантатах можно оптимально контролировать посредством тщательного инженерного дизайна. Гладко-цилиндрические имплантаты характеризуются самым высоким риском опасных сдвигающих нагрузок в зоне контакта «имплантат-ткань» при окклюзионной нагрузке, направленной вдоль продольной оси тела имплантата. Как следствие, для гладко-цилиндрических имплантатов требуется покрытие, чтобы управлять стрессом сдвига в зоне контакта посредством более однородного костного прикрепления вдоль продольной оси имплантата. Потеря кости рядом с гладко-цилиндрическими имплантатами или деградация покрытия приводят к механическому ослаблению имплантата.

Отклоняющаяся от оси (офсетная) нагрузка на одиночный зуб или реставрации с множественными абатментами приводят к моментным (изгиб) нагрузкам. Как результат, часто наблюдается увеличение растягивающих и сдвигающих сил. Компрессионные силы должны быть доминирующими при имплантационной протезной окклюзии.

Реставрации на множественных абатментах, особенно с дистальными консолями, создают исключительно сложный нагрузочный профиль протеза, а также в зоне контакта «кость-имплантат». Эта клиническая реальность подчеркивает необходимость оптимизации дизайна дентального имплантата, чтобы обеспечить максимальную функциональную площадь поверхности для нейтрализации таких сил.

Величина стресса зависит от 2 факторов: величины силы и площади поверхности, на которую эта сила действует. Величина силы редко полностью контролируется стоматологом и может быть уменьшена путем снижения факторов силы:

• длины консолей;

• величины действующих с отклонением от продольной оси нагрузок;

• высоты коронки.

Ночные каппы для уменьшения ночной парафункции, окклюзионные материалы, которые уменьшают ударную силу и использование не несъемных, а перекрывающих протезов, которые могут сниматься на ночь, являются другими способами уменьшения силы. Однако площадь функциональной поверхности, по которой сила распределяется, полностью контролируется посредством тщательного планирования лечения.

Функциональная поперечная площадь определяется как поверхность, которая участвует в распределении нагрузки и нейтрализации стресса. Ее можно оптимизировать посредством увеличения числа имплантатов в определенном адентичном промежутке и тщательным планированием выбора формы имплантата для максимального увеличения функциональной площади. Увеличение функциональной площади приводит к уменьшению величины механического стресса, действующего на протез, имплантат и биологические ткани.

Компоненты стресса описываются как нормальные (перпендикулярные поверхности – им соответствует символ «о») и поперечные (параллельные поверхности – символ «т»). Заметьте, что 1 нормальный компонент стресса и 2 поперечных действуют в каждой (х, у, z) плоскости, следовательно тху = тух, туz = хzу и тxz = тzx. Таким образом, любой трехмерный элемент может иметь стрессовое состояние, полностью описанное тремя нормальными стрессовыми компонентами и 3 поперечными компонентами.

Возникает вопрос: что такое пиковый, или максимальный, стресс, который испытывают имплантат и окружающие ткани? Пиковый стресс возникает, когда стрессовый элемент позиционирован в конкретном направлении (или геометрической конфигурации), при которой поперечные составляющие стресса равны нулю. Когда элемент находится в этой конфигурации, то нормальный стресс называется главным стрессом и обозначается как ст3, аσ и а. Обычно максимальный главный стресс (а^ является наиболее позитивным (типично пиковый стресс от растяжения) для имплантата или области окружающих тканей, а минимальный главный стресс (ст3) — наиболее негативным (типично пиковый компрессионный стресс). Сигма σ представляет величину, среднюю между се3 и а. Определение этих пиковых нормальных стрессов в дентальном имплантате и тканях может быть полезным для определения мест потенциального разлома имплантата и развития костной атрофии.

Деформация и напряжение

Нагрузка, действующая на дентальный имплантат, может вызвать деформацию, как имплантата, так и окружающих тканей. Биологические ткани могут в ответ на такую деформацию реагировать активизацией ремоделирования.

Характеристики деформации и упругости материалов, используемых в имплантационной стоматологии, особенно материалов имплантатов, могут влиять на биологические ткани в зоне контакта, легкость изготовления имплантата и сроки службы имплантата. Увеличение длины (деформация) биоматериалов, используемых для хирургических дентальных имплантатов, составляет от 0% для фарфоров на основе оксида алюминия до 55% для закаленной нержавеющей стали. Также с деформацией связана концепция напряжения – параметра, являющегося ключевым медиатором костной активности.

Взаимосвязь стресса и напряжения

Необходимо определить взаимосвязь между приложенной силой (стрессом), которая действует на имплантат и окружающие ткани, и вызванной ею деформацией (напряжением) системы. Если любое эластичное тело подвергать в эксперименте различным по величине нагрузкам, то можно построить кривую функции «нагрузка-деформация». Если нагрузку (силу) разделить на площадь поверхности, на которую она действует, а изменение длины разделить на первоначальную длину, то можно построить классическую кривую «стресс-напряжение». Такая кривая дает возможность прогнозировать, какое напряжение будет создано в данном материале под действием приложенной силы. Угол наклона прямолинейной части этой кривой называется модулем эластичности (Е), и его величина свидетельствует об упругости изучаемого материала.

Чем больше модуль эластичности материала имплантата сходен с таковым окружающих его биологических тканей, тем меньше вероятность относительного сдвига в зоне контакта «ткань-имплантат». Кортикальная кость, по крайней мере, в 5 раз более гибкая, чем титан. Когда величина стресса увеличивается, разница в упругости между костью и титаном возрастает, а когда величина стресса уменьшается – становится намного меньше. Другими словами, высокоэластичная кость может оставаться в более предсказуемом контакте с более жестким титаном при действии небольшого стресса. Говоря о кинематике полной дуги, следует учитывать, что нижняя челюсть сгибается по направлению к срединной линии при открывании. Протез или система имплантационной поддержки, шинированная от моляра на одной стороне до моляра на другой стороне, должны обеспечивать подобные движения, чтобы зона контакта оставалась неизмененной.

Когда имплантационная система выбрана (специфический биоматериал), то единственным способом для врача контролировать напряжение в тканях является влияние на действующий стресс и изменение плотности кости вокруг имплантата. На стресс (сила/площадь) могут влиять дизайн имплантата, размер, число имплантатов, их ангуляция и параметры реставрации. Макрогеометрия имплантата (величина и ориентация функциональной площади поверхности, доступной для нейтрализации нагрузок) имеет очень большое влияние на передачу силы в зоне контакта «ткань-имплантат». Хирургические процедуры пластики можно использовать для увеличения, как количества, так и качества кости, они позволяют установку более крупного имплантата с увеличением площади окружающей его кости. На стресс также влияют параметры реставрации, включая размеры окклюзионных полей, используемые редукторы стресса, выбор перекрывающих протезов вместо несъемных и дизайн окклюзионного контакта.

В целом, чем больше величина стресса, действующего на дентальный имплантат, тем больше разница в напряжении между материалом имплантата и костью. В таких случаях менее вероятно, что имплантат приживется в кости, а вероятность врастания фиброзной ткани в зону контакта становится больше. Плотность кости связана не только с ее прочностью, но также с модулем эластичности (упругости). Чем более упруга кость, тем она более жесткая. Чем мягче кость, тем она более гибкая. Следовательно, разница в упругости меньше для пары титан или его сплав и кость D1 по сравнению с парой титан и мягкая кость D.

Очень важно уменьшить стресс в более мягкой кости по 2 главным причинам:

• чтобы уменьшить тканевое напряжение из-за разницы в эластичности;

• и потому что более мягкая кость имеет более низкую прочность.

Ударные нагрузки

Когда 2 тела сталкиваются в течение очень короткого времени (доли секунды), развиваются относительно большие реактивные силы. Такое столкновение называется ударным. Дентальные имплантаты подвергаются окклюзионным ударным нагрузкам, при этом может происходить деформация протезной реставрации, самого имплантата или соседних контактных тканей, их относительная упругость в значительной степени влияет на реакцию системы на ударную нагрузку. Чем выше ударная нагрузка, тем больше риск несостоятельности имплантата и/или моста и перелома кости.

На имплантатах жесткого дизайна при окклюзии создаются большие ударные контактные силы по сравнению с естественными зубами, которые имеют пародонтальную связку. Протезам с опорой на мягкие ткани соответствует самая маленькая ударная сила, поскольку десневая ткань эластична. Разлом окклюзионного материала является серьезным осложнением несъемных протезов с опорой на естественные зубы. Частота перелома окклюзионного материала больше для реставраций с опорой на имплантаты и может достигать 30%.

Предложены различные методы решения проблемы уменьшения имплантационных нагрузок. Skalak предположил использовать акриловые зубы вместе с остеоинтегрированными резьбовыми имплантатами треугольного профиля для снижения высоких ударных нагрузок, которые могут повредить окружающие имплантат костные ткани. Weiss предположил, что фиброзная ткань в зоне контакта «костная ткань-имплантат» обеспечивает амортизацию таким же способом, что и функционирующая пародонтальная связка. Была также осуществлена попытка инкорпорировать амортизирующие свойства в дизайн имплантата путем использования «внутреннего мобильного элемента» с более низкой по сравнению с остальной частью имплантата упругостью. Misch является сторонником установки временной акриловой реставрации и использования прогрессивной окклюзионной нагрузки для улучшения состояния зоны контакта «кость-имплантат» до тех пор пока конечная реставрация, дизайн окклюзии и жевательные нагрузки не будут окончательно распределены в имплантационной системе.