Реакция кости на имплантат: геометрия резьбы, длина имплантата

Макродизайн или форма имплантата существенно влияют на реакцию кости: растущая кость концентрируется преимущественно на выступающих элементах поверхности имплантата, таких как гребни, кромки, зубцы, края резьбы, которые действуют как усилители стресса, когда передается нагрузка. Форма имплантата определяет доступную площадь поверхности для передачи стресса и управляет начальной стабильностью имплантата. Анализ по методу конечных элементов показывает, что распределение и величина костного стресса зависят от формы имплантата.

Цилиндрические имплантаты с гладкой поверхностью облегчают хирургическую установку. Однако зона контакта «кость-имплантат» подвергается значительно большим поперечно-сдвигающим нагрузкам. В противоположность этому, конусовидный имплантат с гладкой поверхностью позволяет распределять определенную часть компрессионной нагрузки в зону контакта «кость-имплантат» в зависимости от угла конуса. Чем больше угол конуса, тем больше компрессионная нагрузка, действующая в зоне контакта. К сожалению, угол конуса не может быть больше 30%, или длина тела имплантата значительно уменьшится и станет меньше необходимой для немедленной фиксации и начального заживления. Кроме того, чем больше конусность гладкостеночного имплантата, тем меньше общая площадь поверхности его тела.

Винтовые (или с плато) имплантаты с круглым поперечным сечением облегчают хирургическую установку и позволяют большую оптимизацию функциональной площади поверхности для передачи компрессионных нагрузок на зону контакта «кость-имплантат». Кроме того, винтовой имплантат легче первоначально зафиксировать, чтобы ограничить микросдвиги во время заживления. Передача нагрузки на кость гладкостеночным цилиндром зависит от его покрытия или микроструктуры. Такая обработка может использоваться и для имплантата с винтовым дизайном для улучшения функциональной поверхности.

В отличие от цилиндрического имплантата, конусовидный винтовой имплантат не дает никакого преимущества в плане функциональной поверхности. Винтовая форма принимает компрессионные и растягивающие нагрузки. Конусовидная резьба имеет меньшую площадь поверхности, чем имплантат с параллельной резьбой. Конусовидный винтовой имплантат нельзя выкрутить, когда он установлен, чтобы разместить крестильной модуль в более идеальное протезное положение. Конусовидный имплантат очень часто имеет менее глубокие витки резьбы, потому что наружный диаметр уменьшатся в апикальном направлении вдоль его тела. Хотя корни зуба тоже уменьшаются в диаметре по направлению к верхушке, но следование этим особенностям строения естественных зубов обеспечивает винтовому имплантату мало преимуществ, но много недостатков.

Реакция кости на установку имплантата

В течение последних 5 десятилетий установки эндостальных имплантатов их ширина постепенно увеличивалась. Булавочные имплантаты имели ширину менее 2 мм. Пластиночные имплантаты имели увеличенную ширину шейки в мезиально-дистальном направлении. Имплантат Вгапетагк изначально имел ширину 3,75 мм. Сегодня дентальные имплантаты отражают научный принцип, что увеличение ширины адекватно увеличивает площадь, на которой окклюзионные силы могут быть распределены. Для корневидных имплантатов с круговым поперечным сечением увеличение площади, на которую действует нагрузка, равно возведенному в квадрат увеличению радиуса. Корневидный имплантат шириной 4 мм имеет поверхность на 33% большую, чем корневидный имплантат шириной 3 мм. Эта тенденция также отмечается для естественных зубов, что необходимо для компенсации возрастающей силы: моляры шире резцов.

Чем шире имплантат, тем больше он напоминает профиль естественного зуба. Поскольку большинство зубов имеют ширину 6-12 мм, то желательно устанавливать имплантаты подобного размера. Однако титановые имплантаты в 5-10 раз жестче естественного зуба. Жесткость материала связана не только с природой модуля эластичности (например, стеклоуглерод в сравнении с оксидом алюминия), но также с физическими параметрами материала (резистентность к разлому при изгибе). Увеличение ширины имплантата с 6 до 12 мм влияет на его устойчивость к изгибанию, связанную со значением его радиуса в четвертой степени.

Нужно усвоить урок из практики ортопедического протезирования тазобедренного сустава, когда пытались имитировать размер и форму кости, которую он замещал. Наблюдалось стрессовое экранирование при определенных дизайнах протеза тазобедренного сустава, когда их геометрия точно имитировала проксимальную часть бедренной кости, поскольку протезный биоматериал был значительно более упругим, чем кость. Другими словами, имплантаты были настолько жесткими из-за своего размера и биоматериала, что на кость передавалось неадекватное напряжение, приводящее к резорбции кости. Те же состояния наблюдались при установке дентальных имплантатов из оксида алюминия, которые в 33 раза жестче кости. Подобным образом, имплантаты премоляров и моляров такого же размера могут быть слишком жесткими для нагрузки кости в физиологических пределах, и их установка может привести к атрофии от бездействия.

Анатомия крестальной кости обычно ограничивает ширину имплантата до 5,5 мм, за исключением особых клинических ситуаций. Таким образом, для увеличения площади функциональной поверхности в этом уязвимом анатомическом регионе требуются инновационные решения относительно дизайна имплантата в области крестальной кости. Профиль появления коронки может быть индивидуализирован для каждого зуба зубным техником. Как результат, излишнее увеличение диаметра и изменение формы имплантата не требуется.

Геометрия резьбы

Резьба проектируется так, чтобы сделать максимальным первоначальный контакт, увеличить площадь поверхности и облегчить распределение стресса в зону контакта «кость-имплантат». Функциональная площадь поверхности на единицу длины имплантата может быть модифицирована с помощью изменения 3 различных геометрических параметров резьбы: шага, формы и глубины.

Шаг резьбы определяется как расстояние между двумя соседними витками, измеряемое по линии, параллельной продольной оси (при V-образном профиле резьбы), или числом витков на единицу длины в той же аксиальной плоскости и на той же стороне от оси. Чем меньше шаг, тем больше витков приходится на единицу длины тела имплантата и тем больше площадь поверхности на единицу длины. Другими словами, уменьшение расстояния между витками будет увеличивать число витков на единицу длины. Следовательно, если величина силы возрастает или плотность кости уменьшается, то шаг резьбы можно уменьшить, чтобы увеличить функциональную площадь поверхности.

Современные популярные дизайны резьбы имеют разные шаги резьбы. Например, расстояние между витками составляет 0,5 мм у имплантата ITI; 0,8 мм – у SteriOss; 0,6 мм – у Nobel Biocare, Zimmer, 3i, LifeCore; 0,4 мм – у BioHorizons (Maestro D3 и D4 BioHorizons). Каждый из этих дизайнов имплантатов имеет разное число витков резьбы на единицу длины, где наибольшее количество имеют BioHorizons и наименьшее – ITI. Чем больше количество витков, тем больше площадь поверхности, если все остальные факторы одинаковы.

Легкость хирургической установки также связна с числом витков. Чем меньше витков, тем легче установка имплантата. Если меньше витков используется в более прочной кости, то установка имплантата облегчается, поскольку твердую кость труднее отпрепарировать под винтовой имплантат. Производители поставляют имплантаты с фиксированным шагом и фиксированной площадью поверхности на единицу длины независимо от характера сил или плотности кости.

Форма резьбы

Форма резьбы является еще одной важной характеристикой. Как известно, дизайны дентальных имплантатов включают следующие профили:

• квадратный;

• V-образный;

• упорный.

Обычно имплантат с V-образным профилем резьбы называется фикстурой и используется главным образом для соединения металлических частей, а не для передачи нагрузок. Упорная резьба была создана и оптимизирована для действия растягивающих нагрузок. Применение дентальных имплантатов диктует необходимость в форме резьбы, оптимизированной для долгосрочной функции (трансмиссия нагрузки) при окклюзионных, интрузивных (противоположных растягивающим) нагрузках. Упорный профиль резьбы дает оптимизированную площадь поверхности для трансмиссии интрузивной, компрессионной нагрузки.

Сдвигающая нагрузка наиболее негативно влияет на кость. Поперечно-сдвигающие силы, действующие при установке имплантатов с V-образной резьбой (типичной для дизайнов Zimmer, 3i Nobel Biocare), примерно в 10 раз больше, чем при установке имплантатов с квадратным профилем резьбы. Сдвигающий компонент действующих сил на единицу длины для дизайнов с упорным профилем резьбы аналогичен таковому для V-образного профиля при окклюзионных нагрузках. Уменьшение поперечно-сдвигающей нагрузки в зоне контакта «резьба-кость» обеспечивает сдвиг в схеме нагрузок в сторону компрессионных сил, что особенно важно для ослабленной кости категорий D3 и D.

Kim и соавт. исследовали V-образный, упорный и квадратный профили резьбы. Они оценивали имплантат с тем же количеством и глубиной витков при различных профилях резьбы. V-образный и упорный профили имели сходные показатели. Квадратная резьба обеспечивала меньший уровень стресса при компрессионных и, что более важно, поперечно-сдвигающих нагрузках. Были проведены исследования 3 типов резьбы на животных (V-образная, упорная и квадратная). Все 3 дизайна имплантатов имели одинаковое количество и глубину витков резьбы. Квадратный профиль показал более высокие значения обратного вращающего момента после начального заживления, в то время как у V-образного и упорного профилей они были сходны. Обзор литературы предполагает, что квадратный дизайн резьбы, по-видимому, дает сходные показатели успеха на верхней и нижней челюстях. Таким образом, форма резьбы может изменить условия функциональной нагрузки и повлиять на тип силы, действующей на кость.

Глубина резьбы

Глубина резьбы – это расстояние между большим и малым диаметром резьбы. Обычные имплантаты имеют одинаковую глубину резьбы на всем протяжении имплантата. Чем больше глубина, тем больше площадь поверхности имплантата, если все другие факторы равны. Различные производители имеют различную глубину резьбы. Упорный профиль резьбы (SteriOss) имеет глубину 0,25 мм. Глубина резьбы большинства V-образных профилей резьбы равна 0,375 мм (Nobel Biocare. 3i, LifeCore, Paragon/Zimmer). Квадратная резьба (BioHorizons) имеет глубину 0,42 мм. Следовательно, если все другие факторы были бы равны, то каждый тип имплантата в этом примере имел бы различную функциональную площадь поверхности, напрямую связанную с глубиной резьбы, где BioHorizons имел бы наибольшую площадь поверхности, а SteriOss – наименьшую.

Чем более поверхностна резьба, тем легче завинтить имплантат в твердой кости и тем менее вероятно, что понадобится нарезать резьбу на кости перед установкой имплантата. Поскольку хирурги-имплантологи часто решают, какой имплантат они будут устанавливать пациенту, для них не является необычным выбрать имплантат с меньшим числом витков и более поверхностной резьбой, поскольку оба условия облегчают установку имплантата. Однако когда имплантат установлен в кости, условия, которые облегчают операцию, создают меньшую функциональную поверхность и увеличивают риск перегрузки.

Прямой внутренний диаметр, который используется почти в каждом винтовом имплантате, приводит к одинаковой площади поперечного сечения по всей длине имплантата. Конусовидный имплантат часто имеет сходный внутренний диаметр, но наружный диаметр уменьшается, так что глубина резьбы уменьшается. Это приводит к меньшей площади поверхности. Площадь поверхности имеет более важное значение для коротких имплантатов. Различные покрытия, нанесенные на поверхность, или виды обработки могут быть использованы для любых дизайнов, что может увеличить площадь поверхности еще больше, чтобы сопротивляться действующим нагрузкам.

Длина имплантата

По мере того как длина имплантата возрастает, также возрастает общая площадь поверхности. Как результат, необходимость устанавливать имплантат как можно большей длины и предпочтительно в противолежащий кортикальный слой считается аксиомой. Однако если повторно рассмотреть эту аксиому, то появляется несколько проблем. Противолежащего кортикального слоя можно достичь преимущественно в передних областях полости рта, особенно в переднем отделе нижней челюсти. Однако окклюзионные силы меньше, а плотность кости выше в передних областях полости рта. Необходим дальнейший анализ длины имплантата.

В клинических условиях кость категории Б1 встречается редко, за исключением переднего отдела нижней челюсти. Она наиболее прочная и наиболее плотная. Резистентность к поперечно-сдвигающим нагрузкам обеспечивается прочностью костной ткани и тесным контактом между костью и имплантатом. Бикортикальная стабилизация – аргумент, часто приводимый в защиту длинных имплантатов – просто не нужна для кости Б1, потому что она является гомогенной кортикальной костью. Длинный имплантат в кости категории Б2 или 03 может вызвать повышенный операционный риск. Перегрев кости является главной причиной хирургической несостоятельности. Попытка добраться до противолежащей кортикальной пластинки и препарирование более глубокого остеотомического канала может привести к перегреву кости. Винтовой имплантат в этой области может не достичь более плотной кости апикальной кортикальной пластины, и витки резьбы имплантата могут не иметь контакта в остальной части остеотомического канала, особенно если он менее плотный. Если зона контакта «имплантат-кость» сформирована, слишком длинные имплантаты не участвуют в передаче стресса в апикальной области и поэтому не нужны.

В кости плохого качества категорий 03 и 04 функциональную площадь поверхности можно увеличить путем оптимального распределения окклюзионных нагрузок. Обычный способ мышления предполагает, что более длинные имплантаты дают максимальную функциональную площадь поверхности. Однако кость 03 и 04 в основном находится в задних отделах челюстей, где присутствует меньший объем кости по сравнению с передними областями полости рта. Репозиционирование нерва часто предлагается в качестве допустимого варианта лечения с целью облегчения установки более длинных имплантатов в задних отделах нижней челюсти. Эта сложная хирургическая процедура представляет высокий риск развития парестезии, тем более неоправданный в тех случаях, когда существуют другие виды дизайнов и варианты лечения. Чтобы установить самые длинные имплантаты в задних отделах верхней челюсти, часто требуется трансплантат гайморовой пазухи. Трансплантаты гайморовой пазухи из синтетической кости, как показано, способствуют врастанию кости в трансплантат из окружающих стенок. По сути, трансплантат гайморовой пазухи из синтетической кости может полностью не созреть в течение 2 и более лет. Более длинные имплантаты не получают никакой пользы от этой клинической процедуры в течение некоторого времени, и край кости ниже трансплантата будет иметь более высокий риск осложнений. Таким образом, увеличение площади поверхности посредством увеличения длины в задних отделах челюстей требует сложной пластики или операции репозиционирования нерва и не приносит никакой пользы в главной области повышенного стресса – в крестальной кости.

В целом рекомендуется использование коротких имплантатов, поскольку существует убеждение, что окклюзионные силы должны быть распределены на большой площади имплантатов, чтобы сохранить кость. В клинических исследованиях наблюдались менее благоприятные показатели успеха у более коротких имплантатов. Другое исследование сравнивало влияние диаметра и длины имплантата на показатель успеха имплантатов. В целом, более короткие имплантаты и с меньшим диаметром имели более низкие показатели выживаемости, чем их более длинные и более широкие имплантаты.

Ряд авторов предлагают также устанавливать более длинные имплантаты для обеспечения большей стабильности в условиях латеральных нагрузок. Однако в некоторых литературных источниках высказано предположение, что увеличение длины сверх определенных размеров может вызвать непропорциональную передачу сил. Для изучения влияния длины имплантата на функциональную площадь поверхности при таких исключительных условиях нагрузки использовали анализ по методу конечных элементов. Идеализированные цилиндрические имплантаты различной длины помещались в компьютерную модель кости и продвигались на глубину 5, 10, 15, 20 и 30 мм. Имплантаты, введенные на разную глубину, возвышались на 10 мм над уровнем кости, и на их выступающую над костью верхнюю часть воздействовали латеральной силой величиной 50 Н. В этих условиях максимальный стресс в процентах отмечался на графике в зависимости от той части имплантата, которая была погружена в кость. Пиковый стресс не полностью распределялся имплантатом, погруженным на 5 мм, примерно 30% его оставалось на выступающей над костью части. Следовательно, эта модель имплантата не имела адекватной длины для рассеивания сдвигающей силы. В модели имплантата, погруженного на 10 мм, 80% максимального стресса распределялись на 95% погруженной длины. Для 15- и 20-миллиметровых имплантатов было отмечено распределение 80% максимального стресса примерно на 90% погруженной длины. Для 30-миллиметрового имплантата эти показатели были 80 и 70% соответственно. Все исследованные имплантаты показали распределение от 80 до 100% стресса на погруженной части, составляющей 40% длины имплантата.

Результаты этого анализа указывают на факт, что большая часть максимального стресса, созданного латеральной нагрузкой, может быть также рассеяна имплантатами длиной 10-15 мы так же, как имплантатами длиной 20-30 мм. Кроме того, самый высокий стресс наблюдался в областях крестальной кости независимо от длины имплантата. Биомеханический анализ подтверждает мнение, что более длинные имплантаты не всегда лучше. Вместо этого существует минимальная длина имплантата для каждой плотности кости в зависимости от ширины и дизайна. Чем мягче кость, тем больше должна быть длина.

Корни естественных зубов не увеличиваются по длине от передней к задней части полости рта. Другими словами, корни моляров (где силы больше) не длиннее, чем резцов (где окклюзионные силы меньше). Вместо этого меняется диаметр, особенно в области моляров. Зубы можно использовать как биомеханические образцы для сравнения при планировании идеального имплантационного лечения, в том, что касается длины и ширины имплантата. Кроме того, что у моляров увеличивается ширина, эти зубы изменяют дизайн так, что у них появляются 2 или 3 корня, а не. Подобным же образом следует не только увеличивать ширину имплантатов, замещающих моляры, но также уместно изменение дизайна.

Производитель обычного имплантата не изменяет дизайн имплантатов при увеличении их диаметра. Как следствие, имплантат увеличивается по площади поверхности на 15-25% по сравнению со стандартным 4-миллиметровым имплантатом (например, Nobel Biocare, Paragon/Zimmer, SteriOss, 3i, LifeCore). Однако возможно 200% увеличение площади поверхности, если при выборе имплантата большего диаметра модифицировать дизайн резьбы (например, BioHorizons).

Особенности крестального модуля

Крестальный модуль тела имплантата является трансоссальной областью тела имплантата и зоной высококонцентрированного механического стресса. Эта часть имплантата спроектирована не идеально для переноса нагрузки, что видно по независимой от дизайна и методики установки часто наблюдающейся потери кости. На самом деле это переходная зона к нагрузочным структурам тела имплантата. Фактически потеря кости наблюдается так часто, что многие крестальные модули имплантатов спроектированы с целью уменьшения скопления налета, когда потеря кости уже произошла. Эта концепция может заслуживать внимания, если потерю крестильной кости нельзя уменьшить. Однако дизайн крестального модуля может способствовать потере крестильной кости. Крестальный модуль с гладкими параллельными сторонами будет приводить к латеральному стрессу в этом регионе, значительно осложняя сохранение кости. Ангулированный крестильной модуль (более 20°), имеющий поверхностную структуру, которая увеличивает костный контакт, будет создавать небольшой полезный компрессионный силовой компонент, действующий на прилегающую кость, и снизит риск ее потери.

Кость подвергается ненужной и чрезмерной поперечно-сдвигающей нагрузке у имплантатов с более длинной полированной шейкой. Сообщается о значительной потере крестальной кости у имплантатов с более крупными фрезерованными (гладкими) коронковыми областями. Эту потерю кости приписывают отсутствию эффективной механической нагрузки между фрезерованной коронковой областью имплантата и прилегающей костью. Эта клиническая проблема уменьшается посредством использования биомеханического дизайна, который минимизирует площадь поперечного сечения поверхности кольца.

Сообщается о разной потере крестальной кости во время первого года нагрузки для имплантатов разных дизайнов. Гладкие крестальные модули приводят к большей потере кости, и чем длиннее гладкий крестальный модуль, тем больше потеря. Однако дизайны имплантатов, обеспечивающие передачу стресса (например, Astra и BioHorizons), характеризуются меньшей потерей кости, о чем сообщается в клинических отчетах. Это не является совпадением, именно особенности дизайна влияют на конечный результат.

Крестальный модуль имплантата должен быть несколько больше наружного диаметра резьбы. Таким образом, крестальный модуль полностью закрывает о стеотомический канал тела имплантата, обеспечивая защиту от бактерий или врастания фиброзной ткани. Герметизация, созданная большим крестальным модулем, также дает большую начальную стабильность имплантата после его установки, особенно в более мягкой неотпрепарированной кости, когда она оказывает давление на зону контакта. Больший диаметр также увеличивает площадь поверхности, что способствует уменьшению стресса в области края гребня по сравнению с крестальными модулями меньшего диаметра. Поскольку высота крестального модуля часто равна 2 мм, то крестальный модуль диаметром 4,2 мм имеет на 5% большую площадь, чем модуль диаметром 4,0 мм. Это увеличение площади также в большей степени уменьшает стресс, действующий на винт абатмента, который крепится к абатменту протезной реконструкции.

Полированную шейку минимальной высоты необходимо спроектировать в верхней части крестального модуля непосредственно под протезной платформой. Сообщается, что биологическая ширина апикально к соединению «абатмент-имплантат» составляет 0,5 мм. Длина шейки 0,5 мм дает желаемую гладкую поверхность рядом с околодесневой областью, сохраняя биомеханические качества остальной части крестального модуля. Микрозазор между имплантатом и абатментом можно также уменьшить, если сблизить отполированные поверхности.

Часто в клинических условиях наблюдается потеря кости вблизи первого витка резьбы после нагрузки, независимо от типа или дизайна выпускаемых разными производителями имплантатов. Кость растет выше витков резьбы во время заживления, но после нагрузки протеза часто наблюдается потеря кости. Первый виток резьбы находится на 1,2 мм ниже платформы имплантата Nobel Biocare, на 2 мм – ниже платформы имплантата SteriOss и на 3 мм – многих имплантатов Paragon. Следовательно, потеря кости не может быть связана со специфической анатомической длиной, но может быть вызвана отчасти дизайном крестильного модуля. Потеря кости часто прекращается у первого витка резьбы, потому что первый виток трансформирует поперечно-сдвигающую силу в области крестильного модуля в компрессионный силовой компонент, к действию которого кость наиболее устойчива. Вместо того чтобы разрабатывать крестильный модуль для поперечно-сдвигающих сил, можно использовать усовершенствованный дизайн или улучшение состояния поверхности для снижения риска потери крестильной кости.

Особенности дизайна апикальной части имплантата

Большинство корневидных имплантатов являются круглыми на поперечном сечении. Это позволяет просверлить фрезой круглое отверстие, которое точно соответствует телу имплантата. Имплантаты с круглым поперечным сечением, однако, не сопротивляются изгибающим и поперечно-сдвигающим силам, когда винты абатментов затягиваются или когда на одиночные имплантаты действуют ротационные/изгибающие силы. Как результат, в конструкцию имплантата включают антиротационные приспособления, особенно в области верхушки тела имплантата, а отверстие делают самого обычного вида. В теории кость должна прорасти через апикальное отверстие, и сопротивляться изгибающим нагрузкам, действующим на имплантат. Эта область апикального отверстия может также увеличить площадь поверхности, участвующей в передаче компрессионных нагрузок на кость.

Недостатки апикального отверстия становятся очевидны, когда имплантат устанавливают через дно гайморовой пазухи или в тех случаях, когда он проходит насквозь через кортикальную пластинку. Апикальное отверстие может заполняться слизью, становясь источником ретроградной контаминации, или фиброзной тканью. Если апикальное отверстие имеет высоту в несколько миллиметров, то область, заполненная фиброзной тканью, уменьшает костный контакт в апикальной области имплантата. Это опасение наиболее серьезно при корзиночном дизайне тела имплантата, меньше – при вертикальном отверстии 4 мм и еще меньше – при круглом отверстии 1 мм. Апикальная часть сплошного имплантата (без апикального отверстия) может слегка перфорировать противолежащие кортикальные пластинки и действовать в качестве клина для герметизации входного отверстия. Другим антиротационным элементом тела имплантата могут быть плато или канавки вдоль тела или апикальной области имплантата. Когда кость растет вблизи плато или канавок, она испытывает ротационные нагрузки. Апикальный конец каждого имплантата должен быть скорее плоским, чем заостренным. Это позволяет всей длине имплантата инкорпорировать особенности дизайна, которые максимизируют желаемые профили напряжения. Кроме того, если противолежащая кортикальная пластина перфорирована, то острая, V-образная верхушка может раздражать или воспалять мягкие ткани, если происходит какое-нибудь движение (например, движение нижнего края нижней челюсти).