Методические рекомендации для студентов стоматологического факультета, интернов, клинических ординаторов Рязань, 2013
жүктеу/скачать 2,44 Mb.
|
| Как оптимизировать величину силы, воздействующую на имплантаты?
Воздействие жевательной нагрузки на зубы приводит к их смещению на 50-100 мкм за счёт сжатия и растяжения волокон пародонта. Интегрированные с окружающей костью имплантаты остаются неподвижными относительно зубов при воздействии жевательной нагрузки. Это означает, что при сомкнутых зубных рядах, но без напряжения жевательных мышц, находящиеся в контакте с антагонистами имплантаты будут испытывать перегрузку во время жевания, так как погружение зубов в глубь лунок приведёт к завышению прикуса в области имплантатов, травматической окклюзии, перегрузке окружающей имплантат кости и пародонта зубов-антагонистов (рис. 19.А). Способ оптимизации величины нагрузки на имплантат достаточно прост: следует изготавливать протез, окклюзионная поверхность которого будет иметь зазор с антагонистами, равный 80-100 мкм (рис. 19 Б). Формирование такого зазора осуществляется во время изготовления протеза и уточняется после его фиксации на имплантатах при помощи артикуляционной бумаги. Рис. 20. Схема оптимизации величины вертикальной нагрузки на имплантаты Как оптимизировать вектора сил, воздействующих на имплантаты? Во время жевания за счёт артикуляционных движений нижней челюсти на зубы и имплантаты воздействуют не только силы, имеющие вертикальное направление, но и силы, вектор которых направлен по касательной и перпендикулярно оси имплантата. При воздействии на зубы сил различной направленности за счёт амортизационной функции пародонта происходит практически равномерное распределение механического напряжения на костную ткань альвеолярного отростка. Воздействие имеющих различное направление сил на имплантат, который находится в непосредственном контакте с костной тканью, вызывает различные биомеханические эффекты. При воздействии вертикальной силы, направленной по центральной оси имплантата, распределение механического напряжения в окружающей костной ткани происходит более или менее равномерно. Величина напряжения при этом несколько выше в апикальной части внутрикостного элемента имплантата и на уровне верхней его части, в области компактного слоя кости. Воздействие сил, направленных по касательной, горизонтально или вертикально, но смещённых относительно оси имплантата, приводит к неравномерному распределению механического напряжения в окружающей его кости. При этом концентрация напряжения в костной ткани приходится на одну сторону апикальной и противоположную сторону верхней части имплантата (рис. 31). Такая концентрация механического напряжения может привести к срыву физиологической регенерации кости и её резорбции. Направление жевательной нагрузки по центральной оси имплантата является одной из общих задач как хирургического, так и ортопедического этапов лечения. Идеальной может считаться установка имплантатов параллельно и в соответствии с положением антагонистов. Однако такое их введение в большинстве случаев практически невозможно в силу целого ряда объективных и субъективных причин. Кроме того, включение в протез наряду с имплантатами обладающих микроподвижностью зубов создаёт ситуацию, при которой имплантаты будут подвергаться не только вертикальной, но и боковой нагрузкам, т.е. приводит к появлению значительного по величине момента силы. Таким боковым нагрузкам имплантаты подвергаются в большей мере при жёстком соединении протеза с имплантатом (при помощи цемента). Поэтому для перераспределения вектора нагрузок могут применяться методы фиксации протезов, предусматривающие микроподвижность протеза относительно ортопедических компонентов имплантатов либо микроподвижность опорных зубов с частью протеза относительно другой его части, фиксированной на имплантатах. Микроподвижность опорных зубов относительно неподвижной части протеза, фиксированного на имплантатах, обеспечивается за счёт шарнирных соединений состоящего из двух частей протеза. Одна его часть фиксируется на опорных зубах при помощи цемента и имеет патрицу или матрицу для соединения со второй частью, снабжённой соответствующей патрицей или матрицей (рис. 21). Такое соединение протеза способно обеспечить естественную подвижность зубов относительно имплантатов и тем самым свести к минимуму боковые нагрузки на них. Вместе с тем следует учитывать, что эта конструкция позволяет снизить уровень боковых нагрузок при определённой длине части протеза между опорными зубами и имплантатом. Увеличение расстояния между опорным зубом и имплантатом может свести к нулю весь смысл шарнирного соединения протеза из-за возрастания момента силы. В такой ситуации лучше создать микроподвижность на уровне соединения протеза с ортопедическим компонентом имплантата или на уровне соединения ортопедического компонента с внутрикостной частью имплантата. Рис.21. Шарнирное соединение частей зубного протеза, опирающегося на имплантаты и зуб: А - состояние после установки головок имплантатов и препарирования 44-го зуба под металлокерамическую коронку; Б - фиксированная при помощи цемента металлокерамическая коронка с патрицей аттачмена рельсового типа, обеспечивающего микроподвижность в вертикальном направлении двух частей протеза; В - фиксированная на имплантатах вторая часть протеза, содержащая матрицу аттачмена рельсового типа; Г-состояние после пломбирования отверстий над винтами; Д- контрольная ортопантомограмма через 1 год после протезирования; Е - контрольная рентгенограмма через 10 лет после протезирования Микроподвижность протезной конструкции на уровне соединения ортопедического компонента с внутрикостной частью имплантата может быть создана при помощи амортизатора, например, как это предусмотрено конструкцией имплантатов IMZ. В этом случае подвижное и упругое соединение может гасить чрезмерные нагрузки, вывихивающие имплантат и вызывающие перегрузку структурных единиц кости (рис. 22.А). Второй вариант перераспределения вектора нагрузки — фиксация протеза к ортопедическому компоненту имплантата винтом. При такой фиксации за счёт микроподвижности и упругих деформаций в области соединения протеза с ортопедическим компонентом имплантата также происходит перераспределение и рассеивание механического напряжения позволяющее снизить уровень напряжения на границе раздела имплантат/костная ткань (рис. 22.Б). Рис. 23. Схема перераспределения вектора момента силы при наличии амортизатора имплантата (А) и в условиях микроподвижности протеза, фиксированного винтом к головке имплантата (Б) Экспериментальным путём было установлено, что фиксация протеза при помощи винта может снизить величину механического напряжения во внутрикостной части имплантата на 30%, а использование амортизаторов — на 60 %. Вместе с тем ни амортизаторы, ни фиксация протеза при помощи винта не являются панацеей для адекватного распределения жевательной нагрузки в области имплантата, на который опирается протез, имеющий значительную по протяженности консольную часть (или часть, опирающуюся на зубы), представляющую собой с механической точки зрения плечо силы. Если между опорным зубом и имплантатом имеется один или несколько искусственных зубов, расчёт протезной конструкции может производиться по законам классической механики, исходя из такого понятия, как равновесие, когда все действующие на тело силы взаимно уравновешены. Другими словами, любой момент силы можно свести к нулю с помощью противовеса — такого же момента силы, но с противоположным знаком (т.е. создать конструкцию наподобие качелей). Правило качелей было использовано в практике дентальной имплантации G. Zarb, R. Skalak, В. Rangert, Т. Jemt и L. Jorneus вначале для биомеханического обоснования условно-съёмных протезов с дистальным вытяжением, а затем и для расчёта других конструкций протезов, фиксированных на имплантатах при помощи винтов. Исходя из правила качелей, консольная часть протеза может быть в два раза длиннее, чем расстояние между двумя имплантатами, к которым прикручен винтами протез (рис. 23). При этом за счёт взаимного исключения моментов силы (их сумма будет равняться нулю) происходит перераспределение вектора силы, направленной по вертикальной оси имплантата, от которого начинается консольная часть протеза. Величина этой силы направленной вдоль вертикальной оси имплантата, не вызывает чрезмерного напряжения в окружающей имплантат кости. Основной задачей при расчёте консольной или подверженной микроподвижности части протеза является определение возможной длины плеча силы, которое производится по формуле: А = 2 В, где А — плечо силы или части протеза, обладающей микроподвижностью; В — расстояние между центральными осями имплантатов. Однако не стоит надеяться, что сведение расчётов зубных протезов к простым (равно как и сложным) уравнениям является руководством к действию, чертежом или точной схемой зубного протеза. Расчётная схема и применяемые при этом формулы — это всего лишь вертуальная модель, которая позволяет понять общий принцип функционирования протеза. Но как он будет «работать»? На этот вопрос расчётная схема ответа не даёт. Как показывает клинический опыт, следует избегать создания каких-либо консольных частей протезов, т.е. плечо силы должно стремиться к нулю. Если избежать этого не удаётся проектирование протеза должно проводиться с учётом биологической (архитектоника кости, расположение имплантата относительно компактных слоев кости) и механической составляющей (размеры имплантатов, их количество и расположение по дуге) системы. Расчёты на основе правила качелей оправданы при конструировании протезов с опорой на имплантаты и зубы, а также протезов с дистальным вытяжением, опирающихся на 5-8 имплантатов (рис. 24; 25). Кроме расчёта самой конструкции протеза для оптимизации вектора сил и снижения боковых нагрузок на имплантаты необходимо обеспечить восстановление окклюзионных контактов всех групп зубов и, в первую очередь, ключевых точек окклюзии на первых молярах и клыках, которые блокируют чрезмерные смещения нижней челюсти. Из этого следует, что протезирование на имплантатах должно быть комплексным с оказанием ортопедической помощи в полном объёме, предусматривающей восстановление целостности зубных рядов обеих челюстей, нормального ортогнатического прикуса и изготовление протезов, повторяющих анатомическую форму утраченных зубов. Такое протезирование можно осуществить только при помощи изготовления зубных протезов на цельнолитой металлической основе с облицовкой базиса протеза керамикой или пластмассой. Рис. 24. Схема правила качелей и основные расчёты конструкций консольных частей протезов Рис. 25. Схемы расчёта консольной части зубных протезов А - расчёт части протеза, опирающейся на зуб, которая может условно рассматриваться как консольная часть протеза, так как зуб обладает микроподвижностью; Б - расчёт условно-съёмного протеза с дистальным вытяжением, опирающегося на пять имплантатов. Вариант конструкции условно-съёмного протеза «Toronto Bridge», применяемой при полной адентии нижней челюсти Рис.26. Клиническое подтверждение возможности расчёта протеза по правилу качелей: А - фрагмент контрольной ортопантомограммы через 1 год после протезирования. Комбинированный металлокерамический протез был фиксирован винтами к двум имплантатам и на 45-м зубе при помощи цемента; Б - фрагмент контрольной ортопантомограммы через 4 года после протезирования. Коронковая часть 45-го опорного зуба разрушена по причине вторичного кариеса. Пациент заметил незначительную подвижность протеза и обратился только через 4 месяца, когда и был сделан контрольный снимок. Клинически определялась незначительная подвижность протеза, сопровождающаяся характерным стуком (типичная картина деформации шляпок фиксирующих протез винтов) в области соединений протеза с имплантатами. Таким образом, на протяжении по меньшей мере 4-х месяцев протез представлял собой консольную конструкцию, которая должна была привести к перегрузке костной ткани, окружающей имплантаты, и её резорбции. Рентгенологическая картина подтверждает наличие перегрузки, но только одного дистально расположенного имплантата, в области которого имеет место очаг резорбции костной ткани (рис.26). В то же время в области имплантата, выполняющего роль центральной опоры качелей, каких-либо изменений костной ткани не наблюдается. После снятия протеза не отмечалось подвижности имплантатов. Все эти данные могут служить косвенным доказательством возможности использования правила качелей для расчёта некоторых конструкций протезов, опирающихся на имплантаты. Использованная литература: 1). «Ортопедическая стоматология», под редакцией В.Н. Копейкина, М.З. Миргазизова, второе издание, Москва «Медицина» - 2001 год. 2). «Ортопедическая стоматология», Н.Г. Аболмасов, Н.Н. Аболмасов, В.А. Бычков, А. Аль-Хаким, восьмое издание, Москва «МЕДпресс- информ» - 2011 год. 3). «Заболевания пародонта», А.И. Грудянов, Москва «МИА», 2009 год 4). «Избранные лекции по патофизиологии», С.О. Берсудский, Саратов «Изд-во СГМУ», 2004 год. 5). «Анатомо-физиологические особенности челюстно-лицевой области и методы её исследования», В.В. Белошенков, Н.В. Курякина, М.М. Лапкин, Р.В. Потловская, Москва «Медицинская книга» - 2005 год. 6). «Ортопедическая стоматология. Пропедевтика и основы частного курса», В.Н. Трезубов, А.С. Щербаков, Л.М. Мишнёв, Москва «МЕДпресс- информ» , 2008 год. 7). «Клиническая гнатология», В.А. Хватова, Москва «Медицина» - 2005 год. 8). «Цельнолитые съёмные протезы», Р. Маркскорс 9). «Частичные съёмные протезы» Николас Дж. А. Джепсон, Москва «МЕДпресс». 10). « Дентальная имплантология:Основы теории и практики» В.Л.Парасквич, МН.: ООО «Юнипресс»,2002. жүктеу/скачать 2,44 Mb. Достарыңызбен бөлісу:
|