Ортодонтическая нагрузка на зубные имплантаты и альвеолярная кость
Внутрикостные остеоинтегрируемые дентальные имплантаты были предложены в качестве опор для ортодонтических аппаратов, где существующий съемный протез не обеспечивает достаточной фиксации.
Как клинические (Turley et al., 1988; Odman et al., 1988; Haanaes et al., 1991; Odman et al., 1994), так и экспериментальные (Wehrbein, Diedrich, 1993; Wehrbein et al., 1996) исследования показали, что остеоинтегрируемые имплантаты способны обеспечить достаточное и стабильное крепление для перемещения зубов в процессе ортодонтического лечения.
Такая возможность устраняет необходимость учитывать третий закон Ньютона, согласно которому приложенная сила может быть разделена на компоненты действия и эквивалентна по модулю противоположному воздействию.
В долгосрочных клинических исследованиях различных двухэтапных погружных систем имплантатов их утрата была обусловлена чрезмерной нагрузкой. У пациентов без зубов (Adell et al., 1981; Lindquist et al., 1988) и с частичным сохранением зубов (Jemt et al., 1989; Quirynen et al., 1992) большую часть утраты имплантатов также считали результатом чрезмерной окклюзионной нагрузки.
Было показано, что ранняя нагрузка на имплантаты в полости рта может препятствовать успешной остеоинтеграции (Sagara et al., 1993), а функциональное влияние чрезмерных окклюзионных сил после успешной остеоинтеграции до тех пор не было документировано. Затем исследования Isidor (1996, 1997) продемонстрировали, что нагрузка на имплантаты при создании массивной супраокклюзии приводит к чрезмерным и, видимо, нефизиологичным в боковом направлении окклюзионным силам, что создает высокий риск потери остеоинтеграции. Тем не менее в одном из четырех экспериментов на животных даже такая чрезмерная нагрузка не мешала начальной поверхностной интеграции альвеолярной кости и имплантата.
Нагрузки, применяемые в упомянутых исследованиях, были сильными и непродолжительными, только их невозможно определить количественно. Ни в одном из экспериментальных исследований не проанализирована прямая связь между изменениями при напряжении, возникающем в области имплантатов во время функциональной нагрузки, и реакцией тканей окружающей альвеолярной кости. Для оценки этиологии и патогенеза утраты имплантатов из-за перегрузки такая информация имеет решающее значение.
Для того чтобы оценить реакцию тканей, прилежащих к дентальным имплантатам, после определенной нагрузки и связать ее со степенью деформации, возникающей в губчатой альвеолярной кости, при исследовании животных использовали анализ конечных элементов, чтобы определить клеточную активность (Melsen, Lang, 2001). У шести взрослых обезьян нижние первый и второй премоляры, а также вторые моляры удалили. Через 6 мес в области нижнего левого второго премоляра и второго моляра установили два специально разработанных винтовых имплантата. Еще через 3 мес вставили и затянули в верхней части имплантатов квадратный стержень с тремя пазами на разных уровнях.
Выемки служили в качестве эталона для измерения смещения имплантата. Плоский диск поместили между имплантатом и стержнем. К этому диску были приварены два напуска с щечной и язычной сторон таким образом, что это позволило разместить спиральную пружину как можно ближе к предполагаемому уровню центра сопротивления (рис. 1). Непосредственно перед этим вставили щечные и язычные пружины, напуски были размещены на окклюзионной поверхности имплантатов. Оттиски сняли с каждого сегмента. Впоследствии проводили два измерения с электронным тензометрическим измерительным прибором. Для закрепления устройства установили литую шину на переднем сегменте съемного зубного протеза и каждом из винтов имплантатов.
Рисунок 1. Клиническое наблюдение демонстрирует никельтитановые пружины, применяемые для непрерывной нагрузки через центр сопротивления
Одно измерение осуществляли между зазорами около соединения имплантатов, другое — между зазорами, близкими к верхней части площади выдвинутого стержня. Измерения повторяли через 11 нед — по окончании периода ортодонтической нагрузки. Направление и величину смещения имплантата в результате нагрузки можно было вычислить в сагиттальной плоскости.
После регистрации исходных данных пружины, идущие от переднего до заднего имплантата, были прикреплены силовыми тягами щечно и лингвально (см. рис. 1). Общая нагрузка, прикладываемая к каждому имплантату, варьировала от 100 до 300 сН. Одна обезьяна служила в качестве контроля: ее имплантаты не подвергали нагрузке.
Затем обезьяны были выведены из эксперимента. Отбирали параллельные горизонтальные срезы тканей от коронкового до апикального конца имплантатов и окрашивали прочным (стойким) зеленым1. Сетка, состоящая из трех концентрических круговых линий, проецировалось на срезы, каждая из ее линий пересекала четыре равноотстоящие радиальные линии, начинающиеся в центре сетки и совпадающие с центральной осью имплантатов. Четыре радиальные линии разделяли круг на восемь областей: две — в направлении силы (А — зона сжатия), две — в противоположном направлении (В — зона растяжения), четыре боковые на имплантатах (С и D — зоны сдвига) (рис. 2).
Рисунок 2. Горизонтальный срез имплантата с проецируемой сеткой, используемой для гистоморфометрической оценки различных областей, окружающих имплантат. Область А представляет сжатие, область В — растяжение, области С и D — напряжение сдвига
Рисунок 3. Горизонтальный срез имплантата, на который проецировалась сетка с 32 радиальными линиями. Оценка остеоинтеграции включала определение доли прямого контакта кости и имплантата (х160)
При х160 оценивали степень резорбции лакун и трабекулярных костных поверхностей, окруженных остеоидом, в процентах. Кроме того, с помощью морфометрии регистрировали плотность костной ткани в каждом квадранте. Для определения величины остеоинтеграции рассчитывали долю прямого контакта кости и имплантата путем проецирования сетки, состоящей из 32 радиальных линий, идущих от центра имплантатов к секции (рис. 3).
Ни у одного из имплантатов не нарушилась остеоинтеграция после 11 нед ортодонтической нагрузки, но нагрузка существенно влияла на метаболизм альвеолярной кости около имплантата. Аппозиция кости встречалась наиболее часто, когда расчетная деформация колебалась от 3400 и 6600 микрострейн. С другой стороны, когда напряжение превысило 6700 микрострейн, ремоделирование кости пошло по пути утраты костной ткани.
P.S. Микрострейн — общеупотребительная техническая единица для измерения нагрузки. Находящийся под нагрузкой объект обычно деформируется (растягивается или сжимается), и нагрузку измеряют по величине этой деформации по отношению к тому же объекту в недеформированном состоянии. Один микрострейн представляет собой нагрузку, которая создает деформацию в отношении 1:1 млн (10-6).
Это исследование ясно подтверждает теорию, что аппозиция кости вокруг имплантата — биологическая реакция на механическое напряжение ниже определенного порогового значения, в то время как потеря маргинальной кости или полное нарушение остеоинтеграции могут быть результатом механического напряжения за пределами этого порога. Следовательно, жевательные силы должны существенно превышать физиологический диапазон, перед тем как окклюзионные контакты поставят под угрозу интеграцию имплантата в ткани.
Ряд других исследований по оценке ортодонтических сил подтвердил, что аппозиция или увеличение плотности костной ткани вокруг имплантата больше, чем утрата костной ткани (Roberts et al., 1984; Wehrbein, Diedrich, 1993; Asikainen et al., 1997; Akin-Nergiz et al., 1998).
