Биотехнические стандарты внутрикостных дентальных имплантатов
|
|
Скачать 396.43 Kb.
|
| Биотехнические стандарты внутрикостных дентальных имплантатов Согласно определению Д.Ф. Вильямса и Р. Роуфа имплантат — это изделие из небиологического материала, которое вводится в организм для выполнения каких-либо функций в течение длительного времени4. Любое изделие является продуктом человеческого труда — как интеллектуального, так и физического. Может ли винт или болт, изготовленный из биосовместимого материала, считаться изделием, пригодным для введения в организм? Может, но при этом останется винтом или болтом, применяемым для какой-либо временной цели, например, остеосинтеза или как запчасть для ортопедической конструкции. Создание изделия, достойного называться имплантатом, — процесс иного рода, требующий особого подхода, поиска оптимальных решений, совместной деятельности широкого круга специалистов в различных областях науки, а также длительного времени для анализа и тестирования конструкции, иногда повторного (рис. 5-1). Таким образом, только после прохождения всей технологической цепочки — от идеи до клинического применения — изделие, являющееся в основном интеллектуальным продуктом, может быть названо имплантатом. Вместе с тем, не всякая, даже блестящая идея, равно как и проведенные технологические и клинические испытания, приводят к созданию им- плантата, который найдет широкое практическое применение. Многие имплантаты становятся музейными экспонатами, некоторые используются только их авторами. Имплантаты, не получившие широкого внедрения в стоматологической практике, а также представляющие лишь исторический или дизайнерский интерес, не будут рассматриваться в данной главе. Предметом обсуждения станут конструкции и технологии изготовления, которые прошли испытание временем, широко применяются в серийном производстве и клинической практике и могут служить своего рода стандартом современных конструкций дентальных имплантатов и технологий их производства. ^ Конструкция дентальных имплантатов во многом обусловлена не только медико-биологическими требованиями, но и возможностями современных технологий. Биологические, прочностные и биомеханические свойства имплантационных материалов имеют большое значение, но не менее важным аспектом является обработка этих материалов при изготовлении имплантата. 118 •'ЧАСТЬ II, ОСНОВЫ ТЕОРИИ :«.,, і;, Разработка технологии изготовления бор материала на основе анализа его механических, физических, химических fT-j Экономические расчеты и биологических свойств Разработка принципиальной конструкции импланта соответствия физико-химических и механических свойств конструкции свой •—'- Результат Определение свойств конструкции и технологии: - механическая прочность - соответствие размеров и формы конструкции клиническому назначению - возможность точного изготовления конструкции и ее компонентов - возможность изготовления аналогичных по форме и размерам конструкций - возможность изготовления или наличие инструментов для применения разработанной конструкции Результат Экспериментальное изучение конструкции: - спектральный анализ поверхности - механические тесты на прочность при воздействии циклических нагрузок - биомеханические тесты на распределение напряжений в окружающих тканях - гистоморфометрическое исследование Результат Разработка документации: - технические условия производства - руководство по эксплуатации - регистрация торговой марки - методика клинической апробации Клиническая апробация Сертификация Клиническое применение Анализ результатов клинического применения Результат Имплантат, соответствующий современным биотехническим требованиям и стандартам • • ' ,••-•>•«'•• Рис. 5-1. Схема создания дентального имплантата ГЛАВА Известно, что некоторые, даже очень простые технологические приемы обработки биоинертных металлов, например, титана, могут значительно повысить индекс биофункциональности материала и тем самым обеспечить необходимую прочность имплантата. Это особенно важно, так как дентальные имплантаты, имея небольшой объем и площадь сечения, должны выдерживать значительную динамическую нагрузку. Кроме того, при помощи некоторых технологических приемов можно оптимизировать биологические и остеокондуктивные свойства материала. Особое значение при конструировании дентальных имплантатов придается их поверхности, которая во многом определяет не только прочностные свойства имплантата, но и условия для адсорбции биомолекул и адгезии клеток окружающих имплантат тканей. Кроме того, форма и структура поверхности внутрикостной части имплантата существенно влияют на способность к согласованному взаимодействию биомеханической системы «зубной протез—имплантат—костная ткань». Поэтому основными задачами производства дентальных имплантатов являются: • увеличение индекса биофункциональности материала имплантата; • создание микроструктуры поверхностей имплантата, адекватной типу окружающих тканей; • создание макроконструкции имплантата, имеющей достаточную удельную площадь поверхности для адекватного биомеханического взаимодействия с костной тканью. 5.1.1. Основные технологические способы изготовления имплантатов Фрезерование Этот способ изготовления имплантатов не оказывает значительного влияния на физико-химические свойства титана6, поэтому индекс биофункциональности материала не изменяется. Недостатком фрезерования является низкая чистота обработки поверхности (см. рис. 5-6), которая может иметь микротрещины либо следы механического воздействия, что является фактором концентрации напряжений в материале, снижает усталостную прочность и может служить причиной переломов имплантата' 4,102 Обработка давлением Обработка давлением может производиться посредством штамповки или пластического деформирования. При штамповке титана в холодном состоянии происходит повышение его прочности за счет деформации кристаллической решетки. Однако способность титана подвергаться обработке давлением в холодном состоянии достаточно низка, поэтому данный прием обработки можно применять только при изготовлении изделий несложных форм. В нагретом состоянии титан легче подвергается штамповке, но деформация в нагретом состоянии не повышает его прочности6'17'102. Поэтому для повышения прочности имеющих сложную форму имплантатов может применяться метод пластического деформирования. Пластическое деформирование поверхности материала происходит под действием трения качения специального инструмента (роликов) по детали. В месте контакта роликов с обрабатываемой поверхностью действуют сжимающие напряжения, в результате чего металл пластически деформируется и приобретает форму, аналогичную профилю инструмента. Качество обработки поверхности при этом намного выше, чем при фрезеровании. Кроме того, данный метод позволяет достичь очень высокой точности и чистоты обработки поверхности6. В отличие от штамповки пластическое деформирование приводит к уплотнению кристаллической решетки лишь поверхностного слоя металла (рис. 5-2, 5-3), что не вызывает изменения параметров упругости основной части материала102. Поэтому изготовление имплантатов методом пластического деформирования позволяет повысить прочность материала без значительного увеличения модуля Юнга и таким образом улучшить биофункциональные характеристики технически чистого титана. ^ ••:• ..•;•". . ' . --.у..' .•••'. ••..•••••• Рис. 5-2. Поверхность шлифа технически чистого титана (микрофотография, х250). Видна крупнозернистая структура материала Методы порошковой металлургии Спекание порошков титана позволяет получить изделие с заданными физико-механическими свойствами, обладающее сквозной проницаемостью (рис. 5-4). Этот технологический процесс дает возможность изготавливать дентальные имплантаты из композиции пористого и компактного титана с различным диаметром пор внутрикостной части1'2'8. Сквозная пористость внутрикостной части имплантатов значительно увеличивает удельную площадь контакта поверхности имплантата с костной тканью, что позволяет снизить механическое напряжение на границе раздела имплантат/костная ткань8-9'26. Полученный путем электроимпульсного спекания сферических гранул пористый титан имеет модуль Юнга в пределах 1,150-2,850 ГПа7'26. Такое снижение модуля Юнга могло бы существенно увеличить индекс биофункциональности, однако пористые материалы, в том числе титан, по прочности значительно уступают компактным12''15. Так, предел прочности на сжатие пористого титана составляет 60-113 МПа7, т.е. почти в 4 раза меньше, чем аналогичный показатель компактного титана. Литье Отливка позволяет получить изделия различных, иногда очень сложных форм с достаточно высокой точностью. Однако при этом невозможно контролировать структуру материала и, следовательно, его механические свойства. Кроме того, имплантаты, изготовленные с помощью литья, с трудом подвергаются последующей механической обработке с целью упрочнения материала4-102. Поэтому отливка внутрикостных дентальных имплантатов как способ их производства применяется редко. 5.1.2. Обработка поверхности имплантата Формирование и жизнедеятельность тканей организма на границе раздела с небиологическими материалами зависят от ряда факторов, в том числе микроструктуры поверхности материала. Рис. 5-3. Изменение структуры технически чистого титана после обработки пластическим деформированием: А — шлиф винтового имплантата, изготовленного методом пластического деформирования (белым четырехугольником обозначено место микрофотосъемки); Б — маркированный участок (х 250); видно уплотнение структуры поверхностного слоя титана ^ Рис. 5-4. Участок внутрикостной части имплантата, изготовленного методом электроимпульсного спекания сферических порошков титана (сканирующая электронная микроскопия, х 1000) Рис. 5-5. Прорастание тканей в поры внутрикостной части имплантата, удаленного вместе с участком кости из нижней челюсти собаки через 2 мес. после установки (хЮОО) Обработка внутрикостной поверхности В результате многочисленных исследований, проведенных in vitro и in vivo, было установлено, что определенная модификация поверхности, например, увеличение толщины оксидной пленки или придание шероховатости поверхности, может оказывать благоприятное влияние на процесс остеогенеза3'50'57-67'75'139-144'197. Шероховатая поверхность биоинертных материалов обладает большей по сравнению с гладкой поверхностной энергией и смачиваемостью, что способствует адсорбции белков, механическому прикреплению к поверхности материала волокон фибрина и коллагена64'69. Наличие опреде- ленной шероховатости, пор или углублений на поверхности внутрикостной части имплантата способствует адгезии остеогенных клеток, фи-бро- и остеобластов, синтезу специфических белков и факторов роста, что в конечном итоге позволяет достичь увеличения площади костной интеграции42-43'61-106' 137>149'198. Шероховатость позволяет также значительно увеличить удельную площадь взаимодействующей с костью поверхности имплантата, что увеличивает силу его интеграции с костью и снижает уровень механического напряжения в окружающих структурных единицах кости79'133'177-182. Считается, что оптимальным для остеогенеза и минерализации костного матрикса является размер пор от 70 до 700 мкм8-39'58'130. Модификация поверхности внутрикостной части имплантата может производиться посредством нескольких технологических приемов: механической обработки, удаления материала с поверхности, добавления материала к поверхности и ее пассивации. Механическая обработка Текстуру или определенную, имеющую регулярный рисунок, шероховатость на поверхности имплантата можно создать при помощи так называемой рельефной формовки или методом наката. Микрорельеф поверхности имплантата при этом образуется за счет местных поверхностных деформаций материала. Получаемые таким образом незначительные углубления и выступы придают определенную регулярную шероховатость поверхности внутрикостной части имплантата. Второй способ — обработка поверхности внутрикостной части имплантата абразивными материалами под давлением (пескоструйная обработка). В качестве абразивного материала обычно используются порошки алюмо- или титаноксид-ной керамики61-79'91. Оптимальным считается создание микрорельефа при обработке частицами диаметром 75 мкм29-199. Удаление материала с поверхности имплантата Шероховатость поверхности внутрикостной части имплантатов может быть создана при по- 122 ^ Рис. 5-6. Поверхности имплантатов после различной технологической обработки (х 150): А — после фрезерования; Б — после электрохимической полировки; Б — обработанная порошком алюмооксидной керамики с размерами частиц 75 мкм; Г— после двойного травления кислотами Рис. 5-7. Текстура поверхностей имплантатов (сканирующая электронная микроскопия, х 1000): А — механическая полировка; Б — пескоструйная обработка порошком алюмооксидной керамики; В — плазменное напыление титана; Г— травление кислотами мощи травления кислотами (рис. 5-6, 5-7). Для этой цели обычно используют соляную, серную, азотную и фтористую кислоты'12'59. После травления шероховатость поверхности получается более равномерной по сравнению с механической обработкой, но достичь прогнозируемого размера пор при этом практически невозможно. Поэтому травление кислотами часто производят дополнительно после пескоструйной обработки. Сочетание этих способов позволяет снизить чрезмерно высокие пики шероховатости после пескоструйной обработки, сохранив при этом необходимый размер пор. С целью удаления части материала и получения определенной текстуры поверхности им-плантата можно применять лазер. Выжигание и выпаривание части материала при помощи экс-имерного лазера приводят к образованию кратеров на поверхности материала. Таким образом можно создать текстуру поверхности с запрограммированной величиной и глубиной пор182. Добавление материала Шероховатая или пористая поверхность может формироваться при помощи технологии плазменного напыления13'102'182. При этом расплавленные в потоке плазмы частицы напыляемого материала соударяются с обрабатываемой поверхностью, образуя пористое и шероховатое покрытие1'1'182 (рис. 5-6, 5-7). Посредством данной технологии можно не только получить определенную текстуру по- ГЛАВА 5..БИОТЕХНИЧЕСКИЕ СТАНДАРТЫ \ВНУТі?И.К0СТНЬр:Д£НТАЯЬНЙХ;--рШЛАЙТАТОВ.' 1 верхности, но и наносить биологически активные материалы, например, гидроксиапатит или биосовместимое стекло, создавая таким образом биологически активное покрытие толщиной от 30 до 50 мкм13'29-182. Гидроксиапатит и другие кальций-фосфатные соединения можно наносить на поверхность внутрикостной части имплантата при помощи золь-гелиевой технологии. Суть ее заключается в осаждении на поверхности металлического имплантата кристаллов гидроксиапатита с использованием специальных связующих веществ, например, 10%-й фосфорной кислоты и спирта, образующих вместе с гидроксиапатитом суспензию, которая выпаривается при определенных температурных режимах. В результате кристаллизации и связывания с поверхностью имплантата создается покрытие из гидроксиапатита толщиной около 1 мкм44'125. Покрытие керамическими или кальций-фосфатными биоактивными материалами позволяет создать условия для химической связи с костным матриксом, а также оптимизировать остео-кондуктивные и некоторые физические свойства поверхности имплантата (уменьшение теплопроводности и снижение стандартного электродного потенциала)34'44'101. Ряд авторов считает, что нанесение гидроксиапатита на внутрикостную часть имплантатов увеличивает площадь оссеоинтегрированного контакта, силу интеграции и обеспечивает высокий уровень клинической эффективности таких имплантатов38'54'89'99'116'145'160'161. Однако целесообразность биоактивного покрытия внутрикостной части имплантата не может считаться общепризнанной точкой зрения. Экспериментальные исследования некоторых авторов не выявили сколько-нибудь заметных преимуществ имплантатов, покрытых гидроксиапатитом, по сравнению с имплантатами из технически чистого титана60'103'112'113. Некоторые специалисты на основании экспериментальных и клинических исследований показали, что нанесение гидроксиапатита или других кальций-фосфатных соединений на поверхность имплантата не только не увеличивает, но даже снижает площадь оссеоинтегрированно- го контакта через 1 год после установки имплантата за счет резорбции биоактивного покрытия и замещения резорбированных участков фиброзной тканью29'92'93-138. Ряд авторов считает, что из-за остеокластиче-ской резорбции, сколов и отслаивания биоактивного покрытия функционирующего имплантата может происходить резорбция окружающей им-плантат костной ткани, что является одной из причин неудачного клинического применения •7- имплантатов с гидроксиапатитным покрытием 4,90,114,195,200,201 Пассивация Пассивация — создание оксидной пленки на поверхности металлов для предохранения их от коррозии. Цель пассивации — увеличение толщины оксидного слоя поверхности имплантата. По мнению некоторых авторов, спонтанное образование оксидной пленки толщиной от 4 до 20 нм на поверхности титана или металлов не может обеспечить достаточную коррозийную устойчивость в биологических средах25-181. Другие исследователи, наоборот, считают, что спонтанно образованная оксидная пленка способна обеспечить коррозийную устойчивость титана в биологических средах, если оксидный слой не подвергался механическому повреждению непосредственно перед имплантацией или после нее, например, в результате трения при подвижности деталей имплантата относительно друг друга102'143. Наиболее распространенным является следующее мнение: пассивация может повысить коррозийную устойчивость металлов, применяемых для изготовления имплантатов, и оправдана с термодинамической, физико-химической и биологической ТОЧеК зреНИЯ47'72'78'104'158'181. Однако какую толщину оксидной пленки считать оптимальной, пока неизвестно5'102. Кроме того, ее увеличение может происходить за счет образования не только наиболее стабильного соединения ТЮ2, но и менее устойчивых окислов ТіО и Ті2О35'120, вследствие чего может иметь место ускоренная диссоциация оксидного слоя, сопровождающаяся пигментацией окружающих тканей141'157. Известно также, что увеличе- ^ ние толщины оксидного слоя может приводить к его разрушению и отслойке под воздействием циклических нагрузок66. Толщина оксидного слоя на поверхности титана возрастает при термической, пескоструйной, ультразвуковой обработке, плазменном напылении, травлении кислотами, обработке в тлеющем разряде25'120'123'183-192, а также при стерилизации имплантатов123'135. При длительном взаимодействии с тканями организма толщина оксидного слоя титана может увеличиваться до 200 нм5'148. Обработка поверхностей, контактирующих со слизистой оболочкой В результате многочисленных исследований было установлено, что фибробласты, коллагено-вые и эластичные волокна надкостницы, а также собственной пластинки слизистой оболочки лучше адаптируются к текстурированной или покрытой гидроксиапатитом поверхности65'162-178. Другие авторы приводят данные, говорящие о том, что адаптация мягких тканей к гладкой и шероховатой поверхности не имеет существенных различий59'110-111'147. На адаптацию соединительной ткани к поверхности имплантата может оказывать влияние геометрия поверхности. Поэтому предполагается, что на чрездесневую часть имплантата целесообразно наносить горизонтально ориентированные кольцевые канавки30'48'49'56'94'95. Однако надкостница и собственная пластинка слизистой оболочки формируют незначительное по площади прикрепление, и десневая манжетка имплантата образуется в основном за счет эпителия десны. При этом в отличие от фибробла-стов эпителиальные клетки лучше адаптируются к гладкой поверхности57-102. Кроме того, текстурированная поверхность титана или гидроксиапатитное покрытие способствуют адгезии не только клеток, но и микроорганизмов73'151'165, вызывающих воспаление в области десневой манжетки и периимплантит, который является одной из наиболее частых причин неудач имплантации85'132>152'164'182'188. Поэтому для адекватного эпителиального прикрепления, формирования эффективного со- единительнотканного барьера, а также с гигиенической точки зрения поверхность контактирующих со слизистой оболочкой и выступающих в полость рта частей имплантата должна быть тщательно отполирована28'110'J11-147>164. Гладкая, с чистотой полировки не ниже 7-10 класса поверхность имплантата может быть получена двумя способами: электрохимической полировкой и пластическим деформировани- •6,17,25 ем 5.1.3. Очистка поверхности и стерилизация В процессе изготовления имплантатов может происходить загрязнение (контаминация) их поверхностей. Контаминация инородными элементами может препятствовать адекватной адсорбции биомолекул, адгезии клеток и интеграции имплантата с окружающими тканями117-118. На поверхности имплантатов можно обнаружить включения углерода, кислорода, азота, натрия, цинка, кремния, фтора, хлора, кальция и некоторых других элементов, а также органических веществ100'129'153> 163'16Э. Характер контаминации зависит от технологии изготовления имплантата и способа обработки его поверхности. Например, при механической обработке и механической полировке наблюдается значительная контаминация углеродом155. При травлении некоторыми кислотами может иметь место контаминация фтором153. При пескоструйной обработке часть поверхности содержит гранулы алюмооксидной керамики190. Очистка поверхности имплантата может производиться химическим способом. Для этого его помещают в кетонный раствор (кетоны — органические соединения, применяемые в промышленности в качестве растворителей) на 5 мин, затем промывают в бидистиллированной воде в течение 15 мин и проводят пассивацию в 30%-й азотной кислоте в течение 30 мин184. Существуют также способы очистки в тлеющем электрическом разряде, при помощи пароструйной и ультразвуковой обработки в растворах бутанола и этанола32'52'100'121-142. ГЛАВА 5. БИОТЕХНИЧЕСКИЕ СТАНДАРТЫ ВНУТРЙКбСТНЫХ ДЕНТАЛЬНЫХ ИМПЛАНТАТОВ 125 Однако следует учитывать, что получить абсолютно чистую, лишенную примесей некоторых элементов поверхность имплантата практически невозможно. Все известные в настоящее время способы очистки позволяют получить лишь относительно чистую поверхность имплантата, которая в незначительной степени содержит ионы углерода, кальция и фосфора36-121'153'154. Уровень и характер контаминации зависят также от способа стерилизации имплантата72. Так, при автоклавировании на его поверхности осаждаются ионы железа, хлора, фтора и азо-тазІ,І2І,Із5_ Другие способы стерилизации — су-хожаровая, динамическое ультрафиолетовое облучение, в тлеющем электрическом разряде — позволяют добиться минимального уровня контаминации поверхности имплантата68'142'179. Источником контаминации может быть также неправильное применение имплантата в клинической практике. Прикосновение к нему изготовленными не из титана металлическими инструментами может привести к контаминации ионами металлов196. Руки хирурга также могут стать источником контаминации внутрикост-ной части имплантата тальком или другим по- рошком, которым были обработаны резиновые перчатки76. Кроме контаминации неорганическими веществами во время операции поверхность имплантата может быть загрязнена бактериями, например, при попадании слюны перед его установкой. Такая бактериальная контаминация может служить причиной осложнений76'191. ^ ДЕНТАЛЬНЫХ ИМПЛАНТАТОВ Любой дентальный имплантат имеет внутри-костную, чрездесневую и опорную части. В зависимости от формы внутрикостной части большинство дентальных имплантатов можно разделить на имплантаты, в той или иной мере повторяющие форму корня зуба (цилиндрические, винтовые), пластиночные и комбинированные. Кроме того, дентальные имплантаты можно классифицировать еще по целому ряду признаков (рис. 5-8). По конструкции они могут быть неразборными и разборными. В зависимости от материала и структуры поверхности — керами- ^ f~ В форме корней зубов 1 эме плас ПО КОНСТРУКЦИИ Комбинированной формы Неразборные Разборные Двухступенчатые {Трёхступенчатые ^ С амортизатором I С предохранителем Керамические ПО ПОВЕРХНОСТИ ВНУТРИКОСТНОЙ ЧАСТИ Гладкие І екстурированные ^ чные і; і Рис. 5-8. Классификация внутрикостных дентальных имплантатов 126 ЧАСТЬ II, ОСНОВЫ ТЕОРИИ ческими и металлическими, пористыми и компактными, гладкими, текстурированными или с биоактивным покрытием. В зависимости от методики установки имплантаты могут быть одно-и двухэтапными. Для оценки конструктивных особенностей той или иной формы внутрикостной части им-плантата применяются биомеханические тесты. Наиболее распространенным является тест на сдвиг имплантата в кости (табл. 5-1). Суть его состоит в определении силы, необходимой для сдвига имплантата по отношению к окружающей кости, т.е. разрушения, образовавшегося после регенерации кости, соединения между костью и имплантатом. Естественно, чем больше усилие, необходимое для разрушения соединения имплантат—кость, тем выше предел прочности этой системы и тем большее напряжение она может выдержать. Таким образом, тест на сдвиг может служить не только показателем силы интеграции имплантата с костью, но и косвенно характеризует биологические и биомеханические свойства имплантата. Имплантаты, повторяющие форму корней зубов Это имплантаты с внутрикостной частью цилиндрической, винтовой или иной формы, очертания которой с известной долей воображения Рис. 5-9. Несколько версий имплантатов, имеющих цилиндрическую форму внутрикостного элемента: 1 — имплантат IMZ с текстурированной плазменным напылением поверхностью; 2— имплантат фирмы Calcitek с гидрокси-апатитным покрытием и наружным шестигранником; 3— вну-трикостный элемент из алюмооксидной керамики имплантата Frialit 1; 4 — внутрикостный элемент имплантата Bicon с кольцевыми выступами; 5— внутрикостный элемент имплантата Lobo с полусферическими выступами Рис. 5-10. Внутрикостные элементы некоторых винтовых имплантатов: 1 — имплантат Branemark с наружным шестигранником; 2 — имплантат Steri-Oss в форме эллипса; 3— конический винтовой имплантат Radix; 4 — имплантат Ankylos с переменной глубиной резьбы; 5— конический винтовой имплантат Mix Implant с крупным шагом резьбы могут быть спроецированы на форму корней зубов (рис. 5-9, 5-Ю). Цилиндрические имплантаты Внутрикостная часть имплантата цилиндрической формы с гладкой поверхностью имеет наименьшую площадь поверхности и наиболее низкие биомеханические показатели при тесте на сдвиг (табл. 5-1). Поэтому имплантаты цилиндрической формы обязательно должны иметь геометрически развитую, текстурированную поверхность или биоактивное покрытие. Все известные в настоящее время версии цилиндрических имплантатов производятся разборными, рассчитанными на двухэтапную методику применения (рис. 5-9). Винтовые имплантаты Являются наиболее распространенным видом имплантатов. Существует достаточно большое количество их модификаций, отличающихся профилем резьбы (рис. 5-Ю, 5-11). Имплантаты винтовой формы могут быть разборными и неразборными, одно- и двухэтапными, иметь гладкую, шероховатую поверхность или покрытие из биоактивных материалов (рис. 5-11, 5-12). Для них характерны более высокие показатели теста на сдвиг по сравнению с цилиндрическими (табл. 5-1). ^ 127 Значения тестов на сдвиг имплантата в кости Источник Таблица 5-1 Сроки испытаний после Форма п хность ЇД. из- Место станов. установки имплантатов и размеры „МГО£НТЯТП1, Оборудование мере- '*„„„„ (нед.) имплантатов имплантатов ния ки имплантатов Тест на выталкивание имплантата гїе указано Clemow А. etal.,1981 Цилиндр Порист 010мм L 20 мм МПа Бедренная кость 4-:кролика Обработанные «Instron» N плазменным напылением Kraut R. et al 1991 Цилиндр 0 4мм L 11 мм Нижняя челюсть собаки Дудко А.С. с соавт., 1993 Цилиндр 03мм L 5мм Обработка мето- «Instron» дом наката Пористые Гладкая Винт 03мм Ь5мм Brosh Т. et al., 1995 Baker D. et al., 1999 Винт 0 4мм L 14мм Гладкая Schenck Trebel N RSA-50 Цилиндр Гладкая 03,3мм Ь4мм Двойное тра ниє кислотам; Нижняя челюсть собак Большая берцо- 46,7 35,7 вал кость кролика 1194 57,6 114,6 Тест на выкручивание имплантата Carlsson L. etal, 1988 Винт 03,7мм ;L 7мм Albrektsson Т. Винт et al., 1998 Carr A. et al., 1995 Винт 0 3,8 мм L 10 мм После химиче- Прибор ской полировки Jormichi Гладкая, без полировки Пескоструйная Прибор обработка А12О3. Johnichi Размер частиц 25/75 мкм Гладкие из ти- Computorq тана 501-CI Гладкие Ncm Бедренная кость ка Ncm Бедренная кость кролика 45/55 Покрытые га-дроксиапатитом 128 ^ Рис. 5-11. Профили внутрикостной части винтовых имплантатов: А — остроконечная наружная резьба; Б— закругленный профиль наружной резьбы; В — асимметричный профиль внутренних радиусов резьбы Антиротационная защита Ротация не связанных между собой или с зубами цилиндрических и винтовых имплантатов может произойти в костном ложе даже после пе- риода регенерации костной ткани как под воздействием жевательной нагрузки, так и во время врачебных манипуляций. Поэтому обязательным элементом конструкции внутрикостной части таких имплантатов являются антиротационные замки15. Они могут представлять собой анкера, углубления, площадки, отверстия, продольные канавки, сочетание различных переходных форм и сечений внутрикостной части имплантатов (рис. 5-13). В имплантатах диаметром 3,5 мм и более обычно применяются замки в виде анкеров, углублений, площадок или отверстий; при меньшем диаметре — в виде продольных канавок, насечек на внешней резьбе либо внутрикостная часть имеет переменное сечение. Пластиночные имплантаты Пластиночные имплантаты могут быть разборными и неразборными (рис. 5-14). Требования к поверхности пластиночных и цилиндрических имплантатов совпадают. Пластиночные имплантаты должны иметь: текстурированную поверхность и/или макрорельеф в виде «змейки» либо гофрированной пластины, а также отверстия для прорастания костной ткани. Считается, что их площадь должна составлять примерно У3 общей площади внутрикостной части имплантатов25'96. Имплантаты комбинированной формы Внутрикостная часть имплантата может сочетать несколько форм; наиболее распростра- Рис. 5-12. Варианты одноэтапных винтовых имплантатов: 1 — имплантат D. Garbaccio, рассчитанный на би-кортикальную установку; 2— имплантат Radix-l диаметром 2,8 мм с остроконечным профилем резьбы; 3 и 4 — имплантаты MTI и MDI диаметром 1,8мм, применяемые для временного протезирования на имплантатах; 5 — разборный имплантат, предложенный D. Muratori; 6— имплантат, разработанный F. Straumann, A. Schroeder и F. Sutler; 7— имплантат Radix-DM, который может применяться без головки для условно-съемного и с головкой для несъемного протезирования; 8 — имплантат Slim с наружной резьбой для фиксации головки; 9 — имплантат SSDI с наружным шестигранником ^ Рис. 5-13. Наиболее распространенные варианты антиротационных замков: 1,2 — отверстия с анкерами в апикальной части внутрикостного элемента; 3, 4 и 5— площадка и анкера в апикальной части; 6 — продольная канавка Рис. 5-14. Варианты конструкции пластиночных имплантатов: 1 — неразборный имплантат; 2— разборный с внутренней резьбой для установки головки; 3— разборный с наружной резьбой Рис. 5-15. Конструкции комбинированных имплантатов, сочетающих в себе цилиндрическую и пластиночную формы: / — цилиндрическая и пластиночная части находятся на одном уровне по нижнему краю имплантата; 2 — нижний край имеет пластиночную форму; 3 — асимметричная пластиночная часть ненной является комбинация цилиндрической и пластиночной формы (рис. 5-15). Такие имплан-таты имеют центральную часть в виде цилиндра, от которого отходят две симметрично или асимметрично расположенные пластины. К комбинированным можно отнести также дисковые и трансмандибулярные имплантаты. Имплантаты комбинированной формы являются, как правило, разборными. 5.2.1. Конструкции неразборных имплантатов Современные неразборные имплантаты состоят из внутрикостной части винтовой или пластиночной формы с отходящей от нее шейкой, которая в свою очередь переходит в головку имплантата. Неразборные имплантаты предусмотрены только для одноэтапной установки. Внутрикост-ная часть и шейка имплантата погружаются в костную ткань. Опорная головка при этом находится на уровне слизистой оболочки и выступает в полость рта. 5.2.2. Конструкции разборных имплантатов Разборные конструкции дентальных имплантатов рассчитаны как на одно-, так и на двух-этапную методику их применения. Разборные конструкции могут быть двухступенчатыми, тогда имплантат разделяется на вну-трикостную часть и головку. Трехступенчатые конструкции имеют дополнительную переходную часть, которая, как правило, находится на уровне десны. Многоступенчатые конструкции могут включать кроме внутрикостной части и головки имплантата целый ряд промежуточных частей — амортизаторов, колец, колпачков, винтов, пружин и других аксессуаров (иногда нужных, иногда не очень). Необходимыми для клинического применения являются внутрикостный элемент, винт-заглушка и опорная головка. Остальные компоненты можно считать дополнительными. Одни из них устанавливаются на хирургическом этапе лечения — это формирователи дес-невой манжетки, которые предназначены для формирования оптимальной ее формы и для удобства поддержания гигиены полости рта пациентом до ортопедического этапа лечения; ино- 9. 3-623. 130 ^ Рис. 5-16. Варианты соединения головки с внутрикостным элементом: 1 — при помощи цементирования; 2 — по принципу конуса Морзе; 3 — цилиндрическое резьбовое соединение; 4 — резьбовое соединение с запирающим конусом; 5— коническое резьбовое соединение гда — для превращения двухэтапного имплан-тата в одноэтапный, исключения имплантата из окклюзионной нагрузки до окончания протезирования, а также обеспечения эстетического результата при протезировании фронтальной группы зубов. Другие дополнительные компоненты предназначены для ортопедического этапа лечения и необходимы для снятия точных слепков, изготовления точных зуботехнических моделей челюстей и качественных зубных протезов. Такими компонентами являются: аналоги-негативы (позитивы), лабораторные колпачки, которые Рис. 5-17. Наиболее распространенные модули соединения головки с внутрикостным элементом: 1 — наружный шестигранник; 2— внутренний шестигранник; 3 — шлицевой модуль могут быть изготовлены из беззольной пластмассы, золота или титана, а также различные типы винтов. Варианты соединения основных компонентов имплантата Разборные имплантаты могут отличаться друг от друга вариантами соединения компонентов. У одних соединение головки с внутрикостным элементом осуществляется при помощи цемента (как правило, у имплантатов с керамической внутрикостной частью). У некоторых имплантатов (Bicon, IMPLA) фиксация и соединение головки с внутрикостным элементом осуществляются за счет механического заклинивания конусных частей (конус Морзе). Наиболее распространено винтовое соединение (рис. 5-16). При этом резьба может иметь цилиндрическую (у большинства известных конструкций) или коническую форму (имплантаты системы Radix). У целого ряда имплантатов предусмотрено сочетание цилиндрической резьбы и посадочного конуса (Straumann ITI, Degussa Ankylos, Astra Tech). У многих имплантатов кроме резьбового соединения предусмотрен модуль, который одновременно служит для установки имплантата и фиксации головки в определенном положении, предотвращая ее вращение (рис. 5-17). Обычно такой модуль имеет форму шестигранника, ко- ^ 131 торый может быть «утоплен» в глубь внутри-костной части (внутренний шестигранник) или располагаться на ее верхней площадке (наружный шестигранник). При этом головка имплан-тата устанавливается на/или в шестигранник и фиксируется винтом, проходящим через сквозной канал в головке. Такую конструкцию имеют имплантаты Branemark, Зі, Steri-Oss, Paragon и многие другие. Некоторые производители предлагают более сложный по форме модуль, например, в имплантатах Spline Twist фирмы Calcitek, имеющих шлицевое соединение (рис. 5-17). Общим требованием, предъявляемым к любому соединению является герметичность, которая достигается благодаря точной посадке головки и плотному прилеганию друг к другу компонентов имплантата (рис. 5-18). Конструкции головок Существует множество вариантов конструкции головок имплантатов. Простейшие конструкции имеют форму цилиндра или конуса и соответствующий модуль для соединения с внутрикостной частью. Существуют также головки сложной формы, повторяющей культю обработанного под коронку зуба с уступом. Кроме того, головки имплантатов в верхней своей части или сбоку могут иметь резьбовой ка- Рис. 5-18. Шлифы трех имплантатов различной конструкции (обведены места, обеспечивающие герметичность соединений): 1 — имплантат Straumann ITI с коническим запорным модулем; 2 — двухэтапный винтовой имплантат системы Radix с конической резьбой; 3 — имплантат Antogyr с внутренним шестигранником и фиксированной винтом наклонной головкой нал, в который устанавливается фиксирующий протез винт. Такая конструкция предназначена для условно-съемного протезирования. Головки имплантатов имеют различную конусность. Угол наклона сторон опорной части головки 20-40° позволяет дезавуировать наклон не параллельно установленных имплантатов: Для осуществления протезирования на наклонно установленных имплантатах существуют также головки, опорная часть которых находится под различными углами, обычно от 10 до 25° по отношению к соединительному модулю (рис. 5-19). Рис. 5-19. Конструкции головок: А — однокомпонентные конструкции: 1 — головка без внутренней резьбы для несъемного протезирования; 2— головка с внутренней резьбой для несъемного и условно-съемного протезирования; 3 — головка с внутренней резьбой и опорным уступом для несъемного и условно-съемного протезирования; 4 и 5 — головки с углом наклона стенок конуса 20 и 45° для условно-съемного протезирования; 6 — головка с опорной сферической частью (применяется как патрица кнопочного замка для фиксации съемных протезов); Б— многокомпонентные головки: / — головка, которая устанавливается на шестигранный модуль и фиксируется винтом (как правило, применяется для условно-съемного протезирования); 2— наклонная головка, фиксируемая на шестигранном модуле винтом; 3— наклонная головка в форме культи зуба, фиксируемая на модуле винтом (применяется при протезировании одиночных дефектов фронтальной группы зубов) 132 ^ Головки имплантатов могут иметь различную длину чрездесневой части — от 1 до 9 мм и различную высоту опорной части обычно от 2 до 7 мм. В последнее время нашли применение головки, представляющие собой композицию соединительного модуля из титана и культи из керамики. Такие головки применяются у пациентов с очень тонкой слизистой оболочкой, когда титановая головка может просвечивать через десне-вой край, что может свести к нулю эстетический результат лечения. Конструкциями некоторых имплантатов, например, системы Branemark, предусмотрен переходный чрездесневой элемент, к которому при помощи винта присоединяется сердечник, находящийся в металлическом, обычно из золота, базисе зубного протеза. Рис. 5-20. Компоненты и схема устройства двух модификаций амортизатора имплантатов IMZ: 1 — внутрикостный элемент; 2 — опорный элемент, в который устанавливается амортизатор (3) или внутренний мобильный элемент (За) из армированного титаном полиоксиметилена; 4 — сердечник, находящийся в протезе; 5— винт, фиксирующий амортизатор и протез Амортизаторы Конструкцией некоторых имплантатов предусмотрен амортизатор, который может располагаться на трех уровнях: во внутрикостной части, на границе соединения головки с внутрикостной частью или на уровне протезной конструкции (рис. 5-20, 5-21). Считается, что наличие амортизатора может снизить уровень напряжения в окружающей им-плантат костной ткани и оптимизировать распределение механической нагрузки в системе «зубной протез—имплантат—кость»16'24-55'126'134. Предохранители Некоторые конструкции включают винтовые соединения компонентов имплантата, имеющих несколько контактных поверхностей и участки, наиболее уязвимые в плане механической пере- Рис. 5-21. Компоненты и схема амортизатора имплантата Paraplant 2000: 1 — внутрикостный элемент; 2 — опорный элемент; 3 — амортизационное резиновое кольцо; 4 — шайба; 5 — пружина; 6 — первичный опорный элемент; 7 — винт, фиксирующий элементы амортизатора к опорному элементу; 8 — сердечник зубного протеза ^ 133 грузки. Например, конструкцией имплантатов системы Branemark предусмотрено звено, состоящее из сердечника и чрездесневого (вторичного) элемента, которые соединяются фиксирующим Рис. 5-22. Схема устройства многоступенчатой конструкции имплантата системы Branemark и распределения внутренних напряжений между его компонентами: 1 — внутрикостный элемент; 2— опорный элемент; 3— вторичный элемент; 4— сердечник протеза; 5— золотой винт, фиксирующий протез; а— места наибольшего механического напряжения; а, — типичное место перелома винта при боковых нагрузках более 10N протез винтом. Это звено является наиболее уязвимым в отношении механической нагрузки и рассчитано таким образом, что при возникновении чрезмерных боковых циклических нагрузок (более 10N) должен происходить перелом фиксирующего протез винта (рис. 5-22). Винт изготовлен из золота и является менее прочным, чем все остальные элементы конструкции. Таким образом он выполняет роль предохранителя и, ломаясь, предупреждает возникновение чрезмерной нагрузки в области внутрикостной части имплантата115'167-168-18°. 170>194. Фиксирующие протез винты могут изготавливаться и из титана22-194. Они прочнее золотых, но специальный расчет размеров и геометрии позволяет также использовать их в качестве предохранителя перегрузки имплантата. Кроме того, многокомпонентные, имеющие несколько контактных поверхностей конструкции имплантатов, предусматривающие фиксацию протезов при помощи винтов, позволяют снизить уровень нагрузки на костную ткань за счет перераспределения механического напряжения между компонентами внутри импланта- 175,176 та ^ Размеры имплантатов имеют биомеханическое и клиническое значение. Известны две биомеханические закономерности: 1) чем больше длина имплантата, тем сильнее его интеграция с костной тканью и тем большую функциональную нагрузку способен нести имплантат и окружающая его костная ткань37'150-174; 2) чем больше диаметр имплантата, тем благоприятнее распределение нагрузки в окружающей его костной ткани и выше прочность имплантата167'168> 17°. Поэтому размеры имплантата, его диаметр и длина, должны быть максимально возможными с точки зрения как биомеханики, так и клинической эффективности. Вместе с тем, размеры имплантата существенно ограничены объемом челюстей и дру- 134 : ЧАСТЬ IL ОСНОВЫ ТЕОРИИ гимн анатомическими образованиями челюст-но-лицевой области. Кроме того, для обеспечения адекватного остеогенеза имплантат должен окружать со всех сторон слой кости толщиной более 0,75-1,0 мм23'150. Таким образом, с биологической и клинической точек зрения размеры имплантата должны быть настолько малы, чтобы их со всех сторон окружал массив кости, обеспечивающий адекватный остеогенез. Стандартные размеры современных неразборных имплантатов А. Винтовые имплантаты: • диаметр внутрикостной части от 1,8 до 3 мм; • высота внутрикостной части от 12 до 25 мм. Б. Пластиночные имплантаты: • толщина внутрикостной части от 1 до 1,6 мм; • высота внутрикостной части от 5 до 15 мм. Стандартные размеры разборных имплантатов A. Одноэтапные винтовые имплантаты: • диаметр внутрикостной части от 1,8 до 4,0 мм; • высота внутрикостной части от 10 до 25 мм. Б. Пластиночные имплантаты: • толщина внутрикостной части от 1 до 1,6 мм; • высота внутрикостной части от 7 до 15 мм. B. Двухэтапные винтовые и цилиндрические имплантаты: • диаметр внутрикостного элемента от 3,0 до 5,5 мм; • высота внутрикостного элемента от 7 до 18 мм. Г. Имплантаты комбинированной формы: • толщина пластиночной части внутрикостного элемента от 1 до 1,6 мм; • диаметр цилиндрической части внутрикостного элемента от 3,5 до 4,0 мм; • высота внутрикостного элемента от 7 до 15 мм. ^ Для применения любого имплантата требуется набор инструментов, предназначенных для препарирования костного ложа, установки имплантата и его компонентов. 5.4.1. Инструменты для препарирования костного ложа Одним из основополагающих принципов имплантации является атравматичная подготовка костного ложа имплантата и его корректная установка. Обеспечить это можно только при использовании инструментов, специально предназначенных для препарирования и окончательного формирования костного ложа, соответствующего форме и размерам устанавливаемого имплантата. Биофизические аспекты сверления кости Известно, что сверление с помощью бормашины приводит не только к механическому повреждению, но и нагреванию кости. Причем, нагревание кости во время сверления является ведущим травматическим фактором, вызывающим нарушение остеогенеза. Так, если механическое повреждение кости при сверлении может привести к образованию зоны некроза глубиной от 0,4 до 1,5 мм27'171, то при чрезмерном нагревании она может достигать даже 17,5 мм107. Образование обширной зоны некроза вследствие нагревания кости во время сверления может не только замедлить регенерацию и спровоцировать массированную резорбцию костной ткани, но и привести к развитию остеомиелита19'109'156. Нагревание кости на 4-5 °С приводит к гиперемии костного мозга; на 10-13 °С — к необратимой реорганизации коллагена, разрыву связей между волокнами коллагена и гидрок-сиапатитом, резорбции и некрозу отдельных структурных единиц кости41'82'83-88. Нагревание более чем на 10-13 °С вызывает денатурацию белков, гибель остеоцитов, стойкое нарушение кровообращения в течение 4-5 нед. и образование секвестров35'81'86-173. Предельно допустимым при препарировании ложа под имплантаты считается нагревание кости в зоне сверления на 7 °£)84,97 Причиной нагревания кости во время сверления является трение, которое в свою очередь зависит от скорости вращения и формы инструмента18-19'97. Концентрации тепла способствует низкая теплопроводность кости105'140, а также не- ^ 135 Рис. 5-23. Влияние режимов сверления на регенерацию кости вокруг имплантатов19 (макропрепараты нижней челюсти собаки с установленными цилиндрическими титановыми цилиндрами; состояние через 30 дней после операции и выведения животных из эксперимента): А— результат препарирования костного ложа шаровидным бором при 1000 об./мин с наружным охлаждением. Имплантаты находятся в области сформировавшегося секвестра кости; Б— последствие препарирования фиссурным бором при 1000 об./мин с наружным охлаждением. Имплантат окружает грануляционная ткань; В — результат использования сверла при 5000 об./мин с наружным охлаждением. Имплантаты окружает фиброзная ткань; Г— последствия грубого механического повреждения. Ложе препарировали сверлом при помощи ручной дрели. На изломе костного блока, содержащего имплантат, видна неоднородная, рыхлая стенка ложа имплантата с узурами и полостями, повторяющая его форму; Д — результат препарирования сверлом при 1000 об./мин с наружным охлаждением. На изломе костного блока, содержащего имплантат, видна гладкая, плотная, однородная стенка ложа, повторяющая форму имплантата эффективный отвод костной стружки из зоны сверления11'127. Это объясняется тем, что за счет большой разницы теплопроводности и теплоемкости кости, с одной стороны, и металла инструмента, с другой, тепловой баланс складывается следующим образом: 51% тепла приходится на долю костной стружки, 35 % остается в костной ткани и только 14% переходит в режущий инструмент11. Наиболее радикальный способ предупреждения нагревания кости — препарирование костного ложа вручную или с помощью какой-либо ручной дрели. Однако такой подход решает проблему нагревания, но не атравматичного препарирования кости. Позволяя избежать нагревания, препарирование вручную вызывает грубое механическое повреждение, сколы и сдавление смежных участков кости, что приводит к фрагментации, резорбции и замедлению регенерации костной ткани19-159'187 (рис. 5-23). Поэтому большинство специалистов отдает предпочтение хирургическим бормашинам и препарированию костного ложа при скоростях вращения от 800 до 2500 об./мин. Кроме того, эффективность отвода костной стружки и нагревание кости зависят не только и даже не столько от скорости вращения инструмента, сколько от его геометрии18'19'109 (табл. 5-2). Проблему нагревания кости можно решить благодаря использованию инструмента, геометрия которого обеспечивает эффективный отвод костной стружки из зоны сверления, а также с помощью достаточно простых и эффективных приемов — орошения зоны сверления охлаж- 136 ^ дающим раствором, прерывистого сверления и поэтапного препарирования костного ложа с градацией инструментов по диаметру19'193. Таблица 5-2 Нагревание трупной челюстной кости человека на расстоянии 0,5 мм от зоны сверления при одинаковом давлении на инструмент, равном 5N19 WrtHjBSJAW вращ< ^ 9-Ю 20-26 16-21 26-38 Шаровидный бор, °С Сверло, °С 2-3 : "12-15:':І 20-29 4-6 13-14 На нагревание кости во время сверления влияют также острота инструмента, его диаметр, глубина препарируемого канала и тип архитектоники костной ткани62'146'203. Считается, что изготовленный из соответствующей принятым стандартам стали (табл. 5-3) инструмент утрачивает свою остроту после препарирования 12-18 каналов в кости и такого же количества циклов стерилизации185. Таблица 5-3 Марки стали, из которых изготавливают инструменты для сверления кости X12CrNil77 :' :' 1.4310 DIN AISI/SAE Х40Сг13 1.4034 420 ^ Следует учитывать, что эффективность отвода костной стружки зависит также от формы препарируемого ложа: если оно имеет форму бороздки (под пластиночные имплантаты), стружка отводится достаточно свободно через образующиеся зазоры между инструментом и костью; если ложе цилиндрической формы (под цилиндрические и винтовые имплантаты), костная стружка может отводиться лишь частично и только по канавкам инструмента11'186. Инструменты и принципы препарирования костного ложа цилиндрической формы Для препарирования ложа под цилиндрические и винтовые имплантаты необходимо проводить несколько манипуляций в следующей последовательности: 1. Маркировка места для препарирования. Для этой цели может использоваться шаровидная фреза, которой формируют небольшое углубление (рис. 5-24). Следует избегать погружения всей рабочей части инструмента в глубь компактного слоя, так как шаровидная фреза не рассчитана на препарирование канала в кости, не обеспечивает эффективный отвод стружки и даже при орошении зоны сверления охлаждающим раствором при умеренных скоростях вращения может вызвать перегрев кости19. Маркировку места для препарирования можно не проводить, если применяется сверло с острым углом заточки. В этом случае маркировка и препарирование направляющего канала в кости осуществляются одновременно. 2. Препарирование направляющего канала в кости. Для этого используется инструмент диаметром не более 2-2,5 мм. Это может быть сверло с углом заточки 45° и шагом отводящей костную стружку канавки не более 120°, а также фреза Линденмана. Препарирование производится прерывисто, на глубину, соответствующую высоте внутрикостной части имплантата, с орошением зоны сверления охлаждающим раствором. 3. Расширение направляющего канала. Обычно применяют спиралевидное сверло с шагом отводящей канавки до 120° и углом заточки от 45 до 90°, а также сверло с двумя-тремя прямыми отводящими канавками62'122. Может использоваться также сверло с направляющим пелотом. Для расширения направляющего канала применяется градация инструмента по диаметру. ^ 137 Рис. 5-24. Поэтапное препарирование костного ложа под имплантаты винтовой или цилиндрический формы: А — маркировка места препарирования (допустимо использование шаровидного бора, но только при погружении его рабочей части на V2 высоты); Б — сверление направляющего канала (используется сверло с углом заточки 45° и шагом канавки не более 120° или фреза Линденмана); В — расширение направляющего канала (может использоваться сверло с углом заточки до 90° и шагом отводящей канавки от 0 до 120°); Г— окончательное формирование ложа (для винтовых имплантатов используется метчик, для цилиндрических — развертка) Ее принцип заключается в следующем: сверло, которым расширяют канал, должно превышать диаметр сформированного канала не более чем на 0,5-1,0 мм. При расширении направляющего канала может использоваться орошение зоны сверления в сочетании с подачей охлаждающего раствора через канал, проходящий внутри сверла (внутреннее орошение). Внутреннее охлаждение хотя и является более эффективным, чем наружное98'128, но все равно лучше применять оба способа орошения одновременно, так как производительность подачи охлаждающего раствора через канал сверла недостаточна и не обеспечивает рекомендуемой интенсивности орошения 500 мл/мин, что может привести к нагреванию кости выше допустимых значений40'80'136. 4. Окончательное формирование костного ложа. При установке цилиндрических имплантатов с целью достижения максимально возможной конгруэнтности ложа и внутрикостного элемента применяются развертки, размеры которых соответствуют таковым имплантата. При установке винтовых имплантатов окончательное формирование ложа проводится метчиками, повторяющими размеры и профиль внутрикостной части имплантата (рис. 5-24). При использовании винтовых имплантатов с остроконечным профилем резьбы окончательное формирование ложа метчиком не обязательно. Инструменты и принципы препарирования ложа под пластиночные имплантаты Препарирование ложа под пластиночные имплантаты состоит из двух основных мероприятий — вскрытия компактного слоя и формирования канавки, соответствующей по ширине и глубине размерам внутрикостной части имплантата (рис. 5-25). Вскрытие компактного слоя производится дисковой пилой со скоростью вращения 15 000-30 000 об./мин, с обильным орошением зоны препарирования охлаждающим раствором. Вскрытие компактного слоя дисковой пилой обеспечивает правильные ориентиры для следующей манипуляции. Препарирование костного ложа производится фиссурным бором с поперечными насечками на рабочей части, уменьшающим площадь трения и существенно повышающим производительность, или специальным бором, выпускаемым рядом фирм под маркировкой 700XL и XXL. Эту манипуляцию целесообразно выполнять при высокой скорости вращения инструмента (20 000-30 000 об./мин)108 также с непрерывным обильным орошением зоны сверления. Поэтапное препарирование ложа под пластиночные имплантаты дисковой пилой и специальными фиссурными борами на высоких скоростях вращения позволяет существенно сократить 138 ^ '/it Рис. 5-25. Схема препарирования костного ложа под пластиночные имплантаты: А — вскрытие компактного слоя дисковой пилой (оптимальная скорость вращения 15 000-30 000 об./мин); Б — препарирование ложа при помощи фрезы XXL (оптимальная скорость вращения 30 000 об./мин); В — установленный в ложе имплантат Рис. 5-26. Препарирование костного ложа под имплантат комбинированной формы: А — вскрытие компактного слоя; Б — препарирование ложа под пластиночную часть вну- трикостного элемента; S— препарирование направляющего канала под цилиндрическую часть; Г— расширение направляющего канала; Д — установка имплантата продолжительность процедуры, а следовательно, и время травматического воздействия на ткани, а также избежать термического повреждения кости. Инструменты для препарирования ложа под имплантаты комбинированной формы Подготовка ложа под цилиндрическую часть проводится так же, как и для цилиндрических имплантатов, а под пластиночную — при помощи дисковой пилы и фиссурных боров. При этом соблюдаются все вышеописанные принципы и режимы сверления (рис. 5-26). 5.4.2. Инструменты для установки имплантатов и их компонентов Для предупреждения контаминации поверхности имплантата, корректной его установки в костное ложе, а также для установки компонентов имплантата и проведения качественного протезирования необходим набор соответствующих инструментов. В зависимости от функционального назначения все инструменты для установки имплантатов можно разделить на несколько групп: I. Имплантатовводы — инструменты для установки имплантатов или их внутрикостных :щ^ 139; элементов в костное ложе. Их назначение — фиксация имплантата для предотвращения контакта его внутрикостной части с руками и возможность корректной установки в ложе. Имплантатовводы могут быть различными по конструкции, которая зависит от формы имплантата, методики его установки и модуля соединений компонентов. II. Ключи — инструменты, предназначенные для установки винтовых имплантатов, могут быть различной формы и конструкции: круглые, накидные, храповые, динамометрические. Общим элементом их конструкции является модуль для соединения с имплантатовводом. III. Отвертки применяются для установки винтов-заглушек, формирователей десневой манжетки, фиксирующих протез винтов, иногда головок имплантатов. IV. Адаптеры — ключи, предназначенные для установки головок имплантатов. Конструкция этих инструментов зависит от формы и конструкции головок. Одним из принципов инструментального обеспечения работы с имплантатами является максимально возможная унификация и многофункциональность инструментов. Необходимо, чтобы модули имплантата и его компонентов были унифицированы, что позволяет уменьшить количество инструментов и существенно упрощает работу врача. |
Ваша оценка этого документа будет первой.
Ваша оценка:
Похожие:
База данных защищена авторским правом ©MedZnate 2000-2016
allo, dekanat, ansya, kenam
обратиться к администрации | правообладателям | пользователям
allo, dekanat, ansya, kenam
обратиться к администрации | правообладателям | пользователям