Современные методы реконструкции окклюзии зубных рядов с применением дентальных имплантатов, заимствованные из классической стоматологии, недостаточно изучены [10, 11, 16, 17].

Особенности окклюзии зубных рядов с искусственными опорами преимущественно определяются пространственным соотношением продольной оси дентального имплантата с направлением функциональных нагрузок и рельефом окклюзионной поверхности зубных протезов [3, 17].

Некоторые авторы рекомендуют избегать наклона дентального имплантата относительно направления функциональных нагрузок, которые всегда перпендикулярны окклюзионной поверхности, что способствует благоприятному распределению напряжения в костной ткани [2, 9].

Другие авторы предлагают метод «минимизации» при формировании окклюзионных соотношений для уменьшения равнодействующей распределенных нагрузок на дентальные имплантаты, что неизбежно приводит к увеличению количества жевательных движений и суммарной нагрузки на протез [6].

По некоторым данным углы наклона скатов бугорков окклюзионной поверхности должны соответствовать типу движений головок нижней челюсти в суставной ямке ВНЧС, окклюзионной поверхности зубов-антагонистов, пространственному соотношению альвеолярных дуг челюстей в зоне имплантации. Необходимо учитывать также тонус жевательной мускулатуры [4, 8, 12].

Для анализа и коррекции смыкания зубных рядов с протезами на искусственных опорах широко используется артикуляционная бумага различной толщины и цвета, которая позволяет достоверно определять только топографию окклюзионного контакта [7, 13—15]. Однако некоторые авторы [1, 6] рекомендуют с помощью артикуляционной бумаги создавать дизокклюзию 8—100 мкм в области протезов с опорой на дентальные имплантаты для компенсации меньшей подвижности последних по сравнению с зубами. Широкий диапазон дизокклюзии и сложность измерения физиологической подвижности зубов и зубных имплантатов свидетельствуют об эмпирическом характере данного подхода.

Изучение процесса интеграции опорных имплантатов (основного критерия успеха) в зависимости от качества восстановления окклюзионных контактов в области зубных протезов позволит повысить уровень реабилитации пациентов. Однако применение таких методов исследования степени интеграции, как клинический, рентгенологический, эхоостеометрия, периотестометрия, гнатодинамометрия, торк-тест с помощью динамометрического ключа в клинической имплантологии часто неинформативно и даже опасно [5, 18, 19].

Таким образом, отсутствие единого мнения о методе формированиия окклюзии зубных рядов при восстановлении дефектов с применением дентальных имплантатов и достаточно обоснованных рекомендаций по расположению дентальных имплантатов в соответствии с функциональной нагрузкой свидетельствует о необходимости разработки эффективного, доступного и научно обоснованного метода, что является актуальной задачей современной стоматологии.

В экспериментальном исследовании для расчета и анализа напряженно-деформированного состояния (НДС) в системе «несъемный протез — дентальный имплантат — нижняя челюсть» (ПИЧ) методом конечных элементов по данным компьютерной томограммы (КТ) пациента во фронтальной плоскости были построены математические модели. При этом учитывали размеры, характеризующие особенности строения нижней челюсти (НЧ) пациента, особенности расположения имплантата и протеза и направления функциональных нагрузок на несъемный протез. В расчетах учитывали особенности конструкционных материалов дентального имплантата и зубного протеза, способ тканевой интеграции дентального имплантата.

Расчеты проводили с помощью вычислительной системы SPLEN, разработанной в ГОУ ВПО Московском государственном институте электроники и математики и ГОУ ВПО Московском государственном медико-стоматологическом университете.

Для расчета НДС системы ПИЧ данные компьютерной томограммы и электронной аксиограммы совмещали относительно окклюзионной плоскости и строили систему координат, где ось Х параллельна окклюзионной плоскости, ось Y — перпендикуляр к оси X. Рассматривали 3 основных положения имплантатов в костной ткани НЧ: с максимально возможным наклоном к кортикальной пластинке в язычную сторону (16° относительно вертикальной оси), вертикальное расположение (0°) и среднее расположение (8°). Смоделированные для анализа 3 основные значения высоты бугорков окклюзионной поверхности протеза (высокий, средний и низкий) составляли 1,6, 1,2 и 0,8 мм соответственно.

Были использованы 6 средних значений направления функциональной нагрузки, которые на аксиограмме соответствовали минимальным и максимальным углам при пересечении оси Y траекторией движения НЧ в привычную окклюзию при:

— глубоком резцовом перекрытии (24—30°);

— нормальной физиологической окклюзии (37,5—45°);

— прямой резцовой окклюзии (52,5—60°).

Клинические исследования проводили в клиниках кафедр факультетской хирургической стоматологии и имплантологии, стоматологии общей практики и подготовки зубных техников ФПДО МГМСУ.

В исследовании участвовали 76 пациентов (45 женщин и 31 мужчина в возрасте 18—55 лет), 51 из них обратились за стоматологической помощью. После первичного обследования на основании критериев включения и исключения были сформированы 3 группы пациентов: 2 — для лечения и дальнейшей реабилитации с применением дентальных имплантатов, и одна контрольная.

Критериями включения для пациентов группы 1 (23 человека) были: дистально ограниченные и неограниченные дефекты в боковых участках нижней челюсти (по Кеннеди), отсутствие 1—4 зубов, которые замещали зубными протезами с опорой на внутрикостные винтовые имплантаты. В группе 2 были 28 пациентов с аналогичными дефектами зубных рядов, замещенными протезами с опорой на винтовые дентальные имплантаты, но с резорбцией окружающей костной ткани.

На основании критериев включения (сохраненные зубные ряды, постоянный прикус, возраст от 18 до 24 лет) была сформирована группа 3 (25 человек), у которых с помощью электронной аксиографии определяли направление функциональной нагрузки во фронтальной плоскости. Данная группа была разделена на 3 подгруппы (а, б, в) в зависимости от вида окклюзии зубных рядов:

а — глубокое резцовое перекрытие (с сохранением режуще-бугоркового контакта);

б — нормальная физиологическая окклюзия (величина перекрытия резцов нижней челюсти ¹/₃);

в — прямая резцовая окклюзия (смыкание режущих краев зубов во фронтальном отделе).

Методом резонансно-частотного анализа (РЧА) с использованием аппарата Osstell ISQ («Integration Diagnostics», Швеция) определяли степень интеграции дентальных имплантатов путем измерения коэффициента жесткости их крепления (φ) к костной ткани до и после протезирования. Исследование проводили в трех взаимноперпендикулярных направлениях: вестибулооральном, мезиодистальном и параллельно продольной оси имплантатов у пациентов группы 2, которую разделили на 3 подгруппы в зависимости от величины резорбции костной ткани: подгруппа 2а — резорбция до ¹/₃ длины имплантата; подгруппа 2б — резорбция от ¹/₃ до ¹/₂ длины имплантата; подгруппа 2в — резорбция более ¹/₂.

Электронную аксиографию применяли для регистрации движения НЧ в процессе стандартных проб: угол сагиттального суставного пути, угол Беннета, угол сагиттального и бокового резцового пути, а также величину непосредственного бокового смещения. Полученные данные использовали для настройки полностью регулируемого артикулятора Protar evo 9 («Kavo», Германия), в котором выполняли лабораторный этап изготовления протезов с опорой на дентальные имплантаты. В процессе произвольных проб (во время жевания резинки Orbit sugar free («Wrigley», США)) регистрировали движения НЧ в трех взаимно перпендикулярных плоскостях: сагиттальной, горизонтальной и фронтальной. Направление функциональной нагрузки во фронтальной плоскости определяли путем измерения угла β, образованного пересечением оси Y траекторией движения НЧ в привычную окклюзию. Исследование проводили с помощью аппарата Arcus Digma II («Kavo», Германия).

Анализ окклюзионных соотношений зубных рядов с помощью аппарата «T-Scan» проводили у пациентов, которым ранее в ЛПУ Москвы были изготовлены несъемные протезы на искусственных опорах. На окклюзиограмме контакты зубов-антагонистов систематизировали по условному цветовому обозначению: от синего цвета (самый слабый контакт) до красного (самый сильный). Степень функциональной нагрузки на имплантаты определяли на каждом искусственном зубе. Для этого исследовали силу контактов при максимальном межбугорковом смыкании (ММС) и время задержки ее прироста в области протезов с опорой на дентальные имплантаты.

Статистическую обработку данных проводили методом вариационной статистики с вычислением средних арифметических величин доверительных интервалов, среднего квадратичного отклонения с последующим расчетом t-критерия Стьюдента и вероятности различий (р), которые считали достоверными при р<0,05.

После выполнения расчетов для всего диапазона направлений функциональных нагрузок на протез с учетом различной высоты бугорков окклюзионной поверхности искусственных зубов были установлены вероятностные характеристики разрушения костной ткани НЧ. Полученные данные необходимы для последующей оценки НДС, возникающего при различных вариантах положения имплантатов, высоты бугорков окклюзионной поверхности протезов и направления функциональной нагрузки. Критерий Шлейхера-Надаи позволил одновременно учесть взаимовлияние растягивающих, сжимающих и сдвиговых напряжений в нагруженном сегменте биомеханической системы.

Результаты математических расчетов НДС НЧ с дентальными имплантатами были обработаны и получены поля вероятностей разрушения системы ПИЧ с учетом локальной неоднородности. Итоги изучения НДС в системе ПИЧ представлены в табл. 1.

Для протеза, опирающегося на имплантат, установленного в среднем положении (под углом 8°), при направлении функциональной нагрузки более 52° вероятно разрушение костной ткани при всех вариантах высоты бугорков окклюзионной поверхности протезов, а при 45° — только при высоких бугорках. И, наконец, для вертикально установленного имплантата допустимым направлением функциональной нагрузки (для различной высоты бугорков окклюзионной поверхности) являются углы меньше или равные 30°, а при 37,5° и 50° приемлемо использование только низких бугорков.

При изучении жесткости крепления дентальных имплантатов установлено, что в подгруппе 2а φ в вестибуло-оральном направлении в среднем составил 54,6±1,8 усл.ед. В мезиодистальном и направлении вдоль оси имплантата φ был больше на 6,2% (58,2±2,1 усл.ед.) и 11,2% (61,5±1,2 усл.ед.) соответственно (p<0,05). В подгруппе 2б φ в вестибулооральном направлении был меньше на 31,1% (17 усл.ед.) по сравнению с φ в подгруппе 2а и составил 37,6±1,4 усл.ед. (p<0,05). В мезиодистальном и направлении вдоль оси имплантатов φ был меньше на 27,7% (16,1 усл.ед.) и 28,8% (17,7 усл.ед.) соответственно, что составило 42,1±1,8 и 43,8±2,0 усл.ед. (p<0,05). В подгруппе 2в выявленный φ меньше еще на 29,5% (11,1 усл.ед.); 29,9% (12,6 усл.ед.) и 29,7% (13,0 усл.ед.) соответственно, что составило 26,5±0,9, 29,5±0,8 и 30,8±1,2 усл.ед. (p<0,05).

На основании данных электронной аксиографии установлено, что при уменьшении величины перекрытия зубов НЧ во фронтальном отделе зубного ряда увеличивается угол β, который образуется пересечением оси Y с траекторией движения НЧ в привычную окклюзию. Минимальные значения угла β наблюдали у пациентов подгруппы 3а: в среднем слева — 22,7±0,7°, справа — 21,8±0,8°. Максимальные значения угла β наблюдали у пациентов подгруппы 3в: в среднем слева — 55,5±1,9°, справа — 54,7±2,0°, которые были достоверно больше как слева

(на 59,1%), так и справа (на 60,1%) (p<0,05).

Анализ траектории движения НЧ при жевании в области трех участков зубного ряда (резцы и клыки, премоляры, моляры) позволил установить достоверное увеличение угла β по мере продвижения жевательной резинки от резцов к молярам. У пациентов подгруппы 3f в области резцов и клыков он в среднем составил: слева от 2,9±0,1° до 8,9±0,3°, а справа от 3,1±0,1° до 8,3±0,3°. В области премоляров угол β при жевании был больше слева при минимальном значении в 4,4 раза (12,9±0,4°), при максимальном — в 3,0 раза (26,6±1,1°) (p<0,05). Справа данный угол был больше при минимальном значении в 4,4 раза (13,6±0,4°), при максимальном значении — в 3,2 раза (26,2±0,8°) (p<0,05). В области моляров угол β был больше, чем в области премоляров, слева при минимальном значении в 1,8 раза (22,7±0,5°), при максимальном — в 1,5 раза (38,7±1,1°) (p<0,05). Справа при минимальном значении угол β был больше в 1,6 раза (21,8±0,8°), при максимальном — в 1,5 раза (38,9±1,2°) (p<0,05). Полученные данные позволят рассматривать угол β как направление основных функциональных нагрузок при акте жевания.

Результаты компьютерной окклюзиографии, полученные с помощью аппарата T-Scan, в области несъемных протезов с опорой на дентальные имплантаты, изготовленных в стоматологических ЛПУ Москвы, показали, что наибольшее количество искусственных зубов имели контакты с чрезмерной окклюзионной силой: 4 единицы (59,4%), 3 единицы (55,6%) и при I классе дефектов зубных рядов по Кеннеди (60,4%). Наименьшее количество контактов с чрезмерной окклюзионной силой определяли на одиночных коронках (16,7%), а также при III классе дефектов зубных рядов (27,8%) (табл. 2; рис. 1; рис. 2).

Наибольшее количество контактов с бóльшей силой выявлено на искусственных зубах в протезах протяженностью 2 единицы (37,5%) и при восстановлении дефектов II класса по Кеннеди (41,4%). Наименьшее количество — в протезах протяженностью 4 единицы (25%) и I классе по Кеннеди (20,8%).

Окклюзионные контакты, незначительно превосходящие или равные по силе контактам на зубах, выявлены преимущественно на одиночных коронках (33,3%) и при восстановлении дефектов III класса по Кеннеди (27,8%). Наименьшее количество контактов, незначительно превосходящих или равных по силе, отмечали на искусственных зубах в протезах протяженностью 4 единицы (9,4%) и при I классе по Кеннеди (10,3%) (см. табл. 2; рис. 1; рис. 2).

Из 95 единиц искусственных зубов при ММС в 9,5% (9 единиц) случаев окклюзионных контактов не было. Отсутствие окклюзионных контактов соответствовало 6,3% случаев в протезах протяженностью 4 единицы, в протезах протяженностью 3 единицы — в 7,4%, 2 единицы — в 12,5% и одиночных коронках — 5,6%. Статистически достоверной зависимости распределения искусственных зубов без окклюзионных контактов от протяженности протеза и класса дефектов по Кеннеди обнаружено не было.

При изучении прироста силы смыкания во времени от первого контакта до ММС установлено, что задержка прироста силы контактов в области протезов с опорой на дентальные имплантаты составила 0,17±0,02 с. Это свидетельствовало о невозможности компенсации меньшей подвижности дентальных имплантатов в сравнении с зубами при коррекции окклюзионных контактов без компьютерной окклюзиографии.

Проведенный анализ показал, что суперконтакты, с разной окклюзионной силой в привычной окклюзии, составили 90,5%. При увеличении протяженности несъемных протезов с опорой на дентальные имплантаты сила суперконтактов, определяемая по компьютерным окклюзиограммам, возрастала.

В результате сопоставительного анализа силы окклюзионных контактов и жесткости крепления дентальных имплантатов у пациентов группы 2 установлено, что наименьшее значение φ (22,7—35,5 усл.ед.) соответствовало протезам протяженностью 1—4 единицы с окклюзионными контактами чрезмерной силы. Максимальное значение φ (48—59 усл.ед.) выявлено в области искусственных зубов в протезах протяженностью 1—4 единицы, имевших окклюзионные контакты, незначительно превосходящие или равные по силе контактам на зубах.

После проведенного лечения все пациенты были приглашены на профилактический осмотр через 3, 6 и 9 мес, где им проводили компьютерную окклюзиографию и коррекцию окклюзионных соотношений для устранения суперконтактов. Качество лечения оценивали по жесткости крепления дентальных имплантатов.

Анализ полученных результатов свидетельствовал о том, что благодаря применению компьютерной окклюзиографии для мониторинга и коррекции окклюзионных соотношений достигали необходимого времени задержки роста силы окклюзионных контактов сразу после фиксации протезов с помощью цемента. Это позволяло исключить появление суперконтактов в области протезов с опорой на дентальные имплантаты. Однако через 3 мес мониторинг окклюзии в области протезов с опорой на дентальные имплантаты и жесткости их крепления показал, что из 23 пациентов группы 1 у 3 время задержки роста силы окклюзионных контактов уменьшилось на 0,1—0,12 с и составило 0,13—0,16 с. При ММС у данных 3 пациентов с протезами на искусственных опорах определяли суперконтакты в привычной окклюзии. РЧА жесткости крепления дентальных имплантатов этих пациентов показал уменьшение φ на 4—6 усл.ед. в трех взаимно перпендикулярных направлениях.

Через 6 мес у тех же 3 и еще у 1 пациента время задержки роста силы окклюзии протезов с опорой на дентальные имплантаты составило 0,16—0,19 с. При ММС зубных рядов у данных 4 пациентов определяли суперконтакты. РЧА жесткости крепления дентальных имплантатов позволил установить уменьшение φ на 2—5 усл.ед.

Через 9 мес у всех пациентов группы 1 время задержки роста силы окклюзии в области протезов с опорой на имплантаты составило 0,25±0,01 с (p<0,05), а при ММС зубных рядов окклюзионные контакты по силе были равны или незначительно меньше по сравнению с естественными зубами. При проведении РЧА φ оставался неизменным по сравнению с φ, полученным при исследовании через 6 мес.

Таким образом, предложенный метод расчета углов наклона дентальных имплантатов экспериментально и клинически обоснован. Он предоставляет возможность индивидуального расчета положения дентального имплантата в костной ткани НЧ в зависимости от направления функциональной нагрузки.

Современные компьютерные технологии позволяют повысить эффективность лечения пациентов с применением дентальных имплантатов.