Установка дентальных имплантатов с применением механотронных устройств получила широкое применение наряду с классическим имплантологическим протоколом [1, 2]. Ключевым фактором, ведущим к осложнениям, является несоблюдение стандарта хирургического протокола проведения дентальной имплантации и, как следствие, повышение фокуса температуры в месте сверления костной ткани челюстей [3, 4]. Повышение температуры выше 48 °С вызывает термический ожог стромы костной ткани челюстей и разрушение белков. Вышеописанные явления ведут к отсутствию остеоинтеграции дентальных имплантатов и их отторжению [4–6].

Основной пусковой механизм термического ожога костной ткани при ее сверлении под дентальный имплантат — нарушение режимов резания кости (скорость вращения фрез — выше 1200 об./мин, скорость подачи изотонического раствора — ниже 70 мл/мин) [7–10]. При использовании механотронных устройств необходимо максимальное орошение (100 мл/мин). Число применений каждой из фрез  по рекомендации производителей (Dentium, Израиль; MIS, Израиль; и др.) не должно быть более 40–45 раз [11–13]. В процессе формирования воспринимающего материнского ложа недопустимо дискретное орошение операционного поля при классической и механотронной методике установки дентальных имплантатов [14, 15].

Целью исследования было провести оценку фокуса температуры костной ткани в области установки дентального имплантата, проводимой по классической методике и с применением механотронной системы с различной степенью охлаждения.

МАТЕРИАЛЫ И МЕТОДЫ

Исследование по выявлению ответа костной ткани альвеолярной части челюсти на препарирование воспринимающего материнского ложа проводили на 15 поросятах вьетнамской вислобрюхой породы, которым устанавливали цилиндрические дентальные имплантаты. Воспринимающее материнское ложе в костной ткани формировали при помощи наконечника физиодиспенсера, закрепленного в механотронном устройстве (скорость вращения фрез — от 800 до 1500 об./мин.)

Во всех трех экспериментальных группах ирригацию воспринимающего костного ложа проводили с учетом классического протокола дентальной имплантации. Имплантаты вводили в подготовленное ложе при торке от 30 до 45 Нсм. Всего установили 30 цилиндрических имплантатов (Dentium® Израиль), диаметр имплантатов составлял 3,6 × 8,0 мм.

В зависимости от применяемых для препарирования ложа скорости вращения и инструмента животных разделили на три группы (табл. 1).

Выбор топографии установки имплантатов был обусловлен тождественностью плотности костной ткани челюстных костей у экспериментальных животных с плотностью человеческих.

Перед проведением экспериментальных и клинических исследований нами был разработан расчетный эксперимент по определению максимальной оптимальной температуры при формировании воспринимающего материнского ложа при установке дентальных имплантатов. Расчет проводили в программной среде ANSYS 19.2 (Cadfem Company; США) (рисунок).

В процессе формирования материнского ложа под дентальный имплантат проводили оценку температуры костного матрикса в трех позициях: в апикальной области костной фрезы; непосредственно на вершине альвеолярной части в области сформированного ложа; в воспринимающем материнском ложе под дентальный имплантат сразу после извлечения формирующей фрезы.

При построении расчетной модели учитывали, что сила оказываемого давления на костную ткань фрезой и время сверления костной ткани оставались постоянными.

Проведенный нами расчет термодинамических состояний в костной ткани подтверждает факт, что увеличение скорости вращения до 1500 об./мин при сохранении основных режимов резания провоцирует пропорциональное повышение t °С до критического показателя 60,2 °С. При увеличении скорости оборотов режущего инструмента с 800 до 1500 об./мин происходил рост максимального температурного градиента от 37,6 до 60,2 °С (на 22,6 °С).

Исследование проводили в трех режимах: при отсутствии подачи изотонического раствора, при незначительном его объеме (25–30 мл/мин) и при орошении раствором в соответствии с хирургическим протоколом (75 мл/мин). Температура подаваемого изотонического раствора составляла 25 °С.

Кроме того, изучали ответ костной ткани скелетированного участка челюсти свиньи с использованием механотронной системы для установки дентальных имплантатов конструкции авторов [16]. Аналогично, как и в эксперименте по классическому методу, устанавливали цилиндрический дентальный имплантат (Dentium; Корея) с помощью наконечника физиодиспенсера «Surgic ХТ+» (Япония).

Сверление костной ткани по аналогии осуществляли в трех режимах: с использованием изотонического раствора в соответствии с хирургическим протоколом (75 мл/мин), при недостаточном его объеме (до 30 мл/мин) и при отсутствии орошения раствором. Температура подаваемого изотонического раствора составляла 25 °С.

Пилотную фрезу устанавливали в наконечник физиодиспенсера, закрепленного в суппорте РАС. Под визуальным контролем врача и с использованием джойстика костную фрезу подводили робот-ассистированной системой к месту сверления. Топографию места сверления определяли в соответствии с дооперационным планом, затем активизировали автоматический протокол сверления костной ткани. После завершения роботассистированная система выводила костную фрезу из полости рта для ее замены на формирующую.

Проведение термометрического исследования проводили с использованием инфракрасного термометра Testo 104-ir (Testo AG; Германия). До проведения экспериментального исследования скелетированную нижнюю челюсть животного держали в дистиллированной воде (t = 45 °C) экспозицией 10 мин. Температура участка костной ткани нижней челюсти до начала сверления составляла 36,8 °C.

В экспериментальном исследовании наибольший процент установленных дентальных имплантатов распределялся следующим образом: в группе № 1 — третий сектор (6 ед. — 60%), четвертый сектор (4 ед. — 40%); в группе № 2 — третий сектор (7 ед. — 70%), четвертый сектор (3 ед. — 30%); в группе № 3 — третий сектор (5 ед. — 50%), четвертый сектор (5 ед. — 50%).

В рамках эксперимента, проводимого на авитальной костной ткани нижней челюсти экспериментального животного, осуществляли мониторинг фокуса температуры костного матрикса в области установки дентального имплантата. Максимальные температурные значения при третьем режиме сверления доходили до 61,5 °С. При сверлении костной ткани нижней челюсти при втором режиме температурный показатель фиксировали на отметке 52 °С. Наиболее благоприятный фокус температуры был выявлен в первом режиме резания и составил 39,1 °С.

Перед началом сверления костной ткани проводили термометрический мониторинг у всех экспериментальных животных. В среднем показатели варьировали от 38,5 до 39,1 °С.

В зависимости от режима резания костной ткани нами была проведена дифференцировка скорости вращения рабочего инструмента, температуры нагрева и времени сверления костной ткани (табл. 2).

Измерение температурного нагрева костной ткани во время формирования ложа под дентальный имплантат показало, что средняя температура составила 39,1 °С. Данный параметр близок к естественной температурной норме экспериментальных животных. Повышение температуры выше 60 °С при подготовке воспринимающего материнского ложа вызывает максимальный нагрев костной ткани, значительно превышающий физиологичные нормы.

Относительное уменьшение частоты неблагоприятных исходов в основной группе по сравнению с контрольной, т. е. снижение относительного риска, составило 400%. Данная величина с известным доверительным интервалом вероятности (при 95%-м ДИ) соответствует клинически значимому эффекту (табл. 3).

РЕЗУЛЬТАТЫ ИССЛЕДОВАНИЯ

При использовании классической методики установки дентального имплантата (начальная температура участка нижней челюсти экспериментального животного составляла 36,8 °С) при отсутствии подачи изотонического раствора температура участка кости в области сверления повышалась до 41,3 °С (работа фрезы в течение 5 с). Когда осуществляли недостаточное орошение костной ткани раствором (до 30 мл/мин) при экспозиции работы фрезы в течение 5 с температура костной ткани в области воспринимающего материнского ложа достигала 39,4 °С. В эксперименте, где орошение проводили в достаточном объеме (75 мл/мин), температура костной ткани находилась на уровне 36,9 °С.

При формировании воспринимающего материнского ложа фрезой в течение 10 с происходил нагрев костного матрикса до значений 51,5 °С (при отсутствии подачи изотонического раствора), 43,2 °С (при недостаточном орошении), 39,6 °С (при соблюдении хирургического протокола). Температурные значения выше 45 °С приводят к необратимым изменениям в костном матриксе.

При создании воспринимающего материнского ложа под цилиндрический дентальный имплантат с использованием механотронной системы авторской конструкции применяли аналогичный, как и при классическом методе, скелетированный участок нижней челюсти экспериментального животного (начальная температура была максимально приближена к человеческой и составляла 36,8 °С). При отсутствии орошения изотоническим раствором операционного поля температура участка кости в области сверления повышалась до 42,4 °С (работа фрезы в течение 5 с). Когда осуществляли недостаточное орошение костной ткани раствором (до 30 мл/мин) и экспозиции работы фрезы в течение 5 с, температура костной ткани в области воспринимающего материнского ложа составляла 38,2 °С. В эксперименте, где орошение проводили в достаточном объеме (75 мл/мин), температура костной ткани находилась на уровне 37,1 °С.

При формировании воспринимающего материнского ложа фрезой в течение 10 с происходил нагрев костного матрикса до значений 53,9 °С (при отсутствии подачи изотонического раствора), 45,7 °С (при недостаточном орошении), 38,9 °С (при соблюдении хирургического протокола).

ОБСУЖДЕНИЕ РЕЗУЛЬТАТОВ

В настоящее время общепринятого мнения об оптимальной скорости сверления нет. Первые исследования по этой проблеме показали, что температура кости пропорциональна скорости сверления [17]. Однако это верно только для скорости 10 000 об./мин, что подтверждено и более поздними исследованиями [18]. Ни в одном из исследований не было обнаружено достоверных изменений температуры при сверлении трупной кости человека со скоростью 345–2900 об./мин. Это означало, что повышение температуры больше зависело от давления при сверлении, чем от скорости. Было доказано, что сверление кортикальной кости крупного рогатого скота на низкой скорости и минимальном давлении вызывает такое же повышение температуры, что и сверление на высокой скорости и с более высокой нагрузкой давления. Именно увеличение скорости и давления при сверлении позволяют эффективно провести остеотомию [19]. При скорости сверления менее 250 об./мин происходит сильная фрагментация костной ткани по краю формируемого дефекта.

ВЫВОДЫ

Результаты оценки термометрических данных костной ткани при формировании воспринимающего материнского ложа под цилиндрические дентальные имплантаты показали, что и классическая методика установки цилиндрических дентальных имплантатов, и их инсталляция с применением механотронной системы рекомендованы к клиническому применению при условии соблюдения хирургического протокола и с достаточным объемом подаваемого изотонического раствора. Для исключения опасности термического поражения костной ткани следует соблюдать хирургический протокол, а также контролировать достаточный объем орошения изотоническим раствором места сверления костной ткани под цилиндрический дентальный имплантат.