Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Обзор литературы 13
1.1. Базисные материалы, применяемые для съемного протезирования .13
1.2. Состояние кровотока в опорных тканях и нейромышечного баланса жевательных мышц при частичной потере зубов 28
Глава 2. Материал и методы исследования 39
2.1. Материал исследования 39
2.1.1. Метод ортопедического лечения 42
2.2. Методы исследования
2.2.1. Клинические методы исследования 46
2.2.2. Лабораторные методы исследования 46
2.2.3. Функциональные методы исследования
2.2.3.1. Лазерная допплеровская флоуметрия (ЛДФ) 50
2.2.3.2. Электромиография 55
2.2.4. Методы статистической обработки данных 57
Глава 3. Результаты собственных исследований 59
3.1. Результаты клинических исследований .59
3.2. Результаты лабораторных исследований 77
3.3. Динамика состояния микроциркуляции в опорных тканях при съемном ортопедическом лечении .84
3.3.1. Динамика показателей гемомикроциркуляции в опорных тканях при протезировании с применением съемных протезов из акрилового литьевого термопласта «Acry F 711» 84
3.3.2. Микрогемодинамика в области опорных тканей при протезировании съемными конструкциями из полиамидного термопласта Flexi N 512 98
3.3.3. Микрогемодинамика в области опорных тканей при протезировании съемными протезами их Фторакса .111
3.4. Электромиография жевательных мышц при съемном протезировании 127
Глава 4. Обсуждение собственных результатов исследования и заключение 133
Выводы 147
Практические рекомендации 150
Список литературы
- Состояние кровотока в опорных тканях и нейромышечного баланса жевательных мышц при частичной потере зубов
- Клинические методы исследования
- Динамика состояния микроциркуляции в опорных тканях при съемном ортопедическом лечении
- Микрогемодинамика в области опорных тканей при протезировании съемными конструкциями из полиамидного термопласта Flexi N 512
Состояние кровотока в опорных тканях и нейромышечного баланса жевательных мышц при частичной потере зубов
Нередким осложнением при съемном протезировании являются случаи поломок пластмассовых базисов и непереносимость акриловых протезов. В настоящее время предложено достаточно большое число разных методов упрочнения пластмассовых базисов металлическими, полимерными или стекло- и углеволоконными сетками, а также новые методы полимеризации базисных пластмасс, в том числе и с использовании СВЧ-энергии. В то же время продолжается работа по созданию новых базисных пластмасс на основе сополимеров и олигомеров, обладающих высокими прочностными характеристиками и низкой аллергенностью [17]. Проблема взаимоотношения тканей и органов полости рта с материалами предназначенными для изготовления зубных протезов, является одной из основных в ортопедической стоматологии. Известно, что ткани и органы полости рта находятся в динамическом равновесии со сбалансированными биохимическими процессами, сохраняющими структуры тканей и поддерживающими их функцию [59]. В настоящее время при изготовлении ортопедических конструкций наиболее широкое применение получили акриловые пластмассы, технологические свойства которых не требуют дорогостоящего оборудования [67, 98].
Однако, по данным большинства специалистов, акриловые пластмассы имеют ряд существенных недостатков: возникновение токсико-аллергических реакций, нарушение микрофлоры полости рта, развитие бластоматозного роста в тканях протезного ложа [22, 32, 119].
Также следует отметить ряд технологических недостатков: для получения изделия с достаточно высокими прочностными свойствами необходимо, чтобы полимеризация смеси полимер+мономер проходила в условиях, при которых достигается наибольшая плотность полимера. К таким условиям относятся: 1) оптимальное соотношение компонентов смеси; 2) полное созревание пластмассового теста перед формовкой; 3) создание и строгое выдерживание температурного режима полимеризации; 4) поддержание необходимого давления внутри формы. В современной технологии получения зубных протезов из акрилатов мономер используют в минимальном количестве лишь для связи полимерных гранул в формовочной массе. Усадку при этом удалось уменьшить до 7%. Однако и такой процент ее довольно велик. Зубные протезы и другие конструкции должны отличаться высокой точностью, т.е. соответствовать размерам и форме соответствующих участков зубных рядов и челюстей. При соблюдении технологии изготовления зубных протезов из пластмассы ее суммарную усадку удается уменьшить до небольших величин (0,3-0,5%). Полимеризационная усадка пластмассового теста компенсируется заметным расширением ее вследствие высокого коэффициента термического расширения. Компенсация усадки частично происходит при пользовании зубными протезами в связи с водопоглощением пластмассы и связанным с ним увеличением объема до 0,5%. В результате нарушений режима полимеризации в структуре пластмасс могут образоваться дефекты: пористость (газовая, от отсутствия сжатия, гранулярная), внутренние напряжения, трещины [76].
Традиционные методы полимеризации съемных пластиночных протезов акрилатов на водяной бане, компрессионное и литьевое прессование, требуют строгого соблюдения режима, больших временных затрат, а полученная пластмасса отличается высоким содержанием остаточного мономера и низкими прочностными характеристиками. В последние годы наиболее прогрессивным методом изготовления базисных акриловых пластмасс и придания им лучших свойств является СВЧ-полимеризация [82].
Газовая пористость возникает в толще массы и обусловлена испарением мономера внутри полимеризующейся формовочной массы. Это бывает при нарушениях режима полимеризации, например, при опускании кюветы с пластмассовым тестом в гипсовой форме в кипящую воду. Данный вид пористости может также возникать при нагревании формы с большим количеством массы вследствие сложности отвода из нее излишка тепла, развивающегося в результате экзотермичности процесса полимеризации. Пористость сжатия возникает при недостаточном давлении при формовке масс, вследствие чего отдельные части формы не заполняются формовочной массой и образуются пустоты. Обычно этот вид пористости наблюдается в концевых, истонченных частях конструкции. Гранулярная пористость выглядит в виде меловых полос или пятен. Она возникает как результат недостатка мономера. Наиболее часто мономер улетучивается из открытого сосуда, где созревает пластмассовое тесто, или при контрольном раскрытии кюветы и длительном нахождении ее в таком состоянии. Обладая большой испаряемостью, мономер легко улетучивается с поверхности, вследствие чего гранулы полимера оказываются недостаточно связанными, рыхлыми. Поверхность открытой массы высыхает, приобретает матовый оттенок. Формовка такой массой приводит к появлению меловых полос или пятен, а гранулярная пористость резко ухудшает физико-химические свойства пластмассы [58, 61].
Внутренние напряжения в пластмассе при полимеризации возникают в тех случаях, когда охлаждение и отвердение ее происходит неравномерно в разных частях. В пластмассовых изделиях всегда имеются значительные внутренние остаточные напряжения, что приводит к растрескиванию и короблению. Они появляются в местах соприкосновения пластмассы с инородными материалами (фарфоровыми зубами, крампонами, металлическим каркасом, отростками кламмеров). В данном случае эти явления есть результат различных коэффициентов линейного и объемного расширения пластмасс, фарфора, сплавов металлов. В местах перехода массивных участков пластмассового изделия в тонкие также возникают остаточные напряжения. Кроме того, резкие перепады температуры при полимеризации вызывают или усиливают упругие деформации. Это, в частности, вызвано опережением затвердевания наружного слоя изделия. Затем отвердение внутренних слоев вызывает уменьшение их объема и они оказываются под воздействием растягивающих напряжений, поскольку наружные слои при этом уже приобрели жесткость. Нарушение процессов полимеризации приводит также к тому, что мономер полностью не вступает в реакцию и часть его остается в свободном (остаточном) состоянии. Полимеризат всегда содержит остаточный мономер. Часть оставшегося в пластмассе мономера связана силами Ван-дер-Ваальса с макромолекулами (связанный мономер), а другая часть находится в свободном состоянии (свободный мономер). Последний, перемещаясь к поверхности протеза (аппарата), выходит в ротовую жидкость и растворяется в ней. Он вызывает воспаление слизистой оболочки полости рта, различные аллергические реакции организма. Базисные пластмассы при правильном режиме полимеризации содержат 0,5%; быстротвердеющие — 3,5% остаточного мономера [109].
Клинические методы исследования
Влияние многократных нагрузок на полимерные базисные материалы изучали на испытательной машине Zwick при испытании образцов-полосок на изгиб в режиме циклического нагружения при постоянном напряжении 30МПа, со скоростью движения траверсы 100 мм/мин и выдержке при указанном напряжении 1 сек, всего выполняли 1000 циклов для каждого образца. Образцы подвергались циклическому нагружению через 50 час (начальные показатели), через 6 и 12 месяцев выдержки в воде при 37С.
Дополнительно определяли показатели водопоглощения и водорастворимости сравниваемых базисных материалов по ГОСТ 31572-2012 (ISO 1567:1999). Для чего из каждого материала изготавливали по 2 образца в виде диска диаметром 50 мм и толщиной 0,5+0,1 мм по инструкции изготовителя. После извлечения из гипсовой формы образцы шлифовали и полировали. Высушивание образцов до постоянной массы проводили в эксикаторе со свежепрокаленным хлористым кальцием. Высушенные до постоянной массы образцы помещали в дистиллированную воду и выдерживали в термостате при 37С в течение 7 суток. Образцы взвешивали на аналитических весах с точностью до 0,2 мкг и повторно высушивали в эксикаторе со свежепрокаленным хлористым кальцием до постоянной массы. Подсчитывали объем каждого образца, вычисляя по среднему значению диаметра из трех измерений и среднему арифметическому значению из пяти измерений толщины. Измерение толщины проводили в центре и в четырех равноудаленных от центра точках окружности.
Для каждого образца значение водопоглощения (Wв , мкг/мм3), определяли по формуле: Wв = М2 - М3 / V, где М2 - масса образца после погружения в воду, мкг; М3 - постоянная масса образца после вторичного высушивания, мкг; V - объем образца, мм3. Для каждого образца определяли значение растворимости (Wр, мкг/мм3) по формуле: Wp=М1 – М3 / V, где М1 – начальная постоянная масса образца, мкг. Всего проведено 212 лабораторных исследований.
Для исследования состояния микроциркуляции в тканях десны опорных зубов и в слизистой оболочке альвеолярного гребня в области отсутствующих зубов был использован метод лазерной допплеровской флоуметрии (ЛДФ). В основе метода ЛДФ лежит использование излучения гелий-неонового лазера ( = 632,8 нм) малой мощности, которое хорошо проникает в поверхностные слои тканей. При отражении излучения от движущихся объектов (каковыми являются эритроциты в микрососудах) имеет место изменение частоты сигнала (эффект Допплера). На этом эффекте основывается определение интенсивности микроциркуляции в тканях.
Лазерная допплеровская флоуметрия осуществлялась с помощью отечественного лазерного прибора – Лазерного анализатора тканевого кровотока «ЛАКК-02», производство НПП «Лазма» (Россия) (Рисунок 3). Данный прибор осуществляет зондирование лазерным излучением исследуемой поверхности, регистрацию излучения, отраженного от эритроцитов крови, обработку информации, содержащейся в отраженном излучении, вывод результатов обработки на индикаторное табло прибора и одновременную передачу информации об измеренных значениях в компьютер для мониторинга, записи величины перфузии кровотока в реальном масштабе времени для последующей обработки допплерограмм. Обработка допплерограмм проводилась с помощью программы, включающей вычисление параметров микроциркуляции.
В приборе установлена электронная плата сопряжения сигналов для их приема компьютером IBM 386 с монитором EGA. Доставка лазерного излучения к исследуемой поверхности и отраженного излучения к прибору осуществлялась кварцевым световодным зондом диаметром 3 мм. Измерения осуществлялись при минимальной механической нагрузке, так как механическая нагрузка и изменение теплового режима вызывают изменение капиллярного кровотока.
Для характеристики микроциркуляции в тканях пародонта регистрация ЛДФ-граммы проводилась в области опорных зубов и дефекта зубного ряда в области переходной складки. Состояние микроциркуляции оценивали по показателю микроциркуляции (М), который складывается из средней скорости движения эритроцитов (Vэр), показателя капиллярного гематокрита (Ht) и числа функционирующих капилляров (Nк): М = Уэр х Ht х Nк (перф. ед.).
Также определяли характеристику потока эритроцитов «» - среднее квадратическое отклонение - статистически значимые колебания скорости эритроцитов. Этот показатель измеряется в относительных или перфузионных единицах (перф. ед.). Он характеризует временную изменчивость микроциркуляции или колеблемость потока эритроцитов, именуемой в микрососудистой семантике как флакс (flux). Величина существенна для оценки состояния микроциркуляции и сохранности механизмов ее регуляции. Соотношение между перфузией ткани и величиной ее изменчивости (флаксом) оценивалось коэффициентом вариации - Kv (%), характеризующим вазомоторную активность микрососудов: Kv= /М х 100(%), где М - показатель микроциркуляции.
Помимо расчета статистических характеристик потока эритроцитов в тканях, прибор ЛАКК-02 дает возможность с помощью специальной программы, основанной на использовании математического аппарата Фурье-преобразования, анализировать ритмические изменения этого потока. В результате спектрального разложения ЛДФ-граммы на гармонические составляющие колебаний тканевого кровотока появляется возможность дифференцирования различных ритмических составляющих флаксмоций, что важно для диагностики нарушений модуляции кровотока. Каждая ритмическая компонента при спектральном анализе ЛДФ-граммы характеризуется двумя параметрами: частотой - F и амплитудой - А.
Динамика состояния микроциркуляции в опорных тканях при съемном ортопедическом лечении
Сравнение прочностных показателей при статическом изгибе термопластичных материалов с традиционным акриловым для базисов съемных зубных протезов Фторакс позволяет заключить, что Фторакс и после циклического нагружения имеет показатели прочности при изгибе в среднем в два раза выше, чем у термопластичного Acry F711, а показатель модуля упругости почти в три раза выше, чем у полиамидного материала Flexi N 512 (Рисунок 14 а, б).
Изменение показателя прочности при изгибе (изг, МПа) после циклирования и экспозиции в воде образцов базисных материалов. Результаты испытаний показали, что через 6 и 12 месяцев экспозиции в воде после воздействия циклических нагрузок все испытуемые материалы незначительно меняют начальные показатели модуля упругости при статическом изгибе (р 0,05). Однако заметна тенденция повышения жесткости после 1000 циклов нагружения для акрилового материала Фторакс, а для испытанных термопластов заметна обратная тенденция – снижение модуля упругости, т.е. термопласты после многократного нагружения становятся более податливыми и деформируются больше под действием той же нагрузки. Прочность при изгибе через 6 и 12 месяцев выдержки в воде и после воздействия многократных циклических нагрузок значимо снизилась на 22 % у Фторакса (р=0,027), а у термопластов этот показатель практически не изменился (р=0,62).
Влияние многократных нагрузок на образцы полимерных базисных материалов можно проиллюстрировать по изменениям показателей деформации под действием изгибающего циклического нагружения. На рисунке 15 представлены показатели прогиба образцов - полосок базисных материалов при циклическом нагружении в 1-ом и в 1000-м цикле.
Рисунок 15. Влияние многократного циклического нагружения на величину прогиба ( общ, мм) образцов базисных материалов Как видно из представленной гистограммы, после циклического нагружения величина прогиба образцов увеличивается (p 0,05), при этом у образцов Фторакса это увеличение прогиба существенно меньше, чем у образцов из термопластичных базисных материалов Acry F711 и Flexi N 512. Деформация образцов всех испытанных материалов под действием многократного нагружения после экспозиции в воде в течение 6 и 12 месяцев существенно не изменилась.
Нагружение полосок-образцов базисных материалов осуществляли силой, создающей во всех образцах равное напряжение 30МПа. При проведении испытаний фиксировали величину силы в начальный момент нагружения и через 1 с, по истечении которой величина силы изменялась, уменьшалась на величину F (Н), в связи с прохождением в каждом материале релаксационных процессов (Рисунок 16).
Сравнивая значения F для первого цикла нагружения с последним 1000-м циклом, можно в какой-то степени судить о скорости прохождения релаксационных процессов в каждом из сравниваемых полимерных материалов. Скорость этих процессов у Фторакса в начале циклирования не высока и возрастает в конце циклического нагружения, что заметно отличает этот базисный материал от термопластичных Acry F711 и Flexi N 512. Для термопластичных материалов эта скорость снижается, о чем свидетельствует падение значений к 1000-му циклу. Выдержка в воде в термостате образцов Фторакс не меняет характера изменения показателя F, что также заметно отличает этот материал от термопластичных Acry F711 и Flexi N 512.
Полученные результаты согласуются с литературными данными. Авторы работы [153] показали существенную разницу в способности к релаксации напряжений различных материалов, что может во многом сказываться на долговечности съемных протезов с полимерным базисом в клинических условиях. Так сравнивая полиэтилметакрилат (ПЭМА) и ПММА под действием приложенного постоянного напряжения, авторы установили значительную разницу в скорости снижения приложенного напряжения, показав, что ПММА способен дольше, чем ПЭМА поддерживать напряжение, не рассеивая его. Такой результат позволил заключить, что оценка релаксационных процессов в полимерных материалах важна для установления стабильности конструкций, в том числе размерной, под действием постоянных и циклических нагрузок.
Микрогемодинамика в области опорных тканей при протезировании съемными конструкциями из полиамидного термопласта Flexi N 512
Следует отметить, что динамика микроциркуляторных показателей отличалась степенью выраженности изменений.
Данные амплитудно-частного анализа ЛДФ-грамм в тканях десны в области опорных зубов и протезного ложа представлены в таблице 5.
Данные амплитудно-частного анализа ЛДФ-грамм в тканях десны в области опорных зубов и протезного ложа показали, что в процессе ортопедического лечения показатели, характеризующие гемодинамические механизмы регуляции тканевого кровотока претерпевали ряд существенных изменений в зависимости от этапа наблюдения.
После фиксации съемного протеза из полиамидного термопласта (нейлон) Flexi N 512 в тканях десны в области опорных зубов по данным амплитудно-частотного спектра ЛДФ-грамм уровень вазомоций (ALF/a) снижался на 15%. Исходная вазоконстрикция усиливалась (на 22%), что свидетельствовало о снижении активной модуляции тканевого кровотока. Амплитуда высокочастотных флуктуаций тканевого кровотока (AHF/CT) повышалась на 22%, а пульсовые флуктуации (ACF/CJ) возрастали на 27%, что свидетельствовало о снижении пассивной модуляции тканевого кровотока и характеризовало развитие венозной гиперемии в микроциркуляторном русле в тканях десны.
Отмечались существенные изменения в интегральной характеристике флаксмоций, ИФМ снизился на 39%, что было связано с функциональной нагрузкой опорных зубов.
Таким образом, полученная динамика амплитудно-частотного спектра ЛДФ-грамм свидетельствовала о компенсаторных изменениях в регуляции тканевого кровотока в ответ на функциональную нагрузку.
Через 2 нед. в микроциркуляторном русле в тканях десны опорных зубов отмечалось улучшение гемомикроциркуляторных параметров. Уровень вазомоций (ALF/CT) возрастал на 7%. Вазоконстрикция снижалась (на 13%) до уровня близкого к исходным данным.
Динамика гемодинамических механизмов микроциркуляции в опорных тканях при ортопедическом лечении съемными конструкциями из полиамидного термопласта (нейлон) Flexi N 512 (М ±ш) Активный механизм флаксмоций Пассивный механизм флаксмоций Сроки наблюдения ВазомоцииALF/a, (%) Сосудистый тонусa/ ALF, (%) ВысокочастотныефлуктуацииAHF/CT, (%) ПульсовыефлуктуацииACF/CT, (%) І4НДЄКС флак мицииИФМALF/(AHF±ACF) опорные зубы протезное ложе опорные зубы протезное ложе опорные зубы протезное ложе опорные зубы протезное ложе опорные зубы протезное ЛОЖ(
Высокочастотные флуктуации (AHF/ст) снижались на 11%, что оставалось выше исходного уровня. Пульсовые флуктуации (ACF/CT) уменьшались на 14%, что также не достигало исходных данных.
На этом фоне эффективность регуляции микроциркуляции снижалась на 6%, и оставалась ниже исходных значений.
Через 1 мес. после фиксации съемной конструкции микроциркуляторные нарушения в тканях десны опорных зубов значительно снижались. Так, уровень вазомоций (ALF/CJ) продолжал снижаться на 11 %, что ограничивало приток крови в микроциркуляторное русло в условиях венозного застоя. Сосудистый тонус снижался и соответствовал исходным значениям. Амплитуда высокочастотных флуктуаций (AHF/ст) уменьшалась на 7%, а пульсовые (ACF/a) падали на 43%, по сравнению с предыдущим сроком исследования, что характеризовало тенденцию снижения застойных явлений в микроциркуляторном русле.
Полученная динамика амплитудно-частотных характеристик отразилась на значениях индекса флаксмоций (ИФМ), который повысился на 12%.
Таким образом, через 1 мес. после фиксации съемной конструкции из нейлона в тканях десны микроциркуляторные нарушения значительно снижались.
Через 3 мес. после протезирования в области опорных зубов отмечалась тенденция к улучшению гемодинамических механизмов регуляции тканевого кровотока и показатели приближались к исходному уровню.
Уровень вазомоций повышался на 8%. Уровень высокочастотных флуктуаций (AHF/CJ) снижался на 6%, и приближаясь к значениям до лечения. Пульсовые флуктуации снижались на 20% и приюлижались к нормальным значениям. Уровень регуляции микроциркуляции приближался к исходному уровню, что свидетельствовало о нормализации оттока крови в венулярном отделе. Сосудистый тонус снижался до уровня исходных значений.
Индекс микроциркуляции повышался до исходных значений. Таким образом, к 3-му месяцу после протезирования отмечалось восстановление микроциркуляции. Через 6 мес. показатели амплитудно-частотных характеристик ЛДФ-грамм улучшались, что отразилось на эффективности функционирования микроциркуляции, которая повышалась вследствие функциональной нагрузки. Полученная тенденция сохранялась и через 12 мес.