Жизнь костной ткани во многом определяют напряжения и деформации. Напряжения характеризуют действия внутренних сил, которые при физиологических нагрузках в костно-мышечном аппарате человека, в том числе и при жевании, являются физиологическими раздражителями, способствующие действию и поддержанию обменных процессов в костной ткани. В области приложения нагрузки—сжатия — в костной ткани определяется отрицательный потенциал, в зоне растяжения — положительно заряженные ионы, которые определяют электрохимическую природу обменных процессов.
В ранее проведенных исследованиях нами определена величина напряжения, разрушающего компактную пластинку костной ткани; она находится в пределах от 40 до 80 МПа; для губчатой кости эта величина составляет 3—15 МПа, т.е. зависит от участка костной ткани [1, 2], для титанового имплантата — от 400 до 600 МПа. Клинически и экспериментально показано, что, несмотря на подобную 4—5-кратную разницу в механических свойствах системы «имплантат—костная ткань», она достаточно хорошо и долго функционирует.
Из теории прочности композиционных конструкций известно, что конструкции из разных материалов (в нашем случае — конструкции зубного протеза, опирающегося на имплантат или имплантаты, который или которые контактируют с компактной и губчатой костной тканью челюстей) характеризуются разными модулями упругости или разрушающими напряжениями. На границе разнородных материалов возникают дополнительные напряжения, обусловленные различным характером напряжений и деформаций. Постоянно действующие дополнительные напряжения, суммируясь, образуют паразитарные узлы или концентраторы напряжений, которые при определенных условиях становятся разрушающими и приводят впоследствии к несостоятельности конструкции. Это подтверждает выдвинутое ранее положение, несмотря на то, что механические свойства имплантатов и костной ткани разнятся, однако модули упругости титанового имплантата, внутренней кортикальной пластинки челюсти и губчатого вещества кости при совместной их работе равны или близки в пределах жевательных нагрузок с напряжениями от 5 до 100 МПа и их совместное функционирование осуществляется в одинаковых условиях. Только в этом случае жевательная нагрузка на имплантат будет равномерно восприниматься, перераспределяться и гаситься в подлежащих и окружающих его тканях. Это предотвращает образование паразитарных, а затем и разрушающих напряжений и деформаций на границах между имплантатами и другими опорными структурами.
Анализ напряжений и деформаций, возникающих при нагрузке до 100 Н вдоль оси одиночного имплантата, с помощью математических моделей методом конечных элементов показал, что основные напряжения концентрируются в зоне приложения нагрузки и доходят до 80 МПа. Напряжения от точки ее приложения в титановом имплантате плавно уменьшаются по всей длине имплантата до 7—8 МПа в его верхушечной части. В месте контакта имплантата с компактной костной тканью напряжения в имплантате составляют до 35 МПа, а в костной ткани — до 10 МПа; это свидетельствует о том, что костная ткань активно компенсирует напряжения от имплантата (разрушающие напряжения для компактной костной ткани составляют до 80 МПа).
Картина напряжений в костной ткани представлена несколькими зонами: 1-я — наименьшая зона — место контакта компактной кости с имплантатом (со значениями до 25 МПа); 2-я — идет от 1-й и занимает площадь до 2/3 величины погруженного в кость имплантата со значениями от 20 до 5 МПа, причем в аналогичной зоне титанового имплантата эти значения составляют до 10 МПа; 3-я — проецируется на последнюю верхушечную треть имплантата со значениями в кости от 5 до 1 МПа, в то время как в самом имплантате в этой зоне напряжения составляют до 7—8 МПа. Анализ показывает, что в первую очередь напряжения компенсируются в самом титановом имплантате, обладающем высокой степенью эластичности в силу своих механических свойств. Исследование показало, что напряжения от вертикальной нагрузки на имплантат и костную ткань полностью компенсированы и колеблются в костной ткани от 1 до 35 МПа, в то время как разрушающие напряжения костной ткани находятся в пределах 80 МПа.
Приложение нагрузки к краю окклюзионной поверхности имплантата при вертикальном нагружении вдоль его оси выявляет значительные расщепляющие напряжения по вертикальной оси имплантата со значениями до 60 МПа. Максимальные напряжения в имплантате распространяются до места контакта имплантата с кортикальной пластинкой на стороне нагрузки, где они концентрируются и доходят до 40 МПа. На противоположной поверхности имплантата определяются напряжения в зоне его контакта с костной тканью до 10 МПа.
По мере погружения имплантата в костную ткань основные напряжения как в имплантате, так и в костной ткани определяются в верхних 2/3 имплантата и кости и носят расщепляющий характер, т.е. на стороне давления максимальные напряжения составляют от 0,5 до 7 МПа, а на противоположной стороне формируется доходящая до верхушки имплантата зона сдавления с напряжениями до 10 МПа. Напряжения носят компенсированный характер, однако неравномерно действующая под углом нагрузка может формировать узлы усталостных напряжений в зоне контакта имплантата с костной тканью со стороны давления, что может неблагоприятно сказаться на пользовании зубным протезом на имплантате.
Изучение напряжений при нагрузке на имплантат с консольно вынесенной на 4 мм опорой показывает, что основные концентраторы напряжений локализуются в месте перехода консоли на имплантат с напряжением более 120 МПа и носят, как в предыдущем случае, расщепляющий характер. В зоне контакта компактной пластинки с имплантатом на стороне давления напряжения доходят до 25 МПа. На противоположной контактной стороне определяется картина значительно меньших напряжений как по площади, так и по их значениям от 1 до 10 МПа. Работа имплантата в костной ткани при консольной нагрузке будет носить вывихивающий характер, что неблагоприятно для кости и может привести к потере имплантата.
Анализ напряжений в костной ткани в месте соединения с имплантатом показывает, что распределение напряжений определяется направлением, величиной и точкой приложения нагрузки. Исследование показало, что титановый имплантат в силу своих эластичных свойств в наибольшей степени воспринимает и компенсирует значительную часть напряжений от зубного протеза. Оптимальна нагрузка для имплантата вдоль его оси, однако и другие нагрузки в пределах окклюзионной поверхности имплантата носят компенсированный характер. В этих случаях напряжение в месте контакта с костной тканью может доходить до 30—40 МПа при незначительной площади контакта (до 3—5%). В оставшейся костной ткани эти значения доходят до 2—5 МПа, в то время как разрушающие напряжения для костной ткани составляют до 60 МПа.
В процессе исследования определено, что независимо от нагрузки основные напряжения фиксируются в пришеечной части имплантата. В верхушечной, наиболее заглубленной части имплантата, напряжения находятся в пределах 1 МПа и полностью компенсируются костной тканью.
Основная задача зубного протеза, укрепленного на имплантате, состоит в том, чтобы нагрузка от противоположных зубов в состоянии окклюзии передавалась на имплантат строго по его вертикальной оси. При сагиттальных и трансверсальных движениях нижней челюсти не должно возникать блокирующих моментов на зубах-антагонистах с формированием нагрузок, действующих под углом или перпендикулярно вертикальной оси зуба и имплантата.