Конструктивные особенности вращаемых (ротационных) эндодонтических инструментов
Автор Ржанов Е. А. — кандидат медицинских наук, доцент кафедры госпитальной терапевтической стоматологии, пародонтологии и гериатрической стоматологии МГМСУ

Резюме.

Формирование корневого канала является одним из важнейших этапов эндодонтического лечения, во многом определяя возможность тщательной дезинфекции и герметичной обтурации системы корневых каналов. Для препарирования каналов разработано множество инструментов и их систем. На сегодняшний день по ряду причин наиболее быстроразвивающейся группой инструментов являются вращаемые никель-титановые эндодонтические инструменты. Данная группа инструментов, несомненно, имеет ряд преимуществ по сравнению с традиционными стальными инструментами. Не лишена она и недостатков, одни из которых обусловлены характеристиками сплава, другие – особенностями конструкции самих инструментов. Тем не менее, в доступной литературе информация, касающаяся конструктивных параметров и их влияния на поведение вращающегося эндодонтического инструмента в канале, практически отсутствует, а инструкции производителей ограничены лишь некоторыми эмпирическими рекомендациями. Между тем, понимание физического смысла и различий основных конструктивных параметров необходимо для оценки возможностей конкретных инструментов и коррекции их недостатков путем совершенствования техники работы с ними либо ограничения показаний к их применению.

Конструктивные особенности любого инструмента в первую очередь определяются целью и способом его применения. Также на особенности конструкции оказывают влияние свойства материала и технологические методы изготовления инструмента.

С другой стороны все вышеперечисленные факторы обусловливают технику (методику) работы с инструментом и спектр задач, которые возможно решить с его помощью.

Количество различных эндодонтических инструментов и их систем огромно. Периодически появляются новые инструменты или модификации уже известных систем. В то же время многие из этих инструментов выходят из употребления. Практикующим врачам подчас нелегко ориентироваться в этом многообразии.

Тем не менее, знание основных параметров эндодонтических инструментов и понимание принципов их работы способны помочь врачу наиболее эффективно использовать преимущества тех или иных инструментов и резко снизить вероятность возникновения ошибок.

Прежде чем приступать к рассмотрению основных конструктивных особенностей эндодонтических инструментов, представляется необходимым уточнить некоторые базовые определения, понятия и термины.

Итак, любой эндодонтический инструмент представляет собой режущий инструмент, предназначенный для механической обработки корневого канала.

Для удобства все эндодонтические инструменты можно условно разделить на две большие группы по способу их применения:

используемые в ручном режиме;

используемые при помощи механического привода.

Основные конструктивные элементы первой и второй групп в целом совпадают, отличаются больше параметры этих элементов. В настоящее



время вторая группа инструментов по ряду причин, является более популярной и развивается особенно бурно. В связи с этим в данной работе преимущественно будут рассмотрены инструменты, приводимые в движение с помощью механического привода, а точнее эндодонтические инструменты, изготовленные из никель-титанового сплава и работающие в режиме полного вращения. Точное полное название данной группы инструментов звучит как Машинные Ротационные (Вращаемые) Никель-Титановые Эндодонтические Инструменты (от лат. rotatio - кругообразное движение, вращение), однако далее в статье будут использованы сокращенные термины, например, ротационные (вращаемые) эндоинструменты.

В литературе ротационные инструменты, предназначенные для обработки корневых каналов зубов, часто называют эндодонтическими файлами. Термин файл (от англ. file - напильник) обозначает режущий инструмент, производящий удаление материала при возвратно- поступательном движении вдоль обрабатываемой поверхности. Характерным примером такой техники обработки являются движения, производимые при работе файлами Хедстрёма (H-files). При обработке корневого канала ротационными инструментами срезание дентина происходит в результате вращения инструмента. Следовательно, применять такой термин как файл к ротационным инструментам некорректно.

Корректным по отношению к вращаемым эндодонтическим инструментам является термин ример (от англ. reamer – развёртка), обозначающий режущий инструмент с вращательным движением резания, предназначенный для увеличения размеров уже существующего отверстия и повышения точности формы этого отверстия. То есть, такое понятие как "машинный никель-титановый ример" является терминологически верным.

Следует отметить, что в данной работе в обозначении некоторых составляющих эндодонтического инструмента использована терминология, несколько отличающаяся от общепринятой или приводимой в стандартах. С нашей точки зрения, предложенная терминология более точно и логично



характеризует конструктивные особенности и функциональное назначение той или иной части эндодонтического инструмента.



Строение ротационного эндодонтического инструмента.

Вращаемый эндодонтический инструмент состоит из двух основных частей, каждая из которых выполняет свою специфическую функцию (Рис.1):
крепежной части;
рабочей части.
Рис.1. Зуб 18, имеющий обширную кариозную полость.
Непосредственно перед экспериментом, у зуба-образца проводилась частичная секция корней, канал одного из которых ретроградно препарировался вплоть до коронковой части полости пульпы (Рис.2). Полость очищали сначала механически, а затем химически с помощью растворов гипохлорита натрия (3%) и ЭДТА (17%). Затем полость промывали дистиллированной водой, сушили и заполняли термопроводящей пастой "Радиал" (Россия). Внутрь коронковой части полости пульпы через препарированный канал в среде термопроводящей пасты помещалась термопара К-типа никель-хром/никель-алюминий, имеющая размер датчика 0.5мм (Рис.3, 4).
Рис.2. Зуб 18 с проведѐнной секцией щѐчных корней. Канал нѐбного корня препарирован для размещения в нѐм термопары.
Рис.3. Термопара К-типа никель-хром/никель-алюминий с размером датчика 0.5мм.
Рис. 4. Зуб 18 с помещѐнной в него термопарой (а). На рентгенограмме видно, что термопара располагается в коронковой части полости пульпы (б).
Термопара, подключѐнная к электронному измерителю температуры "Center 300", позволяла проводить прямой отсчѐт температуры в градусах Цельсия (Рис.5).
Рис.5. Электронный термометр "Center 300".
Подготовленный зуб-образец закреплялся в держателе так, чтобы исключить поток тепла на держатель и избежать, таким образом,

методической погрешности измерения. Данные измерений фиксировались компьютером с помощью специализированной программы Termolink для Windows XP (Рис.6).
Рис.6. Исследовательский стенд.
Для препарирования использовали полимерные, стандартные алмазные и твердосплавные шаровидные боры по размеру соответствующие 3 типам полимерных боров. В каждом конкретном случае препарирования инструменты выбирали в зависимости от размеров и объѐма кариозного поражения (Рис.7).
Рис.7. Алмазный, твердосплавный и полимерный боры.
Полимерные боры предназначены для удаления исключительно кариозно изменѐнного, размягчѐнного дентина и представляют собой инструменты RA типа трѐх размеров (RA#2, RA#4, RA#6) с рабочей частью, изготовленной из полимерного соединения – полиэтил-кетон-кетона. По данным фирмы-производителя, применѐнный для изготовления головки полимер имеет твѐрдость 50KHN, что позволяет избежать излишнего удаления тканей зуба. Бор одноразовый, рекомендуемая рабочая скорость вращения 500-800об/мин, без водно-воздушного охлаждения. Режущая часть имеет своеобразный дизайн – шаровидная головка с четырьмя округлыми, не агрессивными гранями (Рис.8).
Рис.8. Полимерный бор размера RA#6. Электронная микроскопия ×33.
Для препарирования алмазными борами использовался турбинный наконечник W&H Trend HS TC-95RM, с одной апертурой для водно- воздушного охлаждения. Для препарирования твердосплавными борами использовался механический наконечник W&H Synea LS WA-56L с электрическим микро-мотором. Для препарирования полимерными борами использовался наконечник Anthogyr Micro NiTi с редукцией скорости 1:64 для электрического микро-мотора.

Эксперимент проводили в замкнутом помещении, температура в помещении колебалась в пределах 19-22°C.

С целью определения теплопроводности как кариозно изменѐнного дентина, так и здорового, препарирование зубов проводилось по схеме, представленной на рисунке 9. Коронковую часть зуба условно делили на четыре сектора. Область сохранившихся здоровых тканей выделяли в секторы 1 и 2. В секторе 1 проводили препарирование алмазными и твердосплавными борами без охлаждения. В секторе 2 алмазными и твердосплавными борами с охлаждением. Область кариозного поражения выделяли в секторы 3 и 4, где сначала препарировались нависающие края эмали с помощью алмазных боров с охлаждением, а затем кариозно изменѐнный дентин удалялся в равных долях с помощью твердосплавных боров с охлаждением и полимерных без охлаждения. С целью получения дополнительных данных для анализа, уже препарированную поверхность здорового дентина в секторе 2, повторно обрабатывали полимерными борами.

Препарирование проводилось в обычном прерывистом режиме и на стандартных скоростях вращения боров (150000-200000об/мин для алмазных, 25000-30000об/мин для твердосплавных, 600-800об/мин для полимерных боров). Объѐм водно-воздушного охлаждения составлял 40мл/мин. После препарирования участка тканей в каждом из секторов, ждали, пока температура зуба сравняется с температурой окружающей среды.

Время препарирования варьировало в каждом конкретном случае в зависимости от размера зуба и объѐма кариозного поражения. Однако для проведения оценок и анализа выделялся временной интервал не превышающий 80 сек. Показания прибора фиксировались на всѐм протяжении препарирования с дискретностью в пять секунд.
Рис.9. Схема проведения препарирования: в секторе 1 препарирование проводилось алмазными и твердосплавными инструментами без охлаждения; в секторе 2 теми же борами с охлаждением; в секторе 3 и 4 эмаль препарировали алмазными борами с охлаждением; в секторе 3 дентин препарировали твердосплавными борами с охлаждением; в секторе 4 полимерными борами.
В результате проведѐнных препарирований были получены десять последовательностей измерений (по количеству зубов), каждая из которых, в свою очередь, была разделена фрагментами на четыре группы (по секторам):

В первую группу выделили 10 измерений процесса препарирования алмазными и твердосплавными борами без использования водно-воздушного охлаждения (сектор 1 на рис.9).

Во вторую группу выделили 10 измерений процесса препарирования алмазными и твердосплавными борами с использования водно-воздушного охлаждения (сектор 2 на рис.9).

В третью группу выделили 10 измерений процесса препарирования глубоких кариозных полостей, которые были препарированы алмазными и

твердосплавными борами с использованием водно-воздушного охлаждения (сектор 3 на рис.9).

В четвѐртую группу были включены по 10 измерений процессов препарирования глубоких кариозных полостей (сектор 4 на рис.9) и чистого дентина (сектор 2 на рис.9) с помощью полимерных боров, которые во всех случаях использовали без охлаждения в соответствии с рекомендациями производителя.

Таким образом, было получено такое количество измерений, которое позволило компенсировать возможные методические ошибки, особенности каждого из экспериментальных образцов и провести объективный физико- математический анализ.

Результаты исследований.

  1. Препарирование алмазными инструментами.
На Рис. 10 приведена наиболее характерная зависимость температуры (T°C) от времени (t∙5сек) при препарировании эмали зубов алмазными борами без охлаждения. Несмотря на то, что происходило только препарирование эмали, и толщина дентина была велика, прирост температуры был достаточно значительным и составил 3-4,5°C в течение 80 секунд. Процесс имеет экспоненциальный характер, поскольку нагревание зуба начинается сразу, как только начинается препарирование.
Рис.10. Зависимость T(t) для случая препарирования здоровой эмали алмазными борами без охлаждения (1 группа измерений). Одно деление по оси времени соответствует 5 секундам.
На Рис.11 представлена зависимость температуры (T°C) от времени (t∙5сек) при препарировании эмали зубов алмазными инструментами с охлаждением. Видно, что по истечении 80 секунд процесс нагревания еще продолжается, и тенденции к насыщению (как на Рис.12) к этому моменту времени не видно. Процесс нагревания имеет волнообразный характер, что видимо, обусловливается неравномерностью охлаждения различных участков зуба, причем вначале процесса препарирования имеется тенденция к охлаждению.
Рис.11. Зависимость T(t) для случая препарирования здоровой эмали алмазными борами с охлаждением (2 группа измерений). Одно деление по оси времени соответствует 5 секундам.
На Рис.12 представлена зависимость температуры (T°C) от времени (t∙5сек) при препарировании с помощью алмазных боров эмали кариозно изменѐнных участков зубов. Видно, что процесс нарастания температуры заканчивается полностью через 40–50 секунд после начала препарирования, однако начинается очень резко. Это, видимо, связано с малой толщиной дентина в случае глубокого кариозного процесса и, соответственно, близостью источника тепла к приемнику (термопаре).
Рис.12. Зависимость T(t) для случая препарирования эмали кариозно изменѐнных участков зубов алмазными борами (3 группа измерений). Одно деление по оси времени соответствует 5 секундам.
Качественный анализ зависимостей показывает, что амплитуда приращения температуры, по-видимому, слабо связана с интенсивностью принудительного охлаждения. Максимальное значение прироста температуры во всех случаях, составило примерно 4ºC. Это свидетельствует о недостаточной эффективности отвода тепла с тканей зуба и интенсивным тепловыделением при препарировании с помощью турбинного наконечника за счѐт высокой скорости вращения инструмента. Такой режим препарирования является опасным и может быстро привести к возникновению патологического процесса в пульпе.

2. Препарирование твердосплавными инструментами.

На Рис.13 приведена наиболее характерная зависимость температуры (T°C) от времени (t∙5сек) при препарировании дентина зубов твердосплавными борами без охлаждения. Несмотря на то, что толщина дентина была достаточно велика, прирост температуры был значительным и

составил 3-3,5°C в течение 80 секунд. Процесс имеет экспоненциальный характер: видно, что нагревание зуба начинается сразу в начале препарирования.
Рис.13. Зависимость T(t) для случая препарирования здорового дентина твердосплавными борами без охлаждения (1 группа измерений). Одно деление по оси времени соответствует 5 секундам.
На Рис.14 приведена зависимость температуры (T°C) от времени (t∙5сек) при препарировании дентина твердосплавными борами в присутствии охлаждения. Сначала отмечается относительно быстрый рост температуры, а потом возникает период насыщения, в котором подъѐм происходит очень медленно. Быстрый рост температуры, по сравнению с ранее проанализированными случаями, можно объяснить, по-видимому, утончением дентинной стенки в процессе препарирования и, таким образом, меньшей величиной теплового сопротивления.
Рис.14. Зависимость T(t) для случая препарирования здорового дентина твердосплавными борами с охлаждением (2 группа измерений). Одно деление по оси времени соответствует 5 секундам.
На Рис.15 приведена характерная зависимость температуры (T°C) от времени (t∙5сек) при препарировании твердосплавными борами дентина кариозно изменѐнных участков зубов. Видно, что график практически не отличается от представленного на Рис.14. Это позволяет предположить, что процессы препарирования в отношении роста температуры являются также сходными. Виден быстрый рост, и затем переход к насыщению.
Рис.15. Зависимость T(t) для случая препарирования твердосплавными борами кариозно изменѐнных участков дентина (3 группа измерений). Одно деление по оси времени соответствует 5 секундам.
Качественный анализ зависимостей показывает, что максимальное значение прироста температуры имеет тот же порядок величины, что и при препарировании алмазными инструментами - примерно 3,5-4ºC. Несмотря на значительное снижение скорости препарирования (по отношению к скорости препарирования алмазными борами) высокий рост температуры во всех случаях, видимо, связан с утончением стенки дентина и также свидетельствует о невысокой эффективности отвода тепла с помощью водно- воздушного охлаждения. Такой режим препарирования является опасным и может привести к патологическим изменениям в пульпе.

3. Препарирование полимерными инструментами.

Интересно отметить, что при препарировании полимерными инструментами участков чистого, здорового дентина (сектор 2 рис.9) развивается невысокая температура в точке соприкосновения инструмента с тканью (Рис.16). Процесс нарастания длинный, потому что в этом случае нет резкого подъѐма температуры в точке соприкосновения инструмента с тканью, нагревание здесь происходит медленно по мере трения.
Рис.16. Зависимость T(t) для случаев препарирования здорового дентина полимерными борами. Одно деление по оси времени соответствует 5 секундам.
На Рис.17 представлена зависимость температуры (T°C) от времени (t∙5сек) при препарировании полимерными инструментами дентина кариозно изменѐнных участков зубов. Поскольку, как уже отмечалось выше, при препарировании полимерными борами нет резкого нарастания температуры, и переходного процесса не происходит, то и уменьшения теплового сопротивления дентинной стенки увидеть нельзя, хотя оно, несомненно, имеет место. Скорость нарастания температуры определяется скоростью еѐ нарастания в точке соприкосновения инструмента с тканью, а не скоростью передачи тепла через тепловое сопротивление стенки дентина, поэтому характеристики стенки (еѐ теплопроводности) не видно.
Рис.17. Зависимость T(t) для случаев препарирования полимерными борами кариозно изменѐнных участков дентина. Одно деление по оси времени соответствует 5 секундам.
Качественный анализ зависимостей показывает, что величина приращения температуры ниже, чем во всех рассмотренных ранее случаях препарирования. Такой невысокий рост температуры, по-видимому, связан с очень низкой скоростью вращения, применяемой при использовании полимерных боров, и с особым характером взаимодействия инструмента с кариозным дентином, которое больше напоминает скалывание, чем резание.

Наблюдающийся спад температуры на 1-1.5 градуса вначале процесса препарирования может быть связан с испарением жидкости со стенки зуба при соприкосновении инструмента с влажной поверхностью. В случаях препарирования алмазными или твердосплавными борами этого испарения нет, так как срезается весь слой сразу вместе с жидкими фракциями.

Во всех случаях препарирования полимерными инструментами рост температуры находился в пределах 1°C, что является очень малой величиной в сравнении с другими типами инструментов. Процесс препарирования является исключительно щадящим и безопасным. Термическая травма пульпы маловероятна.

Выводы.

В работе получены оригинальные результаты исследования процесса генерации тепла при препарировании твѐрдых тканей зуба несколькими типами боров при различных режимах их использования.

  1. Показано, что препарирование алмазными борами с помощью турбины и твердосплавными с помощью микромотора является опасным с точки зрения термической травмы пульпы. Препарирование этими инструментами должно проводится осторожно и непродолжительно по времени.
2. Показано, что эффективность водно-воздушного охлаждения в отношении профилактики термической травмы пульпы в некоторых случаях не очень высока, особенно в случае препарирования кариозно изменѐнного дентина.

3. Показано, что препарирование дентина полимерными инструментами сопровождается очень медленным ростом температуры, и скорость передачи тепла через стенку дентина в этом случае не сильно зависит от теплопроводности ткани. Этот вид препарирования кариозно изменѐнного дентина является наиболее безопасным.

4. Полученные результаты позволяют оценить перспективы дальнейших исследований, целью которых явилось бы точное определение температуры в точке генерации тепла при различных режимах препарирования.

Список литературы:

  1. Большаков Г.В., Трусова Н.Ф. Влияние температурного фактора на активность лизосомальных ферментов пульпы зуба. – Стоматология, 1988, т.67, №4 – с.14 - 16.
2. Brännström M.: The hydrodinamic theory of dentinal pain: sensation in preparations, caries and the dentinal crack syndrome. J Endodont 12: 453-457, 1986

3. Brown WS, Christensen DO, Lloyd BA. Numerical and experimental evaluation of energy inputs, temperature gradients, and thermal stresses during restorative procedures. J Am Dent Assoc. 1978 Mar;96(3):451-8.

4. Demmel HJ, Lamprecht I. Calorimetric thermal conductivity measurements of dental liner materials, Dtsch Zahnarztl Z. 1971 Apr;26(4):456-63.

5. Langeland K, Langeland L K. Pulp reactions to crown preparation, impression, temporary crown fixation and permanent cementation. J Prosthet Dent 1965; 15: 129-143.

6. Pohto M, Scheinin A. Microscopic observations on living dental pulp. Acta Odontol Scand. 1958; 16:303–327.

7. Zach L, Cohen C. Pulp response to externally applied heat. Oral Surg Oral Med Oral Pathol. 1965; 19:515–530.

Интересные мероприятия
Made on
Tilda