Главная Практика Наука Инновации Образовательные материалы Дипломы Обо мне
ноябрь 2010 г.

Принципы создания эндодонтических инструментов. Сверхгибкий (стальной) вращаемый эндодонтический инструмент для обработки корневых каналов

Ржанов Е.А. кандидат медицинских наук, доцент кафедры терапевтической стоматологии и эндодонтии МГМСУ

Резюме
Анализ конструкций существующих эндодонтических инструментов, причин лежащих в основе их разрушения, анатомически обусловленных условий использования инструментов и физико-технических параметров материалов, разрешенных к применению в медицине, позволил сформулировать принципы, на основе которых возможно создание оптимальных по своим качествам эндодонтических инструментов. Эти принципы, физико-математические модели и инженерные расчѐты легли в основу создания нового инструмента, изначально лишѐнного недостатков, присущих известным типам инструментов.

Инструмент, описанный в данной работе, предназначен для обработки корневых каналов, в том числе сильно искривлѐнных (с радиусом кривизны порядка 2−4мм), когда применение обычных инструментов, в том числе и никель-титановых, представляется опасным, особенно в полновращательном режиме работы. При многократных изгибах инструмента в искривлѐнном канале в результате неупругих деформаций в нѐм накапливаются дефекты, возникает так называемая циклическая усталость материала, которая в конечном итоге может привести к поломке инструмента в канале.

В подобных условиях сверхгибкий вращаемый инструмент, все элементы которого всегда работают в режиме упругих деформаций, и который, по сути, не подвержен циклической усталости, имеет существенные преимущества перед другими типами инструментов. В то же время оригинальная конструкция инструмента повышает и его торсионную устойчивость.

Abstract
Analysis of the design of currently produced endodontic instruments and the causes of their breakage from one side and also the conditions of their usage in root canals from the other side allows us to formulate the principles of engineering of new and optimal endodontic instruments of high safety. The design is based on the physical-engineering parameters of materials permitted for medical applications.

These principles and engineering calculations are in the base of new super elastic instruments, which are free from the disadvantages of existing instruments. The new instrument is intended to the treatment of root canals, including severely curved ones with radius of curvature of the order of 2−4 mm, when the application of current instruments seems to be dangerous, in particular with endomotors. The super flexible instrument is working always in elastic range of deformation, so it is free of cyclic fatigue and disposes improved torsion stability.

Ключевые слова
сверхгибкий эндодонтический инструмент, препарирование искривлѐнных корневых каналов, конусность, поломка инструментов, торсионная нагрузка, циклическая усталость

Key words
super flexible endodontic instrument, curved root canal treatment, conical instruments, breakage of instrument, torsion overloading, cyclic fatigue

Введение

Наиболее трудным, ответственным и опасным техническим этапом эндодонтического лечения является процесс механической обработки системы корневых каналов.

В течение как минимум последних 30 лет в эндодонтии господствует концепция придания корневому каналу формы равномерно сужающегося к апексу конуса, в основном благодаря Г. Шилдеру, его классической работе 1974 года [14], а также его многочисленным ученикам и последователям. Преимущества такой формы канала неоднократно обсуждались в литературе. В основном всѐ сводится к тому, что такой канал удобен для очистки и последующей пломбировки. Однако придание каналу правильной конусной формы не простая процедура, и, если она выполняется традиционными стальными ручными инструментами, является чрезвычайно долгой, трудоѐмкой [1] и сопряжена c высокой вероятностью возникновения процедурных ошибок. В то же время хорошо известно, что ошибки препарирования драматически сказываются на успешности эндодонтического лечения в целом [7].

С появлением в конце прошлого века эндодонтических инструментов из никель-титанового сплава ситуация существенно изменилась. Качество и скорость механической обработки каналов значительно возросли по сравнению с обработкой ручными стальными инструментами [15]. Связано это со свойствами сплава [16], которые позволили создавать инструменты большой конусности (.06, .08, .12) и использовать их в полновращательном режиме с применением привода. Свойства сплава обеспечивают относительно высокую гибкость инструментов, что уменьшает эффект транспортации, а высокая конусность — значительную скорость удаления тканей. Несмотря на очевидные преимущества, никель-титановые инструменты не лишены некоторых недостатков, обусловленных как свойствами материала, так и в большей степени особенностями конструкций,

таких как невозможность оказания на инструмент латерального давления,

трудности в обработке перешейков и С-образных каналов, сниженный тактильный контроль. Однако в практическом плане существенным является то, что в процессе работы они сравнительно часто ломаются, причѐм эти переломы плохо прогнозируемы, и, как правило, происходят неожиданно для оператора. Поломка инструмента в канале является одним из наиболее тяжѐлых ятрогенных осложнений эндодонтического лечения, поскольку в канале возникает блок, который препятствует дальнейшей обработке канала, его адекватной очистке и пломбированию [3]. Процедуры обхождения (bypassing) или удаления фрагмента, являются чрезвычайно трудными и длительными и зачастую связаны с потерей критического количества тканей зуба. Иногда удаление отломка невозможно осуществить ортоградно и тогда приходится прибегать к хирургическому вмешательству -удалять зуб или его часть.

Анализ причин поломок эндодонтических инструментов

Торсионная нагрузка
Известно, что существует две основных причины поломки инструментов: торсионная и циклическая перегрузки, которые воздействуют на инструмент в процессе его работы в канале [3]. На первый взгляд проблема торсионной перегрузки может быть решена посредством применения приводов с возможностью регулирования и контроля прикладываемого к инструменту момента вращения, однако при подробном рассмотрении вопроса это оказывается не совсем так.

В 2004 году компанией FKG, одним из признанных лидеров в индустрии никель-титановых инструментов для эндодонтии, в брошюре, посвящѐнной выпуску на тот момент нового инструмента S-Apex, была опубликована очень интересная и существенная информация (рис. 1, 2),

которая, к сожалению, осталась без должного внимания. Первое о чѐм свидетельствуют приведѐнные данные, что в процессе препарирования иногда возникают ситуации, когда скорость или момент вращения, прикладываемые к инструменту, резко изменяются (при подклинивании или увеличении давления на инструмент) и могут значительно превышать предустановленные на приводе значения. Такого рода скачки скорости и момента, обусловленные инерционностью системы привода, демонстрирует до 80% типов эндомоторов. Второе, и главное, состоит в том, что в случае с коническими инструментами сама конструкция не позволяет защитить первые несколько миллиметров инструмента с помощью контроля момента вращения. Дело в том, что область верхушки конического инструмента настолько тонка по отношению к остальной режущей части инструмента, что при соответствуюших ей параметрах приложенного момента вращения инструмент просто не способен был бы работать в канале [4].
Рис.1.
Параллельные горизонтальной оси пунктирные линии показывают предустановленные параметры. Красная линия – скорость вращения 150об/мин, зеленая линия – максимальное значение прикладываемого момента вращения – 2Н·см.
Желтая кривая показывает изменение скорости вращения, синяя изменение момента в рабочем режиме. При резком взаимодействии инструмента с субстратом происходит падение скорости вращения, а момент вращения, напротив, растѐт
и в пике превышает установленные параметры в 2 раза. При снятии нагрузки на инструмент (синяя линия устремляется к нулю), наоборот, пиковое значение скорости превышает разрешенное значение в 2.5 раза (©FKG, 2004).
Рис.2.
На рисунке показан инструмент конического профиля. Производители устанавливают предельные значения момента вращения для части инструмента, показанной зеленым цветом, а для узкого участка инструмента находящегося в области от 3 до 10 миллиметров от верхушки предельного значения установить нельзя, поскольку оно оказалось бы слишком малым.
Таким образом, участок инструмента, находящийся ниже того места, для которого установлено предельное значение момента вращения, оказывается "незащищѐнным" (отмечен красным цветом) (©FKG, 2004).
В случае превышения, по той или иной причине, предельного для инструмента или его части, момента вращения инструмент подвергается неупругой, пластической деформации, катастрофическое нарастание которой влечѐт за собой торсионный перелом, который по своему характеру является сдвиговым, что хорошо демонстрирует электронно-микроскопическое исследование (рис. 3).
Рис.3.
Параллельные горизонтальной оси пунктирные линии показывают предустановленные параметры. Красная линия – скорость вращения 150об/мин, зеленая линия – максимальное значение прикладываемого момента вращения – 2Н·см.
Желтая кривая показывает изменение скорости вращения, синяя изменение момента в рабочем режиме. При резком взаимодействии инструмента с субстратом происходит падение скорости вращения, а момент вращения, напротив, растѐт
и в пике превышает установленные параметры в 2 раза. При снятии нагрузки на инструмент (синяя линия устремляется к нулю), наоборот, пиковое значение скорости превышает разрешенное значение в 2.5 раза (©FKG, 2004).
На микроуровне сдвиговый характер перелома означает, что в момент торсионной перегрузки одна атомная плоскость материала перемещается на слишком большой угол закручивания относительно другой, и в какой-то момент времени предел упругости металлических связей между отдельными атомами превышается. Связи разрываются и вместо сил притяжения возникают силы отталкивания между ближайшими соседними ионами атомов (рис. 4). Процесс распространяется от периферии к центру и сначала проявляется в виде пластических деформаций, однако необходимо учитывать, что чем больше связей разорвано, и чем больше деформирован инструмент, тем меньше его способность сопротивляется торсионной нагрузке. Быстрое нарастание числа разорванных связей в конечном итоге заканчивается разрушением инструмента.
Рис.4.
Схема возникновения сдвигового перелома на микроуровне. Условно показаны две соседние атомные плоскости, между которыми действуют силы связи. На схеме А показана металлическая связь, состоящая из пары положительных ионов металла и электрона, к которому они притягиваются. Такова классическая модель металлической связи. При повороте плоскости 1 относительно плоскости 2 (схема Б) на некоторый угол, металлическая связь растягивается, и если растяжение превосходит пределы упругости, электрон покидает своѐ равновесное положение между ионами металла – связь разрушается, между одинаково заряженными ионами возникает отталкивание. Если таких разрушенных пар накапливается много – вблизи поверхности инструмента появляется разрыв, который достаточно быстро развивается вглубь в направлении к оси закручивания.
Ещѐ одним существенным моментом способствующим возникновению торсионных переломов является конусная конструкция большинства никельтитановых инструментов, которая приводит к концентрации торсионной нагрузки в пределах одного, довольно небольшого участка инструмента (рис. 5).
Рис.5.
Распределение торсионной нагрузки в коническом инструменте в момент подклинивания области верхушки инструмента.
Причѐм, чем выше конусность, тем выше концентрация торсионной нагрузки на таком участке инструмента. Обусловлено это явление особенностями распределения угла закручивания в конусном стержне (рис. 6).
Рис.5.
Распределение угла закручивания τ(z) вдоль оси z конического инструмента. Красной линией обозначен угол закручивания при приложении вращающего момента 100дин·см, синей линией – при значении момента 150дин·см. Видно, что торсионная нагрузка концентрируется в области верхушки инструмента, на отрезке от 0 до 5мм [11].
Это распределение описывается параметром τ, называемым углом закручивания на единицу длины стержня. В конусном стержне радиус поперечного сечения r является функцией координаты z вдоль оси стержня от его верхушки -r(z), поэтому и угол закручивания на единицу длины τ оказывается функцией положения вдоль оси τ(z), причем очень сильной функцией (параметр r(z) находится в 4 степени!):
где М обозначает приложенный вращающий момент, μ модуль сдвига материала стержня, равный по порядку величины 4×1010дин/см2 для сплава NiTi. Это выражение показывает, что угол закручивания на единицу длины достигает наибольших величин на участках конического стержня там, где радиус поперечного сечения наименьший, то есть вблизи верхушкиинструмента. Известная статистика торсионных поломок различных типов конусных инструментов доказывает правильность вывода нашей теории инструменты действительно ломаются в области близкой к верхушке [3].

Таким образом, можно утверждать, что конусная форма режущей части эндодонтических инструментов потенциально опасна в силу того, что способствует неравномерному распределению угла закручивания вдоль оси инструмента. Вследствие этого, происходит концентрация торсионной нагрузки в области верхушки инструмента, что в момент перегрузки может приводить к сдвиговой деформации и последующей поломке инструмента в апикальной трети канала.

Циклическая нагрузка
Вторая основная причина поломки инструмента во время его работы в канале это циклическая перегрузка [2]. Разрушение инструмента при циклических перегрузках имеет характер разрыва при растяжении – поверхность разрыва грубая и состоит из ям и бугров материала, возникших при разрыве между крупными зернами материала по поверхностям спайности, что хорошо демонстрируют электронно-микрофотографические исследования (рис.7).
Рис. 7.
Электронная микрофотограмма циклического разлома. Видны области развития трещин в направлении к центральной оси и поверхности спайности, по которым происходит разрыв.
Циклическая нагрузка возникает при повторяющемся изгибании одной и той же области инструмента, что, например, происходит при его вращении в искривлѐнном канале или даже просто при введении и выведении инструмента в такой канал. При изгибе в инструменте возникает 2 зоны деформации, разделѐнные нейтральным слоем (рис. 8):

  1. зона растяжения (наружная выпуклая часть),
  2. зона сжатия (внутренняя вогнутая часть стержня).
Рис. 8.
Схема воздействия циклической нагрузки на инструмент. На схеме, А часть инструмента, условно обозначенная штриховкой, находится в зоне растяжения, если инструмент повернуть на 180°, то та же часть инструмента окажется в зоне сжатия (Б).
Если инструмент вводить и выводить в искривлѐнный канал без вращения, то одна и та же часть инструмента всегда будет оказываться в зоне растяжения, а противоположная в зоне сжатия. При вращении инструмента в искривлѐнном канале, периферические части инструмента по мере вращения постепенно переходят из зоны сжатия в зону растяжения и обратно. Нейтральный слой находится в средней части инструмента. Весь объѐм инструмента находящийся в зоне искривления канала подвергается деформациям кроме нейтрального слоя. На микроуровне процесс возникновения деформаций и формирования циклического разлома показан на рисунке 9.
Рис. 9.
Схема возникновения циклического перелома на микроуровне. При изгибе соседние атомные плоскости 1 и 2 наклоняются на некоторый угол относительно друг друга. На выпуклой стороне стержня межатомные связи растягиваются, на вогнутой поверхности — сжимаются. Растянутые сверх пределов упругости связи разрываются, как это описано выше. На противоположной стороне стержня сжатие сверх пределов упругости приводит к сдвигу ионов или даже целых групп ионов в направлении от оси стержня — возникают складки пластически деформированного материала, в котором нарушен исходный порядок связей и, следовательно, нарушена прочность.
Характер этих деформаций не одинаков – деформации могут быть упругими или неупругими в зонах растяжения и сжатия, в зависимости от размера инструмента в месте искривления и степени искривления канала. Чтобы понять взаимосвязь перечисленных выше параметров, необходимо разобраться в сути происходящих физических процессов и сделать необходимые оценки.

Применим здесь теорию упругости к изгибу тонкого однородного стержня круглого сечения [8]. Ясно, что межатомные связи наружной части изогнутого стержня подвержены растяжению, а внутренней части – сжатию. Связи атомов на нейтральной поверхности внутри стержня не подвержены деформации. Опишем деформацию в системе координат, имеющей начало на нейтральной поверхности вблизи оси z стержня. Пусть ось z направлена вертикально вверх в изначально неизогнутом стержне (рис. 10), а ось xлежит в плоскости изгибания, которое осуществляется вокруг оси 0у.
Рис.10.
На рисунке показана нейтральная поверхность (зелѐная плоскость z0y) и некий элемент объема материала, который будет изогнут вокруг оси 0у в плоскости z0x (красная плоскость).
Рис. 11.
На рисунке показан выделенный элемент объема, передняя грань (заштрихована) которого лежит на нейтральной поверхности (в плоскости z0y). Изгиб будет осуществляется вокруг оси 0у. Передняя грань при изгибе не изменит своей длины равной dz, а длина противолежащей грани, отстоящей на расстоянии х от передней, станет равной dz' в результате растяжения. Другими элементами тензора деформации мы здесь пренебрегаем с целью упрощения вычислительной процедуры
Рассмотрим элемент объема материала длины dz параллельный оси стержня и расположенный вблизи начала координат (Рис.11). В результате изгиба длина элемента dzстанет равной dz´. Неизменными останутся при изгибе только элементы, лежащие на нейтральной поверхности. Обозначим через R радиус кривизны нейтральной поверхности, тогда длины отрезков dz и dz´ можно рассматривать как элементы дуг, чьи радиусы есть R и R+|x| и соответственно (рис. 12 — проекция элемента объема на плоскость z0x после изгиба).

Рис.12.
На рисунке представлена проекция элемента объема материала на плоскость z0x после изгиба стержня вокруг оси 0у.
Здесь - x есть координата точки на оси 0х, где лежит элемент, имеющий длину dz´. Тогда
(1)
Таким образом, относительное удлинение элемента dz есть:
(2)
Относительное удлинение элемента dz равно компоненте uzz тензора деформации, так что
(3)
Для простого случая упругого растяжения или сжатия компонента тензора напряжений может быть записана в виде (закон Гука):
так что в результате имеем соотношение:
(4)
где Ε есть модуль упругости Юнга для материала стержня.

Равенство (4) позволяет определить напряжение при растяжении или сжатии в любой точке внутри тонкого стержня радиуса r на расстоянии x от оси стержня. Напряжение будет наиболее сильным в точках, где модуль |x|=r, т.е. на внешней поверхности стержня:
(5)
В качестве удобного критерия можно принять, что σzz мах должно быть всегда ниже напряжения, при котором кончается область упругих напряжений и начинается область текучести материала. Другими словами, σzzмах должно быть ниже напряжения текучести S0, при котором начинаются пластические деформации (рис. 13).
Рис. 13.
На рисунке показан пример типичной характеристики Деформация — Напряжение для металлов и сплавов. Зеленым цветом обозначена область упругих деформаций, которая заканчивается при напряжении S0. В этой области выполняется закон Гука и при снятии приложенной силы образец возвращается в исходное состояние (в ноль на характеристике). Желтым цветом обозначена область неупругих деформаций, которая заканчивается разрывом образца (красная пунктирная линия). При снятии нагрузки в этой области образец не возвращается в исходное состояние, так как в нем произошли пластические деформации.
Величина S0 определяется экспериментально как окончание диапазона упругости – излом на характеристике Деформация – Напряжение. В Таблице 1 содержатся величины S0 для некоторых материалов, которые позволяют определить допустимое значение амплитуды деформации, иными словами наибольшее допустимое значение отношения r/R для работы в области упругости:
(6)
Maтериал Напряжение S0, Н/м2
Отожженная сталь с низким содержанием С 5.5×107
Закалѐнная и отпущенная 0.6 % сталь 21×107
Сплав Никеля и Титана (45% Ni, 65% Ti) 30×107
Нержавеющая сталь 91×107
Таблица. 2
Значения напряжения текучести S0 для некоторых металлов и сплавов.
Исходя из экспериментальных данных, максимальное относительное удлинение для металлов и сплавов не должно превышать 1.5%, иными словами uzz max должно составлять величину порядка 10-2 . Поскольку при превышении этого значения в металле возникают пластические деформации, т.е. накапливаются разрывы межатомных связей, что в конечном итоге приводит к полному поперечному разрушению инструмента.

Эти оценки справедливы и для никель-титанового сплава. Эксперименты с NiTi инструментами показывают, что в типичной ситуации, при радиусе кривизны канала порядка 10мм, когда амплитуда деформации составляет 3-4%, максимальное количество оборотов варьирует в пределах 300-400, после чего инструменты ломаются. Даже тонкие инструменты малой конусности из никель-титанового сплава выдерживают всего несколько сотен циклов сжатие – растяжение, т.е. существующие NiTi инструменты работают за пределами упругости, в режиме так называемых квазиупругих деформаций. Дело в том, что и в квазиупругом режиме деформаций необратимые дефекты накапливаются в материале на каждом обороте, просто происходит это накопление медленнее, чем в материалах, где нет фазового перехода мартенсит-аустенит, как это имеет место в сплаве NiTi.

Таким образом, можно утверждать, что большинство существующих эндодонтических инструментов, работая в условиях искривлѐнных каналов, фактически работают за пределами упругих деформаций и их поломканеизбежное явление, которое является следствием большого отношения радиуса самого инструмента к радиусу кривизны канала. Причѐм, с возрастанием конусности инструмента его радиус поперечного сечения быстро увеличивается пропорционально значению конусности. А устойчивость к циклическим нагрузкам снижается, поскольку при этом быстрее нарастает отношение r/R по сравнению с нарастанием его при малой конусности, при прочих равных условиях.

Требования к инструментам обусловленные анатомией
корневых каналов
В последнее время, проводится большое количество исследований посвящѐнных анатомии зубов с использованием технологии MicroCT. Эти исследования со всей очевидностью показывают, что анатомия корневых каналов зубов чрезвычайно разнообразна и в большинстве случаев даже основные каналы имеют неправильную форму, далеко не конусообразную или трубовидную (рис.14). И практически все каналы имеют ту или иную степень искривления [9].
Рис.14.
Микро СТ сканы первых моляров верхней (А) и нижней (Б) челюсти, которые наглядно демонстрируют причудливость анатомии системы корневых каналов (© Tooth Atlas 6, 2010).
В то же время очень критичным параметром является количество тканей зуба оставшихся после процесса препарирования, поскольку зубы, в которых проводилось эндодонтическое лечение, это всегда опора ортопедической конструкции или одиночной коронки.

Таким образом, можно сформулировать общие требования к технологиям и инструментам, применяемым для механической обработки каналов:

  1. Препарирование должно быть минимально инвазивным.
  2. В процессе препарирования должен быть обеспечен хороший доступ ирригационных растворов на всю рабочую длину.
  3. Эндодонтический инструмент должен быть устойчив к торсионным и циклическим нагрузкам.
  4. Инструмент не должен ломаться в процессе работы в канале неожиданно для оператора.
  5. Если же поломка инструмента состоялась, по каким-либо неконструктивным причинам, то отломок должен быть легко извлекаем из канала без излишней потери тканей зуба.
На наш взгляд, в настоящее время есть путь, позволяющий выполнить все перечисленные выше условия – это создание достаточно эффективного инструмента, каждый элемент которого работает в диапазоне упругих деформаций таким образом, что необратимых дефектов в материале не возникает. С другой стороны, система такого рода инструментов может обеспечить придание каналу необходимой формы для его эффективной очистки и пломбирования.
Сверхгибкий вращаемый эндодонтический инструмент
Впервые идея применения стального троса, сплетенного из множества тонких нитей, в качестве основы для создания сверхгибкого вращаемого эндодонтического инструмента, предназначенного для обработки корневых каналов, была сформулирована нами в 2004 году в виде предварительного патента [10]. Гибкость такого инструмента обеспечена использованием нитей столь малого радиуса поперечного сечения r, отношение которого к радиусу кривизны канала R составляет величину порядка 10-2 или меньше. Отношение r/R настолько мало, что материал нитей (например, стальных) работает при всех возможных ситуациях изгиба в режиме упругих деформаций, т.е. на линейном участке характеристики ДеформацияНапряжение, который описывается модулем Юнга.

Для нержавеющей стали высокого качества, применяемой в медицинской технике, величина uzz max равна по порядку величин 10-2 , поэтому в наших инженерных расчетах для стального троса использованы величины именно такого порядка. Равенство (5) использовано для определения разрешенного радиуса r нити троса, который предполагается к работе в канале с радиусом кривизны Rmin порядка 2мм. В каналах с радиусом кривизны R>Rmin условия работы в диапазоне упругости выполняются автоматически, поскольку деформация r/R становится меньше предельного разрешенного значения (6).

Ниже приведены параметры сверхгибких инструментов, выполненных из нержавеющей стали 302/304 SS, которая разрешена для медицинских применений. Тросы, отобранные для экспериментальных работ, имеют конфигурацию (1×7) и (1×19) и состоят из семи или девятнадцати нитей, навитых в симметричной плотной упаковке на центральную нить. Диаграммы этих конфигураций показаны на рисунке 15.

Рис.15.
Диаграммы конструкций тросов, используемых для построения сверхгибких эндодонтических инструментов.
По диаграммам легко определить диаметры тросов: для конфигурации (1×7) диаметр d1×7=3dw, где dw есть диаметр отдельной нити, а для конфигурации (1×19) диаметр троса составляет примерно d1×19 ~5dw. Примем для примера, что для конфигурации (1×19) практически приемлемым диаметром нити является dw=40мкм для самого тонкого инструмента, а для следующего по толщинеdw=60мкм, тогда получим для тросов, соответственно, d1×19=200мкм и d1×19=300мкм. Эти значения можно считать приемлемыми, так как они совпадают с анатомическими диаметрами каналов. Для конфигурации (1×7) соответствующие значения таковы: dw=60мкм и d1×7=180мкм. Эти конфигурации тросов являются основными для сверхгибких инструментов нашей конструкции.

На рисунке 16 представлена принципиальная конструкция сверхгибкого инструмента, а общий вид прототипа на рисунке 17. Тонкостенная трубка из нержавеющей стали использована, чтобы присоединить трос к стандартной рукоятке. Она же обеспечивает необходимую общую длину инструмента.

Рис.16.
На рисунке представлен общий вид сверхгибкого инструмента, рабочая часть которого изготовлена из стального троса конфигурации (1×19). Условно показан один из вариантов режущей головки, изготовленной из материала самого троса.
Рис.17.
Общий вид экспериментального образца сверхгибкого инструмента, собранного на основе троса из нержавеющей стали.
Следующей важной частью инструмента является режущая головка, которая изготавливается
из материала самого троса (рис. 18).
Рис.18.
Микрофотография экспериментальной режущей головки и прилегающей рабочей части образца, изготовленного
из стального троса конфигурации (1×7).
В настоящее время формируется система инструментов, которая позволила бы безопасно обрабатывать каналы практически любой кривизны.

Одновременно прорабатывается вопрос совместимости еѐ с другими системами, находящимися в сегодняшней практике. В Таблице представлена примерная система сверхгибких инструментов, которая может быть изготовлена по технологии, использующей данный метод. В Таблице 2 указаны также величины деформации нитей для сравнения с допустимыми значениями. Видно, что деформации нитей во всех случаях ниже предельных значений для лучших образцов нержавеющей стали.

№ Диаметры нити троса Диаметры троса Тип трубки Деформация нити Примечания
1 16μm D1x19=80μm 32 REG, ACCU-TUBE 0.4% R=2mm
2 20μm D1x19=100μm 17-7, ACCU-TUBE 0.5% R=2mm
3 30μm D1x19=150μm 29 REG, ACCU-TUBE 0.75% R=2mm
4 38μm D1x19=190μm 29 REG, ACCU-TUBE 0.95% R=2mm Головка 200μm
5 46μm D1x19=230μm 26 REG, ACCU-TUBE 1.15% R=2mm Головка 250μm
6 66μm D1x19=330μm 24 TW, ACCU-TUBE 0.85% R=4mm Головка 350μm
Таблица. 2
Параметры тросов для сверхгибких инструментов.
Таким образом, циклические перегрузки для инструментов, вращаемых в искривленных каналах, полностью снимаются благодаря конструктивным особенностям сверхгибких инструментов.Торсионные нагрузки на инструмент существенно ниже, чем в обычных инструментах, поскольку напряжения сдвига в материале нитей ослаблено: нити работают главным образом на растяжение при наложении вращательного момента. Дело здесь в том, что множество нитей троса навито на центральную нить по технологии "налево и вверх", так что при передаче правовращательного момента они работают в основном на растяжение, а не на сдвиг, как в случае монолитного стержня.

Заключение

Сверхгибкие инструменты, сконструированные на основе троса из нержавеющей стали и состоящие из множества тонких нитей, обладают целым рядом преимуществ по сравнению с инструментами из сплошного металлического стержня.

  1. В условиях даже сильно искривлѐнного канала каждая нить конструкции работает в режиме упругих деформаций. Накопления дефектов в материале инструмента не происходит, т.е. инструмент практически не подвержен негативному влиянию циклической нагрузки.
  2. Устойчивость к торсионным нагрузкам высока, поскольку напряжения сдвига в материале нитей практически нет -нити навиты так, что они работают на растяжение при передаче вращающего момента на режущую головку.
  3. Распределение торсионного угла закручивания на единицу длины инструмента однородно вдоль всей его длины в противоположность коническим конструкциям, где торсионно перегруженными оказываются части инструмента, работающие в апикальной трети канала.
  4. В случае если всѐ же по какой-либо причине возникает разрыв одной или нескольких нитей это не приводит к полному и мгновенному разрушению инструмента в канале, как это происходит с монолитными инструментами.
  5. Процесс изготовления сверхгибкого инструмента проще, чем, например, производство NiTi инструмента конической формы, и потому инструмент должен быть не слишком дорогим. Все материалы для такого производства свободно продаются и разрешены для медицинских применений.
В настоящее время экспериментальные образцы инструментов проходят испытания, результаты которых будут опубликованы в ближайшем будущем.

Литература

  1. Buchanan LS. The standardized-taper root canal preparation, Part 1: Concepts for variably tapered shaping instruments. Dent Today. 1999 Feb;18(2):78-86.
  2. Chan, G. Chueng. A comparison of stainless steel and Nickel-Titanium K-files in curved root canals. International Endodontics Jornal 29(6): 370-5, 1996 Nov.
  3. Cheung G.S.P., Instrument fracture: mechanisms, removal of fragments, and clinical outcomes, Endodontic Topics, 2009, 16: 1-26.
  4. FKG DENTAIRE, S-Apex Datasheet, 22/04/2004.
  5. G. Cheung. Influence of material properties on the rotational speed of engine-driven Nickel-Titanium instruments. Contemporary Endodontics 2002 Chapter 7, p. 28-30.
  6. Guy, J. Hren. Elements of Physical Metallurgy. 3d Edition 1974. p. 134. Addison-Wesley Publishing Company, Inc.
  7. Kim S., Endodontic Microsurgery, congress IFEA 2010, Greece.
  8. L. Landau, E. Lifshits. Theory of elasticity. 3d Edition 1986. Pergamon Press.
  9. Peters OA, Peters CI, Schönenberger K, Barbakow F. ProTaper rotary root canal preparation: effects of canal anatomy on final shape analysed by micro CT. Int Endod J 2003;36:86–92.
  10. Provisional patent, August 2004, http://rzhanov.ru/patents/08.04.pdf
  11. Provisional patent, December 2004, http://rzhanov.ru/patents/12.04.pdf
  12. Schafer E, Diez C, Hoppe W, Tepel J. Roentgenographic investigation of frequency and degree of canal curvatures in human permanent teeth. J Endod. 2002 Mar; 28(3):211-6.
  13. Schafer E., An evidence-based approach on mechanical preparation of the root canal system, congress IFEA 2010, Greece.
  14. Schilder H. Cleaning and shaping of the root canal. Dent Clin North Am 1974;18: 269-296.
  15. W. B. Johnson, Evolution of endodontic instruments. Dentsply news. Russian edition. №8 2003 p.26-29.
  16. Ржанов Е.А. Болячин А.В. Инструменты из никель-титанового сплава используемые в эндодонтии. Обзор. Часть 1. Свойства никельтитанового сплава. Конструктивные особенности инструментов. // Клиническая стоматология. – 2004, №2 – с. 26-32.