Bu çalıĢmada önerilen hipotez; “Kemik seviyesinde yerleĢtirilen implantlar üzerine uygulanmıĢ protezlerin oluĢturduğu stresler, yumuĢak doku seviyesinde yerleĢtirilen implantlar üzerine uygulanmıĢ protezlerin oluĢturduğu streslerden daha az olduğu ve iki implant üzerine yapılan locator tutuculu protezin oluĢturduğu stres bar tutuculu ve distal uzantılı bar tutuculu protezlerin oluĢturduğu streslerden daha az olduğu” yönünde kabul edilmiĢtir.
Ġmplant tedavisi; son yıllarda tüm dünyada total ve parsiyel diĢsizlik, maksillofasiyal protezler ve ortodontik tedavi ankrajı için diĢhekimliği pratiğinin önemli bir parçası ve alternatif bir tedavi olarak kabul edilmektedir (Frei ve ark. 2004, Çelik ve ark. 2007). Klinik diĢhekimliğinin diğer tüm branĢlarında olduğu gibi implant uygulamasının en önemli aĢaması, teĢhis ve planlamadır. Ġmplantın uzun dönem baĢarısı için anatomik, protetik ve mekanik etkenlerin dikkate alınması gerekir (Altay ve ark 1997, Çelik ve ark 2007).
Dental implantlar etrafındaki kemik içi stres ve oluĢan stres seviyeleri ölçülemediğinden, oluĢan stresin nitelik ve niceliği bilinmemektedir (Çehreli ve ark 2004). Bundan dolayı streslerin değerlendirilebilmesi için in vitro çalıĢmalar yapılmaktadır. ÇalıĢmalarda elastik, izotropik ve homojen olarak düĢünülen kemik, gerçekte bir miktar viskoelastik, anizotropik ve homojen değildir. Bu nedenle çalıĢmalardan elde edilen sonuçlarda bazı kısıtlamalar vardır (Silva ve ark 2010). Fakat böyle modelleme sistemleri dikkatli kontrol edildiğinde, potansiyel strese bağlı değiĢikliklerin nerede olabileceğini gösterebilir (Jeong ve ark 2003, Ochiai ve ark 2004).
DiĢhekimliğinde kullanılan implantların boyutları, Ģekilleri, farklı oklüzal düzlemler ve oklüzal yüklemeler altındaki kuvvet iletimleri gibi implant ile ilgili pek çok farklı konu üzerine birçok in vitro araĢtırma mevcuttur (Scacchi 2000, Chun ve ark 2002, Akça ve ark 2006, Lazzara ve Porter 2006, Kim ve ark 2008). AraĢtırmaların çoğunda analiz yöntemi olarak; sonlu elemanlar modelleme yöntemi, fotoelastik stres analiz yöntemi ve strain-gauge analiz yöntemi kullanılmaktadır (Chun ve ark 2002, Akça ve ark 2006).
DiĢhekimliğinin farklı dallarında kullanım alanı bulan bir analiz yöntemi olan fotoelastik stres analizi yönteminin temeli, polarize ıĢık kaynağı altında, bazı transparan malzemelerin, renkli görüntü sergileyebilmelerine dayanmaktadır. Bu renkli görünüm, iç streslerin dağılımı ile iliĢkilendirilir. Restoratif diĢhekimliğinde, fotoelastik stres analiz yöntemi ile ilk çalıĢma, 1949 yılında Noonanu isimli araĢtırmacı tarafından yapılmıĢtır (TopbaĢı ve ark 2001). Bütün modeldeki iç baskıları doğrudan göstermesi bakımından, kuvvet çalıĢmalarında tercih edilen bir yöntemdir (Ulusoy ve Aydın 2003).
Yükün iletimi; protetik tutucuların, implant yapılarının ve protezi destekleyen yumuĢak ve sert doku yapılarının dayanıklılıkları gibi klinik faktörlere bağlı olabilir. Fotoelastik kuvvet analiz tekniği, in vitro kullanımı standart bir model üzerinde belli protetik tasarımlar, tutucular ve tekniklerin karĢılaĢtırılmasına izin vermektedir (Ochiai ve ark 2004). ÇalıĢmada kullanılan fotoelastik kuvvet analiz tekniği, sonlu eleman analizi, matematik modeller veya gerilim ölçeri kapsayan diğer bütün modelleme sistemlerinde olduğu gibi uygulanan yüklere karĢı biyolojik sistemin cevabını tahmin etmede kısıtlamalara sahiptir. Ancak, bu modelleme sistemleri dikkatli kontrol edildiği zaman, potansiyel strese bağlı değiĢikliklerin nerede olabileceğini gösterebilir (Jeong ve ark 2003, Ochiai ve ark 2004). Bir analitik metodun diğerinden iyi olması, modelin yapısındaki karmaĢıklığa değil analizin hedeflerine ve modeldeki tahminlere bağlıdır. Uygun Ģekilde kullanılan basit bir model, sınırlamalarını anlamadan kullanılmıĢ karmaĢık modele göre daha üstündür (Brunski 2003).
Daha gerçekçi sonuçlar içermesinden dolayı üç boyutlu fotoelastik yöntemin kullanılması tavsiye edilmektedir (DeTolla 2000, Menicucci ve ark 2002). Ancak günümüzde; TopbaĢı ve ark (2001), Ochiaci ve ark (2003), Çehreli ve ark (2004), Hojo ve ark (2004), Sadowsky ve Caputo (2004), Silva ve ark (2010) ve daha pek çok araĢtırmacı çalıĢmalarında kuvvet analiz yöntemi olarak iki boyutlu fotoelastik kuvvet analiz yöntemini tercih etmektedirler.
Birçok araĢtırmacı tarafından tercih edilen bir yöntem olması, sonuçlarının üç boyutlu yöntem ile kıyaslandığında kabul edilebilir olması ve üç boyutlu yönteme göre uygulama kolaylığı nedenlerinden dolayı, bu çalıĢmada iki boyutlu fotoelastik stres analiz yönteminin kullanılması tercih edilmiĢtir. ÇalıĢmada, kortikal ve
spongioz kemik tek bir rezinden oluĢturulmuĢtur. Bundan dolayı stres miktarı değiĢse bile stresin oluĢtuğu alanlar değiĢmeyecektir (Sadowsky ve Caputo 2000). Bu nedenler göz önüne alındığında, farklı protetik planlamalarda oluĢan stresleri karĢılaĢtırmak için bu yöntem faydalıdır (Sadowsky ve Caputo 2000). Ayrıca kemik ve yumuĢak doku miktarına bağlı olarak yumuĢak doku elastikiyeti kiĢiden kiĢiye değiĢse bile, fotoelastik stres analizi yapılan modelde bu tür değiĢkenler aynı kalır ve kontrol altında tutulabilir (Porter ve ark 2002).
Dental implant ile kaybedilmiĢ bir diĢin tedavisi doğal bir diĢe ya da bir köprü protezine göre son derece zordur. KaybedilmiĢ bir diĢ boĢluğuna yerleĢtirilen bir implant yumuĢak ve sert doku yetersizliklerine bağlı olarak doğal diĢin kök formunu tamamı ile taklit edememektedir. Bu yüzden bir implant üzerine yapılacak restoratif tedavide birtakım fonksiyonel ve estetik düzensizlikleri beraberinde getirebilir (Sertgöz 2006). Doğru konumlandırılmamıĢ ya da desteği az bir implant üzerinde yapılacak bir kron restorasyonun kısa dönemde baĢlayacak problemleri uzun dönemde restorasyonun kaybına kadar gidebilir. Ayrıca tedavi planlamasına uyulmadan yerleĢtirilen implant ya da implantların tekrar konumlandırılması söz konusu olamayacağından diĢhekimi açısından çok itibar kaybına neden olur. Tüm bunlar değerlendirildiğinde bir implant tedavisinde baĢarıyı getiren en önemli nokta tedavi planlamasıdır. Konvansiyonel diĢhekimliğinde tedavi planlaması konseptleri geleneksel hale gelmiĢ olmasına rağmen dental implant tedavisinde belirgin bir planlama kriteri bulunmamaktadır (Sertgöz 2006).
Misch‟ e göre dental implantolojide 5 farklı implant tedavi seçeneği vardır. Bunlardan üçü sabit protez ve ikisi hareketli protezdir. (Mich 1989). Hareketli protezlerde overdenture tercih edilen protez seçeneğidir. Ġmplant destekli mandibular overdenture protezler için, implantlar planlanan spesifik bölgelere yerleĢtirilir ve implant sayısı hekim tarafından belirlenir (Misch 2005).
Ġmplantların sayısı, uzunluğu, çapı ve pozisyonu implant etrafındaki stres dağılımını ve kuvvet transferini etkileyecektir (Hobkirk ve ark 1998, Krekmanov ve ark 2000). Ġmplant sayısı, uzunluğu ve çapındaki artma özellikle yükle karĢılaĢtığı zaman implantın biyomekanik davranıĢını geliĢtirecektir (Hobkirk ve ark 1998, Krekmanov ve ark 2000). Protezin retansiyonunun oldukça zor olduğu alt ve üst çenede overdenture proteze destek sağlayan iki veya daha fazla implantın
yerleĢtirilmesi hasta memnuniyeti ve fonksiyon açısından ideal sonuçlar ortaya koyabilmektedir (Allen ve ark 2003, Visser ve ark 2005). DiĢsiz mandibulada overdenture protez desteği olarak genellikle iki veya dört implant yerleĢtirilmektedir (Setz ve ark 2000). McGill konsensusuna (2002) göre mandibulada iki implant destekli overdenture protez ilk tedavi seçeneği olarak düĢünülmelidir (Fitzpatrick 2006).
Yüksek kas ataçmanları, belirgin mylohyoid sırt gibi daha fazla tutuculuğa ihtiyaç olan durumlarda veya aĢırı kusma refleksi olanlarda iki implanttan daha fazla sayıda implantın kullanılması önerilmektedir (Mericske- Stern ve ark 2000).
ÇalıĢmada, alt total diĢsiz modellerde iki, üç ve dört adet implant farklı seviyelerde (kemik seviyesinde ve yumuĢak doku seviyesinde) yerleĢtirildikten sonra üç farklı üst yapı (locator, bar tutucu, distal uzantılı bar tutucu) hazırlanmıĢtır.
Mandibular overdenture protez için iki implantın kullanılması planlanan vakalarda 8,5 mm uzunluğunda implant kullanımından kaçınılması ve en az 10 mm uzunluğunda implantların kullanılması uygun olacaktır (Sadowsky ve Caputo 2004). Hsu ve ark (2009) yaptıkları bir çalıĢmada, çapı 5 mm olan bir implantı çevreleyen kemikte oluĢan gerilimlerin, çapı 3,75 mm olan bir implantın çevresindeki kemikte oluĢan gerilimlerden daha az olduğunu bildirmiĢlerdir.
Yapılan farklı çalıĢmalarda da implant çapının artırılmasının, kemik ve implant arasındaki temasın artırılması için etkili bir yöntem olduğu vurgulanmıĢtır. Temas eden yüzey arttıkça implantın kemik içindeki stabilitesi artar ve gelen kuvvetler daha iyi tolere edilir. Gerilim daha çok implantın boyun bölgesinde toplandığından geniĢ çaplı implantların kullanılması gelen kuvvetlerin daha iyi dağıtılmasını sağlar. Ġmplant boynu etrafındaki kortikal kemikte gerilimin daha az oluĢması kortikal kemikteki rezorpsiyonu önleyerek implantların baĢarı oranını artırır (Holmgren ve ark 1998, Himmlová ve ark 2004, Huang ve ark 2005, Renouard ve ark 2006).
Ding ve ark (2009) yaptıkları bir çalıĢmada, 3,3 mm çapında 10 mm uzunluğunda, 4,1 mm çapında 6 mm uzunluğunda ve 4,8 mm çapında 10 mm uzunluğundaki implantlara vertikal ve oblik olarak 150 N yük uygulamıĢlardır. En az
stresi 4,8 mm çapında 10 mm uzunluğundaki implantlarda elde etmiĢler ve implant çapı ve uzunluğu arttıkça alveolar krette oluĢan stres ve gerilimlerin azaldığını, kerestal stres ve gerilim miktarında implant uzunluğundan ziyade çapının önemli olduğunu bildirmiĢlerdir.
Vidalı implantlar densitesi düĢük trabeküler kemikte primer stabiliteyi artırmak için geliĢtirilmiĢtir (Scacchi 2000). Yapılan araĢtırmalara göre vidalı implantlar silindirik implantlardan % 30 daha fazla yüzey alanına sahiptirler. Bununla orantılı olarak, yivlerin derinliklerindeki artıĢ yüzey alanında artma ile sonuçlanmaktadır (Misch 2005). Geng ve ark (2001), yaptıkları literatür değerlendirmesinde, Siegele ve Soltezs‟in, silindirik, konik, basamaklı, vidalı ve hollow silindirik implantları kıyasladıkları sonlu eleman çalıĢmasında, farklı implant tasarımları arasında, kuvvet iletimi açısından, önemli farklılıklar bulduklarını belirtmiĢlerdir. Aynı literatür değerlendirmesinde, Matialath ve ark‟nın yaptıkları sonlu eleman çalıĢmasında, silindirik ve vidalı implantların kıyaslandığı ve sonuç olarak vidalı implantların kullanımının tavsiye edildiği bildirilmektedir.
Bu çalıĢmada, 12 mm uzunluğunda ve 4.1 mm çapında, SLA kaplı vida tipli implantlar kullanılmıĢtır (Institute Straumann AG, CH-4002 Basel, Switzerland).
Ġmplant destekli protezlerde, implantların en uygun Ģekilde yerleĢtirilmesi önemli bir baĢarı faktörüdür (Asvanund ve Morgano 2004). Ġstenilen hassas bağlantının tutuculuğunu ve tutucu parçaların tam oturmasını sağlamak ve bu parçaların prematür aĢınma ve yorulmalarını önlemek için overdenture protez ile kullanılması planlanan implantlar birbirine paralel olmalıdır (Albrektsson ve ark 1986, Engquist ve ark 1988, Burns ve ark 1995, Wiemeyer ve ark 2001).
Vertikal yük altında açılı implantların servikal bölgesinde implantın uzun dönem baĢarısını etkileyebilen stres yoğunlaĢması oluĢur (Canay ve ark 1996). Açılı yük, implant etrafında krestal kemikte stresi arttırır, kuvvetin büyük kısmını gerilme ve makaslama kuvvetine çevirir ve baskı ve gerilim ile kemik direncini azaltır (Rangert ve ark 1989). Bu nedenle implantların mümkün olduğunca planlanan protez giriĢ yoluna paralel ve oklüzal düzleme dik yerleĢtirilmesi, implantların aksiyel yüklenmesini ve eğilme momentlerinin azaltılmasını sağlar (Mericske-Stern 1993).
Mericske-Stern (1993), sefalometrik radyografi ile mandibular implant pozisyonu ve üzerindeki overdenture protezin oklüzal düzleminin iliĢkisini incelemek için implant eksen eğimlerini ölçmüĢtür. 44 hastada toplam 88 implantın, %19‟unda implant ekseni ve okluzal düzlem arasındaki açı 90 derecedir. %11‟inde linguale, %70‟inde ise bukkale eğim bulunmuĢtur.
Walton ve ark (2001), iki implant arasındaki açıyı ölçmek için bir teknik geliĢtirerek implant açısının cerrahın deneyimi ve protez bakımı ile iliĢkisini değerlendirmiĢlerdir. Bu çalıĢmada, implantlar arasındaki açıyı ölçmek için mandibular implant overdenture yapılacak 44 hastadan elde edilen modellerde ball tutucuların üzerine anahtar yerleĢtirilerek dijital fotoğraflar çekilmiĢtir. Fotoğraflar sagittal ve frontal düzlemden çekilerek değerlendirilmiĢtir.
Tüm bilgilerin ıĢığı altında çalıĢmada implantlar birbirlerine paralelometre yardımıyla paralel olarak yerleĢtirilmiĢtir.
Doğal diĢli bireylerde maksimum ısırma kuvvetleri, çenenin farklı bölgelerinde ve bireysel olarak farklılık gösterir (Linderholm ve Wennstrom 1997). En büyük ısırma kuvveti 443 kgN olarak ölçülmüĢtür (Gibbs ve ark 1986). Doğal diĢli bireylerdeki ısırma kuvvetlerinin total protez taĢıyan hastalara göre 5-6 kat daha fazla olduğu gözlenir (Haraldson ve ark 1979).
Ġmplant destekli overdenture‟ların hem aksiyel hem de transvers kuvvetlere maruz kaldığı bilinmektedir. Transvers kuvvetler zayıf olmasına rağmen daha zararlıdır. Kemik kaybının implant uzun ekseni boyunca iletilmeyen, transvers kuvvetlerin yön ve/veya Ģiddeti sonucunda oluĢtuğu düĢünülmektedir (Akpınar ve ark 1996, Meijer ve ark 1996, Wiskott ve Besler 1999).
Protezin tipi implant yükleme modunu etkiler (ġahin ve ark 2002). Overdenture veya vida retansiyonlu sabit protezler, bükme kuvvetinde önemli bir artıĢa neden olan off-set yüklere maruz kalabilir (Hebel ve Gajjar 1997, ġahin ve ark 2002). Jemt ve ark‟ nın (1991) vida retansiyonlu sabit protez ve bir overdenture protezde aksiyel ve bükme kuvveti üzerine yaptıkları karĢılaĢtırmalı bir in vivo çalıĢmada, fonksiyon esnasında overdenture üzerine kuvvet uyguladıklarında düĢük basma kuvveti, yüksek bükme kuvveti bulmuĢlardır.
Ġmplantlar üzerine gelen kuvvetler implantların dental arktaki lokalizasyonuna bağlıdır (ġahin ve ark 2002). Mericske-Stern ve Zarb (1996) implant destekli sabit parsiyel protez ile tedavi ettikleri bir grup parsiyel diĢsiz hastada oklüzal kuvvetleri değerlendirmiĢler ve maksimum oklüzal kuvveti birinci premolarlar ve molarlar için 200 N, ikinci premolarlar için ise 300 N bulmuĢlardır.
Haraldson ve Carlsson (1977) 3,5 yıldır implant kullanan 19 hastada, normal ısırma kuvvetini 15,7 N, çiğneme esnasındaki ısırma kuvvetini 50,1 N ve maksimum ısırma kuvvetini ise 144,4 N bulmuĢlardır (ġahin ve ark 2002).
Ġmplant destekli overdenture protezlerdeki stres dağılımlarının değerlendirildiği değiĢik çalıĢmalarda (Ochiai ve ark 2004, Sadowsky ve Caputo 2004, Çelik ve Uludağ 2007) oklüzal kuvvetlerin uygulama yerleri ve miktarları farklılık göstermektedir.
Ochiai ve ark (2004), fotoelastik stres analiz yöntemi ile implant destekli maksiler overdenture protezlerde palatal desteğin etkisini araĢtırdıkları çalıĢmalarında sağ ve sol birinci moların oklüzal yüzeyi ile insiziv papilla yüzeyinden 111 N kuvvet uygulamıĢlardır.
Çelik ve Uludağ (2007), 3 implant destekli overdenture protezlerde çeĢitli retansiyon mekanizmalarını, fotoelastik stres analiz yöntemi ile değerlendirmiĢler ve birinci moların santral fossasından 135 N luk kuvveti vertikal olarak uygulamıĢlardır. Sadowsky ve Caputo (2004), implant destekli distal uzantılı mandibular overdenture protezlerde oluĢan stres transferini değerlendirirken, birinci moların santral fossasından 15 ve 30 pound (67 ve 133 N), birinci premoların oklüzal yüzeyinden 15 pound (67 N) vertikal kuvvet uygulamıĢlardır.
ÇalıĢmada sağ ve sol birinci premolardan 300 N (Mericske-Stern ve Zarb 1996, ġahin ve ark. 2002) vertikal kuvvet uygulanmıĢtır. Bu yükleme bölgesinin seçilmesinin nedeni anterior yükleme uygulamalarında yiyeceklerin premolarlar ve molarlar arasında çiğnenmesidir (Sadowsky ve Caputo 2004).
Oral implantolojide baĢarının artması için, biyomekanik açıdan uygun stresleri çevre dokulara yıkıcı seviyelere gelmeden ileten implantların kullanımı gereklidir (Lemons 2004). Ġmplantın yerleĢtirilmesini takiben krestal kemikte
görülen rezorpsiyon miktarı implantın baĢarısının değerlendirilmesinde önemli kriterlerden biridir (Albrektsson ve ark 1986).
Adell ve ark (1981) 15 sene süren retrospektif çalıĢmaları sonucunda krestal kemik seviyesinin birinci sene içerisinde implantın ilk yivinin 1,2 mm altına indiğini ve her bir sene için 0,1 mm daha kemik kaybı olduğunu gözlemlemiĢlerdir.
Pilliar ve ark (1991) ve Duyck ve ark (2001), yaptıkları çalıĢmalarda implant üzerine gelen gerilimlerin implantın boyun bölgesinde yoğunlaĢtığını ve bunun sonucu olarak fonksiyonel yükleme sonrasında kerestal kemik seviyesinin yerleĢtirilen implantın ilk yivinin seviyesine kadar gerilediğini bildirmiĢlerdir.
Birçok çalıĢma platform switching konfigürasyonunun krestal kemik kaybını azalttığını belirtmektedir (Lazzara ve Porter 2006, Becker ve ark 2007, Cappiello ve ark 2008, Degidi ve ark 2008).
Maeda ve ark (2007), platform switching protokolü ile restore edilmiĢ implanta sadece dikey yönde 10 N kuvvet uygulayarak yaptıkları üç boyutlu sonlu elemanlar çalıĢmasında kortikal kemikte meydana gelen gerilim yoğunluğunun azaldığını ve gerilimlerin implantın merkezine doğru kaydığını belirtmiĢlerdir.
Schrotenboer ve ark 2009 yılında yaptıkları iki boyutlu sonlu elemanlar çalıĢmasında platform switching tasarımının krestal kemikte oluĢan gerilimleri ölçülebilir oranda azalttığını ancak aradaki farkın çok belirgin olmadığını bildirmiĢlerdir.
Jung ve ark (2008) yaptıkları bir çalıĢmada beĢ av köpeğine 60 adet platform switching protokolüne uygun implantı kret seviyesinde, kret seviyesinin altında ve üzerinde olmak üzere rastgele yerleĢtirmiĢlerdir. Alt ay sonunda yapılan radyografik kontrollerde; kret seviyesinde ve kret seviyesinin altında konumlanan implantların etrafında çok az marjinal kemik kaybı görülmüĢtür. AraĢtırmacılar; en fazla krestal kemik kaybının, kret seviyesinin 1 mm altına yerleĢtirilen implantların çevresinde olduğunu bildirmiĢlerdir. Bu, literatürde platform switching protokolünün çevre kemikte meydana gelen yıkımı engellediğini destekleyen çalıĢmalardan biridir.
Baggi ve ark (2008) çapları 3,3 mm ile 4,5 mm arasında, uzunlukları 7,5 mm ile 12 mm arasında değiĢen implantlar ile yaptıkları üç boyutlu sonlu elemanlar
çalıĢmasında en yüksek stresi implant boynunda bulmuĢlardır. Aynı araĢtırmada platform switching konseptinin kullanıldığı implantlarda daha düĢük stres değerleri elde edilmiĢtir.
ÇalıĢmada yumuĢak doku ve kemik seviyesinde implantlar kullanılarak, kemik seviyesindeki implantlarda platform switching konsepti uygulanmıĢtır. Baggi ve ark (2008) bulgularına benzer olarak çalıĢmada, kemik seviyesinde iki implant yerleĢtirilerek hazırlanan modelde, yumuĢak doku seviyesinde iki implant yerleĢtirilerek hazırlanan modele göre apex ve kole bölgesinde daha düĢük seviyede stres gözlenmiĢtir. Kemik seviyesinde üç implantın yerleĢtirildiği modelde, yumuĢak doku seviyesinde üç implant yerleĢtirilen modele kıyasla daha düĢük stres seviyeleri gözlenmiĢtir. Dört implant yerleĢtirilerek hazırlanan overdenture protezlerde, kemik seviyesinde hazırlanan overdenture protezlerde apex bölgelerinde daha düĢük stres gözlenirken kole bölgesinde yumuĢak doku seviyesinde hazırlanan modelde daha düĢük stres gözlenmiĢtir. ÇalıĢmamızın sınırları içerisinde görülmektedir ki; kemik seviyesinde yerleĢtirilen ve platform switching uygulanan implantlarda stres yoğunluğunun kole bölgesinden uzaklaĢtırılması ve implant uzun aksı boyunca iletilmesi gibi bir biyomekanik avantajı vardır. Kemik üzerinde meydana gelen streslerin azalmasının krestal kemik rezorpsiyonunu azaltıcı etkisi olduğu düĢünülmektedir.
Kemik seviyesinde yerleĢtirilen ve platform switching uygulamasının biyolojik ve mekanik avantajlarının net olarak anlaĢılabilmesi için daha fazla in vivo ve in vitro çalıĢmalara ihtiyaç duyulmaktadır.
Ġmplant-protez bağlantısında genel olarak bar, stud, locator, magnet ve teleskop koping gibi farklı tutucular kullanılmaktadır (Heckmann ve ark 2001a). Literatürde en fazla stud, bar ve distal uzantılı bar tutucuların kullanıldığı görülmüĢtür. Locator ile yapılan çalıĢma sayısı oldukça azdır. Bu nedenle çalıĢmamızda bar, distal uzantılı bar tutucu ve bunlara ek olarak locator tutucu kullanılmıĢtır.
Farklı tutucularla kuvvet iletimi üzerine birçok çalıĢma vardır. Federick ve Caputo (1996), overdenture protezlerde bar-klip ataçmanları, krondıĢı rezilient ataçman (ERA) ve bar-klip ve distal ERA ataçmanı birleĢtirerek fotoelastik modelde
çalıĢmıĢlardır. ERA ataçmanın implant etrafındaki kemikte daha uygun yük dağılımı sağladığı sonucu çıkmıĢtır.
Fanuscu ve Caputo (2004) yaptıkları çalıĢmada dört implantlı maksiler fotoelastik modelde kuvvet iletimi değerlendirilmiĢlerdir. Dengeleyen taraf teması sağlanarak laterotrusiv yükün uygulanması sonucunda bar-ERA tutucuda çalıĢmayan taraf implantta düĢük derecede stres gözlenmiĢ, karĢıt ark etkileĢiminin az olduğu belirlenmiĢtir. Yine en yüksek stresler yüklenen taraf posterior implantlarda oluĢmuĢtur. ÇalıĢmamızda Fanusco ve Caputonun sonucuna benzer Ģekilde tüm modellerde en yüksek stres değeri yüklenen taraf posterior implantta meydana gelmiĢtir.
El- Sheikh ve ark. (1999) implant destekli overdenture protezlerde üst yapı planlamasının, kuvvet iletimi üzerinde belirgin etkisi olduğunu belirtmiĢlerdir.
Menicucci ve ark (1998) 2 implantlı overdenture protezlerde ball ve bar-klip ataçmanları 3 boyutlu sonlu eleman analizi ile implant çevresi kemikte yarattıkları stres açısından karĢılaĢtırmıĢlar ve ball ataçman kullanıldığında daha az stres olduğunu ortaya koymuĢlardır.
Batenburg ve ark (1998), 60 mandibular overdenture protez hastasını 2 ve 4 implant destekli olmak üzere 2 gruba ayırmıĢlardır. ÇalıĢma sonucunda implant çevresi dokuların klinik ve radyografik incelenmesinde fark bulunamamıĢtır.
Benzer Ģekilde Visser ve ark (2005) 5 yıllık çalıĢmasında 2 ve 4 implant destekli overdenture ile tedavi edilmiĢ hastalarda klinik ve radyolojik olarak fark olmadığı sonucuna varılmıĢtır.
Kenney ve Richards (1998) fotoelastik stres analizi kullandıkları çalıĢmada ball/Oring ataçmanların bar-klip ataçmanlara göre implantlarda daha az stres oluĢturduğunu belirtmiĢlerdir.
Meijer ve ark (1992), iki silindirik implantlı diĢsiz mandibulanın iki boyutlu sonlu eleman analizi çalıĢmasında stres dağılımını barda daha uygun olduğunu göstermiĢlerdir.
Bergendal ve Engquist (1998) maksilla ve mandibulaya yerleĢtirilmiĢ farklı sayılarda implantlar üzerine (2,3,4,5), bar ve ball tutucu kullanarak overdenture protez yaptıkları çalıĢmanın 7 yıllık takibi sonucunda, rastgele uygulanan tutucu sistemler arasında implant ömrü açısından farklılık bulunmamıĢtır. Ancak bireysel anlamda farklı tutucularla yüklemenin optimize edilmesinin implant ömrüne katkıda bulunacağını eklemiĢlerdir.