UNIVERSIDAD DE OVIEDODepartamento de Cirugía y Especialidades Médico-Quirúrgicas
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE
ARCADA COMPLETA
ARITZA BRIZUELA VELASCOEnero de 2.011
TESIS DOCTORAL (que opta al grado de Doctor por la
Universidad de Oviedo)
UNIVERSIDAD DE OVIEDODepartamento de Cirugía y Especialidades Médico-Quirúrgicas
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE
ARCADA COMPLETA
TESIS DOCTORAL (que opta al grado de Doctor por la
Universidad de Oviedo)
Autor: Directores:ARITZA BRIZUELA VELASCO PROF. DR. ANGEL ALVAREZ ARENAL PROF. DR. JAIME GIL LOZANO PROF. DR. F. JAVIER DE COS JUEZ
ÍNDICE1 - INTRODUCCIÓN PÁGINA
1.1 Motivación en la elección del tema 2
2 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
2.1 Restauración Protésica de Arcada Mandibular 9
2.2 Fuerzas oclusales y su repercusión en el terreno de soporte
40
2.3 Estudios de Elementos Finitos en prótesis implantosoportada
76
3 - HIPÓTESIS Y OBJETIVOS
3.1 Hipótesis 86
3.2 Objetivos 87
4 - MATERIAL Y METODOLOGÍA
4.1 Espécimen, Modelo de Trabajo 92
4.2 Modelización de los componentes 96
4.3 Datos computados 102
4.4 Ensayos y Procedimientos 103
5 - RESULTADOS
5.1 Resultados según ferulizaciones en tramos 111
5.2 Resultados obtenidos según material de recubrimiento 123
6 - DISCUSIÓN
6.1 Sobre la metodología y parámetros del ensayo 135
6.2 Sobre el estrés transmitido y su distribución para cada tipo tipo de ferulización
146
6.2 Sobre el estrés transmitido y su distribución en ferulización única, en función del material de recubrimiento
159
7 - CONCLUSIONES
8 - BIBLIOGRAFÍA
1 - INTRODUCCIÓN
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1 - INTRODUCCIÓN
1.1 Motivación en la elección del tema
Aunque el objetivo de la Prostodoncia moderna es restaurar funcional y
estéticamente al paciente total o parcialmente desdentado, lo que hace que la
Prótesis Implantosoportada sea única, es su enorme capacidad para obtener esos
objetivos independientemente de la atrofia del reborde alveolar u otras alteraciones
del aparato estomatognático (Misch, 2009).
La edad está directamente relacionada con todos los indicadores de pérdida
de dientes. Parece demostrada una asociación entre la pérdida de rendimiento
masticatorio en adultos de edad avanzada con la disminución de contactos
oclusales en los sectores posteriores. Igualmente parece existir una relación entre
la disminución de la fuerza oclusal aplicada y la disminución de la cantidad de
saliva (Ikebe et al, 2006).
En consecuencia, el envejecimiento de la población es un factor que se debe
tener en cuenta en la odontología implantológica (Marcus et al, 1996; Meskin and
Brown, 1988).
La esperanza de vida, en los países industrializados, ha aumentado
significativamente más allá de la edad de jubilación. El ratio de pobreza en
personas mayores alcanza solo el 10%, de modo que se están perdiendo enfoques
del pasado, respecto a tratamientos protésicos, en los cuales primaban las
consideraciones económicas y las soluciones no quirúrgicas (Misch, 2009). Así
mismo, el grado de satisfacción odontológica de los pacientes totalmente
edéntulos, se correspondía con los limitados beneficios que obtenían de una
prótesis completa removible (Velasco et al, 2003). Era norma habitual que un alto
porcentaje de estos pacientes se encontrasen insatisfechos con sus prótesis
completas convencionales, aún cuando éstas hubieran sido perfectamente
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2 - INTRODUCCIÓN
realizadas de acuerdo a los principios protésicos. Los problemas más comunes en
relación con estas prótesis eran y son la falta de estabilidad y retención, junto con
una disminución de la capacidad masticatoria (Naert et al, 2005).
Actualmente existe suficiente evidencia científica que muestra que las
prótesis soportadas y/o retenidas por implantes, son mejor aceptadas, desde el
punto de vista no sólo fisiológico, sino también psicológico. Este hecho está menos
contrastado, puesto que es preciso reconocer que la mayor parte de los estudios
encontrados se limitan casi específicamente a demostrar la eficacia de los
implantes. Esta eficacia se entiende como la probabilidad de beneficio que obtiene
un sujeto cuando se le aplica una determinada tecnología con el fin de solucionar
un problema médico, bajo unas condiciones ideales de uso (Guckes et al, 1996)
Por otro lado, a la hora de rehabilitar una arcada edéntula mediante
prótesis sobre implantes, especialmente la mandíbula cuyo pronóstico mediante
una prótesis completa convencional es más sombrío, se han identificado
consideraciones financieras como razón principal para la selección de un
tratamiento limitado (como es el uso de dos o tres implantes para soportar una
sobredentadura) (Carlsson et al, 2004; Takanashi et al, 2004) y no otro tipo de
restauración fija sobre más implantes.
Las sobredentaduras implantosoportadas, sin embargo, gozan, según
Misch (2009), de mayores ventajas respecto a las prótesis completas
convencionales. Entre ellas destacan: la pérdida ósea anterior mínima, la estética,
la mejor retención, soporte y estabilidad, la disminución de la abrasión de los
tejidos blandos, las mejores eficiencia oclusal y fuerza masticatoria, los mayores
confort, comodidad y satisfacción, la mejor funcionalidad y la posibilidad de elegir
una menor extensión de las prótesis.
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3 - INTRODUCCIÓN
El mismo autor considera a su vez una serie de desventajas de las
sobredentaduras, en comparación con las prótesis fijas: las psicológicas, el que se
requiera mucho espacio protésico, el mantenimiento a largo plazo, la pérdida ósea
posterior continuada, la impactación de alimentos y la mayor movilidad.
Los resultados de un metanálisis reciente, que intentaba determinar si el
tipo de prótesis afectaba a los resultados y supervivencia de los implantes de las
rehabilitaciones de arcada completa, concluían que no existía evidencia científica
que lo asegurara, pero sí quedaba demostrado que el mantenimiento de las
sobredentaduras era mucho más exigente que el de las prótesis fijas (MacDonald-
Jankowski and Kim, 2007). Por estos y otro motivos, se prefiere, siempre y cuando
las condiciones sean adecuadas y las posibilidades económicas lo permitan, que
las restauraciones implantosoportadas sean fijas, bien unitarias, parciales o de
arcada completa.
En esta línea, una restauración fija para la rehabilitación de una mandíbula
totalmente edéntula, ofrece ventajas y percepciones psicológicas similares a los
dientes naturales, mientras que una sobredentadura, incluso cuando son
totalmente implantosoportadas, no deja de ser una prótesis removible. Decidida la
restauración fija, las opciones rehabilitadoras de una mandíbula edéntula,
mediante una prótesis fija sobre implantes, son diversas en lo referente al número,
situación de los implantes y la segmentación o no de la restauración.
Bränemark (1977) preconizaba, para reemplazar los dientes posteriores, la
colocación de una prótesis de un sólo tramo, mediante el empleo de 4 a 6
implantes entre los agujeros mentonianos y una extensión en voladizo a cada lado.
Todo ello debido a que la mandíbula no se flexiona ni muestra un significativo
torque entre los agujeros mentonianos. Un problema de este protocolo es, sin
duda , el empleo de esas extensiones en voladizo de la prótesis, que, como
muestran numerosos estudios (Weinberg,1993; Lewinstein et al, 1995; Sahin et al,
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4 - INTRODUCCIÓN
2002), provocan sobrecarga oclusal en los pilares protésicos y descementación,
cuando las restauraciones son cementadas. Para solucionar este importante
problema, es necesario colocar implantes distales, posteriores a los agujeros
mentonianos, que nos permitan diseñar prótesis sin cantilever. Este diseño supone
incrementar el número de implantes a 6, 7, 8 o más. Dentro de esta variabilidad,
una posibilidad ampliamente aceptada sería la de emplear un mínimo de 6
implantes distribuidos de la siguiente manera: dos en los primeros molares, dos en
los primeros premolares y dos en las zonas de los caninos (Misch, 2009).
Sin embargo este tipo de planteamiento rehabilitador para la arcada inferior
de 6 implantes (reponiendo 12 piezas dentales), requiere el diseño de una prótesis
fija de arcada completa, o bien segmentada en 2 o 3 tramos con o sin conexión
mediante interlocks. Cualquiera de las opciones es posible en la práctica clínica
habitual. La decisión de optar por una u otra está más en función de las
preferencias personales, de la facilidad de ejecución o de la disponibilidad
económica, que en consideraciones biomecánicas de distribución de cargas en
implantes y hueso de soporte que una y otra opción conllevan. Es importante no
dudar de que el principal interés reside en que las prótesis deben de ser diseñadas
de tal forma que se eviten altas concentraciones de estrés en el hueso de soporte
que superen su capacidad de adaptación y respuesta, de manera que los
implantes sobrevivan largos periodos de tiempo (Kregzde, 1993).
Otros factores de relevancia que deben ser tenidos en cuenta en
restauraciones de arcada completa mandibular son la deflexión mandibular y el
material que se elija en la construcción de la prótesis sobre implantes, en relación
a la tensión que se pueda transferir al hueso de soporte. Algunos autores han
teorizado acerca de la conveniencia del empleo de uno u otro material para
mejorar el comportamiento mecánico (Skalak, 1989)
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5 - INTRODUCCIÓN
Es preciso recalcar que las transferencias de carga al hueso subyacente de
soporte tiene un especial interés desde el punto de vista del pronóstico protésico e
implantológico. Así en un estudio de seguimiento sobre 467 pacientes tratados con
implantes Bränemark, Quirynen et al (1992) determinaron que la pérdida excesiva
de hueso marginal, en ausencia de gingivitis asociada a placa, de más de 1mm.
después del primer año de carga, estaba definitivamente asociada con la
sobrecarga oclusal.
La biomecánica concierne a la respuesta de los tejidos biológicos a las
cargas aplicadas y parece imposible desligar el resultado a largo plazo de los
implantes dentales y las prótesis que soportan, de todos aquellos factores que
precisamente puedan influir en esta respuesta. El hecho de que exista una amplia
controversia respecto a la conveniencia o no de individualizar en 2 o 3 tramos las
restauraciones de arcada completa, con opiniones y resultados dispares, justifica la
realización de este trabajo de investigación, que bajo el método de Análisis
mediante Elementos Finitos, nos ayude a clarificar la cuestión.
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6 - INTRODUCCIÓN
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7 - INTRODUCCIÓN
2 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
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8 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
2.1 Restauración Protésica de Arcada Mandibular
Disposición y Número de Implantes
Número de Implantes
Ciertos autores consideran que una de las decisiones más difíciles en la
planificación del tratamiento de un paciente mediante implantes dentales es
determinar el número de implantes necesarios para soportar la restauración
planificada (Taylor et al, 2000) . No existen suficientes estudios prospectivos
controlados a este respecto y sin embargo en la literatura sí se encuentran
recomendaciones, generalmente sin suficiente evidencia científica, acerca del
número de implantes que se precisan para restaurar una arcada completa.
Estas recomendaciones van desde un extremo que considera que 4
implantes son suficientes (Bränemark et al, 1995; Bränemark et al, 1996), hasta el
otro en el que consideran la posibilidad de que cada diente perdido se rehabilite
mediante un implante (Bahat, 1993; Jemt and Lekholm, 1993; Lekholm et al, 1994;
Engelman, 1998).
Con cierta frecuencia la determinación del número de implantes necesarios
se basa en consideraciones económicas. Un número menor de implantes supone
un ahorro en costes para el paciente (Taylor et al, 2000). Por otro lado, la decisión
también depende de la disponibilidad ósea, lo cual es especialmente crítico en los
sectores posteriores maxilares y mandibulares, en los que, debido a los patrones
de reabsorción ósea postextracción, pueden ponerse en compromiso estructuras
nobles como el nervio alveolar inferior y los senos maxilares.
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9 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
El volumen óseo mínimo requerido para la cirugía de implantes es de 7 a
9mm. de altura (FIGURA 1), medido desde donde el maxilar tenga un espesor
mínimo de 4 a 6 mm. (Lekholm, 2008). Por otro lado, la disponibilidad ósea no solo
es crítica en sentido vertical, sino en todas las direcciones, de modo que Engelman
(1998) defiende que es preciso un mínimo de 1mm. de hueso alrededor del
implante y Misch (2009) que la distancia mínima mesio distal entre implantes debe
ser de un mínimo de 3mm. En la actualidad, la mejora en las técnicas de injerto y
regeneración ósea, permite la rehabilitación de maxilares con reabsorciones
extremas, que de otra manera resultarían imposibles.
FIGURA 1. Esquemas que muestran la ubicación de áreas con volumen óseo mínimo en dirección
distal y que incluyen las distancias necesarias para diversas cantidades de implantes. las flechas indican la prominencia y el ápice del diente más cercano. Figura tomada de Misch (2009).
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10 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Si la selección del número de implantes necesario para la rehabilitación de
una arcada edéntula se basara en criterios exclusivamente biomecánicos, está
demostrado que el estrés global sobre todo el sistema del implante puede
reducirse aumentando el área sobre el que está aplicada la fuerza. El método más
efectivo para este propósito consiste en aumentar el número de implantes de
soporte de la prótesis según Bidez y Misch (1990). En este estudio se demostraba
que la fuerza distribuida sobre tres pilares da como resultado un estrés menos
localizado en la cresta del hueso que con dos pilares, siempre y cuando éstos
estuviesen ferulizados.
Duyck et al (2000) intentaron registrar cuantitativa y cualitativamente las
fuerzas transferidas a los implantes mediante un experimento in vivo sobre 13
pacientes con rehabilitaciones de arcada completa implantosoportadas, en las que
se registraban las fuerzas axiales y los momentos de flexión, mediante el uso de
galgas extensiométricas, durante la aplicación controlada de carga y apretamiento.
El estudio fue realizado cuando la prótesis estaba soportada por todos los
implantes (5-6) y repetido cuando se soportaban sobre 4 y posteriormente sobre 3
implantes. Encontraron mayores fuerzas a medida que se reducía el número de
implantes de soporte y los momentos de flexión eran también mayores para la
prótesis sobre 3 implantes. Los autores sugerían que cuando se empleara un
número reducido de implantes en la rehabilitación de arcadas completas, se
seleccionasen implantes de un diámetro y/o área de superficie mayor, para
aumentar sus propiedades mecánicas. Teniendo en cuenta lo anterior, cuando las
fuerzas están aumentadas, debería reducirse el número de pónticos y aumentar el
de implantes, en comparación con la planificación de un tratamiento para un
paciente ideal con factores de fuerza mínimos (Duyck and Naert, 1994).
En general, el número de implantes, aunque puede variar en función del tipo
de restauración protésica, factores de fuerza del paciente, cantidad y calidad ósea
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11 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
y disponibilidad económica, puede ser de 2 a 10, aunque a partir de 8 o 9 algunos
autores lo consideran sobretratamiento.
Posición de los Implantes
Para una determinada restauración protésica, existen unas posiciones de los
implantes que son más importantes desde una perspectiva de gestión del estrés.
En las prótesis de una o dos unidades, un implante debería ser colocado en cada
posición prospectiva del diente, sin corona de contorno de cantilever alguno, en
ninguna dirección. En una restauración de 3 a 4 unidades resulta fundamental la
posición de los pilares terminales. Si no está presente un pilar terminal se crea un
cantilever, lo que magnificará el estrés en el resto del sistema de soporte. En una
prótesis de 5 a 14 unidades, los pilares intermedios son esenciales para limitar los
espacios edéntulos al tramo más pequeño posible, preferiblemente a menos de
tres pónticos (Misch, 2009). Se sabe que la deflexión o cimbreo de una prótesis de
dos pónticos será 8 veces mayor que la de uno, pero la de 3 pónticos es hasta 27
veces mayor, esto es, el cimbreo es directamente proporcional al cubo del aumento
de la longitud (Shillingburg, 2006).
Una mandíbula edéntula puede dividirse en tres secciones desde un punto
de vista biomecánico: la anterior (de canino a canino) y las regiones posteriores
bilaterales (premolares y molares). A su vez, un maxilar edéntulo puede dividirse
en cinco secciones: la región anterior (centrales y laterales), los caninos bilaterales
y las regiones posteriores bilaterales (premolares y molares). Una posición clave
para los implantes supone un implante en cada región, de modo que son cinco
para el maxilar y tres para la mandíbula (Misch, 2009), considerando óptimos o
ideales el resto de factores de influencia.
Existe un cierto consenso en que 6 implantes paralelos y simétricamente
distribuidos pueden ser suficientes para la rehabilitación de la mandíbula edéntula,
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12 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
en la mayoría de los casos y en supuestos de casi normalidad de los factores de
influencia, pese a que con cierta frecuencia los dictados morfológicos quirúrgicos
imposibilitan este objetivo deseado. De este modo la orientación relativa al número
y posición definitivos de fijaciones puede plantear al Prostodoncista problemas
técnicos y de diseño. Entre los problemas que pueden imposibilitar alcanzar el
objetivo deseado de 6 implantes paralelos destacan una situación demasiado
cercana de los implantes, implantes no correctamente alineados, insuficiente
espacio entre arcadas o considerable pérdida ósea vertical y/o horizontal (Zarb and
Jansson, 1999), deficiente calidad ósea y morfología muy curva o estrecha de la
arcada, entre otras.
Tomando en consideración todos los factores anteriores, Misch (2009)
contempla cinco opciones de tratamiento fundamentales, para rehabilitar una
mandíbula edéntula mediante una prótesis fija sobre implantes:
Opción I Aceptando que la mandíbula no se flexiona ni muestra una significativa
torsión entre los agujeros mentonianos, y que los implantes posicionados
entre ellos pueden ferulizarse sin riesgo ni compromiso, esta opción propone
la colocación de 4 a 6 implantes entre los forámenes y una extensión en
voladizo a cada lado para reemplazar los dientes posteriores (Bränemark,
1977). Ya que esta opción depende en gran medida de los factores fuerza y
de la forma de la arcada del paciente, así como del número, tamaño y diseño
de los implantes, la actuación más aconsejable es reservarla para pacientes
con factores de fuerza bajos, tales como pacientes mayores con una prótesis
completa superior, con abundante hueso anterior y altura de la corona
inferior a 15mm., con una arcada ovoide o cónica, pero con segmentos
posteriores de altura inadecuada para la colocación de un implante.
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13 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Opción II Puesto que Trabajos como el de Bidez (1994) y anteriores como el de
Hylander (1979) han mostrado que la mandíbula se flexiona por distal del
agujero mentoniano, aún cabe la posibilidad de evitarlo colocando implantes
sobre uno o ambos agujeros. En la práctica es una variación de la Opción I,
pero con ciertas ventajas, como son el aumento del número de implantes a 6
o 7, el que se disminuye la longitud del voladizo y que se reduce la tensión
transmitida a los pilares próximos al cantilever. A la hora de plantearse esta
opción es necesario contar con suficiente altura y anchura de hueso
sobre los agujeros, aunque no es infrecuente utilizar hecho con un mayor
diámetro o un adecuado diseño de superficie (Misch, 2009).
Opción III Bidez (1994) evaluó prótesis fijas de arcada completa con implantes
posteriores unilaterales, conectados a la región anterior, no encontrando
complicaciones adicionales durante un periodo de tiempo, en comparación
con aquellos con segmentos independientes. Conforme a estos
resultados, otra opción sería retener una prótesis mandibular fija con
implantes en la posición del primer molar conectados a 4 o 5 implantes entre
los agujeros mentonianos. La posición de los implantes sería en el primer
molar (en un lado solamente) y en las posiciones de premolares y c a n i n o s
bilaterales. Esta opción presenta algunas ventajas frente a las
anteriores, como es que solo presenta un voladizo unilateral y que cuando
los factores de fuerza son mayores, se pueden aumentar fácilmente a 6 o 7
el número de implantes.
Opción IV Esta opción incluye implantes posteriores bilaterales siempre que no
estén ferulizados en un único segmento, lo que resulta interesante cuando la
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14 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
densidad del hueso es pobre y/o los factores de fuerza son elevados. Así los
implantes se colocan en los tres segmentos de la mandíbula, a nivel de los
espacios de los dos primeros molares, los dos primeros premolares y los
caninos. La prótesis se construye en dos tramos, uno que feruliza los dos
implantes anteriores de los caninos y dos de los posteriores de un lado y el
otro tramo entre los dos posteriores del lado contralateral. La principal e
importante ventaja de esta opción es la eliminación de las extensiones en
voladizo y consecuentemente disminuir los riesgos de prótesis
descementadas y sobrecargas oclusales. La otra ventaja es que la prótesis
se construye en segmentos, de modo que si precisara reparación se podría
extraer exclusivamente el segmento afectado.
Opción V
La última opción es fabricar tres prótesis independientes, en lugar de
una o dos, sobre un mínimo de 6 implantes, cuya disposición principal serían
los dos primeros molares, los dos primeros premolares y las regiones de los
dos caninos. Las prótesis posteriores se extienden desde el primer molar
hasta el primer premolar y una prótesis anterior sustituye los seis dientes
anteriores. La ventaja de esta opción es que los segmentos son más
pequeños y por tanto es más fácil de solucionar en caso de fractura o
descementado. Además, si se espera un mayor movimiento del cuerpo
mandibular, debido a una parafunción o reducción del tamaño del hueso
mandibular, las prótesis independientes debieran permitir la máxima
flexibilidad y torsión de la mandíbula.
Esta opción sobre 6 implantes y ferulización de arcada completa en tres
tramos, con independencia de sectores posteriores y sector anterior, es una opción
semejante a la que se hace en rehabilitaciones de arcada completa mandibular con
prótesis fija convencional, con interlocks situados estratégicamente.
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15 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Así se minimizan los efectos que una estructura rígida de arco completo
tiene sobre los dientes de soporte debido a su escasa movilidad bajo carga oclusal
y dirección no concordante con la dirección y movilidad fisiológica de esos dientes
que la soportan, por la acción de la musculatura masticatoria durante la dinámica
mandibular.
No obstante, en esta opción de rehabilitación mandibular con 6 o más
implantes y ferulización en 3 tramos e incluso en uno solo, es de suponer que los
efectos sobre implantes y hueso perimplantario sean diferentes por cuanto los
implantes son estructura rígidas (no tienen movilidad fisiológicas) y su dirección de
desplazamiento bajo carga oclusal será la que induzca la propia estructura de
ferulización (prótesis), sea ésta en uno o varios tramos.
Por su parte, Engelman (1998) describe también el uso de 6 implantes
osteointegrados, para la rehabilitación de un maxilar superior edéntulo, colocados
en la región de los caninos y zonas posteriores. Considera que esta opción puede
brindar ventajas estéticas (los implantes por mesial de los caninos se suelen
colocar con una inclinación labial, siguiendo el contorno del reborde residual, con el
riesgo de mostrar el pilar o tener que hacer una extensión para cubrirlo) y abre la
posibilidad a realizarlo en un único tramo o en tres segmentos, considerando para
esta última opción la ventaja de poder lograr más fácilmente un ajuste pasivo de
las estructuras protésicas. Sin embargo, cuando se refiere a la rehabilitación de
una mandíbula edéntula, su elección es el empleo de 4 a 6 implantes entre los
forámenes mentonianos, espaciados de manera uniforme y siguiendo la curvatura
de la arcada para poder conseguir una prótesis con unos cantilever posteriores
más predecibles.
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16 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Ferulización protésica y deflexión mandibular
La ferulización en odontología se refiere de manera clásica a la unión
efectiva entre varios dientes para promover un incremento en la estabilidad
posicional y funcional de la unidad creada (Grossman et al, 2005). El Glosario de
Términos Prostodónticos en su edición del año 1.999, considera a la ferulización
como la unión de 2 o más dientes o implantes en una unidad rígida, por medio de
mecanismo fijos o removibles.
Ferulización de dientes naturales vs ferulización de implantes
En el caso de los dientes naturales, la ferulización se considera un
componente crucial de la terapia oclusal, para controlar la cantidad de fuerza
destinada al diente, especialmente en periodontos reducidos y aumentar la
resistencia de la unidad ferulizada y por supuesto, en Prótesis Estomatológica,
para rehabilitar tramos edéntulos (Guichet et al, 2002; Grossman et al, 2005). Un
método comúnmente empleado para ferulizar un diente, debilitado o no, a dientes
vecinos es por medio de retenedores de recubrimiento total o parcial; la
ferulización de dos o mas dientes aumenta el área de ligamento periodontal y
distribuye las fuerzas sobre una zona mayor de soporte. Así, un diente considerado
débil para ser utilizado como pilar, por poseer una raíz corta, delgada, cónica o con
una relación corona-raíz desfavorable, puede ser ferulizado al diente adyacente
para obtener soporte adicional. Por tanto, dos dientes uniradiculares pueden ser
utilizados como un pilar multiradicular (Zarb et al, 1978; McGivney and
Castleberry, 1992; Stewart et al, 1993).
Con respecto a la distribución de fuerzas en dientes naturales ferulizados, la
fuerza oclusal aplicada sobre la cresta bucal y la cúspide lingual de los dientes
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17 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
mandibulares produce una resultante de fuerza inclinada lingualmente (en el caso
del maxilar la resultante estará inclinada a vestibular) (FIGURA 2).
En arcada recta, en la
que se han ferulizado
múltiples dientes, si
una fuerza oclusal es
aplicada sólo sobre el
primer premolar, la
resultante de fuerza
inclinada lingualmente
g e n e r a r á u n
m i c r o m o v i m i e n t o
alrededor del centro de
r o t a c i ó n v e r t i c a l
localizado en el pilar
intermedio (FIGURA
2).
FIGURA 2. Distribución de fuerzas en dientes ferulizados e implantes
ferulizados. Figura tomada de Weinberg (1993)
Las fibras periodontales distribuirán la compresión, tensión y las fuerzas
rotacionales en todas las raíces. Sin embargo, tan pronto como la fuerza oclusal se
aplique exclusivamente sobre el pilar intermedio, todos los dientes tenderán a rotar
lingualmente alrededor del centro de rotación horizontal, que se sitúa en el tercio
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18 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
apical de la raíz de los dientes. En este caso la fuerza se distribuirá de forma más
simple, como compresión o como tensión sobre el ligamento periodontal, en
función de la localización de la fuerza en relación con el centro de rotación
(Weinberg, 1993) (FIGURA 2).
No es extrapolable, desde el punto de vista biomecánico, el concepto de
ferulización dentaría con el de ferulización de implantes osteointegrados. Los
dientes se aprovechan de los micromovimientos del ligamento periodontal (que
permiten la distribución de las fuerzas a lo largo de las superficies radiculares de
esos mismos dientes naturales) alrededor de su centro de rotación (Weinberg,
1993). Sin embargo, así como la ferulización de dientes con movilidad les asegura
estabilidad, los implantes, tal y como hemos apuntado anteriormente, no son
móviles. De esta manera, cuando fuerzas excéntricas o de magnitud excesiva se
aplican sobre implantes, éstos son incapaces de moverse escapando de esa
fuerza. Nos referimos a que no pivotan, tal y como lo hace un diente gracias a su
ligamento periodontal. En vez de eso, las tensiones tienden a concentrarse en la
cresta del hueso subyacente y se asume que esta sobrecarga del hueso
subyacente es la responsable de provocar microfracturas que pueden conducir a la
pérdida de hueso de soporte, pérdida del implante, fallo mecánico del implante o
fractura por fatiga de los componentes protésicos.
Por tanto, la distribución de tensiones en prótesis que ferulizan varios
implantes, es diferente al caso descrito con anterioridad de dientes naturales. La
aplicación de fuerza oclusal sobre el primer premolar produce una resultante
similar, inclinada lingualmente. Sin embargo, en este caso es la cresta del hueso la
que carga con la fuerza. A su vez cuando una fuerza de impacto oclusal se aplica
sobre el implante intermedio, la resultante de fuerzas inclinadas lingualmente
distribuirá la mayor parte de la fuerza a la cresta del hueso alveolar del
mencionado implante, con una ligera distribución a los implantes adyacentes
(Weinberg, 1993).
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19 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Comportamiento rígido de la prótesis vs comportamiento elástico de
los implantes
Una prótesis dental sostenida por varios implantes tiene como resultado una
estructura combinada en la cual la distribución de las cargas aplicadas depende de
la relativa rigidez de los diversos miembros implicados, así como de la geometría
de su distribución. Un implante osteointegrado forma una unión casi íntima con el
hueso, por lo que cabe esperar que la respuesta ante cualquier carga sea elástica,
lo que significa que la deflexión de la fijación será proporcional a la carga aplicada.
Por otro lado, cuando se emplea una prótesis metálica rígida se puede asumir que
su comportamiento será relativamente rígido comparado con los implantes, cuyo
diámetro de sección es menor. La estructura combinada normalmente será tan
compleja que las ecuaciones de las estáticas solas, son insuficientes para
determinar la distribución de la actuación de la carga y las deformaciones de la
prótesis, los implantes y el maxilar deben de ser tenidos en cuenta para determinar
dicha distribución. A tal estructura se la considera como indeterminada
estáticamente y los análisis deben de tratar a la prótesis como una viga elástica
curvada, sometida a flexión y torsión.
Un análisis tan complejo y completo requiere un conocimiento de la rigidez
de las conexiones de los tornillos a la prótesis y al hueso, así como de la rigidez
del maxilar mismo. En este momento no se conocen con exactitud esas variables
como para garantizar un análisis elaborado. Pueden, sin embargo, realizarse
algunas estimaciones de la distribución de la carga mediante modelos
simplificados como por ejemplo, considerar un puente rígido y sólido, como un
colado de oro y asumir que se comportará rígidamente mientras que la respuesta
de cada implante será elástica. La idea de un puente rígido y una respuesta
elástica de los implantes puede ser utilizada tanto por los componentes
horizontales como verticales de cualquier carga aplicada al puente.
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20 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Para una carga P en el plano horizontal , la carga horizontal Fi en la fijación i
puede estimarse por la fórmula:
Fi = (P/N) np + (Pe / ∑ Rj²) Ri ni
Donde Fi es la fuerza del vector en la fijación que denominaremos “i” y P es
la magnitud de la carga horizontal. El vector de la unidad np está en la dirección de
la carga aplicada P. Los radios Rj a cada implante se miden desde el centro de
gravedad de los tornillos O, al que se elige como origen de las coordenadas x e y.
La excentricidad de la carga en relación al origen es la distancia “e”. La suma de la
ecuación anterior está por encima del número total de implantes, N. el vector de la
unidad ni es perpendicular a cada Ri por cada i. La ecuación anterior mantiene que
para cada i, i = 1,2,....N. El primer término de la ecuación representa una
distribución igual de la carga P y el segundo término representa el efecto de la
excentricidad de la carga lo que acusa un momento torsional sobre el punto O. El
resultado final de la aplicación de la ecuación a una prótesis particular será
generalmente que la carga máxima en cualquier implante será menor que la carga
P (Skalak, 1999).
Esta construcción teórica está en concordancia con los resultados obtenidos
en un estudio de elementos finitos por Bidez y Misch en 1990, en el que se
demostraba que la fuerza distribuida sobre tres pilares da como resultado un
estrés menos localizado en la cresta del hueso que sobre dos pilares, siempre y
cuando estos estuviesen ferulizados. Además, la retención de la prótesis también
se ve mejorada con un mayor número de implantes ferulizados. Los implantes
ferulizados disminuyen también las fracturas de la porcelana, primero porque como
hemos comentado se reduce la cantidad global de estrés sobre el sistema y
segundo porque los rebordes marginales de las coronas son soportadas por las
conexiones de las coronas ferulizadas, dando como resultado más fuerzas
compresivas que las cargas intermitentes sobre la porcelana. En este sentido hay
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
21 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
autores que sostiene que para este tipo de prótesis que ferulizan varios implantes,
finalmente la distribución de las fuerzas aplicadas se producen gracias a la
deformación de los tornillos de sujeción, tanto del pilar como de la prótesis, que no
en vano gracias a su tamaño y composición metalúrgica, presentan un
comportamiento más flexible que cualquier otro componente del conjunto prótesis-
implante - hueso de soporte (Skalak, 1984) (Rangert et al, 1991). Sin embargo este
hecho resulta extremadamente complicado de cuantificar en el caso de múltiples
pilares (Brunski, 1988).
En resumen, una prótesis rígida distribuirá las cargas a los pilares de soporte
con más efectividad, porque permitirá que la carga máxima en cada implante sea
menor que el total de la carga aplicada. Finalmente, otro aspecto que se puede
asumir es que aumentando el número de implantes que soportan la prótesis se
reducirá generalmente la carga máxima aplicada por tornillo, para una determinada
carga aplicada (Skalak, 1999).
Ventajas e inconvenientes de la ferulización de implantes
Se pueden considerar una serie de ventajas e inconvenientes a la
ferulización de prótesis sobre implantes (Tabla I) (Gómez et al, 2007) así como una
guía de indicaciones y contraindicaciones de la ferulización (Tabla II) (Grossmann
et al, 2005).
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22 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Ventajas Inconvenientes
Protésicas -Facilita procedimientos de laboratorio-No hay que conseguir puntos de contacto
-Resulta más complicado conseguir ajuste pasivo
Mecánicas -Correcto comportamiento ante la aplicación de cargas horizontales-Contrarresta la flexión mandibular
-Al oponerse a la dinámica mandibular, se genera tensión lateral en los implantes
Tabla I. Ventajas e inconvenientes, protésicos y mecánicos, de la ferulización en prótesis sobre
implantes (Gómez et al, 2007).
Se debiera ferulizar No se debiera ferulizar
Reducido número de Stops oclusales naturales Múltiples stops oclusales naturales
Guía anterior escarpada Guía anterior plana
Presencia de Hábitos parafuncionales Fuerzas oclusales normales
Inadecuada angulación de los implantes Correcta orientación de los implantes
Los implantes se sitúan a lo largo de un arco Los implantes se sitúan en línea
La restauración mediante implantes incluye el canino
La restauración no incluye el canino
Maxilar superior edéntulo Mandíbula edéntula con implantes bilaterales en las regiones posteriores
Retención o resistencia de los componentes protésicos comprometidos
Retención o resistencia de los componentes protésicos adecuados
Tabla II. Guía de indicaciones de ferulización de prótesis sobre implantes (Grossmann et al, 2005).
En este sentido, es necesario una mayor información acerca de las ventajas
e indicaciones recogidas en las tablas anteriores:
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23 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Ajuste pasivo:
Uno de los mayores problemas a considerar en relación con las
prótesis ferulizadas de arcada completa es la dificultad para conseguir ajuste
pasivo (Jemt, 1991; Carr and Stewart, 1993; Tan et al, 1993; Jemt and Lie,
1995; Tan, 1995; Jemt, 1996) , de modo que por ese motivo algunos autores
han sugerido que los implantes situados de forma adyacente se rehabiliten
mediante coronas individuales (Solnit and Schneider, 1998). La
fabricación de estructuras ferulizadas con ajuste pasivo mediante los
métodos convencionales solamente ha sido moderadamente exitosa.
Distintas técnicas se han empleado para minimizar los desajustes, como
el corte y soldadura, técnicas especiales de impresión, ajustes internos
selectivos, mecanizado por descarga eléctrica, soldadura por láser, etc...,
aunque todos son sensibles a la técnica. A su vez, la retención puede ser por
atornillado o cementado. Las prótesis fijas parciales retenidas por
cementado han mostrado conseguir un ajuste pasivo mejor que cuando se
retenían mediante atornillado (Stumpell, 1994).
Puntos de Contacto:
Cuando una restauración sobre múltiples implantes no se feruliza, los
procedimientos de laboratorio se complican, especialmente por la necesidad
de crear unos puntos de contacto adecuados entre las coronas protésicas.
En este sentido, Campagni (1984) sugirió que los contactos
interproximales entre dientes naturales debieran ajustarse de tal manera
que permitieran atravesar una banda metálica de 8µm . Es preciso tener
en cuenta una cuestión y es que en el caso de las prótesis sobre
implantes, como no cuentan con ligamento periodontal, el ajuste de los
puntos de contacto puede ser todavía más crítico. Guichet et al (2002)
publicó un ensayo fotoelástico en el que se creó una réplica en resina,
que reproducía el cuadrante posterior izquierdo de la mandíbula, de forma
anatómicamente correcta y en el que se insertaron 3 implantes. Se crearon
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
24 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
dos modelos fundamentales de ensayo, uno con las tres coronas sobre los
tres implantes ferulizadas y un ajuste pasivo correcto, y el otro con coronas
unitarias con 5 tipos de contacto interproximal: abierto (sin contacto
interproximal entre las coronas), ideal (interponiendo una banda metálica de
8µm sin romperse), ligero (interponiendo una banda de 18µm), medio (banda
de 58µm) y fuerte (banda de 98µm). Se aplicó una carga vertical de 6,8 kg.
a todos los modelos de ensayo, primero sobre el implante mesial, luego
sobre el central y por último sobre el distal. Los resultados demostraron que
la ferulización reducía los picos de estrés cuando se aplicaba carga en el
implante del centro de la restauración. Cuando las restauraciones eran
no ferulizadas, el estrés se concentraba como era lógico, exclusivamente
alrededor del implante cargado. Cuando se aplicaba la carga en el
implante distal, los resultados entre la restauración ferulizada y la no
ferulizada eran similares. Sin embargo, cuando la carga era aplicada
en el implante anterior, que estaba situado ligeramente fuera del eje, los
picos de estrés disminuían en la ferulizada, al compartirse entre los
tres implantes, sugiriendo que la ferulización puede ser interesante
cuando se restauran implantes con angulaciones desfavorables. Finalmente,
conforme el contacto interproximal era más fuerte, la pasividad decrecía y
aumentaban los picos de estrés entre los implantes. Estos resultados
condujeron a los autores a la conclusión de que las restauraciones
ferulizadas presentan un mejor comportamiento mecánico, dado que
comparten de manera más uniforme y eficaz la carga aplicada y sobre todo
indican la importancia del tipo de contacto interproximal entre coronas
unitarias, dado que un incremento excesivo del contacto conduce, según sus
resultados, a una pérdida de la pasividad.
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25 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Higiene: La ventaja fundamental de restaurar los implantes como unidades
separadas sería la higiene interproximal. Sin embargo, este concepto no es
relevante dado que parece demostrado que un porcentaje muy pequeño
de la población se pasa la seda con regularidad (Segelnick, 2004). Por ello,
esta ventaja afectaría, en el mejor de los casos, a 1 o 2 de cada 10
pacientes. Como los implantes normalmente están separados 3mm. o
más, si el paciente de verdad quiere realizar la higiene interproximal, la
mayoría de los instrumentos (p.e. seda dental, cepillos interproximales...)
conseguirían una higiene óptima.
Mantenimiento:
Una segunda ventaja de las unidades dentales separadas es la
facilidad para reemplazar una única unidad a fin de reparar la fractura de la
porcelana. Sin embargo, esto es sólo una ventaja parcial, porque cuando los
implantes dentales se ferulizan juntos, las crestas marginales de las coronas
entre los implantes están soportadas por conectores de metal y por ello la
porcelana se coloca bajo compresión. Sin embargo, siendo unidades
individuales, los márgenes de la coronas de porcelana a metal están, la
mayoría de las veces, colocados bajo cargas de cizalla, lo que aumenta el
riesgo de fractura de la porcelana, de manera que es una paradoja que las
individuales tengan a la vez más fácil mantenimiento y más necesidad de
mantenimiento (Misch, 2009).
Retención:
Las unidades dentales ferulizadas proporcionan una mayor retención
de la prótesis y transfieren una fuerza menor a la interfase del cemento.
Como resultado, es menos probable que se descemente la restauración.
Esto es especialmente significativo cuando los pilares son cortos o están
presentes fuerzas laterales (Misch, 2009).
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26 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Complicaciones:
Otra razón que avala las coronas independientes está íntimamente
relacionada con los dientes naturales. Una corona individual tiene un riesgo
de caries inferior al 1% en 10 años. Sin embargo, cuando se ferulizan los
dientes naturales a menudo aparecen caries en el margen gingival, en un
porcentaje de aproximadamente el 22% (Scurria et al, 1998). Además, el
riesgo de tratamiento de conductos se ve aumentado cuando se unen las
coronas. Una corona individual presenta un riesgo de tratamiento de
conductos del 3 al 5,6%, mientras que los dientes ferulizados lo tienen de
un 18% (Goodacre et al, 2003). Por ello, las unidades independientes
reducen la incidencia de complicaciones y permiten al operador tratar estas
complicaciones con mayor rapidez. Sin embargo, en los implantes no
aparecen caries ni son obviamente necesarios tratamientos endodónticos.
Como resultado, no se necesitarían unidades individuales para eliminar
estas compilaciones (Misch, 2009).
Comportamiento Biomecánico:
La ferulización de implantes conlleva un mejor comportamiento
biomecánico y para maximizar el beneficio de un mayor número de
implantes, estos deberían ferulizarse. Los implantes unidos aumentan el
área de superficie funcional de soporte, incrementan la distancia
anteroposterior (A-P) para resistir las cargas laterales, aumentan la retención
del cemento de la prótesis, disminuyen el riesgo de pérdida de los tornillos
de los pilares, reducen el riesgo de pérdida ósea marginal y disminuyen el
riesgo de fractura de los componentes del implante. Todo el sistema se
beneficia (Guichet et al, 2002).
Los implantes unidos transmiten y distribuyen una fuerza menor a los
cuerpos de los implantes, lo que disminuye el riesgo de pérdida ósea
marginal o de fractura del cuerpo del implante (Rangert et al, 1989; Quirynen
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27 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
et al, 1992; Hoshaw et al, 1994; Rangert et al, 1995). En un artículo de
Sullivan y Siddiqui (1994) un único implante de 4mm., sustituyendo a un
molar, presentó una fractura del cuerpo del implante en el 14% de los casos,
mientras que cuando se unen varios implantes el porcentaje disminuye hasta
el 1%. Así mismo, en la misma línea, Balshi y Wolfinger (1997) constataron
que los implantes unitarios reemplazando un molar presentaban un 48% de
pérdida del tornillo durante un periodo de 3 años y que cuando se
ferulizaban dos implantes para sustituir el molar, la incidencia de pérdida del
tornillo se reducía hasta el 8%, en el mismo periodo.
Por otro lado, cuando múltiples unidades son ferulizadas, las fuerzas
oclusales son absorbidas dentro de la estructura; las fuerzas de tracción y
cizallamiento se concentran en la región de los conectores, lo cual reduce la
fuerza transferida al peridonto (el Ebrashi et al, 1970; Yang et al, 1999).
Se puede concluir que el objetivo de ferulizar coronas sobre implantes
es la distribución más favorable de las tensiones aplicadas entre los
implantes, minimizar la transferencia de cargas horizontales a la interfase
hueso - implante e incrementar el área de superficie del hueso que los
soporta (Guichet et al, 2002; Wang et al, 2002; Grossman et al, 2005).
Ferulización de arcada mandibular completa
La excepción a la regla de la mejora del comportamiento biomecánico de los
implantes ferulizados puede ser la prótesis implantosoportada de la arcada
completa mandibular.
El hueso es esencialmente elástico y se deforma bajo la función, dando
lugar a tensiones que influyen sobre su geometría. Más allá de su
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
28 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
importancia biológica, estas deformaciones tienen especial interés en el campo de
la rehabilitación protésica, puesto que las prótesis fijas son relativamente rígidas y
se fijan a los maxilares, ya sea utilizando como pilares a dientes naturales o más
recientemente a implantes osteointegrados (Abdel - Latif et al, 2000).
La deflexión mandibular, se define como el cambio dimensional que sufre la
mandíbula cuando es sometida a fuerza funcional o no funcional, en el transcurso
de la dinámica mandibular y como resultado de la acción de la musculatura
masticatoria (Misch, 2007). Estudios tanto intraorales como extraorales, realizados
en los últimos cincuenta años, han confirmado que esta deformación mandibular
ocurre principalmente durante los movimientos de apertura y protrusión, pero
también durante las lateralidades y retrusiones, que sigue un patrón complejo y se
desarrolla en distintos planos del espacio (Chen et al, 2000). Daegling y Hylander
(1998) postularon cuatro patrones de deformación mandibular en estudios “in vivo”
sobre mandíbulas de primates mediante observación directa del hueso mandibular:
Aproximación medial: definida como el cambio de amplitud mandibular
durante su función.
Rotación del cuerpo mandibular: entendida como la rotación hacia el
exterior de las dos hemimandíbulas.
Cizalla dorso-ventral y ciazalla antero-posterior: La cizalla dorso-ventral es el
movimiento de las dos mitades de la mandíbula entre sí en el plano vertical y
la antero-posterior en el sagital.
Torsión sinfisal: movimiento en el cual la mandíbula literalmente se retuerce
hacía el lado de trabajo y se flexiona en el plano parasagital sobre el lado de
balanceo durante el golpe de masticación y la masticación molar unilateral.
Los valores encontrados en la literatura sobre la deformación mandibular, se
encuadran en un rango que iría de unas pocas micras a deformaciones de más de
1mm. (Korioth and Hannam, 1994; Chen et al, 2000). Estas diferencias pueden ser
debidas a los distintos métodos empleados en los estudios, a los distintos grupos
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
29 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
testados, a las variaciones individuales referidas a la actividad de fuerzas
musculares o a la resistencia pasiva de la estructura ósea.
Es preciso destacar que ciertos estudios han demostrado que la mandíbula
es más estable entre los agujeros mentonianos en cuanto a la flexión y torsión
(Bidez, 1994).
Misch (2009) relata que cuanto más distal sea la férula rígida, desde un lado
a otro, mayor es el riesgo de que la dinámica y la deflexión mandibular puedan
influir en los implantes o en el pronóstico de las prótesis. Así mismo, Zarone
(2003) muestra que los implantes rígidos, fijados entre sí en una rehabilitación de
toda la arcada, están sometidos a una fuerza vestibulolingual considerable al abrir
la boca y durante la parafunción. Por todo ello, la ferulización de arcada completa
mandibular requiere una revisión más exhaustiva que exponemos a continuación.
Ferulización de arcada completa mandibular: Para este tipo de ferulización,
algunos autores sugieren cuatro implantes en la mandíbula: dos en la zona de los
primeros molares y dos en la zona de los caninos (Parel and Sullivan, 1989),
aunque habitualmente se indican más implantes, frecuentemente cuatro
adicionales en la región de los premolares e incisivos (Balshi, 1990). Es una
ferulización con una estructura rígida curva abarcando toda la arcada, en la que se
debe de considerar la influencia de la deflexión mandibular, aunque existe cierta
controversia.
Ciertos autores defienden que la deflexión de la mandíbula es contrarrestada
por la prótesis (Zarone et al, 2003; Paez et al, 2003). En este sentido, otro estudio
(Abdel-Latif et al, 2000) tuvo como objetivo realizar la medición de la convergencia
medial, del cizallamiento dorsoventral y de la rotación del cuerpo de la mandíbula
humana durante la función. Las mediciones se realizaron mediante el uso de
transductores de tensión en una muestra de 6 pacientes edéntulos en los que
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
30 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
previamente se habían colocado implantes en la mandíbula. Los transductores
fueron instalados sobre el implante más distal en cada hemiarcada, uniendo ambos
implantes, y las mediciones se realizaron cuando los implantes se sometían a
carga y los pacientes abrían y cerraban la boca y realizaban movimientos de
lateralidad. Los resultados demostraron que la deformación mandibular ocurría
inmediatamente al comienzo del movimiento y que además era proporcional al
grado de apertura y que los tres tipos de deformación a estudio ocurrían de forma
simultánea. Sin embargo, los resultados que se obtuvieron para la convergencia
medial, durante los movimientos de apertura y lateralidad, fueron significativamente
menores que en estudios previos, lo cual los autores explican por el hecho de que
estos estudios anteriores se habían realizado sobre dentición natural y no sobre
implantes y de nuevo la convergencia medial fue escasa cuando se sometían los
implantes a una carga de 14.7N.
Algunos autores han considerado que los resultados de este trabajo, así
como de otros mediante Elementos finitos y estudios fotoelásticos (Wright and
Yetram, 1971; Landry et al, 1987; Davidoff, 1996; Stegaroiu et al, 1998) parecen
avalar la teoría de que la ferulización de implantes mandibulares mediante la
prótesis pudiera contrarrestar la deflexión mandibular, sin efectos significativos en
el pronóstico de la rehabilitación y que de hecho los altos índices de éxito de los
tratamientos con implantes implican necesariamente que la influencia de la
deflexión está, en ocasiones, sobrevalorada.
En contraste, otros autores consideran que las restauraciones ferulizadas de
arcada mandibular sobre implantes generan más estrés en el terreno de soporte
durante la flexión mandibular (Fischman, 1990; English, 1993; Koritoth and
Hannam, 1994) y se sospecha que se debe a que se introduce tensión lateral en
los implantes (Misch, 2009). De hecho, en un trabajo del año 1.991 (Hobkirk and
Schaw), también mediante transductores situados sobre implantes ferulizados en
la región premolar de la mandíbula de cinco pacientes, se encontraron
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
31 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
deformaciones superiores a los 420µm y una transmisión de fuerza superior a los
16N, como resultado del movimiento mandibular desde la posición de reposo. Se
observó que las mayores deformaciones se producían en las mandíbulas más
estrechas y cuando los implantes se situaban más separados entre si y que
también eran superiores para los movimientos de apertura y protrusión y menores
en lateralidad. En base a estos resultados los autores concluyeron que se
producen desplazamientos entre implantes asociados a los movimientos
mandibulares y que estos son, en algún caso, considerablemente superiores al
máximo desajuste aceptable en la interfase entre el implante y la supraestructura.
Esto implicaría, entre otras cosas, que la supraestructuras rígidas sobre implantes,
construidas a partir de una impresión de trabajo realizada en una determinada
posición mandibular, podrían generar fenómenos de tensión en el sistema prótesis
- implantes - hueso, en otra determinada posición mandibular.
Ferulización de arcada completa en varios tramos: Cuando la ferulización de
arcada completa mandibular en un único tramo no se realiza, ya sea porque hay un
número suficiente de implantes para restauraciones unitarias o bien de escasa
longitud o se divide en varios tramos (2 o 3, más o menos extensos), el estrés en la
interfase hueso implante disminuiría de manera notable en algunas zonas, sobre
todo posteriores. Esto podría producirse por la interrupción de un arco completo
rígido bilateral más o menos extenso (ocasionado por la ferulización) que
impediría la transmisión del efecto de la deflexión mandibular a zonas no
habituales de su influencia.
Shillinburg (2006) ya estableció que una restauración completamente rígida
no está indicada en todas las situaciones que precisen una prótesis fija, haciendo
referencia a rehabilitaciones sobre dientes naturales. Este autor ya había teorizado
anteriormente sobre la posibilidad de que las fuerzas que se transmiten a los
retenedores terminales como resultado de la actuación como fulcro del pilar
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
32 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
intermedio, podrían dar lugar al fracaso del retenedor más débil (Shillinburg and
Fisher, 1973).
A este respecto también se pronunciaba un trabajo de Kregzde (1993); este
autor desarrolló un estudio mediante elementos finitos, en el que intentaba
demostrar la importancia del número de implantes y la ferulización protésica a la
hora de evitar altas concentraciones de estrés en el hueso de soporte. Sus
resultados vinieron a demostrar que la opción en la que, por un lado, contaba con
un número mayor de implantes y, por otro, éstos no se ferulizaban en un único
tramo, estaba en relación con menores niveles de estrés a nivel de hueso y
consecuentemente constituía la opción más predecible y aconsejable.
Finalmente, Geng et al (2001), en su trabajo de revisión bibliográfica al
respecto de la aplicación de los Elementos Finitos en implantología, apuntaba que
cuando los implantes eran ferulizados por la estructura protésica, la distribución del
estrés se hacía más compleja, puesto que la carga en un determinado punto de la
prótesis conllevaba concentraciones de estrés variables en todos los implantes y
con diferentes direcciones. Además, también apuntaba que la flexión mandibular
bajo cargas funcionales pudiera ser la responsable de tensión en el hueso
alrededor de los implantes, lo que pudiera conducir a una reabsorción ósea.
Aunque los fenómenos de deflexión mandibular pueden explicar “per sé” la
aparición de momentos de torsión y carga tensional en el cuerpo mandibular, esta
respuesta se ve favorecida en la interfase y hueso periimplantario por la reducida
movilidad de los implantes (5 micras apicalmente y 10-50 lateralmente) (Sekine et
al, 1986; Kim et al, 2005) y la escasez de mecanoreceptores, en comparación con
la mayor movilidad fisiológica de los dientes naturales (28 micras apicalmente y de
56 a 108 micras lateralmente) (Parfitt, 1960) y la riqueza de mecano y
presoreceptores del ligamento periodontal. Así cuando se feruliza toda una arcada
con una prótesis implantosoportada y ocurre la deflexión mandibular, la
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
33 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
convergencia medial que se origina (aparte de otras tensiones) del orden de 800
micras en la región de primer molar a primer molar, no puede ser compensada por
la escasa movilidad fisiológica vestíbulo-lingual de los implantes (menor aún
cuando están ferulizados) originando un aumento de las tensiones en la interfase,
y poniendo en riesgo no solo al hueso sino también al implante, tornillos y
aditamentos protésicos.
No obstante, el que la diferencia de movilidad entre deflexión mandibular y la
relativa rigidez de los implantes ferulizados aumente los momentos de rotación y
tensión en los implantes es tema controvertido (como también lo es que la prótesis
contralateral en la ferulización de arcada contrarresta la deflexión mandibular ,
proporcionando resistencia adicional frente a vectores laterales de carga); de
hecho, algún estudio de análisis de tensiones no muestra diferencias significativas
entre ferulización o no, tanto para prótesis fija como removibles (Gross, 2008); sin
embargo, en otro artículo (Brägger, 2007), la ferulización de arcada completa era la
causa de la pérdida de implantes posteriores.
No hay evidencia científica de primer nivel, suficiente para optar por una
restauración ferulizada de arcada completa mandibular o fraccionada en 2 o tres
sectores. Muchos estudios con altas tasas de éxito ni siquiera contemplan en su
diseño y resultados la deflexión mandibular en la pérdida ósea y aunque algunos
autores se decantan por la separación en la línea media, el criterio con fundamento
empírico aquí preconizado es no ferulizar y dividir en 3 sectores, 2 posteriores y
uno anterior, bien independientes o unidas por un interlock o rompefuerzas a
semejanza de la prótesis fija convencional.
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
34 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Material de Restauración
El carácter de la distribución de la fuerza entre los componentes que
constituyen un sistema depende de la relativa rigidez/elasticidad de cada
componente (Weinberg, 1993). Los implantes oseointegrados mantienen un
contacto directo y relativamente rígido con el hueso, de modo que transmiten el
estrés o las ondas de choque aplicados sobre ellos. Por esta razón, Skalak (1983)
fue unos de los primeros autores que postuló el uso de materiales protésicos
capaces de absorber los impactos, como por ejemplo las resinas acrílicas en las
que están fabricadas los dientes artificiales. El mismo autor indicaba que resultaba
interesante observar que desde un punto de vista mecánico, el mecanismo de
absorción del impacto sería idéntico si el material con bajo módulo de elasticidad
empleado a tal fin se situara entre el implante y el hueso, exactamente como el
ligamento periodontal alrededor de un diente natural.
Una Fuerza aplicada sobre un cuerpo puede tener como resultado su
desplazamiento o su deformación. La elasticidad es el estudio de las relaciones
existentes entre las tensiones aplicadas y las deformaciones que éstas producen.
Un cuerpo se clasifica como elástico si sufre deformaciones elásticas, esto es, si al
suprimir las fuerzas aplicadas recupera su forma y dimensiones. En caso contrario,
si las deformaciones son permanentes, el cuerpo se denomina inelástico o plástico
(Timoshenko and Goodier, 1951).
La forma en que una fuerza se distribuye sobre una superficie se denomina
estrés mecánico, tensión o esfuerzo. Así, la siguiente ecuación define el estrés:
σ = F/S
Donde σ es el estrés (Pascales; Kilogramos por centímetro cuadrado), F es
la Fuerza (Newtons; Fuerza en Kilogramos) y S es el área (metros cuadrados;
centímetros cuadrados). La magnitud del estrés, por tanto, depende de dos
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
35 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
variables, la magnitud de la Fuerza aplicada y el área de la sección transversal
sobre la cual se aplica la Fuerza, entendiendo esta como aquella superficie que
participa considerablemente en el soporte de la carga y la disipación del estrés
(Misch, 2009).
Si a una barra sujeta por un extremo se le aplica en su otro extremo libre una
Fuerza de tracción (F), al ir aumentando el valor de F crecerá la longitud (l) de la
barra, siendo l₀ la longitud inicial. Definimos la Deformación Unitaria (ε) como el
cociente entre el alargamiento absoluto de la barra l-l₀ y su longitud inicial l₀. Así:
ε = l - l₀ / l₀
La Fuerza F aplicada
significa para la barra una
fatiga o esfuerzo (σ) y le
genera una deformación
unitaria ε. Al ir aumentando
F obtendríamos una gráfica
como nuestra FIGURA 3.
FIGURA 3. Curva tensión/deformación (Viladot Voegeli, 2000)
El primer tramo de esta gráfica es una recta; esto significa que si σ es inferior
a σl estamos dentro del límite elástico de la barra y, por tanto, si retiramos la
fuerza, la barra volverá su longitud inicial. Si el esfuerzo es superior a σl, al suprimir
la fuerza, la barra no recuperará su longitud inicial y se producirá una deformación
permanente. Finalmente si la fatiga o esfuerzo es superior a σr, la barra se romperá
(Viladot Voegeli, 2000).
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36 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Si nos movemos dentro del límite elástico, se verificará la llamada Ley de
Hooke, que establece que las deformaciones unitarias son proporcionales a los
esfuerzos, es decir:
ε = K · σ
Si sustituimos en la expresión anterior las definiciones de deformación
unitaria y de esfuerzo:
l - l₀ / l₀ = K · F/s
La inversa de la constante K se suele representar por E y se denomina
Módulo de Young. Esta constante es característica de cada cuerpo y cuanto mayor
sea su valor menor será la deformación unitaria del cuerpo para una tensión
determinada (Timoshenko and Goodier, 1951).
Todo lo que acabamos de explicar, puede aplicarse también para los
acortamientos de la barra que se producirían si cambiásemos el sentido de la
Fuerza F. Incluso en la barra del ejemplo, al producirse un alargamiento, es
evidente que se genera una disminución de la sección transversal. Si S₀ es la
sección correspondiente a la longitud inicial l₀ y S la correspondiente a la longitud l,
se comprueba experimentalmente que la disminución unitaria de la sección S es
proporcional al alargamiento unitario. Esto se puede expresar como:
S₀ - S / S₀ = · (l - l₀ / l₀)
La constante , característica de cada cuerpo, se conoce con el nombre de
Coeficiente de Poisson (Timoshenko and Goodier, 1951).
Podemos definir Energía de Deformación (U), también llamado trabajo
interno (para diferenciarlo del trabajo externo efectuado por la carga sobre la
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37 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
barra), como la energía absorbida por la barra durante el proceso de carga. De
acuerdo con el principio de la conservación de la energía, sabemos que esta
energía de deformación es igual al trabajo efectuado por la carga, siempre que no
se agregue ni se quite energía en forma de calor. El trabajo y la energía se
expresan en las mismas unidades, que en el Sistema Internacional (SI) es el Julio
(J), que es un Newton por metro (Gere, 2006).
Anteriormente Gracis et al (1991) habían comprobado in vitro una reducción
de la fuerza de impacto alrededor del 50%, cuando el material restaurador
empleado en prótesis sobre implantes presentaba un módulo de Young menor
(resina fotopolimerizable o resina polimerizable por calor y presión) y se
comparaba con otros de módulo mayor (cerámica y aleaciones de metales nobles).
En otro estudio reciente in vitro, Conserva et al (2009) emplearon un robot capaz
de reproducir los movimientos y las fuerzas masticatorias, para medir las fuerzas
transmitidas a un modelo simulado de hueso periimplantario, cuando se
empleaban 4 tipos diferentes de material oclusal: 3 tipos de resina composite y una
cerámica. De nuevo se comprobó que la cerámica transmitía significativamente
mayores fuerzas que las resinas testadas. Teniendo esto en cuenta, Misch (2009)
ha sugerido un protocolo de carga progresivo para los implantes colocados en
hueso de pobre calidad, que contempla el uso inicial de provisionales de resina,
ferulizando los implantes y aprovechándose de las propiedades físicas de dicho
material para de esa forma reducir el estrés.
Sin embargo la significación clínica del empleo de estos materiales resilentes
es todavía controvertido. Por un lado, recordamos que el propio Skalak (1999)
asumía que una prótesis rígida distribuirá las cargas a los pilares de soporte con
más efectividad, porque permitirá que la carga máxima en cada implante sea
menor que el total de la carga aplicada. Teniendo esto en consideración, cabe
reflexionar que una prótesis flexible pueda tener un comportamiento mecánico
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38 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
adecuado siempre y cuando cualquier fijación sobre la que se sustente, sea capaz
de soportar el total de la carga aplicada, sin fallos ni aflojamientos. Por otro lado,
el uso de resinas como material restaurador suele asociarse a diversas
complicaciones. Por ejemplo, su rendimiento es escaso cuando se sitúa sobre
dientes posteriores y tiene como antagonistas dientes naturales o prótesis
cerámica, porque tiende rápidamente al desgaste. Ademas los pacientes tienden a
demandar materiales más estéticos y duraderos y en ese aspecto la resina no
puede compararse a la cerámica (Taylor et al, 2000).
Finalmente, tampoco los resultados obtenidos en estudios mediante
Elementos Finitos parecen avalar el empleo de materiales de restauración con
bajos módulos de elasticidad. Trabajos como el de Sergotz (1997), Stegariou et al
(1998) y Wang et al (2002) obtienen resultados de transferencia de tensión al
terreno de soporte semejantes o incluso mayores cuando comparan recubrimientos
oclusales de prótesis en implantes con bajos módulos de elasticidad (generalmente
resinas acrílicas o resinas composite) con otros de mayor módulo (habitualmente
cerámica feldespática).
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39 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
2.2 Fuerzas Oclusales y su repercusión en el terreno de
soporte
Tipos de Carga
A las fuerzas que actúan sobre una estructura se les denomina cargas
(Segui, 1999) y éstas se clasifican en estáticas o dinámicas dependiendo de si
permanecen constantes o si varían en función del tiempo (Gere, 2006).
Una carga estática es aquella que se aplica con lentitud y no causa efectos
vibratorios o dinámicos en la estructura. La carga aumenta de forma gradual desde
cero hasta su valor máximo y en lo sucesivo permanece constante, sin ser retirada
ni replicada un número excesivo de veces (Segui, 1999; Gere, 2006). Se considera
carga cuasi-estática a aquella que se mantiene constante durante un tiempo
determinado, pero distribuida en ciclos de determinada frecuencia (Vega, 1996;
Martin and Severns, 2004). Por tanto, una carga estática no tiene efectos
dinámicos o inerciales debido al movimiento (Valera Negrete, 2005). La carga
dinámica hace referencia a una aplicación súbita de la carga, donde el tiempo no
tiene prácticamente valor (Vega, 1996) y es por definición aquella que se aplica
cuando se genera un movimiento o efecto de inercia (Valera Negrete, 2005) . Una
carga dinámica puede tener muchas formas; algunas cargas se aplican y quitan de
repente (cargas de impacto), otras persisten largo tiempo y su intensidad varía
continuamente (cargas fluctuantes) (Gere, 2006). También hay cargas cíclicas que
se caracterizan por la repetición reiterativa de un estímulo de carga (estática o
dinámica) por unidad de tiempo (ciclos) (Vega, 1996; Martin and Severns, 2004),
pudiendo ser cargas cíclicas-estáticas (cuasi-estáticas) y cargas cíclicas-
dinámicas.
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40 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Existen tres tipos de fuerzas o tensiones simples, las de tracción, las de
compresión y las de cizallamiento, además de las tensiones complejas, como las
que producen las fuerzas que provocan deformaciones de flexión o torsión.
Cuando una fuerza externa actúa sobre un sólido, se produce una tensión dentro
del material igual a la fuerza aplicada dividida por el área sobre la que actúa. Una
fuerza de tracción provoca una tensión de tracción; la fuerza de compresión
produce tensión de compresión y una fuerza de cizallamiento o flexión produce
tensión de cizallamiento. La fuerza de flexión puede producir los tres tipos de
tensión sobre una estructura. Las tensiones de tracción y compresión son fuerzas
axiales principales. La fuerza de tracción es provocada por una carga que tiende a
estirar o alargar un cuerpo y siempre va acompañada de una deformación por
tracción. Por otro lado, si se somete a un cuerpo a una carga que tiende a
comprimirlo o acortarlo, la resistencia interna a dicha carga se denomina fuerza de
compresión. La fuerza de compresión se asocia con la deformación por
compresión. Para calcular tanto la fuerza de tracción como la de compresión, se
divide la fuerza aplicada por el área transversal perpendicular a la dirección de la
fuerza. Por su parte, la fuerza de cizallamiento puede resistir el desplazamiento o
movimiento de una parte de un cuerpo sobre otro. La fuerza de cizallamiento
también puede ser producida por la acción de torsión sobre un material
(Anusavice, 2004). El momento de rotación, torque o carga torsional de una fuerza
sobre un punto tiende a producir una rotación o flexión sobre ese punto y se define
como un vector de valor igual al producto de la magnitud de la fuerza por las
distancia en perpendicular del punto de interés hasta la línea de dirección de la
fuerza (Misch, 2009).
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41 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Efecto de las cargas sobre el hueso
El efecto de la carga mecánica sobre el hueso fue descrito por primera vez
por Wolff en 1892, en “Law of bone transformation” (Ley de la transformación del
hueso), en la que postulaba que cada cambio en la función del hueso originaba
cambios en la conformación externa e interna de dicho hueso. Este proceso es lo
que se conoce como adaptación ósea. Diferentes mecanismos se han
considerado como responsables de gobernar los estímulos adaptativos, como por
ejemplo el estrés, la tensión y la energía de deformación (Van Oosterwyck et al,
1998) . Frost en 1983 introdujo el concepto de MES (Minimun effective strain) -
Mínima tensión efectiva - como el mínimo nivel de tensión que debe ser superado
para para inducir la adaptación del hueso. Lanyon y Rubin (1984) y Lanyon et al
(1983) determinaron que no solo el nivel de tensión, sino el porcentaje de cambio
de tensión, el número de ciclos de tensión y los cambios en la distribución de la
tensión, también influían sobre esta respuesta del hueso.
No obstante, durante las últimas décadas del siglo XX, numerosos estudios
experimentales demostraron que el paradigma de Wolff tendía a simplificar la
realidad de la biología ósea. El remodelado óseo inducido mecánicamente no
puede contemplarse independientemente de los otros factores determinantes.
Consecuentemente, las leyes matemáticas que intentan explicar la adaptación del
hueso en general, fallan a la hora de explicar las numerosas incógnitas que aún
están vigentes (Van Oosterwyck et al, 1998). Además, la respuesta del hueso
frente a condiciones alteradas de carga también depende de la localización
anatómica (Bertram and Swartz, 1991).
En resumen, dado que el hueso debe soportar cargas compresivas y de
tracción y cizallamiento, está sujeto a fatiga, cuya acumulación puede conducir a
fracturas (Martin, 2003), cuando se sobrepasa un determinado nivel de tensión/
deformación en relación a su resistencia y rigidez.
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42 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
En esta línea, podemos distinguir dos factores determinantes de la rigidez y
la resistencia a la fractura de cada hueso: 1 - la calidad mecánica de su material
calcificado (rigidez intrínseca del hueso, independiente de la forma del hueso) y 2 -
su distribución espacial, que incluye su masa, pero también la forma, el tamaño y
la macroestructura del órgano de sostén (diseño del hueso, independiente de su
calidad) (Ferreti, 1998; Martin et al, 1998).
Por otro lado, completado el crecimiento longitudinal, existen sólo dos
mecanismos fundamentales del desarrollo óseo capaces de modificar la calidad y/o
la distribución del material óseo mineralizado: el modelado y el remodelado óseos
(Cointry et al, 2003).
El modelado óseo consiste en una combinación noacoplada (en distintos
sitios) de aposición osteoblástica de hueso nuevo y destrucción osteoclástica de
hueso preexistente. Así, en las metáfisis, el crecimiento óseo se asocia a
fenómenos de reabsorción en la superficie externa y de formación en la interna,
mientras que, en las diáfisis, ocurre lo contrario. Este proceso permite que los
distintos huesos conserven su forma durante el proceso de crecimiento además de
una renovación constante del esqueleto antes de que cese el crecimiento, y puesto
que su balance global de masa es generalmente positivo, es la única forma
genuina de ganar masa ósea (Frost, 1990).
La remodelación es un proceso acoplado de remoción osteoclástica de
pequeñas cantidades de hueso preexistente , que es repuesto total o parcialmente
por formación osteoblástica en el mismo sitio, con balance de masa
consecuentemente neutro o negativo (Cointry et al, 2003). El mecanismo es útil
porque provee la homeostasis mineral, remplaza tejido viejo por nuevo y repara
zonas microdañadas (Cointry et al, 2003). Los daños por fatiga en el hueso
activan y aparentemente son a su vez limitados, por el fenómeno del remodelado.
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43 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Está demostrado que se cuando se generan microfractuas por fatiga de
manera experimental en hueso vivo, la remodelación ósea se inicia de forma
espacial y temporal en la proximidad a ellas y de hecho también se ha comprobado
de manera experimental que el remodelado es el único mecanismo capaz de
recuperar los daños por fatiga que se generan en el hueso (Martin, 2003). Por
tanto, el remodelado tiene dos funciones fundamentales, el control del peso,
eliminando aquellas zonas de hueso insuficientemente cargadas y en segundo
lugar la reparación de los daños acumulados por la acción de las cargas,
previniendo de esta forma las fracturas por fatiga (Hazelwood et al, 2001).
Efectivamente, existe importante evidencia experimental acerca de que la
remodelación se activa por el desuso (Li et al, 1999), el microdaño por fatiga (Burr
and Martin, 1993; Burr et al, 1989; Bentolia et al, 1998) y por ciertos factores
químicos como la deficiencia de estrógeno y otros efectos hormonales, nutrición e
influencias neuronales (Bertram and Swartz, 1991).
De esta manera, distintas modulaciones direccionalmente orientadas de la
modelación y la remodelación permitirían a cada hueso autorregular la rigidez y
con ella la resistencia, de su estructura (Frost, 1987). Esto resulta posible gracias a
que los osteocitos, únicas células intrínsecas de la matriz calcificada en la cual
están inmersos, detectarían direccionalmente las minideformaciones que el uso
cotidiano provoca en este material. Los osteocitos podrían orientar así la liberación
de distintos factores de comunicación célula - célula que, a través de sus
prolongaciones, alcanzarían a osteoblatos y osteoclastos extrínsecos a la
estructura calcificada, para inhibirlos o estimularlos localmente, en función de la
orientación determinada por la gravedad y las contracciones musculares,
optimizando permanentemente la rigidez y con ello la resistencia del tejido
mineralizado y del hueso entero (Lanyon et al, 1993; Marotti, 2000).
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44 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Según el cuerpo hipotético conocido como “Paradigma de Utah” (Frost,
2000), el objetivo del mecanismo así descrito, conocido como Mecanostato óseo
por Frost (Frost, 1987), parece ser el de mantener la deformabilidad de la
estructura ósea muy alejada del nivel crítico para que el uso cotidiano pueda llegar
a producir una fractura (1-2 vs 20-25 milésimos de variación de la longitud de
reposo para esfuerzos fisiológicos máximos, para todos los huesos de todos los
vertebrados), de forma específica para cada sitio. Deformaciones reiteradamente
mayores de 2 milésimos dispararían normalmente la incorporación modelatoria de
material nuevo en el sitio preciso para reducir esa deformabilidad. Inversamente,
deformaciones reiteradamente bajas determinarían el giro de la remodelación local
del modo conservativo al modo desuso, eliminando el material en el sitio preciso
para aumentar esa deformabilidad. Se tiende a aceptar que autocontrolando de
esta forma la rigidez, el mecanostato determinaría indirectamente la resistencia de
la estructura ósea, dentro de límites bastante amplios (Frost, 2000).
Remodelado óseo
El remodelado es por tanto fundamental en la biología ósea. Es un proceso
realizado en dos etapas: una de reabsorción y otra de aposición ósea, conectados
temporalmente; se caracterizan , tal y como demostró Burr (1989), por la
presencia de las denominadas Unidades Óseas Multicelulares (Bone Multicellular
Units, en ingles y sus siglas BMU), también conocidas como Unidades Básicas
Multicelulares (Frost, 1964, 1987). Una BMU está formada por:
un frente osteoclástico residente en una superficie de hueso recién
reabsorbido, que constituye el frente de reabsorción
un compartimiento que contiene vasos y pericitos
una capa de osteoblastos presentes en una matriz orgánica neoformada,
que constituye el frente de depósito.
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45 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
En el control del remodelado óseo están involucrados los estímulos locales y
la liberación de hormonas como la paratiroidea (PTH), la hormona del crecimiento,
la leptina y la calcitonina (Lang et al, 2008), entre otros factores.
Durante el remodelado, la reabsorción de una zona del hueso por los
osteoclastos se continúa con el relleno de la cavidad creada por los osteoblastos.
Esta secuencia requiere un periodo de 3-4 meses para que se complete cada
localización de remodelado y las cavidades de reabsorción y relleno, aunque son
individualmente pequeñas, colectivamente suponen una sustancial porosidad o
espacio de remodelado en el hueso, de carácter temporal. Si el propósito de el
remodelado es el de eliminar masa ósea, estos espacios de remodelado no tiene
consecuencias, pero si el objetivo es el de eliminar tejido dañado, esta porosidad
temporal puede debilitar la estructura. Es por ello esencial que el proceso de
remodelado óseo sea entendido no solo como proceso biológico fundamental, sino
en el contexto de la función de soporte de carga del hueso. Así mismo es
importante que la adaptación mecánica del hueso y su resistencia a la fatiga sea
entendida en el contexto del remodelado (Hazelwood et al, 2001).
Durante mucho tiempo de ha defendido la idea de que el incremento en la
acumulación de los micro daños en la estructura ósea , como resultado de la
aplicación de cargas cíclicas, pueden ser a su vez el resultado de un incremento
de la mineralización del tejido, que ocurre secundaria a una supresión del
remodelado y que puede convertir al hueso en más frágil y quebradizo (Akkus et al,
2003; Burr et al, 2003).
Recordemos que el hueso está formado por componentes orgánicos y
minerales, principalmente colágeno tipo I y apatita nanocristalina. La estructura
exacta de la apatita no es del todo conocida, porque se producen sustituciones en
las zonas catiónicas del calcio y en las aniónicas del fosfato. Estas sustituciones
pudieran afectar a las propiedades químicas y físicas del hueso, como la
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46 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
solubilidad, densidad, dureza, y morfología. Una de las sustituciones aniónicas
más frecuentes es la del Carbonato (CO₃²-). Se ha observado que la sustitución
del Carbonato tiende a reducir la estabilidad de la hidroxiapatita, convirtiendo al
hueso mineral en más soluble. Se ha determinado que el contenido de carbonato
estaba significativamente disminuido en las zonas del hueso que presentaban
microrroturas. Parece ser que durante el proceso de formación de las
microrroturas, los cristales minerales son desplazados de la matriz de colágeno.
Como los cristales de apatita carbonatada son más solubles que los de apatita no
carbonatada, resulta lógico el descenso del contenido de carbonato en el mineral
del hueso. Otro ion frecuentemente sustituido del entramado de la apatita es el
Hidrógeno Fosfato (HPO₄²-). Este ion esta frecuentemente presente a altas
concentraciones en huesos de personas jóvenes y decrece con los años; en las
zonas de microrroturas está presente en una cantidad mayor. Las modificaciones
en la cantidad de los dos iones comentados en las zonas de microrrotura parece
avalar la teoría de que las modificaciones en la mineralización del hueso lo pueden
convertir en más frágil y sensible a la microrroturas, sin embargo pese a las
modificaciones de esos iones, en esas zonas el ratio de mineral fosfato/proteínas
no se ve afectado, de modo que la asociación no está clara (Ruppel et al, 2006).
Por otro lado, parece haber consenso en que la calidad y estado de
maduración del colágeno, que forma la matriz donde se deposita el mineral, sí
pudiera desempeñar un papel importante en la iniciación y propagación de las
microrroturas, puesto que ambos factores influyen directamente en la plasticidad y
ductilidad del tejido óseo (McCalden et al, 1993; Boskey et al, 1999).
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47 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Características de la transferencia de carga implante - hueso
Un aspecto crítico que afecta al éxito o al fracaso de un implante es la
manera en la que el estrés mecánico es transferido desde ese implante al hueso.
Por un lado, resulta esencial que ni el implante ni el hueso reciban un estrés por
encima de su capacidad de resistencia a la fatiga y por otro, es también necesario
prevenir cualquier tipo de movimiento relativo que pueda producir perdida del
hueso o pérdida progresiva de la osteointegración del implante (Skalak, 1983).
Recordamos que una fuerza aplicada sobre un cuerpo puede tener como
resultado su desplazamiento, pero también su deformación (Timoshenko and
Goodier, 1951).
Cuando se comparan prótesis fija sobre dientes naturales y sobre implantes,
se encuentran diferencias respecto al modo de transferencia del estrés al terreno
de soporte, definitivamente por las propias diferencias de éste, como son la
presencia de ligamento periodontal en el primer caso y la idiosincracia de la
oseointegración en el segundo, con características diametralmente opuestas. En el
caso de los dientes naturales, el ligamento periodontal y la propia forma de la raíz
dentaria, permiten micromovimientos dentales ante la aplicación de carga. Se
considera macromovimiento a aquel movimiento de un diente o componente
protésico superior a 0.5mm. y fácilmente observable, micromovimiento al
movimiento de diente, prótesis o componente protésico implantario de entre 0.1 y
0.5mm. y no fácilmente observable pero sí sujeto a medida y finalmente
micronmovimiento al movimiento en el nivel del angstrom (por debajo de los
0.1mm.), que no es observable ni sujeto a medida in vivo. Gracias a estos
micromovimientos las fuerzas verticales producen sobre los dientes una resultante
de fuerza que tiene su centro de rotación localizado en el último tercio del área
radicular (Weinnberg, 1993).
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48 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Por su parte los implantes oseointegrados no presentan micromovimientos,
como los permitidos por el ligamento periodontal, tan solo micronmovimientos
debidos al propio módulo de elasticidad del hueso (las fijaciones de titanio son más
rígidas que el hueso de soporte). Por este motivo no se puede esperar una
distribución de fuerzas idéntica a la de lo dientes naturales. Debido a la ausencia
de micromovimientos, los implantes tienden a distribuir la fuerza concentrándola en
la zona de la cresta ósea. Las fuerzas verticales en los implantes cilíndricos se
transferirán hacía la zona del ápice, mientras que en los implantes roscados se
transferirán al ápice y en la cresta, pero para ambos diseños, las fuerzas laterales
se concentrarán en la cresta (Weinberg, 1993).
Por tanto, los requerimientos anteriormente apuntados de evitar el estrés
por encima de la capacidad de resistencia a la fatiga de hueso e implante y la
necesidad de evitar cualquier tipo de movimiento relativo se cumplen en el
implante osteointegrado por la aposición de hueso sobre el implante al nivel del
angstrom. El titanio es más fuerte y rígido que el hueso. Por otro lado, las
variaciones individuales de las propiedades del hueso son mucho mayores que en
las diferentes muestras de titanio, porque estas últimas son obviamente más
uniformes. El módulo de Young del titanio es aproximadamente 1.1x10¹¹ N/m² y
tiene un límite de elasticidad de 3X10⁸ N/m². El módulo de Young del hueso
esponjoso con bajos niveles de estrés es de 10¹⁰ N/m² y presenta fracaso a la
tracción por estrés de alrededor de 5x10⁷ N/m². Por su parte, el hueso cortical
presenta un módulo de elasticidad de 5 a 10 veces menor que el del Titanio. Esto
significa que en cualquier interfase entre el hueso y el titanio se debe de esperar
que el propio hueso o la unión entre el hueso y el implante fallará primero, antes
que el propio titanio. La ceñida aposición de hueso sobre el titanio al nivel del
angstrom significa que bajo cualquier carga aplicada, la interfase actúa como una
unidad, sin movimiento relativo ni del hueso, ni del implante y con la posibilidad de
transferir el estrés a cualquier parte de esta interfase.
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49 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Un implante osteointegrado con forma de tornillo es capaz de transmitir una
carga axial, de tracción o compresiva, al hueso de soporte, de manera primaria
mediante la compresión de las caras inclinadas de dicho implante roscado. En el
caso de un implante liso, es la propia interfase de unión la que debe de soportar
toda la carga de cizallamiento sin deslizamientos ni rupturas. La forma roscada, al
contrario, no requiere que la unión soporte todo el estrés de cizallamiento. Puede
compensar cargas mayores gracias a la íntima aposición de hueso que promueve
y sobre todo a que predominantemente transfiere cargas compresivas a la
interfase de las roscas del implante (FIGURA 4) (Skalak, 1983).
La rugosidad de superficie y la
porosidad puede determinar también
beneficios similares a las roscas del
implante, pero a escala microscópica. La
rugosidad de superficie se asume que es
pequeña respecto al diámetro del implante,
pero grande desde el punto de vista del nivel
molecular, de manera que es clave en que
esa aposición del hueso al Titanio pueda ser
determinada al nivel del angstrom. Por tanto
la superficie rugosa puede transmitir las
fuerzas de cizallamiento de manera similar a
como lo hacen las roscas del implante, de
manera que de nuevo una superficie
perfectamente lisa requeriría que la propia
unión se encargara de ellas.
FIGURA 4. muestra del diferente comportamiento ante la aplicación de carga de un implante liso y roscado (Skalak, 1983)
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50 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Ahora bien, los efectos beneficiosos de una superficie rugosa solo se
obtienen si el hueso es capaz de crecer de manera íntima dentro de esas
rugosidades de la superficie del implanta (Ver FIGURA 4) (Skalak, 1983).
Por su parte, cuando una prótesis dental o una prótesis parcial fija es
soportada sobre varios implantes, la estructura combinada resultante forma una
unidad en la cual la distribución de cualquier carga aplicada dependerá de la
relativa rigidez de los diferentes elementos que la forman, así como de la
geometría de los mismos (Skalak, 1983). Efectivamente, como un implante
osteointegrado forma una unión íntima con el hueso, se debe esperar que la
respuesta ante cualquier carga sea elástica, lo que significa que la deflexión de la
fijación será proporcional a la carga aplicada. Por otro lado, cuando se emplea una
prótesis metálica rígida se puede asumir que su comportamiento será
relativamente rígido comparado con los implantes, cuyo diámetro de sección es
menor (Skalak, 1999).
Pues bien, tal y como apuntábamos al inicio de este apartado, un aspecto
crítico que afecta al éxito o el fracaso de un implante es la manera en la que el
estrés mecánico es transferido desde ese implante al hueso, estrés que a su vez
viene determinado cuantitativamente por la magnitud de la fuerza aplicada y
cualitativamente por la dirección de dicha fuerza. Respecto de la dirección parece
existir un consenso amplio en que las Fuerzas no axiales resultan menos
favorables al respecto de la conservación del terreno de soporte. Barbier et al
(1998) combinaron un experimento in vivo sobre perros beagle con otro en
elementos finitos, teniendo como objetivo el analizar la influencia de la aplicación
de cargas axiales frente a las no axiales en los fenómenos de remodelado óseo.
En el estudio in vivo, sobre perros beagle se colocaron dos implantes IMZ y en un
caso se rehabilitaron como una prótesis de tres piezas con un póntico intermedio y
en otro caso con un cantilever distal. Después de un periodo de carga, los estudios
histológicos cualitativos y cuantitativos revelaron diferencias estadísticamente
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
51 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
significativas entre ambos casos a estudio. Por otro lado, de realizó un estudio de
elementos finitos para analizar y comparar el estrés equivalente según Von Mises y
el máximo estrés y tensión, alrededor de dos implantes restaurados mediante las
dos opciones protésicas que se emplearon en el estudio in vivo. Los resultados
demostraron una fuerte correlación entre la distribución de estrés calculada en el
modelo de elementos finitos a nivel de los tejidos de soporte y las zonas de
remodelado observadas en el modelo animal. Se concluyó que las zonas de hueso
de mayor remodelado coincidían con las zonas de mayor estrés equivalente y que
los mayores niveles de remodelado encontradas ante la aplicación de cargas no
axiales en comparación con las axiles, eran fundamentalmente atribuibles al
componente horizontal de las primeras.
Sin embargo, en lo que concierne a la magnitud, el consenso no es tan
evidente. Algunos autores defienden que la pérdida ósea marginal en un implante
puede deberse a un trauma oclusal (Rosenberg et al, 1991; Misch, 1995) . Un
trauma oclusal puede definirse como una lesión en el aparato de sujeción como
resultado de una fuerza oclusal excesiva (Rams et al, 1984). Por su parte, la
asociación de trauma oclusal y pérdida ósea alrededor de los dientes naturales es
un asunto también controvertido. Lindhe postula que el trauma oclusal no puede
inducir deterioro del tejido periodontal (Lindhe, 2008) y extrapolando esta
conclusión, diferentes autores han concluido a su vez que el trauma tampoco
guarda relación con la pérdida de hueso marginal alrededor del implante (Lang et
al, 2000; Heitz-Mayfield et al, 2004), avalando la teoría de que la causa de esa
pérdida es debida a razones biológicas. Por el contrario otro autores y estudios
avalan la influencia del trauma oclusal o fuerza oclusal excesiva en la pérdida ósea
(Isidor, 1996; Miyata et al, 2000; Misch, 2009). A efectos de establecer una
correlación entre el trauma oclusal y la pérdida ósea marginal alrededor del
implante, proponemos la revisión de los siguientes apartados:
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
52 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Biomecánica celular
La fuerza de la oclusión a través de las prótesis implantosoportadas y
sus componentes puede transmitir estrés a la interfase hueso - implante
(Bidez and Misch, 1992). Cumpliendo el principio físico de que la
deformación de un material elástico es directamente proporcional a la
cantidad de estrés aplicado, se deduce que la cantidad de ese estrés
transmitido por la prótesis será proporcional a la cantidad de deformación
producida en esa interfase. En los trabajos de Frost (Frost, 1987, 2003) se
establecía que el hueso se fracturaba entre las 10.000 y 20.000 unidades de
microdeformación (un 1 a un 2% de deformación), pero que en niveles de
entre el 20 y 40% de esos valores, las células óseas producían citoquinas,
que iniciaban una respuesta de reabsorción ósea celular. Este trabajo
parece confirmar la idea de que un estrés oclusivo más allá de los límites
fisiológicos del hueso, puede resultar en una deformación lo suficientemente
importante que conduzca a una reabsorción del hueso. Sin embargo, a día
de hoy los estudios celulares óseos no han conseguido demostrar este
hecho cerca de un implante dental.
Aplicación de principios de la mecánica
La relación entre el estrés y la deformación determina el módulo de
elasticidad de un material (su rigidez). El módulo expresa la cantidad de
cambio dimensional en un material en relación a un nivel de estrés
determinado (Bidez and Misch, 1992). El principio de ingeniería llamado
análisis de haz complejo afirma que cuando dos materiales de módulos de
elasticidad diferentes son colocados conjuntamente sin la intervención de
otro material y uno de ellos es cargado, se observará un incremento del
contorno de estrés donde los dos materiales toman contacto en primer lugar
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
53 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
(Baumeister and Avallone, 1978). Pues bien, el módulo de elasticidad de un
diente es similar al del hueso cortical, mientras que el del Ti de un implante
es de 5 a 10 veces superior. Tanto los estudios de fotoelasticidad como de
Elementos Finitos encuentran esos contornos de estrés de mayor magnitud
en la región ósea de la cresta de la interfase hueso - implante, con una
distribución similar a la pérdida de hueso marginal observada clínica y
radiográficamente (Bidez et al, 1990; Kilamura et al, 2004).
Propiedades mecánicas del hueso
La densidad ósea está directamente relacionada con la resistencia y el
módulo elástico del hueso (Misch et al, 1999). En un estudio humano
prospectivo, Manz (1997) observó que la cantidad de perdida ósea marginal
cercana a un implante estaba relacionada con la densidad del hueso. La
pérdida ósea periimplantaria inicial desde la inserción del implante hasta su
reentrada era similar para todas las clases de hueso, pero, seis meses
después de la entrega de la prótesis y por tanto de la carga de los implantes,
la perdida adicional, valorada radiográficamente, iba desde los 0,68mm. para
un hueso de calidad 1, de 1.1mm. para los de calidad 2, 1,24 de calidad 3 y
hasta los 1,44 de calidad 4, lo cual avala la teoría de Frost (Frost,1987) que
cuanto más denso sea el hueso, menor será la perdida ósea perimplantaria.
Estudios animales
Isidor (1996) fue el primer autor en demostrar, de forma experimental,
que la sobrecarga de los implantes dentales puede dar como resultado la
pérdida parcial de hueso marginal e incluso de la osetointegración completa,
algo sobre lo que hasta entonces solamente se había teorizado por otros
autores (Bränemark et al, 1977; Adell et al, 1981; Cox and Zarb, 1987;
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
54 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Lindquist et al, 1988; Jemt et al, 1989; Ahlquist et al, 1990; Block and Kent,
1990; Rosenberg et al, 1991; Naert et Al, 1992) . En dicho estudio se
emplearon 4 monos (Macaca Fascicularis) en los que se colocaron 5
implantes en la mandíbula de cada uno, de la casa Astra (Astra Tech AB,
Sweden). En la zona premolar de cada hemiarcada se colocaron 2 implantes
y el restante en la zona de los incisivos. Sobre una de las zonas posteriores,
en cada mono, se colocó una prótesis cementada sobre ambos implantes en
situación de supra oclusión con los antagonistas, provocando una dirección
de carga oclusal lateral. Los implantes que soportaban esta prótesis fueron
mantenidos limpios durante el ensayo. Por el contrario, el resto de los
implantes no fueron cargados, ni fueron higienizados y de hecho se colocó
alrededor de su cuello un cordón de algodón para promover el acúmulo de
placa. Cinco de los ocho implantes sometidos a sobrecarga oclusal
perdieron osteointegración y ninguno en los que se permitió que se
acumulara placa lo hizo de forma significativa, después de los 18 meses de
control.
Por su parte, Miyata et al (2000a) desarrollaron un estudio
experimental en vivo, de nuevo sobre monos (Macaca fascicularis) en el que
llevaron a cabo un control de placa alrededor de los implantes que
previamente se habían colocado en la mandíbula de estos animales, a
efectos de mantener los tejidos perimplantarios libres de inflamación. Sobre
estos implantes se colocó una superestructura protésica con un exceso de
altura de 100µm, a efectos de producir trauma oclusal, medido mediante un
Dispositivo de Análisis de Imagen. Esta superestructura se mantuvo
colocada durante 4 semanas, después de las cuales se realizó un estudio
histológico que descartó la presencia de reabsorción ósea alrededor de los
implantes. Posteriormente continuaron el estudio induciendo inflamación de
manera experimental, al mantener unas ligaduras alrededor de los implantes
(colocadas en el momento de las segundas cirugías) que favorecían la
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
55 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
retención de placa. Como en el caso anterior también indujeron trauma
oclusal de nuevo con superestructuras protésicas con un exceso de altura de
100µm. Los resultados que obtuvieron vinieron a demostrar que como parte
de la evolución de una perimplantitis, la pérdida de hueso alrededor de los
implantes se aceleraba cuando se añadía trauma oclusal a la inflamación en
los tejidos.
Finalmente el mismo grupo acabó con un tercer estudio (Miyata et al,
2000b), en el que empleando el mismo modelo animal y, preservando los
tejidos l ibres de inflamación, se formó un grupo control, sin
superficies oclusales de contacto y tres grupos de ensayo en los que se
indujo trauma oclusal con un exceso de altura oclusal de las
superestructuras protésicas de 100, 180 y 250µm. respectivamente.
Después de 4 semanas de evolución, llevaron a cabo una serie de controles
clínicos, radiográficos e histológicos y no encontraron diferencias
significativas entre el grupo control y el de los 100µm., lo cual, junto con sus
ensayos anteriores, parecía avalar la teoría de que ese exceso de altura
podría constituir el límite de tolerancia o adaptación de los tejidos
perimplantarios. Este hecho se corroboraba cuando se demostró que las
pérdidas de la cresta ósea alrededor de los implantes eran significativas
frente a las dos anteriores, en el grupo de 180 y hasta 2 y 3 veces superiores
a ellas en el grupo de los 250µm. Estos resultados les llevaron a concluir que
es posible la reabsorción ósea alrededor de los implantes causado por
trauma oclusal, incluso cuando no exista inflamación en los tejidos
perimplantarios.
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
56 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Informes clínicos
Es preciso reconocer que no existen suficientes estudios clínicos
prospectivos aleatorizados y controlados que avalen la relación entre el
estrés y la pérdida ósea perimplantaria, pero si existen estudios de evidencia
científica menor que hacen sospechar de esa asociación Entre ellos caben
destacar informes clínicos como el de Rangert et al (1995) que encuentran
pérdidas óseas marginales en los implantes distales en prótesis fija parcial
con cantilever posterior o los trabajos de Rosenberg et al (1991) que
encuentran diferencias en la flora microbiana en los fracasos de implantes
tanto en las complicaciones por sobrecarga como biológicas o los de
Quirynen et al (1992), sobre 93 pacientes con varias restauraciones sobre
implantes, que observaban cómo la cantidad de la pérdida ósea en la cresta
estaba definitivamente asociada con la carga oclusal.
Fuerzas de oclusión sobre implantes
La fuerza masticatoria puede definirse como el total de la fuerza transferida a
las arcadas dentales cuando el bolo alimenticio es masticado (Morneburg and
Pröschel, 2002). Una fuerza se puede describir por su magnitud y su dirección,
pero también por su duración y su tipo e incluso, como veremos más adelante, por
sus factores de aumento. Las fuerzas oclusales, independientemente de si actúan
sobre dentición natural o sobre una prótesis sobre implantes, deben ser referidas,
por tanto, como cantidades vectoriales, es decir mediante su magnitud y dirección.
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
57 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Dirección de las fuerzas oclusales
Desde el punto de vista de la dirección, una fuerza aplicada a un implante
rara vez se dirige absolutamente longitudinal a lo largo de un solo eje. De hecho,
existen tres ejes dominantes de carga clínica en la implantología: mesiodistal,
vestíbulolingual y oclusoapical. Un único contacto oclusal puede comúnmente
resultar en una fuerza oclusal tridimensional, que puede a su vez ser descrita en
términos de sus componentes (fracciones) de la fuerza total, los cuales se dirigen a
lo largo de los tres ejes del espacio (Misch, 2009).
La mayor parte de los autores defienden que la masticación induce
principalmente fuerzas verticales en la dentición, sin obviar que también son
creadas fuerzas transversas debidas al movimiento horizontal de la mandíbula y la
propia inclinación de las cúspides de los dientes (Rangert, 1989).
Diversos autores defienden la idea de que en realidad la fuerza de
masticación es transferida al diente a través de la capa de comida que está siendo
triturada simultáneamente contra las superficies de las cúspides vestibulares y
linguales. Ésto generará componentes de fuerza perpendiculares a ambas
pendientes vestibulares y linguales. Estos componentes se suman a un vector
cuya dirección puede cambiar con cada movimiento de masticación. Por este
motivo, la dirección de los momentos de flexión durante los ciclos de masticación
no pueden predecirse fácilmente y además dependen de factores adicionales
como la angulación de los implantes y la posición de los dientes antagonistas
(Morneburg and Pröschel, 2003).
Además, los músculos masticatorios tienen diferentes orientaciones relativas
al plano oclusal. El masetero y el pterigoideo interno producen una fuerza con
dirección anterior, mientras que el temporal posterior lo hace al contrario, con una
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
58 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
dirección posterior y la orientación del temporal anterior es relativamente
perpendicular al plano oclusal. Teóricamente, esta diversidad permite al sistema
producir fuerzas de mordida en diferentes direcciones (Van Eijden, 1991).
Por otro lado, parece probado que los patrones musculares de masticación
pudieran estar alterados en pacientes portadores de prótesis. Esto es
especialmente importante si se tiene en cuenta que los responsables de la
aplicación de la carga oclusal son los músculos masticatorios. En un estudio
clínico controlado y aleatorizado de Freine y Lund (2006), se llegaba a la
conclusión de que existían importantes diferencias en las Pruebas de Dinámica
masticatoria, con la reproducción de elipses mayores en pacientes portadores de
prótesis fijas parciales y de arcada completa sobre implantes, respecto al grupo
control de dentición natural. Esta dinámica alterada parecía deberse a unos
patrones alternos menos repetibles de contracción de los maseteros y temporales,
tanto en el lado de trabajo como el de balanceo. Además los pacientes portadores
de este tipo de prótesis se veían obligados a una mayor contracción de su
musculatura masticatoria para obtener los mismos resultados estandarizados de
masticación, que el grupo control.
Esta modificación de la dinámica masticatoria podría tener influencia en la
dirección de las cargas oclusales que luego se transmiten a los implantes, pero de
facto no parecen tenerlo en su magnitud, como se verá más adelante. De hecho el
estudio experimental electromiográfico de Tartaglia et al, (2008) obtuvo como
resultado el que las prótesis sobre implantes eran funcionalmente equivalentes a la
dentición natural y eso pese a que registraban no solo un incremento de la
actividad de los temporales, sino también una menor coordinación neuromuscular,
que achacaban a la falta de ligamento periodontal.
En definitiva, las rehabilitaciones sobre implantes sufren cargas verticales y
transversales, y estas fuerzas son transferidas desde la prótesis a los implantes y
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
59 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
finalmente de ellos al hueso. Durante este flujo de carga, una determinada fuerza
oclusal puede producir patrones de tensión y estrés completamente diferentes, en
relación con la configuración geométrica de la prótesis en cuestión, como más
adelante se estudiará. Rangert et al (1989) realizaron sus trabajos basándose en
los implantes Bränemark y denominaron unidad de anclaje al conjunto de implante,
pilar y cilindro de oro, que están a su vez unidos mediante el tornillo del pilar y el
tornillo de oro de la prótesis. Por tanto, sobre esta unidad de anclaje actúan dos
tipos fundamentales de carga de naturaleza completamente distinta: fuerzas
axiales y momentos de flexión. Según estos autores, las fuerzas axiales son más
favorables, dado que distribuyen el estrés de manera más uniforme a lo largo del
implante, mientras que los momentos de rotación provocan mayores gradientes de
tensión tanto en el implante como en el hueso.
Magnitud de las fuerzas oclusales
La fuerza máxima de oclusión o de mordida (FMO) es el esfuerzo ejercido
entre los dientes maxilares y mandibulares, cuando la mandíbula es elevada por la
musculatura masticatoria. La magnitud de esta fuerza varía en función del
individuo, pero también en función del método empleado en su medición (Ahlberg
et al, 2003). Diversos estudios han sugerido que la FMO pudiera estar influida por
el tamaño y la dirección del músculo masetero, el sexo, la morfología craneofacial,
el estado oclusal de los dientes, la sensibilidad periodontal y los factores
psicológicos (van Spronsen et al, 1989; Raadsheer et al, 1999; Muller et al, 2001 ;
Ahlberg et al, 2003). Lo que sin embargo no está suficientemente demostrado o
suscita cierta controversia, es que exista una relación entre el bruxismo y un
aumento de la FMO. En un estudio de Caldas et al (2005), de tipo experimental in
vivo , realizado mediante transductores de carga compresiva situados en la región
del primer molar, no se encontraron diferencias estadísticamente significativas al
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
60 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
respecto de la máxima fuerza de mordida voluntaria entre los bruxistas y los no
bruxistas. No obstante volveremos a considerar esta relación cuando más adelante
se aborden los factores de fuerza.
Para estas mediciones tanto en dentición natural como en prótesis sobre
implantes, se emplean los transductores de carga, de los cuales los más modernos
son capaces de medir y analizar fuerzas axiales y transversales. Un ejemplo de
estos estudios es el de Mericske-Stern et al (2000), sobre pacientes portadores de
5 implantes en la mandíbula edéntula, sobre los que directamente se colocaban los
transductores de fuerza piezoelectricos y cuyo objetivo era medir la FMO en
función de si sobre esos implantes se soportaba una prótesis fija o una
sobredentadura. Sus resultados demostraron unos patrones de transmisión de
fuerza similares entre ambas opciones.
La medición de la FMO, por tanto, constituye un parámetro útil, por su
sencilla reproductibilidad. De hecho, tan solo consiste en solicitar al individuo
sujeto a estudio que aplique la máxima fuerza de la que sea capaz sobre sus
dientes o prótesis, durante un determinado intervalo de tiempo (Mericske-Stern et
al, 2000). Cabe destacar que la carga así registrada, que en definitiva es la fuerza
máxima de oclusión, es una carga estática que sin embargo es frecuentemente
empleada en los estudios de carga oclusal, aunque difiera de la fuerza de
masticación normal empleadas durante un uso rutinario (Misch, 2009). Las
diferencias entre la FMO y la fuerza de oclusión normal, residen en que esta
última , como se estudiará más adelante, es una carga dinámica de impacto y el
que por otro lado teóricamente su magnitud media debiera ser menor. No en vano,
existen estudios que han medido la fuerza de oclusión normal, cuando los sujetos
a estudio masticaban diferentes tipos de alimentos (Scott and Ash, 1966) o incluso
determinados tipos de dietas (Graff et al, 1974), registrando valores que
pertenecen a los rangos inferiores de los publicados para la FMO.
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
61 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Sin embargo, es obvio que conocer los valores de la Fuerza Máxima de
oclusión nos coloca en el peor de los supuestos que nuestras prótesis deberán
soportar y esto resulta extremadamente útil para actuar sobre el diseño de las
rehabilitaciones, especialmente en presencia de factores de fuerza.
Numerosos estudios defienden que la dentición humana normal es capaz de
aplicar grandes fuerzas y que, tal y como habíamos adelantado previamente, los
componentes axiales de dichas fuerzas son mucho mayores, situándose en el
rango de los 200 - 2440N, mientras que los componentes laterales solo lo hacen
sobre los 30 N (Brunski, 1988; Watanabe et al, 2005).
A su vez, también hay datos que muestran que las fuerzas de masticación en
pacientes con prótesis sobre implantes son comparables e incluso mayores que las
de la dentición normal (Haroldson and Carlsson, 1977; Adell et al, 1981; Cleland
et al, 1991; Curtis et al, 2000). Algunos de estos mismos autores como, Carlsson y
Haraldson (1986), más actualmente, han realizado mediciones in vivo de las
fuerzas de cierre vertical y obtuvieron valores entre 42 y 412 N. Sin embargo es
cierto que cabe considerar que, en una prótesis fija de arcada completa sobre
implantes, al no beneficiarse tanto de la propiocepción como con los dientes
naturales, estos pacientes tienden a morder con una fuerza en ocasiones mayor
que con los mencionados dientes y no se ven alterados ni los patrones de cierre, ni
dan lugar a engramas, en presencia de contactos prematuros (Haroldson and Zarb,
1988; Falk et al, 1990).
También, es preciso recordar, que aunque de magnitud menor, los
componentes laterales tienden a producir momentos de rotación y que éstos son
en teoría los más perjudiciales para el terreno de soporte. De acuerdo con los
trabajos de Jemt (1991), los tornillo de oro de la prótesis tienen en 135Ncm el
límite de momento de flexión a partir del cual se fracturan. Por tanto para evitar
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
62 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
una fractura por fatiga, la carga de un único implante no debiera exceder el 65% de
ese límite (esto es 90Ncm).
Las magnitudes de fuerza apuntadas son valores netos, de manera que es
preciso estudiar la manera en la que luego esta fuerza es distribuida. Parece
demostrado que las fuerzas oclusales son mayores en los dientes posteriores que
en los anteriores (Mericske-Stern et al, 2000; Watanabe, 2005). La explicación de
esta distribución reside en que durante la masticación la mandíbula actúa como
palanca de tipo III, en la que el fulcro (punto de apoyo) estaría situado en el
cóndilo, la fuerza la desarrollan los músculos masticatorios y la resistencia los
dientes. Por tanto, los dientes van a soportar importantes fuerzas, siendo mucho
mayores en los sectores posteriores al estar más cerca del fulcro, donde son
perpendiculares al plano oclusal.
En este sentido, ciertos estudios experimentales con mediciones en vivo,
demuestran que un segundo molar soporta un 25% del total de la fuerza aplicada a
la totalidad de la arcada y el primer molar un 15% de ella (Watanabe et al, 2005).
Otro ejemplo de estos estudios es el de van Eijden de 1991, en el que se sometió a
estudio el efecto de la orientación tridimensional de la fuerza oclusal en la
magnitud de la máxima fuerza de mordida, sobre 7 personas, en tres zonas
diferentes de su dentición natural: canino, segundo premolar y segundo molar. En
cada posición la magnitud de la fuerza masticatoria fue registrada en 17
direcciones definidas de manera precisa, utilizando un transductor de fuerza de
tres componentes y un método de retroalimentación. Los resultados demostraron
que para cada dirección, la fuerza producida registrada fue mayor en las zonas
posteriores que en la zona canina.
Parece por tanto demostrado que los criterios de oclusión normal al respecto
de la carga oclusal, incluyen la distribución simétrica bilateral de las cargas
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
63 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
oclusales y unas fuerzas de mordida mayores en dientes posteriores que en
anteriores (Watanabe et al, 2005).
Sin embargo, el estudio de la distribución de la carga se complica cuando
nos referimos a las prótesis implantodoportadas, no tanto en el caso de coronas
unitarias, como en prótesis que ferulizan varios implantes. Nos referimos a que de
acuerdo con las leyes de la mecánica, la magnitud de la fuerza transferida durante
la masticación a una Prótesis Fija soportada por varios implantes, será igual a la
suma de las cargas verticales experimentadas sobre los pilares, sin tener en
cuenta en qué zona de la superficie oclusal esta fuerza se hace efectiva o como los
pónticos se doblan. Lo fundamental entonces será determinar si la fuerza es
compartida de manera uniforme o no, por los diferentes pilares, (Morneburg and
Pröschel, 2002).
Duración de las fuerzas oclusales
Las cargas que pueden soportar el implante y el terreno de soporte pueden
ser estáticas, cuasiestáticas y dinámicas (Cano et al, 2007). De acuerdo con ello,
los movimientos de la masticación, considerados de manera unitaria se
considerarían como carga dinámica y en su conjunto como una carga cíclica-
dinámica (Vega, 1996).
En cuanto al complejo hueso-implante-prótesis, se ve sujeto tanto a cargas
estáticas como dinámicas. La carga estática es inherente al sistema atornillado
propio del implante y es la resultante de las fuerzas aplicadas sobre dicho complejo
antes de aplicar cualquier tipo de carga oclusal; es lo que se denomina como
precarga, que se produce como resultado del apretamiento de los tornillos y que
tiende a mantener todos los componentes unidos (Rangert, 1989). Pero no solo
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
64 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
eso, una prótesis sobre implantes también puede verse afectada por cargas
estáticas resultado de una falta de ajuste pasivo (Miyamoto et al, 2008).
La carga dinámica que afecta al complejo, será la resultante de fuerzas a
las que se somete durante la función masticatoria, que son sucesivas cargas de
impacto. Las cargas de impacto, tal y como hemos explicado, son el resultado de
la colisión de dos cuerpos en un intervalo corto de tiempo. La naturaleza de la
rigidez relativa del sistema de implantes, controla, en gran medida, la respuesta a
estos impactos. Ahora bien, se cumple que a mayor magnitud de la carga de
impacto, mayor es el riesgo de fracaso de la prótesis, del implante y de la fractura
del propio hueso (Misch, 2009).
La causa de una sobrecarga mecánica sobre una prótesis sobre implantes,
como resultado de un exceso de carga dinámica resulta sencilla de identificar tanto
por parte del clínico como del paciente y puede frecuentemente ser corregida. Sin
embargo, las sobrecargas mecánicas como resultado de excesos de carga estática
son más complicadas de identificar (Miyamoto, 2008). Gotfredsen et al (2001), a
raíz de un estudio experimental en perros, publicaron que una carga estática
mesiodistal aplicada en un implante incrementaba la actividad de modelado óseo
del hueso perimplantario. En un estudio experimental más reciente, también sobre
modelo animal, llegaban a la misma conclusión de que la sobrecarga estática
inducía cambios en el hueso alrededor del implante (Miyamoto, 2008).
Finalmente, en cuanto al tiempo real en el que se aplican las fuerzas
masticatorias sobre los dientes o prótesis, Graf (1969) considera que en realidad
no suponen más de 9 minutos al día. Otro autores consideran una duración mayor
de entre 20 - 30 minutos (Choy and Kydd, 1988) . Si a esto se suma la fuerza que
proviene de la musculatura perioral y de la lengua durante los movimientos de
deglución, unos 480 diarios, el total de las fuerzas naturales que inciden sobre los
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
65 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
dientes no superan los 30 minutos para todas las fuerzas masticatorias y
deglutorias.
Factores de aumento de las fuerzas
Las diversas condiciones de los pacientes originan distintas cantidades de
fuerza en cuanto a magnitud, tipo, duración y dirección. Además, algunos factores
pueden multiplicar o aumentar el efecto de estas otras condiciones. Se pueden
considerar una serie de factores primarios específicos de cada paciente que
afectan al entorno del estrés del implante y la prótesis:
Hábitos parafuncionales
Según Jaffin y Berman (1991) La causa más frecuente de fracaso,
tanto precoz como tardío, de los implantes, después de una exitosa
estabilidad quirúrgica, es la parafunción. Estas complicaciones ocurren con
mayor frecuencia en el maxilar superior, debido a la menor densidad ósea y
al aumento en los momentos de fuerza. Dentro de la parafunción cabe
destacar el bruxismo, tanto durante la vigilia como durante el sueño, puesto
que ambos suponen un aumento de la duración de la fuerza, lo cual es
importante ya que los materiales siguen una curvatura de fatiga que se ve
afectada por el número de ciclos y por la intensidad de la fuerza (Bidez and
Misch, 1991). En el caso del bruxismo de apretamiento hay que considerar
así mismo el fenómeno de la fluencia, que es también responsable de la
fractura de los materiales. Esta fluencia ocurre en un material cuando una
deformación progresiva se expresa como una función de tiempo, al estar
sometido a una carga constante. Aunque los ciclos de carga puede que no
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
66 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
estén presentes para afectar a la deformación del material, la fuerza
constante es capaz, por si sola, de causar la fractura. Pese a ello las fuerzas
verticales del bruxismo de apretamiento son en teoría menos perjudiciales
que las horizontales del rechinamiento y desde luego en el primero no suele
haber una alteración del plano oclusal anterior tan crítica como en el
segundo (Misch, 2009).
Otra de las parafunciones a tener en cuenta es el empuje de la lengua.
Se considera como la fuerza no natural de la lengua contra los dientes al
tragar (Kydd and Toda, 1962). Se ha registrado al tragar una fuerza de
entre aproximadamente 41 a 709 gr/cm² en las zonas anteriores y laterales
del paladar (Winders, 1958); aunque la fuerza del empuje lingual es de
menor intensidad en comparación con otras fuerzas parafuncionales, es de
naturaleza horizontal y puede aumentar el estrés en el área perimucosa del
implante (Misch, 2009).
Espacio de la altura coronaria
Según el glosario de Términos Prostodónticos, en su edición de 1999,
la distancia interarcada se define como la distancia vertical entre los dientes
maxilares o entre las arcadas dentarías, bajo unas condiciones específicas
(p.e. la mandíbula en reposo o en oclusión). Una distancia interarcada
grande conlleva necesariamente el uso de coronas protésicas altas. Pues
bien, la altura coronaria puede ser considerada como un voladizo vertical, de
modo que su aumento conlleva una biomecánica menos favorable, dado que
por un lado es un magnificador de la fuerza y por otro favorece un
incremento de las cargas anguladas (Bidez and Misch, 1992). Además, el
estrés aplicado a los implantes se concentra en la región crestal, así que el
aumentar la longitud de los implantes es menos efectivo para reducir los
efectos de la altura coronaria que aumentar su diámetro (Misch, 2009).
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
67 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Posición en la arcada
Como ya se ha apuntado, el hecho de que la mandíbula se comporte
durante la masticación como una palanca de clase III, con fulcro en la
articulación temporomandibular (ATM), implica que las fuerzas generadas
son mayores conforme nos acercamos a los sectores posteriores, al
acercarnos igualmente a ese fulcro. Pero además la dirección de las fuerzas
también se ve modificada. Efectivamente los sectores posteriores (molares y
premolares) pueden recibir cargas de magnitud entre 3 y 5 veces mayor, con
una dirección más perpendicular al plano de oclusión. Por esta razón, sus
raíces son proporcionalmente anchas y cortas, especialmente diseñadas
para soportar las mayores cargas durante la céntrica. Sin embargo, en una
oclusión mutuamente protegida, el papel de los dientes anteriores es el de
discluir y proteger los dientes posteriores durante los movimientos
excéntricos, de manera que son sometidos a cargas de menor magnitud,
pero de dirección mucho más desfavorable desde el punto de vista
biomecánico, al predominar el componente horizontal. Precisamente para
afrontar este cometido, los dientes anteriores cuentan con una raíz estrecha
y proporcionalmente larga (Alonso et al, 2005). Lo lógico sería crear con los
implantes una biomecánica similar a la de los dientes naturales y por eso es
deseable que los implantes de regiones posteriores tengan un mayor
diámetro, especialmente en presencia de factores adicionales de fuerza
(Misch, 2009).
Finalmente, la densidad del hueso edéntulo varía también en función
de la posición de la arcada. Las regiones posteriores, en general, mantiene
un hueso de menor densidad después de la pérdida dental que las regiones
anteriores. Este factor es importante, porque cuanto más denso sea el
hueso, mayor es su resistencia al estrés aplicado en la interfase hueso-
implante (Misch, 2009).
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
68 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Arcada Antagonista
La naturaleza de la arcada antagonista también debe ser tenida en
cuenta, porque se deben esperar diferentes magnitudes de fuerza en función
de si nuestra rehabilitación va a ocluir contra dientes naturales u otra
restauración implantosoportada o no. Efectivamente, la fuerza máxima
generada sobre una prótesis sobre implantes depende de la cantidad de
dientes o implantes que soporten la arcada antagonista (Haraldson and
Carlsson, 1977). La situación más favorable es una arcada antagonista
restaurada con una prótesis completa o parcial removible convencional, en
donde las fuerzas de masticación son limitadas y de menor intensidad,
pudiendo variar entre los 5 y los 26 psi para las completas (Carr and Laney,
1987). Por su parte la situación más desfavorable se podría considerar una
arcada antagonista con dientes naturales e incluso peor con prótesis fija
sobre implantes, dado que para este último caso parece demostrado que se
aplican fuerzas no solo equivalentes, sino hasta 3 y 4 veces superiores a las
que se aplican con dientes naturales, lo cual parece ser debido al hecho de
que los implantes no se benefician de propiocepción (Carr and Laney,
1987), aunque si de oseopercepción, un término acuñado por Abarca y
que no solo se aplica a los implantes dentales, sino también a las prótesis de
extremidades (Tartaglia et al, 2008).
Características individuales
Características individuales (personas de edad, sexo, talla,
constitución e incluso forma y tamaño de la cabeza) también deben
considerarse. Las mujeres generan unos 10 kg menos de fuerza que los
hombres y en los pacientes de mayor edad, la fuerza oclusal disminuye a
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
69 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
medida que progresa la atrofia muscular por el edentulismo. Los pacientes
robustos de constitución atlética generan más fuerza que los de menor
complexión y aquellos braquicéfalos con cabeza grande hasta 3 veces más
de fuerza que los de cabeza pequeña.
Papel de la oclusión en el control de la tensión/deformación
La oclusión tanto en situaciones funcionales como no funcionales o
parafuncionales, es en suma el fenómeno responsable de las fuerzas/cargas
oclusales soportadas por las prótesis implanto-soportadas, implantes y hueso y, en
último extremo de la cantidad o nivel de microdeformación transmitida a la interfase
y hueso periimplantario. Durante este flujo de carga, una determinada fuerza
oclusal puede producir patrones de tensión/estrés completamente diferentes, en
relación con la configuración geométrica de la prótesis en cuestión (Rangert et al,
1989). Un esquema o diseño oclusal adecuado puede prevenir la pérdida ósea
periimplantaria y la aparición de complicaciones mecánico/técnicas en las prótesis
y en sus componentes y en sus aditamentos.
Por tanto, a este respecto, es preciso responder a dos preguntas: a)
¿Cómo puede la oclusión disminuir la tensión sobre los implantes-hueso
periimplantario o por lo menos no aumentarla? y b) ¿Cómo puede hacer que las
fuerzas/cargas oclusales sean más favorables o menos lesivas?.
La masticación induce principalmente fuerzas verticales en la dentición. Sin
embargo, también son creadas fuerzas transversas debidas al movimiento
horizontal de la mandíbula y la inclinación de las cúspides de los dientes. Las
fuerzas axiales son más favorables, dado que distribuyen el estrés de manera más
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
70 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
uniforme a lo largo del implante, mientras que los momentos de flexión o rotación
provocan mayores gradientes de tensión tanto en el implante como en el hueso
(Rangert et al, 1989).
En cualquier caso, sea cual sea el tipo de fuerza trasmitido, el efecto final
será una determinada cantidad de tensión/deformación. Para prevenirlo o
minimizarlo y que no alcance niveles de sobrecarga patológica, se impone una
actuación sobre la fuerza responsable, independientemente de la actuación al
respecto de la superficie de carga funcional sobre la que actúa. En general, y
sumado a lo dicho, la capacidad lesiva de una fuerza oclusal F viene determinada
por lo que se denominan momento de rotación, torque o carga tensional, que es
igual a la fuerza (F) multiplicado por la distancia (h) en perpendicular desde la
dirección de la fuerza hasta el centro de rotación del implante. Su representación
gráfica es el área de un paralelogramo o rectángulo, uno de cuyos lados es el
vector F de la fuerza de aplicación y otro h, de tal forma que cuanto mayor es el
área mayor es el movimiento de rotación y mayor es la capacidad tensional o
lesiva de la fuerza oclusal de aplicación. De su propia definición, se desprende que
el momento de rotación es mayor cuanto mayor sea: • La magnitud de la fuerza: esto implica actuar en consonancia cuando existen
factores de fuerza importantes en el paciente, como por ejemplo el bruxismo
o malos hábitos orales, pero también considerar que la fuerza no será la
misma en función del sector de arcada que se vaya a rehabilitar y finalmente
en base al antagonista que tengamos.• La distancia al centro de rotación: esto supone que un espacio protésico
aumentado, lo cual implica a su vez una altura coronal aumentada, es un
factor magnificados de las fuerzas oclusales• El ángulo de aplicación formado entre la dirección de la fuerza y el eje
longitudinal del implante: lo cual significa que las fuerzas, cuanto menos
paralelas al eje longitudinal del implante, mayor posibilidad de compromiso
biomecánico. Para evitarlas conviene no emplear pilares angulados,
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
71 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
descartar prematuridades, rehabilitar en libertad en céntrica y realizar las
guías de lateralidad y protusivas lo más aplanadas posible.• La distancia en horizontal desde el punto de aplicación de la fuerza hasta el
centro del implante: efectivamente un aumento de esta distancia determina
que al efecto del momento de rotación se le añada otro de palanca de
primer género, con su correspondiente ventaja mecánica e incremento de
tensiones. Oclusalmente se logra una menor distancia cuando la cúspide
funcional antagonista contacta con el surco central (fosa central) de la
corona del implante y para favorecerlo conviene hacerlo suficientemente
ancho (1-1,5 mm) con lo que además se logra libertad en céntrica. Además
para que los contactos de las cúspide/s funcionales de la restauración estén
más próximas al centro de los implantes, lo que se hace es estrechar la tabla
oclusal (la superficie oclusal) tanto en restauraciones unitarias como en
puentes.• Cuanto el ángulo formado por la fuerza con su superficie de aplicación más
se aleje de los 90º: La solución oclusal a nivel de dientes posteriores para
conseguir un ángulo más próximo a los 90º es aplanar o hacer menos
inclinadas las vertientes cúspideas; así las cúspides tienen menos altura, se
pierde algo de eficacia masticatoria pero se reduce el riesgo biomecánico.
En dientes anteriores, si las coronas sobre implantes participan en guías de
protrusión y lateralidad, estas deben ser más aplanadas y el ángulo
interincisal próximo a 120-130º, combinando axialidad y ángulo con
superficie cercano a 90º.
Para el caso particular que nos interesa, de una prótesis fijas de arcada
completa, el establecimiento de los criterios oclusales y/o del esquema oclusal
propuesto para éste tipo de restauraciones (sea sobre 6-8 implantes maxilares o
5-8 mandibulares), pasa por tener en cuenta que tipo de restauración hay o con
qué se va a restaurar la arcada antagonista, pues la prótesis de equilibrio más
precario va a dictar el esquema oclusal, además de proporcionar información
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
72 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
previa de la magnitud de fuerza que el paciente puede o podría aplicar con uno u
otro tipo de restauración en la arcada antagonista.
Si la arcada antagonista tiene o es restaurada con una prótesis completa ,
una prótesis parcial removible clase I amplia u otras clases de Kennedy con
brechas anterior y posterior, o una sobredentadura convencional o no sobre 2-4
implantes, el diseño oclusal es el de la Oclusión Balanceada Bilateral, con
ausencia de sobremordida, resalte de 1-2 mm, contactos en máxima
intercuspidación (MI) distribuidos uniforme, simultánea y bilateralmente en sectores
posteriores y durante los movimientos excesivos de protrusión contactos
simultáneos en sectores posteriores y sector anterior siempre que sea posible, sin
guía y en las lateralidades tanto derecha como izquierda ausencia de cualquier
guía y contactos simultáneos bilaterales y uniformes en sectores posteriores
(incluyendo si es posible el canino) durante todo el trayecto de lateralidad.
Si en la arcada antagonista hay dientes naturales o va a ser restaurada con
una prótesis fija (PF) convencional o con una PF sobre implantes de arcada
completa o no, con una prótesis híbrida/extraíble o con una sobredentadura con
algún implante en sector posterior y/o reborde favorable; son todas restauraciones
sin problemas de estabilidad con las que el paciente no solo no ve disminuida
significativamente su fuerza masticatoria sino notablemente aumentada cuando
han sustituido a su prótesis completa (PC) o parcial removible (PPR); en estos
casos el esquema oclusal es paralelo en general a los criterios de la oclusión
orgánica o mutuamente protegida, en la que en máxima intercuspidación los
contactos se producen a expensas de los sectores posteriores, estando los
anteriores en inoclusión u oclusión ligera, mientras que en los movimientos
excursivos, son los dientes anteriores los que entran en contacto, separando y
protegiendo a los posteriores, sin interferencias en estos movimientos, ni
prematuridades en el cierre mandibular en Relación Céntrica.
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73 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Por otro lado son de aplicación todas las consideraciones y soluciones
oclusales hechos en relación a la axialidad de las cargas (inclinaciones mayores de
30º son controvertidas), proporción corona/implante (mayor 1:1 aumenta el riesgo),
estrechamiento de la superficie oclusal, teoría de cantilevers (dístales de solo una
unidad son seguros y mayores a una unidad premolar son controvertidos, según
concluyó Gross en el 2008), e insistir en que la resistencia a la carga la ofrecen
solo los dos implantes adyacentes al cantilever mientras que los más lejanos no
participen en la distribución de cargas; también minimizar la sobremordida, aplanar
la inclinación de las guías y procurar un ángulo interincisal próximo a 120-130º.
Además libertad en céntrica, con surcos centrales anchos, vertientes de las
cúspides poco inclinadas con mínima altura cuspídea y profundidad de fosas y
contactos en MI simultáneos distribuidos por toda la arcada, de ligera mayor
intensidad en sector posterior que en el anterior y a su vez más intensos en
coronas sobre implantes que en ponticos; chequeados con papel articular de 12
µm (máximo 40 µm) en mordida suave y fuerte y consiguiendo como mínimo un
contacto en cada diente considerado suficiente (Klineberg, 2004; Walton, 2004) ya
que no hay pruebas evidentes de que diseños de contactos complejos como el
apoyo tripódico u otros sean mejores que los simples.
En cuanto a las guías en los movimientos excursivos y la protección mutua,
planteado el debate y la incertidumbre de su función protectora en la prótesis
implanto soportada y mientras no se tenga evidencia en uno u otro sentido, parece
plausible seguir aplicando los mismos principios válidos para la prótesis
convencional (Wood and Vermilyea, 2004), ligeramente modificados. Así la guía
protrusiva debería ser tan plana como fuera posible para conseguir mínima
disclusión posterior con participación de dos o más implantes solos
preferentemente o en combinación con ponticos; dependiendo del nº y situación de
los implantes pueden ser solo implantes situados en zona incisal, combinación de
implantes en caninos e incisal o solo implantes en caninos. Guías de lateralidad en
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74 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
función de grupo, con mínima inclinación de las vertientes (guías aplanadas) para
conseguir disclusión posterior tanto en lado de trabajo como de no trabajo, pues la
pruebas disponibles son insuficientes acerca de la conveniencia de contactos
simultáneos en ambos lados (Gross, 2008), y compartida o con participación de
implantes situados en caninos y primeros premolares a ser posible, aunque
podrían estar colocados en una posición más mesial con respecto a la línea media.
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75 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
2.3 Estudios de Elementos Finitos en Prótesis
Implantosoportada
Definición
El Análisis por Elementos Finitos, es un método de ingeniería que permite a
los investigadores determinar el comportamiento, bajo condiciones de carga, de un
cuerpo sólido (Holmes and Loftus, 1997; Geng et al, 2001; Nagasao et al, 2002) .
El método fue inicialmente desarrollado en la década de los 60, del pasado siglo,
en el campo de la industria aerospacial para solucionar problemas estructurales y
rápidamente comenzó a aplicarse en la resolución de problemas de transferencia
de calor, fluencia de fluidos, transporte de masa y electromagnetismo. A su vez,
fueron Weinstein et al, en el año 1976, los primeros autores en aplicar los
Elementos Finitos en la implantología dental.
En síntesis, los Elementos Finitos, son una técnica destinada a obtener una
solución para un problema complejo, por medio de subdividir dicho problema en
una colección de otros problemas más simples y pequeños, que pueden ser
resueltos utilizando técnicas numéricas. La solución aproximada al problema
original está determinada por la combinación de las soluciones de los problemas
más simples y más pequeños (Holmgren et al, 1998).
Habitualmente, esta técnica es muy utilizada en el ámbito de la ingeniería
debido a que muchos problemas físicos de interés se formulan mediante la
resolución de una ecuación diferencial en derivadas parciales, a partir de cuya
solución es posible modelar el problema objeto de estudio (transmisión del calor,
electromagnetismo, cálculo de estructuras, etc). Esta técnica se encuentra
automatizada en las herramientas software comerciales, llamadas herramientas de
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76 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
análisis por elementos finitos, para problemas físicos tanto de propósito general,
como aplicadas a problemas físicos particulares.
Un modelo de Elementos Finitos se construye partiendo de un objeto
sólido, el cual se divide en cierto número de elementos discretos que están
conectados por nodos. A cada elemento se le asigna las propiedades del material
adecuadas que se correspondan con las propiedades de la estructura a ser
modelada. Las condiciones de contorno se aplican al modelo para simular
interacciones con su entorno (Segerlind, 1984).
Siempre hay que tener en consideración que estos estudios son
extremadamente sensibles a los parámetros que se asuman durante la creación
del modelo, como las condiciones de carga, las condiciones de las fronteras entre
tejidos y las propiedades de los materiales (Holmes and Loftus, 1997).
Los Modelos de Elementos Finitos son considerados particularmente útiles
en la evaluación de prótesis dentales soportadas por implantes endoóseos (Geng
et al, 2001; Akca and Iplikcioglu, 2001; Iplikcioglu and Akca, 2002), de tal forma
que las fuerzas resultantes en los implantes, pilar transmucoso y hueso
subyacente pueden fácilmente ser evaluadas con esta técnica (Sutpideler et al,
2004). Por este motivo, resulta sencillo encontrar en la literatura científica de las 3
últimas décadas trabajos basados en elementos finitos que exploran la influencia
de diversos factores, tales como el diseño o el número de implantes, el diseño o el
material de la prótesis y el tipo de fuerzas aplicadas, en la biomecánica de la
prótesis sobre implantes, ya sea esta unitaria, fija parcial, sobredentaduras
implantoretenidas o prótesis fijas de arcada completa.
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77 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Elementos Finitos en Coronas Unitarias y Prótesis Parciales sobre
Implantes
En ocasiones, se han empleado los Elementos Finitos para establecer la
influencia del tipo de carga sobre los coronas unitarias sobre implantes.
Papavisiliou et al (1996) emplearon un análisis tridimensional mediante Elementos
Finitos, para valorar diferentes efectos a nivel del terreno de soporte de un único
implante unitario colocado sobre hueso mandibular, llegando a la conclusión de
que las cargas oblicuas y superiores a 200 N, eran las responsables de los
mayores niveles de estrés a ese nivel. Otro estudio en esa dirección, también
sobre implantes unitarios, es el de Eskitascioglu et al de 2.004, en el que se
evaluaban los niveles de estrés sobre el propio implante y el hueso, en función de
si una misma carga de 300N fuese aplicada en un único punto (la cúspide
vestibular del premolar modelizado), en dos puntos (150N en la cúspide vestibular
y 150 en la fosa distal) o en tres puntos (100N en la cúspide vestibular, 100 en la
fosa distal y 100 en la fosa mesial), llegando a la conclusión que las cargas
distribuidas en 2 o 3 puntos, resultaban más convenientes en lo que respecta a la
distribución del estrés.
En el trabajo de Assunçao et al (2010), se han empleado este tipo de
estudios para valorar cual es la combinación de materiales en la supraestructura
más favorable, para coronas unitarias sobre implantes con diferente grado de
ajuste. Sus resultados demostraron que los desajustes protésicos se relacionaban
con mayores niveles de estrés en el implante y los tornillos de retención, cuando se
comparaban con coronas perfectamente ajustadas y por otro lado que el tipo de
material empleado en la construcción de la prótesis ya fuera este más rígido o de
comportamiento más elástico no influía de manera significativa ni en la forma de
distribución ni en lo valores de estrés sobre el terreno de soporte.
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
78 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Este tipo de diseño de estudio, con modelado de implante y corona unitaria,
también son los más frecuentemente empleados cuando se pretende establecer la
influencia sobre la biomecánica de ciertos aspectos en relación con el diseño del
propio implante, especialmente en lo que se refiere a su diámetro y longitud. En
ese sentido, la mayor parte de los estudios coinciden en que un aumento de la
longitud y del diámetro del implante se relaciona con unos valores de transferencia
de estrés menores al terreno de soporte, precisamente porque suponen un
incremento de la superficie de contacto entre el propio implante y el hueso (Guan
et al, 2009).
Cabe puntualizar que algunos estudios como los de Himmlová et al (2004) o
los de Petrie y Williams (2005) llegan a especificar que en realidad un aumento el
diámetro del implante desempeña un papel más importante en la disminución del
estrés que un aumento de la longitud, lo cual parece tener sentido si se toma en
cuenta que parece demostrado, especialmente mediante elementos finitos, que el
estrés se transmite en la zona de la cresta ósea, en la interfase entre hueso y el
implante. Y sin embargo otros estudios proponen una excepción y es que cuando
el hueso de soporte es de baja densidad, un incremento de la longitud parece ser
más favorable al respecto de la disminución del estrés al terreno de soporte (Tada
et al, 2003; Kong et al, 2009; Misch, 2009).
Otros estudios, mediante Elementos Finitos emplean diseños de prótesis
parciales sobre 2 o más implantes, ya sea como en los casos anteriores para
valorar la influencia del diseño del implante (Yokoyama et al, 2004) o la falta de
ajuste (Natali et Al 2005) o con otros objetivos más específicos como establecer
cuan determinante puede ser desde el punto de vista biomecánico la localización
o la angulación de los implantes entre sí (Zampelis 2007; Lan et al, 2008).
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
79 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Cuando se rehabilita mediante más de 1 implante, especialmente si además
están colocados de manera contigua, resulta preciso elegir si la prótesis se hará
mediante coronas individuales o ferulizadas. A ese respecto, ciertos estudios como
el de Wang de 2002, sobre dos implantes, parecen demostrar que la ferulización
reduce el estrés a nivel perimplantario, especialmente ante la aplicación de cargas
horizontales. Este estudio además sometía a análisis la influencia del material de
restauración empleado (resina, oro o porcelana) en la transferencia de estrés a los
dos implantes y el hueso de soporte, no encontrando diferencias estadísticamente
significativas entre ellas. Estos resultados se contradicen con los de Ciftiçy y
Cannay (2001) que estudiaban una prótesis parcial sobre dos implantes, con un
póntico intermedio, las diferencias de estrés transferido al hueso en función de si el
material de recubrimiento protésico fuera de resina, porcelana o inonómero de
vidrio. Estos autores sí encuentran que comparado con la porcelana, la resina,
cuyo módulo de elasticidad es mucho más bajo, transfería más estrés al terreno de
soporte.
Elementos Finitos en rehabilitaciones de arcada completa sobre
implantes: Sobredentaduras y Prótesis Fija
Las sobredentaduras implantosoportadas, son una solución protésica que
emplea un número limitado de implantes (comúnmente 2 en la mandíbula y 4 en
el maxilar superior) para la rehabilitación de una arcada completa mediante una
prótesis removible que a su vez es retenida y/o soportada por esos mismos
implantes.
Este tipo de prótesis también son motivo de estudio mediante el método de
Elementos Finitos. Según Misch (2009), las sobredentaduras gozan de mayores
ventajas respecto a las prótesis completas convencionales, entre las que destacan
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
80 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
una mejor retención, soporte y estabilidad y diversos estudios en Elementos Finitos
las comparan desde el punto de vista biomecánico. Así, Asunçao et al (2009)
intentaron determinar la influencia del grosor y la resilencia de la mucosa, en la
transferencia de estrés al hueso de soporte tanto en una prótesis completa como
en una sobredentadura sobre dos implantes sin ferulizar y retenida mediante
ataches axiales. Sus resultados demuestran que para los dos modelos a estudio, la
mayores niveles de estrés se producen a nivel de la cortical del hueso de soporte y
que la transferencia de estrés disminuía conforme aumentaba el grosor y la
resilencia de la mucosa. Además los valores de estrés encontrados en el hueso de
soporte eran mayores para la sobredentadura que para la prótesis completa. Estos
resultados parecen concordar con los de Barao et al (2009), que desarrollan un
estudio de elementos finitos para comparar la distribución de estrés entre una
prótesis completa y tres tipos de sobredentadura: una sobre dos implantes
ferulizados mediante una barra, otra sobre dos implantes sin ferulizar y con
ataches axiales sistema o´ring ® y la tercera sobre cuatro implantes, los dos
mesiales ferulizados mediante barra y los dos distales con ataches axiales sistema
o´ring ®. De nuevo los valores más bajos de estrés sobre el terreno de soporte se
encontraron en la prótesis completa y en relación con las sobredentaduras, los
valores más altos se dieron en el diseño sobre dos implantes ferulizado con una
barra.
Un estudio reciente de Daas et al (2008) modeló una sobredentadura en la
mandíbula sobre dos implantes sin ferulizar y comparó dos mecanismos de
retención, uno de ellos rígido y otro resilente. Para ambas configuraciones, durante
el proceso de masticación, la transferencia de carga era principalmente soportada
por la mucosa, especialmente en el caso de la resilente. Probablemente por este
motivo encontraron que para esta misma configuración los valores de estrés
transferidos tanto a los implantes como al hueso de soporte eran menores que
para la rígida.
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
81 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Por otro lado, la mayor parte de los estudios basados en elementos finitos
que analizan el comportamiento de prótesis fijas de arcada completa lo hacen
sobre la mandíbula, probablemente porque por razones obvias es un hueso que
resulta más fácil de delimitar geométricamente que el maxilar superior y por ende
más sencillo de modelizar.
En ese sentido, un asunto de investigación que reiteradamente se ha
abordado con este tipo de estudios es el de intentar determinar cual es la longitud
ideal de los cantilever distales en prótesis sobre implantes y su influencia en el
estrés transmitido sobre el terreno de soporte, especialmente para diseños
mandibulares sobre 5 o 6 unidades de implantes osteointegrados, colocados entre
los forámenes mentonianos (Sertgöz and Güvener, 1996; Nagasao et al, 2002;
Nagasao et al, 2003; Bevilacqua et al, 2008; You et al, 2009; Greco et al, 2009).
Prácticamente todos ellos coinciden en que el uso de cantilever supone un
incremento del estrés transferido al terreno de soporte.
La mayor parte de estos estudios de Elementos Finitos coinciden en que
en las prótesis fijas de arcada completa la transferencia del estrés se produce, al
igual que en el resto de las prótesis sobre implantes analizadas, en la cresta del
hueso, en la interfase entre el hueso y los implantes y según ciertos autores,
especialmente sobre el implante más cercano a la aplicación de la carga (Rubo
and Souza, 2008). En este sentido, un número menor de estudios analizan la
manera en la que la ferulización de todos los implantes o no, puede influir sobre la
manera en la que ese estrés es distribuido, obteniendo en ocasiones resultados
contradictorios (Bergkvist et al, 2008; Teixeira et al, 2010) e incluso los efectos que
pueden derivarse de la ferulización como resultado de los fenómenos de deflexión
mandibular (Nokar and Baghai, 2010).
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
82 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
Otro de los campos en los que se han adentrado los análisis mediante
elementos finitos, aunque no suficientemente, es en el de intentar establecer la
influencia del material empleado en la restauración sobre la carga transferida a los
implantes y al hueso de soporte. Los resultados obtenidos a este respecto no
parecen avalar el empleo de materiales de restauración con bajos módulos de
elasticidad, como un método de absorción de las cargas de impacto masticatorias
(Sergötz, 1997; Stegariou et al, 1998; Wang, et al, 2002).
No hemos encontrado en la literatura científica odontológica estudios de
elementos finitos en los que se analice la influencia de la ferulización o
segmentación de una prótesis fija de arcada completa, ya sea maxilar o
mandibular, en la cantidad de tensión/estrés transferido al terreno de soporte.
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83 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
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84 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA
3 - HIPÓTESIS Y OBJETIVOS
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
85 - HIPÓTESIS Y OBJETIVOS
3.1 Hipótesis
Del análisis y valoración crítica del Estado actual del Tema, surgen las
siguientes hipótesis de trabajo inicial o de partida:
1 - “La ferulización de seis implantes osteointegrados mediante una
prótesis fija mandibular de un único tramo, es más favorable que en varios
tramos, en relación con el estrés transmitido al terreno de soporte”
2 - “El uso de materiales que presentan comportamiento elástico y bajo
módulo de elasticidad, en la fabricación de una prótesis fija mandibular de
arcada completa, son más favorables en relación con el estrés transmitido al
terreno de soporte”
Formuladas las hipótesis iniciales como una afirmación o pregunta dirigida a
todo el marco del estudio, es indudable que dada su generalidad surgirán más
interrogantes, más construcciones teóricas que nos obligarán a generar sucesivas
hipótesis. Por ello, con una visión pragmática, reduccionista y explicativa,
preferimos hablar de objetivos en vez de hipótesis, sin que por ello nos olvidemos
de lo que significan y representan.
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
86 - HIPÓTESIS Y OBJETIVOS
3.2 Objetivos
Objetivos Generales
1 - Mostrar que la rehabilitación de una arcada inferior edéntula mediante
una prótesis implantosoportada de un solo tramo, provoca menos tensión en el
terreno de soporte que si fuera en varios tramos.
2 - Señalar que la rehabilitación de una arcada inferior edéntula mediante
una prótesis implantosoportada de un solo tramo, cuyo recubrimiento oclusal se
realice mediante un material con comportamiento elástico y bajo módulo de
elasticidad, transmite menos tensión al terreno de soporte que si el recubrimiento
fuera en un material con mayor módulo de elasticidad
Objetivos Específicos
Entendidos como los peldaños iniciales a escalar en la búsqueda del objetivo
general, son los siguientes para cada objetivo general propuesto.
Para el primer objetivo general son:
1. Cuantificar la cantidad de tensión/deformación transferida al hueso
perimplantario e implantes, al aplicar fuerzas de masticación axiales al plano de
oclusión sobre una prótesis fija mandibular de un único tramo soportada sobre 6
implantes osteointegrados ferulizados por ella.
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
87 - HIPÓTESIS Y OBJETIVOS
2. Medir la tensión/deformación soportada por los implantes y hueso
perimplantario en una ferulización mandibular de 2 y 3 tramos soportada por 6
implantes, bajo carga masticatoria axial.
3. Especificar, en las condiciones citadas, la distribución y localización y zonas del
terreno de soporte que reciben la tensión/deformación, para ferulizaciones en 1,
2 o 3 tramos.
4. Determinar para cada uno de los tres supuestos de ferulización y cargas, cual
es el implante o implantes, así como hueso perimplantario que se ven
sometidos a mayor tensión deformación
5. Comparar y señalar qué diferencias existen entre las tres opciones de
ferulización y cual es la más favorable en la transmisión de la tensión/
deformación en idénticas condiciones de carga, número y situación de los
implantes
6. Señalar y cuantificar la variabilidad en la cantidad, situación y distribución de la
tensión/deformación, soportado por hueso periimplantario e implantes, en
función de cambios en la dirección de la fuerza oclusal para cada opción de
ferulización (1, 2 o 3 tramos).
7. Identificar qué diferencias existen entre las situaciones citadas, comparadas
entre sí y señalar cual es la más favorable o la que provoca menor tensión /
deformación.
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88 - HIPÓTESIS Y OBJETIVOS
Para el segundo objetivo general son:
1. Cuantificar la cantidad de tensión/deformación transferida al hueso
perimplantario e implantes, al aplicar fuerzas de masticación sobre una prótesis
fija mandibular de un único tramo soportada sobre 6 implantes osteointegrados
ferulizados por ella, cuando el material de recubrimiento oclusal de dicha
prótesis presenta un comportamiento elástico y bajo módulo de elasticidad
2. Medir, en idénticas condiciones, la tensión/deformación transmitida al terreno de
soporte cuando el material de recubrimiento oclusal de la misma prótesis
presenta un comportamiento elástico y un módulo de elasticidad mayor.
3. Especificar la distribución y localización en zonas del terreno de soporte de la
tensión/deformación recibida
4. Comparar y señalar las diferencias que existen entre las situaciones citadas, e
indicar cual es la más favorable o la que provoca menor tensión/deformación.
Para dar respuesta a las hipótesis y los objetivos planteados, diseñamos un
plan de investigación, tipo estudio experimental “in vitro”, mediante una
técnica de Modelización y Análisis de Elementos Finitos.
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89 - HIPÓTESIS Y OBJETIVOS
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90 - HIPÓTESIS Y OBJETIVOS
4 - MATERIAL Y METODOLOGÍA
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91 - MATERIAL Y METODOLOGÍA
4.1 Espécimen, Modelo de Trabajo
El modelo de trabajo, tomado como base para la modelización, está formado
por una mandíbula desdentada sobre la que se posicionan una Prótesis fija
mandibular de arco completo, 6 implantes estándar y 6 pilares, con las
características que se relatan a continuación.
Prótesis Fija Mandibular de Arcada Completa
Formada por una estructura metálica de aleación no noble, en Cr - Co, con
un grosor uniforme de 0.5mm. y que cuenta con los 6 retenedores para
cementado para cada uno de los correspondientes pilares.
Conforme a los tramos de ferulización de la prótesis, y a efectos de
confirmar o rechazar la primera hipótesis y alcanzar los objetivos propuestos, se
modelizaron 3 especímenes que quedan descritos a continuación:
• Espécimen 1A. La prótesis se construye en un único tramo, ferulizando los 6
implantes.• Espécimen 2A. La prótesis se construye en dos segmentos. Cada uno de
ellos feruliza 3 implantes unilaterales, de manera que queda una extensión
en voladizo de dos dientes protésicos (incisivo lateral y central) hacía mesial
del implante colocado en la región del canino.• Espécimen 3A. La prótesis se construye en tres segmentos. Dos posteriores
que ferulizan los implantes de la región del primer premolar y primer molar,
en cada hemiarcada y uno anterior que feruliza los implantes de la región
canina. Como en el caso del espécimen 1, no existen voladizos en extensión
para este caso.
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92 - MATERIAL Y METODOLOGÍA
Conforme al tipo de recubrimiento estético de la prótesis, y a efectos de
confirmar o rechazar la segunda hipótesis formulada y alcanzar sus objetivos, se
modelizarán 2 especímenes que quedan descritos a continuación:
• Espécimen 1B. La prótesis se diseña en un único tramo, ferulizando los 6
implantes y el recubrimiento oclusal estético de la prótesis será modelado
como una capa estética de un grosor uniforme de 1mm. de cerámica
feldespática. A todos los efectos, el espécimen 1B y 1A resultan idénticos.• Espécimen 2B. La prótesis se diseña también en un único tramo, ferulizando
los 6 implantes pero el recubrimiento oclusal estético de la prótesis será
modelado como una capa estética de un grosor uniforme de 1mm. de resina
acrílica.
Implantes
Se modelizaron seis implantes estandar de 4 x 10mm.,
macizos, roscados y construidos en titanio grado I,
basándonos en un modelo de Biomet 3i ® (Ver
FIGURA 5) y colocados en el hueso mandibular, según
distribución de la Opción V de rehabilitación descrita
en la Introducción (en la zona de los caninos, primeros
premolares y primeros molares de cada hemiarcada).
FIGURA 5. Implante de 4x10mm. (Biomet 3i ®)
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93 - MATERIAL Y METODOLOGÍA
Para tal distribución, se tiene en cuenta lo siguiente (ver FIGURAS 6 y 7):
• Región Canina. Para situar estos primeros implantes de consideró que la
distancia media intercanina, medida entre sus ejes longitudinales, en pacientes
braquicéfalos, es de 27mm. (Christie, 2000). Esto implica que nuestro primer
implante quedará situado a 13.5mm. de distancia entre su centro y la línea media
mandibular.
• Primer Premolar. Situando el primer implante en la región canina, el segundo lo
colocaremos a 7mm. de distancia de centro a centro (Engelman, 1998).
• Primer Molar. Finalmente el tercero lo colocaríamos a 15mm. de distancia entre
centros, respecto al anterior situado sobre el Primer Premolar (Engelman, 1998).
FIGURA 6. Detalle de la medición, para la situación de los implantes
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94 - MATERIAL Y METODOLOGÍA
FIGURA 7. Disposición preliminar de los implantes sobre la mandíbula modelizada
Pilares
Se modelizaron seis pilares de 7mm. de altura, de los denominados macizos,
construidos en titanio grado I, de la marca ITI (Institut Straumann AG, Waldenburg,
Switzerland). Estos pilares están diseñados para ser mecanizados a los implantes,
una vez oseointegrados, mediante atornillado. Para nuestro estudio se consideró
que esta unión es completa y efectiva, sin tomar en consideración la precarga del
tornillo, ni otras tensiones estáticas inherentes a un sistema atornillado.
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95 - MATERIAL Y METODOLOGÍA
4.2 Modelización de los Componentes
Para el modelado tanto del implante, pilar, supraestructura y hueso
circundante se empleó un sofware de diseño asistido por computador (Pro/
Engineer Wildfire; Parametric Technology Corp, Needham, Mass).
Dicho modelo fue similado por la técnica de elementos finitos mediante el
sofware ANSYS de la casa ANSYS Inc.
Modelización del hueso
Se procedió a la modelización matemática de una mandíbula adulta
edéntula completa, de dimensiones aparentemente normales, que se muestran en
la FIGURA 8 y son las siguientes:
• Distancia intercondilar: 108mm.
• Altura sinfisaria: 32mm.
• Distancia entre protuberancia mentoniana y ángulo de la mandíbula: 71mm.
• Distancia entre ángulo de la mandíbula y apófisis coronoides: 67mm.
FIGURA 8. Medidas tomadas de referencia para la modelización de la mandíbula
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96 - MATERIAL Y METODOLOGÍA
En cuanto a la calidad del hueso, se escogió un hueso tipo A-2, de acuerdo
con la clasificación de Lekholm y Zarb (1985), que conforme a la literatura, es el
más habitual en mandíbula (Sahin et al, 2002).
A efectos de simplificar el modelo, se asumió que el hueso y el resto de
materiales eran homogéneos, isotrópicos y con elasticidad lineal y todas las
interfases entre materiales se asumió que eran continuas, conforme a los estudios
de Holmes y Loftus (1997), Sergötz (1997) y el de Holmgren et al (1.998).
Finalmente, tomando todas estas consideraciones en cuenta, se aplicaron
para el hueso los módulos de Young y Poisson descritos en la literatura y que
aparecen recogidos en la Tabla III (Geng, 2001)
Material Módulo de Young (PA) Módulo de Poisson (µ)
Hueso Cortical 1.5 x 10⁴ 0,3
Hueso trabecular 1.37 x 10³ 0,31
Titanio 110 x 10³ 0,33
Aleación Co -Cr 218 x 10³ 0,33
Porcelana Feldespática 68.9 x 10³ 0,28
Resina Acrílica 2 x 10³ 0,35
Tabla III. Módulos de Young y Poisson de los diferentes elementos y materiales del estudio
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97 - MATERIAL Y METODOLOGÍA
Modelización de los Implantes y Pilares
Para la modelización de los implantes, se aplicaron para el titanio de su
composición los módulos de Young y Poisson descritos en la literatura y que
aparecen recogidos en la Tabla III (Geng, 2001).
Así mismo, basándonos en consideraciones de estudios precedentes, se
asumió que los implantes quedan perfectamente osteointegrados en el hueso
(Ekici, 2002; Nagasao et al, 2003; Kayabasi et al, 2006; Ihde et al, 2008) ,
considerando la osteointegración como la conexión directa estructural y funcional
entre el hueso vivo, ordenado y la superficie de un implante sometido a carga
funcional (Bränemark et al, 1987; Jan et al, 2001; Gutierrez, 2002) .
Para la modelización de los pilares se consideró idénticos módulos de Young
y Poisson que para el titanio en el que están construidos los implantes (FIGURAS
9-12)
FIGURA 9. Detalle de los pilares modelizados
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98 - MATERIAL Y METODOLOGÍA
FIGURA 10. Pilares en posición sobre sus respectivos implantes (vista frontal)
FIGURA 11. Pilares en posición sobre sus FIGURA 12. Pilares en posición sobre susrespectivos implantes (vista posterior) respectivos implantes (vista cenital)
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99 - MATERIAL Y METODOLOGÍA
Modelización de la Prótesis
Para el modelado de la prótesis y a efectos de simplificar el modelo, se obvió
el medio cementante y se consideró un ajuste pasivo exacto y una unión efectiva
entre los retenedores y los pilares. Los módulos de Young y Poisson para el metal,
quedan también recogidos en la Tabla III (Geng, 2001).
Respecto al recubrimiento oclusal estético de la prótesis, este será , para los
espécimen de ferulización diseñados, 1A, 2A y 3A, invariablemente modelado
como una capa estética de un grosor uniforme de 1mm. de cerámica feldespática
(FIGURAS 13-15). El mismo recubrimiento será modelado para el espécimen 1B,
mientras que para el 2B lo será como una capa estética de un grosor uniforme de
1mm. de resina acrílica. Para ambos tipos de material, cerámica feldespática y
resina, los módulos de Young y Poisson quedan también recogidos en la tabla III
(Geng, 2001).
La unión entre la estructura
metálica y el recubrimiento feldespático
o e l de res ina, se expl ica por
atrapamiento mecánico, fuerzas
compresivas, fuerzas de van der Waals
y unión química (Shillingburg et al,
2006) y en cualquier caso esa unión es
íntima, firme y efectiva, lo cual también
asumimos en el modelado.
FIGURA 13. Estructura Protésica en tres tramos
(vista lateral)
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100 - MATERIAL Y METODOLOGÍA
FIGURA 14. Estructura Protésica en tres tramos (vista cenital)
FIGURA 15. Estructura Protésica en tres tramos (vista lateral)
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101 - MATERIAL Y METODOLOGÍA
4.3 Datos computados
Para computar los datos se empleó una estación de trabajo HP xw8400,
microprocesador Intel®Xeon® Dual Core 5100 Sequence a 2,6 GHz, memoria
RAM 16 GB, disco duro 2 unidades de 250 GB SATA, 2,5 TB ( 7200 rpm ).
Respecto a la densidad de mallado, el modelo se completó con un total de
166.608 Nodos y 121.249 Elementos (Tabla IV).
FIGURA 16. Representación del mallado del modelo
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102 - MATERIAL Y METODOLOGÍA
Tipo de Elemento Cantidad Ansys Nam
10 Node Tetrahedral Structural Solid
91522 Solid 187
20 Node Structural Solid 473 Solid 186
3D 8 Node Surface to Surface Contact
1162 Conta 174
3D 8 Node Surface to Surface Contact
15985 Conta 174
3D Target Segment 12107 Targe 170
Tabla IV. Elementos y Nodos del Modelo
4.4. Ensayos y Procedimientos
El sistema de fuerzas masticatorias que actúan en el arco dental es muy
complejo y difícilmente comparable con otros sistemas de fuerzas. Cuando
queremos comparar dos sistemas de fuerza, se requiere una representación
simplificada de esos mismos sistemas. Por ese motivo emplearemos cargas
estáticas en nuestro estudio y, a su vez, como el Sistema de Fuerzas oclusales es
no coplanar y no concurrente, solo puede ser reducido a un sistema de parejas de
fuerzas equivalente, en un punto determinado (Watanabe et al, 2005).
Teniendo en cuenta estas consideraciones, nos hemos basado en el trabajo
de Watanabe et al (2005), para la elección de la distribución, dirección y magnitud
de la carga a emplear en los ensayos. Este autor realizó una medición de la fuerza
masticatoria mediante el uso de un sistema de láminas sensibles a la presión,
sobre un grupo de adultos con dentición sana, llegando a obtener un valor de
1.024 N, con una desviación estándar de 410. Estos valores están en concordancia
con el de otros trabajos consultados (Craig, 1981).
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
103 - MATERIAL Y METODOLOGÍA
Por otro lado, son numerosos los estudios que avalan que las fuerzas de
masticación en pacientes portadores de prótesis fijas sobre implantes, tienen
magnitudes equivalentes o incluso superiores a los recogidos en la literatura
científica para la dentición natural (Haroldson y Carlsson, 1977; Adell et al, 1981;
Cleland et al, 1991).
En base a lo anteriormente apuntado, la fuerza aplicada en nuestro estudio
queda recogida en la Tabla V.
Diente Porcentaje de Carga
Fuerza en el diente (N)
Fuerza repartida (N)
Incisivo Central 0,7 7,168 7,168
Incisivo Lateral 0,5 5,12 5,12
Canino 1,5 15,36 30,72
Primer Premolar 3,1 31,744 63,488
Segundo Premolar
4 40,96 81,92
Primer Molar 15,8 161,792 323,584
Segundo Molar 24,4 249,856 0
Tabla V. Criterio de distribución de las cargas, según zona de aplicación. Observar que dado que en nuestro modelo solo rehabilitamos hasta los primeros molares, la fuerza repartida por distal de
ellos es cero y la carga correspondiente al segundo molar se ha repartido entre los dientes restantes, a excepción de Incisivos
Por su parte, la FIGURA 17 describe las condiciones de contorno que hemos
asumido, mostrando la ubicación de las cargas y dejando patente que en nuestros
ensayos se consideró un anclaje condilar, es decir, a todos los efectos, una
movilidad totalmente restringida a ese nivel.
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
104 - MATERIAL Y METODOLOGÍA
FIGURA 17. representación gráfica de las condiciones de contorno
Finalmente, en lo que concierne a la dirección de las cargas aplicadas, se
realizaron sobre cada modelo dos ensayos, considerando en uno la aplicación de
una fuerza perpendicular e inclinada en el otro, respecto al plano de oclusión de la
prótesis modelada, en la magnitud apuntada anteriormente y recogida en la Tabla
V.
Hay estudios que sostienen que el principal componente de las fuerzas
masticatorias es vertical al plano de oclusión, especialmente en sectores
posteriores (Curtis et al, 2000) y sin embargo parece también existir consenso en
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
105 - MATERIAL Y METODOLOGÍA
que el componente horizontal de las fuerzas es el que produce más tensión en el
terreno de soporte (Sahin et al, 2002).
Para corroborar este hecho, hemos considerado necesario la aplicación en
nuestro ensayo de fuerzas inclinadas, conforme a la literatura consultada, con una
angulación respecto al plano de oclusión de 6º en sectores posteriores y de 35º en
anteriores (Meijer et al, 1992).
En base a todo lo anterior, los modelos para nuestros ensayos quedan
preparados conforme a las siguientes FIGURAS 18 y 19:
Modelo 1A (Prótesis Fija 1 tramo) Caso 1 (FP) Caso 2 (FI)
FP=Fuerzas PerpendicularesFI= Fuerzas Inclinadas
Modelo 2A (Prótesis Fija 2 tramos) Caso 1 (FP) Caso 2 (FI)
FP=Fuerzas PerpendicularesFI= Fuerzas Inclinadas
Modelo 3A (Prótesis Fija 3 tramos) Caso 1 (FP) Caso 2 (FI)
FP=Fuerzas PerpendicularesFI= Fuerzas Inclinadas
FIGURA 18. representación de los modelos de trabajo, para la Primera Hipótesis, con la numeración identificativa aplicada para cada implante.
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
106 - MATERIAL Y METODOLOGÍA
Modelo 1B (Prótesis Fija 1 tramo y recubrimiento cerámico) Caso 1 (FP) Caso 2 (FI)
FP=Fuerzas PerpendicularesFI= Fuerzas Inclinadas
Modelo 2B (Prótesis Fija 1 tramo yrecubrimiento resina) Caso 1 (FP) Caso 2 (FI)
FP=Fuerzas PerpendicularesFI= Fuerzas Inclinadas
FIGURA 19. Representación de los modelos de trabajo, para la Segunda Hipótesis, con la numeración identificativa aplicada para cada implante.
Los resultados del ensayo serán expresados como estrés equivalente según
Von Mises, Elastic Strain y Maximun y Minimun Shear Stress, a nivel tanto de los
implantes como del hueso de soporte.
• Stress Equivalente según Von Mises: En un cuerpo con comportamiento
elástico y sujeto a un sistema de cargas en 3 dimensiones, se determinará
una compleja distribución de las tensiones generadas, también en 3
dimensiones. Es decir, en cualquier punto dentro del cuerpo hay tensiones
que actúan en diferentes direcciones, y la dirección y magnitud de las
tensiones cambian de punto a punto. El criterio de Von Mises es una fórmula
para calcular si la combinación de estrés en un punto dado puede ser
responsable de provocar un fallo. Por tanto se pueden considerar tres
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
107 - MATERIAL Y METODOLOGÍA
tensiones principales que se pueden calcular en cualquier punto, actuando
en la dirección de los ejes x, y o z. Von Mises descubrió que, a pesar de que
ninguna de las tensiones principales por sí misma exceda el límite de
elasticidad del material, es posible que el fallo ocurra como combinación de
las tensiones. El criterio de Von Mises es una fórmula para la combinación
de estas 3 tensiones principales en un esfuerzo equivalente, que se compara
con el límite de elasticidad del material. La tensión equivalente es
habitualmente llamada de "Von Mises" como una descripción abreviada y se
expresa en Megapascales. En realidad no es un estrés, sino un número que
se utiliza como un índice. Si el "Von Mises" excede el límite de elasticidad, se
puede considerar que el material está en condición de sufrir un fracaso• Elastic Strain: también conocido como Elastic Deformation o Deformación
Elástica. Es un tipo de deformación, un cambio transitorio de las
dimensiones de un cuerpo, que solo existe mientras el estrés de iniciación se
aplica y desaparece inmediatamente al retirarlo.• Maximun y Minimun Shear Stress: son los valores máximo y mínimos de
tensión de cizallamiento que se alcanzan en un punto concreto de la
geometría donde se ha aplicado la carga. Los materiales dúctiles
normalmente fallan mas por cizallamiento que por tracción/compresión. Esto
es así, porque en este tipo de materiales el límite de resistencia al
cizallamiento suele ser, aproximadamente, la mitad que el del límite para la
tracción o compresión.
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108 - MATERIAL Y METODOLOGÍA
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109 - MATERIAL Y METODOLOGÍA
5 - RESULTADOS
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110 - RESULTADOS
5.1 Resultados según ferulizaciones en tramos
Cantidad de estrés / tensión a nivel de los implantes para cada
tipo de ferulización y dirección de carga / fuerza
La Tabla VI, muestra la cantidad de estrés/tensión transmitida o soportada
por los 6 implantes, expresada en megapascales (MPa), bajo carga axial o no
axial, para cada tipo de ferulización a estudio.
Ferulización 1 tramo 2 tramos 3 tramos
Dirección de la carga
axial no axial
axial no axial
axial no axial
situación del Implante
Implante 1 (en situación del 4.6)
3698,3 3285,9 3776 3348,7 3982,5 3515,6
Implante 2 (en situación del 4.4)
3767,1 3340 3954 3497,8 4143,9 3650,5
Implante 3 (en situación del 4.3)
2794,4 2474,8 2841,7 2511,8 2767,9 2445,7
Implante 4 (en situación del 3.3)
2548,7 2260,1 1885,2 1677,8 1930,9 1703,8
Implante 5 (en situación del 3.4)
4288 3795,6 4375,1 3875,5 4445,5 3923
Implante 6 (en situación del 3.6)
4150,9 3679,1 4460,2 3942,6 4668,9 4116,3
Tabla VI. Valores de tensión en MPa sobre cada implante, para cada tipo de ferulización y bajo carga axial y no axial
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111 - RESULTADOS
El rango de tensión transmitida va desde los 1.677,8 MPa del implante 4 de
la ferulización en dos tramos bajo carga no axial, hasta los 4.668,9 MPa del
implante 6 de la ferulización en tres tramos bajo carga axial.
Cabe destacar que los implantes de los sectores posteriores soportan mas
carga que los anteriores independientemente de la ferulización y la dirección de la
fuerza y por otro lado que la carga transmitida a los implantes es mayor cuando se
aplica carga axial, en comparación con la no axial.
La ferulización en un tramo, bajo carga no axial es el modelo de ensayo que
menos carga transmite a sus implantes, con la excepción del implante 4.
Por su parte es la ferulización en tres tramos, especialmente bajo carga
axial, la tipología que transmite mayor carga a los implantes situados en los
sectores posteriores.
Cantidad de estrés, elastic strain y maximun y minimun shear
stress a nivel del hueso perimplantario, bajo carga axial o no
axial para cada tipo de ferulización
La siguiente Tabla VII muestra la cantidad de estrés/tensión transmitida a
nivel del hueso periimplantario, expresada en megapascales (MPa), bajo carga
axial o no axial, para cada tipo de ferulización a estudio, así como el elastic strain
según von Mises (mm/mm) y el Maximun y Minimun Shear stress (MPa) para cada
espécimen a estudio y dirección de carga.
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
112 - RESULTADOS
Ferulización 1 tramo 2 tramos 3 tramos
Dirección de la carga
axial no axial
axial no axial
axial no axial
carga a nivel del hueso
perimplantario (MPa)
341,2 301,6 373,2 319,4 384,6 330,9
Elastic Strain (mm/mm)
2,27E-02 2,01E-02 2,49E-02 2,13E-02 2,56E-02 2,21E-02
Maximun Shear stress (MPa)
135,94 119,85 166,81 147,37 175,35 154,22
Minimun Shear stress (MPa)
49,527 -43,97 -56,366 -49,63 -58,099 -51,108
Tabla VII. Valores de tensión a nivel del hueso perimplantario en MPa, Elastic strain en mm/mm y maximun y minimun shear stress en MPa, para cada tipo de ferulización y bajo carga axial y no axial.
El rango de tensión transmitida, expresada en megapascales, va desde los
301,6 de la prótesis ferulizada en un único tramo y bajo carga no axial, hasta los
384,6 Mpa de la segmentada en tres tramos bajo carga axial.
De nuevo se observa que la carga transferida al hueso periimplantario es
menor bajo la aplicación de carga no axial, independientemente de la ferulización a
estudio.
La ferulización en tres tramos es la tipología que más carga trasmite al
hueso perimplantario siendo la ferulizada en uno único, la que menos.
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
113 - RESULTADOS
Localización y distribución de estrés en el terreno de soporte
por colorimetría, para carga axial y no axial y para cada tipo de
ferulización
Prótesis Fija Mandibular de un único tramo (Espécimen 1A)
En el caso de la ferulización única, las FIGURAS 20-22, muestran la
graduación de color correspondiente a las zonas de mayor o menor tensión
transmitida. Así, los colores rojo y naranja indican las zonas de mayor tensión
transmitida, los azules los de menor y los verdes los intermedios.
FIGURA 20. Punto de máxima tensión (excluida zona condilar). Imágenes capturadas para el ensayo bajo carga axial (el ensayo bajo carga no axial tiene distribuciones semejantes de menor
magnitud)
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114 - RESULTADOS
FIGURA 21. Medias de la tensión distribuida. Imágenes capturadas para el ensayo bajo carga axial (el ensayo bajo carga no axial tiene distribuciones semejantes de menor magnitud)
FIGURA 22. Ejemplo de distribución de fuerzas sobre el hueso de soporte que conforme el lecho
implantario de dos de los implantes. Imágenes capturadas para el ensayo bajo carga axial (el
ensayo bajo carga no axial tiene distribuciones semejantes de menor magnitud)
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
115 - RESULTADOS
De acuerdo con estos diagramas, se observa que el grueso de la estructura
mandibular queda libre de transferencia de carga, quedando esta circunscrita al
lecho de cada implante, especialmente a nivel de la cresta del hueso.
Por otro lado, los valores medios de tensión más elevados se localizan y
distribuyen sobre el hueso de soporte de los implantes de los sectores posteriores,
en comparación con los de los dos anteriores.
Finalmente, el punto de máxima tensión se localiza sobre la cresta del hueso
del lecho implantario del implante 5.
Prótesis Fija Mandibular segmentada en dos tramos (Espécimen 2A)
Para el caso de la prótesis segmentada en dos tramos, las FIGURAS 23 -
25, muestran la graduación de color correspondiente a las zonas de mayor o
menor tensión transmitida
FIGURA 23. Punto de máxima tensión (excluida zona condilar). Imágenes capturadas para el ensayo bajo carga axial (el ensayo bajo carga no axial tiene distribuciones semejantes de menor
magnitud)
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116 - RESULTADOS
FIGURA 24. Medias de la tensión distribuida. Imágenes capturadas para el ensayo bajo carga axial (el ensayo bajo carga no axial tiene distribuciones semejantes de menor magnitud)
FIGURA 25. Ejemplo de distribución de fuerzas sobre el hueso de soporte que conforme el lecho
implantario de uno de los implantes. Imágenes capturadas para el ensayo bajo carga axial (el
ensayo bajo carga no axial tiene distribuciones semejantes de menor magnitud)
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117 - RESULTADOS
Resulta interesante destacar que, al igual que en el caso de la prótesis
ferulizada en un tramo, para el de segmentada en dos, de nuevo el grueso de la
estructura mandibular queda libre de transferencia de carga, quedando esta
circunscrita al lecho de cada implante, especialmente a nivel de la cresta del
hueso, también los valores medios de tensión más elevados se localizan y
distribuyen sobre el hueso de soporte de los implantes de los sectores posteriores,
en comparación con los de los dos anteriores e incluso así mismo el punto de
máxima tensión se localiza sobre la cresta del hueso del lecho implantario del
implante 5.
La diferencia fundamental entre ambas tipologías es que la que ahora nos
ocupa, presenta valores de tensión significativamente más elevados que la
anterior.
Prótesis Fija Mandibular segmentada en tres tramos (Espécimen 3A)
Para el caso de la prótesis segmentada en tres tramos, las FIGURAS 26 -
28, muestran la graduación de color correspondiente a las zonas de mayor o
menor tensión transmitida
FIGURA 26. Punto de máxima tensión (excluida zona condilar). Imágenes capturadas para el ensayo bajo carga axial (el ensayo bajo carga no axial tiene distribuciones semejantes de menor
magnitud)
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118 - RESULTADOS
FIGURA 27. Medias de la tensión distribuida. Imágenes capturadas para el ensayo bajo carga
axial (el ensayo bajo carga no axial tiene distribuciones semejantes de menor magnitud)
FIGURA 28. Ejemplo de distribución de fuerzas sobre el hueso de soporte que conforme el lecho implantario de uno de los implantes. Imágenes capturadas para el ensayo bajo carga axial (el
ensayo bajo carga no axial tiene distribuciones semejantes de menor magnitud)
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119 - RESULTADOS
Al analizar los diagramas de colorimetría de los ensayos de esta tipología,
de nuevo se observa que la tensión se localiza en la zona de la cresta de los
lechos implantarios y también que el punto de máxima tensión se localiza sobre el
lecho del implante 5. La diferencia entre este caso y los dos anteriores reside en
que la distribución de las cargas resulta más uniforme y las tensiones medias son
aproximadamente iguales en todas los lechos de implante.
Promedio de estrés transmitido al hueso perimplantario de
cada implante bajo carga axial o no axial y para cada tipo de
ferulización
La siguiente Tabla VIII y FIGURA 29 muestran los valores medios de estrés /
tensión transmitida a nivel del hueso periimplantario, expresada en megapascales
(MPa), bajo carga axial o no axial, para cada tipo de ferulización a estudio.
Ferulización 1 tramo 2 tramos 3 tramos
Dirección de la carga
axial no axial
axial no axial
axial no axial
Hueso perimplantario
Implante 1 (en situación del 4.6)
103,2 101,7 143,3 138,2 70,3 68,7
Implante 2 (en situación del 4.4)
97,9 95,3 97,1 94,9 67,9 65,6
Implante 3 (en situación del 4.3)
23,5 21,4 33,5 31,7 47,7 44,6
Implante 4 (en situación del 3.3)
22,6 20,3 32,2 30,9 47,2 43,8
Implante 5 (en situación del 3.4)
73,4 69,3 93,7 88,2 57,8 55,7
Implante 6 (en situación del 3.6)
75,6 70,2 95,6 89,1 59,6 57,3
Tabla VIII. Valores medios de estrés / tensión transmitida a nivel del hueso periimplantario
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120 - RESULTADOS
FIGURA 29. Representación gráfica de la distribución de los valores medios de tensión sobre el hueso de soporte, para cada uno de los 3 especímenes a estudio. 1A - 2A - 3A
De nuevo se cumple, para todos los especímenes y condiciones de estudio,
que los valores medios de tensión resultan mayores para las zonas óseas
perimplantarias correspondientes a los implantes posteriores, en comparación con
los anteriores, especialmente a nivel del cuadrante IV mandibular, que es donde se
alcanzan los valores más amplios. También para todas las tipologías y tipos de
fuerza a estudio, ha sido el hueso perimplantario del implante 1 el que presenta
unos valores medios de estrés más altos y el del implante 4 el más bajo.
Cuando se analizan los resultados obtenidos en función del tipo de carga
aplicada, también ocurre que para todos los tipos de segmentación, los valores
medios de tensión en las zonas óseas perimplantarias son mayores para la carga
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121 - RESULTADOS
axial que para la no axial, invariablemente para todos los implantes, aunque con
una diferencia que no puede considerarse significativa.
A la vista de los resultados, se puede apuntar que la tipología de prótesis
dividida en dos segmentos, es la que se relaciona con unos valores medios de
tensión mayores a nivel sus zonas óseas perimplantarias.
Sin embargo, lo más destacable de estos resultados es comprobar que la
distribución de los sobreesfuerzos en las zonas de hueso que alojan a los distintos
implantes son más uniformes para el modelo de prótesis de tres segmentos,
siendo sus valores medios inferiores al resto de tipologías.
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122 - RESULTADOS
5.2 Resultados obtenidos según material de
recubrimiento
Cantidad de estrés / tensión a nivel de los implantes en
función del material de recubrimiento protésico y dirección de
carga / fuerza
La siguiente Tabla IX muestra la cantidad de estrés/tensión transmitida o
soportada por los 6 implantes, expresada en megapascales (MPa), bajo carga axial
o no axial, para cada tipo de prótesis a estudio, la de recubrimiento de cerámica y
la de resina.
Material de recubrimiento
Cerámica Resina
Dirección de la carga
axial no axial
axial no axial
situación del Implante
Implante 1 (en situación del 4.6)
3698,3 3285,9 6303,5 5595,3
Implante 2 (en situación del 4.4)
3767,1 3340 6340,1 5621,1
Implante 3 (en situación del 4.3)
2794,4 2474,8 4667,4 4135,3
Implante 4 (en situación del 3.3)
2548,7 2260,1 2482,6 2200,4
Implante 5 (en situación del 3.4)
4288 3795,6 7153,6 6336,1
Implante 6 (en situación del 3.6)
4150,9 3679,1 7049 6248,5
Tabla IX. Valores de tensión en MPa sobre cada implante, para cada tipo de prótesis con recubrimiento de cerámica y resina y bajo carga axial y no axial
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123 - RESULTADOS
El rango de tensión transmitida va desde los 2.200,4 MPa del implante 4 de
la prótesis con recubrimiento de resina bajo carga no axial, hasta los 7.153,6 MPa
del implante 5 de la prótesis también con recubrimiento de resina pero, en este
caso, bajo carga axial.
De nuevo, cabe destacar que los implantes de los sectores posteriores
soportan mas carga que los anteriores independientemente del tipo de
recubrimiento protésico y la dirección de la fuerza y por otro lado que la carga
transmitida a los implantes es mayor cuando se aplica carga axial, en comparación
con la no axial.
La prótesis con recubrimiento de cerámica sometida a carga no axial es el
modelo de ensayo que menos carga transmite a sus implantes.
Por su parte es la prótesis con recubrimiento de resina bajo carga axial, la
tipología que transmite mayor carga a los implantes.
Cantidad de estrés, elastic strain y maximun y minimun shear
stress a nivel del hueso perimplantario, bajo carga axial o no
axial para cada prótesis con diferente recubrimiento
La siguiente Tabla X muestra la cantidad de estrés/tensión transmitida a nivel
del hueso perimplantario, expresada en megapascales (MPa), bajo carga axial o
no axial, para cada tipo de ferulización a estudio, así como el elastic strain según
von Mises (mm/mm) y el Maximun y Minimun Shear stress (MPa) para cada
espécimen a estudio y dirección de carga.
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124 - RESULTADOS
Material de Recubrimiento
Cerámica Resina
Dirección de la carga
axial no axial
axial no axial
carga a nivel del hueso
perimplantario (MPa)
341,2 301,6 575,82 509,7
Elastic Strain 2,27E-02 2,01E-02 3,84E-02 3,40E-02
Maximun Shear stress
135,94 119,85 232,22 205,22
Minimun Shear stress
49,527 -43,97 -84,932 -75,361
Tabla X. Valores de tensión a nivel del hueso perimplantario en MPa, Elastic strain en mm/mm y maximun y minimun shear stress en MPa, para cada tipo de prótesis con recubrimiento de cerámica y resina y bajo carga axial y no axial.
El rango de tensión transmitida, expresada en megapascales, va desde los
301,6 de la prótesis con recubrimiento de cerámica y bajo carga no axial, hasta los
575,82 Mpa de la de recubrimiento de resina bajo carga axial.
De nuevo se observa que la carga transferida al hueso perimplantario es
menor bajo la aplicación de carga no axial, independientemente del material de
recubrimiento a estudio.
La Prótesis con recubrimiento de resina es la que más carga trasmite al
hueso perimplantario, cuando se la compara con la de recubrimiento cerámico.
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125 - RESULTADOS
Localización y distribución de estrés en el terreno de soporte
por colorimetría, para carga axial y no axial y para cada cada
prótesis con diferente recubrimiento
Prótesis con Recubrimiento Cerámico (Espécimen 1B)
En el caso de la prótesis con recubrimiento cerámico, las FIGURAS 30 - 32,
muestran la graduación de color correspondiente a las zonas de mayor o menor
tensión transmitida.
FIGURA 30. Punto de máxima tensión (excluida zona condilar). Imágenes capturadas para el ensayo bajo carga axial (el ensayo bajo carga no axial tiene distribuciones semejantes de menor
magnitud)
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126 - RESULTADOS
FIGURA 31. Medias de la tensión distribuida. Imágenes capturadas para el ensayo bajo carga axial (el ensayo bajo carga no axial tiene distribuciones semejantes de menor magnitud)
FIGURA 32. Ejemplo de distribución de fuerzas sobre el hueso de soporte que conforme el lecho implantario de dos de los implantes. Imágenes capturadas para el ensayo bajo carga axial (el
ensayo bajo carga no axial tiene distribuciones semejantes de menor magnitud)
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127 - RESULTADOS
Puesto que el espécimen 1B es idéntico al Espécimen 1A, las observaciones
de los diagramas de colorimetría son por supuesto las mismas, anteriormente
apuntadas.
Prótesis con Recubrimiento de Resina (Espécimen 2B)
Para el caso de la prótesis segmentada en dos tramos, las FIGURAS 33 -
35, muestran la graduación de color correspondiente a las zonas de mayor o
menor tensión transmitida
FIGURA 33. Punto de máxima tensión (excluida zona condilar). Imágenes capturadas para el ensayo bajo carga axial (el ensayo bajo carga no axial tiene distribuciones semejantes de menor
magnitud)
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128 - RESULTADOS
FIGURA 34. Medias de la tensión distribuida. Imágenes capturadas para el ensayo bajo carga
axial (el ensayo bajo carga no axial tiene distribuciones semejantes de menor magnitud)
FIGURA 35. Ejemplo de distribución de fuerzas sobre el hueso de soporte que conforme el lecho
implantario de uno de los implantes. Imágenes capturadas para el ensayo bajo carga axial (el
ensayo bajo carga no axial tiene distribuciones semejantes de menor magnitud)
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129 - RESULTADOS
Como en todos los ensayos precedentes, de nuevo el grueso de la
estructura mandibular queda libre de transferencia de carga, quedando esta
localizada específicamente en el hueso perimplantario, especialmente a nivel de la
cresta del hueso.
Como en la prótesis con recubrimiento cerámico, también los valores medios
de tensión más elevados se localizan y distribuyen sobre el hueso de soporte de
los implantes de los sectores posteriores, en comparación con los de los dos
anteriores, aunque cabe destacar que en este caso la diferencia es todavía más
acusada.
De nuevo, el punto de máxima tensión se localiza sobre la cresta del hueso
del lecho implantario del implante 5.
Es preciso destacar que los valores de tensión son significativamente más
elevados para la prótesis con recubrimiento de resina, en comparación con la de
cerámica, especialmente en los sectores posteriores.
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130 - RESULTADOS
Promedio de estrés transmitido al hueso perimplantario de
cada implante bajo carga axial o no axial y para cada prótesis
con diferente recubrimiento
La siguiente Tabla XI y FIGURA 36 muestran los valores medios de estrés /
tensión transmitida a nivel del hueso perimplantario, expresada en megapascales
(MPa), bajo carga axial o no axial, para cada tipo de ferulización a estudio.
Material de Recubrimiento
Cerámica Resina
Dirección de la carga
axial no axial
axial no axial
Hueso perimplantario
Implante 1 (en situación del 4.6)
103,2 101,7 175,9 173,2
Implante 2 (en situación del 4.4)
97,9 95,3 164,8 160,4
Implante 3 (en situación del 4.3)
23,5 21,4 39,3 35,8
Implante 4 (en situación del 3.3)
22,6 20,3 22 19,8
Implante 5 (en situación del 3.4)
73,4 69,3 122,5 115,7
Implante 6 (en situación del 3.6)
75,6 70,2 128,4 119,2
Tabla XI. Valores medios de tensión, expresada en MPa, transmitidos al hueso perimplantario correspondiente a cada implante, para cada tipo de prótesis con recubrimiento de cerámica y resina y bajo la aplicación de carga axial y no axial.
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131 - RESULTADOS
FIGURA 36. Representación gráfica de la distribución de los valores medios de tensión sobre el hueso de soporte, para cada uno de los 2 especímenes a estudio. 1B- 2B
En concordancia con los resultados anteriores, también sobre el espécimen
2B (aquel que cuenta con recubrimiento estético de resina) los valores medios de
tensión resultan mayores para las zonas óseas perimplantarias correspondientes a
los implantes posteriores, en comparación con los anteriores, especialmente a
nivel del cuadrante IV mandibular, que es donde se alcanzan los valores más
amplios y también ocurre que sus valores medios de tensión en las zonas óseas
perimplantarias son mayores para la carga axial que para la no axial,
invariablemente para todos los implantes, aunque de nuevo con una diferencia que
no puede considerarse significativa.
En este caso, lo más destacable es que, si exceptuamos el lecho
perimplantario del implante 4, para el resto de los implantes y tipos de carga a
estudio (axial y no axial), los valores medios de tensión son invariablemente
superiores para la prótesis con recubrimiento estético de resina, en comparación
con la de recubrimiento cerámico.
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132 - RESULTADOS
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133 - RESULTADOS
6 - DISCUSIÓN
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134 - DISCUSIÓN
6.1 Sobre la metodología y parámetros del ensayo
Elementos Finitos
En este ensayo hemos empleado el análisis mediante Elementos Finitos,
técnica que se ha venido aplicando desde hace más de 30 años, pero con relativa
frecuencia durante los últimos 15, para resolver diferentes problemas e incógnitas
asociadas a la implantología. En síntesis, se caracterizan por ser un método en el
que la que la solución aproximada al problema original es determinada por la
combinación de soluciones de problemas más simples y más pequeños.
Habitualmente, esta técnica es muy utilizada en el ámbito de la ingeniería debido a
que muchos problemas físicos de interés se formulan mediante la resolución de
una ecuación diferencial en derivadas parciales, a partir de cuya solución es
posible modelar el problema objeto de estudio (Holmgren et al, 1998).
Los Modelos de Elementos Finitos se consideran de especial utilidad en la
evaluación de la biomecánica de las prótesis sobre implantes, a efectos de analizar
los diferentes factores que influyen en la cantidad y distribución de Fuerzas
transferidas al terreno de soporte (Akca and Iplikcioglu, 2001; Geng et al, 2001;
Iplikcioglu and Akca, 2002; Sutpideler et al, 2004). No obstante es preciso
reconocer que no son los únicos métodos empleado a tal fin, entre los que cabe
considerar los modelos teóricos matemáticos, los análisis fotoelásticos del estrés y
los análisis mediante galgas extensiométricas. De todos ellos, los Elementos
Finitos han adquirido una dimensión fundamental como ciencia básica para realizar
análisis mecánicos funcionales, lo cual no quiere decir que el resto estén
obsoletos, puesto que la aplicación de estos métodos presentan dos importantes
desventajas (Roesler, 1987):• Las leyes de la mecánica se han formulado utilizando modelos, materiales y
sistemas abstractos que no son fáciles de aplicar a los sistemas biológicos.
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135 - DISCUSIÓN
• El tejido óseo es definitivamente distinto a cualquier otro estudiado por la
ingeniería mecánica.• El análisis de las tensiones mecánicas en el hueso es un problema de tal
complejidad que requiere la utilización de dos vías conjuntas, la numérica
que recurre a ecuaciones matemáticas y la experimental que recurre a
ensayos biomecánicos, para obtener una valoración exacta de lo que está
ocurriendo.
En ese sentido, la Fotoelasticidad se basa en un fenómeno óptico
denominado birrefrigencia temporal. Cuando un material transparente, de
características adecuadas, se somete a cargas mecánicas y se observa en un
banco fotoelástico o polariscopio dispuesto para luz polarizada circular y en
montaje cruzado para la extinción de luz, aparecen unos espectros de franjas,
llamadas isocromáticas, que son los lugares geométricos de los puntos para los
que la diferencia de tensiones principales es constante, denominándose a este
fenómeno fotoelasticidad bidimensional (Cebrián et al, 2009). Estos estudios son
más complejos cuando es preciso determinar el estado tensional de una estructura
cuya geometría no permite considerar que se trata de un régimen elástico plano,
en cuyo caso es preciso acudir a la fotoelasticidad tridimensional.
A su vez, la aplicación de galgas extensiométricas en implantología se basa
en el uso de unos elementos de resistencia eléctrica y un equipo de medición y
registro, que se puede emplear tanto en estudios “in vitro” como “in vivo” (de hecho
es el único método que permite realizar mediciones in vivo durante la carga
clínica), a efectos de determinar las tensiones generadas como consecuencia de la
aplicación de cargas estáticas o dinámicas. Las galgas empleadas en los estudios
biomecánicos implantológicos son frecuentemente uniaxiales y/o de roseta y se
suelen adherir a los implantes, los pilares o los conectores de las prótesis (Glantz
et al, 1996). En principio, estos estudios en vivo son más costosos y consumen
más tiempo de investigación que los de Elementos Finitos (Natali et al, 2006).
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136 - DISCUSIÓN
Sin embargo, tal y como se ha apuntado anteriormente, en ocasiones se han
empleado combinados, a efectos de determinar la precisión de los resultados
obtenidos con estos últimos.
Uno de los principales objetivos de los Estudios de Elementos Finitos es el
de resolver problemas físicos o el de determinar la eficiencia o el comportamiento
de una estructura o de un componente estructural sujeto a unas determinadas
cargas. La conversión de un problema físico a un modelo matemático requiere
establecer ciertas asunciones, en ocasiones simplificaciones, que pueden
conducir a diferentes ecuaciones que gobiernan dicho modelo, de manera que
como el procedimiento es numérico, parece necesario establecer la precisión de la
solución (Sakaguchi and Borgersen, 1995).
Por este motivo, en ocasiones se han desarrollado estudios experimentales
“in vivo” con el mismo diseño que un análisis mediante Elementos Finitos para
corroborar la exactitud de los resultados de estos últimos. Un ejemplo es el trabajo
de Barbier et al (1998) en el que desarrollaron un estudio experimental in vivo
sobre 5 perros beagle, en los que colocaron, a boca partida, dos implantes en cada
hemimandíbula rehabilitando sobre ellos una prótesis fija convencional de 3 piezas
en una de ellas (con un póntico intermedio) y una de 4 piezas (con un póntico
intermedio y cantilever distal) en la otra. Los implantes tuvieron un periodo de
osteointegración de 3 meses y de carga y función de 7 semanas. Posteriormente
se sacrificó a los perros y se realizó un estudio histológico. Paralelamente se
desarrolló un estudio mediante elementos finitos en 3 y 2 dimensiones, modelando
el mismo tipo de prótesis y disposición de implantes. Los resultados demostraron
una elevada correlación entre las zonas de transferencia de estrés calculadas por
elementos finitos y las zonas de presencia de remodelado óseo en el modelo
animal comparativo. El problema de este estudio y de otros de diseño semejante
es el que comparan resultados cuantitativos (los de los elementos finitos)
con cualitativos (los histológicos de los experimentales in vivo).
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137 - DISCUSIÓN
Por este motivo la relación entre los elementos finitos y los estudios
mediante galgas extensiométricas son interesantes. Los estudios comparativos
entre Elementos Finitos y galgas extensiométricas tanto “in vivo” como “in vitro”,
han demostrado así mismo correlación entre los resultados obtenidos (Keyak et al,
1993; Baiamonte et al, 1996; Akça et al, 2002). Sin embargo, los de estos últimos
con los de los estudios de fotoelasticidad son frecuentemente contradictorios
(Cleland et al, 1995; Brosh et al, 1998).
Esta consistencia es particularmente alta cuando se comparan los resultados
obtenidos mediante galgas extensiométricas con los estudios de Elementos finitos
no lineales, como quedó demostrado en un estudio reciente de la Universidad
Técnica del Medio Este de Ankara (Turquía) (Easer et al, 2009). En dicho trabajo,
se colocaron 4 implantes en la región de los incisivos laterales y primeros
premolares, bilaterales, del maxilar edéntulo de 4 cadáveres. Se colocaron 2
galgas de roseta sobre el hueso cortical vestibular entre los implantes y se aplicó
una fuerza axial de 100Nw. A su vez de crearon 4 modelos de Elementos finitos no
lineales, individualizados para cada uno de los 4 sujetos. Finalmente se
compararon los resultados de uno y otro método. No se encontraron diferencias
estadísticamente significativas, en las tensiones transferidas al terreno de soporte,
entre los métodos empleados.
En resumen, los análisis fotoelásticos aportan muy buena información
cualitativa de la localización general y concentración de la tensión pero aportan
una información cuantitativa limitada. A su vez, la gran limitación de los estudios
mediante galgas extensiométricas es que sólo aportan información cuantitativa del
estrés a nivel de la galga. Finalmente, los análisis mediante Elementos Finitos
pueden calcular tanto estrés, como tensión y desplazamiento. Además, presentan
la ventaja de poder modificar de manera sencilla ciertos parámetros, para ampliar
los objetivos del estudio y nos aportan información del estrés transferido alrededor
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138 - DISCUSIÓN
de los implantes pero incluso a otros puntos adicionales de la geometría, que
clínicamente resultarían difíciles de examinar (Tanino et al, 2007; Assunçao et al,
2009; Karl et al, 2009).
Por estos motivos y por la imposibilidad de efectuar una experimentación “in
vivo”, con determinación de tensiones en implantes y hueso perimplantario, hemos
elegido para nuestro trabajo el método de análisis mediante elementos finitos.
Parámetros asumidos durante la creación del modelo
Los estudios mediante Elementos Finitos son sensibles a las parámetros que
se asuman durante la creación del modelo, como las condiciones de carga, las de
las fronteras entre tejidos y las propiedades de los materiales (Holmes y Loftus,
1997). Por otro lado precisan de la asunción de ciertas simplificaciones que hagan
que el proceso de modelado y obtención de resultados sea posible. En nuestro
caso, ha sido necesario considerar al hueso isotrópico y de elasticidad lineal,
asumir que existe una oseointegración perfecta de los implantes y un ajuste pasivo
exacto y unión efectiva de los pilares a sus retenedores. A efectos de la
consecución de resultados, ha sido preciso determinar un anclaje de la zona
condilar, restringiendo toda movilidad a ese nivel. Todas estas premisas asumidas
no difieren de las que se realizan en la mayor parte de los estudios de Elementos
Finitos consultados en las publicaciones científicas (Holmes andf Loftus, 1997;
Sergötz, 1997; Van Oosterwyck et al, 1998; Van Holmgren et al, 1998; Wang et al,
2002; Natali and Pavan, 2002; Sütpideler et al, 2004; Kayabasi et al, 2006;
Wakabayashi et al, 2008).
Hemos de apuntar que un sistema constituido por varias sustancias o por
una sola es homogéneo cuando sus propiedades son idénticas en todas sus
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139 - DISCUSIÓN
partes. Cuando además en un cuerpo las propiedades direccionales, tales como la
dilatación térmica, la resistencia mecánica o la velocidad de la luz, son las mismas
en todas las direcciones, se considera que es isótropo.
Los modelos estáticos lineales han sido ampliamente empleados en los
estudios mediante Elementos Finitos. Estos modelos son válidos si la estructura
exhibe una relación lineal entre la tensión/deformación, hasta alcanzar un nivel de
estrés conocido como el límite proporcional y además todos los volúmenes están
unidos en uno solo (Wakabayashi et al, 2008).
Es preciso reconocer que el hueso no es isotrópico, ni posee elasticidad
lineal (Geng, 2001); sin embargo, en nuestro ensayo, hemos considerado que si lo
es, porque, como ya comentamos, es preciso asumir ciertas simplificaciones que
hagan que el proceso de modelado y obtención de resultados sea posible. Primero
porque los modelos no lineales en elementos finitos han aparecido en la literatura
científica muy recientemente y su validez y fiabilidad no han sido suficientemente
establecidos. Es cierto que estos modelos no lineales serán capaces de recrear
unas condiciones intraorales más realistas y precisas y mejorar sus aplicaciones,
pero se conseguirá cuando seamos capaces de incluir la viscoelasticidad y la
deformación plástica en el programa, de manera que se tenga en cuenta la
naturaleza tiempo dependiente y sensible al calor de la deformación de los
materiales protésicos (Wakabayashi et al, 2008). Segundo, porque según algunos
autores, los modelos anisótropos tampoco parecen suficientemente comprobados
y en la actualidad siguen existiendo enormes dificultades para llevar a cabo test
triaxiales (Natali and Pavan, 2002). El comportamiento mecánico del hueso, ya
sea cortical o trabecular, resulta complicado de modelar debido a su elevada
anisotropía, heterogeneidad y de su dependencia de muchos otros factores como
la edad, el sexo, calidad de hueso, etc... Por esta razón, no es fácil introducir las
propiedades de los materiales correctas específicas del hueso que está siendo
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140 - DISCUSIÓN
numéricamente estudiado y por este mismo motivo es frecuente considerarlo
isotrópico (Van Zyl et al, 1995; Hansson y Ekestubbe, 2004; Chun et al, 2005; Llao
et al, 2008) . Otros autores consideran que negar el carácter anisotrópico del
hueso no es posible, porque encuentran diferencias significativas entre los
resultados que se obtienen entre las simulaciones isotópicas u ortotrópicas (O
´Mahony et al, 2001; Bonnet et al, 2009) .
Por otro lado, tal y como hemos comentado, hemos realizado una anclaje de
la zona condilar, a efectos de que la aplicación de las cargas no generara
desplazamientos. La mayor parte de los estudios de Elementos Finitos modelan la
mandíbula como fija e inmóvil (Nagasao et al, 2003) y sin embargo otros estudios
como el de Zhou et al (1999) intentan desarrollar modelos más realistas en los que
simulan la acción de los músculos masticatorios y los movimientos funcionales de
la ATM, a efectos de aumentar la exactitud de los resultados. Estos estudios
suponen un incremento importante del tiempo de programación y modelado y son
por tanto más costosos. Además, Teixeira et al (1998) demostraron que en un
modelo mandibular en 3 dimensiones, modelar la mandíbula a una distancia
superior a los 4.2mm mesial o distal del implante no presentaba diferencias
significativas en la precisión de los análisis mediante Elementos Finitos.
Finalmente, es habitual que en los modelos de Elementos finitos se asuma
un estado de osteintegración óptima de los implantes, tal y como lo hemos previsto
nosotros, lo cual no ocurre siempre en la realidad. Para simular interfases
imperfectas entre el hueso y el implante se pueden emplear algoritmos de
contacto, para los cuales los coeficientes de fricción todavía deben ser
determinados mediante experimentación (Geng et al, 2001).
En resumen, hay que admitir que las simplificaciones que se han asumido en
nuestro estudio, pudieran suponer una limitación en la interpretación, de una
manera absoluta, de los valores de los resultados. Siendo esto cierto, sin embargo,
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
141 - DISCUSIÓN
es preciso apuntar que nuestro trabajo está principalmente destinado a comparar
las diferentes situaciones a estudio (ferulización o segmentación, carga axial o no,
material de recubrimiento de bajo módulo de elasticidad o no) de manera que los
valores interpretados de una manera relativa, esto es los obtenidos de unos
respecto a los otros, nos puedan conducir a un mejor entendimiento de la
biomecánica de la prótesis sobre implantes.
Propiedades de los materiales
Se consideró para el hueso y el resto de los materiales modelizados, esto es
titanio, aleación de Cr-Co cerámica feldespática y resina acrílica, los módulos de
Young y Poisson descritos en la literatura (Geng, 2001).
Para el caso concreto del hueso se le asignó diferente Módulo de Young y
Poisson al hueso cortical y al trabecular, a diferencia de lo que se asumía en los
Estudios de Elementos Finitos más antiguos, que ignoraban el hueso trabecular,
en definitiva porque todavía no se había podido demostrar las propiedades del
hueso esponjoso. Fue a partir de los trabajos de Davi et al (1981), Borchers y
Reichart (1983) y Craig (1989), cuando se empezó a contar con información
extensa y detallada acerca de las propiedades de los diferentes materiales en
prótesis sobre implantes y que a la postre nosotros hemos aprovechado para
nuestro estudio.
Carga
Considerando que las fuerzas de masticación en pacientes con prótesis
sobre implantes son comparables e incluso mayores que las de la dentición normal
(Haroldson and Carlsson, 1977; Adell et al, 1981; Clelland et al, 1991; Curtis et
al, 2000), nos hemos basado en el trabajo de Watanabe (Watanabe et al, 2005),
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
142 - DISCUSIÓN
para la elección de la distribución y magnitud de la carga a emplear en los
ensayos.
Esta Magnitud y distribución de Fuerzas que hemos aplicado y recogido en
la tabla V de Material y Metodología son similares a las de otros trabajos
publicados en la literatura odontológica (Shinogaya et al, 2002; Manda et al, 2010).
No obstante, otros trabajos prefieren trabajar con un sistema de distribución
de cargas más simplificado (Wang et al, 2002; Nagasao et al, 2003; Zampelis et al,
2007) , lo cual de nuevo no es útil para valorar los resultados de una manera
absoluta, pero si para compararlos entre las diferentes situaciones a análisis.
Por otro lado, específicamente en lo que concierne, a la dirección de las
cargas aplicadas y teniendo en consideración que hay estudios que sostienen que
el principal componente de las fuerzas masticatorias es vertical al plano de
oclusión, especialmente en sectores posteriores (Curtis et al, 2000), se aplicaron
fuerzas perpendiculares respecto al plano de oclusión de la prótesis modelada, en
la magnitud y distribución propuesta por Watanabe et al (2005). Sin embargo como
parece estar extendida la idea de que las fuerzas de componente horizontal (o de
cizallamiento) son las que producen más tensión en el terreno de soporte (Sahin et
al, 2002; Sutpideler et al, 2004), hemos considerado necesario la aplicación en
nuestro ensayo de fuerzas inclinadas, conforme a la literatura consultada, con una
angulación respecto al plano de oclusión de 6º en sectores posteriores y de 35º en
anteriores (Meijer et al 1992), aunque algunos autores trabajan con otras
angulaciones que van desde los 15º hasta los 60º respecto al plano de oclusión
(Geramy et al, 2004; Sutpideler et al, 2004; Zampelis et al, 2007; Degerliyurt et al,
2010).
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
143 - DISCUSIÓN
Diseño y Componentes del estudio
En este ensayo, siendo un análisis en 3 dimensiones, se ha rendido
suficiente atención al modelado de todos los componentes con la mayor precisión
posible, puesto que se sabe que el nivel del detalle de la geometría del hueso e
implante modelado puede afectar a la exactitud de los resultados. En los estudios
de Elementos Finitos en 2D (Hedia and Mahmoud, 2004; Zampelis et al, 2007) el
hueso se modela como una estructura rectangular simplificada, lo cual se relaciona
con resultados menos precisos. Por su parte, en la actualidad contamos con
software especial que es capaz de transformar las imágenes obtenidas de un
individuo mediante una Tomografía o una Resonancia permitiéndonos el desarrollo
de modelos en 3D, con una geometría más precisa e incluso incluir las
propiedades de los materiales del hueso de ese determinado paciente (Keyah et al,
1990; Cahoon and Hannam, 1994).
Sin embargo, hemos modelado la prótesis de manera simplificada, porque
aplicando el principio de Saint Venant de que a suficiente distancia del punto de
aplicación de las cargas, los efectos de las mismas dependen solo de su resultante
y no de su distribución, es decir que sistemas estáticamente equivalentes producen
los mismos resultados, hemos concluido que no afectaría a la exactitud de estos.
Algunos autores, con trabajos similares, han realizado la misma consideración
(Nagasao et al, 2003; Sutpideler et al, 2004) y sin embargo, otros, si han
considerado importante modelar de manera detallada la prótesis, como se ha
hecho con implantes y hueso (Bonnet et al, 2009; Manda et al, 2010).
Para la realización de los ensayos se modelaron 3 y 2 especímenes de
trabajo respectivamente. En todos ellos la localización de los implantes era idéntica
y acorde a la literatura odontológica consultada (Misch, 2009), situándose de forma
bilateral, en la región canina, primer premolar y primer molar. Sobre estos
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
144 - DISCUSIÓN
implantes se modelizaron sus respectivos pilares y sobre ellos se situó la prótesis,
que para el caso del espécimen 1A era de un único tramo ferulizado, para el 2A en
la prótesis se construye en dos segmentos, cada uno de ellos ferulizando 3
implantes unilaterales, de manera que queda una extensión en voladizo de dos
dientes protésicos hacía mesial y para el 3A en tres segmentos, dividiendo 1 zona
anterior y 2 posteriores.
Respecto a los especímenes 1B y 2B, ambos se modelizaron como una
prótesis de un único tramo ferulizado, con la única diferencia concerniente al
recubrimiento oclusal, que en el caso del 1B era cerámica feldespática (el
espécimen 1B y 1A son por tanto idénticos) y para el 2B resina acrílica. En otros
estudios similares, creyeron conveniente someter a un mayor tipo de materiales de
recubrimiento a estudio (Sergötz, 1997; Stegariou, 1998; Ciftçy and Canay, 2001).
Nosotros por el contrario hemos decidido analizar aquellos, de los que
habitualmente se emplean en clínica, con los módulos de elasticidad más alto
(cerámica feldespática) y más bajo (resina acrílica) respectivamente, de manera
que la comparación de las resultados que se obtengan sean más fácilmente
interpretables.
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
145 - DISCUSIÓN
6.2 Sobre el estrés transmitido y su distribución para
cada tipo de ferulización
En general, nuestros resultados muestran que no se produce un reparto
uniforme ni exacto en magnitud (para cada implante y su contralateral) de las
cargas en el terreno de soporte, entre las dos hemiarcadas mandibulares, para
ninguno de los tres especímenes a estudio y tipo de fuerza aplicada.
Este fenómeno se puede observar en los resultados de otros estudios que
también modelan la mandíbula al completo (Daas et al, 2008; Bonnet et al, 2009).
En el de Daas et al (2008), con el objetivo de evaluar la influencia del mecanismo
de retención en el comportamiento de una sobredentadura mandibular
implantorretenida, durante una masticación simulada, modeló una sobredentadura
mandíbular sobre dos implantes situados en la zona de los caninos, sin ferulizar y
comparó dos mecanismos de retención, uno de ellos rígido y otro resilente, para
tres posiciones diferentes del alimento . Cuando se simulaba la presencia del
alimento y la carga entre ambos incisivos, la distribución de la tensión generada y
transferida hacía la hemimandíbula derecha e izquierda distaba mucho de ser
uniforme, al igual que en nuestros resultados.
En cualquier caso, en todos los trabajos que hemos consultado y se produce
este fenómeno, los autores han creído necesario justificarlo, aunque la explicación
puede ser simple, ya que resultaba predecible porque las asimetrías propias de
nuestro modelo mandibular, de la prótesis modelada pero incluso también de la
ubicación de los implantes, son sin duda las responsables de este reparto no
uniforme ni exacto de las cargas aplicadas entre las zonas izquierda y derecha de
la mandíbula.
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
146 - DISCUSIÓN
Otro aspecto a destacar de los resultados de nuestros ensayos son las
diferencias encontradas en relación a la modificación de la dirección de las fuerzas
sobre los tres diferentes tipos de ferulización.
En nuestro ensayo, sobre cada tipo de ferulización se aplicaba una fuerza de
igual magnitud y distribución, pero diferente inclinación, de manera que en una de
las pruebas la fuerza era perpendicular al plano de oclusión y en el otro era de 35º
en sectores anteriores y de 6º en posteriores.
De acuerdo a los resultados obtenidos se puede afirmar que la aplicación de
fuerzas perpendiculares determina una mayor transferencia de tensión equivalente
según Von Mises, tanto para los implantes como para el hueso de soporte y por
tanto resultan más exigentes, desde el punto de vista biomecánico.
En nuestro ensayo, cuando la fuerza aplicada es no axial, se produce una
disminución de la tensión equivalente según Von Mises transferida a los implantes,
si se compara a cuando la prueba es con fuerza axial. Esa disminución es de una
media del 11,56% para los implantes de los molares y premolares (donde la fuerza
no axial era de 6º) y de un 11,43% para los implantes de la zona canina (donde la
inclinación de fuerza era todavía mas acusada, hasta los 35º).
Para los tres tipos de ferulización a estudio, la aplicación de fuerza axial
también supone, además, una mayor transferencia de tensión equivalente según
Von Mises al hueso. En este caso, cuando se aplica carga no axial, se produce
una disminución de una media de 13,33% de la tensión equivalente según Von
Mises transferida al hueso de soporte, en comparación con la prueba bajo carga
axial.
Hay que destacar que la reducción de la transferencia de tensión equivalente
según Von Mises, al inclinar la carga, se produce, como muestran los datos para
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
147 - DISCUSIÓN
todos los implantes y para todas las zonas óseas periimplantarias, sin excepción y
para cualquier tipo de ferulización. Pero no solo eso, sino que además la reducción
no solo es uniforme en cuanto a la distribución, sino también en cuanto a la
magnitud, puesto que se producen en rangos muy pequeños, que van desde la
mayor disminución sobre implantes de un 11,91% (a nivel del implante 1 del
espécimen 3A) y la menor de un 11,01% (a nivel del implante 4 del espécimen 2A)
y la mayor sobre el hueso es de un 14,42% (espécimen 2A) y la menor de un
11,61% (espécimen 1A).
Las diferencias entre todas ellas no son suficientes como para permitirnos
concluir que una u otra ferulización de prótesis sobre implantes sea más favorable
cuando se tenga como objetivo la disminución de la transferencia de tensión al
hueso ante la aplicación de una fuerza no axial.
Nuestros datos de disminución de tensión transferida al terreno de soporte al
aumentar la inclinación de la fuerza, están en desacuerdo con lo teorizado por
otros autores (Rangert et al, 1989; Sahin et al, 2002) y por los resultados de otros
trabajos. Así, en el estudio de Sutpideler et al (2004) se marcaron como objetivo el
determinar la manera en la que, tanto la disposición de 3 implantes
osteointegrados como la altura de la prótesis y la axialidad o no de la fuerza
aplicada influía sobre la magnitud del estrés sobre el hueso de soporte. Para
cumplir tal objetivo diseñaron un estudio de Elementos Finitos, en el que crearon
tres modelos a estudio, uno con los tres implantes en línea y los otros dos
tripodizados, al separar el implante central de la línea entre centros marcada por el
distal y el mesial 1.5 y 3mm. respectivamente. Sobre cada uno de los 3 modelos
modelaron una prótesis fija de 3 piezas, geométricamente simplificada. La carga
fue aplicada en todos los ensayos con la misma magnitud, 200 N, sobre el mismo
punto, la zona de la prótesis correspondiente al implante central, pero modificando
su angulación de 15 en 15º, desde los 0 hasta los 60º.
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
148 - DISCUSIÓN
Sus resultados indicaron que la menor carga sobre el hueso de soporte se
producía para la fuerza vertical. Conforme se aumentaba la inclinación de la
fuerza, se producía un incremento de transferencia de estrés al hueso de soporte,
estrés que no era totalmente contrarrestado por la tripodización de los implantes.
Así, para los implantes en línea, los valores de estrés transferidos eran
aproximadamente 10 veces superiores cuando el ángulo de aplicación de la carga
pasaba de 0 a 30º y 13 veces cuando lo hacían de 0 a 60º. Sobre el modelo
tripodizado a 1.5mm. esos valores aumentaban 5 veces de 0 a 30º y 9 de 0 a 60º.
Finalmente sobre el modelo tripodizado a 3mm., el aumento era de 3 veces de 0 a
30º y de 6 de 0 a 60º. Estos resultados les llevaron a concluir que las fuerzas
verticales determinaban la menor cantidad estrés sobre el hueso de soporte, lo
contrario que indican nuestros datos, pero en concordancia con otros ensayos.
En esta línea, Papavisiliou et al (1996) utilizaron el método de Elementos
Finitos en 3 dimensiones para establecer las condiciones de carga sobre un
implante unitario de la casa IMZ (Interpore Cross International, Irvine, California),
colocada sobre una mandíbula edéntula, que pudieran conducir a microfracturas
en el hueso de soporte. Entre otros factores a estudio, sometieron al modelo a dos
cargas diferentes en magnitud 20 y 200N, primero siguiendo el eje longitudinal del
implante y después con una inclinación de 12º respecto a ese eje. Sus resultados
demostraron que las cargas inclinadas suponían un incremento del estrés
transferido al terreno de soporte de 15 veces respecto a las primeras. El
incremento del estrés también era muy significativo cuando se pasaba de 20 a
200N (hasta 10 veces mayor). Estos resultados les llevaron a concluir que las
cargas oblicuas y las cargas oclusales elevadas podían ser consideradas como
condiciones asociadas a la microfractura ósea.
Por tanto, a este respecto, nuestros resultados y los de estos estudios son
contradictorios. No obstante, es preciso reconocer que los diseños son diferentes o
no compatibles al cien por cien.
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
149 - DISCUSIÓN
En primer lugar, nuestra distribución de fuerza no ha sido tan simple como
los estudios de Sutpideler y tampoco hemos sometido a análisis fuerzas inclinadas
tan acusadas. Efectivamente para los sectores posteriores, la inclinación de la
fuerza fue de 6º, sensiblemente inferior al trabajo de Papavisilou (12º) y a la menor
de las inclinaciones sometidas a estudio por Sutpideler (15º). Nuestra mayor
inclinación sometida a análisis, 35º, correspondía a los sectores anteriores y
recordamos que para esta zona la distribución de carga asumida era notablemente
baja, lo cual a la postre parece ser un detalle importante si se tiene en cuenta el
propio trabajo de Papavisilou et al (1996), que demuestra una evidente correlación
entre la magnitud de la fuerza aplicada y la transferencia de estrés al hueso de
soporte.
No obstante, no hay evidencias científicas suficientes respecto a la influencia
de la mayor o menor inclinación de la fuerza en la transmisión del estrés y su
efecto lesivo. En ese sentido, Taylor et al (2000) consideran que no existen datos
que induzcan a concluir que la interfase osteointegrada responda de manera
diferente a las fuerzas compresivas, de tracción o a las de cizallamiento, para
cargas de similar magnitud. De los pocos trabajos experimentales sobre modelo
animal que han intentado demostrar este hecho, concluyeron que las fuerzas no
axiales no eran perjudiciales para la integración del implante (Celleti et al, 1995;
Miyata et al, 1998) . La única excepción es el trabajo clásico de Isidor (1996) ya
explicado durante la introducción, en el que los 8 implantes sometidos a
sobrecarga oclusal perdieron osteointegración y ninguno de los que se permitió
que acumulara placa lo hizo de forma significativa, después de los 18 meses de
control. La cuestión es que pese a todo de nuevo la magnitud de la carga parece
importante, puesto que estos resultados los logró Isidor cuando indujo una cargas
no axiales cuyas magnitudes fueron elevados a niveles muy superiores a los que
se consideran normales.
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
150 - DISCUSIÓN
Una explicación al hecho observado en nuestros datos, en lo que respecta a
que al inclinar la carga se produzca una disminución de la transferencia de tensión
tanto a los implantes como al hueso de soporte, siendo la magnitud de la carga la
misma, es que probablemente habrá un aumento de la tensión transferida y
soportada por los elementos protésicos, esto es o bien la supraestructura
protésica, o el recubrimiento oclusal estético o los propios pilares. Este supuesto
no puede ser corroborado por nuestro estudio, porque no se había previsto
determinar que parte de la carga aplicada se transmitía y distribuía a estos
elementos, dado que no eran objetivo a conseguir. En ese sentido, Djebbar et al
(2010) desarrollaron un trabajo para determinar el efecto de la dirección de la
carga sobre el estrés transmitido a los implantes, pilar protésico y el hueso de
soporte, sobre una prótesis unitaria sobre implantes. Para tal objetivo,
desarrollaron un estudio de Elementos Finitos en tres dimensiones cuyos
resultados demostraron una mayor transferencia de estrés al pilar para el caso de
la fuerzas en dirección paralela al eje axial del diente respecto a las
perpendiculares a ese mismo eje. Sin embargo los resultados del estudio indicaron
que las transferencias de estrés al hueso de soporte para la fuerza perpendicular al
eje axial del diente, en dirección mesio distal, fue la más elevada. Las conclusiones
de este estudio pudieran avalar la teoría que desarrollábamos al comienzo del
párrafo.
Finalmente, al respecto de la ferulización a estudio, lo primero es destacar
que como los resultados obtenidos para los ensayos con la fuerza perpendicular e
inclinada muestran una correlación absoluta, el análisis de uno y otro caso
conduce a conclusiones idénticas.
Los datos obtenidos muestran que los 4 implantes distales, en situación de
primeros premolares y primeros molares son sometidos a mayor estrés conforme
aumenta la segmentación de la prótesis , llegando a ser en la prótesis segmentada
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
151 - DISCUSIÓN
en tres partes, en el ensayo mediante fuerza perpendicular, para el implante
situado a nivel del 3.6 (nuestro implante 6) hasta un 12% mayor que su equivalente
de prótesis ferulizada en un único tramo. Sin embargo, al contrario, los implantes
situados en la zona canina ven claramente reducido el esfuerzo que tienen que
soportar para el caso de prótesis en tres segmentos. De acuerdo con ello,
podemos relatar que la prótesis ferulizada en un único tramo permite una mejor
distribución de la tensión transmitida a los implantes. Estos resultados parecen
estar de acuerdo con los obtenidos por Maezawa en 2007, también en un estudio
de elementos finitos, en su caso acerca de la conveniencia de la ferulización de
dientes e implantes mediante una prótesis fija o segmentada, que concluía de la
misma manera que la ferulizada en un único tramo transmitía menos carga a
dientes e implantes y al terreno de soporte en general.
El resultado que se obtiene en los implantes de la zona canina para la
prótesis en tres tramos, comentado anteriormente, era predecible ya que el
segmento protésico que soportan esos implantes recibe menores cargas, como
resultado de las menores fuerzas de masticación provenientes de incisivos y
caninos. A este respecto, debe tenerse en consideración que las zonas molares y
premolares son cargadas con fuerzas notablemente superiores y que la
discontinuidad de la tipología de la prótesis segmentada en tres tramos, no permite
la transmisión de esas mayores cargas a las zonas de incisivos.
En lo que concierne a la localización y distribución del estrés transferido al
hueso de soporte, lo primero que queremos constatar es su localización (Ver
FIGURAS 22, 25 y 28), que para todos los casos es a nivel de la cresta en la
interfase entre hueso - implante. Definitivamente esta localización responde a un
principio de ingeniería llamado análisis de haz complejo, que afirma que cuando
dos materiales de módulos de elasticidad diferentes (como los del titanio del
implante y el hueso) son colocados conjuntamente sin la intervención de otro
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
152 - DISCUSIÓN
material y uno de ellos es cargado, se observará un incremento del contorno de
estrés donde los dos materiales toman contacto en primer lugar (Baumeister and
Avallone, 1978). Tanto los estudios de fotoelasticidad como de Elementos Finitos,
al igual que ocurre en el nuestro, encuentran esos contornos de estrés de mayor
magnitud en la región ósea de la cresta de la interfase hueso/implante, con una
distribución similar a la pérdida de hueso marginal observada clínica y
radiográficamente (Bidez et al, 1990; Papavisilou et al, 1996; Kilamura et al, 2004;
Kayabasi et al, 2006).
Los valores máximos de tensión en la mandíbula se alcanzan de nuevo
para el modelo de prótesis de tres segmentos. Sin embargo, tal y como
adelantábamos en los resultados, este máximo valor puntual está localizado en la
zona condilar, lo cual debe ser imputable a la restricción de movimiento impuesta
en el análisis y que ya adelantamos en el apartado de material y metodología.
Excluyendo entonces la zona condilar, el punto de máxima tensión se
produce, invariablemente para los tres tipos de ferulización, al mismo nivel, el
hueso de soporte perimplantario del implante situado sobre el primer premolar del
cuadrante III.
Sin embargo, la distribución de las tensiones en las zonas de hueso que
alojan a los distintos implantes son más uniformes para el espécimen de prótesis
dividida en tres segmentos, comparado tanto con el de dos segmentos como el
ferulizado, siendo además sus valores medios inferiores a los de ellos. Teniendo
en cuenta estos resultados, se deduce que desde el punto de vista del sufrimiento
óseo medio global, la tipología más adecuada es la de prótesis segmentada en
tres tramos, uno anterior y dos posteriores.
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
153 - DISCUSIÓN
No obstante, es preciso realizar una apreciación con respecto a los
resultados obtenidos. Desde el punto de vista físico, hay un principio que se
mantiene invariablemente: “Cuando aplicas una carga, se genera una
sobretensión que ha de distribuirse entre las geometrías a las que se ha sometido
a dicha carga, de modo que lo que no absorba una geometría tendrá que
absorberlo la otra”. Aplicado a nuestro trabajo, cuando sometemos un tramo de
férula unido a un implante insertado en el hueso a una determinada carga, dicha
carga se transmitirá al implante y al hueso , e incluso a los elementos protésicos.
Todas estas estructuras tendrán que absorber esa carga, lo que generara unas
sobretensiones en las mismas que serán función de cómo se reparta dicha
absorción entre ellas (sobretensión que nosotros hemos medido en MPa con Von-
Mises). Dicho reparto sólo pudiera ser lineal si las geometrías fueran idénticas y
del mismo material, como no es así, la distribución se produce en función de
muchos factores. Este principio explica porqué el espécimen con la prótesis
ferulizada en un solo tramo consigue repartir mejor las cargas aplicadas a los
implantes, puesto que las cargas “importantes” correspondientes a los molares y
premolares pueden distribuirse por el resto de zonas, cosa que no ocurre en la
prótesis en tres tramos, donde las zonas molares y premolares están aisladas y
sobrecargadas y en la de dos tramos por la discontinuidad de la linea media.
Continuando con la reflexión, si los implantes sufren menos para el caso de la
prótesis en un único tramo y después en la de dos tramos, es sin duda porque,
para esos dos casos el hueso sufre más (siguiendo el principio ya comentado).
En esta línea, nuestros datos pueden estar de acuerdo con los resultados de
Kregzde (1993), que desarrolló un estudio mediante Elementos Finitos, en el que
intentaba demostrar la importancia del número de implantes y la ferulización
protésica, a la hora de evitar altas concentraciones de estrés en el hueso de
soporte. Sus resultados vinieron a demostrar que la opción en la que, por un lado,
contaba con un número mayor de implantes y, por otro, éstos no se ferulizaban en
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
154 - DISCUSIÓN
un único tramo, estaba en relación con menores niveles de estrés a nivel de hueso
y consecuentemente constituía la opción más predecible y aconsejable. Aunque,
en otro estudio anterior de Elementos Finitos que analizaba la transferencia de
carga al hueso de soporte desde una prótesis sobre dos implantes colocados entre
los forámenes mentonianos de una mandíbula edéntula, concluía que la diferencia
de valores que se obtenían en función de si la prótesis se ferulizaba en un único
tramo o no, no resultaban significativos y que a ese respecto era más importante la
dirección de la fuerza aplicada y la influencia de la deflexión mandibular (Meijer et
al, 1993).
Un estudio interesante acerca de la ferulización, fue conducido por Geramy
et al (2010), pero en su caso sobre dientes naturales. Su objetivo fue el determinar
si el ferulizar un diente con el peridodonto de inserción reducido a otro en perfecto
estado, pudiera resultar beneficioso para el primero, a efectos de incluirlo como
pilar de una prótesis parcial removible de extensión distal. A ese efecto diseñaron
13 modelos de Elementos Finitos, que incluían los dos premolares de una
hemimandíbula. Diez de esos modelos eran idénticos excepto por la altura del
hueso del segundo premolar que presentaba diferentes grados de reabsorción de
hueso desde 0 a 9mm. En estos diez casos los segundos premolares se
ferulizaban al primer premolar, que invariablemente presentaba un nivel de hueso
normal. Los tres restantes se modelizaron con una pérdida de 1, 4 y 8mm.
respectivamente, con la diferencia de que a ninguno se les ferulizó al primer
premolar. Se aplicó una fuerza vertical de 25 N en el centro de ambos dientes, de
todos los modelos y posteriormente una fuerza de la misma magnitud pero
inclinada 15º hacia mesial. Los resultados demostraron que la ferulización
determinaba un cambio de la transferencia de tensión en el hueso, desde la cresta
hasta la zona apical y que la ferulización determinaba cierta mejora en el
comportamiento ante la aplicación de cargas no axiales. Sus conclusiones no
determinaron que la ferulización de un diente con periodonto reducido a un diente
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
155 - DISCUSIÓN
adyacente sano fuera beneficioso en lo referente al estrés transferido al hueso de
soporte. Sus resultados son difícilmente comparables a los nuestros, puesto que
en su diseño incluyeron, como es lógico, el ligamento periodontal, al que otorgaron
un módulo de Young de 70.3Kg/cm² y un módulo de Poisson de 0.49. La
naturaleza de la interfase hueso implante es totalmente diferente y por ende su
comportamiento ante la aplicación de carga.
Si embargo, otros estudios como el de Bergkvist et al (2008) obtuvieron
resultados diferentes. Su objetivo era demostrar que la carga inmediata de
implantes, mediante una prótesis provisional ferulizada en un único segmento
podía proteger la interfase hueso - implante en cicatrización. Para ello emplearon
un estudio mediante Elementos Finitos y sus resultados determinaron un reducción
de los niveles de estrés a nivel del hueso para la prótesis ferulizada, en
comparación de cuando se rehabilitaba el provisional de forma individual.
Finalmente, debiéramos concluir la discusión acerca del primer ensayo con
unas reflexiones acerca de los resultados obtenidos a nivel de la transferencia de
tensión equivalente según Von Mises como resultado del cantilever mesial del
espécimen en dos tramos, que contaba de forma bilateral con una extensión del
incisivo lateral e incisivo central.
Aplicando el modelo teórico de Rangert (1989) debiéramos haber
encontrado un aumento importante y significativo de la tensión equivalente según
Von Mises a nivel de los implantes 3 y 4, por la presencia de ese cantilever en
mesial. Sin embargo nuestros resultados al respecto son contradictorios. Es cierto
que en el implante 3 se observa un incremento de la tensión equivalente según
Von Mises en la ferulización de la prótesis en dos tramos (2841,7 MPa para la
fuerza perpendicular y 2511,8 Mpa para la inclinada ) si lo comparamos con los
resultados en el mismo implante para los otros dos especímenes, en los que el
diseño no incluye extensión (2794,4 y 2767,9 Mpa para la fuerza perpendicular y
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156 - DISCUSIÓN
2474,8 y 2445,7 para la inclinada). Sin embargo a nivel del implante 4 los
resultados se invierten y es precisamente en el espécimen en dos tramos donde se
obtiene los resultados más bajos (1885,2 MPa para la fuerza perpendicular y
1677,8 para la inclinada) comparados con los dos restantes (2548,7 y 1930,9 Mpa
para la fuerza perpendicular y 2260,1 y 1703,8 Mpa para la inclinada). De nuevo, la
falta de uniformidad en los resultados de tensión sobre los implantes se puede
atribuir a la asimetría propia del modelo. Por otro lado, merece la pena destacar
que la transferencia de tensión al hueso de soporte para esta tipología ha sido la
más desfavorable, especialmente para los sectores posteriores. Resulta difícil
concluir que estos resultados sean debidos a los cantilever. El propio Rangert et
al (1989) habiendo teorizado acerca del riesgo biomecánico que suponen los
cantilever en prótesis sobre implantes, también sostuvo que cuando más de dos
implantes comparten la carga que proviene del cantilever , el análisis mecánico
resulta complejo y la analogía estricta con la palanca de clase I no puede
fácilmente aplicarse.
Por otro lado, no existen informes alarmantes sobre los efectos biológicos
adversos significativos relacionados con los cantilever en la literatura odontológica
(Brägger et al, 2001; Romeo et al, 2003; Wennström et al, 2004), de tal forma que
la longitud del cantilever y otros factores asociados con la carga oclusal pueden
resultar menos importantes que fumar y una higiene oral defectuosa (Lindquist et
al, 1996; Lindquist et al, 1997). El artículo de Shackleton et al (1994) relataba
fracaso en casi la mitad de las restauraciones con voladizos mayores de 15mm. al
cabo de 20-80 meses y otros encontraban que las complicaciones mecánico -
técnicas son más frecuentes en los puentes en extensión (Brägger et al, 2001;
Wada et al, 2001; Kreissl et al, 2007; Örtop and Jemt, 2008). Estudios más
recientes con evidencia científica fuerte muestran que comparando prótesis
parciales fijas con voladizo y sin voladizo en 45 pacientes a los 5 años de
evaluación, el cantilever no tuvo influencias en las condiciones periimplantarias
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
157 - DISCUSIÓN
(Wennström et al, 2004), ni tampoco en la aparición de complicaciones técnicas.
Así mismo, el estudio de Romeo et al (2004), obtuvo unas tasas de supervivencia
semejantes del 94,5 y 96,5% para prótesis fija parcial con voladizo y sin voladizo
respectivamente, al cabo de 7 años, lo que también está en la línea de los
resultados de un metaanálisis sobre prótesis fija parcial con voladizos de poca
extensión que señala tasas estimadas de supervivencia del 94,4 y del 89,1%, a los
5 y 10 años respectivamente (Aglietta et al, 2009). Por otro lado otro estudio no
demostró efectos negativos en la situación del voladizo a mesial o distal, evaluados
radiográfica y clínicamente en prótesis parcial fija a los 4 años de evaluación
(Romeo et al, 2003).
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
158 - DISCUSIÓN
6.3 Sobre el estrés transmitido y su distribución en
ferulización única en función del material de
recubrimiento
Nuestros resultados muestran que las asimetrías propias del modelo
mandibular, así como las resultantes de la ubicación de los implantes producen
como era de esperar, un reparto no uniforme de las tensiones transferidas a la
izquierda y derecha de la mandíbula. Este hecho es todavía más acusado, para la
prótesis con recubrimiento de resina, para la cual el resultado de estrés
equivalente según Von Mises transferido al implante de situación de canino
izquierdo presenta valores significativamente más bajos que los del implante
homólogo del lado derecho. Cuando se analiza en detalle se observa que, a su
vez, los implantes de las posiciones primer premolar y primer molar izquierdo
tienen valorares de tensión más altos que sus homólogos de la derecha. Este
hecho debe responder sin duda a que la carga de menos que está soportando el
implante del canino izquierdo, las están teniendo que sufrir el del primer premolar y
molar de ese mismo lado.
Además, los resultados en los ensayos realizados sobre el espécimen
recubierto de material cerámico y de resina concuerdan en que en ambos se
obtiene una disminución de los valores de tensión transferidos al implante y al
hueso de soporte cuando la fuerza aplicada pasa de ser perpendicular respecto al
eje longitudinal del implante, a inclinada 6º en sectores posteriores y de 35º en
sectores anteriores, respecto a ese mismo eje. Esta disminución se mantiene en
porcentajes prácticamente idénticos a los obtenidos en los ensayos
correspondientes a la influencia de la ferulización, cuando también la carga pasaba
de ser perpendicular a inclinada, con un promedio de 11,35% para los implantes y
de 11,49% para el hueso de soporte.
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
159 - DISCUSIÓN
Es interesante observar cómo los porcentajes de disminución de la tensión
transferida al hueso para los dos modelos con prótesis ferulizada, uno con
recubrimiento de cerámica y otro de resina, son extremadamente parecidos, 11,61
y 11,49% respectivamente.
No obstante, cuando se observan las tensiones transmitidas a los implantes,
vemos que éstas son mayores para la tipología que cuenta con el recubrimiento de
resina acrílica que para aquella con recubrimiento de cerámica feldespática. Esto
ocurre para todos los implantes salvo para el implante en situación del canino
izquierdo, cuyos valores son menores, aunque sin diferencias excesivamente
llamativas.
Así mismo, se observa un incremento importante entre la tensión transferida
al hueso de soporte entre ambos especímenes, siendo los valores muy superiores
en el caso de la prótesis con recubrimiento de resina acrílica.
Estos resultados parecen entrar en contradicción con los modelos
matemáticos de Skalak (1983), que concluían que los implantes oseointegrados
mantienen un contacto directo con el hueso de modo que transmiten el estrés o las
ondas de choque aplicados sobre ellos. Por esta razón, el autor defendía el
empleo de dientes artificiales en resinas acrílicas, un material con módulo de
Young bajo, dado que los consideraba capaz de absorber esos impactos.
En esta línea, apoyando las conclusiones del modelo matemático de Skalak,
se han publicado diversos trabajos, como el de Gracis et al (1991) comprobando
in vitro una reducción de la fuerza de impacto alrededor del 50%, cuando el
material restaurativo empleado en prótesis sobre implantes era resina
fotopolimerizable o resina polimerizable por calor y presión y se comparaba con
cerámica y aleaciones de metales nobles.
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
160 - DISCUSIÓN
Otro estudio reciente también in vitro, empleó un robot capaz de reproducir
los movimientos y las fuerzas masticatorias, para medir las fuerzas transmitidas a
un modelo simulado de hueso perimplantario, cuando se empleaban 4 tipos
diferentes de material oclusal: 3 tipos de resina composite y una cerámica. De
nuevo se comprobó que la cerámica transmitía significativamente mayores fuerzas
que las resinas testadas (Conserva et al, 2009). Finalmente, teniendo ésto en
cuenta, Misch (2009) ha sugerido un protocolo de carga progresivo para los
implantes colocados en hueso de pobre calidad, que contempla el uso inicial de
provisionales de resina, ferulizando los implantes y aprovechándose de las
propiedades físicas de dicho material para de esa forma reducir el estrés.
No obstante y en desacuerdo con lo relatado, la mayor parte de los estudios
mediante Elementos Finitos, algunos con diseños notablemente parecidos al
nuestro (Wang et al, 2002), no han corroborado las teorías de Skalak, relatando
resultados muy semejantes al nuestro.
Destaca el estudio de Papavisilou et al (1996), aunque probablemente sea
el menos específico porque sometía a estudio muchas variables: tipo de mandíbula
edéntula, ausencia de cortical, elementos intramóviles, dirección y magnitud de
carga, etc... así como dos tipos de material de recubrimiento, la cerámica
feldespática y la resina acrílica. Sus resultados no demostraron una diferencia
significativa en la transmisión de tensión al terreno de soporte para ambos
materiales, aunque el ensayo no es exactamente comparable al nuestro, ya que
difieren en las propiedades de los materiales, sobre todo en un mayor coeficiente
de Poisson de la cerámica.
En la misma línea, Çiftçi et al (2001) evaluaron la distribución de estrés,
mediante elementos finitos a la supraestructura metálica de una prótesis fija sobre
dos implantes y un póntico intermedio, para diferentes tipos de recubrimiento
oclusal. Los resultados demostraron que la resina acrílica era la que transfería
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
161 - DISCUSIÓN
mayores cantidad de estrés a la supraestructura, siendo de los 4 recubrimientos a
ensayo el segundo de Módulo de Young más bajo, mientras que al contrario fue la
cerámica la que determinó menores niveles de estrés en el metal, siendo el
recubrimiento de módulo más alto.
Resultados semejantes se citan en otro estudio de Elementos Finitos
diseñado para determinar la diferencia en la distribución de estrés en el hueso de
soporte, el implante y el pilar, sobre una prótesis de 3 unidades (2 implantes y un
póntico intermedio), cuando se empleaba una aleación de oro, porcelana o resina
(acrílica y composite) como material de restauración. Se aplicó una fuerza estática
de 1N axialmente y luego bucolingualmente sobre el centro del póntico. No se
encontraron diferencias significativas en el estrés máximo equivalente entre los
cuatro materiales y de hecho los mayores incrementos de estrés con las resinas
fueron encontrados en el implante y el pilar bajo carga estática axial (lo cual se
consideró importante dado que las cargas intraorales son predominantemente
axiales) . Este hecho llevó a los autores a concluir que no se podía considerar un
efecto mecánico protector de las resinas (Stegariou et al, 1998)
Más recientemente otro estudio de Elementos Finitos evaluó, al igual que
nosotros, la influencia de la ferulización y el material de restauración en la
transmisión de estrés a hueso de baja densidad. Realizaron un modelo en 3
dimensiones de un bloque de hueso, sobre el que modelizaron dos implantes
cilíndricos. Se evaluó el máximo estrés equivalente sobre el hueso, cuando se
aplicaba una carga estática vertical y luego horizontal de 1N, sobre el centro de
cada corona, simulada en resina, porcelana y aleación de oro y cuando además
las coronas se ferulizaban o no a la adyacente. Los resultados numéricos
demostraron que para las coronas unitarias no se encontraban diferencias
significativas para los diferentes materiales, tanto para la carga vertical como
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
162 - DISCUSIÓN
horizontal, en lo referente al estrés máximo equivalente transferido al hueso. Sin
embargo al ferulizar las coronas, se veía notablemente reducido el estrés ante la
aplicación de cargas horizontales, especialmente cuando el material de la corona
era oro y cerámica y no para la resina. Estos resultados llevaron a concluir a los
autores que en caso de hueso de baja calidad, resulta adecuado la ferulización de
implantes y el uso de materiales de restauración relativamente rígidos (Wang et al,
2002).
Sergötz (1997) analizó la distribución del estrés de una prótesis fija
mandibular de arcada completa sobre 6 implantes, en función de 3 diferentes
superficies de oclusión (resina, composite y por pocelana) y 4 distintas
supraestructuras protésicas (oro, plata-paladio, cromo-cobalto y aleación de
titanio). Una carga total de 172N fue distribuida sobre el total de la superficie
oclusal del modelo. El estrés generado fue calculado sobre la superficie oclusal, la
supraestructura, los tornillos de retención de la prótesis, implantes y hueso cortical
y esponjoso de soporte. Los resultados demostraron que el empleo de
supraestructuras en materiales de bajos módulos de elasticidad no suponía una
diferencia sustancial en los patrones de distribución ni en los valores del estrés
transferido al hueso cortical y esponjoso soporte de los implantes y sin embargo si
que producían, para estos materiales, una mayor concentración de estrés a nivel
de los tornillos de soporte y por tanto aumentaban el riesgo de fracaso de la
prótesis.
Para las condiciones de carga a estudio, la combinación óptima de
materiales desde el punto de vista biomecánico resultó ser el cromo cobalto y la
cerámica, lo que en general concuerda con nuestros datos y con el reciente
ensayo de Assunçao et al (2010), en el que intentaron determinar, mediante un
modelo de elementos Finitos, la influencia de diversos materiales y desajustes en
la transferencia de estrés sobre una corona unitaria sobre implantes. Sus
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
163 - DISCUSIÓN
resultados demostraron que el uso de materiales de alto módulo de elasticidad
(porcelana/titanio, porcelana/circonio) en la corona prótesica resultaba
biomecánicamente más conveniente comparado con aquellos de módulo menor
(aleación de oro, composite modificado con resina), lo cual está en concordancia
con los nuestros.
Como hemos señalado, nuestros datos están en general de acuerdo o en
concordancia con los trabajos de diferentes autores que señalan mayor estrés
transmitido al terreno de soporte con el uso de resina que con el empleo de
cerámica o por lo menos no diferencias significativas; este hecho, en principio en
contradicción con la ciencia empírica merece una explicación o aclaración.
Un modulo elástico es un tipo de constante elástica que relaciona una
medida referente a la tensión y una medida referente a la deformación. Cuando a
un material como el hueso, el titanio, la cerámica, la resina etc... le asignamos un
Módulo de Young estamos dando información asociada directamente con los
cambios de longitud (deformación longitudinal) que experimentan dichos
materiales cuando están sometidos a la acción de esfuerzos (en nuestro caso de
compresión). Por esa razón se le llama también módulo elástico longitudinal. Para
un sólido con un módulo de Young de valor numérico relativamente alto
(porcelana) la deformación causada por una tensión dada será menor en
comparación a un sólido de E de valor más pequeño (resina). Por otra parte,
cuando un cuerpo se acorta por efecto de una compresión, se alarga en la
dirección perpendicular a dicha compresión. La relación entre la deformación
longitudinal y la deformación transversal se denomina coeficiente de Poisson. Por
ejemplo el coeficiente de Poisson del corcho está cerca de 0, el de la mayoría de
los aceros está alrededor de 0.3, y el del caucho es casi 0.5.
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
164 - DISCUSIÓN
En este punto es interesante recordar las propiedades de los materiales que
hemos asignado durante el diseño del estudio para la cerámica feldespática y la
resina acrílica y que quedan recogidas en la siguiente tabla.
Material Módulo de Young (MPa) Módulo de Poisson (µ)
Porcelana Feldespática 68.9 x 10³ 0,28
Resina Acrílica 2 x 103 0,35
Tabla XII. Módulo de Young y Módulos de Poisson considerados para la porcelana feldespática y la resina acrílica, en muestro ensayo
Un modulo de Young pequeño combinado con un módulo de Poisson alto,
como es el caso del que hemos asignado a la resina acrílica, hacen que el material
se deforme mucho y precise poca energía para alcanzar esa deformación. Como
consecuencia, dependiendo de su grosor absorberá poca carga. Por lo tanto, la
teoría de Skalak puede ser correcta y un material con módulo de elasticidad más
bajo debiera ser más eficaz que otro con un módulo más alto a la hora de absorber
el “shock” ante la aplicación de una fuerza de impacto, pero siempre y cuando se
cumpla que su coeficiente de Poisson sea igual o inferior. En nuestro caso nuestro
material cerámico se deforma menos pero consume más energía al deformarse
(mayor parte de la carga aplicada se emplea en deformarla). Por ese mismo motivo
ha ocurrido que en la prótesis con recubrimiento de resina, tanto los implantes
como el hueso salen mecánicamente peor parados, puesto que la cantidad de
carga asumida por la prótesis ha sido menor y consecuentemente la transferida al
terreno de soporte mayor.
Sin embargo, los resultados de un estudio reciente de Achour et al (2011)
contradicen esta teoría. Este autor y sus colaboradores desarrollaron un modelo
de Elementos Finitos en el que sometían a comparación el estrés transferido al
terreno de soporte por una prótesis unitaria sobre implantes convencional
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
165 - DISCUSIÓN
(constituido por implante Branemark de 4.8 x 8mm. de titanio, pilar de titanio,
retenedor de aleación de cromo cobalto y recubrimiento mediante cerámica
feldespática) y otra con los mismos componentes, salvo un material elástico
( silicona con un modulo de Young de 0.006 y un coeficiente de Poisson de 0,49)
situado entre el retenedor y el pilar protésico. Se consideró a todos los materiales
isotrópicos y de elasticidad lineal. El implante se colocó en una hemimandíbula
modelada y las condiciones de contorno que se establecieron fueron la de cero
desplazamiento, fuerza vertical de 10Mpa, bucolingual de 3Mpa y mesiodistal de 3
Mpa. Sus resultados les llevaron a concluir que ambos modelos presentaban una
distribución cualitativa de estrés muy similar, a nivel del hueso cortical en la
interfase hueso implante, con una disminución significativa de los valores de
tensión para el modelo con la barrera elástica. Si se someten los resultados a
análisis, se descubre que las tensiones en los dos modelos a ensayo resultan muy
parecidas. Por otro lado, el artículo determina para la silicona, que genera la
barrera elástica, un grosor de 0.5mm, que queda asimilado en el volumen del
grosor de metal. El trabajo no especifica el grosor de dicho retenedor, pero habrá
que asumir una diferencia entre uno y otro de precisamente esos 0.5mm. y las
implicaciones que de ello se derive en la transferencia de tensión. En conclusión
este trabajo contradice la teoría expuesta anteriormente de que un material que
cuenta con un modulo de Young pequeño combinado con un módulo de Poisson
alto sea capaz de absorber poca carga, por lo que nuestra explicación, que de ella
se derivaba, para el aumento de la tensión transferida al terreno de soporte que
hemos recogido en nuestros resultados sobre la prótesis con recubrimiento de
cerámico pudiera no ser plausible.
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
166 - DISCUSIÓN
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
167 - DISCUSIÓN
7 - CONCLUSIONES
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
168 - CONCLUSIONES
De acuerdo con los resultados obtenidos y teniendo en cuenta las limitaciones
que este tipo de ensayos tienen, podemos deducir las conclusiones siguientes:
1. En nuestro ensayo, la ferulización en un único tramo de una prótesis fija
mandibular soportada por seis implantes, e independientemente de la dirección
de la carga oclusal, es la opción que menor tensión trasmite a los implantes y la
segmentada en tres tramos la que mayor tensión transfiere.
2. A nivel óseo, sin embargo, la ferulización de arcada mandibular en tres tramos
es la que muestra la menor transferencia de tensión al hueso periimplantario, con
mayor magnitud para la ferulización en dos tramos, se considere la dirección de
carga que se considere.
3. La transferencia de carga se distribuye invariablemente para las tres tipologías,
sea en carga axial o no axial, sobre la zona de la cresta del hueso perimplantario
y con valores superiores para los implantes posteriores en comparación con los
anteriores.
4. De acuerdo a nuestros datos, de las tres opciones de ferulización mandibular,
la de tramo único es la que permite una mejor distribución de la carga a los
implantes y sin embargo la segmentada en tres tramos es la que consigue una
mejor distribución de los sobreesfuerzos en las zonas de hueso que alojan a los
distintos implantes.
5. Desde el punto de vista biomecánico, en nuestro ensayo, la tipología más
desfavorable de una prótesis fija mandibular sobre 6 implantes es la de dos
segmentos con división en la línea media y extensiones a mesial.
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
169 - CONCLUSIONES
6. Para uno u otro tipo de ferulización e independientemente de si la carga es
axial o no, el implante en posición 3.4 (primer premolar izquierdo) es el que
mayor estrés soporta de todos los implantes, mientras que es el hueso
periimplantario que rodea al implante de situación 4.6 (primer molar derecho) el
que mayor tensión recibe.
7. Según nuestros datos, la dirección de la carga oclusal no es un factor de
influencia significativa en la magnitud y distribución del estrés a implantes y
hueso periimplantario, sea para uno u otro tipo de ferulización, aunque se
constata un pequeño aumento bajo carga axial.
8. En nuestro estudio e independientemente de la dirección de la carga oclusal, el
material de recubrimiento protésico de resina es el que se relaciona con la
transmisión de mayor cantidad de estrés al terreno de soporte sea implantes o
hueso periimplantario en comparación al material cerámico.
9. El tipo de material de recubrimiento protésico sea resina o porcelana, no
influye en la localización ósea de la tensión, que siempre es en la zona crestal
periimplantaria, ni en la localización y distribución en implantes, que siempre es
tanto en posteriores como en anteriores, aunque con mayor estrés en posteriores
y más cuando el material es acrílico.
10. En nuestro ensayo, el uso de materiales de bajo módulo de elasticidad para
recubrimiento protésico de una prótesis fija mandibular de arcada completa
soportada por seis implantes no supone una disminución, sino todo lo contrario,
un aumento de la tensión transferida al terreno de soporte, ya sea bajo carga
axial como no axial.
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
170 - CONCLUSIONES
11. De acuerdo con los resultados obtenidos es posible admitir la hipótesis
planteada de: “La ferulización de seis implantes osteointegrados mediante una
prótesis fija mandibular de un único tramo, es más favorable que en varios
tramos, en relación con el estrés transmitido al terreno de soporte”, cuando el
terreno de soporte son los implantes y rechazarla cuando se trata de hueso
periimplantario.
12. Nuestros datos no nos permiten admitir la hipótesis inicial de: “El uso de
materiales que presentan comportamiento elástico y bajo módulo de elasticidad,
en la fabricación de una prótesis fija mandibular de arcada completa, son más
favorables en relación con el estrés transmitido al terreno de soporte”, y debemos
rechazarla.
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
171 - CONCLUSIONES
BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
172 - CONCLUSIONES
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BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA
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