* Implantólogo Oral y Reconstructivo, Universidad Militar Nueva Granada Fundación CIEO.
** Director del Posgrado Implantología Oral y Reconstructiva, Universidad Militar Nueva Granada Fundación CIEO.
ORAL Y RECONSTRUCTIVA
COMPARACIÓN DE LA DISTRIBUCIÓN DE ESFUERZOS EN TRANSEPITELIALES RECTOS Y ANGULADOS, SOMETIDOS
A DIFERENTES MAGNITUDES DE FUERZAS. ANÁLISIS POR ELEMENTOS FINITOS
Recibido para publicación: 21-10-2012 Aceptado para publicación: 12-02-2013
RESUMEN
Introducción: Las complicaciones más comunes en los implantes están relacionadas con las condiciones biomecánicas. El empleo de pilares angulados que conllevan a la transmisión de cargas no axiales sobre los implantes pueden causar fractura del implante o de sus componentes debido a condiciones de fatiga. Objetivo: Comparar la distribución de esfuerzos en abutments rectos y angulados a 10º, 20º y 30º, al aplicar fuerzas de 150N, 250N y 450N. Método: Se realizó un modelo geométrico de los implantes y transepiteliales con el software CAD (Diseño Asistido por Computador), Solid Works 2010, de los implantes reales SIS SIH de 3.5mm D x 13mm L, integrados en la mandíbula, con transepiteliales rectos y angulados a (10º, 20º, 30º), se aplicaron cargas e 150N, 250N y 450N. Para interpretar los resultados obtenidos, se aplicaron las pruebas estadísticas Kuskal Wallis, ANOVA y la U de Mann Whitney. Resultados: Se obtuvieron mejores resultados de la distribución de esfuerzos en el abutment de 0 ° en comparación con el angulado a 30 °. Al aumentar la angu-lación del transepitelial fue mayor el valor de concentración máximo de esfuerzos en la zona de la chimenea y la plataforma (p <0.1) Conclusión: Al aumentar la angulación de los transepiteliales, los esfuerzos se concentraron en la zona de la plataforma y la chimenea; en el tonillo de fijación de los transepiteliales, aumentó el estrés en la zona cervical. En el transepitelial recto, disminuyó la distribución de esfuerzos, respecto las diferentes magnitudes de fuerza 150N, 250N y 450N.
Palabras clave: Distribución de esfuerzos, transepiteliales angulados.
ABSTRACT
Introduction: One of the most common complications in the implants is related with the biomechanical conditions. The use of angled abutments lead to the transmission of non-axial loads on the implants; generating implant and components fractures by fatigue condi-tions. Objective: To compare the force distribution in straight and angled abutments, at 10º, 20º and 30º, when forces of 150N, 250N, 450N are applied. Method: A geometric model of the implants and abutments with CAD software (Computer Aided Design), Solid Works 2010 were used, SIS implants SIH 3.5mm D x 13mm L, into the jaw, with straight and angled abutments of (10 º, 20 º, 30 º), applied loads: 150N, 250N and 450N. To interpret the results, statistical tests were applied Kruskal Wallis ANOVA and Mann Whitney. Results: Better force distribution was obtained at the 0 ° abutment when it was compared to 30 °. When abutment angulation was increased, the value of maximum concentration of efforts at the screw entrance was greater (p <0.1). Conclusion: As angulation increased, force dis-tribution at the platform and the screw entrance of the abutment increased. Straight abutment showed better force disdis-tribution, no matter force magnitude (150N, 250N and 450N).
INTRODUCCIÓN
La Biomecánica es una disciplina que, desde ini-cios de la Implantología, ha jugado un papel de-terminante en el análisis de la interacción entre un elemento artificial (el implante oseointegrado y sus diferentes componentes) y un ente biológico (los tejidos peri implantarios). Esta relación entre la me-cánica (como disciplina de la Física) y la Implan-tología (como disciplina de la Biología) ha estado con frecuencia sometida a esquemas demasiado rígidos, en los que los conceptos epistemológicos de la física (Mecánica) se extrapolaban de forma demasiado estricta al fenómeno de la interacción implante-organismo vivo. “A pesar de esto, se em-piezan a vislumbrar nuevas tendencias en la forma de conceptualizar la Implantología, en la que los preceptos biomecánicos se flexibilizan, sobre todo en pro de esquemas más simples y más biomimé-ticos”.1
Se asumía que la longitud de los implantes era determinante para el éxito de éstos. Estudios clá-sicos 1,2 correlacionaban mayores tasas de fracaso cuando se emplean implantes cortos. Hoy por hoy, posiblemente por el advenimiento de las “nuevas superficies”, empiezan a superarse ciertas premisas al respecto. Publicaciones que analizan el compor-tamiento de los implantes cortos (=<8mm) han mostrado porcentajes de éxito muy elevados y com-parables con los de los implantes estándar. 3 Las fuerzas van a actuar sobre las prótesis y los implantes, por ello es importante conocer sus pro-piedades, dirección, frecuencia y la magnitud de las mismas. El conocimiento de cómo las fuerzas normales o excesivas pueden producir sobrecar-ga podría ayudarnos en el diseño del tratamiento implantológico. Es importante realizar un correcto diagnóstico para poder prever las cargas que so-portará la futura restauración, de forma que pre-sente las características biomecánicas adecuadas, individualizando el tratamiento en función de cada
paciente. Así, factores como la presencia de há-bitos parafuncionales, la relación intermaxilar o la masa muscular del individuo van a determinar en gran medida la magnitud, dirección y la frecuencia de las cargas que recibirá la prótesis.4
En resumen, las fuerzas oclusales afectan al hue-so que rodea a los implantes, generando un estrés mecánico que puede tener consecuencias negati-vas para la oseointegración. Se recomienda, por tanto, un control de las cargas trasmitidas al hueso y un control de micro movimientos dentro de la lla-mada “zona de carga fisiológica” que va a mejorar la remodelación ósea permitiendo una adaptación de la estructura ósea a la carga. Para ello parece posible actuar a dos niveles: a nivel de la prótesis (materiales de restauración, diseño protésico, pila-res, patrón oclusal y distribución de los implantes) y de los implantes (diseño, superficie, diámetro y lon-gitud), que a través de la restauración van a recibir las fuerzas oclusales.5
Tradicionalmente, se ha enfocado este campo desde una perspectiva demasiado rígida y centra-da en los riesgos biológicos que se podían derivar de esta interacción. Las nuevas superficies de im-plantes y los nuevos diseños de las uniones proté-sicas han permitido cambiar el concepto de esta disciplina.
Los transepiteliales o pilares de anclaje son adita-mentos que conectan el implante a la restauración, proporcionan la resistencia suficiente para recibir y transmitir las fuerzas oclusales al implante y al hueso de soporte.4,6-8
Sin embargo múltiples estudios clínicos en trans-epiteliales de titanio, demuestran que la complica-ción más frecuente es la fractura o aflojamiento del tornillo de fijación del abutment.4,6-8
Durante movimientos excéntricos la cara palatina de los dientes anteriores actúa como guía anterior
para la desoclusión de los dientes posteriores9 y recibe fuerzas transversales, tensionales y de do-blamiento, que tienden a separar los componentes del complejo implante - restauración y contribuyen a una falla mecánica, porque en estas fuerzas; la distancia entre el punto de contacto y la unión del implante con el transepitelial constituyen el brazo de palanca.10
Para determinar la influencia de los diferentes ti-pos de fuerzas, la distribución de esfuerzos, defor-mación y desplazamientos sobre los transepitelia-les rectos y angulados, en un modelo computa-rizado, se aplicó un análisis de elementos finitos (Ansys). Debido a que la geometría relacionada con los implantes y el proceso alveolar es muy compleja, este método es uno de los más válidos para analizar la distribución de esfuerzos sobre el transepitelial, el implante y el complejo biológico alrededor de este. Por lo tanto, el objetivo de este estudio fue comparar la distribución de esfuerzos en transepiteliales rectos y angulados (10º,20º y 30º), sometidos a diferentes magnitudes de fuer-zas (150N, 250N, 450N) dirigidas al eje longitu-dinal del implante.
MATERIALES Y MÉTODO
Se realizó un estudio analítico para el cual se uti-lizó el software ANSYS-2, para simular un modelo geométrico del maxilar inferior con tres implantes ubicados, de la siguiente forma uno en zona an-terior, uno en zona de premolares y uno en zona de molares. Sobre este esquema de implantes, se simularon transepiteliales rectos y angulados (10º, 20º, 30º) por cada zona, cada uno con su respec-tivo tornillo de fijación, y luego se aplicaron fuerzas de diferentes magnitudes (150N, 250N, 450N). Este estudio se realizó contemplando las siguientes fases:
FASE I: MODELADO
Primero: Se realizó el modelado (construcción) de
toda la geometría en un programa de CAD (Dise-ño Asistido por Computador), en este caso se usó SolidWorks 2010.
Los modelos geométricos de los implantes y transe-piteliales utilizando software de CAD Diseño Asisti-do por ComputaAsisti-dor) SolidWorks 2010, se realiza-ron a partir de las medidas tomadas con calibrador de los implantes SIS SIH de 3.5mm D x 13mm L. En el caso de la mandíbula, se modeló a partir de imá-genes de tomografía computarizada y fue llevada a SolidWorks para su integración con los implantes.
FASE II: REALIZACIÓN DE ENSAMBLAJES
Segundo: Se realizaron todos los ensamblajes, es
decir, se ubicaron en los sitios adecuados el hue-so, el implante, el tornillo pasante y transepiteliales, para cada una de las angulaciones. Se hizo en so-lidworks.
FASE III: ENMALLADO DEL OBJETO
Tercero: Se enmallaron todos los ensamblajes. Se
creó una malla de elementos finitos en cada en-samblaje utilizando el software Ansys versión 13. Para el enmallado se utilizó el elemento Solid187 del programa simulación con elementos finitos AN-SYS versión 13.
FASE IV: DEFINICIÓN DE CARGAS Y CONDICIONES DE FRONTERA
Cuarto: Se definieron y asignaron las propiedades
de los materiales. A cada geometría del ensambla-je se le asignan las propiedades mecánicas respec-tivas (hueso, titanio). Se hizo en ansys.
Propiedades del material: Para cada elemen-to se especificó el módulo de elasticidad y la rela-ción de Poisson.
FASE V: DEFINICIÓN DE CARGAS Y CONDICIONES DE FRONTERA
Quinto: Se definieron las cargas y condiciones de
frontera. Se ubican las fuerzas (cargas) en los sitios donde se quieren aplicar a las diferentes geome-trías. Adicionalmente, se definen las restricciones de movimiento (condiciones de frontera), es decir las zonas de la geometría donde están restringidos lo movimientos y permiten que el ensamblaje perma-nezca en equilibrio cuando se aplican las cargas.
FASE IV: SOLUCIÓN
Para la solución de los modelos geométricos se tu-vieron en cuenta 3 grupos para la zona de ubica-ción de los implantes (Anteriores, premolares y mo-lares) y la magnitud de la fuerza aplicada (150N, 250N y 450N). Se analizó en cada grupo un im-plante SIS - SIH 3.5mm de diámetro por 13 mm de longitud, con un transepitelial de 9 mm de altura. Y se establecieron 4 grupos que indicaban la angula-ción del transepitelial a ( 0º, 10º, 20º y 30º) cada uno con su respectivo tornillo de fijación. Finalmen-te a cada subgrupo se le aplicó respectivamenFinalmen-te la magnitud de fuerza asignada a cada zona.
ANÁLISIS ESTADÍSTICO
Para interpretar los resultados obtenidos, se apli-caron las pruebas estadísticas Shapiro Wilk, Barlet, Kuskal Wallis, ANOVA, Mann Whitney, y análisis por intervalos de confianza para confirmar diferen-cias en la distribución de esfuerzos en los diferentes tipos de angulaciones y magnitudes. Las pruebas de significancia son realizadas al 5 o al 10%, nor-malmente al 5%; una vez fueron aplicadas, no se observaron diferencias significativas al 5% y por ello, fueron aplicadas las pruebas al 10%.
RESULTADOS
Cómo se observa en la (Figuras 1 y 2), se halló una diferencia significativa entre la distribución de esfuerzos en los transepiteliales angulados a 10º y 30º al aplicar todas las magnitudes de fuerza, siendo mayor al aumentar la angulación en los transepiteliales.
Figura 1. Distribución de esfuerzos de transepiteliales
angulados
Figura 2. Gráfica representativa en la que se
observan las angulaciones y los valores de distribución de esfuerzos en el tornillo de fijación
Según la prueba estadística KRUSKAL WALLIS, no se observo una diferencia significativa en la va-riación de los valores de distribución de esfuerzos, entre las diferentes magnitudes de fuerza aplicadas. (Figuras 3 y 4).
Figura 3. Gráfica representativa en la que se
observan las diferentes magnitudes de fuerza vs los valores de distribución de esfuerzos en el transepitelial
Figura 4. Gráfica Box Plot, representativa en la que se
observan las diferentes magnitudes de fuerza y los valores de distribución de esfuerzos en el tornillo de fijación ABUTMENTS
Se observó (Figura 5), que al aplicar una magnitud de fuerza de 150N sobre el transepitelial de 0º, el esfuer-zo se distribuye uniformemente, con un valor máximo
de (9.0057e+007) ubicado en la zona cervical y en menor proporción en el hueso crestal (4339.7). A los 10º, el mayor esfuerzo se presentó en el 1/3 medio (3.3512e8 MPa) y coronal del transepite-lial. A diferencia de los 0º y 10º, la distribución de esfuerzos en el transepitelial angulado a 20º, se presentó un mayor esfuerzo en la zona cerca-na a la chimenea (4.3257e8) y las zocerca-nas restantes del transepitelial, similar a lo observado en el caso del transepitelial de 30º, con mayor esfuerzo en la zona de la chimenea (1.0042e9 MPa) y valor míni-mo en la zona apical (17642 MPa).
La segunda simulación en la que se aplicó 250N (Fi-gura 6), en el caso del transepitelial recto, el mayor esfuerzo se presentó (1.7028e8 MPa), uniformemen-te en el transepiuniformemen-telial, al comparar los resultados con el transepitelial angulado a 10º, se observó mayor distribución de esfuerzos en el 1/3 ½ del transepi-telial y coronal (1.8372e8 MPa), disminuyendo en la zona cervical, (6260.8 MPa). Mientras que en el caso de las angulaciones 20º y 30º, se obtuvo un mayor esfuerzo localizado en la zona de la chime-nea, siendo para el caso de 20º el mayor esfuerzos un valor de (2.3949e+008 MPa) disminuyendo en la zona cervical y en la zona apical.
En la tercera simulación al aplicar la fuerza de 450N (Figura 7), en el transepitelial de 0º, el mayor
zo fue de (1,3146e+008 MPa), disminuyó hacia la zona cervical, con un valor de (13717 MPa). A dife-rencia de la angulación de 10º, el mayor esfuerzo se presentó en la zona coronal, (3.3636e+008 MPa), y el menor esfuerzo (16408 MPa) zona cervical. Similar a la angulación de 20º, en el cual, el ma-yor esfuerzo se localizó en la zona de la chimenea, (4.2931e+008 MPa), en la zona coronal y cervical, indican la disminución de esfuerzos ( 31124 MPa). Mientras que en el caso de 30º, se observó en la zona cervical y en la chimenea, un mayor valor de esfuerzo (3.8559e8 MPa), y disminuyó en el hueso (29224 MPa).
TORNILLO
Al aplicar una fuerza de 150N (Figura 8), en el tran-sepitelial angulado a 0º, se observó en el tornillo
de fijación, que el mayor esfuerzo se concentró en la zona cervical. Similar en la angulación del tran-sepitelial a 10º, cuyo mayor esfuerzo (3. 3512e8 MPa) se localizó en la zona cervical; en el caso del transepitelial angulado a 20º, fue en la zona distal 1/3 ½ con valores de (4.3257e8 MPa). Valores si-milares en la angulación de 30º, el mayor esfuerzo localizado en la zona distal.
En la (Figura 9), en el Modelo de simulación, que se aplicó una carga de 250N en la angulación 0º, el mayor esfuerzo se ubicó hacia la zona distal del tornillo de fijación, al igual que el transepitelial an-gulado a 10º y 20º , en los que se observó, que el mayor esfuerzo se ubico en la zona lingual. El tercer modelo de simulación al que se aplicó una carga de 450N (Figura 10), la zona de mayor
es-Figura 6. Distribución de esfuerzos en transepiteliales angulados a 0º, 10º, 20º y 30 º al aplicar 250N
fuerzo se presentó en la zona cervical en la angula-ción 0º al igual que en el caso de la angulaangula-ción 10º. A diferencia de los 0º y 10º, el tornillo de fijación en la angulación de transepitelial de 20º, obtuvo el
Figura 8. Distribución de esfuerzos en tornillo de fijación, transepiteliales angulados
a 0º, 10º, 20º y 30 º al aplicar fuerza de 150N
Figura 9. Distribución de esfuerzos en tornillo de fijación, transepiteliales angulados
a 0º, 10º, 20º y 30 º al aplicar una fuerza de 250N
Figura 10. Distribución de esfuerzos en tornillo de fijación, transepiteliales angulados
a 0º, 10º, 20º y 30 º al aplicar fuerza de 450N
mayor esfuerzo localizado hacia vestibular cervical. Finalmente, similar en la angulación de 30º, en la zona cervical vestibular del tornillo de fijación.
DISCUSIÓN
El método de elementos finitos ha sido utilizado por los investigadores11-20 para predecir fenómenos biomecánicos clínicos, en implantes dentales, ya que acorta significativamente el tiempo de inves-tigación y proporciona resultados temáticamente exactos y verificables.
En este estudio se utilizó, el complejo: implante, transepitelial, y tornillo de fijación, con medidas de simulación clínica, para obtener resultados, simu-lados en modelos geométricos. Hasta hace poco, los modelos lineales estáticos se han utilizado am-pliamente en estudios de implantes dentales de ele-mentos finitos.
Kong y colaboradores (2009)22, evaluaron la dis-tribución de esfuerzos entre la unión, del hueso de maxilar inferior y el implante, para ello cons-truyeron modelos de simulación reales por sepa-rados: implante, tornillo y la superestructura. Los resultados de este estudio fueron más fiables que los utilizados en complejo unido, sin contacto de separación, en un modelo carga inmediata, y pro-porcionaron información valiosa para las prácticas de carga clínica.12-26 En el presente estudio, la dis-tribución de esfuerzos fue evaluada: en el conjunto implante, transepitelial, tornillo pasante, creando modelos de simulación reales. Haciendo confia-bles los datos obtenidos, ya que los enmallados de las simulaciones geométricas, fueron realizadas por separado con las especificaciones clínicas de cada pieza, aportando así resultados aplicados a la práctica clínica.
Clínicamente, existen variables adicionales que pue-den afectar el conjunto: implante, transepitelial, tor-nillo de fijación.23 En este estudio, por ejemplo, los resultados indicaron que la variable determinante en la variación de la distribución de esfuerzos es la angulación, más no la magnitud de la fuerza, como indicadores en el complejo implanto protésico.
El estudio de la distribución de fuerzas en el com-plejo de implante único, en conjunto con el tornillo pasante es fundamental para la integridad y la re-sistencia de los mismos.
Según los resultados obtenidos, hay una diferencia significativa en los valores de distribución de esfuer-zos, en las diferentes angulaciones. Pero no signi-ficativa entre las diferentes magnitudes de fuerza (150N, 250N, 450N), en el caso del tornillo de fi-jación relacionado con lo planteado por Jörnéus L y colaboradores 1996 24 , quien realizó un análisis de la carga sobre un solo diente anterior, para el cual utilizó un límite elástico del tornillo de fijación (Ce-raOne) de 1370 N, y aplicó una fuerza de 643,4N, (fuerza dentro del margen de seguridad del tornillo de fijación). La fuerza aplicada en el presente estu-dio, no sobrepaso los 450N, que al ser comparado con el margen de seguridad usado por Jörneus no alcanza ni siquiera los 643,4N, relacionado con la mínimo stress sobre el tornillo de fijación.
Por otra parte, Binon25 2000, ha puesto de mani-fiesto la tendencia hacia el diseño de tornillo al que se apliquen altos niveles de precarga. Esto se consi-gue normalmente por un cambio en el material del tornillo de titanio a oro o de aleación de oro, así como un cambio en la configuración geométrica de la cabeza del tornillo y el diámetro del vástago. Características sesgadas en el presente estudio, ya que fue utilizado un único material y longitudes es-pecíficas no variables.
Teniendo en cuenta la literatura reportada de dios en elementos finitos, es necesario realizar estu-dios acerca del tipo de material del tornillo pasante, que comparen así la distribución de esfuerzos, en diferentes longitudes de implantes, para determinar la influencia en la carga sobre el hueso, e implan-tes con transepiteliales en zirconio, oro y titanio. Pessoa y colaboradores3 en su estudio, mostró una mayor concentración de estrés en la zona de unión
implante- transepitelial, al igual que este estudio en el que el mayor esfuerzo se presento en la zona cer-vical en los transepiteliales. Lo cual, puede explicarse por la reducida superficie de transmisión de carga, en la configuración de la plataforma. A la inversa, un pilar de mayor diámetro proporciona una mayor área de dispersión de la carga y por lo tanto los re-sultados en las concentraciones de tensión más baja. En el 2006 el equipo de investigación de Maeda28 en un estudio in vitro, concluyeron que existe una mayor cantidad de tensión en la zona cervical del implante de conexión externa. Autores argumen-taron que esta diferencia podría explicarse por la diferencia de superficie entre las conexiones. Resul-tados que coinciden con los publicados por Huang y colaboradores(49) al realizar una comparación de diferentes diseños de implantes en elementos fini-tos, demostró que al reducir el diámetro del im-plante aumenta la tensión en el hueso que lo rodea. Eger y colaboradores (2000)29 realizaron un estu-dio donde compararon el éxito de los implantes restaurados con transepiteliales s rectos y angula-dos. 81 implantes fueron colocados en 24 pacien-tes y evaluados durante 36 meses. Las mediciones incluyeron profundidades de sondaje, el nivel gingi-val, índice gingigingi-val, y la movilidad. No encontraron diferencias significativas, en los parámetros anali-zados. Esto sugiere que el transepitelial angulado puede considerarse una opción de restauración adecuada cuando los implantes no se colocan en posiciones axiales ideales. Resultados contrarios a los encontrados en el presente estudio, quienes re-portan una diferencia significativa en la distribución de esfuerzos en transepiteliales angulados y rectos, encontrando así, que a mayor angulación mayor distribución de esfuerzos.
Ha CY y colaboradores (2008)30 y colaboradores, publicaron un estudio en el que compararon los valores de torque de remoción (RTV) de transepite-liales (rectos, angulados, y en oro pre mecanizada
tipo UCLA) en los implantes de hexágono interno y externo, después de la carga dinámica en la clíni-ca, del maxilar superior zona anterior.
Se realizó un modelo en yeso con una zona edentula anterior, y un análogo de implante integrado en este modelo a un ángulo de 15 grados vestibular al eje longitudinal del incisivo central izquierdo. El grupo del transepitelial angulado mostró, valores de remoción de torque (RTV) significativamente mayores que el transepitelial recto, de oro, prefabricado tipo UCLA de hexágono externo. Sin embargo, no hubo diferen-cia significativa en los valores de torque de remoción entre los transepiteliales de conexión interna. Compa-rable con el actual estudio en el que se comparan la distribución de esfuerzos en transepiteliales angulados y rectos, en el cual la mayor distribución de esfuerzos al aplicar cargas fue en los transepiteliales 30º, máxi-mo valor en el estudio. Resultados similares a los en-contrados por Kao HC y colaboradores (2008)31, tras realizar una investigación del micro movimiento entre los implantes y el hueso circundante causado por la colocación de transepiteliales angulados con carga inmediata, en elementos finitos, encontraron que an-gulaciones de trasnepiteliales mayores a 25º, pueden aumentar el estrés en el hueso peri implantar en un 18% e incrementar los niveles de micromovimientos en un 30%. Coincidiendo así con los resultados del presente estudio, en el que ha mayor angulación, se presentaron mayor distribución de esfuerzos.
CONCLUSIONES
Al aumentar la angulación de los transepiteliales, los esfuerzos se concentraron en la zona de la pla-taforma y la chimenea.
Al aplicar diferentes magnitudes de fuerzas en el tonillo de fijación de los transepiteliales, aumentó la distribución de esfuerzos en la zona cervical. El transepitelial recto desde el punto de vista bio-mecánico, disminuyó la distribución de esfuerzos,
respecto las diferentes magnitudes de fuerza 150N, 250N y 450N.
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