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UNIVERSIDAD CENTRAL DEL ECUADOR
FACULTAD DE ODONTOLOGÍA
INSTITUTO SUPERIOR DE INVESTIGACIÓN Y POSGRADO
ESPECIALIDAD EN IMPLANTOLOGÍA ORAL
“EFECTO DEL AUMENTO DE LA ALTURA DE LA CORONA EN LA
DISTRIBUCIÓN DE TENSIONES EN IMPLANTES DENTALES CONE
MORSE: ANÁLISIS A TRAVÉS DE ELEMENTOS FINITOS”.
Trabajo de investigación presentado previo a la obtención del grado
académico de Especialista en Implantología Oral.
AUTOR: Urresta García Fabián Bolívar.
TUTOR: Dr. Kleber Arturo Vallejo Rosero.
QUITO, Febrero 2017
ii
AUTORIZACIÓN DEL AUTOR PARA SU PUBLICACIÓN
Quito, a 20 de Febrero del 2017
Yo, Fabián Bolívar Urresta García en calidad de autor del trabajo de
investigación “EFECTO DEL AUMENTO DE LA ALTURA DE LA CORONA
EN LA DISTRIBUCIÓN DE TENSIONES EN IMPLANTES DENTALES CONE
MORSE: ANÁLISIS A TRAVÉS DE ELEMENTOS FINITOS”, por la presente
autorizo a la UNIVERSIDAD CENTRAL DEL ECUADOR, hacer uso de todos
los contenidos que me pertenecen o de parte de los que contienen esta obra,
con fines estrictamente académicos o de investigación.
Los derechos que como autor me corresponden, con excepción de la presente
autorización, seguirán vigentes a mi favor, de conformidad con lo establecido
en los artículos 5.6.8;19 y demás pertenecientes de la Ley de Propiedad
Intelectual y su Reglamento.
También Autorizo a la Universidad Central del Ecuador realizar la digitalización
y publicación de este trabajo de investigación, en el repositorio virtual, de
conformidad a lo dispuesto en el Art. 144 de la Ley Orgánica de Educación
Superior.
Firma:
_________________________
Fabián Bolívar Urresta García C.I: 1721799722
iii
INFORME DE APROBACIÓN DEL TUTOR
Quito, a 20 de Febrero del 2017
Yo, Kleber Arturo Vallejo Rosero con C.I 1711361871, en mi calidad
de tutor del trabajo de titulación, modalidad Proyecto de Investigación,
elaborado por el señor URRESTA GARCÍA FABIÁN BOLÍVAR, cuyo título es:
“EFECTO DEL AUMENTO DE LA ALTURA DE LA CORONA EN LA
DISTRIBUCIÓN DE TENSIONES EN IMPLANTES DENTALES CONE
MORSE: ANÁLISIS A TRAVÉS DE ELEMENTOS FINITOS”, previo a la
obtención del Grado de Especialista en Implantología Oral: considero que el
mismo reúne los requisitos y méritos necesarios en el campo metodológico y
epistemológico, para ser sometido a la evaluación por parte del tribunal
examinador que se designe, por lo que APRUEBO, a fin de que el trabajo sea
habilitado para continuar con el proceso de titulación determinado por la
Universidad Central del Ecuador.
En la ciudad de Quito, 20 de Febrero del 2017
____________________________
Dr. Kleber Arturo Vallejo Rosero
TUTOR DE TESIS
C.I. 11711361871
iv
APROBACIÓN DE LA PRESENTACIÓN ORAL/TRIBUNAL
El tribunal constituido por el Dr. Franklin Quel, Dra. Daniela Ortiz, Dr. David
García. Luego de receptar la presentación oral del trabajo de titulación previo a
la obtención del título de Implantólogo Oral “EFECTO DEL AUMENTO DE LA
ALTURA DE LA CORONA EN LA DISTRIBUCIÓN DE TENSIONES EN
IMPLANTES DENTALES CONE MORSE: ANÁLISIS A TRAVÉS DE
ELEMENTOS FINITOS”.
Emite el siguiente veredicto: APROBADO
Fecha: Quito, 02 de Marzo del 2017
Para constancia de lo actuado firman:
Nombre y Apellido Calificación Firma
Presidente Dr. Franklin Quel Carlosama
Vocal 1 Dr. David García López
Vocal 2 Dra. Daniela Ortiz Reyes
v
DEDICATORIA
Quiero dedicar esta tesis a mis padres que siempre me han apoyado y
que con su infinito amor me han ayudado a lograr todos mis objetivos como
persona y como estudiante.
A mi hermana Sofy que ha sido mi modelo y que me ha enseñado a
levantarme después de una caída y empezar de nuevo.
A mi hermano Diego, mi mejor amigo y futuro colega, que siempre ha
estado cerca de mí en los buenos y malos momentos.
También quiero dedicar este proyecto a mi novia Sofy que ha sido una
fuente de motivación y fuerza durante momentos desalentadores.
Por último, a mis profesores de Especialidad por poner a mi disposición
todos sus conocimientos y sabiduría, tanto en el ámbito profesional como
personal.
vi
AGRADECIMIENTO
En primer lugar agradezco a la Facultad de Odontología de la
Universidad Central del Ecuador, por haberme permitido formarme en ella tanto
en el pregrado como postgrado, y ser el centro de enseñanza que inculcó en mi
la responsabilidad, el trabajo y la dedicación.
A mi Tutor de Tesis, Dr. Kléber Vallejo Rosero por compartir su tiempo y
conocimientos en la elaboración de este proyecto, además por impulsar el
desarrollo de mi formación profesional.
Y a mis amigos y compañeros, por todo el apoyo y buenos momentos
compartidos durante el transcurso de la Especialidad.
vii
ÍNDICE DE CONTENIDOS
DEDICATORIA .................................................................................................. v
AGRADECIMIENTO ......................................................................................... vi
ÍNDICE DE CONTENIDOS .............................................................................. vii
ÍNDICE DE ANEXOS ......................................................................................... x
ÍNDICES DE FIGURAS ..................................................................................... xi
ÍNDICE DE GRÁFICOS .................................................................................. xiii
ÍNDICE DE TABLAS ....................................................................................... xiv
RESUMEN ....................................................................................................... xv
ABSTRACT ..................................................................................................... xvi
INTRODUCCIÓN ............................................................................................... 1
CAPÍTULO I ....................................................................................................... 3
1. EL PROBLEMA ........................................................................................... 3
1.1. Planteamiento del problema ..................................................................... 3
1.2. Objetivos .................................................................................................. 5
1.2.1. Objetivo general .................................................................................... 5
1.2.2. Objetivos específicos ............................................................................. 5
1.3. Justificación .............................................................................................. 5
1.4. Hipótesis ................................................................................................... 7
1.4.1. Hipótesis Nula ....................................................................................... 7
CAPÍTULO II ...................................................................................................... 8
2. MARCO TEÓRICO ...................................................................................... 8
2.1. Antecedentes investigativos ..................................................................... 8
2.2. Fundamentación teórica ......................................................................... 11
2.2.1. Implante Dental ................................................................................... 11
2.2.1.1. Macroestructura del implante (Diseño) ............................................. 13
2.2.1.2. Microestructura del implante (Superficie) .......................................... 15
2.2.2. Aditamentos protésicos ....................................................................... 16
2.2.2.1. Conexión entre Implante y Pilar ........................................................ 18
2.2.2.2. Rehabilitación sobre implantes ......................................................... 19
2.2.3. Biomecánica de implantes dentales ..................................................... 20
2.2.4. Distribución de tensiones ..................................................................... 21
2.3. Método de elementos finitos (MEF) ........................................................ 25
viii
2.3.1. Proceso de análisis del método de elementos finitos ........................... 26
CAPÍTULO III ................................................................................................... 28
3. METODOLOGÍA ........................................................................................ 28
3.1. Diseño del estudio .................................................................................. 28
3.2. Sujetos y tamaño de la muestra ............................................................. 28
3.3. Criterios de inclusión y exclusión ............................................................ 29
3.3.1. Criterios de Inclusión ........................................................................... 29
3.3.2. Criterios de Exclusión .......................................................................... 29
3.4. Definición operacional de las variables ................................................... 30
3.5. Programa Utilizado ................................................................................. 31
3.5.1. Medición de variables y procedimientos .............................................. 31
3.5.1.1. Confección de los modelos virtuales ................................................. 31
3.6. Propiedades de los materiales ................................................................ 48
3.7. Condiciones de Borde ............................................................................ 49
3.8. Mallado ................................................................................................... 49
3.9. Simulacro ............................................................................................... 49
3.10. Técnicas para el procesamiento de datos y análisis de resultados ....... 50
CAPÍTULO IV ................................................................................................... 52
4. RESULTADOS .......................................................................................... 52
4.1. Análisis de los resultados ....................................................................... 52
4.2. Resultados de simulación ....................................................................... 53
4.2.1. Sección tornillo .................................................................................... 54
4.2.2. Esfuerzo en Hueso Cortical ................................................................. 57
4.2.3. Análisis de la tensión global aplicada al Implante Cone Morse con una
carga axial de 200N ......................................................................................... 58
4.3. Carga Oblicua 100N. .............................................................................. 60
4.3.1. Sección del tornillo............................................................................... 61
4.3.2. Esfuerzo en Hueso Cortical ................................................................. 65
4.3.3. Análisis de la tensión global aplicada al implante Cone Morse con una
carga oblicua de 100N ..................................................................................... 66
4.4. Análisis Estadístico ................................................................................. 69
4.5. DISCUSIÓN............................................................................................ 74
CAPÍTULO V.................................................................................................... 77
5. CONCLUSIONES Y RECOMENDACIONES ............................................. 77
ix
5.1. Conclusiones .......................................................................................... 77
5.2. Recomendaciones .................................................................................. 78
BIBLIOGRAFÍA ................................................................................................ 79
ANEXOS .......................................................................................................... 84
x
ÍNDICE DE ANEXOS
Anexo 1. Certificado de el Subcomité de Ética de investigación en Seres
Humanos de la Universidad Central del Ecuador. ............................................ 84
Anexo 2. Traducción Certificada del Resumen .............................................. 85
Anexo 3. Certificado de Sistema Antiplagio URKUND. .................................. 86
Anexo 4. Versión del Programa Solid Works ................................................. 87
Anexo 5. Declaración de Conflictos de Interéses del Autor............................ 88
Anexo 6. Declaración de Conflicto de Interéses del Tutor ............................. 89
xi
ÍNDICES DE FIGURAS
Figura 1. Modelo de implante ........................................................................ 29
Figura 2. Medidas Implante con Calibrador Digital ........................................ 31
Figura 3. Medidas Diámetro Implante con Calibrador Digital ......................... 31
Figura 4. Medidas Corona Con Calibrador Digital .......................................... 32
Figura 5. Medidas Tornillo Con Calibrador Digital .......................................... 32
Figura 6. Primeta fase modelado tornillo ....................................................... 33
Figura 7. Segunda Fase Modelado Tornillo ................................................... 34
Figura 8. Tercera Fase Modelado Tornillo ..................................................... 34
Figura 9. Cuarta Fase Modelado Tornillo ....................................................... 35
Figura 10. Modelado Final Tornillo ................................................................ 35
Figura 11. Modelado Implante Cone Morse ................................................... 36
Figura 12. Modelado Implante Cone Morse Porción Apical ........................... 36
Figura 13. Primera Fase Modelado Implante Cone Morse ............................. 36
Figura 14. Segunda Fase Modelado Implante Cone Morse ........................... 37
Figura 15. Tercera Fase Modelado Implante Cone Morse ............................. 37
Figura 16. Cuarta Fase Modelado Implante Cone Morse............................... 38
Figura 17. Primera Fase Modelado del Pilar .................................................. 38
Figura 18. Segunda Fase Modelado del Pilar ................................................ 39
Figura 19. Tercera Fase Modelado del Pilar .................................................. 39
Figura 20. Primera Fase Modelado Corona ................................................... 40
Figura 21. Segunda Fase Modelado Corona ................................................. 40
Figura 22. Tercera Fase Modelado Corona ................................................... 40
Figura 23. Cuarta Fase Modelado Corona ..................................................... 41
Figura 24. Quinta Fase Modelado Corona ..................................................... 41
Figura 25. Modelado Final Corona ................................................................ 42
Figura 26. Base ............................................................................................. 43
Figura 27. Corona Exterior ............................................................................ 43
Figura 28. Corona interior .............................................................................. 44
Figura 29. Ensamble de la corona ................................................................. 44
Figura 30. Tornillo.......................................................................................... 45
Figura 31. Implante ........................................................................................ 45
Figura 32. Hueso Cortical .............................................................................. 46
xii
Figura 33. Hueso Trabecular ......................................................................... 46
Figura 34. Ensamble del Hueso..................................................................... 47
Figura 35. Ensamble corona - hueso ............................................................. 47
Figura 36. Ensamble corona - hueso ............................................................. 48
Figura 37. Colorimetría de elementos finitos.................................................. 52
Figura 38. Puntos de contacto para la carga axial de 200N ........................... 53
Figura 39. Tornillo de la Corona de 10mm con carga axial de 200N .............. 54
Figura 40. Tornillo de la Corona de 12mm con carga axial de 200N .............. 55
Figura 41. Tornillo de la Corona de 14mm con carga axial de 200N .............. 56
Figura 42. Cortical bone de la Corona de 10mm con carga axial de 200N .... 57
Figura 43. Cortical bone de la Corona de 12mm con carga axial de 200N .... 57
Figura 44. Cortical bone de la Corona de 14mm con carga axial de 200N .... 58
Figura 45. Corona 10mm Carga Axial 200N .................................................. 59
Figura 46. Corona 12mm Carga Axial 200N .................................................. 59
Figura 47. Corona 14mm Carga Axial 200N .................................................. 60
Figura 48. Puntos de contacto carga oblicua 100N........................................ 61
Figura 49. Tornillo de la Corona de 10mm con carga oblicua de 100N .......... 62
Figura 50. Tornillo de la Corona de 12mm con carga oblicua de 100N .......... 63
Figura 51. Tornillo de la Corona de 14mm con carga oblicua de 100N .......... 64
Figura 52. Cortical bone de la Corona de 10mm con carga oblicua de 100N 65
Figura 53. Cortical bone de la Corona de 12mm con carga oblicua de 100N 65
Figura 54. Cortical bone de la Corona de 14mm con carga oblicua de 100N 66
Figura 55. Corona 10mm Carga Oblicua 100N .............................................. 67
Figura 56. Corona 12mm Carga Oblicua 100N .............................................. 67
Figura 57. Corona 14mm Carga Oblicua 100N .............................................. 68
Figura 58. Corona 14mm Carga Oblicua 100N .............................................. 73
xiii
ÍNDICE DE GRÁFICOS
Gráfico 1. Comparación de medias: Tornillos ................................................ 70
Gráfico 2. Comparación de medias: Hueso cortical ....................................... 71
Gráfico 3. Comparación de medias: Plataforma ............................................ 73
xiv
ÍNDICE DE TABLAS
Tabla 1. Propiedades de los materiales ......................................................... 48
Tabla 2. Tornillos ........................................................................................... 69
Tabla 3. ANOVA ............................................................................................ 69
Tabla 4. Hueso Cortical ................................................................................. 70
Tabla 5. ANOVA ............................................................................................ 71
Tabla 6. Implante ........................................................................................... 72
Tabla 7. ANOVA ............................................................................................ 72
xv
“EFECTO DEL AUMENTO DE LA ALTURA DE LA CORONA EN LA DISTRIBUCIÓN DE TENSIONES EN IMPLANTES DENTALES CONE MORSE: ANÁLISIS A TRAVÉS DE ELEMENTOS FINITOS”
Autor: Fabián Urresta García Tutor: Dr. Kleber Arturo Vallejo Rosero
RESUMEN
Una relación corona implante desfavorable causaría complicaciones
biomecánicas en los componentes protésicos comprometiendo la integridad del
implante y la calidad de vida de los pacientes. El objetivo de la investigación fue
analizar el efecto del aumento de la altura de la corona en la distribución de
tensiones que se generan en implantes cone morse mediante el método de
elementos finitos. Se diseñó un implante virtual cilíndrico auto roscante cone
morse indexado de 10 mm de longitud por 4.00 de diámetro y tres tipos de
altura de corona: 10 mm, 12 mm, 14 mm a partir de las medidas tomadas con
calibrador digital en base al modelo físico confeccionado en el laboratorio
dental. Cada modelo estaba compuesto por un bloque de hueso mandibular
humano calidad tipo III. Se aplicaron una carga axial de 200 N y una carga
oblicua de 100 N (45º). Los resultados fueron visualizados por medio de mapas
de tensiones máximas de Von Misses para comprender la concentración y
distribución de esfuerzos en las diferentes zonas de los componentes de un
sistema de implantes. El Análisis Estadístico de ANOVA fue: en la sección del
Tornillo (P=0,865), en la sección del Hueso Cortical (P=0,541), y en la sección
del Implante (P=0,953). Se quedó de manifiesto que la altura ideal de la corona
oscila en los 10mm, de modo que cualquier incremento de altura por encima de
dicha medida podría incrementar significativamente las tensiones sobre las
diferentes estructuras del implante, afectándose principalmente el segmento
medio del pilar o tornillo, concluyendo que el incremento de la altura de la
corona mediante el método de elementos finitos en un valor superior a los
10mm provoca el aumento de tensiones en los componentes prostéticos y el
hueso periimplantario, situación que podría derivarse en la ruptura del tornillo
del implante.
PALABRAS CLAVES: IMPLANTES / ALTURA / CORONA / ANÁLISIS /
TENSIÓN / DISTRIBUCIÓN.
xvi
“EFFECT OF INCREASING THE HEIGHT OF THE CROWN IN THE DISTRIBUTION OF TENSIONS IN CONE MORSE DENTAL IMPLANTS: ANALYSIS THROUGH FINITE ELEMENTS”
AUTHOR: Fabián Urresta García TUTOR: Dr. Kleber Arturo Vallejo Rosero
ABSTRACT
An unfavorable relationship crown implant would cause biomechanical
complications in the prothetic component compromising the integrity of the
implant and the quality of life of patients. The objective of the research was to
analyze the effect of increasing the height of the crown in the distribution of
tensions that are generated in cone morse implants through the method of finite
elements. We designed a virtual cylindrical implant auto tapping cone morse
index of 10 mm in length by 4.00 in diameter and three types of crown height:
10 mm, 12 mm, 14 mm from measures taken with digital gauge in base to the
physical model made in the dental laboratory. Each model was composed of a
block of human mandibular bone quality type III. We applied a load axial of 200
N and a load skew of 100N (45º). The results were visualized by means of
maximum Von Misses stresses maps to understand the concentration and
distribution of efforts in different parts of the components of a system of
implants. The ANOVA Test data were: in the section of the Screw (P=0.865), in
the section of the Cortical Bone (P=0.541), and in the section of the Implant
(P=0.953). Concluding that increasing the height of the crown by the finite
element method in a value greater than the 10 mm provokes tensions increased
in the prosthetic components and periimplantary bone, situation that could arise
in mobility and breaking of the screw of the implant.
KEYWORDS: IMPLANT / HEIGHT / CROWN / ANALYSIS / TENSION /
DISTRIBUTION.
I declare that the above document is a faithful translation of the Spanish language into English. It is all I
can affirm except mistake or omission, in accordance with Article 24 of the Law of Modernization of the
State. I proceed to legalize my signature.
Diego Rendón Coronel.
C.I. 0908847627
Certified Translator
Lostin Translation – Traducciones Personales y Corporativas.
1
INTRODUCCIÓN
Los implantes dentales han sido ampliamente utilizados en la
rehabilitación de pacientes desdentados, Sin embargo, a pesar de sus tasas de
éxitos podrían sufrir fallas mecánicas o biológicas, (1) siendo la región posterior
de los maxilares la de mayor incidencia ya que las fuerzas oclusales serían tres
veces mayores que en la región anterior. (2)
Los implantes dentales cuando entran en función son sometidos a cargas
oclusales, (3) transmitiendo estas cargas a los tejidos periimplantares. (3) Al no
existir ligamento periodontal, la interfase hueso-implante es “rígida y directa”,
por lo cual dichas cargas son soportadas directamente por el hueso. (4)
Debido a situaciones como: “la reabsorción de la cresta alveolar, la
neumatización del seno maxilar y la presencia del nervio dentario inferior”, el
implante dental presentaría una longitud menor en comparación a la corona
protésica. (5) Lo que aumentaría la fuerza en el brazo de palanca ante fuerzas
de cizallamiento. (3) Por cada milímetro que aumente la altura de la corona,
dichas fuerzas aumentarían un 20%. (6)
Una relación corona-implante (C / I) no favorable causaría problemas
biomecánicos en un futuro, además podría ser más susceptible a la fractura
ante fuerzas oclusales oblicuas ya que aumentaría la compresión sobre el
hueso periimplantar y los aditamentos protésicos. (5) (7)
Entre las consecuencias de una sobrecarga oclusal se podría presentar
la pérdida del hueso periimplantar, fracturas de la corona, aflojamiento o
fractura de aditamentos protésicos e inclusive la pérdida de la unión implante –
hueso “oseointegración”. (8) (9) Actualmente, no existe un protocolo que defina
cuales son los índices admisibles para la relación corona / implante. (1)
2
El método de Elementos Finitos 3D fue creado en los años sesenta por
la industria aeroespacial, (10) en implantología se ha usado para evaluar los
efectos de la tensión en la estructura del implante y del hueso crestal. (11) El
modelado de las estructuras se las podría diseñar en 2 o 3 dimensiones
aunque el análisis en tres dimensiones permitiría la creación de modelos más
reales y obtener resultados más fiables. (12) (10)
Para un correcto modelado de las estructuras en Elemento Finito
dependería de la exactitud en la simulación de la macro estructura del implante,
las propiedades de los materiales y del hueso periimplantar y las condiciones
de cargas que van a ser aplicadas. (11)
Varios autores han estudiado el efecto del aumento de la altura de la
corona en implantes dentales de conexión interna y externa (9) pero el
desempeño biomecánico de los implantes de conexión tipo cone morse aún no
se ha estudiado y descrito ampliamente. Es por eso que se realizó el estudio de
dicho efecto a través de elementos finitos.
3
CAPÍTULO I
1. EL PROBLEMA
1.1. Planteamiento del problema
La salud bucal constituye un elemento que posee impacto psicosocial
debido a que la calidad de vida de las personas está estrechamente ligada a la
misma, tal afirmación se respalda en el conjunto de actividades llevadas a cabo
en la boca, tales como masticar, deglutir, fonar, incluso formar parte del
sistema de protección del organismo, un conjunto de actividades de gran
importancia que podrían verse afectada de perder piezas dentales.
Tomándose en cuenta los resultados de los estudios realizados por el
Ministerio de Salud Pública, (2014) puede afirmarse que la salud bucal de los
ecuatorianos dista mucho de ser la más adecuada, existiendo un 85% de la
población afectada por caries dentales, un 98% con algún tipo de grado de
placa bacteriana, un 23.2% con cálculos dentales, un 38.7% con gingivitis y un
82.3% con sangrado en las encías. (13)
Actualmente los implantes dentales son ampliamente demandados como
una solución efectiva a dificultades estéticas y funcionales derivadas de la
pérdida de piezas dentales, es de destacar que al perderse una pieza dental y
quedar un espacio con la tendencia de las piezas dentales a desplazarse hacia
ese lugar, situación que desembocará en trastornos en la mordida a mediano y
largo plazo.
Creton & Cune, (2010), explican que al extraerse las piezas dentales el
proceso de cicatrización del alveolo oscila en un periodo de 4 a 6 meses, de
modo que se reduce su diámetro y longitud en un 25% a los 12 meses,
pudiéndose verificar una reducción de hasta un 40% a los 36 meses, situación
que se agrava en las regiones posteriores del maxilar, acentuándose la
reabsorción ósea de la cresta y la neumatización del seno maxilar. (14)
4
Castillo, (2014), explica que la parte maxilar superior edéntula constituye
un verdadero desafío para lograr implantes efectivos, tomándose en cuenta la
reabsorción de la cresta alveolar y el crecimiento del seno maxilar en un
periodo de tiempo relativamente breve, de ahí la importancia de proceder casi
de forma inmediata luego de la pérdida dental con el tratamiento de implante.
(15)
Es de destacar que al disminuirse el tejido óseo como consecuencia de
la reabsorción de la cresta alveolar se hace más sensible para el paciente
cualquier tipo de tratamiento al aflorar las terminaciones nerviosas, por lo que
existe un mayor riesgo de afección a los nervios de la región y posibilidades de
daños óseos.
De modo que para lograr implantes efectivos es imprescindible un
incremento de la proporción corona implante, tal incremento de la altura de la
corona se traduce de acuerdo a lo expuesto por Boldt, Werner, Proff, Rotter, &
Richter, (2012) en un aumento del 20% de la distribución de tensiones por
milímetros adicionales en los puentes horizontales y verticales (cantiléver),
acrecentando la tensión a nivel del cuello del implante con efecto de
aflojamiento del tornillo o fractura del implante. (16)
El incremento de la pérdida ósea en las regiones posteriores del maxilar
y la mandíbula constituyen un reto para lograr implantes efectivos, así como
también el incremento de la altura de las coronas constituye un elemento que
indudablemente podría afectar los nervios de la región e incluso la integridad
ósea del maxilar y la mandíbula.
Otro elemento a ser tomado en cuenta como resultado de la disminución
de la calidad y densidad del tejido óseo puede ser una deficiente
óseointegración del implante, el cual al poseer una mayor altura incrementa
sensiblemente la presión horizontal y vertical a nivel del cuello del implante de
modo que el mismo podría aflojarse o fracturarse.
5
Lo anteriormente expuesto evidencia las razones por las cuales es
necesario se analice el efecto del aumento de la altura de la corona en la
distribución de tensiones en implantes dentales a través de elementos finitos.
1.2. Objetivos
1.2.1. Objetivo general
• Analizar el efecto del aumento de la altura de la corona en la distribución
de tensiones que se generan en implantes cone morse mediante el
método de elementos finitos.
1.2.2. Objetivos específicos
• Determinar el efecto del aumento de la corona de 10, 12 y 14 mm en la
distribución de las fuerzas axiales y oblicuas sobre el tornillo en modelo
de implante cone morse en simulación 3D a través de elementos finitos.
• Determinar el efecto del aumento de la corona de 10, 12 y 14 mm en la
distribución de las fuerzas axiales y oblicuas sobre el hueso perimplantar
en modelo de implante cone morse en simulación 3D a través de
elementos finitos.
• Comparar el efecto del aumento de la corona de 10, 12 y 14 mm en la
distribución de las fuerzas axiales y oblicuas sobre el tornillo y hueso
perimplantar en modelo de implante cone morse en simulación 3D a
través de elementos finitos.
1.3. Justificación
Entre las principales prioridades de la actual política de Salud Pública
desarrollada por el gobierno nacional destaca el cuidado y atención de la salud
oral como uno de los principales estándares a nivel internacional de elevados
niveles de salud y bienestar psicosocial.
6
Investigadores como Conn, (2011), afirman que la salud bucal es uno de
los parámetros que inequívocamente señalan el grado de desarrollo del
sistema de salud pública y bienestar social, destacando que las infecciones,
lesiones o enfermedades de la cavidad bucal constituyeron desde los inicios de
la humanidad una de las causas más frecuentes de sepsis y mortalidad en la
antigüedad. (17)
Los implantes dentales constituyen actualmente la solución a problemas
estéticos y funcionales consecuencia de la pérdida de piezas naturales, de ahí
la importancia de desarrollar y mejorar dicha técnica de modo que se garantice
una mejor distribución de cargas de las prótesis a los implantes y al hueso.
Con el objetivo de garantizar un mayor grado de efectividad en los
implantes dentales en la actualidad se hacen estudios con técnicas
computarizadas, analíticas y experimentales de los elementos finitos
fotoelásticos y medidores de tensión que intervienen en la fijación de las
prótesis de los implantes al hueso.
El lograr un análisis especifico y claro de los elementos finitos que
intervienen en el proceso de implante se llevaron a cabo pruebas de simulación
de la resistencia y tensión progresiva aplicada al implante de modo que se
establezca el comportamiento biomecánico de los mismos y las interfaces de
los componentes prostésicos.
La presente investigación se enfoca en el análisis del efecto del aumento
de la altura de la corona en la distribución de tensiones que se generan en los
componentes protésicos y en el hueso períimplantario de implantes dentales
mediante el método de elementos finitos, para de esta forma garantizar
implantes efectivos y duraderos ajenos a complicaciones biomecánicas que
puedan comprometer el mismo y la salud del paciente.
La investigación es inédita dado que se hace uso de bibliografía
actualizada, así como datos teóricos, prácticos y técnicos resultantes del
análisis de la determinación de la distribución y tensión de las fuerzas axiales y
7
oblicuas tomando en cuenta la longitud de la corona clínica, con la finalidad de
lograr una evaluación efectiva del incremento de la altura de la corona clínica
sobre componentes prostéticos y el hueso periimplantario.
1.4. Hipótesis
El aumento de la altura de la corona produce mayor estrés en la
distribución de tensiones en el tornillo y hueso periimplantar de implantes cone
morse.
1.4.1. Hipótesis Nula
El aumento de la altura de la corona no produce mayor estrés en la
distribución de tensiones en el tornillo y hueso periimplantar de implantes cone
morse.
8
CAPÍTULO II
2. MARCO TEÓRICO
2.1. Antecedentes investigativos
A partir de los estudios realizados por Blanes, Bernard, Blanes, & Belser,
(2007), sobre la evaluación de la influencia de la relación corona implante y las
diferentes modalidades de tratamiento de prótesis, en la pérdida de hueso
crestal alrededor de los implantes dentales colocados en la región posterior, en
cuyo estudio valoró un total de 192 implantes dentales ITI colocados
consecutivamente en premolares y molares de 83 pacientes parcialmente
desdentados, dichos implantes fueron restaurados a través de prótesis de
metal y cerámica en una sola corona o múltiple, procediéndose a un estudio
longitudinal prospectivo para valorar el éxito de tales implantes. (9)
Los resultados quirúrgicos, radiológicos y clínicos recolectados un año
después de la colocación de los mismos arrojaron datos en los que valorando
la proporción corona implante del modo A (0-0.99), B (1-1.99) y C (≥ 2),
revelando que la relación media de la proporción implante corona fue de 1.77 ±
0.56mm, con un total de 51 implantes, es decir el 26.5% cuya proporción fue C-
I, igual o mayor a 2, fracasando solamente tres implantes con una tasa de
supervivencia del 94.1%.
En el grupo A la pérdida del hueso crestal se verificó con valores de 0.34
± 0.27mm, por su parte el grupo B obtuvo un valor de 0.03 ± 0.15mm, siendo la
del grupo C de 0.02 ± 0.26mm, evidenciándose una diferencia estadística entre
grupos cuyo valor fue 0.009.
Finalmente se determinó que el modo de retención y la ferulisación de
las coronas no tuvo un efecto marcado sobre la pérdida de cresta ósea
alrededor de los implantes dentales ITI, concluyéndose que las restauraciones
de implantes C-1 entre 2 y 3 pueden ser utilizadas de forma satisfactoria en
áreas posteriores de la mandíbula.
9
La investigación desarrollada por Moraes, Pellizzer, Verri, & Silva, (2013)
tuvo como principal objetivo demostrar que el tornillo de sujeción de una
prótesis dental implantosoportada constituía el punto de mayor debilidad del
sistema corono implante, resaltándose la altura de la corona como factor
decisivo en el incremento del brazo de palanca de modo que llevaron a cabo
una evaluación de la distribución de la tensión de los tornillos en prótesis
implanto soportadas con diferentes alturas de la corona clínica. (8)
Para dicha investigación se utilizó el método de análisis de elementos
finitos tridimensionales, para tal fin fueron creados tres modelos de implantes
3.75 por 10mm, oscilando la altura de la corona entre 10, 12.5 y 15mm, dichos
resultados pudieron ser visualizados a través de mapas de estrés von Mises,
verificándose que la estructura del tornillo reveló el incremento del nivel de
estrés en la carga oblicua, la cual concentró la mayor parte del esfuerzo en
relación con la carga axial, concluyéndose que el incremento de corona se
revela como negativo en la distribución de la tensión en el tornillo de manera
acentuada en la carga oblicua.
Por su parte Ramos, Souza, Ferreira, Faria, & Eduardo, (2014) llevaron
a cabo la evaluación de la distribución de tensiones en los tornillos de fijación y
el tejido óseo alrededor de implantes unitarios de coronas de diferentes alturas,
tales como 10, 12.5 y 15mm, diseñándose tres modelos en 3D, los cuales se
desarrollaron con un bloque óseo mandibular en el cual se incluía un implante
hexágono interno con una sola corona de metal cerámica atornillada. (1)
La proporción corona implante fue de 1:1, 1.25:1, 1.5:1, respectivamente
con fuerzas aplicadas con valores de 200N axial y 100N oblicua, la simulación
se llevó a cabo a través de mapas de estrés Von Mises concentrándose la
tensión en el tornillo de fijación del implante y la interface pilar implante.
Se evidenció que las regiones bucales fueron sujetas de mayor
intensidad de tensión de tracción y las regiones distales fueron sujetas a una
mayor tensión de compresión en todos los modelos, el incremento de la
10
relación corona implante deberá ser minuciosamente valorada debido a que su
incremento es proporcional al aumento de la tensión para ambos tornillos de
fijación, es decir corona implante 1:1 a 25 ratio = a 30.1%, la relación C/I 1.1 a
5 ratio es = a 46.3% y el tejido óseo relación C/I 1:1 a 1.25 ratio es = al 30% y
C/I 1.1:1 a 1.5 ratio es = a 51.5%, demostrándose que a mayor altura de la
corona mayor incremento de la tensión promedio para los tornillos de fijación.
Por su parte Nissan, Gross, & Ghelfan, (2011) llevaron a cabo la
medición de la transferencia de cargas axiales y no axiales en implantes con
restauraciones fijas no ferulizadas que presentaban diferentes proporciones de
corona implante y diferentes alturas de corona, la investigación se desarrolló
haciendo uso de un modelo de bloque fotoelástico al cual se practicaron tres
perforaciones verticales en línea recta a una longitud de 12mm insertándose
tres implantes y aplicándose dos medidores de deformación sobre el cuello de
cada implante en las caras bucal y lingual que proporcionaron una lectura
exacta de la deformación. (7)
Posteriormente elaboraron cuatro grupos de prótesis segmentadas
cuyas proporciones corona implante oscilaron entre 1:1, 1:1.5, 1:1.75 y 1:2, con
alturas de coronas de 10, 15, 17.5 y 20mm, aplicándose 15 cargas estáticas
simultáneas con pesos de 20 kg en un ángulo de 0 a 30 grados con respecto al
eje vertical.
La aplicación de fuerza oclusal de 20 grados reveló un incremento
estadístico significativo en ambas caras, incrementándose los valores de la
micro deformación en la proporción implante corona de 1.1 a 1.5 (P˂001),
quedando del mismo modo demostrado que al aplicar dicha fuerza a la relación
corona implante 1:1.75 y 1.2 se fracturó el tornillo del pilar con desprendimiento
de la corona.
Se concluyó que la altura de la corona posee mayor importancia que la
proporción implante corona, al evaluarse los efectos negativos inherentes a la
biomecánica, evidenciándose un rotundo fracaso protésico en coronas cuya
altura sea mayor a 15mm.
11
La investigación realizada por Malchiodi, Cucchi, Ghensi, Consonni, &
Nocini, (2014), se enfrasco en la determinación de como la relación corona -
implante influyen en la pérdida de la cresta ósea y en la tasa de éxito de los
implantes con una superficie porosa sintetizada después de tres años de
seguimiento. (18)
Para el desarrollo de la investigación se seleccionaron 151 pacientes
con edentulismo individual o parcial tratados en un periodo de tres años con un
total de 280 implantes, se utilizaron en la rehabilitación coronas individuales o
prótesis parciales fijas procediéndose a la división en tres grupos de los
implantes tomando en cuenta la relación corona – implante.
Los resultados obtenidos revelaron un 98.1% de éxito en los implantes,
pudiéndose determinar la pérdida de hueso peri – implante media con valores
de 0.48 ± 0.29mm, quedando de manifiesto una correlación significativa de
éxito en los implantes de proporción C/I (P ˂ 0.5) y entre la PBL y la relación C/I
(P ˂ 0.5).
Quedo demostrado que la relación corona implante es el principal
parámetro que determina el éxito del implante y la pérdida del hueso crestal,
por lo tanto se determinó que cualquier tipo de incremento de los valores de
umbral se traduce en el incremento del estrés de la interface hueso – implante,
lo que resulta en una pérdida excesiva de cresta ósea o fracaso del implante.
2.2. Fundamentación teórica
2.2.1. Implante Dental
Melgar, (2013), señala que la necesidad de lograr un implante dental
efectivo, exitoso y económico ha sido desde la antigüedad uno de los mayores
retos de las ciencias médicas, existiendo evidencias históricas en civilizaciones
como la Egipcia en el primer periodo imperial que data del año 2181 al 2050
A.C. del uso de conchas marinas, dientes de animales como práctica común en
12
el implante dental, es decir fueron los pioneros en la zooplastia haciendo uso
de dientes de babuinos, también se utilizaron metales preciosos como el oro en
implantes y tratamientos de belleza dentales. (19)
En el mismo texto el autor considera que el implante fue ampliamente
utilizado durante la República Romana durante los años 300 al 250 A.C.,
existiendo evidencia histórica documentada del uso de implantes de conchas y
dientes de animales en legionarios heridos durante la primera guerra púnica,
tales tratamientos condensaban en sí el conocimiento adquirido de la
civilización egipcia y griega, poniéndose un gran énfasis en el mismo de modo
que la apariencia física era altamente estimada en la sociedad romana,
también se destaca que en dicha época los implantes no se limitaron a diente
de animales, sino al uso de piezas dentales provenientes de personas.
Por su parte Sánchez, (2011), sostiene que las culturas que florecieron
en el continente americano tampoco fueron ajenas a la técnica de implantes,
destacando la cultura Maya por haber realizado implantes con el uso de
conchas marinas en el año 400 de nuestra era, dato que revela la importancia y
validez de dicha técnica como forma de mantenimiento de la estética y
funcionalidad de las piezas dentales. (20)
En referencia al tema Cuenca, (2013), explica que la cultura árabe en
especial el Califato de Córdoba hacia el Siglo X se destacó por la precisión de
sus galenos al realizar implantes con el uso de hilos de oro, que permitían
recuperar la estética y funcionabilidad de las piezas la pulpa dental de modo
que se elevasen las posibilidades de éxito. (21)
El mismo autor señala que a partir de la década del 40 del Siglo XX se
desarrolló una técnica de implantes subperiósticos de cobalto-cromo-
molibdeno, desarrollándose en los años 60 implantes de lámina de titanio,
dichos implantes gozaron de la preferencia y éxito hasta los años 80, pero
como resultado de su insuficiente predictibilidad y su morbilidad a largos plazos
trajeron como consecuencia su abandono.
13
Un evento científico resultado de la casualidad fue el estudio realizado
por el Doctor Branemark, (1958), dirigido a la irrigación ósea en animales in
vivo a los cuales colocó un microscopio de titanio con una cámara óptica en el
hueso para documentar pormenores del tratamiento, el cual una vez finalizado,
evidenció que fue imposible retirar la cámara óptica del hueso debido a la
osteointegración que había sucedido, este descubrimiento revolucionó los
estudios y modificaciones en los implantes, de modo que se decidió
aprovechas dicho fenómeno biofísico para lograr un anclaje óptimo de las
prótesis dentales en la mandíbula y maxilar. (22)
Se verificó el primer caso de colocación de implantes en 1965 con el uso
de nueva tecnología, siendo el resultado un rotundo éxito, dicha técnica fue
difundida en 1982 en el Congreso de Toronto siendo inmediatamente
reconocida como la primera opción para la colocación de implantes tomándose
en cuenta que el titanio no es rechazado por el cuerpo humano.
Tomando en cuenta las investigaciones realizadas hasta el presente se
evidencia que el material idóneo para garantizar una osteointegración efectiva
es el titanio puro, el cual está conformado por un 99.7% de titanio y 0.05% de
hierro, debe destacarse que el hierro a pesar de su reducido porcentaje puede
producir corrosión del metal, en la actualidad es común el uso de aleaciones de
titanio con aluminio y vanadio.
2.2.1.1. Macroestructura del implante (Diseño)
Axelsson, (2013), explica que la macroestructura puede ser abordada
como la geometría, es decir longitud, diámetro y diseño del implante con
inclusión de la rosca, los cuerpos de los implantes cilíndricos icónicos han sido
sujeto de profundos estudios clínicos determinándose que para las cargas
inmediatas la mejor opción está dada por un cuerpo de forma cónica, debido a
que dicha figura geométrica garantiza una mayor fijación al hueso durante el
roscacado del implante. (23)
14
Tal ventaja de mayor fijación al hueso de los cuerpos de implante
cónicos se revela principalmente en el área del hombro del implante, es decir
en la zona cortical en la que el hueso es más estable y resistente, es
importante que se lleve a cabo una selección efectiva de la macroestructura del
implante con el objetivo de garantizar mayores índices de estabilidad primaria.
Por otra parte es de destacar que el diámetro del implante es un
elemento decisivo en el tamaño de la superficie y capacidad de adhesión o
apriete del implante durante la inserción, es decir a mayor diámetro mayor
estabilidad primaria, es de destacar que el diámetro se subordina a la relación
espacial que se establece con el punto de inserción y el tipo de
supraestructura, es decir corona sencilla, puentes, prótesis removibles.
Branemark, (2013), explica que en aquellas dentaduras que sean
parcialmente edéntulas se tomará en cuenta la distancia entre implantes y
dientes vecinos, de modo que se garantice una estética óptima, para lo cual se
considera que es la distancia idónea entre implantes deberá oscilar en 2mm.
(22)
Debe también destacarse que la rosca es un componente de vital
importancia para garantizar la estabilidad primaria del implante, más aun en
aquellas regiones en la que la calidad ósea no es idónea, el diseño de la rosca
se subordina a elementos tales como la distancia, forma y altura de los flancos
de la rosca.
Cuenca, (2013), afirma que la relación que se establece entre el
diámetro externo e interno decide la calidad del anclaje de modo que a mayor
diferencia existirá mayor posibilidad de efecto de desplazamiento, Es también
de tomarse en cuenta que la rosca en estructuras duras puede ser causa de
tensiones y fisuras, mientras que en estructuras blandas puede ser un factor de
mayor compresión, de modo que se recomienda mantener una relación mínima
entre el diámetro interno y el externo, ampliándose el mismo en sentido apical.
(21)
15
Pueden existir variaciones en cuanto a la relación entre el diámetro
interno y externo, es decir en aquella relación entre el diámetro interno y
externo que se mantiene constante en toda la longitud del implante se hace
referencia a rosca no progresiva y en los casos en los que la altura de los
flancos de la rosca se aumenta en dirección a la punta del implante se hace
referencia a rosca progresiva.
2.2.1.2. Microestructura del implante (Superficie)
Mish, (2011), afirma que inicialmente los implantes de titanio poseían
una superficie lisa sin ser tratada, la cual posterior a estudios realizados se ha
estudiado y mejorado de modo que se incrementen las propiedades
osteoconductivas, así como un incremento de la superficie macroscópica de
modo que se potencialice la oseointegración. (24)
En el presente se procura brindar una superficie rugosa a los implantes a
través de la pulverización con plasma de titanio de modo que se incrementa el
6 veces la superficie de contacto brindando una mayor adherencia de fibrina y
garantizando la organización del coágulo de sangre con un incremento de la
aposición de hueso.
Castillo, (2014), explica que las rugosidades y microrugosidades del
implante en conjunto con los óxidos que incrementan la bioadherencia y
superficie de contacto, serán totalmente efectivos al eliminarse elementos
contaminantes físicos, químicos y biológicos, pueden verificarse en el presente
varios tipos de superficies de implantes disponibles tales como: mecanizadas o
sin tratamientos en la superficie, con tratamiento en la superficie por adhesión a
través de la pulverización con plasma de titanio hidroxiapatita, y superficies
sintetizadas de titanio; y aquellas superficies con tratamiento por sustracción,
con grabado ácido y chorreado con partículas de alúmina u óxido de titanio.
(15)
16
2.2.2. Aditamentos protésicos
Mish, (2011), considera que los aditamentos prostéticos en implantología
son el conjunto de elementos utilizados para reemplazar al implante en el
modelo de trabajo, ejemplo de ello sería el análogo, el cual generalmente está
fabricado de acero, también destacan la interface la cual mejora el resultado
estético y la capacidad de retención segmento atornillada generalmente
atornilladas de titanio, los cuales son: recubrimientos químicos inertes,
uniformes y biocompatibles. (24)
El tornillo de fijación es la pieza cilíndrica metálica que posee un espiral
utilizado como elemento de unión el cual se enrosca en una tuerca y termina en
punta, plano u otras formas estandarizadas, el tornillo posee una cabeza
solidaria a una espía cilíndrica en el cual se ubica un filete, el cual es
enroscado para la fijación y transmisión de esfuerzos.
Barrancos, (2011), explica que el ajuste de los tornillos se lleva a cabo
girando a favor de las manecillas del reloj, hasta su contacto íntimo o límite, de
continuar la presión sobre el mismo el tornillo se deformara superando la fuerza
o límite elástico cuya deformación podría traducirse en la fractura del mismo.
(25)
Al aflojarse el tornillo con un movimiento en contra de las manecillas del
reloj se verifica la desaparición de la fuerza de tensión y cualquier tipo de
deformación elástica, recuperando su forma original, apareciendo una luz entre
las partes hasta que se produzca la total separación, entre las causas de
aflojamiento de tornillos relacionadas con el operador se destaca el torque
aplicado.
Es decir el torque aplicado es la causa de aflojamiento en la cual al
ajustar o fijar los elementos prostéticos al implante se afecta o rompe el hueso
circundante no lográndose alcanzar valores aceptables de ajuste y perdiéndose
el implante por fractura del tornillo.
17
Nissan, Gross, & Ghelfan, (2011), señala que con el objetivo de evitar la
pérdida del torque pre carga por un insuficiente o excesivo proceso de ajuste
deben hacerse uso de destornilladores o llaves que garanticen una correcta
cuantificación del ajuste, es decir debe hacerse uso de torquimetros,
herramientas a través de las cuales se logre un ajuste preciso y sistemático
basado en los diferentes valores de resistencias establecidos por la industria y
fabricación de implantes. (7)
Debe destacarse que el rango máximo de ajuste oscila entre los 32 y 35
Newton/Centímetro, tomándose en cuenta la relación existente entre valores de
precarga y micro movimientos de las uniones de los tornillos de fijación del
implante dental con precargas de 16, 32 y 42 N/Centímetros, evidenció que a
menor precarga mayor micro movimiento, destacándose el mismo en la
interface implante pilar.
También la posición incorrecta de los tornillos es decir sin que se
garantice una coincidencia entre las roscas producirá el barrido de los filetes de
la rosca del tornillo, pudiéndose dañar la rosca de modo que significaría una
complicación que podría poner en peligro la solidez del implante.
También destacan los calcinables mecanizados fabricados en POM, los
cuales brindan una mayor adherencia de ceras o resinas, garantizando un
modelado adecuado, conexión precisa y estable, los pilares calcinables con
base de cromo – cobalto, a su vez permiten mejores resultados que el colado
de los calcinables estándar disminuyendo considerablemente el tiempo entre
retoques y repeticiones, los mismos son fabricados en una aleación de cromo-
cobalto y POM calcinable sin residuo.
Sánchez, (2011), menciona que los pilares rectos y angulados utilizados
en las restauraciones segmentadas disponibles en 0°, 15 y 25 de angulación,
proporcionan un ajuste efectivo con el implante, elaborados a partir de titanio
grado V, también los pilares provisionales garantizan una excelente retención a
la resina o composite, siendo fabricados de igual manera en titanio grado V.
(20)
18
El mismo autor explica que los pilares de cicatrización se diseñan con el
objetivo de causar la mínima afectación a los tejidos blandos teniendo también
características de biocompatibilidad al estar elaborados de titanio grado V, por
otra parte los pilares multiunit son utilizados en restauraciones múltiples
atornilladas estando disponibles en 0°, 17° y 30°, siendo también fabricados
con titanio grado V.
De la misma forma el autor señala que los coping de impresión se
diseñan con la finalidad de obtener plena precisión en el posicionamiento de los
implantes pudiendo ser utilizados con la técnica de cubierta abierta o cerrada
en función con la conexión con el implante, generalmente fabricados en acero.
2.2.2.1. Conexión entre Implante y Pilar
Axelsson, (2013), señala que se verifican actualmente dos métodos para
conectar la prótesis al implante, atornillando la restauración sobre el implante o
a través del atornillamiento de un pilar al implante y fijación de las coronas con
otros tornillos o cemento, es de destacar que a pesar de ser una gran ventaja la
posibilidad de extracción de prótesis la misma no está exenta del inconveniente
de aflojamiento de los tornillos que sujetan los pilares y las coronas. (23)
El mismo autor explica que se pueden dividir las conexiones e implantes
para los pilares en dos tipos bien definidos:
• Conexión externa: El ejemplo que brinda mayor claridad es la de
conexiones de junta plana atornillada con hexágono externo, el
hexágono brinda un apoyo anti rotacional a la corona, transmitiéndose
las cargas a través de la junta plana donde se apoya la corona con el
uso de un tornillo del pilar, el cual mantiene la junta en contacto directo
con el implante.
• Conexión interna: Es aquella en la que las juntas han sido sustituidas
por conexiones en las que parte del pilar ha sido incluido en el cuerpo
19
del implante, variando las formas geométricas de dichas conexiones,
pudiendo ser hexágonos, octógonos o conos, dicha conexión interna
provoca que la fricción generada entre las superficies anguladas al
tensionarse dicha conexión genere una fricción a través de la aplicación
del torque al tornillo del pilar, la cual brinda una gran fuerza de retención
entre pilar e implante.
2.2.2.2. Rehabilitación sobre implantes
Branemark, (2013), afirma que la relación corona implante se refiere a la
relación que se establece entre la longitud del implante y la longitud de la
corona, determinándose la longitud del implante a partir de la distancia desde el
ápice del implante al punto más coronal del contacto hueso – implante, la
longitud de la corona abarca desde el punto más coronal de la restauración
prostética hasta el punto más coronal del contacto hueso implante. (22)
Estudios realizados desde finales de la década del 80 del siglo pasado
concluyeron que a mayor longitud de la restauración se verificaba mayor
pérdida ósea periimplantaria, así como el incremento de las complicaciones
prostéticas y de una mayor profundidad de sondaje.
Creton & Cune, (2010), indica que el uso de implantes largos a sido
recomendado como un elemento capaz de disminuir el estrés periimplantario y
la pérdida ósea, pero al debutar los implantes en superficie rugosa es decir de
menos de 10mm se ha verificado que los mismos ofrecen resultados similares
de éxito y supervivencia. (26)
Otros estudios realizados afirman que el incremento de la relación
corona-aimplante influye en la aceleración de la pérdida ósea periimplantaria,
así como un mayor número de complicaciones protesicas, se evidencia que los
estudios realizados han concluido que a un incremento de la relación corona-
implante se multiplican las complicaciones, estrés y pérdida ósea.
20
Sánchez, (2011), afirma que la altura coronaria es un factor decisivo en
el uso de prótesis definitivas, midiéndose desde el plano oclusal o incisal hasta
la cresta del reborde, es de destacar que cualquier dirección de carga que no
siga el eje mayor del implante incrementará de forma indirecta las tensiones en
la cresta dirigiéndose hacia la interface entre implante y hueso y hacia los
tornillos de los pilares de la restauración. (20)
Los autores Creton & Cune, (2010), explica que a mayor altura coronaria
mayor será el momento de fuerzas o el brazo de palanca con cualquier fuerza
lateral o en voladizo, debe destacarse que abordando la altura de la corona
desde un punto de vista estético se revela como improbable que la prótesis
sustituya las coronas anatómicas de los dientes naturales cuando se verifica
una gran altura coronaria. (14)
También es de destacar que al no existir un ligamento preimplantario las
tensiones no pueden ser manejadas al incrementarse la altura del implante,
razón por la cual se destaca que a mayor altura coronaria mayor cantidad de
implantes o implantes más anchos de modo que se logre contrarrestar el
incremento de tensiones de forma efectiva.
2.2.3. Biomecánica de implantes dentales
Axelsson, 2009, indica que la biomecánica de los implantes dentales es
la ciencia que estudia y analiza el efecto de las fuerzas mecánicas sobre los
implantes dentales, siendo considerado una rama de la ingeniería enfocada en
estructuras biológicas de modo que se garantice una estabilidad y durabilidad
capaz de satisfacer los intereses y necesidades de los pacientes. (23)
En la odontología la biomecánica se revela como la ciencia en la cual se
establece una relación entre las estructuras dentales y faciales sujetas a las
fuerzas ortodónticas, debe destacarse que la biomecánica engloba un conjunto
de conocimientos pertenecientes a la fisiología, anatomía, física que confluyen
en los diferentes fenómenos que afectan al organismo humano.
21
La biomecánica a partir de la década del 80 del siglo pasado se ha visto
beneficiada por los avances tecnológicos en las ciencias médicas, en especial
la computación, a través de la cual se han creado programas de simulación,
tomando en cuenta las fuerzas ortodónticas que permiten al especialista
determinar con exactitud la efectividad de los implantes a ser utilizados.
Autores como Baca, (2010), concluyen que la biomecánica constituye el
respaldo científico de la ciencia de la Implantología al permitir que se realicen
estudios detallados de las fuerzas estáticas y dinámicas que actuarán sobre los
diferentes elementos que intervienen sobre el proceso de rehabilitación en
implantes. (27)
El desarrollo de las ciencias cibernéticas han permitido la elaboración
de programas de simulación en los que no existe riesgo biológico o cualquier
tipo de afectación al paciente que permiten detallar los riesgos y posibilidades
de éxito en el implante dental de modo que se puede proyectar una resolución
efectiva en dichos casos.
Indudablemente la fusión entre la mecánica, la física, Implantología y
ciencias computacionales ha permitido un paso de avance en la ciencia de la
Implantología lográndose establecer con exactitud la fuerza, estática y carga
dinámica que podría afectar al implante tomándose por consecuencia las
medidas que garanticen la integridad de la estructura implantar.
2.2.4. Distribución de tensiones
Fernández, (2011), manifiesta que la biomecánica se define como el
estudio de la mecánica en los órganos vivos en condiciones violentas,
repentinas o de tensión prolongada, es decir se establece una relación entre
métodos mecánicos que garantice un estudio sistemático y efectivo de los
sistemas biológicos al ser sometidos a diferentes condiciones mecánicas, es
decir es la ciencia que estudia y detalla las fuerzas internas y externas que
afectan el cuerpo humano. (28)
22
El autor indica que las cargas oclusales en implantología se expresan
como unidades vectoriales a través de su magnitud, dirección y sentido, de
modo que estudios realizados a los implantes durante la masticación se verifico
que los vectores de fuerza aplicados a los dientes pueden ir desde paralelos al
eje longitudinal del implante y/o ser perpendiculares al eje longitudinal del
mismo.
Es decir la carga oclusal aplicada a un implante se descompone en un
componente axial cuya dirección es paralela al eje mayor del implante y un
componente horizontal u oblicuo de mayor o menor oblicuidad con respecto al
eje mayor del implante, siendo el mismo el principal inductor de movilidad a
través de los tres ejes del espacio, los cuales pasan por el centro de rotación
del implante que se sitúa en la zona crestal.
Sánchez, (2011), explica que toda fuerza oclusal se transfiere o
transmite al implante y hueso periimplantario a través de la combinación de
fuerzas de tracción, compresión o cizallamiento, por su parte las fuerzas de
compresión se transmiten a través del componente axial como una fuerza
perpendicular a la que el hueso periimplantario resiste con facilidad. (20)
Por su parte las fuerzas de tracción, es decir tendientes a separar dos
cuerpos entre sí, así como las fuerzas de cizallamiento que deslizan un cuerpo
sobre otro se transmiten a través de componentes horizontales, situación que
hace que las mismas sean extremadamente mal toleradas tanto por el implante
como por el hueso periimplantario, de modo que se crean momentos de
rotación que transfieren tensiones importantes.
Barrancos, (2011), expone que el hueso cortical periimplantario se revela
como más resistente a las fuerzas de compresión que a las fuerzas de corte o
cizallamiento determinándose que el mismo es un 30% más débil ante la fuerza
de tracción y un 65% ante fuerzas de cizallamiento o transversales,
determinándose que dichas fuerzas son extremadamente lesivas para el
implante. (25)
23
Dicho autor explica además que las cargas oclusales pueden ser
estáticas o dinámicas en dependencia de su permanencia constante o
variación en función del tiempo, es decir la carga estática es aquella que se
aplica con lentitud sin causar efectos vibratorios o dinámicos en la estructura, la
carga cuasi-estática se mantiene constante durante un tiempo determinado,
distribuida en ciclos de frecuencia determinándose que las cargas estáticas no
poseen efectos dinámicos o inerciales debido al movimiento.
Axelsson, (2013), indica que la carga dinámica se refiere a la aplicación
súbita de la misma, siendo aquella que genera un movimiento o efecto de
inercia, es de destacar que las cargas dinámicas pueden tener varias formas
en dependencia de su aplicación siendo las cargas de impacto espontáneas, y
las cargas fluctuantes las que persisten por largos periodos con intensidad
variable. (23)
Cabe señalar que las cargas dinámicas también pueden ser evaluadas
como cíclicas, es decir aquellas caracterizadas por una repetición reiterativa de
un estímulo de carga de tipo estático dinámico por ciclos, pudiéndose las
mismas a su vez calificar en cargas cíclico-estáticas y cargas cíclico-dinámicas.
Las tensiones a su vez pueden ser de tipo simple o complejas, siempre
asociadas a tipos de fuerzas y transferencias que pueden ser de compresión,
tracción o cizallamiento, teniendo como denominador común provocar
deformaciones de deformación o torsión.
De modo que al actuar una fuerza externa sobre el cuerpo la distribución
de la misma sobre la superficie se denomina tensión, estrés o presión, la cual
se calcula tomando en cuenta la magnitud igual a la fuerza aplicada dividida
sobre el área en la que actúa, representándose la fórmula como: σ = F/S; luego
σ (tensión), F (fuerza y S (superficie).
El autor además considera que el componente traccional de una fuerza
provoca tensión de tracción, el componente de compresión provoca tensión de
compresión; el de cizallamiento produce tensión de cizallamiento, pudiéndose
24
verificar los tres tipos de tensión dentro de una misma estructura, debe tomarse
en cuenta que la tensión y presión o estrés se relacionan directamente con la
deformación o elongación de la estructura.
Debe señalarse que al actuar la fuerza y producir estrés (σ) sobre un
cuerpo el mismo responderá elongandose o deformándose de forma relativa
(ԑ), dicha asociación entre el estrés y deformación se plasma en la ley de
Hooke (σ = Eԑ), la cual predice la deformación que experimentara un cuerpo
bajo la acción de una carga dependiendo la deformación de la elasticidad del
material del cuerpo, es decir a mayor o menor deformación bajo una tensión
(estrés) aquellos cuerpos menos rígidos o resistentes sufrirán mayor
deformación y viceversa.
Es decir a mayor módulo de elasticidad se hará referencia a un material
rígido, poco deformable, el cual precisará de un elevado nivel de estrés o
tensión para ser deformado, el nivel de elasticidad es difícilmente controlable
haciendo referencia a la interface y hueso periimplantario subordinándose a la
densidad y calidad ósea, haciéndose uso de la medición de la densidad ósea
como elemento que garantiza la resistencia del implante a las deformaciones.
El uso del titanio en la elaboración de implantes se revela como eficiente
debido a que el módulo de elasticidad de dicho metal supera de 5 a 10 veces la
del hueso cortical periimplantario, dicha diferencia incrementa la micro
deformación y micro movimientos en la interface de modo que se incrementa la
tensión en la zona ósea crestal.
Dicho autor además explica que el estrés, tensión aplicada y transmitida
por fuerzas oclusales en la interface y hueso periimplantario puede ser
determinado a través de la relación estrés = F/S, de modo que se incremente la
superficie de carga funcional, incrementando el diámetro, longitud y número de
implantes, por otra parte es importante disminuir los factores de fuerza del
paciente, así como la fuerza aplicada al mismo, tomándose en cuenta que la
deformación es igual a σ/ԑ, garantizándose que no se sobrepasen los niveles
25
de deformación que puedan traducirse en una respuesta patológica de los
tejidos biológicos periimplantarios.
Toda fuera que se aplique sobre el sistema de restauración-implante-
hueso periimplantario producirá estrés-deformación, de modo que solamente
se podrá prevenir o minimizar el mismo actuando sobre las fuerzas
responsables de dicho estrés, calculándose la capacidad lesiva de la fuerza
oclusal (F) a través del denominado momento de rotación, torque o carga
tensional, el cual se calcula con la multiplicación de la fuerza por la distancia
(F*H) en perpendicular desde la dirección de la fuerza hasta el centro de
rotación del implante.
Se evidencia que el momento de rotación se incrementara a una mayor
magnitud de la fuerza distancia al centro de rotación, y ángulo de aplicación
que se forma entre la dirección de la fuerza y el eje longitudinal del implante, es
decir se verificará una mayor capacidad lesiva en aquellas fuerzas cuya
superficie de aplicación se aleje más de los 90°.
2.3. Método de elementos finitos (MEF)
Flores, (2012), explica que el análisis a través del método de elementos
finitos es utilizado en la ingeniería mecánica desde la década del 60 del siglo
pasado, el mismo se revela como una metodología de cálculos numéricos a
través de la cual se logra indicar el estado de un cuerpo al ser sometido a una
determinada carga externa. (29)
Siendo por consecuencia una herramienta extremadamente útil en la
comprensión del comportamiento mecánico de los materiales que conforman a
un cuerpo, dicho mecanismo de elementos finitos puede ser aplicado a
problemas que no poseen soluciones analíticas o se hace extremadamente
engorroso obtener las mismas, característica que lo hace en la única alternativa
de solución.
26
Osorio, (2011), explica que la metodología de elementos finitos puede
ser empleada para la representación de fenómenos físicos tales como:
fenómenos termodinámicos en los que se determina la distribución de
temperaturas en un sólido, simulación de efectos dinámicos en los que se
representa y estudia el choque de dos cuerpos y geomecánica que estudia
detalladamente el comportamiento de la corteza terrestre. El mecanismo de
elementos finitos está basado en el principio de trabajos virtuales que
reproducen con exactitud los del cuerpo real, es decir el mismo puede imitar
por ejemplo el comportamiento de un diente ante cargas externas y la mordida.
(30)
El basamento del método de elementos finitos se logra a través de la
representación de un cuerpo o estructura a través de la conjunción de
subdivisiones denominadas elementos, los cuales se interconectan a través de
puntos llamados nodos, los nodos pueden ser definidos como el conjunto de
puntos existentes entre un elemento y otro, los cuales se desplazan de un lugar
a otro al receptar fuerzas y retornando a su lugar de origen al verificarse la
suspensión de la misma.
A través del método de elementos finitos se logra un análisis claro y
específico de una estructura constituida por millones de elementos de modo
que los mismos se encuentran distribuidos de una forma didáctica que permite
una mejor comprensión y estudio del efecto de las fuerzas aplicadas sobre
dicha estructura.
El elemento finito puede ser definido como la unidad adherida a otras,
las cuales dan como resultado una estructura, estas unidades se representan
como figuras geométricas tales como triángulos, cuadrados, entre otros, en
cuyos bordes se ubican los nodos que conectan dichas unidades entre sí.
2.3.1. Proceso de análisis del método de elementos finitos
Flores, (2012), afirma que el modelado geométrico dentro del proceso de
análisis del método de elementos finitos es aquel a través del cual se diseñan
27
los elementos que posteriormente se unen dando como resultado una
estructura sólida, es decir primeramente se diseña el esmalte, la dentina, pulpa,
cemento y el hueso como elementos separados, posteriormente un comando
del software logra la fusión de estas piezas individuales, dando como resultado
la estructura que es el diente. (29)
El modelado de elementos finitos divide nuevamente la estructura de
modo que se logren ubicar las partes por separado asignándole las
propiedades de sus materiales respectivos, es decir se separan las diferentes
partes del diente, tales como dentina y cemento entre otras con el objetivo que
otro comando del software determine el tipo de material que tiene cada uno.
Koch, (2012), explica que el mallado se realiza a través de un software
generador de mallado en una etapa anterior a la realización de cálculos
denominada preprocesos, también se logra la definición del ambiente a través
de la unidad de las unidades que forman la estructura y la aplicación de cargas
en las zonas a ser analizadas con simulaciones del ambiente de la operación
pudiéndose llevar a cabo dicha acción a través de un comando encargado de
colocar las fuerzas en la zona del cuello del diente. (31)
El análisis y corroboración de los resultados de tensiones,
deformaciones y desplazamiento se logra a través del análisis del programa de
software, comparándose dichos resultados con los criterios de diseño, de modo
que se obtengan resultados verídicos, aunque debe destacarse que en todo
estudio existe un margen de error que si bien no invalida los resultados
obtenidos debe ser tomado en cuenta para la definición de resultados.
28
CAPÍTULO III
3. METODOLOGÍA
3.1. Diseño del estudio
La presente investigación se enfoca en el desarrollo y análisis de un
diseño virtual experimental con el objetivo de establecer con exactitud la
distribución de tensiones axiales y oblicuas de implantes dentales conexión
cone morse con diferentes alturas de coronas.
Es de señalar que la investigación se enmarca en el tipo comparativo,
debido a que se realiza una evaluación pormenorizada de los diferentes
componentes prostéticos a ser utilizados en el implante cone morse y del
hueso periimplantar al incrementarse la altura de la corona.
3.2. Sujetos y tamaño de la muestra
El tipo de muestra es virtual, de carácter no probabilístico, en el cual se
llevó a cabo la evaluación del diseño de implante virtual cilíndrico auto roscante
cone morse indexado de 10 mm de longitud y 4.00 de diámetro y tres tipos de
altura de corona: 10 mm, 12 mm, 14 mm, realizándose dos simulacros
virtuales, en los cuales se aplicó dos tipos de cargas: axiales 200N (verticales)
y oblicuas 100N (laterales).
El modelo físico implanto soportada metal cerámica atornillada se
desarrolló en laboratorio dental Prótesis Unitaria, el mismo que se utilizó para la
elaboración del diseño virtual.
29
Figura 1. Modelo de implante Fuente: Laboratorio dental Prótesis Unitaria
Por medio del software “Solid Works®, de la compañía Dassul Systems”,
se diseñaron los modelos virtuales y se realizó el análisis por elementos finitos
de los esfuerzos. El mallado fue simulado usando tetraedros parabólicos para
los elementos sólidos. En cada reporte se encuentra el número de elementos y
nodos utilizados, además de todas las características y propiedades que se
usaron para cada modelo.
3.3. Criterios de inclusión y exclusión
3.3.1. Criterios de Inclusión
• Diseños realizados con el software Solid Works con un mallado completo
ensamblado.
• Diseños cuya estructura fue realizada en base a los parámetros
establecidos, propiedades de los materiales obtenidos a través de los
antecedentes como: Módulo de elasticidad, coeficiente de Poisson,
coeficiente de estructura y tipo de hueso.
3.3.2. Criterios de Exclusión
• Errores en la geometría de los diseños, así como el tipo de elemento que
va a componer la malla.
30
• Diseños cuya geometría no es apta para obtener una malla de
elementos finitos correcta y razonablemente pequeña.
• Anormalidades en el ingreso de los datos al software.
3.4. Definición operacional de las variables
VARIABLE DEFINICIÓN
OPERACIONAL TIPO
CLASIFICACIÓN
INDICADOR CATEGÓRICO
ESCALA DE MEDICIÓN
FUERZA
Es una magnitud vectorial que mide la intensidad del intercambio de momento lineal
entre dos partículas o sistemas de
partículas. Se aplicarán dos tipos
de cargas: Axial 200N y oblicua
100N
Independiente Cuantitativa Discreta
Newtons
Si el valor es 0 no existe fuerza
Si el valor es mayor a 0 existe fuerza
CORONA IMPLANTOSOPORTADA
Diseño realizado en el programa Solid Works® con tres alturas de coronas: 10mm, 12mm, 14mm.
Independiente Cuantitativ
a Discreta
Coronas: 10mm, 12mm, 14 mm
Nominal
DISTRIBUCIÓN DE ESFUERZOS (VON MISES)
Medición de la resistencia del tornillo, la plataforma y el hueso períimplantario de implantes dentales cone morse a fuerzas axiales y oblicuas mediante elementos finiros
Dependiente
Cuantitativa Discreta
Megapascales
Si el valor es 0 no existe esfuerzo
Si el valor es mayor a 0 existe esfuerzo
FACTOR DE SEGURIDAD
Es el cociente entre el valor
calculado de la capacidad máxima de un sistema y el
valor del requerimiento
esperado real a que se verá
sometido
Dependiente Cuantitativa Discreta
Factor de Seguridad
Si el valor menor a 1 o igual se considera seguro
Si el valor es mayor a 1 se considera inadecuado
Fuente: Autor
31
3.5. Programa Utilizado
3.5.1. Medición de variables y procedimientos
3.5.1.1. Confección de los modelos virtuales
Las muestras fueron elaboradas en base al modelo físico, utilizando los
programas software “Solid Works®, de la compañía Dassul Systems”
Figura 2. Medidas Implante con Calibrador Digital Fuente: Autor
Figura 3. Medidas Diámetro Implante con Calibrador Digital Fuente: Autor
32
Figura 4. Medidas Corona Con Calibrador Digital Fuente: Autor
Figura 5. Medidas Tornillo Con Calibrador Digital Fuente: Autor
• Confección de los planos 2D
Se realizaron los planos bidimensionalmente para luego diseñar el
modelado en 3D.
33
• Modelado de la Estructura en 3D
Fueron diseñadas en base al diseño bidimensional. Se realizó un
modelado del implante, de las coronas con diferentes alturas, del hueso cortical
y trabecular.
• Componentes del implante:
El tornillo
El tornillo forma parte integral del implante, el mismo es insertado
quirúrgicamente en los huesos mandibulares o maxilares del paciente, con el
objetivo de garantizar la fijación del implante, logrando de esta forma sustituir a
las piezas dentales que haya perdido el paciente.
La construcción virtual del tornillo se llevó a cabo en diferentes etapas
garantizándose que los mismos posean las características necesarias para
logar una mejor fijación y por ende se obtengan resultados certeros.
La base y forma del tornillo elaborada de titanio garantiza con su forma
hexagonal una mejor sujeción de la corona y por ende una mayor durabilidad y
resistencia del implante a las diferentes tensiones a las que es sometido.
Figura 6. Primeta fase modelado tornillo Fuente: Rosales, 2016
34
Figura 7. Segunda Fase Modelado Tornillo Fuente: Rosales, 2016
Las figuras a continuación plasman las dimensiones del tornillo de
titanio, haciéndose hincapié en las ventajas del uso de dicho metal como
precursor y potencializador de la osteointegración del mismo, lo cual se traduce
en una mayor firmeza y resistencia.
Figura 8. Tercera Fase Modelado Tornillo Fuente: Rosales, 2016
35
Figura 9. Cuarta Fase Modelado Tornillo Fuente: Rosales, 2016
La base hexagonal del tornillo facilita la inserción de la corona
incrementando la resistencia de la misma a las tensiones a las que pueda ser
sometida, mientras que la base del tornillo posee forma licoidal para aumentar
la superficie de contacto y fijación del tornillo al hueso.
Figura 10. Modelado Final Tornillo Fuente: Rosales, 2016
Los tornillos roscados tienen como principal objetivo aumentar la
superficie de contacto del implante con el hueso, siendo generalmente el titanio
el material a seleccionarse como consecuencia de sus características de
estabilidad química y excelente biocompatibilidad.
36
Figura 11. Modelado Implante Cone Morse Fuente: Rosales, 2016
Figura 12. Modelado Implante Cone Morse Porción Apical Fuente: Rosales, 2016
Figura 13. Primera Fase Modelado Implante Cone Morse Fuente: Rosales, 2016
37
Se enfatiza en la necesidad de que los tornillos posean suficientes
muescas elicoidales, de modo que se integren perfectamente al hueso,
potencializándose de este modo la osteointegración al mismo tiempo que se
asegura que a través de la acción mecánica de introducir el tornillo en el hueso
se logre un mayor nivel de fijación.
Figura 14. Segunda Fase Modelado Implante Cone Morse Fuente: Rosales, 2016
Figura 15. Tercera Fase Modelado Implante Cone Morse Fuente: Rosales, 2016
38
Figura 16. Cuarta Fase Modelado Implante Cone Morse Fuente: Rosales, 2016
Corona
Se evidencia que la importancia de la corona en el implante es decisiva,
siendo la misma la que desempeñará una función mecánica y estética,
utilizandose en este caso la corona sobre implante dental atornillado, siendo el
método más utilizado, rápido y seguro hasta el momento.
La base de la corona posee una figura hexagonal que se acopla
perfectamente con la base del tornillo o pilar, de modo que se crea una tensión
superficial efectiva ante las diferentes tensiones a las que es sometido el
implante.
Figura 17. Primera Fase Modelado del Pilar Fuente: Rosales, 2016
39
Figura 18. Segunda Fase Modelado del Pilar Fuente: Rosales, 2016
Figura 19. Tercera Fase Modelado del Pilar Fuente: Rosales, 2016
Las coronas poseen dos caracs, una interna que deberá acoplarse
perfectamente con la parte superior o cabeza del tornillo, teniendo
generalmente una forma hexagonal que potencializa la unión mecánica entre la
corona y el tornillo y garantiza que la misma tenga plena fijación ante las
diferentes tensiones a las que es sometida.
40
Figura 20. Primera Fase Modelado Corona Fuente: Rosales, 2016
Figura 21. Segunda Fase Modelado Corona Fuente: Rosales, 2016
Figura 22. Tercera Fase Modelado Corona Fuente: Rosales, 2016
41
Las superficies de las caras del implante serán elaboradas de porcelana,
de modo que se garantizó la dureza, durabilidad y estética del implante, siendo
un material que es facilmente sustituido en caso de rotura.
Figura 23. Cuarta Fase Modelado Corona Fuente: Rosales, 2016
Figura 24. Quinta Fase Modelado Corona Fuente: Rosales, 2016
42
Figura 25. Modelado Final Corona Fuente: Rosales, 2016
Ensamble 3D
Brinda la posibilidad de combinar múltiples piezas que encajan entre sí,
las partes se integran en un conjunto de tales como concéntricas y la misma.
Relaciones definen la posición de los componentes en movimiento dirección
autorizada.
Con herramientas como componente de desplazamiento o rotación, se
puede ver cómo las partes de una función de grupo en un entorno 3D. Para
asegurarse de que todo el trabajo correctamente, puede utilizar herramientas
tales como el montaje de detección de colisiones.
La detección de colisiones puede detectar colisiones con otros
componentes que pueden ocurrir cuando se mueve o gira un componente. En
el complejo módulo está constituido por un entorno de trabajo listo para crear
conjuntos o grupos de la inserción de modelos 3D creados en el módulo.
Los conjuntos se definen mediante el establecimiento de relaciones
entre los miembros de piezas geométricas. Establece para analizar el riesgo de
interferencias o colisiones entre piezas en movimiento.
Una vez creados y analizados los componentes del implante se procedió
a su ensamblaje con el objetivo de garantizar su plena funcionabilidad y
43
correspondencia, de modo que el implante pueda ser utilizado sin ningún riesgo
en las personas.
Base
Figura 26. Base Fuente: Rosales, 2016
Corona Exterior
Figura 27. Corona Exterior Fuente: Rosales, 2016
44
Corona interior
Figura 28. Corona interior Fuente: Rosales, 2016
Ensamble de la corona
Figura 29. Ensamble de la corona Fuente: Rosales, 2016
45
Tornillo
Figura 30. Tornillo Fuente: Rosales, 2016
Implante
Figura 31. Implante Fuente: Rosales, 2016
46
Hueso Cortical
Figura 32. Hueso Cortical Fuente: Rosales, 2016
Hueso Trabecular
Figura 33. Hueso Trabecular Fuente: Rosales, 2016
47
Ensamble del Hueso
Figura 34. Ensamble del Hueso Fuente: Rosales, 2016
• Ensamble corona – hueso
El ensamble corona hueso fue realizado con el objetivo de restringir al
máximo los grados de libertad del implante, obteniéndose como resultado un
modelo estable, homogéneo y acoplado plenamente al tejido óseo.
Figura 35. Ensamble corona - hueso Fuente: Rosales, 2016
48
Figura 36. Ensamble corona - hueso Fuente: Rosales, 2016
3.6. Propiedades de los materiales
Cabe señalar que el programa utilizado no se desarrolló tomándose en
cuenta una base de tejidos humanos o aquellas propiedades derivadas de las
aleaciones de los implantes y sus componentes, situación por la cual se llevó a
cabo la asignación de dichos varios valores de forma manual tomándose en
cuenta las propiedades derivadas de estudios realizados con anterioridad.
Tabla 1. Propiedades de los materiales
Material Densidad
(g/cm^3)
Módulo de
Elasticidad
(GPa)
Esfuerzo
último de
tensión(MPa)
Esfuerzo
de tensión
a
compresión
(Mpa)
Poisso
n ratio
Resistencia
a la
fluencia
(MPa)
1 Hueso
Trabecular 1,14 1,37 3,9 2 0,3 2
2 Hueso
Cortical 1,8 13,7 130 165 0,3 80
3 Titanio 4,7 110 500 930 0,35 400
4 Aleación
NiCr 7,8 206 1315 1175 0,33 1175
5 Porcelana 18,4 82 172,34 551,49 0,35 405
Fuente: Application of finite element analysis in implant dentistry: A review of the literature. Jian-Ping Geng, Keson B. C. Tan, Gui-Rong Liu
49
3.7. Condiciones de Borde
Las condiciones de borde se establecieron de forma tal que se garantizó
la fijación de los modelos a nivel de la unión hueso-implante (oseointegrado).
3.8. Mallado
Al llevarse a cabo el análisis de los elementos finitos de la estructura con
el objetivo de facilitar la comprensión de los mismos se procedió a dividir a
través de líneas o superficies imaginarias en un número de elementos finitos,
garantizándose una conexión entre sí a través de puntos o nodos, los cuales se
definen como red o malla.
3.9. Simulacro
El uso de la simulación en un dibujo, debe crear por lo menos un primer
estudio. Los primeros estudios son la base para la optimización o el proceso de
evaluación.
Todos los estudios que se refieren a la definición de objetivos y
limitaciones deben ser de la misma configuración. Después de crear el modelo
y determinar el tamaño que usted piensa mejor, crear los primeros estudios y
establecer las propiedades, materiales, cargas y tensiones.
Solidwork Simulation le permite hacer una prueba similar sobre un
producto antes de que el proceso de producción para detectar defectos, lo que
ayuda a evitar errores en las primeras etapas del proceso de diseño. Solidwork
Simulation también puede optimizar los diseños para el rendimiento y el
máximo ahorro.
Esta aplicación permite enviar sus diseños a las mismas condiciones
que enfrentarán en la vida real, como el estrés, el impacto, el calor y el flujo de
aire. No hay necesidad de esperar a que un producto para iniciar la prueba, o a
través de múltiples prototipos físicos.
50
Con solidwork Simulation reduce el riesgo de explorar nuevas soluciones
de diseño y poder comercializar sus productos con mayor rapidez y con menos
prototipos. Conozca el rendimiento del producto al principio del proceso de
diseño para evitar costosas modificaciones de la misma y reducir el riesgo de
problemas que se producen en la garantía.
Este potente conjunto de herramientas de simulación está totalmente
integrado en el entorno de solidwork, que permite el uso transparente de los
diseñadores y expertos de simulación en todas las fases de desarrollo del
producto. Usando la potente visualización de los resultados, es posible estudiar
las fuerzas que afectan el dibujo, que muestra la tensión, el desplazamiento, la
velocidad del fluido, la presión y la temperatura.
Estas medidas se pueden calcular para cada punto, área o volumen, y
luego mostrar los resultados en un gráfico que representan, incluyendo en
solidwork Simulation herramienta intuitiva que permite añadir diferentes
movimientos físicos que forman los componentes y su ensamblaje para evaluar
la forma, dimensiones y relaciones geométricas que se establecen entre ellos
para definir la cinemática del complejo.
La elección de la conexión entre punto o nodos más factibles que
conforma el mallado se subordina a la convergencia adecuada de la
conversión, la cual se manifestó a través de una tendencia lineal, lo cual se
traduce en la factibilidad y solución a la problemática investigada.
3.10. Técnicas para el procesamiento de datos y análisis de resultados
Con el objetivo de garantizar una recolección de datos efectivas se
utilizaron simulaciones biomecánicas en condiciones prestablecidas, de modo
que se logró valorar con efectividad los esfuerzos máximos de Von Mises, con
la finalidad de lograr una comprensión efectiva de la concentración y
distribución de esfuerzos en las diferentes zonas de los componentes en un
sistema de implantes.
51
Los resultados derivados de la investigación se plasmaron en una tabla
de Excel con la finalidad de llevar a cabo el análisis de varianza (ANOVA), el
cual posee un rango de confiabilidad del 95%, de modo que se pudo
determinar las diferencias significativas entre los grupos estudiados.
También se desarrolló una estadística descriptiva en la cual se
consideraron las medidas de dispersión mínimas y máximas, así como también
el factor de seguridad y desplazamiento para la variable distribución de
esfuerzos en cada grupo de estudio (coronas 10mm, 12mm, 14mm), y
finalmente se realizó el análisis gráfico a través de la escala de Von Misses.
52
CAPÍTULO IV
4. RESULTADOS
4.1. Análisis de los resultados
A través de las simulaciones brindadas por el software de elementos
finitos utilizados en la investigación se distinguieron dos rasgos de esfuerzos
(medios y máximos), los cuales se representaron en una escala numérica y con
los colores azul, verde y rojo, siendo el color azul correspondiente a los
esfuerzos mínimos, verde los esfuerzos medios y el rojo a los esfuerzos
máximos.
Figura 37. Colorimetría de elementos finitos Fuente: Rosales, 2016
La ejecución de las simulaciones en las diferentes condiciones a los que
fueron sometidas los modelos tridimensionales se clasificaron en C1 para la
plataforma convencional y R1 para la plataforma reducida, señalándose
diferentes cargas 100 y 200 N, adoptándose un criterio de análisis específico
para lograr una evaluación eficiente del estrés equivalente a Von Misses.
El modelo base para la simulación de resistencia a la carga axial de
200N, a la cual se sometieron los modelos virtuales de las coronas de 10mm,
12mm y 14mm, tuvieron cuatro puntos de contacto, los cuales facilitaron la
53
medición de tensión de Von Misses, los mismos que se exponen en la siguiente
figura:
Figura 38. Puntos de contacto para la carga axial de 200N Fuente: Rosales, 2016
4.2. Resultados de simulación
Una vez realizada la simulación se obtuvieron los siguientes resultados:
54
4.2.1. Sección tornillo
A través del análisis de las tensiones que soporta el tornillo, se puede
establecer la facilidad de ruptura del mismo, razón por la cual se desarrolló una
simulación específica para cada uno de los modelos virtuales de las coronas de
10mm; 12mm y 14mm, en la que se pueda identificar clara y precisamente la
posibilidad de quiebre del tornillo.
Figura 39. Tornillo de la Corona de 10mm con carga axial de 200N Fuente: Rosales, 2016
La carga axial de 200N aplicada a la corona de 10mm reveló que el
esfuerzo máximo de Von Misses en el perímetro medio del tornillo alcanzó un
valor de 25 MPa, evidenciándose que la tensión sufrida no afectó en ningún
nivel la estructura del tornillo.
55
Figura 40. Tornillo de la Corona de 12mm con carga axial de 200N Fuente: Rosales, 2016
Con la aplicación de la carga axial de 200N a la corona de 12mm quedó
en evidencia que el esfuerzo máximo de Von Misses en el perímetro medio del
tornillo alcanzó un valor de 28 MPa, pudiéndose determinar la inexistencia de
tensiones o cargas que comprometan la estructura del tornillo.
56
Figura 41. Tornillo de la Corona de 14mm con carga axial de 200N Fuente: Rosales, 2016
Al aplicarse la carga axial de 200N a la corona de 14mm el resultado que
arrojó el esfuerzo máximo de Von Misses en el perímetro medio del tornillo
alcanzó un valor de 38 MPa, evidenciándose un incremento de la tensión, pero
sin llegar a niveles que puedan comprometer la estructura del tornillo.
57
4.2.2. Esfuerzo en Hueso Cortical
Figura 42. Cortical bone de la Corona de 10mm con carga axial de 200N Fuente: Rosales, 2016
Al aplicarse la carga axial de 200N al cortical bone de la corona de
10mm, se evidenció un esfuerzo máximo en el área crítica es de
aproximadamente 18MPa, valor que se revela como bajo y sin probabilidades
de significar una tensión que pueda afectar dicha estructura.
Figura 43. Cortical bone de la Corona de 12mm con carga axial de 200N Fuente: Rosales, 2016
58
Una vez aplicada la carga axial de 200N al cortical bone de la corona de
12mm, se registró un esfuerzo máximo en el área crítica de aproximadamente
22MPa, quedando de manifiesto que tal tensión no constituye en ningún caso
un riesgo para el cortical bone.
Figura 44. Cortical bone de la Corona de 14mm con carga axial de 200N Fuente: Rosales, 2016
Con la aplicación de la carga axial de 200N al cortical bone de la corona
de 14mm, quedó de manifiesto que el esfuerzo máximo en el área crítica
obtuvo un valor aproximado de 31MPa, el cual es significativamente elevado en
comparación con los valores anteriormente registrados, aunque no significa
una tensión considerable que pueda afectar el cortical bone.
4.2.3. Análisis de la tensión global aplicada al Implante Cone Morse con
una carga axial de 200N
Aplicando una carga axial de 200N a la corona de 10mm se obtuvo un
esfuerzo máximo de Von Misses en el área crítica aproximadamente de 30
MPa, lo cual permitió determinar que el soporte de fijación no sufrió ningún
esfuerzo extraordinario, tal y como se plasma en la figura, la mayor tensión
sufrida se verificó en el perímetro medio del tornillo, no siendo la misma
significativa, mientras que el resto del implante mantuvo bajos niveles de
tensión.
59
Figura 45. Corona 10mm Carga Axial 200N Fuente: Rosales, 2016
La carga axial de 200N aplicada a la corona de 12mm reveló un ligero
esfuerzo con un valor de 53 MPa, tal y como queda plasmado en la figura 5,
verificándose el mismo en el perímetro medio del tornillo, sin representar un
esfuerzo que pueda alterar la estructura del implante.
Figura 46. Corona 12mm Carga Axial 200N Fuente: Rosales, 2016
60
La carga axial de 200N aplicada a la corona de 14mm determinó que el
esfuerzo máximo de Von Misses alcanzó un valor de 68Mpa en el perímetro
medio del tornillo, representando dicho valor una tensión significativa que
podría provocar la ruptura del tornillo.
Figura 47. Corona 14mm Carga Axial 200N Fuente: Rosales, 2016
Se evidencia que la corona de 14mm se revela como incapaz de resistir
una carga axial de 200N, situación que provocó una tensión significativa, la
cual podría traducirse en la ruptura del tornillo y por ende en la inutilización del
implante, puede afirmarse entonces que las coronas de 14 mm no garantizan la
resistencia a las tensiones que puedan producirse en la cavidad bucal.
4.3. Carga Oblicua 100N.
El modelo base utilizado en la simulación de resistencia a la carga
oblicua de 100N, a la cual fueron sometidos los modelos virtuales de las
coronas de 10mm; 12mm y 14mm, tuvieron 2 puntos de contacto a través de
los cuales se logró determinar la medición de tensión de Von Misses,
plasmándose en la siguiente figura:
61
Figura 48. Puntos de contacto carga oblicua 100N Fuente: Rosales, 2016
4.3.1. Sección del tornillo
Mediante el estudio detallado de las tensiones que soporta el tornillo se
puedo establecer la facilidad de ruptura del mismo, razón por la cual se
desarrolló una simulación específica para cada uno de los modelos virtuales de
las coronas de 10mm; 12mm y 14mm, en la que se pueda identificar clara y
precisamente la posibilidad de quiebre del tornillo.
62
Figura 49. Tornillo de la Corona de 10mm con carga oblicua de 100N Fuente: Rosales, 2016
La carga oblicua de 100N aplicada a la corona de 10mm reveló que el
esfuerzo máximo de Von Misses en el perímetro medio del tornillo alcanzó un
valor de 310 MPa, evidenciándose que la tensión sufrida afecta ligeramente la
estructura del tornillo.
63
Figura 50. Tornillo de la Corona de 12mm con carga oblicua de 100N Fuente: Rosales, 2016
Con la aplicación de la carga oblicua de 100N a la corona de 12mm
quedó en evidencia que el esfuerzo máximo de Von Misses en el perímetro
medio del tornillo alcanzó un valor de 365 MPa, pudiéndose determinar que
existe una mayor tensión, pero la misma no constituye un riesgo significativo
para la estructura del tornillo.
64
Figura 51. Tornillo de la Corona de 14mm con carga oblicua de 100N Fuente: Rosales, 2016
Al aplicarse la carga oblicua de 100N a la corona de 14mm el resultado
que arrojó el esfuerzo máximo de Von Misses en el perímetro medio del tornillo
alcanzó un valor de 155 MPa, evidenciándose una tensión baja, la cual no
compromete la estructura del tornillo.
65
4.3.2. Esfuerzo en Hueso Cortical
Figura 52. Cortical bone de la Corona de 10mm con carga oblicua de 100N
Fuente: Rosales, 2016
Al aplicarse la carga oblicua de 100N al cortical bone de la corona de
10mm, se evidenció un esfuerzo máximo en el área crítica es de
aproximadamente 44MPa, valor que se revela como bajo y sin probabilidades
de significar una tensión que pueda afectar dicha estructura.
Figura 53. Cortical bone de la Corona de 12mm con carga oblicua de 100N
Fuente: Rosales, 2016
66
Una vez aplicada la carga oblicua de 100N al cortical bone de la corona
de 12mm, se registró un esfuerzo máximo en el área crítica de
aproximadamente 60MPa, quedando de manifiesto que tal tensión no
constituye en ningún caso un riesgo para el cortical bone.
Figura 54. Cortical bone de la Corona de 14mm con carga oblicua de 100N
Fuente: Rosales, 2016
Con la aplicación de la carga oblicua de 100N al cortical bone de la
corona de 14mm, quedó de manifiesto que el esfuerzo máximo en el área
crítica obtuvo un valor aproximado de 155MPa, el cual es significativamente
elevado en comparación con los valores anteriormente registrados, aunque no
significa una tensión considerable que pueda afectar el cortical bone.
4.3.3. Análisis de la tensión global aplicada al implante Cone Morse con
una carga oblicua de 100N
Al aplicarse la carga oblicua de 100N a la corona de 10mm se derivó un
esfuerzo máximo de Von Misses en el perímetro medio del tornillo de 350Mpa,
valor que denotó un esfuerzo extraordinario y una elevada tensión que podría
comprometer la estabilidad e integridad del implante.
67
Figura 55. Corona 10mm Carga Oblicua 100N Fuente: Rosales, 2016
Al aplicarse 100N de carga oblicua a la corona de 12mm se evidenció un
esfuerzo máximo de Von Misses en el perímetro medio del tornillo de un valor
de 380MPa, evidenciándose que la tensión afectó de forma bidireccional la
estructura del implante de lo cual se deduce una mayor probabilidad de ruptura
e inestabilidad del mismo.
Figura 56. Corona 12mm Carga Oblicua 100N Fuente: Rosales, 2016
Una vez aplicada la carga oblicua de 100N a la corona de 14mm se
verificó que el esfuerzo máximo de Von Misses en el perímetro medio del
tornillo alcanzó un valor aproximado de 465 MPa, valor que indica una elevada
tensión capaz de provocar la ruptura del tornillo.
68
Figura 57. Corona 14mm Carga Oblicua 100N Fuente: Rosales, 2016
Una vez comparadas los esfuerzos máximos derivados de la aplicación
de la carga oblicua de 100N se concluye que la corona que posee la altura de
14mm se vio más afectada, lo cual denota que existe un alto riesgo de ruptura
del tornillo, comprometiéndose significativamente la salud del paciente.
69
4.4. Análisis Estadístico
Tabla 2. Tornillos
TORNILLOS
N Media
Desviación
estándar
Error
estándar
95% del intervalo de
confianza para la media
Mínimo Máximo
Límite
inferior
Límite
superior
CORONA 10 MM 2 167,5000 201,52543 142,50000 -1643,1342 1978,1342 25,00 310,00
CORONA 12 MM 2 196,5000 238,29499 168,50000 -1944,4955 2337,4955 28,00 365,00
CORONA 14 MM 2 96,5000 82,73149 58,50000 -646,8130 839,8130 38,00 155,00
Total 6 153,5000 151,54504 61,86800 -5,5368 312,5368 25,00 365,00
Fuente: Molina, 2016
Tabla 3. ANOVA
ANOVA
TORNILLOS
Suma de
cuadrados gl Media cuadrática F Sig.
Entre grupos 10588,000 2 5294,000 0,152 0,865
Dentro de grupos 104241,500 3 34747,167
Total 114829,500 5
Fuente: Molina, 2016
El valor de significación de la prueba Anova es de 0,865, este valor es
superior a 0,05 (95% de confiabilidad), luego aceptamos Ho, esto es las medias
son estadísticamente similares.
70
Gráfico 1. Comparación de medias: Tornillos
Fuente: Molina, 2016
Valores más altos corona de 12 mm. Le sigue corona de 10 mm y al final
corona de 14mm
Tabla 4. Hueso Cortical
HUESO CORTICAL
N Media
Desviación
estándar
Error
estándar
95% del intervalo de
confianza para la media
Mínimo Máximo Límite inferior
Límite
superior
CORONA 10 MM 2 31,0000 18,38478 13,00000 -134,1807 196,1807 18,00 44,00
CORONA 12 MM 2 41,0000 26,87006 19,00000 -200,4179 282,4179 22,00 60,00
CORONA 14 MM 2 93,0000 87,68124 62,00000 -694,7847 880,7847 31,00 155,00
Total 6 55,0000 51,34199 20,96028 1,1199 108,8801 18,00 155,00
Fuente: Molina, 2016
167,5
196,5
96,5
CORONA 10 MM CORONA 12 MM CORONA 14 MM
COMPARACION DE MEDIAS: TORNILLOS
71
Tabla 5. ANOVA
ANOVA
HUESO CORTICAL
Suma de
cuadrados gl Media cuadrática F Sig.
Entre grupos 4432,000 2 2216,000 0,760 0,541
Dentro de grupos 8748,000 3 2916,000
Total 13180,000 5
Fuente: Molina, 2016
El valor de significación de la prueba Anova es de 0,541, este valor es
superior a 0,05 (95% de confiabilidad), luego aceptamos Ho, esto es las medias
son estadísticamente similares.
Gráfico 2. Comparación de medias: Hueso cortical
Fuente: Molina, 2016
Valores más altos corona de 14mm, le sigue corona de 12 mm y al final
corona de 10 mm.
31,0
41,0
93,0
CORONA 10 MM CORONA 12 MM CORONA 14 MM
COMPARACION DE MEDIAS: HUESO CORTICAL
72
Tabla 6. Implante
IMPLANTE
N Media
Desviación
estándar
Error
estándar
95% del intervalo de
confianza para la media
Mínimo Máximo Límite inferior
Límite
superior
CORONA 10
MM 2 190,0000 226,27417 160,00000 -1842,9928 2222,9928 30,00 350,00
CORONA 12
MM 2 216,5000 231,22392 163,50000 -1860,9645 2293,9645 53,00 380,00
CORONA 14
MM 2 266,5000 280,72139 198,50000 -2255,6816 2788,6816 68,00 465,00
Total 6 224,3333 194,68196 79,47858 20,0271 428,6395 30,00 465,00
Fuente: Molina, 2016
Tabla 7. ANOVA
ANOVA
PLATAFORMA
Suma de
cuadrados gl Media cuadrática F Sig.
Entre grupos 6036,333 2 3018,167 0,049 0,953
Dentro de grupos 183469,000 3 61156,333
Total 189505,333 5
Fuente: Molina, 2016
El valor de significación de la prueba Anova es de 0,953, este valor es
superior a 0,05 (95% de confiabilidad), luego aceptamos Ho, esto es las medias
son estadísticamente similares.
73
Gráfico 3. Comparación de medias: Plataforma
Fuente: Molina, 2016
Valores más altos corona de 14mm, le sigue corona de 12 mm y al final
corona de 10 mm.
Material
Densidad
(g/cm 3̂)
Módulo de
Elasticidad
(GPa)
Esfuerzo
último de
tensión(MPa)
Esfuerzo
de tensión
a
compresión
(Mpa)
Poisson
ratio
Resistencia
a la fluencia
(MPa)
Factor de
seguridad
1 Hueso
Trabecular 1,14 1,37 3,9 2 0,3 2 1,8
2 Hueso Cortical 1,8 13,7 130 165 0,3 80 1,7
3 Titanio 4,7 110 500 930 0,35 400 1,5
4 Aleación NiCr 7,8 206 1315 1175 0,33 1175 1,5
5 Porcelana 18,4 82 172,34 551,49 0,35 405 1,6
Figura 58. Corona 14mm Carga Oblicua 100N Fuente: Rosales, 2016
190,0
216,5
266,5
CORONA 10 MM CORONA 12 MM CORONA 14 MM
COMPARACION DE MEDIAS: PLATAFORMA
74
4.5. DISCUSIÓN
Cabe destacar que las ciencias odontológicas actualmente no se
enfocan solamente en el estudio e investigación de las estructuras dentales,
sino que han alcanzado un mayor nivel de desarrollo al aplicarse de forma
sistemática los nuevos avances y descubrimientos científicos y técnicos que
han garantizado que las técnicas de rehabilitación posean un mayor nivel de
desarrollo, lográndose una capacidad de implante que satisface plenamente
todos los intereses y necesidades de los pacientes.
Actualmente se hace un uso intensivo de las técnicas virtuales en el
desarrollo de implantes, de modo que las características del mismo se adapten
plenamente al paciente, teniendo la ventaja de someterlo a pruebas de cargas
axiales y oblicuas fuera de la cavidad bucal del paciente, de modo que exista
una predicción exacta del comportamiento del implante una vez materializado.
La altura de las coronas se revela actualmente como uno de los
elementos críticos para garantizar la integridad y firmeza del implante, el cual
es sometido actualmente a cargas axiales y oblicuas que crean tensiones
máximas que podrían comprometer la estructura del implante, de ahí la
importancia de la presente investigación.
Los resultados derivados del estudio de los implantes dentales de
diferentes alturas de corona sometidos a una carga axial de 200N y 90 grados
evidenció que la corona de 10mm mantuvo un valor de carga máxima en el
tornillo de 25MPa, en el hueso de 18MPa, afectando al implante con una
tensión máxima total de 30MPa, de ahí que se demostrase que la corona de
10mm es la que mejor resistencia posee al ser sujeta a la carga axial.
Mientras que la carga axial de 200N y 90 grados afectó
considerablemente la estabilidad y estructura de la corona de 14mm,
evidenciándose una carga máxima en el tornillo de 38MPa, en el hueso de
31MPa y una tensión máxima de 68MPa, lo cual plasmó que la corona de
75
14mm es la menos resistente a la carga axial sometida. Los resultados
anteriormente expuestos se contrastan con lo planteado por Ramírez (2014), el
cual explica que a mayor altura de la corona se verificará una mayor carga
máxima tanto del tornillo como del hueso al ser el implante sujeto de cargas
axiales, de ahí la importancia que la corona en ningún momento sobrepase los
10mm de altura. (1) Por su parte Benítez (2013), considera que la carga axial
es la fuerza que afecta en mayor medida a aquellos implantes que sobrepasen
los 11,5mm de modo que las cargas a las que son sometidos la corona, el
tornillo y el hueso crean una tensión máxima que se materializa en la ruptura
del pilar. (32)
La carga oblicua de 100N a 45 grados afecta en una menor medida a la
corona de 10mm, evidenciándose una carga máxima en el tornillo de 310MPa y
en el hueso de 44MPa, para dar como resultado una tensión máxima total de
350MPa, valores perfectamente soportables para el implante y que en ningún
caso representan un riesgo que podría traducirse en rupturas movilidad del
mismo.
Se verificó que el efecto de la carga oblicua de 100N y 45 grados en la
corona de 14mm, incrementó significativamente la carga máxima del hueso con
un valor de 155 mientras que las carga máxima del tornillo fue de 155 MPa
también, para dar como resultado una tensión máxima de 465MPa, valor que
puede considerase como elevado de modo que se evidencia un riesgo real de
movilidad y ruptura del pilar del implante. Los resultados expuestos son
concordantes con lo planteado por García (2015), el cual considera a la carga
oblicua como crítica en el mantenimiento de la integridad y firmeza de los
implantes, considerando que aquellas coronas que posean una altura mayor a
los 10mm deberán soportar una mayor carga máxima en el tornillo, situación
que repercutirá negativamente en el aseguramiento y firmeza del mismo. (1)
Echemendía (2013), plantea que la carga oblicua se revela como la principal
dificultad y obstáculo en el tratamiento de implantes, de ahí que en todo caso
deberá observarse que la altura de la corona no sobrepase los 10mm, de modo
las cargas máximas del tornillo y el hueso mantengan niveles aceptables para
76
la fijación del implante, pero siempre tomándose en cuenta que la carga
máxima del tornillo superará ampliamente a la carga máxima del hueso. (24)
El estudio realizado evidenció que las cargas axiales y oblicuas son los
principales retos existentes al momento de utilizar la técnica del implante, de
ahí que deba enfatizarse la necesidad de no hacer uso de coronas que
sobrepasen los 10mm de altura, de modo que se logre un equilibrio entre las
cargas axiales y oblicuas y los diferentes componentes del implante.
Es de destacar que todos los elementos que conforman el implante se
verán sometidos a cargas máximas que podrían derivarse en tensiones
máximas, las cuales de sobrepasar los límites de estabilidad y equilibrio
mecánico desencadenarían fenómenos como la movilidad o ruptura del pilar
del implante, siendo de destacar que el tornillo siempre soportará una carga
máxima mayor que el hueso tanto por resultados de las cargas axiales como
oblicuas.
77
CAPÍTULO V
5. CONCLUSIONES Y RECOMENDACIONES
5.1. Conclusiones
• Se evidenció que con el incremento de la longitud de la corona clínica y
la distribución de las cargas axiales y oblicuas poseen un
comportamiento directamente proporcional, es decir a un valor superior a
los 10mm se incrementa significativamente la tensión máxima sobre el
implante por lo que puede señalarse que a mayor altura de la corona
mayor será la distribución y tensión de fuerzas axiales y oblicuas.
• El incremento de la altura de la corona mediante el método de elementos
finitos en un valor superior a los 10mm provoca el aumento de tensiones
sobre tornillo del pilar con mayor relevancia en cargas oblicuas, situación
que podría derivarse en la movilidad y ruptura del tornillo del implante.
• Se determinó que al aumentar la altura de la corona se incrementa la
concentración de tensiones en el hueso periimplantar a nivel de la
plataforma del implante sobre todo en fuerzas oblicuas.
• La comparación de distribución de fuerzas axiales y oblicuas sobre el
tornillo, plataforma y hueso periimplantar en modelos 3D de elementos
finitos en coronas de 10mm, 12mm y 14mm arrojó como resultado que a
partir de los 10 mm el incremento sostenido de las fuerzas axiales y
oblicuas principalmente sobre el tornillo del pilar aumentan la posibilidad
de complicaciones biomecánicas del conjunto corona –implante
78
5.2. Recomendaciones
• Limitar la altura de las coronas dentales desarrolladas a través del
método de elementos finitos a 10mm de modo que pueda compensarse
las tensiones derivadas de las cargas axiales y oblicuas, lográndose una
tensión máxima equilibrada que no afecte la estructura del hueso
perimplantario y componentes prostéticos.
• El valor óptimo para lograr una distribución y tensión requilibrada de las
fuerzas axiales y oblicuas con la longitud de la corona clínica no deberá
en ningún caso sobrepasar los 10mm, siendo el valor óptimo derivado de
la investigación para lograr un equilibrio efectivo una altura de 10mm.
• Incrementar y desarrollar los programas de simulación del
comportamiento biomecánico de los componentes prostéticos al
incrementarse la altura de la corona clínica, con el objetivo de garantizar
resultados de mayor exactitud y confiabilidad que redunden
positivamente en la salud del paciente y por consecuencia en el
desarrollo de las técnicas de implantología.
• No hacer uso de implantes que posean coronas que sobrepasen los 10
mm de altura debido a que se incrementan de forma considerable la
carga máxima axial y oblicua del tornillo y el hueso, destacando que la
estructura del implante más afectada será el pilar en su punto medio.
79
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83
84
ANEXOS
Anexo 1. Certificado de el Subcomité de Ética de investigación en
Seres Humanos de la Universidad Central del Ecuador.
85
Anexo 2. Traducción Certificada del Resumen
86
Anexo 3. Certificado de Sistema Antiplagio URKUND.
87
Anexo 4. Versión del Programa Solid Works
88
Anexo 5. Declaración de Conflictos de Interéses del Autor
UNIVERSIDAD CENTRAL DEL ECUADOR
FACULTAD DE ODONTOLOGÍA
INSTITUTO SUPERIOR DE INVESTIGACIÓN Y POSGRADO
Quito, 20 de Febrero del 2017.
Yo, Od. Fabián Bolívar Urresta García con C.I. 1721799722, declaro no
tener ningún tipo de conflicto de interés, ninguna relación económica, personal,
familiar o filial, política de interés, financiera, con ninguna institución o empresa
internacional o nacional. Declaro, además, no haber recibido ningún tipo de
interés en los resultados de esta investigación.
Asimismo, las prsonas e instituciones que hayan participado en el
estudio y análisis de la información, han sido identificadas y aceptado dicha
mención.
Atentamente,
Od. Fabián Urresta García
C.I. 1721799722
ESTUDIANTE
89
Anexo 6. Declaración de Conflicto de Interéses del Tutor
UNIVERSIDAD CENTRAL DEL ECUADOR
FACULTAD DE ODONTOLOGÍA
INSTITUTO SUPERIOR DE INVESTIGACIÓN Y POSGRADO
Quito, 20 de Febrero del 2017.
Yo, Dr. Kléber Arturo Vallejo Rosero con C.I. 1711361871, declaro no
tener ningún tipo de conflicto de interés, ninguna relación económica, personal,
familiar o filial, política de interés, financiera, con ninguna institución o empresa
internacional o nacional. Declaro, además, no haber recibido ningún tipo de
interés en los resultados de esta investigación.
Asimismo, las personas e instituciones que hayan participado en el
estudio y análisis de la información, han sido identificadas y aceptado dicha
mención.
Atentamente,
Dr. Kléber Arturo Vallejo Rosero
C.I. 1711361871
TUTOR