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

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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