BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA …

UNIVERSIDAD DE OVIEDODepartamento de Cirugía y Especialidades Médico-Quirúrgicas

BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE

ARCADA COMPLETA

ARITZA BRIZUELA VELASCOEnero de 2.011

TESIS DOCTORAL (que opta al grado de Doctor por la

Universidad de Oviedo)

UNIVERSIDAD DE OVIEDODepartamento de Cirugía y Especialidades Médico-Quirúrgicas

BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE

ARCADA COMPLETA

TESIS DOCTORAL (que opta al grado de Doctor por la

Universidad de Oviedo)

Autor: Directores:ARITZA BRIZUELA VELASCO PROF. DR. ANGEL ALVAREZ ARENAL PROF. DR. JAIME GIL LOZANO PROF. DR. F. JAVIER DE COS JUEZ

ÍNDICE1 - INTRODUCCIÓN PÁGINA

1.1 Motivación en la elección del tema 2

2 - ESTADO ACTUAL DEL TEMA

2.1 Restauración Protésica de Arcada Mandibular 9

2.2 Fuerzas oclusales y su repercusión en el terreno de soporte

40

2.3 Estudios de Elementos Finitos en prótesis implantosoportada

76

3 - HIPÓTESIS Y OBJETIVOS

3.1 Hipótesis 86

3.2 Objetivos 87

4 - MATERIAL Y METODOLOGÍA

4.1 Espécimen, Modelo de Trabajo 92

4.2 Modelización de los componentes 96

4.3 Datos computados 102

4.4 Ensayos y Procedimientos 103

5 - RESULTADOS

5.1 Resultados según ferulizaciones en tramos 111

5.2 Resultados obtenidos según material de recubrimiento 123

6 - DISCUSIÓN

6.1 Sobre la metodología y parámetros del ensayo 135

6.2 Sobre el estrés transmitido y su distribución para cada tipo tipo de ferulización

146

6.2 Sobre el estrés transmitido y su distribución en ferulización única, en función del material de recubrimiento

159

7 - CONCLUSIONES

8 - BIBLIOGRAFÍA

1 - INTRODUCCIÓN

BIOMECÁNICA EN PRÓTESIS FIJA IMPLANTOSOPORTADA MANDIBULAR DE ARCADA COMPLETA

1 - INTRODUCCIÓN

1.1 Motivación en la elección del tema

Aunque el objetivo de la Prostodoncia moderna es restaurar funcional y

estéticamente al paciente total o parcialmente desdentado, lo que hace que la

Prótesis Implantosoportada sea única, es su enorme capacidad para obtener esos

objetivos independientemente de la atrofia del reborde alveolar u otras alteraciones

del aparato estomatognático (Misch, 2009).

La edad está directamente relacionada con todos los indicadores de pérdida

de dientes. Parece demostrada una asociación entre la pérdida de rendimiento

masticatorio en adultos de edad avanzada con la disminución de contactos

oclusales en los sectores posteriores. Igualmente parece existir una relación entre

la disminución de la fuerza oclusal aplicada y la disminución de la cantidad de

saliva (Ikebe et al, 2006).

En consecuencia, el envejecimiento de la población es un factor que se debe

tener en cuenta en la odontología implantológica (Marcus et al, 1996; Meskin and

Brown, 1988).

La esperanza de vida, en los países industrializados, ha aumentado

significativamente más allá de la edad de jubilación. El ratio de pobreza en

personas mayores alcanza solo el 10%, de modo que se están perdiendo enfoques

del pasado, respecto a tratamientos protésicos, en los cuales primaban las

consideraciones económicas y las soluciones no quirúrgicas (Misch, 2009). Así

mismo, el grado de satisfacción odontológica de los pacientes totalmente

edéntulos, se correspondía con los limitados beneficios que obtenían de una

prótesis completa removible (Velasco et al, 2003). Era norma habitual que un alto

porcentaje de estos pacientes se encontrasen insatisfechos con sus prótesis

completas convencionales, aún cuando éstas hubieran sido perfectamente


2 - INTRODUCCIÓN

realizadas de acuerdo a los principios protésicos. Los problemas más comunes en

relación con estas prótesis eran y son la falta de estabilidad y retención, junto con

una disminución de la capacidad masticatoria (Naert et al, 2005).

Actualmente existe suficiente evidencia científica que muestra que las

prótesis soportadas y/o retenidas por implantes, son mejor aceptadas, desde el

punto de vista no sólo fisiológico, sino también psicológico. Este hecho está menos

contrastado, puesto que es preciso reconocer que la mayor parte de los estudios

encontrados se limitan casi específicamente a demostrar la eficacia de los

implantes. Esta eficacia se entiende como la probabilidad de beneficio que obtiene

un sujeto cuando se le aplica una determinada tecnología con el fin de solucionar

un problema médico, bajo unas condiciones ideales de uso (Guckes et al, 1996)

Por otro lado, a la hora de rehabilitar una arcada edéntula mediante

prótesis sobre implantes, especialmente la mandíbula cuyo pronóstico mediante

una prótesis completa convencional es más sombrío, se han identificado

consideraciones financieras como razón principal para la selección de un

tratamiento limitado (como es el uso de dos o tres implantes para soportar una

sobredentadura) (Carlsson et al, 2004; Takanashi et al, 2004) y no otro tipo de

restauración fija sobre más implantes.

Las sobredentaduras implantosoportadas, sin embargo, gozan, según

Misch (2009), de mayores ventajas respecto a las prótesis completas

convencionales. Entre ellas destacan: la pérdida ósea anterior mínima, la estética,

la mejor retención, soporte y estabilidad, la disminución de la abrasión de los

tejidos blandos, las mejores eficiencia oclusal y fuerza masticatoria, los mayores

confort, comodidad y satisfacción, la mejor funcionalidad y la posibilidad de elegir

una menor extensión de las prótesis.


3 - INTRODUCCIÓN

El mismo autor considera a su vez una serie de desventajas de las

sobredentaduras, en comparación con las prótesis fijas: las psicológicas, el que se

requiera mucho espacio protésico, el mantenimiento a largo plazo, la pérdida ósea

posterior continuada, la impactación de alimentos y la mayor movilidad.

Los resultados de un metanálisis reciente, que intentaba determinar si el

tipo de prótesis afectaba a los resultados y supervivencia de los implantes de las

rehabilitaciones de arcada completa, concluían que no existía evidencia científica

que lo asegurara, pero sí quedaba demostrado que el mantenimiento de las

sobredentaduras era mucho más exigente que el de las prótesis fijas (MacDonald-

Jankowski and Kim, 2007). Por estos y otro motivos, se prefiere, siempre y cuando

las condiciones sean adecuadas y las posibilidades económicas lo permitan, que

las restauraciones implantosoportadas sean fijas, bien unitarias, parciales o de

arcada completa.

En esta línea, una restauración fija para la rehabilitación de una mandíbula

totalmente edéntula, ofrece ventajas y percepciones psicológicas similares a los

dientes naturales, mientras que una sobredentadura, incluso cuando son

totalmente implantosoportadas, no deja de ser una prótesis removible. Decidida la

restauración fija, las opciones rehabilitadoras de una mandíbula edéntula,

mediante una prótesis fija sobre implantes, son diversas en lo referente al número,

situación de los implantes y la segmentación o no de la restauración.

Bränemark (1977) preconizaba, para reemplazar los dientes posteriores, la

colocación de una prótesis de un sólo tramo, mediante el empleo de 4 a 6

implantes entre los agujeros mentonianos y una extensión en voladizo a cada lado.

Todo ello debido a que la mandíbula no se flexiona ni muestra un significativo

torque entre los agujeros mentonianos. Un problema de este protocolo es, sin

duda , el empleo de esas extensiones en voladizo de la prótesis, que, como

muestran numerosos estudios (Weinberg,1993; Lewinstein et al, 1995; Sahin et al,


4 - INTRODUCCIÓN

2002), provocan sobrecarga oclusal en los pilares protésicos y descementación,

cuando las restauraciones son cementadas. Para solucionar este importante

problema, es necesario colocar implantes distales, posteriores a los agujeros

mentonianos, que nos permitan diseñar prótesis sin cantilever. Este diseño supone

incrementar el número de implantes a 6, 7, 8 o más. Dentro de esta variabilidad,

una posibilidad ampliamente aceptada sería la de emplear un mínimo de 6

implantes distribuidos de la siguiente manera: dos en los primeros molares, dos en

los primeros premolares y dos en las zonas de los caninos (Misch, 2009).

Sin embargo este tipo de planteamiento rehabilitador para la arcada inferior

de 6 implantes (reponiendo 12 piezas dentales), requiere el diseño de una prótesis

fija de arcada completa, o bien segmentada en 2 o 3 tramos con o sin conexión

mediante interlocks. Cualquiera de las opciones es posible en la práctica clínica

habitual. La decisión de optar por una u otra está más en función de las

preferencias personales, de la facilidad de ejecución o de la disponibilidad

económica, que en consideraciones biomecánicas de distribución de cargas en

implantes y hueso de soporte que una y otra opción conllevan. Es importante no

dudar de que el principal interés reside en que las prótesis deben de ser diseñadas

de tal forma que se eviten altas concentraciones de estrés en el hueso de soporte

que superen su capacidad de adaptación y respuesta, de manera que los

implantes sobrevivan largos periodos de tiempo (Kregzde, 1993).

Otros factores de relevancia que deben ser tenidos en cuenta en

restauraciones de arcada completa mandibular son la deflexión mandibular y el

material que se elija en la construcción de la prótesis sobre implantes, en relación

a la tensión que se pueda transferir al hueso de soporte. Algunos autores han

teorizado acerca de la conveniencia del empleo de uno u otro material para

mejorar el comportamiento mecánico (Skalak, 1989)


5 - INTRODUCCIÓN

Es preciso recalcar que las transferencias de carga al hueso subyacente de

soporte tiene un especial interés desde el punto de vista del pronóstico protésico e

implantológico. Así en un estudio de seguimiento sobre 467 pacientes tratados con

implantes Bränemark, Quirynen et al (1992) determinaron que la pérdida excesiva

de hueso marginal, en ausencia de gingivitis asociada a placa, de más de 1mm.

después del primer año de carga, estaba definitivamente asociada con la

sobrecarga oclusal.

La biomecánica concierne a la respuesta de los tejidos biológicos a las

cargas aplicadas y parece imposible desligar el resultado a largo plazo de los

implantes dentales y las prótesis que soportan, de todos aquellos factores que

precisamente puedan influir en esta respuesta. El hecho de que exista una amplia

controversia respecto a la conveniencia o no de individualizar en 2 o 3 tramos las

restauraciones de arcada completa, con opiniones y resultados dispares, justifica la

realización de este trabajo de investigación, que bajo el método de Análisis

mediante Elementos Finitos, nos ayude a clarificar la cuestión.


6 - INTRODUCCIÓN


7 - INTRODUCCIÓN

2.1 Restauración Protésica de Arcada Mandibular

Disposición y Número de Implantes

Número de Implantes

Ciertos autores consideran que una de las decisiones más difíciles en la

planificación del tratamiento de un paciente mediante implantes dentales es

determinar el número de implantes necesarios para soportar la restauración

planificada (Taylor et al, 2000) . No existen suficientes estudios prospectivos

controlados a este respecto y sin embargo en la literatura sí se encuentran

recomendaciones, generalmente sin suficiente evidencia científica, acerca del

número de implantes que se precisan para restaurar una arcada completa.

Estas recomendaciones van desde un extremo que considera que 4

implantes son suficientes (Bränemark et al, 1995; Bränemark et al, 1996), hasta el

otro en el que consideran la posibilidad de que cada diente perdido se rehabilite

mediante un implante (Bahat, 1993; Jemt and Lekholm, 1993; Lekholm et al, 1994;

Engelman, 1998).

Con cierta frecuencia la determinación del número de implantes necesarios

se basa en consideraciones económicas. Un número menor de implantes supone

un ahorro en costes para el paciente (Taylor et al, 2000). Por otro lado, la decisión

también depende de la disponibilidad ósea, lo cual es especialmente crítico en los

sectores posteriores maxilares y mandibulares, en los que, debido a los patrones

de reabsorción ósea postextracción, pueden ponerse en compromiso estructuras

nobles como el nervio alveolar inferior y los senos maxilares.



El volumen óseo mínimo requerido para la cirugía de implantes es de 7 a

9mm. de altura (FIGURA 1), medido desde donde el maxilar tenga un espesor

mínimo de 4 a 6 mm. (Lekholm, 2008). Por otro lado, la disponibilidad ósea no solo

es crítica en sentido vertical, sino en todas las direcciones, de modo que Engelman

(1998) defiende que es preciso un mínimo de 1mm. de hueso alrededor del

implante y Misch (2009) que la distancia mínima mesio distal entre implantes debe

ser de un mínimo de 3mm. En la actualidad, la mejora en las técnicas de injerto y

regeneración ósea, permite la rehabilitación de maxilares con reabsorciones

extremas, que de otra manera resultarían imposibles.

FIGURA 1. Esquemas que muestran la ubicación de áreas con volumen óseo mínimo en dirección

distal y que incluyen las distancias necesarias para diversas cantidades de implantes. las flechas indican la prominencia y el ápice del diente más cercano. Figura tomada de Misch (2009).



Si la selección del número de implantes necesario para la rehabilitación de

una arcada edéntula se basara en criterios exclusivamente biomecánicos, está

demostrado que el estrés global sobre todo el sistema del implante puede

reducirse aumentando el área sobre el que está aplicada la fuerza. El método más

efectivo para este propósito consiste en aumentar el número de implantes de

soporte de la prótesis según Bidez y Misch (1990). En este estudio se demostraba

que la fuerza distribuida sobre tres pilares da como resultado un estrés menos

localizado en la cresta del hueso que con dos pilares, siempre y cuando éstos

estuviesen ferulizados.

Duyck et al (2000) intentaron registrar cuantitativa y cualitativamente las

fuerzas transferidas a los implantes mediante un experimento in vivo sobre 13

pacientes con rehabilitaciones de arcada completa implantosoportadas, en las que

se registraban las fuerzas axiales y los momentos de flexión, mediante el uso de

galgas extensiométricas, durante la aplicación controlada de carga y apretamiento.

El estudio fue realizado cuando la prótesis estaba soportada por todos los

implantes (5-6) y repetido cuando se soportaban sobre 4 y posteriormente sobre 3

implantes. Encontraron mayores fuerzas a medida que se reducía el número de

implantes de soporte y los momentos de flexión eran también mayores para la

prótesis sobre 3 implantes. Los autores sugerían que cuando se empleara un

número reducido de implantes en la rehabilitación de arcadas completas, se

seleccionasen implantes de un diámetro y/o área de superficie mayor, para

aumentar sus propiedades mecánicas. Teniendo en cuenta lo anterior, cuando las

fuerzas están aumentadas, debería reducirse el número de pónticos y aumentar el

de implantes, en comparación con la planificación de un tratamiento para un

paciente ideal con factores de fuerza mínimos (Duyck and Naert, 1994).

En general, el número de implantes, aunque puede variar en función del tipo

de restauración protésica, factores de fuerza del paciente, cantidad y calidad ósea



y disponibilidad económica, puede ser de 2 a 10, aunque a partir de 8 o 9 algunos

autores lo consideran sobretratamiento.

Posición de los Implantes

Para una determinada restauración protésica, existen unas posiciones de los

implantes que son más importantes desde una perspectiva de gestión del estrés.

En las prótesis de una o dos unidades, un implante debería ser colocado en cada

posición prospectiva del diente, sin corona de contorno de cantilever alguno, en

ninguna dirección. En una restauración de 3 a 4 unidades resulta fundamental la

posición de los pilares terminales. Si no está presente un pilar terminal se crea un

cantilever, lo que magnificará el estrés en el resto del sistema de soporte. En una

prótesis de 5 a 14 unidades, los pilares intermedios son esenciales para limitar los

espacios edéntulos al tramo más pequeño posible, preferiblemente a menos de

tres pónticos (Misch, 2009). Se sabe que la deflexión o cimbreo de una prótesis de

dos pónticos será 8 veces mayor que la de uno, pero la de 3 pónticos es hasta 27

veces mayor, esto es, el cimbreo es directamente proporcional al cubo del aumento

de la longitud (Shillingburg, 2006).

Una mandíbula edéntula puede dividirse en tres secciones desde un punto

de vista biomecánico: la anterior (de canino a canino) y las regiones posteriores

bilaterales (premolares y molares). A su vez, un maxilar edéntulo puede dividirse

en cinco secciones: la región anterior (centrales y laterales), los caninos bilaterales

y las regiones posteriores bilaterales (premolares y molares). Una posición clave

para los implantes supone un implante en cada región, de modo que son cinco

para el maxilar y tres para la mandíbula (Misch, 2009), considerando óptimos o

ideales el resto de factores de influencia.

Existe un cierto consenso en que 6 implantes paralelos y simétricamente

distribuidos pueden ser suficientes para la rehabilitación de la mandíbula edéntula,



en la mayoría de los casos y en supuestos de casi normalidad de los factores de

influencia, pese a que con cierta frecuencia los dictados morfológicos quirúrgicos

imposibilitan este objetivo deseado. De este modo la orientación relativa al número

y posición definitivos de fijaciones puede plantear al Prostodoncista problemas

técnicos y de diseño. Entre los problemas que pueden imposibilitar alcanzar el

objetivo deseado de 6 implantes paralelos destacan una situación demasiado

cercana de los implantes, implantes no correctamente alineados, insuficiente

espacio entre arcadas o considerable pérdida ósea vertical y/o horizontal (Zarb and

Jansson, 1999), deficiente calidad ósea y morfología muy curva o estrecha de la

arcada, entre otras.

Tomando en consideración todos los factores anteriores, Misch (2009)

contempla cinco opciones de tratamiento fundamentales, para rehabilitar una

mandíbula edéntula mediante una prótesis fija sobre implantes:

Opción I Aceptando que la mandíbula no se flexiona ni muestra una significativa

torsión entre los agujeros mentonianos, y que los implantes posicionados

entre ellos pueden ferulizarse sin riesgo ni compromiso, esta opción propone

la colocación de 4 a 6 implantes entre los forámenes y una extensión en

voladizo a cada lado para reemplazar los dientes posteriores (Bränemark,

1977). Ya que esta opción depende en gran medida de los factores fuerza y

de la forma de la arcada del paciente, así como del número, tamaño y diseño

de los implantes, la actuación más aconsejable es reservarla para pacientes

con factores de fuerza bajos, tales como pacientes mayores con una prótesis

completa superior, con abundante hueso anterior y altura de la corona

inferior a 15mm., con una arcada ovoide o cónica, pero con segmentos

posteriores de altura inadecuada para la colocación de un implante.



Opción II Puesto que Trabajos como el de Bidez (1994) y anteriores como el de

Hylander (1979) han mostrado que la mandíbula se flexiona por distal del

agujero mentoniano, aún cabe la posibilidad de evitarlo colocando implantes

sobre uno o ambos agujeros. En la práctica es una variación de la Opción I,

pero con ciertas ventajas, como son el aumento del número de implantes a 6

o 7, el que se disminuye la longitud del voladizo y que se reduce la tensión

transmitida a los pilares próximos al cantilever. A la hora de plantearse esta

opción es necesario contar con suficiente altura y anchura de hueso

sobre los agujeros, aunque no es infrecuente utilizar hecho con un mayor

diámetro o un adecuado diseño de superficie (Misch, 2009).

Opción III Bidez (1994) evaluó prótesis fijas de arcada completa con implantes

posteriores unilaterales, conectados a la región anterior, no encontrando

complicaciones adicionales durante un periodo de tiempo, en comparación

con aquellos con segmentos independientes. Conforme a estos

resultados, otra opción sería retener una prótesis mandibular fija con

implantes en la posición del primer molar conectados a 4 o 5 implantes entre

los agujeros mentonianos. La posición de los implantes sería en el primer

molar (en un lado solamente) y en las posiciones de premolares y c a n i n o s

bilaterales. Esta opción presenta algunas ventajas frente a las

anteriores, como es que solo presenta un voladizo unilateral y que cuando

los factores de fuerza son mayores, se pueden aumentar fácilmente a 6 o 7

el número de implantes.

Opción IV Esta opción incluye implantes posteriores bilaterales siempre que no

estén ferulizados en un único segmento, lo que resulta interesante cuando la



densidad del hueso es pobre y/o los factores de fuerza son elevados. Así los

implantes se colocan en los tres segmentos de la mandíbula, a nivel de los

espacios de los dos primeros molares, los dos primeros premolares y los

caninos. La prótesis se construye en dos tramos, uno que feruliza los dos

implantes anteriores de los caninos y dos de los posteriores de un lado y el

otro tramo entre los dos posteriores del lado contralateral. La principal e

importante ventaja de esta opción es la eliminación de las extensiones en

voladizo y consecuentemente disminuir los riesgos de prótesis

descementadas y sobrecargas oclusales. La otra ventaja es que la prótesis

se construye en segmentos, de modo que si precisara reparación se podría

extraer exclusivamente el segmento afectado.

Opción V

La última opción es fabricar tres prótesis independientes, en lugar de

una o dos, sobre un mínimo de 6 implantes, cuya disposición principal serían

los dos primeros molares, los dos primeros premolares y las regiones de los

dos caninos. Las prótesis posteriores se extienden desde el primer molar

hasta el primer premolar y una prótesis anterior sustituye los seis dientes

anteriores. La ventaja de esta opción es que los segmentos son más

pequeños y por tanto es más fácil de solucionar en caso de fractura o

descementado. Además, si se espera un mayor movimiento del cuerpo

mandibular, debido a una parafunción o reducción del tamaño del hueso

mandibular, las prótesis independientes debieran permitir la máxima

flexibilidad y torsión de la mandíbula.

Esta opción sobre 6 implantes y ferulización de arcada completa en tres

tramos, con independencia de sectores posteriores y sector anterior, es una opción

semejante a la que se hace en rehabilitaciones de arcada completa mandibular con

prótesis fija convencional, con interlocks situados estratégicamente.



Así se minimizan los efectos que una estructura rígida de arco completo

tiene sobre los dientes de soporte debido a su escasa movilidad bajo carga oclusal

y dirección no concordante con la dirección y movilidad fisiológica de esos dientes

que la soportan, por la acción de la musculatura masticatoria durante la dinámica

mandibular.

No obstante, en esta opción de rehabilitación mandibular con 6 o más

implantes y ferulización en 3 tramos e incluso en uno solo, es de suponer que los

efectos sobre implantes y hueso perimplantario sean diferentes por cuanto los

implantes son estructura rígidas (no tienen movilidad fisiológicas) y su dirección de

desplazamiento bajo carga oclusal será la que induzca la propia estructura de

ferulización (prótesis), sea ésta en uno o varios tramos.

Por su parte, Engelman (1998) describe también el uso de 6 implantes

osteointegrados, para la rehabilitación de un maxilar superior edéntulo, colocados

en la región de los caninos y zonas posteriores. Considera que esta opción puede

brindar ventajas estéticas (los implantes por mesial de los caninos se suelen

colocar con una inclinación labial, siguiendo el contorno del reborde residual, con el

riesgo de mostrar el pilar o tener que hacer una extensión para cubrirlo) y abre la

posibilidad a realizarlo en un único tramo o en tres segmentos, considerando para

esta última opción la ventaja de poder lograr más fácilmente un ajuste pasivo de

las estructuras protésicas. Sin embargo, cuando se refiere a la rehabilitación de

una mandíbula edéntula, su elección es el empleo de 4 a 6 implantes entre los

forámenes mentonianos, espaciados de manera uniforme y siguiendo la curvatura

de la arcada para poder conseguir una prótesis con unos cantilever posteriores

más predecibles.



Ferulización protésica y deflexión mandibular

La ferulización en odontología se refiere de manera clásica a la unión

efectiva entre varios dientes para promover un incremento en la estabilidad

posicional y funcional de la unidad creada (Grossman et al, 2005). El Glosario de

Términos Prostodónticos en su edición del año 1.999, considera a la ferulización

como la unión de 2 o más dientes o implantes en una unidad rígida, por medio de

mecanismo fijos o removibles.

Ferulización de dientes naturales vs ferulización de implantes

En el caso de los dientes naturales, la ferulización se considera un

componente crucial de la terapia oclusal, para controlar la cantidad de fuerza

destinada al diente, especialmente en periodontos reducidos y aumentar la

resistencia de la unidad ferulizada y por supuesto, en Prótesis Estomatológica,

para rehabilitar tramos edéntulos (Guichet et al, 2002; Grossman et al, 2005). Un

método comúnmente empleado para ferulizar un diente, debilitado o no, a dientes

vecinos es por medio de retenedores de recubrimiento total o parcial; la

ferulización de dos o mas dientes aumenta el área de ligamento periodontal y

distribuye las fuerzas sobre una zona mayor de soporte. Así, un diente considerado

débil para ser utilizado como pilar, por poseer una raíz corta, delgada, cónica o con

una relación corona-raíz desfavorable, puede ser ferulizado al diente adyacente

para obtener soporte adicional. Por tanto, dos dientes uniradiculares pueden ser

utilizados como un pilar multiradicular (Zarb et al, 1978; McGivney and

Castleberry, 1992; Stewart et al, 1993).

Con respecto a la distribución de fuerzas en dientes naturales ferulizados, la

fuerza oclusal aplicada sobre la cresta bucal y la cúspide lingual de los dientes



mandibulares produce una resultante de fuerza inclinada lingualmente (en el caso

del maxilar la resultante estará inclinada a vestibular) (FIGURA 2).

En arcada recta, en la

que se han ferulizado

múltiples dientes, si

una fuerza oclusal es

aplicada sólo sobre el

primer premolar, la

resultante de fuerza

inclinada lingualmente

g e n e r a r á u n

m i c r o m o v i m i e n t o

alrededor del centro de

r o t a c i ó n v e r t i c a l

localizado en el pilar

intermedio (FIGURA

2).

FIGURA 2. Distribución de fuerzas en dientes ferulizados e implantes

ferulizados. Figura tomada de Weinberg (1993)

Las fibras periodontales distribuirán la compresión, tensión y las fuerzas

rotacionales en todas las raíces. Sin embargo, tan pronto como la fuerza oclusal se

aplique exclusivamente sobre el pilar intermedio, todos los dientes tenderán a rotar

lingualmente alrededor del centro de rotación horizontal, que se sitúa en el tercio



apical de la raíz de los dientes. En este caso la fuerza se distribuirá de forma más

simple, como compresión o como tensión sobre el ligamento periodontal, en

función de la localización de la fuerza en relación con el centro de rotación

(Weinberg, 1993) (FIGURA 2).

No es extrapolable, desde el punto de vista biomecánico, el concepto de

ferulización dentaría con el de ferulización de implantes osteointegrados. Los

dientes se aprovechan de los micromovimientos del ligamento periodontal (que

permiten la distribución de las fuerzas a lo largo de las superficies radiculares de

esos mismos dientes naturales) alrededor de su centro de rotación (Weinberg,

1993). Sin embargo, así como la ferulización de dientes con movilidad les asegura

estabilidad, los implantes, tal y como hemos apuntado anteriormente, no son

móviles. De esta manera, cuando fuerzas excéntricas o de magnitud excesiva se

aplican sobre implantes, éstos son incapaces de moverse escapando de esa

fuerza. Nos referimos a que no pivotan, tal y como lo hace un diente gracias a su

ligamento periodontal. En vez de eso, las tensiones tienden a concentrarse en la

cresta del hueso subyacente y se asume que esta sobrecarga del hueso

subyacente es la responsable de provocar microfracturas que pueden conducir a la

pérdida de hueso de soporte, pérdida del implante, fallo mecánico del implante o

fractura por fatiga de los componentes protésicos.

Por tanto, la distribución de tensiones en prótesis que ferulizan varios

implantes, es diferente al caso descrito con anterioridad de dientes naturales. La

aplicación de fuerza oclusal sobre el primer premolar produce una resultante

similar, inclinada lingualmente. Sin embargo, en este caso es la cresta del hueso la

que carga con la fuerza. A su vez cuando una fuerza de impacto oclusal se aplica

sobre el implante intermedio, la resultante de fuerzas inclinadas lingualmente

distribuirá la mayor parte de la fuerza a la cresta del hueso alveolar del

mencionado implante, con una ligera distribución a los implantes adyacentes

(Weinberg, 1993).



Comportamiento rígido de la prótesis vs comportamiento elástico de

los implantes

Una prótesis dental sostenida por varios implantes tiene como resultado una

estructura combinada en la cual la distribución de las cargas aplicadas depende de

la relativa rigidez de los diversos miembros implicados, así como de la geometría

de su distribución. Un implante osteointegrado forma una unión casi íntima con el

hueso, por lo que cabe esperar que la respuesta ante cualquier carga sea elástica,

lo que significa que la deflexión de la fijación será proporcional a la carga aplicada.

Por otro lado, cuando se emplea una prótesis metálica rígida se puede asumir que

su comportamiento será relativamente rígido comparado con los implantes, cuyo

diámetro de sección es menor. La estructura combinada normalmente será tan

compleja que las ecuaciones de las estáticas solas, son insuficientes para

determinar la distribución de la actuación de la carga y las deformaciones de la

prótesis, los implantes y el maxilar deben de ser tenidos en cuenta para determinar

dicha distribución. A tal estructura se la considera como indeterminada

estáticamente y los análisis deben de tratar a la prótesis como una viga elástica

curvada, sometida a flexión y torsión.

Un análisis tan complejo y completo requiere un conocimiento de la rigidez

de las conexiones de los tornillos a la prótesis y al hueso, así como de la rigidez

del maxilar mismo. En este momento no se conocen con exactitud esas variables

como para garantizar un análisis elaborado. Pueden, sin embargo, realizarse

algunas estimaciones de la distribución de la carga mediante modelos

simplificados como por ejemplo, considerar un puente rígido y sólido, como un

colado de oro y asumir que se comportará rígidamente mientras que la respuesta

de cada implante será elástica. La idea de un puente rígido y una respuesta

elástica de los implantes puede ser utilizada tanto por los componentes

horizontales como verticales de cualquier carga aplicada al puente.



Para una carga P en el plano horizontal , la carga horizontal Fi en la fijación i

puede estimarse por la fórmula:

Fi = (P/N) np + (Pe / ∑ Rj²) Ri ni

Donde Fi es la fuerza del vector en la fijación que denominaremos “i” y P es

la magnitud de la carga horizontal. El vector de la unidad np está en la dirección de

la carga aplicada P. Los radios Rj a cada implante se miden desde el centro de

gravedad de los tornillos O, al que se elige como origen de las coordenadas x e y.

La excentricidad de la carga en relación al origen es la distancia “e”. La suma de la

ecuación anterior está por encima del número total de implantes, N. el vector de la

unidad ni es perpendicular a cada Ri por cada i. La ecuación anterior mantiene que

para cada i, i = 1,2,....N. El primer término de la ecuación representa una

distribución igual de la carga P y el segundo término representa el efecto de la

excentricidad de la carga lo que acusa un momento torsional sobre el punto O. El

resultado final de la aplicación de la ecuación a una prótesis particular será

generalmente que la carga máxima en cualquier implante será menor que la carga

P (Skalak, 1999).

Esta construcción teórica está en concordancia con los resultados obtenidos

en un estudio de elementos finitos por Bidez y Misch en 1990, en el que se

demostraba que la fuerza distribuida sobre tres pilares da como resultado un

estrés menos localizado en la cresta del hueso que sobre dos pilares, siempre y

cuando estos estuviesen ferulizados. Además, la retención de la prótesis también

se ve mejorada con un mayor número de implantes ferulizados. Los implantes

ferulizados disminuyen también las fracturas de la porcelana, primero porque como

hemos comentado se reduce la cantidad global de estrés sobre el sistema y

segundo porque los rebordes marginales de las coronas son soportadas por las

conexiones de las coronas ferulizadas, dando como resultado más fuerzas

compresivas que las cargas intermitentes sobre la porcelana. En este sentido hay



autores que sostiene que para este tipo de prótesis que ferulizan varios implantes,

finalmente la distribución de las fuerzas aplicadas se producen gracias a la

deformación de los tornillos de sujeción, tanto del pilar como de la prótesis, que no

en vano gracias a su tamaño y composición metalúrgica, presentan un

comportamiento más flexible que cualquier otro componente del conjunto prótesis-

implante - hueso de soporte (Skalak, 1984) (Rangert et al, 1991). Sin embargo este

hecho resulta extremadamente complicado de cuantificar en el caso de múltiples

pilares (Brunski, 1988).

En resumen, una prótesis rígida distribuirá las cargas a los pilares de soporte

con más efectividad, porque permitirá que la carga máxima en cada implante sea

menor que el total de la carga aplicada. Finalmente, otro aspecto que se puede

asumir es que aumentando el número de implantes que soportan la prótesis se

reducirá generalmente la carga máxima aplicada por tornillo, para una determinada

carga aplicada (Skalak, 1999).

Ventajas e inconvenientes de la ferulización de implantes

Se pueden considerar una serie de ventajas e inconvenientes a la

ferulización de prótesis sobre implantes (Tabla I) (Gómez et al, 2007) así como una

guía de indicaciones y contraindicaciones de la ferulización (Tabla II) (Grossmann

et al, 2005).



Ventajas Inconvenientes

Protésicas -Facilita procedimientos de laboratorio-No hay que conseguir puntos de contacto

-Resulta más complicado conseguir ajuste pasivo

Mecánicas -Correcto comportamiento ante la aplicación de cargas horizontales-Contrarresta la flexión mandibular

-Al oponerse a la dinámica mandibular, se genera tensión lateral en los implantes

Tabla I. Ventajas e inconvenientes, protésicos y mecánicos, de la ferulización en prótesis sobre

implantes (Gómez et al, 2007).

Se debiera ferulizar No se debiera ferulizar

Reducido número de Stops oclusales naturales Múltiples stops oclusales naturales

Guía anterior escarpada Guía anterior plana

Presencia de Hábitos parafuncionales Fuerzas oclusales normales

Inadecuada angulación de los implantes Correcta orientación de los implantes

Los implantes se sitúan a lo largo de un arco Los implantes se sitúan en línea

La restauración mediante implantes incluye el canino

La restauración no incluye el canino

Maxilar superior edéntulo Mandíbula edéntula con implantes bilaterales en las regiones posteriores

Retención o resistencia de los componentes protésicos comprometidos

Retención o resistencia de los componentes protésicos adecuados

Tabla II. Guía de indicaciones de ferulización de prótesis sobre implantes (Grossmann et al, 2005).

En este sentido, es necesario una mayor información acerca de las ventajas

e indicaciones recogidas en las tablas anteriores:



Ajuste pasivo:

Uno de los mayores problemas a considerar en relación con las

prótesis ferulizadas de arcada completa es la dificultad para conseguir ajuste

pasivo (Jemt, 1991; Carr and Stewart, 1993; Tan et al, 1993; Jemt and Lie,

1995; Tan, 1995; Jemt, 1996) , de modo que por ese motivo algunos autores

han sugerido que los implantes situados de forma adyacente se rehabiliten

mediante coronas individuales (Solnit and Schneider, 1998). La

fabricación de estructuras ferulizadas con ajuste pasivo mediante los

métodos convencionales solamente ha sido moderadamente exitosa.

Distintas técnicas se han empleado para minimizar los desajustes, como

el corte y soldadura, técnicas especiales de impresión, ajustes internos

selectivos, mecanizado por descarga eléctrica, soldadura por láser, etc...,

aunque todos son sensibles a la técnica. A su vez, la retención puede ser por

atornillado o cementado. Las prótesis fijas parciales retenidas por

cementado han mostrado conseguir un ajuste pasivo mejor que cuando se

retenían mediante atornillado (Stumpell, 1994).

Puntos de Contacto:

Cuando una restauración sobre múltiples implantes no se feruliza, los

procedimientos de laboratorio se complican, especialmente por la necesidad

de crear unos puntos de contacto adecuados entre las coronas protésicas.

En este sentido, Campagni (1984) sugirió que los contactos

interproximales entre dientes naturales debieran ajustarse de tal manera

que permitieran atravesar una banda metálica de 8µm . Es preciso tener

en cuenta una cuestión y es que en el caso de las prótesis sobre

implantes, como no cuentan con ligamento periodontal, el ajuste de los

puntos de contacto puede ser todavía más crítico. Guichet et al (2002)

publicó un ensayo fotoelástico en el que se creó una réplica en resina,

que reproducía el cuadrante posterior izquierdo de la mandíbula, de forma

anatómicamente correcta y en el que se insertaron 3 implantes. Se crearon



dos modelos fundamentales de ensayo, uno con las tres coronas sobre los

tres implantes ferulizadas y un ajuste pasivo correcto, y el otro con coronas

unitarias con 5 tipos de contacto interproximal: abierto (sin contacto

interproximal entre las coronas), ideal (interponiendo una banda metálica de

8µm sin romperse), ligero (interponiendo una banda de 18µm), medio (banda

de 58µm) y fuerte (banda de 98µm). Se aplicó una carga vertical de 6,8 kg.

a todos los modelos de ensayo, primero sobre el implante mesial, luego

sobre el central y por último sobre el distal. Los resultados demostraron que

la ferulización reducía los picos de estrés cuando se aplicaba carga en el

implante del centro de la restauración. Cuando las restauraciones eran

no ferulizadas, el estrés se concentraba como era lógico, exclusivamente

alrededor del implante cargado. Cuando se aplicaba la carga en el

implante distal, los resultados entre la restauración ferulizada y la no

ferulizada eran similares. Sin embargo, cuando la carga era aplicada

en el implante anterior, que estaba situado ligeramente fuera del eje, los

picos de estrés disminuían en la ferulizada, al compartirse entre los

tres implantes, sugiriendo que la ferulización puede ser interesante

cuando se restauran implantes con angulaciones desfavorables. Finalmente,

conforme el contacto interproximal era más fuerte, la pasividad decrecía y

aumentaban los picos de estrés entre los implantes. Estos resultados

condujeron a los autores a la conclusión de que las restauraciones

ferulizadas presentan un mejor comportamiento mecánico, dado que

comparten de manera más uniforme y eficaz la carga aplicada y sobre todo

indican la importancia del tipo de contacto interproximal entre coronas

unitarias, dado que un incremento excesivo del contacto conduce, según sus

resultados, a una pérdida de la pasividad.



Higiene: La ventaja fundamental de restaurar los implantes como unidades

separadas sería la higiene interproximal. Sin embargo, este concepto no es

relevante dado que parece demostrado que un porcentaje muy pequeño

de la población se pasa la seda con regularidad (Segelnick, 2004). Por ello,

esta ventaja afectaría, en el mejor de los casos, a 1 o 2 de cada 10

pacientes. Como los implantes normalmente están separados 3mm. o

más, si el paciente de verdad quiere realizar la higiene interproximal, la

mayoría de los instrumentos (p.e. seda dental, cepillos interproximales...)

conseguirían una higiene óptima.

Mantenimiento:

Una segunda ventaja de las unidades dentales separadas es la

facilidad para reemplazar una única unidad a fin de reparar la fractura de la

porcelana. Sin embargo, esto es sólo una ventaja parcial, porque cuando los

implantes dentales se ferulizan juntos, las crestas marginales de las coronas

entre los implantes están soportadas por conectores de metal y por ello la

porcelana se coloca bajo compresión. Sin embargo, siendo unidades

individuales, los márgenes de la coronas de porcelana a metal están, la

mayoría de las veces, colocados bajo cargas de cizalla, lo que aumenta el

riesgo de fractura de la porcelana, de manera que es una paradoja que las

individuales tengan a la vez más fácil mantenimiento y más necesidad de

mantenimiento (Misch, 2009).

Retención:

Las unidades dentales ferulizadas proporcionan una mayor retención

de la prótesis y transfieren una fuerza menor a la interfase del cemento.

Como resultado, es menos probable que se descemente la restauración.

Esto es especialmente significativo cuando los pilares son cortos o están

presentes fuerzas laterales (Misch, 2009).



Complicaciones:

Otra razón que avala las coronas independientes está íntimamente

relacionada con los dientes naturales. Una corona individual tiene un riesgo

de caries inferior al 1% en 10 años. Sin embargo, cuando se ferulizan los

dientes naturales a menudo aparecen caries en el margen gingival, en un

porcentaje de aproximadamente el 22% (Scurria et al, 1998). Además, el

riesgo de tratamiento de conductos se ve aumentado cuando se unen las

coronas. Una corona individual presenta un riesgo de tratamiento de

conductos del 3 al 5,6%, mientras que los dientes ferulizados lo tienen de

un 18% (Goodacre et al, 2003). Por ello, las unidades independientes

reducen la incidencia de complicaciones y permiten al operador tratar estas

complicaciones con mayor rapidez. Sin embargo, en los implantes no

aparecen caries ni son obviamente necesarios tratamientos endodónticos.

Como resultado, no se necesitarían unidades individuales para eliminar

estas compilaciones (Misch, 2009).

Comportamiento Biomecánico:

La ferulización de implantes conlleva un mejor comportamiento

biomecánico y para maximizar el beneficio de un mayor número de

implantes, estos deberían ferulizarse. Los implantes unidos aumentan el

área de superficie funcional de soporte, incrementan la distancia

anteroposterior (A-P) para resistir las cargas laterales, aumentan la retención

del cemento de la prótesis, disminuyen el riesgo de pérdida de los tornillos

de los pilares, reducen el riesgo de pérdida ósea marginal y disminuyen el

riesgo de fractura de los componentes del implante. Todo el sistema se

beneficia (Guichet et al, 2002).

Los implantes unidos transmiten y distribuyen una fuerza menor a los

cuerpos de los implantes, lo que disminuye el riesgo de pérdida ósea

marginal o de fractura del cuerpo del implante (Rangert et al, 1989; Quirynen



et al, 1992; Hoshaw et al, 1994; Rangert et al, 1995). En un artículo de

Sullivan y Siddiqui (1994) un único implante de 4mm., sustituyendo a un

molar, presentó una fractura del cuerpo del implante en el 14% de los casos,

mientras que cuando se unen varios implantes el porcentaje disminuye hasta

el 1%. Así mismo, en la misma línea, Balshi y Wolfinger (1997) constataron

que los implantes unitarios reemplazando un molar presentaban un 48% de

pérdida del tornillo durante un periodo de 3 años y que cuando se

ferulizaban dos implantes para sustituir el molar, la incidencia de pérdida del

tornillo se reducía hasta el 8%, en el mismo periodo.

Por otro lado, cuando múltiples unidades son ferulizadas, las fuerzas

oclusales son absorbidas dentro de la estructura; las fuerzas de tracción y

cizallamiento se concentran en la región de los conectores, lo cual reduce la

fuerza transferida al peridonto (el Ebrashi et al, 1970; Yang et al, 1999).

Se puede concluir que el objetivo de ferulizar coronas sobre implantes

es la distribución más favorable de las tensiones aplicadas entre los

implantes, minimizar la transferencia de cargas horizontales a la interfase

hueso - implante e incrementar el área de superficie del hueso que los

soporta (Guichet et al, 2002; Wang et al, 2002; Grossman et al, 2005).

Ferulización de arcada mandibular completa

La excepción a la regla de la mejora del comportamiento biomecánico de los

implantes ferulizados puede ser la prótesis implantosoportada de la arcada

completa mandibular.

El hueso es esencialmente elástico y se deforma bajo la función, dando

lugar a tensiones que influyen sobre su geometría. Más allá de su



importancia biológica, estas deformaciones tienen especial interés en el campo de

la rehabilitación protésica, puesto que las prótesis fijas son relativamente rígidas y

se fijan a los maxilares, ya sea utilizando como pilares a dientes naturales o más

recientemente a implantes osteointegrados (Abdel - Latif et al, 2000).

La deflexión mandibular, se define como el cambio dimensional que sufre la

mandíbula cuando es sometida a fuerza funcional o no funcional, en el transcurso

de la dinámica mandibular y como resultado de la acción de la musculatura

masticatoria (Misch, 2007). Estudios tanto intraorales como extraorales, realizados

en los últimos cincuenta años, han confirmado que esta deformación mandibular

ocurre principalmente durante los movimientos de apertura y protrusión, pero

también durante las lateralidades y retrusiones, que sigue un patrón complejo y se

desarrolla en distintos planos del espacio (Chen et al, 2000). Daegling y Hylander

(1998) postularon cuatro patrones de deformación mandibular en estudios “in vivo”

sobre mandíbulas de primates mediante observación directa del hueso mandibular:

Aproximación medial: definida como el cambio de amplitud mandibular

durante su función.

Rotación del cuerpo mandibular: entendida como la rotación hacia el

exterior de las dos hemimandíbulas.

Cizalla dorso-ventral y ciazalla antero-posterior: La cizalla dorso-ventral es el

movimiento de las dos mitades de la mandíbula entre sí en el plano vertical y

la antero-posterior en el sagital.

Torsión sinfisal: movimiento en el cual la mandíbula literalmente se retuerce

hacía el lado de trabajo y se flexiona en el plano parasagital sobre el lado de

balanceo durante el golpe de masticación y la masticación molar unilateral.

Los valores encontrados en la literatura sobre la deformación mandibular, se

encuadran en un rango que iría de unas pocas micras a deformaciones de más de

1mm. (Korioth and Hannam, 1994; Chen et al, 2000). Estas diferencias pueden ser

debidas a los distintos métodos empleados en los estudios, a los distintos grupos



testados, a las variaciones individuales referidas a la actividad de fuerzas

musculares o a la resistencia pasiva de la estructura ósea.

Es preciso destacar que ciertos estudios han demostrado que la mandíbula

es más estable entre los agujeros mentonianos en cuanto a la flexión y torsión

(Bidez, 1994).

Misch (2009) relata que cuanto más distal sea la férula rígida, desde un lado

a otro, mayor es el riesgo de que la dinámica y la deflexión mandibular puedan

influir en los implantes o en el pronóstico de las prótesis. Así mismo, Zarone

(2003) muestra que los implantes rígidos, fijados entre sí en una rehabilitación de

toda la arcada, están sometidos a una fuerza vestibulolingual considerable al abrir

la boca y durante la parafunción. Por todo ello, la ferulización de arcada completa

mandibular requiere una revisión más exhaustiva que exponemos a continuación.

Ferulización de arcada completa mandibular: Para este tipo de ferulización,

algunos autores sugieren cuatro implantes en la mandíbula: dos en la zona de los

primeros molares y dos en la zona de los caninos (Parel and Sullivan, 1989),

aunque habitualmente se indican más implantes, frecuentemente cuatro

adicionales en la región de los premolares e incisivos (Balshi, 1990). Es una

ferulización con una estructura rígida curva abarcando toda la arcada, en la que se

debe de considerar la influencia de la deflexión mandibular, aunque existe cierta

controversia.

Ciertos autores defienden que la deflexión de la mandíbula es contrarrestada

por la prótesis (Zarone et al, 2003; Paez et al, 2003). En este sentido, otro estudio

(Abdel-Latif et al, 2000) tuvo como objetivo realizar la medición de la convergencia

medial, del cizallamiento dorsoventral y de la rotación del cuerpo de la mandíbula

humana durante la función. Las mediciones se realizaron mediante el uso de

transductores de tensión en una muestra de 6 pacientes edéntulos en los que



previamente se habían colocado implantes en la mandíbula. Los transductores

fueron instalados sobre el implante más distal en cada hemiarcada, uniendo ambos

implantes, y las mediciones se realizaron cuando los implantes se sometían a

carga y los pacientes abrían y cerraban la boca y realizaban movimientos de

lateralidad. Los resultados demostraron que la deformación mandibular ocurría

inmediatamente al comienzo del movimiento y que además era proporcional al

grado de apertura y que los tres tipos de deformación a estudio ocurrían de forma

simultánea. Sin embargo, los resultados que se obtuvieron para la convergencia

medial, durante los movimientos de apertura y lateralidad, fueron significativamente

menores que en estudios previos, lo cual los autores explican por el hecho de que

estos estudios anteriores se habían realizado sobre dentición natural y no sobre

implantes y de nuevo la convergencia medial fue escasa cuando se sometían los

implantes a una carga de 14.7N.

Algunos autores han considerado que los resultados de este trabajo, así

como de otros mediante Elementos finitos y estudios fotoelásticos (Wright and

Yetram, 1971; Landry et al, 1987; Davidoff, 1996; Stegaroiu et al, 1998) parecen

avalar la teoría de que la ferulización de implantes mandibulares mediante la

prótesis pudiera contrarrestar la deflexión mandibular, sin efectos significativos en

el pronóstico de la rehabilitación y que de hecho los altos índices de éxito de los

tratamientos con implantes implican necesariamente que la influencia de la

deflexión está, en ocasiones, sobrevalorada.

En contraste, otros autores consideran que las restauraciones ferulizadas de

arcada mandibular sobre implantes generan más estrés en el terreno de soporte

durante la flexión mandibular (Fischman, 1990; English, 1993; Koritoth and

Hannam, 1994) y se sospecha que se debe a que se introduce tensión lateral en

los implantes (Misch, 2009). De hecho, en un trabajo del año 1.991 (Hobkirk and

Schaw), también mediante transductores situados sobre implantes ferulizados en

la región premolar de la mandíbula de cinco pacientes, se encontraron



deformaciones superiores a los 420µm y una transmisión de fuerza superior a los

16N, como resultado del movimiento mandibular desde la posición de reposo. Se

observó que las mayores deformaciones se producían en las mandíbulas más

estrechas y cuando los implantes se situaban más separados entre si y que

también eran superiores para los movimientos de apertura y protrusión y menores

en lateralidad. En base a estos resultados los autores concluyeron que se

producen desplazamientos entre implantes asociados a los movimientos

mandibulares y que estos son, en algún caso, considerablemente superiores al

máximo desajuste aceptable en la interfase entre el implante y la supraestructura.

Esto implicaría, entre otras cosas, que la supraestructuras rígidas sobre implantes,

construidas a partir de una impresión de trabajo realizada en una determinada

posición mandibular, podrían generar fenómenos de tensión en el sistema prótesis

- implantes - hueso, en otra determinada posición mandibular.

Ferulización de arcada completa en varios tramos: Cuando la ferulización de

arcada completa mandibular en un único tramo no se realiza, ya sea porque hay un

número suficiente de implantes para restauraciones unitarias o bien de escasa

longitud o se divide en varios tramos (2 o 3, más o menos extensos), el estrés en la

interfase hueso implante disminuiría de manera notable en algunas zonas, sobre

todo posteriores. Esto podría producirse por la interrupción de un arco completo

rígido bilateral más o menos extenso (ocasionado por la ferulización) que

impediría la transmisión del efecto de la deflexión mandibular a zonas no

habituales de su influencia.

Shillinburg (2006) ya estableció que una restauración completamente rígida

no está indicada en todas las situaciones que precisen una prótesis fija, haciendo

referencia a rehabilitaciones sobre dientes naturales. Este autor ya había teorizado

anteriormente sobre la posibilidad de que las fuerzas que se transmiten a los

retenedores terminales como resultado de la actuación como fulcro del pilar



intermedio, podrían dar lugar al fracaso del retenedor más débil (Shillinburg and

Fisher, 1973).

A este respecto también se pronunciaba un trabajo de Kregzde (1993); este

autor desarrolló un estudio mediante elementos finitos, en el que intentaba

demostrar la importancia del número de implantes y la ferulización protésica a la

hora de evitar altas concentraciones de estrés en el hueso de soporte. Sus

resultados vinieron a demostrar que la opción en la que, por un lado, contaba con

un número mayor de implantes y, por otro, éstos no se ferulizaban en un único

tramo, estaba en relación con menores niveles de estrés a nivel de hueso y

consecuentemente constituía la opción más predecible y aconsejable.

Finalmente, Geng et al (2001), en su trabajo de revisión bibliográfica al

respecto de la aplicación de los Elementos Finitos en implantología, apuntaba que

cuando los implantes eran ferulizados por la estructura protésica, la distribución del

estrés se hacía más compleja, puesto que la carga en un determinado punto de la

prótesis conllevaba concentraciones de estrés variables en todos los implantes y

con diferentes direcciones. Además, también apuntaba que la flexión mandibular

bajo cargas funcionales pudiera ser la responsable de tensión en el hueso

alrededor de los implantes, lo que pudiera conducir a una reabsorción ósea.

Aunque los fenómenos de deflexión mandibular pueden explicar “per sé” la

aparición de momentos de torsión y carga tensional en el cuerpo mandibular, esta

respuesta se ve favorecida en la interfase y hueso periimplantario por la reducida

movilidad de los implantes (5 micras apicalmente y 10-50 lateralmente) (Sekine et

al, 1986; Kim et al, 2005) y la escasez de mecanoreceptores, en comparación con

la mayor movilidad fisiológica de los dientes naturales (28 micras apicalmente y de

56 a 108 micras lateralmente) (Parfitt, 1960) y la riqueza de mecano y

presoreceptores del ligamento periodontal. Así cuando se feruliza toda una arcada

con una prótesis implantosoportada y ocurre la deflexión mandibular, la



convergencia medial que se origina (aparte de otras tensiones) del orden de 800

micras en la región de primer molar a primer molar, no puede ser compensada por

la escasa movilidad fisiológica vestíbulo-lingual de los implantes (menor aún

cuando están ferulizados) originando un aumento de las tensiones en la interfase,

y poniendo en riesgo no solo al hueso sino también al implante, tornillos y

aditamentos protésicos.

No obstante, el que la diferencia de movilidad entre deflexión mandibular y la

relativa rigidez de los implantes ferulizados aumente los momentos de rotación y

tensión en los implantes es tema controvertido (como también lo es que la prótesis

contralateral en la ferulización de arcada contrarresta la deflexión mandibular ,

proporcionando resistencia adicional frente a vectores laterales de carga); de

hecho, algún estudio de análisis de tensiones no muestra diferencias significativas

entre ferulización o no, tanto para prótesis fija como removibles (Gross, 2008); sin

embargo, en otro artículo (Brägger, 2007), la ferulización de arcada completa era la

causa de la pérdida de implantes posteriores.

No hay evidencia científica de primer nivel, suficiente para optar por una

restauración ferulizada de arcada completa mandibular o fraccionada en 2 o tres

sectores. Muchos estudios con altas tasas de éxito ni siquiera contemplan en su

diseño y resultados la deflexión mandibular en la pérdida ósea y aunque algunos

autores se decantan por la separación en la línea media, el criterio con fundamento

empírico aquí preconizado es no ferulizar y dividir en 3 sectores, 2 posteriores y

uno anterior, bien independientes o unidas por un interlock o rompefuerzas a

semejanza de la prótesis fija convencional.



Material de Restauración

El carácter de la distribución de la fuerza entre los componentes que

constituyen un sistema depende de la relativa rigidez/elasticidad de cada

componente (Weinberg, 1993). Los implantes oseointegrados mantienen un

contacto directo y relativamente rígido con el hueso, de modo que transmiten el

estrés o las ondas de choque aplicados sobre ellos. Por esta razón, Skalak (1983)

fue unos de los primeros autores que postuló el uso de materiales protésicos

capaces de absorber los impactos, como por ejemplo las resinas acrílicas en las

que están fabricadas los dientes artificiales. El mismo autor indicaba que resultaba

interesante observar que desde un punto de vista mecánico, el mecanismo de

absorción del impacto sería idéntico si el material con bajo módulo de elasticidad

empleado a tal fin se situara entre el implante y el hueso, exactamente como el

ligamento periodontal alrededor de un diente natural.

Una Fuerza aplicada sobre un cuerpo puede tener como resultado su

desplazamiento o su deformación. La elasticidad es el estudio de las relaciones

existentes entre las tensiones aplicadas y las deformaciones que éstas producen.

Un cuerpo se clasifica como elástico si sufre deformaciones elásticas, esto es, si al

suprimir las fuerzas aplicadas recupera su forma y dimensiones. En caso contrario,

si las deformaciones son permanentes, el cuerpo se denomina inelástico o plástico

(Timoshenko and Goodier, 1951).

La forma en que una fuerza se distribuye sobre una superficie se denomina

estrés mecánico, tensión o esfuerzo. Así, la siguiente ecuación define el estrés:

σ = F/S

Donde σ es el estrés (Pascales; Kilogramos por centímetro cuadrado), F es

la Fuerza (Newtons; Fuerza en Kilogramos) y S es el área (metros cuadrados;

centímetros cuadrados). La magnitud del estrés, por tanto, depende de dos



variables, la magnitud de la Fuerza aplicada y el área de la sección transversal

sobre la cual se aplica la Fuerza, entendiendo esta como aquella superficie que

participa considerablemente en el soporte de la carga y la disipación del estrés

(Misch, 2009).

Si a una barra sujeta por un extremo se le aplica en su otro extremo libre una

Fuerza de tracción (F), al ir aumentando el valor de F crecerá la longitud (l) de la

barra, siendo l₀ la longitud inicial. Definimos la Deformación Unitaria (ε) como el

cociente entre el alargamiento absoluto de la barra l-l₀ y su longitud inicial l₀. Así:

ε = l - l₀ / l₀

La Fuerza F aplicada

significa para la barra una

fatiga o esfuerzo (σ) y le

genera una deformación

unitaria ε. Al ir aumentando

F obtendríamos una gráfica

como nuestra FIGURA 3.

FIGURA 3. Curva tensión/deformación (Viladot Voegeli, 2000)

El primer tramo de esta gráfica es una recta; esto significa que si σ es inferior

a σl estamos dentro del límite elástico de la barra y, por tanto, si retiramos la

fuerza, la barra volverá su longitud inicial. Si el esfuerzo es superior a σl, al suprimir

la fuerza, la barra no recuperará su longitud inicial y se producirá una deformación

permanente. Finalmente si la fatiga o esfuerzo es superior a σr, la barra se romperá

(Viladot Voegeli, 2000).



Si nos movemos dentro del límite elástico, se verificará la llamada Ley de

Hooke, que establece que las deformaciones unitarias son proporcionales a los

esfuerzos, es decir:

ε = K · σ

Si sustituimos en la expresión anterior las definiciones de deformación

unitaria y de esfuerzo:

l - l₀ / l₀ = K · F/s

La inversa de la constante K se suele representar por E y se denomina

Módulo de Young. Esta constante es característica de cada cuerpo y cuanto mayor

sea su valor menor será la deformación unitaria del cuerpo para una tensión

determinada (Timoshenko and Goodier, 1951).

Todo lo que acabamos de explicar, puede aplicarse también para los

acortamientos de la barra que se producirían si cambiásemos el sentido de la

Fuerza F. Incluso en la barra del ejemplo, al producirse un alargamiento, es

evidente que se genera una disminución de la sección transversal. Si S₀ es la

sección correspondiente a la longitud inicial l₀ y S la correspondiente a la longitud l,

se comprueba experimentalmente que la disminución unitaria de la sección S es

proporcional al alargamiento unitario. Esto se puede expresar como:

S₀ - S / S₀ = · (l - l₀ / l₀)

La constante , característica de cada cuerpo, se conoce con el nombre de

Coeficiente de Poisson (Timoshenko and Goodier, 1951).

Podemos definir Energía de Deformación (U), también llamado trabajo

interno (para diferenciarlo del trabajo externo efectuado por la carga sobre la



http://es.wikipedia.org/wiki/Ny




barra), como la energía absorbida por la barra durante el proceso de carga. De

acuerdo con el principio de la conservación de la energía, sabemos que esta

energía de deformación es igual al trabajo efectuado por la carga, siempre que no

se agregue ni se quite energía en forma de calor. El trabajo y la energía se

expresan en las mismas unidades, que en el Sistema Internacional (SI) es el Julio

(J), que es un Newton por metro (Gere, 2006).

Anteriormente Gracis et al (1991) habían comprobado in vitro una reducción

de la fuerza de impacto alrededor del 50%, cuando el material restaurador

empleado en prótesis sobre implantes presentaba un módulo de Young menor

(resina fotopolimerizable o resina polimerizable por calor y presión) y se

comparaba con otros de módulo mayor (cerámica y aleaciones de metales nobles).

En otro estudio reciente in vitro, Conserva et al (2009) emplearon un robot capaz

de reproducir los movimientos y las fuerzas masticatorias, para medir las fuerzas

transmitidas a un modelo simulado de hueso periimplantario, cuando se

empleaban 4 tipos diferentes de material oclusal: 3 tipos de resina composite y una

cerámica. De nuevo se comprobó que la cerámica transmitía significativamente

mayores fuerzas que las resinas testadas. Teniendo esto en cuenta, Misch (2009)

ha sugerido un protocolo de carga progresivo para los implantes colocados en

hueso de pobre calidad, que contempla el uso inicial de provisionales de resina,

ferulizando los implantes y aprovechándose de las propiedades físicas de dicho

material para de esa forma reducir el estrés.

Sin embargo la significación clínica del empleo de estos materiales resilentes

es todavía controvertido. Por un lado, recordamos que el propio Skalak (1999)

asumía que una prótesis rígida distribuirá las cargas a los pilares de soporte con

más efectividad, porque permitirá que la carga máxima en cada implante sea

menor que el total de la carga aplicada. Teniendo esto en consideración, cabe

reflexionar que una prótesis flexible pueda tener un comportamiento mecánico



adecuado siempre y cuando cualquier fijación sobre la que se sustente, sea capaz

de soportar el total de la carga aplicada, sin fallos ni aflojamientos. Por otro lado,

el uso de resinas como material restaurador suele asociarse a diversas

complicaciones. Por ejemplo, su rendimiento es escaso cuando se sitúa sobre

dientes posteriores y tiene como antagonistas dientes naturales o prótesis

cerámica, porque tiende rápidamente al desgaste. Ademas los pacientes tienden a

demandar materiales más estéticos y duraderos y en ese aspecto la resina no

puede compararse a la cerámica (Taylor et al, 2000).

Finalmente, tampoco los resultados obtenidos en estudios mediante

Elementos Finitos parecen avalar el empleo de materiales de restauración con

bajos módulos de elasticidad. Trabajos como el de Sergotz (1997), Stegariou et al

(1998) y Wang et al (2002) obtienen resultados de transferencia de tensión al

terreno de soporte semejantes o incluso mayores cuando comparan recubrimientos

oclusales de prótesis en implantes con bajos módulos de elasticidad (generalmente

resinas acrílicas o resinas composite) con otros de mayor módulo (habitualmente

cerámica feldespática).



2.2 Fuerzas Oclusales y su repercusión en el terreno de

soporte

Tipos de Carga

A las fuerzas que actúan sobre una estructura se les denomina cargas

(Segui, 1999) y éstas se clasifican en estáticas o dinámicas dependiendo de si

permanecen constantes o si varían en función del tiempo (Gere, 2006).

Una carga estática es aquella que se aplica con lentitud y no causa efectos

vibratorios o dinámicos en la estructura. La carga aumenta de forma gradual desde

cero hasta su valor máximo y en lo sucesivo permanece constante, sin ser retirada

ni replicada un número excesivo de veces (Segui, 1999; Gere, 2006). Se considera

carga cuasi-estática a aquella que se mantiene constante durante un tiempo

determinado, pero distribuida en ciclos de determinada frecuencia (Vega, 1996;

Martin and Severns, 2004). Por tanto, una carga estática no tiene efectos

dinámicos o inerciales debido al movimiento (Valera Negrete, 2005). La carga

dinámica hace referencia a una aplicación súbita de la carga, donde el tiempo no

tiene prácticamente valor (Vega, 1996) y es por definición aquella que se aplica

cuando se genera un movimiento o efecto de inercia (Valera Negrete, 2005) . Una

carga dinámica puede tener muchas formas; algunas cargas se aplican y quitan de

repente (cargas de impacto), otras persisten largo tiempo y su intensidad varía

continuamente (cargas fluctuantes) (Gere, 2006). También hay cargas cíclicas que

se caracterizan por la repetición reiterativa de un estímulo de carga (estática o

dinámica) por unidad de tiempo (ciclos) (Vega, 1996; Martin and Severns, 2004),

pudiendo ser cargas cíclicas-estáticas (cuasi-estáticas) y cargas cíclicas-

dinámicas.



Existen tres tipos de fuerzas o tensiones simples, las de tracción, las de

compresión y las de cizallamiento, además de las tensiones complejas, como las

que producen las fuerzas que provocan deformaciones de flexión o torsión.

Cuando una fuerza externa actúa sobre un sólido, se produce una tensión dentro

del material igual a la fuerza aplicada dividida por el área sobre la que actúa. Una

fuerza de tracción provoca una tensión de tracción; la fuerza de compresión

produce tensión de compresión y una fuerza de cizallamiento o flexión produce

tensión de cizallamiento. La fuerza de flexión puede producir los tres tipos de

tensión sobre una estructura. Las tensiones de tracción y compresión son fuerzas

axiales principales. La fuerza de tracción es provocada por una carga que tiende a

estirar o alargar un cuerpo y siempre va acompañada de una deformación por

tracción. Por otro lado, si se somete a un cuerpo a una carga que tiende a

comprimirlo o acortarlo, la resistencia interna a dicha carga se denomina fuerza de

compresión. La fuerza de compresión se asocia con la deformación por

compresión. Para calcular tanto la fuerza de tracción como la de compresión, se

divide la fuerza aplicada por el área transversal perpendicular a la dirección de la

fuerza. Por su parte, la fuerza de cizallamiento puede resistir el desplazamiento o

movimiento de una parte de un cuerpo sobre otro. La fuerza de cizallamiento

también puede ser producida por la acción de torsión sobre un material

(Anusavice, 2004). El momento de rotación, torque o carga torsional de una fuerza

sobre un punto tiende a producir una rotación o flexión sobre ese punto y se define

como un vector de valor igual al producto de la magnitud de la fuerza por las

distancia en perpendicular del punto de interés hasta la línea de dirección de la

fuerza (Misch, 2009).



Efecto de las cargas sobre el hueso

El efecto de la carga mecánica sobre el hueso fue descrito por primera vez

por Wolff en 1892, en “Law of bone transformation” (Ley de la transformación del

hueso), en la que postulaba que cada cambio en la función del hueso originaba

cambios en la conformación externa e interna de dicho hueso. Este proceso es lo

que se conoce como adaptación ósea. Diferentes mecanismos se han

considerado como responsables de gobernar los estímulos adaptativos, como por

ejemplo el estrés, la tensión y la energía de deformación (Van Oosterwyck et al,

1998) . Frost en 1983 introdujo el concepto de MES (Minimun effective strain) -

Mínima tensión efectiva - como el mínimo nivel de tensión que debe ser superado

para para inducir la adaptación del hueso. Lanyon y Rubin (1984) y Lanyon et al

(1983) determinaron que no solo el nivel de tensión, sino el porcentaje de cambio

de tensión, el número de ciclos de tensión y los cambios en la distribución de la

tensión, también influían sobre esta respuesta del hueso.

No obstante, durante las últimas décadas del siglo XX, numerosos estudios

experimentales demostraron que el paradigma de Wolff tendía a simplificar la

realidad de la biología ósea. El remodelado óseo inducido mecánicamente no

puede contemplarse independientemente de los otros factores determinantes.

Consecuentemente, las leyes matemáticas que intentan explicar la adaptación del

hueso en general, fallan a la hora de explicar las numerosas incógnitas que aún

están vigentes (Van Oosterwyck et al, 1998). Además, la respuesta del hueso

frente a condiciones alteradas de carga también depende de la localización

anatómica (Bertram and Swartz, 1991).

En resumen, dado que el hueso debe soportar cargas compresivas y de

tracción y cizallamiento, está sujeto a fatiga, cuya acumulación puede conducir a

fracturas (Martin, 2003), cuando se sobrepasa un determinado nivel de tensión/

deformación en relación a su resistencia y rigidez.



En esta línea, podemos distinguir dos factores determinantes de la rigidez y

la resistencia a la fractura de cada hueso: 1 - la calidad mecánica de su material

calcificado (rigidez intrínseca del hueso, independiente de la forma del hueso) y 2 -

su distribución espacial, que incluye su masa, pero también la forma, el tamaño y

la macroestructura del órgano de sostén (diseño del hueso, independiente de su

calidad) (Ferreti, 1998; Martin et al, 1998).

Por otro lado, completado el crecimiento longitudinal, existen sólo dos

mecanismos fundamentales del desarrollo óseo capaces de modificar la calidad y/o

la distribución del material óseo mineralizado: el modelado y el remodelado óseos

(Cointry et al, 2003).

El modelado óseo consiste en una combinación noacoplada (en distintos

sitios) de aposición osteoblástica de hueso nuevo y destrucción osteoclástica de

hueso preexistente. Así, en las metáfisis, el crecimiento óseo se asocia a

fenómenos de reabsorción en la superficie externa y de formación en la interna,

mientras que, en las diáfisis, ocurre lo contrario. Este proceso permite que los

distintos huesos conserven su forma durante el proceso de crecimiento además de

una renovación constante del esqueleto antes de que cese el crecimiento, y puesto

que su balance global de masa es generalmente positivo, es la única forma

genuina de ganar masa ósea (Frost, 1990).

La remodelación es un proceso acoplado de remoción osteoclástica de

pequeñas cantidades de hueso preexistente , que es repuesto total o parcialmente

por formación osteoblástica en el mismo sitio, con balance de masa

consecuentemente neutro o negativo (Cointry et al, 2003). El mecanismo es útil

porque provee la homeostasis mineral, remplaza tejido viejo por nuevo y repara

zonas microdañadas (Cointry et al, 2003). Los daños por fatiga en el hueso

activan y aparentemente son a su vez limitados, por el fenómeno del remodelado.



Está demostrado que se cuando se generan microfractuas por fatiga de

manera experimental en hueso vivo, la remodelación ósea se inicia de forma

espacial y temporal en la proximidad a ellas y de hecho también se ha comprobado

de manera experimental que el remodelado es el único mecanismo capaz de

recuperar los daños por fatiga que se generan en el hueso (Martin, 2003). Por

tanto, el remodelado tiene dos funciones fundamentales, el control del peso,

eliminando aquellas zonas de hueso insuficientemente cargadas y en segundo

lugar la reparación de los daños acumulados por la acción de las cargas,

previniendo de esta forma las fracturas por fatiga (Hazelwood et al, 2001).

Efectivamente, existe importante evidencia experimental acerca de que la

remodelación se activa por el desuso (Li et al, 1999), el microdaño por fatiga (Burr

and Martin, 1993; Burr et al, 1989; Bentolia et al, 1998) y por ciertos factores

químicos como la deficiencia de estrógeno y otros efectos hormonales, nutrición e

influencias neuronales (Bertram and Swartz, 1991).

De esta manera, distintas modulaciones direccionalmente orientadas de la

modelación y la remodelación permitirían a cada hueso autorregular la rigidez y

con ella la resistencia, de su estructura (Frost, 1987). Esto resulta posible gracias a

que los osteocitos, únicas células intrínsecas de la matriz calcificada en la cual

están inmersos, detectarían direccionalmente las minideformaciones que el uso

cotidiano provoca en este material. Los osteocitos podrían orientar así la liberación

de distintos factores de comunicación célula - célula que, a través de sus

prolongaciones, alcanzarían a osteoblatos y osteoclastos extrínsecos a la

estructura calcificada, para inhibirlos o estimularlos localmente, en función de la

orientación determinada por la gravedad y las contracciones musculares,

optimizando permanentemente la rigidez y con ello la resistencia del tejido

mineralizado y del hueso entero (Lanyon et al, 1993; Marotti, 2000).



Según el cuerpo hipotético conocido como “Paradigma de Utah” (Frost,

2000), el objetivo del mecanismo así descrito, conocido como Mecanostato óseo

por Frost (Frost, 1987), parece ser el de mantener la deformabilidad de la

estructura ósea muy alejada del nivel crítico para que el uso cotidiano pueda llegar

a producir una fractura (1-2 vs 20-25 milésimos de variación de la longitud de

reposo para esfuerzos fisiológicos máximos, para todos los huesos de todos los

vertebrados), de forma específica para cada sitio. Deformaciones reiteradamente

mayores de 2 milésimos dispararían normalmente la incorporación modelatoria de

material nuevo en el sitio preciso para reducir esa deformabilidad. Inversamente,

deformaciones reiteradamente bajas determinarían el giro de la remodelación local

del modo conservativo al modo desuso, eliminando el material en el sitio preciso

para aumentar esa deformabilidad. Se tiende a aceptar que autocontrolando de

esta forma la rigidez, el mecanostato determinaría indirectamente la resistencia de

la estructura ósea, dentro de límites bastante amplios (Frost, 2000).

Remodelado óseo

El remodelado es por tanto fundamental en la biología ósea. Es un proceso

realizado en dos etapas: una de reabsorción y otra de aposición ósea, conectados

temporalmente; se caracterizan , tal y como demostró Burr (1989), por la

presencia de las denominadas Unidades Óseas Multicelulares (Bone Multicellular

Units, en ingles y sus siglas BMU), también conocidas como Unidades Básicas

Multicelulares (Frost, 1964, 1987). Una BMU está formada por:

un frente osteoclástico residente en una superficie de hueso recién

reabsorbido, que constituye el frente de reabsorción

un compartimiento que contiene vasos y pericitos

una capa de osteoblastos presentes en una matriz orgánica neoformada,

que constituye el frente de depósito.



En el control del remodelado óseo están involucrados los estímulos locales y

la liberación de hormonas como la paratiroidea (PTH), la hormona del crecimiento,

la leptina y la calcitonina (Lang et al, 2008), entre otros factores.

Durante el remodelado, la reabsorción de una zona del hueso por los

osteoclastos se continúa con el relleno de la cavidad creada por los osteoblastos.

Esta secuencia requiere un periodo de 3-4 meses para que se complete cada

localización de remodelado y las cavidades de reabsorción y relleno, aunque son

individualmente pequeñas, colectivamente suponen una sustancial porosidad o

espacio de remodelado en el hueso, de carácter temporal. Si el propósito de el

remodelado es el de eliminar masa ósea, estos espacios de remodelado no tiene

consecuencias, pero si el objetivo es el de eliminar tejido dañado, esta porosidad

temporal puede debilitar la estructura. Es por ello esencial que el proceso de

remodelado óseo sea entendido no solo como proceso biológico fundamental, sino

en el contexto de la función de soporte de carga del hueso. Así mismo es

importante que la adaptación mecánica del hueso y su resistencia a la fatiga sea

entendida en el contexto del remodelado (Hazelwood et al, 2001).

Durante mucho tiempo de ha defendido la idea de que el incremento en la

acumulación de los micro daños en la estructura ósea , como resultado de la

aplicación de cargas cíclicas, pueden ser a su vez el resultado de un incremento

de la mineralización del tejido, que ocurre secundaria a una supresión del

remodelado y que puede convertir al hueso en más frágil y quebradizo (Akkus et al,

2003; Burr et al, 2003).

Recordemos que el hueso está formado por componentes orgánicos y

minerales, principalmente colágeno tipo I y apatita nanocristalina. La estructura

exacta de la apatita no es del todo conocida, porque se producen sustituciones en

las zonas catiónicas del calcio y en las aniónicas del fosfato. Estas sustituciones

pudieran afectar a las propiedades químicas y físicas del hueso, como la



solubilidad, densidad, dureza, y morfología. Una de las sustituciones aniónicas

más frecuentes es la del Carbonato (CO₃²-). Se ha observado que la sustitución

del Carbonato tiende a reducir la estabilidad de la hidroxiapatita, convirtiendo al

hueso mineral en más soluble. Se ha determinado que el contenido de carbonato

estaba significativamente disminuido en las zonas del hueso que presentaban

microrroturas. Parece ser que durante el proceso de formación de las

microrroturas, los cristales minerales son desplazados de la matriz de colágeno.

Como los cristales de apatita carbonatada son más solubles que los de apatita no

carbonatada, resulta lógico el descenso del contenido de carbonato en el mineral

del hueso. Otro ion frecuentemente sustituido del entramado de la apatita es el

Hidrógeno Fosfato (HPO₄²-). Este ion esta frecuentemente presente a altas

concentraciones en huesos de personas jóvenes y decrece con los años; en las

zonas de microrroturas está presente en una cantidad mayor. Las modificaciones

en la cantidad de los dos iones comentados en las zonas de microrrotura parece

avalar la teoría de que las modificaciones en la mineralización del hueso lo pueden

convertir en más frágil y sensible a la microrroturas, sin embargo pese a las

modificaciones de esos iones, en esas zonas el ratio de mineral fosfato/proteínas

no se ve afectado, de modo que la asociación no está clara (Ruppel et al, 2006).

Por otro lado, parece haber consenso en que la calidad y estado de

maduración del colágeno, que forma la matriz donde se deposita el mineral, sí

pudiera desempeñar un papel importante en la iniciación y propagación de las

microrroturas, puesto que ambos factores influyen directamente en la plasticidad y

ductilidad del tejido óseo (McCalden et al, 1993; Boskey et al, 1999).



Características de la transferencia de carga implante - hueso

Un aspecto crítico que afecta al éxito o al fracaso de un implante es la

manera en la que el estrés mecánico es transferido desde ese implante al hueso.

Por un lado, resulta esencial que ni el implante ni el hueso reciban un estrés por

encima de su capacidad de resistencia a la fatiga y por otro, es también necesario

prevenir cualquier tipo de movimiento relativo que pueda producir perdida del

hueso o pérdida progresiva de la osteointegración del implante (Skalak, 1983).

Recordamos que una fuerza aplicada sobre un cuerpo puede tener como

resultado su desplazamiento, pero también su deformación (Timoshenko and

Goodier, 1951).

Cuando se comparan prótesis fija sobre dientes naturales y sobre implantes,

se encuentran diferencias respecto al modo de transferencia del estrés al terreno

de soporte, definitivamente por las propias diferencias de éste, como son la

presencia de ligamento periodontal en el primer caso y la idiosincracia de la

oseointegración en el segundo, con características diametralmente opuestas. En el

caso de los dientes naturales, el ligamento periodontal y la propia forma de la raíz

dentaria, permiten micromovimientos dentales ante la aplicación de carga. Se

considera macromovimiento a aquel movimiento de un diente o componente

protésico superior a 0.5mm. y fácilmente observable, micromovimiento al

movimiento de diente, prótesis o componente protésico implantario de entre 0.1 y

0.5mm. y no fácilmente observable pero sí sujeto a medida y finalmente

micronmovimiento al movimiento en el nivel del angstrom (por debajo de los

0.1mm.), que no es observable ni sujeto a medida in vivo. Gracias a estos

micromovimientos las fuerzas verticales producen sobre los dientes una resultante

de fuerza que tiene su centro de rotación localizado en el último tercio del área

radicular (Weinnberg, 1993).



Por su parte los implantes oseointegrados no presentan micromovimientos,

como los permitidos por el ligamento periodontal, tan solo micronmovimientos

debidos al propio módulo de elasticidad del hueso (las fijaciones de titanio son más

rígidas que el hueso de soporte). Por este motivo no se puede esperar una

distribución de fuerzas idéntica a la de lo dientes naturales. Debido a la ausencia

de micromovimientos, los implantes tienden a distribuir la fuerza concentrándola en

la zona de la cresta ósea. Las fuerzas verticales en los implantes cilíndricos se

transferirán hacía la zona del ápice, mientras que en los implantes roscados se

transferirán al ápice y en la cresta, pero para ambos diseños, las fuerzas laterales

se concentrarán en la cresta (Weinberg, 1993).

Por tanto, los requerimientos anteriormente apuntados de evitar el estrés

por encima de la capacidad de resistencia a la fatiga de hueso e implante y la

necesidad de evitar cualquier tipo de movimiento relativo se cumplen en el

implante osteointegrado por la aposición de hueso sobre el implante al nivel del

angstrom. El titanio es más fuerte y rígido que el hueso. Por otro lado, las

variaciones individuales de las propiedades del hueso son mucho mayores que en

las diferentes muestras de titanio, porque estas últimas son obviamente más

uniformes. El módulo de Young del titanio es aproximadamente 1.1x10¹¹ N/m² y

tiene un límite de elasticidad de 3X10⁸ N/m². El módulo de Young del hueso

esponjoso con bajos niveles de estrés es de 10¹⁰ N/m² y presenta fracaso a la

tracción por estrés de alrededor de 5x10⁷ N/m². Por su parte, el hueso cortical

presenta un módulo de elasticidad de 5 a 10 veces menor que el del Titanio. Esto

significa que en cualquier interfase entre el hueso y el titanio se debe de esperar

que el propio hueso o la unión entre el hueso y el implante fallará primero, antes

que el propio titanio. La ceñida aposición de hueso sobre el titanio al nivel del

angstrom significa que bajo cualquier carga aplicada, la interfase actúa como una

unidad, sin movimiento relativo ni del hueso, ni del implante y con la posibilidad de

transferir el estrés a cualquier parte de esta interfase.



Un implante osteointegrado con forma de tornillo es capaz de transmitir una

carga axial, de tracción o compresiva, al hueso de soporte, de manera primaria

mediante la compresión de las caras inclinadas de dicho implante roscado. En el

caso de un implante liso, es la propia interfase de unión la que debe de soportar

toda la carga de cizallamiento sin deslizamientos ni rupturas. La forma roscada, al

contrario, no requiere que la unión soporte todo el estrés de cizallamiento. Puede

compensar cargas mayores gracias a la íntima aposición de hueso que promueve

y sobre todo a que predominantemente transfiere cargas compresivas a la

interfase de las roscas del implante (FIGURA 4) (Skalak, 1983).

La rugosidad de superficie y la

porosidad puede determinar también

beneficios similares a las roscas del

implante, pero a escala microscópica. La

rugosidad de superficie se asume que es

pequeña respecto al diámetro del implante,

pero grande desde el punto de vista del nivel

molecular, de manera que es clave en que

esa aposición del hueso al Titanio pueda ser

determinada al nivel del angstrom. Por tanto

la superficie rugosa puede transmitir las

fuerzas de cizallamiento de manera similar a

como lo hacen las roscas del implante, de

manera que de nuevo una superficie

perfectamente lisa requeriría que la propia

unión se encargara de ellas.

FIGURA 4. muestra del diferente comportamiento ante la aplicación de carga de un implante liso y roscado (Skalak, 1983)



Ahora bien, los efectos beneficiosos de una superficie rugosa solo se

obtienen si el hueso es capaz de crecer de manera íntima dentro de esas

rugosidades de la superficie del implanta (Ver FIGURA 4) (Skalak, 1983).

Por su parte, cuando una prótesis dental o una prótesis parcial fija es

soportada sobre varios implantes, la estructura combinada resultante forma una

unidad en la cual la distribución de cualquier carga aplicada dependerá de la

relativa rigidez de los diferentes elementos que la forman, así como de la

geometría de los mismos (Skalak, 1983). Efectivamente, como un implante

osteointegrado forma una unión íntima con el hueso, se debe esperar que la

respuesta ante cualquier carga sea elástica, lo que significa que la deflexión de la

fijación será proporcional a la carga aplicada. Por otro lado, cuando se emplea una

prótesis metálica rígida se puede asumir que su comportamiento será

relativamente rígido comparado con los implantes, cuyo diámetro de sección es

menor (Skalak, 1999).

Pues bien, tal y como apuntábamos al inicio de este apartado, un aspecto

crítico que afecta al éxito o el fracaso de un implante es la manera en la que el

estrés mecánico es transferido desde ese implante al hueso, estrés que a su vez

viene determinado cuantitativamente por la magnitud de la fuerza aplicada y

cualitativamente por la dirección de dicha fuerza. Respecto de la dirección parece

existir un consenso amplio en que las Fuerzas no axiales resultan menos

favorables al respecto de la conservación del terreno de soporte. Barbier et al

(1998) combinaron un experimento in vivo sobre perros beagle con otro en

elementos finitos, teniendo como objetivo el analizar la influencia de la aplicación

de cargas axiales frente a las no axiales en los fenómenos de remodelado óseo.

En el estudio in vivo, sobre perros beagle se colocaron dos implantes IMZ y en un

caso se rehabilitaron como una prótesis de tres piezas con un póntico intermedio y

en otro caso con un cantilever distal. Después de un periodo de carga, los estudios

histológicos cualitativos y cuantitativos revelaron diferencias estadísticamente



significativas entre ambos casos a estudio. Por otro lado, de realizó un estudio de

elementos finitos para analizar y comparar el estrés equivalente según Von Mises y

el máximo estrés y tensión, alrededor de dos implantes restaurados mediante las

dos opciones protésicas que se emplearon en el estudio in vivo. Los resultados

demostraron una fuerte correlación entre la distribución de estrés calculada en el

modelo de elementos finitos a nivel de los tejidos de soporte y las zonas de

remodelado observadas en el modelo animal. Se concluyó que las zonas de hueso

de mayor remodelado coincidían con las zonas de mayor estrés equivalente y que

los mayores niveles de remodelado encontradas ante la aplicación de cargas no

axiales en comparación con las axiles, eran fundamentalmente atribuibles al

componente horizontal de las primeras.

Sin embargo, en lo que concierne a la magnitud, el consenso no es tan

evidente. Algunos autores defienden que la pérdida ósea marginal en un implante

puede deberse a un trauma oclusal (Rosenberg et al, 1991; Misch, 1995) . Un

trauma oclusal puede definirse como una lesión en el aparato de sujeción como

resultado de una fuerza oclusal excesiva (Rams et al, 1984). Por su parte, la

asociación de trauma oclusal y pérdida ósea alrededor de los dientes naturales es

un asunto también controvertido. Lindhe postula que el trauma oclusal no puede

inducir deterioro del tejido periodontal (Lindhe, 2008) y extrapolando esta

conclusión, diferentes autores han concluido a su vez que el trauma tampoco

guarda relación con la pérdida de hueso marginal alrededor del implante (Lang et

al, 2000; Heitz-Mayfield et al, 2004), avalando la teoría de que la causa de esa

pérdida es debida a razones biológicas. Por el contrario otro autores y estudios

avalan la influencia del trauma oclusal o fuerza oclusal excesiva en la pérdida ósea

(Isidor, 1996; Miyata et al, 2000; Misch, 2009). A efectos de establecer una

correlación entre el trauma oclusal y la pérdida ósea marginal alrededor del

implante, proponemos la revisión de los siguientes apartados:



Biomecánica celular

La fuerza de la oclusión a través de las prótesis implantosoportadas y

sus componentes puede transmitir estrés a la interfase hueso - implante

(Bidez and Misch, 1992). Cumpliendo el principio físico de que la

deformación de un material elástico es directamente proporcional a la

cantidad de estrés aplicado, se deduce que la cantidad de ese estrés

transmitido por la prótesis será proporcional a la cantidad de deformación

producida en esa interfase. En los trabajos de Frost (Frost, 1987, 2003) se

establecía que el hueso se fracturaba entre las 10.000 y 20.000 unidades de

microdeformación (un 1 a un 2% de deformación), pero que en niveles de

entre el 20 y 40% de esos valores, las células óseas producían citoquinas,

que iniciaban una respuesta de reabsorción ósea celular. Este trabajo

parece confirmar la idea de que un estrés oclusivo más allá de los límites

fisiológicos del hueso, puede resultar en una deformación lo suficientemente

importante que conduzca a una reabsorción del hueso. Sin embargo, a día

de hoy los estudios celulares óseos no han conseguido demostrar este

hecho cerca de un implante dental.

Aplicación de principios de la mecánica

La relación entre el estrés y la deformación determina el módulo de

elasticidad de un material (su rigidez). El módulo expresa la cantidad de

cambio dimensional en un material en relación a un nivel de estrés

determinado (Bidez and Misch, 1992). El principio de ingeniería llamado

análisis de haz complejo afirma que cuando dos materiales de módulos de

elasticidad diferentes son colocados conjuntamente sin la intervención de

otro material y uno de ellos es cargado, se observará un incremento del

contorno de estrés donde los dos materiales toman contacto en primer lugar



(Baumeister and Avallone, 1978). Pues bien, el módulo de elasticidad de un

diente es similar al del hueso cortical, mientras que el del Ti de un implante

es de 5 a 10 veces superior. Tanto los estudios de fotoelasticidad como de

Elementos Finitos encuentran esos contornos de estrés de mayor magnitud

en la región ósea de la cresta de la interfase hueso - implante, con una

distribución similar a la pérdida de hueso marginal observada clínica y

radiográficamente (Bidez et al, 1990; Kilamura et al, 2004).

Propiedades mecánicas del hueso

La densidad ósea está directamente relacionada con la resistencia y el

módulo elástico del hueso (Misch et al, 1999). En un estudio humano

prospectivo, Manz (1997) observó que la cantidad de perdida ósea marginal

cercana a un implante estaba relacionada con la densidad del hueso. La

pérdida ósea periimplantaria inicial desde la inserción del implante hasta su

reentrada era similar para todas las clases de hueso, pero, seis meses

después de la entrega de la prótesis y por tanto de la carga de los implantes,

la perdida adicional, valorada radiográficamente, iba desde los 0,68mm. para

un hueso de calidad 1, de 1.1mm. para los de calidad 2, 1,24 de calidad 3 y

hasta los 1,44 de calidad 4, lo cual avala la teoría de Frost (Frost,1987) que

cuanto más denso sea el hueso, menor será la perdida ósea perimplantaria.

Estudios animales

Isidor (1996) fue el primer autor en demostrar, de forma experimental,

que la sobrecarga de los implantes dentales puede dar como resultado la

pérdida parcial de hueso marginal e incluso de la osetointegración completa,

algo sobre lo que hasta entonces solamente se había teorizado por otros

autores (Bränemark et al, 1977; Adell et al, 1981; Cox and Zarb, 1987;



Lindquist et al, 1988; Jemt et al, 1989; Ahlquist et al, 1990; Block and Kent,

1990; Rosenberg et al, 1991; Naert et Al, 1992) . En dicho estudio se

emplearon 4 monos (Macaca Fascicularis) en los que se colocaron 5

implantes en la mandíbula de cada uno, de la casa Astra (Astra Tech AB,

Sweden). En la zona premolar de cada hemiarcada se colocaron 2 implantes

y el restante en la zona de los incisivos. Sobre una de las zonas posteriores,

en cada mono, se colocó una prótesis cementada sobre ambos implantes en

situación de supra oclusión con los antagonistas, provocando una dirección

de carga oclusal lateral. Los implantes que soportaban esta prótesis fueron

mantenidos limpios durante el ensayo. Por el contrario, el resto de los

implantes no fueron cargados, ni fueron higienizados y de hecho se colocó

alrededor de su cuello un cordón de algodón para promover el acúmulo de

placa. Cinco de los ocho implantes sometidos a sobrecarga oclusal

perdieron osteointegración y ninguno en los que se permitió que se

acumulara placa lo hizo de forma significativa, después de los 18 meses de

control.

Por su parte, Miyata et al (2000a) desarrollaron un estudio

experimental en vivo, de nuevo sobre monos (Macaca fascicularis) en el que

llevaron a cabo un control de placa alrededor de los implantes que

previamente se habían colocado en la mandíbula de estos animales, a

efectos de mantener los tejidos perimplantarios libres de inflamación. Sobre

estos implantes se colocó una superestructura protésica con un exceso de

altura de 100µm, a efectos de producir trauma oclusal, medido mediante un

Dispositivo de Análisis de Imagen. Esta superestructura se mantuvo

colocada durante 4 semanas, después de las cuales se realizó un estudio

histológico que descartó la presencia de reabsorción ósea alrededor de los

implantes. Posteriormente continuaron el estudio induciendo inflamación de

manera experimental, al mantener unas ligaduras alrededor de los implantes

(colocadas en el momento de las segundas cirugías) que favorecían la



retención de placa. Como en el caso anterior también indujeron trauma

oclusal de nuevo con superestructuras protésicas con un exceso de altura de

100µm. Los resultados que obtuvieron vinieron a demostrar que como parte

de la evolución de una perimplantitis, la pérdida de hueso alrededor de los

implantes se aceleraba cuando se añadía trauma oclusal a la inflamación en

los tejidos.

Finalmente el mismo grupo acabó con un tercer estudio (Miyata et al,

2000b), en el que empleando el mismo modelo animal y, preservando los

tejidos l ibres de inflamación, se formó un grupo control, sin

superficies oclusales de contacto y tres grupos de ensayo en los que se

indujo trauma oclusal con un exceso de altura oclusal de las

superestructuras protésicas de 100, 180 y 250µm. respectivamente.

Después de 4 semanas de evolución, llevaron a cabo una serie de controles

clínicos, radiográficos e histológicos y no encontraron diferencias

significativas entre el grupo control y el de los 100µm., lo cual, junto con sus

ensayos anteriores, parecía avalar la teoría de que ese exceso de altura

podría constituir el límite de tolerancia o adaptación de los tejidos

perimplantarios. Este hecho se corroboraba cuando se demostró que las

pérdidas de la cresta ósea alrededor de los implantes eran significativas

frente a las dos anteriores, en el grupo de 180 y hasta 2 y 3 veces superiores

a ellas en el grupo de los 250µm. Estos resultados les llevaron a concluir que

es posible la reabsorción ósea alrededor de los implantes causado por

trauma oclusal, incluso cuando no exista inflamación en los tejidos

perimplantarios.



Informes clínicos

Es preciso reconocer que no existen suficientes estudios clínicos

prospectivos aleatorizados y controlados que avalen la relación entre el

estrés y la pérdida ósea perimplantaria, pero si existen estudios de evidencia

científica menor que hacen sospechar de esa asociación Entre ellos caben

destacar informes clínicos como el de Rangert et al (1995) que encuentran

pérdidas óseas marginales en los implantes distales en prótesis fija parcial

con cantilever posterior o los trabajos de Rosenberg et al (1991) que

encuentran diferencias en la flora microbiana en los fracasos de implantes

tanto en las complicaciones por sobrecarga como biológicas o los de

Quirynen et al (1992), sobre 93 pacientes con varias restauraciones sobre

implantes, que observaban cómo la cantidad de la pérdida ósea en la cresta

estaba definitivamente asociada con la carga oclusal.

Fuerzas de oclusión sobre implantes

La fuerza masticatoria puede definirse como el total de la fuerza transferida a

las arcadas dentales cuando el bolo alimenticio es masticado (Morneburg and

Pröschel, 2002). Una fuerza se puede describir por su magnitud y su dirección,

pero también por su duración y su tipo e incluso, como veremos más adelante, por

sus factores de aumento. Las fuerzas oclusales, independientemente de si actúan

sobre dentición natural o sobre una prótesis sobre implantes, deben ser referidas,

por tanto, como cantidades vectoriales, es decir mediante su magnitud y dirección.



Dirección de las fuerzas oclusales

Desde el punto de vista de la dirección, una fuerza aplicada a un implante

rara vez se dirige absolutamente longitudinal a lo largo de un solo eje. De hecho,

existen tres ejes dominantes de carga clínica en la implantología: mesiodistal,

vestíbulolingual y oclusoapical. Un único contacto oclusal puede comúnmente

resultar en una fuerza oclusal tridimensional, que puede a su vez ser descrita en

términos de sus componentes (fracciones) de la fuerza total, los cuales se dirigen a

lo largo de los tres ejes del espacio (Misch, 2009).

La mayor parte de los autores defienden que la masticación induce

principalmente fuerzas verticales en la dentición, sin obviar que también son

creadas fuerzas transversas debidas al movimiento horizontal de la mandíbula y la

propia inclinación de las cúspides de los dientes (Rangert, 1989).

Diversos autores defienden la idea de que en realidad la fuerza de

masticación es transferida al diente a través de la capa de comida que está siendo

triturada simultáneamente contra las superficies de las cúspides vestibulares y

linguales. Ésto generará componentes de fuerza perpendiculares a ambas

pendientes vestibulares y linguales. Estos componentes se suman a un vector

cuya dirección puede cambiar con cada movimiento de masticación. Por este

motivo, la dirección de los momentos de flexión durante los ciclos de masticación

no pueden predecirse fácilmente y además dependen de factores adicionales

como la angulación de los implantes y la posición de los dientes antagonistas

(Morneburg and Pröschel, 2003).

Además, los músculos masticatorios tienen diferentes orientaciones relativas

al plano oclusal. El masetero y el pterigoideo interno producen una fuerza con

dirección anterior, mientras que el temporal posterior lo hace al contrario, con una



dirección posterior y la orientación del temporal anterior es relativamente

perpendicular al plano oclusal. Teóricamente, esta diversidad permite al sistema

producir fuerzas de mordida en diferentes direcciones (Van Eijden, 1991).

Por otro lado, parece probado que los patrones musculares de masticación

pudieran estar alterados en pacientes portadores de prótesis. Esto es

especialmente importante si se tiene en cuenta que los responsables de la

aplicación de la carga oclusal son los músculos masticatorios. En un estudio

clínico controlado y aleatorizado de Freine y Lund (2006), se llegaba a la

conclusión de que existían importantes diferencias en las Pruebas de Dinámica

masticatoria, con la reproducción de elipses mayores en pacientes portadores de

prótesis fijas parciales y de arcada completa sobre implantes, respecto al grupo

control de dentición natural. Esta dinámica alterada parecía deberse a unos

patrones alternos menos repetibles de contracción de los maseteros y temporales,

tanto en el lado de trabajo como el de balanceo. Además los pacientes portadores

de este tipo de prótesis se veían obligados a una mayor contracción de su

musculatura masticatoria para obtener los mismos resultados estandarizados de

masticación, que el grupo control.

Esta modificación de la dinámica masticatoria podría tener influencia en la

dirección de las cargas oclusales que luego se transmiten a los implantes, pero de

facto no parecen tenerlo en su magnitud, como se verá más adelante. De hecho el

estudio experimental electromiográfico de Tartaglia et al, (2008) obtuvo como

resultado el que las prótesis sobre implantes eran funcionalmente equivalentes a la

dentición natural y eso pese a que registraban no solo un incremento de la

actividad de los temporales, sino también una menor coordinación neuromuscular,

que achacaban a la falta de ligamento periodontal.

En definitiva, las rehabilitaciones sobre implantes sufren cargas verticales y

transversales, y estas fuerzas son transferidas desde la prótesis a los implantes y



finalmente de ellos al hueso. Durante este flujo de carga, una determinada fuerza

oclusal puede producir patrones de tensión y estrés completamente diferentes, en

relación con la configuración geométrica de la prótesis en cuestión, como más

adelante se estudiará. Rangert et al (1989) realizaron sus trabajos basándose en

los implantes Bränemark y denominaron unidad de anclaje al conjunto de implante,

pilar y cilindro de oro, que están a su vez unidos mediante el tornillo del pilar y el

tornillo de oro de la prótesis. Por tanto, sobre esta unidad de anclaje actúan dos

tipos fundamentales de carga de naturaleza completamente distinta: fuerzas

axiales y momentos de flexión. Según estos autores, las fuerzas axiales son más

favorables, dado que distribuyen el estrés de manera más uniforme a lo largo del

implante, mientras que los momentos de rotación provocan mayores gradientes de

tensión tanto en el implante como en el hueso.

Magnitud de las fuerzas oclusales

La fuerza máxima de oclusión o de mordida (FMO) es el esfuerzo ejercido

entre los dientes maxilares y mandibulares, cuando la mandíbula es elevada por la

musculatura masticatoria. La magnitud de esta fuerza varía en función del

individuo, pero también en función del método empleado en su medición (Ahlberg

et al, 2003). Diversos estudios han sugerido que la FMO pudiera estar influida por

el tamaño y la dirección del músculo masetero, el sexo, la morfología craneofacial,

el estado oclusal de los dientes, la sensibilidad periodontal y los factores

psicológicos (van Spronsen et al, 1989; Raadsheer et al, 1999; Muller et al, 2001 ;

Ahlberg et al, 2003). Lo que sin embargo no está suficientemente demostrado o

suscita cierta controversia, es que exista una relación entre el bruxismo y un

aumento de la FMO. En un estudio de Caldas et al (2005), de tipo experimental in

vivo , realizado mediante transductores de carga compresiva situados en la región

del primer molar, no se encontraron diferencias estadísticamente significativas al



respecto de la máxima fuerza de mordida voluntaria entre los bruxistas y los no

bruxistas. No obstante volveremos a considerar esta relación cuando más adelante

se aborden los factores de fuerza.

Para estas mediciones tanto en dentición natural como en prótesis sobre

implantes, se emplean los transductores de carga, de los cuales los más modernos

son capaces de medir y analizar fuerzas axiales y transversales. Un ejemplo de

estos estudios es el de Mericske-Stern et al (2000), sobre pacientes portadores de

5 implantes en la mandíbula edéntula, sobre los que directamente se colocaban los

transductores de fuerza piezoelectricos y cuyo objetivo era medir la FMO en

función de si sobre esos implantes se soportaba una prótesis fija o una

sobredentadura. Sus resultados demostraron unos patrones de transmisión de

fuerza similares entre ambas opciones.

La medición de la FMO, por tanto, constituye un parámetro útil, por su

sencilla reproductibilidad. De hecho, tan solo consiste en solicitar al individuo

sujeto a estudio que aplique la máxima fuerza de la que sea capaz sobre sus

dientes o prótesis, durante un determinado intervalo de tiempo (Mericske-Stern et

al, 2000). Cabe destacar que la carga así registrada, que en definitiva es la fuerza

máxima de oclusión, es una carga estática que sin embargo es frecuentemente

empleada en los estudios de carga oclusal, aunque difiera de la fuerza de

masticación normal empleadas durante un uso rutinario (Misch, 2009). Las

diferencias entre la FMO y la fuerza de oclusión normal, residen en que esta

última , como se estudiará más adelante, es una carga dinámica de impacto y el

que por otro lado teóricamente su magnitud media debiera ser menor. No en vano,

existen estudios que han medido la fuerza de oclusión normal, cuando los sujetos

a estudio masticaban diferentes tipos de alimentos (Scott and Ash, 1966) o incluso

determinados tipos de dietas (Graff et al, 1974), registrando valores que

pertenecen a los rangos inferiores de los publicados para la FMO.



Sin embargo, es obvio que conocer los valores de la Fuerza Máxima de

oclusión nos coloca en el peor de los supuestos que nuestras prótesis deberán

soportar y esto resulta extremadamente útil para actuar sobre el diseño de las

rehabilitaciones, especialmente en presencia de factores de fuerza.

Numerosos estudios defienden que la dentición humana normal es capaz de

aplicar grandes fuerzas y que, tal y como habíamos adelantado previamente, los

componentes axiales de dichas fuerzas son mucho mayores, situándose en el

rango de los 200 - 2440N, mientras que los componentes laterales solo lo hacen

sobre los 30 N (Brunski, 1988; Watanabe et al, 2005).

A su vez, también hay datos que muestran que las fuerzas de masticación en

pacientes con prótesis sobre implantes son comparables e incluso mayores que las

de la dentición normal (Haroldson and Carlsson, 1977; Adell et al, 1981; Cleland

et al, 1991; Curtis et al, 2000). Algunos de estos mismos autores como, Carlsson y

Haraldson (1986), más actualmente, han realizado mediciones in vivo de las

fuerzas de cierre vertical y obtuvieron valores entre 42 y 412 N. Sin embargo es

cierto que cabe considerar que, en una prótesis fija de arcada completa sobre

implantes, al no beneficiarse tanto de la propiocepción como con los dientes

naturales, estos pacientes tienden a morder con una fuerza en ocasiones mayor

que con los mencionados dientes y no se ven alterados ni los patrones de cierre, ni

dan lugar a engramas, en presencia de contactos prematuros (Haroldson and Zarb,

1988; Falk et al, 1990).

También, es preciso recordar, que aunque de magnitud menor, los

componentes laterales tienden a producir momentos de rotación y que éstos son

en teoría los más perjudiciales para el terreno de soporte. De acuerdo con los

trabajos de Jemt (1991), los tornillo de oro de la prótesis tienen en 135Ncm el

límite de momento de flexión a partir del cual se fracturan. Por tanto para evitar



una fractura por fatiga, la carga de un único implante no debiera exceder el 65% de

ese límite (esto es 90Ncm).

Las magnitudes de fuerza apuntadas son valores netos, de manera que es

preciso estudiar la manera en la que luego esta fuerza es distribuida. Parece

demostrado que las fuerzas oclusales son mayores en los dientes posteriores que

en los anteriores (Mericske-Stern et al, 2000; Watanabe, 2005). La explicación de

esta distribución reside en que durante la masticación la mandíbula actúa como

palanca de tipo III, en la que el fulcro (punto de apoyo) estaría situado en el

cóndilo, la fuerza la desarrollan los músculos masticatorios y la resistencia los

dientes. Por tanto, los dientes van a soportar importantes fuerzas, siendo mucho

mayores en los sectores posteriores al estar más cerca del fulcro, donde son

perpendiculares al plano oclusal.

En este sentido, ciertos estudios experimentales con mediciones en vivo,

demuestran que un segundo molar soporta un 25% del total de la fuerza aplicada a

la totalidad de la arcada y el primer molar un 15% de ella (Watanabe et al, 2005).

Otro ejemplo de estos estudios es el de van Eijden de 1991, en el que se sometió a

estudio el efecto de la orientación tridimensional de la fuerza oclusal en la

magnitud de la máxima fuerza de mordida, sobre 7 personas, en tres zonas

diferentes de su dentición natural: canino, segundo premolar y segundo molar. En

cada posición la magnitud de la fuerza masticatoria fue registrada en 17

direcciones definidas de manera precisa, utilizando un transductor de fuerza de

tres componentes y un método de retroalimentación. Los resultados demostraron

que para cada dirección, la fuerza producida registrada fue mayor en las zonas

posteriores que en la zona canina.

Parece por tanto demostrado que los criterios de oclusión normal al respecto

de la carga oclusal, incluyen la distribución simétrica bilateral de las cargas



oclusales y unas fuerzas de mordida mayores en dientes posteriores que en

anteriores (Watanabe et al, 2005).

Sin embargo, el estudio de la distribución de la carga se complica cuando

nos referimos a las prótesis implantodoportadas, no tanto en el caso de coronas

unitarias, como en prótesis que ferulizan varios implantes. Nos referimos a que de

acuerdo con las leyes de la mecánica, la magnitud de la fuerza transferida durante

la masticación a una Prótesis Fija soportada por varios implantes, será igual a la

suma de las cargas verticales experimentadas sobre los pilares, sin tener en

cuenta en qué zona de la superficie oclusal esta fuerza se hace efectiva o como los

pónticos se doblan. Lo fundamental entonces será determinar si la fuerza es

compartida de manera uniforme o no, por los diferentes pilares, (Morneburg and

Pröschel, 2002).

Duración de las fuerzas oclusales

Las cargas que pueden soportar el implante y el terreno de soporte pueden

ser estáticas, cuasiestáticas y dinámicas (Cano et al, 2007). De acuerdo con ello,

los movimientos de la masticación, considerados de manera unitaria se

considerarían como carga dinámica y en su conjunto como una carga cíclica-

dinámica (Vega, 1996).

En cuanto al complejo hueso-implante-prótesis, se ve sujeto tanto a cargas

estáticas como dinámicas. La carga estática es inherente al sistema atornillado

propio del implante y es la resultante de las fuerzas aplicadas sobre dicho complejo

antes de aplicar cualquier tipo de carga oclusal; es lo que se denomina como

precarga, que se produce como resultado del apretamiento de los tornillos y que

tiende a mantener todos los componentes unidos (Rangert, 1989). Pero no solo



eso, una prótesis sobre implantes también puede verse afectada por cargas

estáticas resultado de una falta de ajuste pasivo (Miyamoto et al, 2008).

La carga dinámica que afecta al complejo, será la resultante de fuerzas a

las que se somete durante la función masticatoria, que son sucesivas cargas de

impacto. Las cargas de impacto, tal y como hemos explicado, son el resultado de

la colisión de dos cuerpos en un intervalo corto de tiempo. La naturaleza de la

rigidez relativa del sistema de implantes, controla, en gran medida, la respuesta a

estos impactos. Ahora bien, se cumple que a mayor magnitud de la carga de

impacto, mayor es el riesgo de fracaso de la prótesis, del implante y de la fractura

del propio hueso (Misch, 2009).

La causa de una sobrecarga mecánica sobre una prótesis sobre implantes,

como resultado de un exceso de carga dinámica resulta sencilla de identificar tanto

por parte del clínico como del paciente y puede frecuentemente ser corregida. Sin

embargo, las sobrecargas mecánicas como resultado de excesos de carga estática

son más complicadas de identificar (Miyamoto, 2008). Gotfredsen et al (2001), a

raíz de un estudio experimental en perros, publicaron que una carga estática

mesiodistal aplicada en un implante incrementaba la actividad de modelado óseo

del hueso perimplantario. En un estudio experimental más reciente, también sobre

modelo animal, llegaban a la misma conclusión de que la sobrecarga estática

inducía cambios en el hueso alrededor del implante (Miyamoto, 2008).

Finalmente, en cuanto al tiempo real en el que se aplican las fuerzas

masticatorias sobre los dientes o prótesis, Graf (1969) considera que en realidad

no suponen más de 9 minutos al día. Otro autores consideran una duración mayor

de entre 20 - 30 minutos (Choy and Kydd, 1988) . Si a esto se suma la fuerza que

proviene de la musculatura perioral y de la lengua durante los movimientos de

deglución, unos 480 diarios, el total de las fuerzas naturales que inciden sobre los



dientes no superan los 30 minutos para todas las fuerzas masticatorias y

deglutorias.

Factores de aumento de las fuerzas

Las diversas condiciones de los pacientes originan distintas cantidades de

fuerza en cuanto a magnitud, tipo, duración y dirección. Además, algunos factores

pueden multiplicar o aumentar el efecto de estas otras condiciones. Se pueden

considerar una serie de factores primarios específicos de cada paciente que

afectan al entorno del estrés del implante y la prótesis:

Hábitos parafuncionales

Según Jaffin y Berman (1991) La causa más frecuente de fracaso,

tanto precoz como tardío, de los implantes, después de una exitosa

estabilidad quirúrgica, es la parafunción. Estas complicaciones ocurren con

mayor frecuencia en el maxilar superior, debido a la menor densidad ósea y

al aumento en los momentos de fuerza. Dentro de la parafunción cabe

destacar el bruxismo, tanto durante la vigilia como durante el sueño, puesto

que ambos suponen un aumento de la duración de la fuerza, lo cual es

importante ya que los materiales siguen una curvatura de fatiga que se ve

afectada por el número de ciclos y por la intensidad de la fuerza (Bidez and

Misch, 1991). En el caso del bruxismo de apretamiento hay que considerar

así mismo el fenómeno de la fluencia, que es también responsable de la

fractura de los materiales. Esta fluencia ocurre en un material cuando una

deformación progresiva se expresa como una función de tiempo, al estar

sometido a una carga constante. Aunque los ciclos de carga puede que no



estén presentes para afectar a la deformación del material, la fuerza

constante es capaz, por si sola, de causar la fractura. Pese a ello las fuerzas

verticales del bruxismo de apretamiento son en teoría menos perjudiciales

que las horizontales del rechinamiento y desde luego en el primero no suele

haber una alteración del plano oclusal anterior tan crítica como en el

segundo (Misch, 2009).

Otra de las parafunciones a tener en cuenta es el empuje de la lengua.

Se considera como la fuerza no natural de la lengua contra los dientes al

tragar (Kydd and Toda, 1962). Se ha registrado al tragar una fuerza de

entre aproximadamente 41 a 709 gr/cm² en las zonas anteriores y laterales

del paladar (Winders, 1958); aunque la fuerza del empuje lingual es de

menor intensidad en comparación con otras fuerzas parafuncionales, es de

naturaleza horizontal y puede aumentar el estrés en el área perimucosa del

implante (Misch, 2009).

Espacio de la altura coronaria

Según el glosario de Términos Prostodónticos, en su edición de 1999,

la distancia interarcada se define como la distancia vertical entre los dientes

maxilares o entre las arcadas dentarías, bajo unas condiciones específicas

(p.e. la mandíbula en reposo o en oclusión). Una distancia interarcada

grande conlleva necesariamente el uso de coronas protésicas altas. Pues

bien, la altura coronaria puede ser considerada como un voladizo vertical, de

modo que su aumento conlleva una biomecánica menos favorable, dado que

por un lado es un magnificador de la fuerza y por otro favorece un

incremento de las cargas anguladas (Bidez and Misch, 1992). Además, el

estrés aplicado a los implantes se concentra en la región crestal, así que el

aumentar la longitud de los implantes es menos efectivo para reducir los

efectos de la altura coronaria que aumentar su diámetro (Misch, 2009).



Posición en la arcada

Como ya se ha apuntado, el hecho de que la mandíbula se comporte

durante la masticación como una palanca de clase III, con fulcro en la

articulación temporomandibular (ATM), implica que las fuerzas generadas

son mayores conforme nos acercamos a los sectores posteriores, al

acercarnos igualmente a ese fulcro. Pero además la dirección de las fuerzas

también se ve modificada. Efectivamente los sectores posteriores (molares y

premolares) pueden recibir cargas de magnitud entre 3 y 5 veces mayor, con

una dirección más perpendicular al plano de oclusión. Por esta razón, sus

raíces son proporcionalmente anchas y cortas, especialmente diseñadas

para soportar las mayores cargas durante la céntrica. Sin embargo, en una

oclusión mutuamente protegida, el papel de los dientes anteriores es el de

discluir y proteger los dientes posteriores durante los movimientos

excéntricos, de manera que son sometidos a cargas de menor magnitud,

pero de dirección mucho más desfavorable desde el punto de vista

biomecánico, al predominar el componente horizontal. Precisamente para

afrontar este cometido, los dientes anteriores cuentan con una raíz estrecha

y proporcionalmente larga (Alonso et al, 2005). Lo lógico sería crear con los

implantes una biomecánica similar a la de los dientes naturales y por eso es

deseable que los implantes de regiones posteriores tengan un mayor

diámetro, especialmente en presencia de factores adicionales de fuerza

(Misch, 2009).

Finalmente, la densidad del hueso edéntulo varía también en función

de la posición de la arcada. Las regiones posteriores, en general, mantiene

un hueso de menor densidad después de la pérdida dental que las regiones

anteriores. Este factor es importante, porque cuanto más denso sea el

hueso, mayor es su resistencia al estrés aplicado en la interfase hueso-

implante (Misch, 2009).



Arcada Antagonista

La naturaleza de la arcada antagonista también debe ser tenida en

cuenta, porque se deben esperar diferentes magnitudes de fuerza en función

de si nuestra rehabilitación va a ocluir contra dientes naturales u otra

restauración implantosoportada o no. Efectivamente, la fuerza máxima

generada sobre una prótesis sobre implantes depende de la cantidad de

dientes o implantes que soporten la arcada antagonista (Haraldson and

Carlsson, 1977). La situación más favorable es una arcada antagonista

restaurada con una prótesis completa o parcial removible convencional, en

donde las fuerzas de masticación son limitadas y de menor intensidad,

pudiendo variar entre los 5 y los 26 psi para las completas (Carr and Laney,

1987). Por su parte la situación más desfavorable se podría considerar una

arcada antagonista con dientes naturales e incluso peor con prótesis fija

sobre implantes, dado que para este último caso parece demostrado que se

aplican fuerzas no solo equivalentes, sino hasta 3 y 4 veces superiores a las

que se aplican con dientes naturales, lo cual parece ser debido al hecho de

que los implantes no se benefician de propiocepción (Carr and Laney,

1987), aunque si de oseopercepción, un término acuñado por Abarca y

que no solo se aplica a los implantes dentales, sino también a las prótesis de

extremidades (Tartaglia et al, 2008).

Características individuales

Características individuales (personas de edad, sexo, talla,

constitución e incluso forma y tamaño de la cabeza) también deben

considerarse. Las mujeres generan unos 10 kg menos de fuerza que los

hombres y en los pacientes de mayor edad, la fuerza oclusal disminuye a



medida que progresa la atrofia muscular por el edentulismo. Los pacientes

robustos de constitución atlética generan más fuerza que los de menor

complexión y aquellos braquicéfalos con cabeza grande hasta 3 veces más

de fuerza que los de cabeza pequeña.

Papel de la oclusión en el control de la tensión/deformación

La oclusión tanto en situaciones funcionales como no funcionales o

parafuncionales, es en suma el fenómeno responsable de las fuerzas/cargas

oclusales soportadas por las prótesis implanto-soportadas, implantes y hueso y, en

último extremo de la cantidad o nivel de microdeformación transmitida a la interfase

y hueso periimplantario. Durante este flujo de carga, una determinada fuerza

oclusal puede producir patrones de tensión/estrés completamente diferentes, en

relación con la configuración geométrica de la prótesis en cuestión (Rangert et al,

1989). Un esquema o diseño oclusal adecuado puede prevenir la pérdida ósea

periimplantaria y la aparición de complicaciones mecánico/técnicas en las prótesis

y en sus componentes y en sus aditamentos.

Por tanto, a este respecto, es preciso responder a dos preguntas: a)

¿Cómo puede la oclusión disminuir la tensión sobre los implantes-hueso

periimplantario o por lo menos no aumentarla? y b) ¿Cómo puede hacer que las

fuerzas/cargas oclusales sean más favorables o menos lesivas?.

La masticación induce principalmente fuerzas verticales en la dentición. Sin

embargo, también son creadas fuerzas transversas debidas al movimiento

horizontal de la mandíbula y la inclinación de las cúspides de los dientes. Las

fuerzas axiales son más favorables, dado que distribuyen el estrés de manera más



uniforme a lo largo del implante, mientras que los momentos de flexión o rotación

provocan mayores gradientes de tensión tanto en el implante como en el hueso

(Rangert et al, 1989).

En cualquier caso, sea cual sea el tipo de fuerza trasmitido, el efecto final

será una determinada cantidad de tensión/deformación. Para prevenirlo o

minimizarlo y que no alcance niveles de sobrecarga patológica, se impone una

actuación sobre la fuerza responsable, independientemente de la actuación al

respecto de la superficie de carga funcional sobre la que actúa. En general, y

sumado a lo dicho, la capacidad lesiva de una fuerza oclusal F viene determinada

por lo que se denominan momento de rotación, torque o carga tensional, que es

igual a la fuerza (F) multiplicado por la distancia (h) en perpendicular desde la

dirección de la fuerza hasta el centro de rotación del implante. Su representación

gráfica es el área de un paralelogramo o rectángulo, uno de cuyos lados es el

vector F de la fuerza de aplicación y otro h, de tal forma que cuanto mayor es el

área mayor es el movimiento de rotación y mayor es la capacidad tensional o

lesiva de la fuerza oclusal de aplicación. De su propia definición, se desprende que

el momento de rotación es mayor cuanto mayor sea: • La magnitud de la fuerza: esto implica actuar en consonancia cuando existen

factores de fuerza importantes en el paciente, como por ejemplo el bruxismo

o malos hábitos orales, pero también considerar que la fuerza no será la

misma en función del sector de arcada que se vaya a rehabilitar y finalmente

en base al antagonista que tengamos.• La distancia al centro de rotación: esto supone que un espacio protésico

aumentado, lo cual implica a su vez una altura coronal aumentada, es un

factor magnificados de las fuerzas oclusales• El ángulo de aplicación formado entre la dirección de la fuerza y el eje

longitudinal del implante: lo cual significa que las fuerzas, cuanto menos

paralelas al eje longitudinal del implante, mayor posibilidad de compromiso

biomecánico. Para evitarlas conviene no emplear pilares angulados,



descartar prematuridades, rehabilitar en libertad en céntrica y realizar las

guías de lateralidad y protusivas lo más aplanadas posible.• La distancia en horizontal desde el punto de aplicación de la fuerza hasta el

centro del implante: efectivamente un aumento de esta distancia determina

que al efecto del momento de rotación se le añada otro de palanca de

primer género, con su correspondiente ventaja mecánica e incremento de

tensiones. Oclusalmente se logra una menor distancia cuando la cúspide

funcional antagonista contacta con el surco central (fosa central) de la

corona del implante y para favorecerlo conviene hacerlo suficientemente

ancho (1-1,5 mm) con lo que además se logra libertad en céntrica. Además

para que los contactos de las cúspide/s funcionales de la restauración estén

más próximas al centro de los implantes, lo que se hace es estrechar la tabla

oclusal (la superficie oclusal) tanto en restauraciones unitarias como en

puentes.• Cuanto el ángulo formado por la fuerza con su superficie de aplicación más

se aleje de los 90º: La solución oclusal a nivel de dientes posteriores para

conseguir un ángulo más próximo a los 90º es aplanar o hacer menos

inclinadas las vertientes cúspideas; así las cúspides tienen menos altura, se

pierde algo de eficacia masticatoria pero se reduce el riesgo biomecánico.

En dientes anteriores, si las coronas sobre implantes participan en guías de

protrusión y lateralidad, estas deben ser más aplanadas y el ángulo

interincisal próximo a 120-130º, combinando axialidad y ángulo con

superficie cercano a 90º.

Para el caso particular que nos interesa, de una prótesis fijas de arcada

completa, el establecimiento de los criterios oclusales y/o del esquema oclusal

propuesto para éste tipo de restauraciones (sea sobre 6-8 implantes maxilares o

5-8 mandibulares), pasa por tener en cuenta que tipo de restauración hay o con

qué se va a restaurar la arcada antagonista, pues la prótesis de equilibrio más

precario va a dictar el esquema oclusal, además de proporcionar información



previa de la magnitud de fuerza que el paciente puede o podría aplicar con uno u

otro tipo de restauración en la arcada antagonista.

Si la arcada antagonista tiene o es restaurada con una prótesis completa ,

una prótesis parcial removible clase I amplia u otras clases de Kennedy con

brechas anterior y posterior, o una sobredentadura convencional o no sobre 2-4

implantes, el diseño oclusal es el de la Oclusión Balanceada Bilateral, con

ausencia de sobremordida, resalte de 1-2 mm, contactos en máxima

intercuspidación (MI) distribuidos uniforme, simultánea y bilateralmente en sectores

posteriores y durante los movimientos excesivos de protrusión contactos

simultáneos en sectores posteriores y sector anterior siempre que sea posible, sin

guía y en las lateralidades tanto derecha como izquierda ausencia de cualquier

guía y contactos simultáneos bilaterales y uniformes en sectores posteriores

(incluyendo si es posible el canino) durante todo el trayecto de lateralidad.

Si en la arcada antagonista hay dientes naturales o va a ser restaurada con

una prótesis fija (PF) convencional o con una PF sobre implantes de arcada

completa o no, con una prótesis híbrida/extraíble o con una sobredentadura con

algún implante en sector posterior y/o reborde favorable; son todas restauraciones

sin problemas de estabilidad con las que el paciente no solo no ve disminuida

significativamente su fuerza masticatoria sino notablemente aumentada cuando

han sustituido a su prótesis completa (PC) o parcial removible (PPR); en estos

casos el esquema oclusal es paralelo en general a los criterios de la oclusión

orgánica o mutuamente protegida, en la que en máxima intercuspidación los

contactos se producen a expensas de los sectores posteriores, estando los

anteriores en inoclusión u oclusión ligera, mientras que en los movimientos

excursivos, son los dientes anteriores los que entran en contacto, separando y

protegiendo a los posteriores, sin interferencias en estos movimientos, ni

prematuridades en el cierre mandibular en Relación Céntrica.



Por otro lado son de aplicación todas las consideraciones y soluciones

oclusales hechos en relación a la axialidad de las cargas (inclinaciones mayores de

30º son controvertidas), proporción corona/implante (mayor 1:1 aumenta el riesgo),

estrechamiento de la superficie oclusal, teoría de cantilevers (dístales de solo una

unidad son seguros y mayores a una unidad premolar son controvertidos, según

concluyó Gross en el 2008), e insistir en que la resistencia a la carga la ofrecen

solo los dos implantes adyacentes al cantilever mientras que los más lejanos no

participen en la distribución de cargas; también minimizar la sobremordida, aplanar

la inclinación de las guías y procurar un ángulo interincisal próximo a 120-130º.

Además libertad en céntrica, con surcos centrales anchos, vertientes de las

cúspides poco inclinadas con mínima altura cuspídea y profundidad de fosas y

contactos en MI simultáneos distribuidos por toda la arcada, de ligera mayor

intensidad en sector posterior que en el anterior y a su vez más intensos en

coronas sobre implantes que en ponticos; chequeados con papel articular de 12

µm (máximo 40 µm) en mordida suave y fuerte y consiguiendo como mínimo un

contacto en cada diente considerado suficiente (Klineberg, 2004; Walton, 2004) ya

que no hay pruebas evidentes de que diseños de contactos complejos como el

apoyo tripódico u otros sean mejores que los simples.

En cuanto a las guías en los movimientos excursivos y la protección mutua,

planteado el debate y la incertidumbre de su función protectora en la prótesis

implanto soportada y mientras no se tenga evidencia en uno u otro sentido, parece

plausible seguir aplicando los mismos principios válidos para la prótesis

convencional (Wood and Vermilyea, 2004), ligeramente modificados. Así la guía

protrusiva debería ser tan plana como fuera posible para conseguir mínima

disclusión posterior con participación de dos o más implantes solos

preferentemente o en combinación con ponticos; dependiendo del nº y situación de

los implantes pueden ser solo implantes situados en zona incisal, combinación de

implantes en caninos e incisal o solo implantes en caninos. Guías de lateralidad en



función de grupo, con mínima inclinación de las vertientes (guías aplanadas) para

conseguir disclusión posterior tanto en lado de trabajo como de no trabajo, pues la

pruebas disponibles son insuficientes acerca de la conveniencia de contactos

simultáneos en ambos lados (Gross, 2008), y compartida o con participación de

implantes situados en caninos y primeros premolares a ser posible, aunque

podrían estar colocados en una posición más mesial con respecto a la línea media.



2.3 Estudios de Elementos Finitos en Prótesis

Implantosoportada

Definición

El Análisis por Elementos Finitos, es un método de ingeniería que permite a

los investigadores determinar el comportamiento, bajo condiciones de carga, de un

cuerpo sólido (Holmes and Loftus, 1997; Geng et al, 2001; Nagasao et al, 2002) .

El método fue inicialmente desarrollado en la década de los 60, del pasado siglo,

en el campo de la industria aerospacial para solucionar problemas estructurales y

rápidamente comenzó a aplicarse en la resolución de problemas de transferencia

de calor, fluencia de fluidos, transporte de masa y electromagnetismo. A su vez,

fueron Weinstein et al, en el año 1976, los primeros autores en aplicar los

Elementos Finitos en la implantología dental.

En síntesis, los Elementos Finitos, son una técnica destinada a obtener una

solución para un problema complejo, por medio de subdividir dicho problema en

una colección de otros problemas más simples y pequeños, que pueden ser

resueltos utilizando técnicas numéricas. La solución aproximada al problema

original está determinada por la combinación de las soluciones de los problemas

más simples y más pequeños (Holmgren et al, 1998).

Habitualmente, esta técnica es muy utilizada en el ámbito de la ingeniería

debido a que muchos problemas físicos de interés se formulan mediante la

resolución de una ecuación diferencial en derivadas parciales, a partir de cuya

solución es posible modelar el problema objeto de estudio (transmisión del calor,

electromagnetismo, cálculo de estructuras, etc). Esta técnica se encuentra

automatizada en las herramientas software comerciales, llamadas herramientas de



análisis por elementos finitos, para problemas físicos tanto de propósito general,

como aplicadas a problemas físicos particulares.

Un modelo de Elementos Finitos se construye partiendo de un objeto

sólido, el cual se divide en cierto número de elementos discretos que están

conectados por nodos. A cada elemento se le asigna las propiedades del material

adecuadas que se correspondan con las propiedades de la estructura a ser

modelada. Las condiciones de contorno se aplican al modelo para simular

interacciones con su entorno (Segerlind, 1984).

Siempre hay que tener en consideración que estos estudios son

extremadamente sensibles a los parámetros que se asuman durante la creación

del modelo, como las condiciones de carga, las condiciones de las fronteras entre

tejidos y las propiedades de los materiales (Holmes and Loftus, 1997).

Los Modelos de Elementos Finitos son considerados particularmente útiles

en la evaluación de prótesis dentales soportadas por implantes endoóseos (Geng

et al, 2001; Akca and Iplikcioglu, 2001; Iplikcioglu and Akca, 2002), de tal forma

que las fuerzas resultantes en los implantes, pilar transmucoso y hueso

subyacente pueden fácilmente ser evaluadas con esta técnica (Sutpideler et al,

2004). Por este motivo, resulta sencillo encontrar en la literatura científica de las 3

últimas décadas trabajos basados en elementos finitos que exploran la influencia

de diversos factores, tales como el diseño o el número de implantes, el diseño o el

material de la prótesis y el tipo de fuerzas aplicadas, en la biomecánica de la

prótesis sobre implantes, ya sea esta unitaria, fija parcial, sobredentaduras

implantoretenidas o prótesis fijas de arcada completa.



Elementos Finitos en Coronas Unitarias y Prótesis Parciales sobre

Implantes

En ocasiones, se han empleado los Elementos Finitos para establecer la

influencia del tipo de carga sobre los coronas unitarias sobre implantes.

Papavisiliou et al (1996) emplearon un análisis tridimensional mediante Elementos

Finitos, para valorar diferentes efectos a nivel del terreno de soporte de un único

implante unitario colocado sobre hueso mandibular, llegando a la conclusión de

que las cargas oblicuas y superiores a 200 N, eran las responsables de los

mayores niveles de estrés a ese nivel. Otro estudio en esa dirección, también

sobre implantes unitarios, es el de Eskitascioglu et al de 2.004, en el que se

evaluaban los niveles de estrés sobre el propio implante y el hueso, en función de

si una misma carga de 300N fuese aplicada en un único punto (la cúspide

vestibular del premolar modelizado), en dos puntos (150N en la cúspide vestibular

y 150 en la fosa distal) o en tres puntos (100N en la cúspide vestibular, 100 en la

fosa distal y 100 en la fosa mesial), llegando a la conclusión que las cargas

distribuidas en 2 o 3 puntos, resultaban más convenientes en lo que respecta a la

distribución del estrés.

En el trabajo de Assunçao et al (2010), se han empleado este tipo de

estudios para valorar cual es la combinación de materiales en la supraestructura

más favorable, para coronas unitarias sobre implantes con diferente grado de

ajuste. Sus resultados demostraron que los desajustes protésicos se relacionaban

con mayores niveles de estrés en el implante y los tornillos de retención, cuando se

comparaban con coronas perfectamente ajustadas y por otro lado que el tipo de

material empleado en la construcción de la prótesis ya fuera este más rígido o de

comportamiento más elástico no influía de manera significativa ni en la forma de

distribución ni en lo valores de estrés sobre el terreno de soporte.



Este tipo de diseño de estudio, con modelado de implante y corona unitaria,

también son los más frecuentemente empleados cuando se pretende establecer la

influencia sobre la biomecánica de ciertos aspectos en relación con el diseño del

propio implante, especialmente en lo que se refiere a su diámetro y longitud. En

ese sentido, la mayor parte de los estudios coinciden en que un aumento de la

longitud y del diámetro del implante se relaciona con unos valores de transferencia

de estrés menores al terreno de soporte, precisamente porque suponen un

incremento de la superficie de contacto entre el propio implante y el hueso (Guan

et al, 2009).

Cabe puntualizar que algunos estudios como los de Himmlová et al (2004) o

los de Petrie y Williams (2005) llegan a especificar que en realidad un aumento el

diámetro del implante desempeña un papel más importante en la disminución del

estrés que un aumento de la longitud, lo cual parece tener sentido si se toma en

cuenta que parece demostrado, especialmente mediante elementos finitos, que el

estrés se transmite en la zona de la cresta ósea, en la interfase entre hueso y el

implante. Y sin embargo otros estudios proponen una excepción y es que cuando

el hueso de soporte es de baja densidad, un incremento de la longitud parece ser

más favorable al respecto de la disminución del estrés al terreno de soporte (Tada

et al, 2003; Kong et al, 2009; Misch, 2009).

Otros estudios, mediante Elementos Finitos emplean diseños de prótesis

parciales sobre 2 o más implantes, ya sea como en los casos anteriores para

valorar la influencia del diseño del implante (Yokoyama et al, 2004) o la falta de

ajuste (Natali et Al 2005) o con otros objetivos más específicos como establecer

cuan determinante puede ser desde el punto de vista biomecánico la localización

o la angulación de los implantes entre sí (Zampelis 2007; Lan et al, 2008).



Cuando se rehabilita mediante más de 1 implante, especialmente si además

están colocados de manera contigua, resulta preciso elegir si la prótesis se hará

mediante coronas individuales o ferulizadas. A ese respecto, ciertos estudios como

el de Wang de 2002, sobre dos implantes, parecen demostrar que la ferulización

reduce el estrés a nivel perimplantario, especialmente ante la aplicación de cargas

horizontales. Este estudio además sometía a análisis la influencia del material de

restauración empleado (resina, oro o porcelana) en la transferencia de estrés a los

dos implantes y el hueso de soporte, no encontrando diferencias estadísticamente

significativas entre ellas. Estos resultados se contradicen con los de Ciftiçy y

Cannay (2001) que estudiaban una prótesis parcial sobre dos implantes, con un

póntico intermedio, las diferencias de estrés transferido al hueso en función de si el

material de recubrimiento protésico fuera de resina, porcelana o inonómero de

vidrio. Estos autores sí encuentran que comparado con la porcelana, la resina,

cuyo módulo de elasticidad es mucho más bajo, transfería más estrés al terreno de

soporte.

Elementos Finitos en rehabilitaciones de arcada completa sobre

implantes: Sobredentaduras y Prótesis Fija

Las sobredentaduras implantosoportadas, son una solución protésica que

emplea un número limitado de implantes (comúnmente 2 en la mandíbula y 4 en

el maxilar superior) para la rehabilitación de una arcada completa mediante una

prótesis removible que a su vez es retenida y/o soportada por esos mismos

implantes.

Este tipo de prótesis también son motivo de estudio mediante el método de

Elementos Finitos. Según Misch (2009), las sobredentaduras gozan de mayores

ventajas respecto a las prótesis completas convencionales, entre las que destacan



una mejor retención, soporte y estabilidad y diversos estudios en Elementos Finitos

las comparan desde el punto de vista biomecánico. Así, Asunçao et al (2009)

intentaron determinar la influencia del grosor y la resilencia de la mucosa, en la

transferencia de estrés al hueso de soporte tanto en una prótesis completa como

en una sobredentadura sobre dos implantes sin ferulizar y retenida mediante

ataches axiales. Sus resultados demuestran que para los dos modelos a estudio, la

mayores niveles de estrés se producen a nivel de la cortical del hueso de soporte y

que la transferencia de estrés disminuía conforme aumentaba el grosor y la

resilencia de la mucosa. Además los valores de estrés encontrados en el hueso de

soporte eran mayores para la sobredentadura que para la prótesis completa. Estos

resultados parecen concordar con los de Barao et al (2009), que desarrollan un

estudio de elementos finitos para comparar la distribución de estrés entre una

prótesis completa y tres tipos de sobredentadura: una sobre dos implantes

ferulizados mediante una barra, otra sobre dos implantes sin ferulizar y con

ataches axiales sistema o´ring ® y la tercera sobre cuatro implantes, los dos

mesiales ferulizados mediante barra y los dos distales con ataches axiales sistema

o´ring ®. De nuevo los valores más bajos de estrés sobre el terreno de soporte se

encontraron en la prótesis completa y en relación con las sobredentaduras, los

valores más altos se dieron en el diseño sobre dos implantes ferulizado con una

barra.

Un estudio reciente de Daas et al (2008) modeló una sobredentadura en la

mandíbula sobre dos implantes sin ferulizar y comparó dos mecanismos de

retención, uno de ellos rígido y otro resilente. Para ambas configuraciones, durante

el proceso de masticación, la transferencia de carga era principalmente soportada

por la mucosa, especialmente en el caso de la resilente. Probablemente por este

motivo encontraron que para esta misma configuración los valores de estrés

transferidos tanto a los implantes como al hueso de soporte eran menores que

para la rígida.



Por otro lado, la mayor parte de los estudios basados en elementos finitos

que analizan el comportamiento de prótesis fijas de arcada completa lo hacen

sobre la mandíbula, probablemente porque por razones obvias es un hueso que

resulta más fácil de delimitar geométricamente que el maxilar superior y por ende

más sencillo de modelizar.

En ese sentido, un asunto de investigación que reiteradamente se ha

abordado con este tipo de estudios es el de intentar determinar cual es la longitud

ideal de los cantilever distales en prótesis sobre implantes y su influencia en el

estrés transmitido sobre el terreno de soporte, especialmente para diseños

mandibulares sobre 5 o 6 unidades de implantes osteointegrados, colocados entre

los forámenes mentonianos (Sertgöz and Güvener, 1996; Nagasao et al, 2002;

Nagasao et al, 2003; Bevilacqua et al, 2008; You et al, 2009; Greco et al, 2009).

Prácticamente todos ellos coinciden en que el uso de cantilever supone un

incremento del estrés transferido al terreno de soporte.

La mayor parte de estos estudios de Elementos Finitos coinciden en que

en las prótesis fijas de arcada completa la transferencia del estrés se produce, al

igual que en el resto de las prótesis sobre implantes analizadas, en la cresta del

hueso, en la interfase entre el hueso y los implantes y según ciertos autores,

especialmente sobre el implante más cercano a la aplicación de la carga (Rubo

and Souza, 2008). En este sentido, un número menor de estudios analizan la

manera en la que la ferulización de todos los implantes o no, puede influir sobre la

manera en la que ese estrés es distribuido, obteniendo en ocasiones resultados

contradictorios (Bergkvist et al, 2008; Teixeira et al, 2010) e incluso los efectos que

pueden derivarse de la ferulización como resultado de los fenómenos de deflexión

mandibular (Nokar and Baghai, 2010).



Otro de los campos en los que se han adentrado los análisis mediante

elementos finitos, aunque no suficientemente, es en el de intentar establecer la

influencia del material empleado en la restauración sobre la carga transferida a los

implantes y al hueso de soporte. Los resultados obtenidos a este respecto no

parecen avalar el empleo de materiales de restauración con bajos módulos de

elasticidad, como un método de absorción de las cargas de impacto masticatorias

(Sergötz, 1997; Stegariou et al, 1998; Wang, et al, 2002).

No hemos encontrado en la literatura científica odontológica estudios de

elementos finitos en los que se analice la influencia de la ferulización o

segmentación de una prótesis fija de arcada completa, ya sea maxilar o

mandibular, en la cantidad de tensión/estrés transferido al terreno de soporte.



3.1 Hipótesis

Del análisis y valoración crítica del Estado actual del Tema, surgen las

siguientes hipótesis de trabajo inicial o de partida:

1 - “La ferulización de seis implantes osteointegrados mediante una

prótesis fija mandibular de un único tramo, es más favorable que en varios

tramos, en relación con el estrés transmitido al terreno de soporte”

2 - “El uso de materiales que presentan comportamiento elástico y bajo

módulo de elasticidad, en la fabricación de una prótesis fija mandibular de

arcada completa, son más favorables en relación con el estrés transmitido al

terreno de soporte”

Formuladas las hipótesis iniciales como una afirmación o pregunta dirigida a

todo el marco del estudio, es indudable que dada su generalidad surgirán más

interrogantes, más construcciones teóricas que nos obligarán a generar sucesivas

hipótesis. Por ello, con una visión pragmática, reduccionista y explicativa,

preferimos hablar de objetivos en vez de hipótesis, sin que por ello nos olvidemos

de lo que significan y representan.



3.2 Objetivos

Objetivos Generales

1 - Mostrar que la rehabilitación de una arcada inferior edéntula mediante

una prótesis implantosoportada de un solo tramo, provoca menos tensión en el

terreno de soporte que si fuera en varios tramos.

2 - Señalar que la rehabilitación de una arcada inferior edéntula mediante

una prótesis implantosoportada de un solo tramo, cuyo recubrimiento oclusal se

realice mediante un material con comportamiento elástico y bajo módulo de

elasticidad, transmite menos tensión al terreno de soporte que si el recubrimiento

fuera en un material con mayor módulo de elasticidad

Objetivos Específicos

Entendidos como los peldaños iniciales a escalar en la búsqueda del objetivo

general, son los siguientes para cada objetivo general propuesto.

Para el primer objetivo general son:

1. Cuantificar la cantidad de tensión/deformación transferida al hueso

perimplantario e implantes, al aplicar fuerzas de masticación axiales al plano de

oclusión sobre una prótesis fija mandibular de un único tramo soportada sobre 6

implantes osteointegrados ferulizados por ella.



2. Medir la tensión/deformación soportada por los implantes y hueso

perimplantario en una ferulización mandibular de 2 y 3 tramos soportada por 6

implantes, bajo carga masticatoria axial.

3. Especificar, en las condiciones citadas, la distribución y localización y zonas del

terreno de soporte que reciben la tensión/deformación, para ferulizaciones en 1,

2 o 3 tramos.

4. Determinar para cada uno de los tres supuestos de ferulización y cargas, cual

es el implante o implantes, así como hueso perimplantario que se ven

sometidos a mayor tensión deformación

5. Comparar y señalar qué diferencias existen entre las tres opciones de

ferulización y cual es la más favorable en la transmisión de la tensión/

deformación en idénticas condiciones de carga, número y situación de los

implantes

6. Señalar y cuantificar la variabilidad en la cantidad, situación y distribución de la

tensión/deformación, soportado por hueso periimplantario e implantes, en

función de cambios en la dirección de la fuerza oclusal para cada opción de

ferulización (1, 2 o 3 tramos).

7. Identificar qué diferencias existen entre las situaciones citadas, comparadas

entre sí y señalar cual es la más favorable o la que provoca menor tensión /

deformación.



Para el segundo objetivo general son:

1. Cuantificar la cantidad de tensión/deformación transferida al hueso

perimplantario e implantes, al aplicar fuerzas de masticación sobre una prótesis

fija mandibular de un único tramo soportada sobre 6 implantes osteointegrados

ferulizados por ella, cuando el material de recubrimiento oclusal de dicha

prótesis presenta un comportamiento elástico y bajo módulo de elasticidad

2. Medir, en idénticas condiciones, la tensión/deformación transmitida al terreno de

soporte cuando el material de recubrimiento oclusal de la misma prótesis

presenta un comportamiento elástico y un módulo de elasticidad mayor.

3. Especificar la distribución y localización en zonas del terreno de soporte de la

tensión/deformación recibida

4. Comparar y señalar las diferencias que existen entre las situaciones citadas, e

indicar cual es la más favorable o la que provoca menor tensión/deformación.

Para dar respuesta a las hipótesis y los objetivos planteados, diseñamos un

plan de investigación, tipo estudio experimental “in vitro”, mediante una

técnica de Modelización y Análisis de Elementos Finitos.



4.1 Espécimen, Modelo de Trabajo

El modelo de trabajo, tomado como base para la modelización, está formado

por una mandíbula desdentada sobre la que se posicionan una Prótesis fija

mandibular de arco completo, 6 implantes estándar y 6 pilares, con las

características que se relatan a continuación.

Prótesis Fija Mandibular de Arcada Completa

Formada por una estructura metálica de aleación no noble, en Cr - Co, con

un grosor uniforme de 0.5mm. y que cuenta con los 6 retenedores para

cementado para cada uno de los correspondientes pilares.

Conforme a los tramos de ferulización de la prótesis, y a efectos de

confirmar o rechazar la primera hipótesis y alcanzar los objetivos propuestos, se

modelizaron 3 especímenes que quedan descritos a continuación:

• Espécimen 1A. La prótesis se construye en un único tramo, ferulizando los 6

implantes.• Espécimen 2A. La prótesis se construye en dos segmentos. Cada uno de

ellos feruliza 3 implantes unilaterales, de manera que queda una extensión

en voladizo de dos dientes protésicos (incisivo lateral y central) hacía mesial

del implante colocado en la región del canino.• Espécimen 3A. La prótesis se construye en tres segmentos. Dos posteriores

que ferulizan los implantes de la región del primer premolar y primer molar,

en cada hemiarcada y uno anterior que feruliza los implantes de la región

canina. Como en el caso del espécimen 1, no existen voladizos en extensión

para este caso.



Conforme al tipo de recubrimiento estético de la prótesis, y a efectos de

confirmar o rechazar la segunda hipótesis formulada y alcanzar sus objetivos, se

modelizarán 2 especímenes que quedan descritos a continuación:

• Espécimen 1B. La prótesis se diseña en un único tramo, ferulizando los 6

implantes y el recubrimiento oclusal estético de la prótesis será modelado

como una capa estética de un grosor uniforme de 1mm. de cerámica

feldespática. A todos los efectos, el espécimen 1B y 1A resultan idénticos.• Espécimen 2B. La prótesis se diseña también en un único tramo, ferulizando

los 6 implantes pero el recubrimiento oclusal estético de la prótesis será

modelado como una capa estética de un grosor uniforme de 1mm. de resina

acrílica.

Implantes

Se modelizaron seis implantes estandar de 4 x 10mm.,

macizos, roscados y construidos en titanio grado I,

basándonos en un modelo de Biomet 3i ® (Ver

FIGURA 5) y colocados en el hueso mandibular, según

distribución de la Opción V de rehabilitación descrita

en la Introducción (en la zona de los caninos, primeros

premolares y primeros molares de cada hemiarcada).

FIGURA 5. Implante de 4x10mm. (Biomet 3i ®)



Para tal distribución, se tiene en cuenta lo siguiente (ver FIGURAS 6 y 7):

• Región Canina. Para situar estos primeros implantes de consideró que la

distancia media intercanina, medida entre sus ejes longitudinales, en pacientes

braquicéfalos, es de 27mm. (Christie, 2000). Esto implica que nuestro primer

implante quedará situado a 13.5mm. de distancia entre su centro y la línea media

mandibular.

• Primer Premolar. Situando el primer implante en la región canina, el segundo lo

colocaremos a 7mm. de distancia de centro a centro (Engelman, 1998).

• Primer Molar. Finalmente el tercero lo colocaríamos a 15mm. de distancia entre

centros, respecto al anterior situado sobre el Primer Premolar (Engelman, 1998).

FIGURA 6. Detalle de la medición, para la situación de los implantes



FIGURA 7. Disposición preliminar de los implantes sobre la mandíbula modelizada

Pilares

Se modelizaron seis pilares de 7mm. de altura, de los denominados macizos,

construidos en titanio grado I, de la marca ITI (Institut Straumann AG, Waldenburg,

Switzerland). Estos pilares están diseñados para ser mecanizados a los implantes,

una vez oseointegrados, mediante atornillado. Para nuestro estudio se consideró

que esta unión es completa y efectiva, sin tomar en consideración la precarga del

tornillo, ni otras tensiones estáticas inherentes a un sistema atornillado.



4.2 Modelización de los Componentes

Para el modelado tanto del implante, pilar, supraestructura y hueso

circundante se empleó un sofware de diseño asistido por computador (Pro/

Engineer Wildfire; Parametric Technology Corp, Needham, Mass).

Dicho modelo fue similado por la técnica de elementos finitos mediante el

sofware ANSYS de la casa ANSYS Inc.

Modelización del hueso

Se procedió a la modelización matemática de una mandíbula adulta

edéntula completa, de dimensiones aparentemente normales, que se muestran en

la FIGURA 8 y son las siguientes:

• Distancia intercondilar: 108mm.

• Altura sinfisaria: 32mm.

• Distancia entre protuberancia mentoniana y ángulo de la mandíbula: 71mm.

• Distancia entre ángulo de la mandíbula y apófisis coronoides: 67mm.

FIGURA 8. Medidas tomadas de referencia para la modelización de la mandíbula



En cuanto a la calidad del hueso, se escogió un hueso tipo A-2, de acuerdo

con la clasificación de Lekholm y Zarb (1985), que conforme a la literatura, es el

más habitual en mandíbula (Sahin et al, 2002).

A efectos de simplificar el modelo, se asumió que el hueso y el resto de

materiales eran homogéneos, isotrópicos y con elasticidad lineal y todas las

interfases entre materiales se asumió que eran continuas, conforme a los estudios

de Holmes y Loftus (1997), Sergötz (1997) y el de Holmgren et al (1.998).

Finalmente, tomando todas estas consideraciones en cuenta, se aplicaron

para el hueso los módulos de Young y Poisson descritos en la literatura y que

aparecen recogidos en la Tabla III (Geng, 2001)

Material Módulo de Young (PA) Módulo de Poisson (µ)

Hueso Cortical 1.5 x 10⁴ 0,3

Hueso trabecular 1.37 x 10³ 0,31

Titanio 110 x 10³ 0,33

Aleación Co -Cr 218 x 10³ 0,33

Porcelana Feldespática 68.9 x 10³ 0,28

Resina Acrílica 2 x 10³ 0,35

Tabla III. Módulos de Young y Poisson de los diferentes elementos y materiales del estudio



Modelización de los Implantes y Pilares

Para la modelización de los implantes, se aplicaron para el titanio de su

composición los módulos de Young y Poisson descritos en la literatura y que

aparecen recogidos en la Tabla III (Geng, 2001).

Así mismo, basándonos en consideraciones de estudios precedentes, se

asumió que los implantes quedan perfectamente osteointegrados en el hueso

(Ekici, 2002; Nagasao et al, 2003; Kayabasi et al, 2006; Ihde et al, 2008) ,

considerando la osteointegración como la conexión directa estructural y funcional

entre el hueso vivo, ordenado y la superficie de un implante sometido a carga

funcional (Bränemark et al, 1987; Jan et al, 2001; Gutierrez, 2002) .

Para la modelización de los pilares se consideró idénticos módulos de Young

y Poisson que para el titanio en el que están construidos los implantes (FIGURAS

9-12)

FIGURA 9. Detalle de los pilares modelizados



FIGURA 10. Pilares en posición sobre sus respectivos implantes (vista frontal)

FIGURA 11. Pilares en posición sobre sus FIGURA 12. Pilares en posición sobre susrespectivos implantes (vista posterior) respectivos implantes (vista cenital)



Modelización de la Prótesis

Para el modelado de la prótesis y a efectos de simplificar el modelo, se obvió

el medio cementante y se consideró un ajuste pasivo exacto y una unión efectiva

entre los retenedores y los pilares. Los módulos de Young y Poisson para el metal,

quedan también recogidos en la Tabla III (Geng, 2001).

Respecto al recubrimiento oclusal estético de la prótesis, este será , para los

espécimen de ferulización diseñados, 1A, 2A y 3A, invariablemente modelado

como una capa estética de un grosor uniforme de 1mm. de cerámica feldespática

(FIGURAS 13-15). El mismo recubrimiento será modelado para el espécimen 1B,

mientras que para el 2B lo será como una capa estética de un grosor uniforme de

1mm. de resina acrílica. Para ambos tipos de material, cerámica feldespática y

resina, los módulos de Young y Poisson quedan también recogidos en la tabla III

(Geng, 2001).

La unión entre la estructura

metálica y el recubrimiento feldespático

o e l de res ina, se expl ica por

atrapamiento mecánico, fuerzas

compresivas, fuerzas de van der Waals

y unión química (Shillingburg et al,

2006) y en cualquier caso esa unión es

íntima, firme y efectiva, lo cual también

asumimos en el modelado.

FIGURA 13. Estructura Protésica en tres tramos

(vista lateral)



FIGURA 14. Estructura Protésica en tres tramos (vista cenital)

FIGURA 15. Estructura Protésica en tres tramos (vista lateral)



4.3 Datos computados

Para computar los datos se empleó una estación de trabajo HP xw8400,

microprocesador Intel®Xeon® Dual Core 5100 Sequence a 2,6 GHz, memoria

RAM 16 GB, disco duro 2 unidades de 250 GB SATA, 2,5 TB ( 7200 rpm ).

Respecto a la densidad de mallado, el modelo se completó con un total de

166.608 Nodos y 121.249 Elementos (Tabla IV).

FIGURA 16. Representación del mallado del modelo



Tipo de Elemento Cantidad Ansys Nam

10 Node Tetrahedral Structural Solid

91522 Solid 187

20 Node Structural Solid 473 Solid 186

3D 8 Node Surface to Surface Contact

1162 Conta 174

3D 8 Node Surface to Surface Contact

15985 Conta 174

3D Target Segment 12107 Targe 170

Tabla IV. Elementos y Nodos del Modelo

4.4. Ensayos y Procedimientos

El sistema de fuerzas masticatorias que actúan en el arco dental es muy

complejo y difícilmente comparable con otros sistemas de fuerzas. Cuando

queremos comparar dos sistemas de fuerza, se requiere una representación

simplificada de esos mismos sistemas. Por ese motivo emplearemos cargas

estáticas en nuestro estudio y, a su vez, como el Sistema de Fuerzas oclusales es

no coplanar y no concurrente, solo puede ser reducido a un sistema de parejas de

fuerzas equivalente, en un punto determinado (Watanabe et al, 2005).

Teniendo en cuenta estas consideraciones, nos hemos basado en el trabajo

de Watanabe et al (2005), para la elección de la distribución, dirección y magnitud

de la carga a emplear en los ensayos. Este autor realizó una medición de la fuerza

masticatoria mediante el uso de un sistema de láminas sensibles a la presión,

sobre un grupo de adultos con dentición sana, llegando a obtener un valor de

1.024 N, con una desviación estándar de 410. Estos valores están en concordancia

con el de otros trabajos consultados (Craig, 1981).



Por otro lado, son numerosos los estudios que avalan que las fuerzas de

masticación en pacientes portadores de prótesis fijas sobre implantes, tienen

magnitudes equivalentes o incluso superiores a los recogidos en la literatura

científica para la dentición natural (Haroldson y Carlsson, 1977; Adell et al, 1981;

Cleland et al, 1991).

En base a lo anteriormente apuntado, la fuerza aplicada en nuestro estudio

queda recogida en la Tabla V.

Diente Porcentaje de Carga

Fuerza en el diente (N)

Fuerza repartida (N)

Incisivo Central 0,7 7,168 7,168

Incisivo Lateral 0,5 5,12 5,12

Canino 1,5 15,36 30,72

Primer Premolar 3,1 31,744 63,488

Segundo Premolar

4 40,96 81,92

Primer Molar 15,8 161,792 323,584

Segundo Molar 24,4 249,856 0

Tabla V. Criterio de distribución de las cargas, según zona de aplicación. Observar que dado que en nuestro modelo solo rehabilitamos hasta los primeros molares, la fuerza repartida por distal de

ellos es cero y la carga correspondiente al segundo molar se ha repartido entre los dientes restantes, a excepción de Incisivos

Por su parte, la FIGURA 17 describe las condiciones de contorno que hemos

asumido, mostrando la ubicación de las cargas y dejando patente que en nuestros

ensayos se consideró un anclaje condilar, es decir, a todos los efectos, una

movilidad totalmente restringida a ese nivel.



FIGURA 17. representación gráfica de las condiciones de contorno

Finalmente, en lo que concierne a la dirección de las cargas aplicadas, se

realizaron sobre cada modelo dos ensayos, considerando en uno la aplicación de

una fuerza perpendicular e inclinada en el otro, respecto al plano de oclusión de la

prótesis modelada, en la magnitud apuntada anteriormente y recogida en la Tabla

V.

Hay estudios que sostienen que el principal componente de las fuerzas

masticatorias es vertical al plano de oclusión, especialmente en sectores

posteriores (Curtis et al, 2000) y sin embargo parece también existir consenso en



que el componente horizontal de las fuerzas es el que produce más tensión en el

terreno de soporte (Sahin et al, 2002).

Para corroborar este hecho, hemos considerado necesario la aplicación en

nuestro ensayo de fuerzas inclinadas, conforme a la literatura consultada, con una

angulación respecto al plano de oclusión de 6º en sectores posteriores y de 35º en

anteriores (Meijer et al, 1992).

En base a todo lo anterior, los modelos para nuestros ensayos quedan

preparados conforme a las siguientes FIGURAS 18 y 19:

Modelo 1A (Prótesis Fija 1 tramo) Caso 1 (FP) Caso 2 (FI)

FP=Fuerzas PerpendicularesFI= Fuerzas Inclinadas

Modelo 2A (Prótesis Fija 2 tramos) Caso 1 (FP) Caso 2 (FI)


Modelo 3A (Prótesis Fija 3 tramos) Caso 1 (FP) Caso 2 (FI)


FIGURA 18. representación de los modelos de trabajo, para la Primera Hipótesis, con la numeración identificativa aplicada para cada implante.



Modelo 1B (Prótesis Fija 1 tramo y recubrimiento cerámico) Caso 1 (FP) Caso 2 (FI)


Modelo 2B (Prótesis Fija 1 tramo yrecubrimiento resina) Caso 1 (FP) Caso 2 (FI)


FIGURA 19. Representación de los modelos de trabajo, para la Segunda Hipótesis, con la numeración identificativa aplicada para cada implante.

Los resultados del ensayo serán expresados como estrés equivalente según

Von Mises, Elastic Strain y Maximun y Minimun Shear Stress, a nivel tanto de los

implantes como del hueso de soporte.

• Stress Equivalente según Von Mises: En un cuerpo con comportamiento

elástico y sujeto a un sistema de cargas en 3 dimensiones, se determinará

una compleja distribución de las tensiones generadas, también en 3

dimensiones. Es decir, en cualquier punto dentro del cuerpo hay tensiones

que actúan en diferentes direcciones, y la dirección y magnitud de las

tensiones cambian de punto a punto. El criterio de Von Mises es una fórmula

para calcular si la combinación de estrés en un punto dado puede ser

responsable de provocar un fallo. Por tanto se pueden considerar tres



tensiones principales que se pueden calcular en cualquier punto, actuando

en la dirección de los ejes x, y o z. Von Mises descubrió que, a pesar de que

ninguna de las tensiones principales por sí misma exceda el límite de

elasticidad del material, es posible que el fallo ocurra como combinación de

las tensiones. El criterio de Von Mises es una fórmula para la combinación

de estas 3 tensiones principales en un esfuerzo equivalente, que se compara

con el límite de elasticidad del material. La tensión equivalente es

habitualmente llamada de "Von Mises" como una descripción abreviada y se

expresa en Megapascales. En realidad no es un estrés, sino un número que

se utiliza como un índice. Si el "Von Mises" excede el límite de elasticidad, se

puede considerar que el material está en condición de sufrir un fracaso• Elastic Strain: también conocido como Elastic Deformation o Deformación

Elástica. Es un tipo de deformación, un cambio transitorio de las

dimensiones de un cuerpo, que solo existe mientras el estrés de iniciación se

aplica y desaparece inmediatamente al retirarlo.• Maximun y Minimun Shear Stress: son los valores máximo y mínimos de

tensión de cizallamiento que se alcanzan en un punto concreto de la

geometría donde se ha aplicado la carga. Los materiales dúctiles

normalmente fallan mas por cizallamiento que por tracción/compresión. Esto

es así, porque en este tipo de materiales el límite de resistencia al

cizallamiento suele ser, aproximadamente, la mitad que el del límite para la

tracción o compresión.



5 - RESULTADOS


110 - RESULTADOS

5.1 Resultados según ferulizaciones en tramos

Cantidad de estrés / tensión a nivel de los implantes para cada

tipo de ferulización y dirección de carga / fuerza

La Tabla VI, muestra la cantidad de estrés/tensión transmitida o soportada

por los 6 implantes, expresada en megapascales (MPa), bajo carga axial o no

axial, para cada tipo de ferulización a estudio.

Ferulización 1 tramo 2 tramos 3 tramos

Dirección de la carga

axial no axial

axial no axial

axial no axial

situación del Implante

Implante 1 (en situación del 4.6)

3698,3 3285,9 3776 3348,7 3982,5 3515,6


3767,1 3340 3954 3497,8 4143,9 3650,5


2794,4 2474,8 2841,7 2511,8 2767,9 2445,7


2548,7 2260,1 1885,2 1677,8 1930,9 1703,8


4288 3795,6 4375,1 3875,5 4445,5 3923


4150,9 3679,1 4460,2 3942,6 4668,9 4116,3

Tabla VI. Valores de tensión en MPa sobre cada implante, para cada tipo de ferulización y bajo carga axial y no axial


111 - RESULTADOS

El rango de tensión transmitida va desde los 1.677,8 MPa del implante 4 de

la ferulización en dos tramos bajo carga no axial, hasta los 4.668,9 MPa del

implante 6 de la ferulización en tres tramos bajo carga axial.

Cabe destacar que los implantes de los sectores posteriores soportan mas

carga que los anteriores independientemente de la ferulización y la dirección de la

fuerza y por otro lado que la carga transmitida a los implantes es mayor cuando se

aplica carga axial, en comparación con la no axial.

La ferulización en un tramo, bajo carga no axial es el modelo de ensayo que

menos carga transmite a sus implantes, con la excepción del implante 4.

Por su parte es la ferulización en tres tramos, especialmente bajo carga

axial, la tipología que transmite mayor carga a los implantes situados en los

sectores posteriores.

Cantidad de estrés, elastic strain y maximun y minimun shear

stress a nivel del hueso perimplantario, bajo carga axial o no

axial para cada tipo de ferulización

La siguiente Tabla VII muestra la cantidad de estrés/tensión transmitida a

nivel del hueso periimplantario, expresada en megapascales (MPa), bajo carga

axial o no axial, para cada tipo de ferulización a estudio, así como el elastic strain

según von Mises (mm/mm) y el Maximun y Minimun Shear stress (MPa) para cada

espécimen a estudio y dirección de carga.


112 - RESULTADOS



axial no axial

axial no axial

axial no axial

carga a nivel del hueso

perimplantario (MPa)

341,2 301,6 373,2 319,4 384,6 330,9

Elastic Strain (mm/mm)

2,27E-02 2,01E-02 2,49E-02 2,13E-02 2,56E-02 2,21E-02

Maximun Shear stress (MPa)

135,94 119,85 166,81 147,37 175,35 154,22

Minimun Shear stress (MPa)

49,527 -43,97 -56,366 -49,63 -58,099 -51,108

Tabla VII. Valores de tensión a nivel del hueso perimplantario en MPa, Elastic strain en mm/mm y maximun y minimun shear stress en MPa, para cada tipo de ferulización y bajo carga axial y no axial.

El rango de tensión transmitida, expresada en megapascales, va desde los

301,6 de la prótesis ferulizada en un único tramo y bajo carga no axial, hasta los

384,6 Mpa de la segmentada en tres tramos bajo carga axial.

De nuevo se observa que la carga transferida al hueso periimplantario es

menor bajo la aplicación de carga no axial, independientemente de la ferulización a

estudio.

La ferulización en tres tramos es la tipología que más carga trasmite al

hueso perimplantario siendo la ferulizada en uno único, la que menos.


113 - RESULTADOS

Localización y distribución de estrés en el terreno de soporte

por colorimetría, para carga axial y no axial y para cada tipo de

ferulización

Prótesis Fija Mandibular de un único tramo (Espécimen 1A)

En el caso de la ferulización única, las FIGURAS 20-22, muestran la

graduación de color correspondiente a las zonas de mayor o menor tensión

transmitida. Así, los colores rojo y naranja indican las zonas de mayor tensión

transmitida, los azules los de menor y los verdes los intermedios.

FIGURA 20. Punto de máxima tensión (excluida zona condilar). Imágenes capturadas para el ensayo bajo carga axial (el ensayo bajo carga no axial tiene distribuciones semejantes de menor

magnitud)


114 - RESULTADOS

FIGURA 21. Medias de la tensión distribuida. Imágenes capturadas para el ensayo bajo carga axial (el ensayo bajo carga no axial tiene distribuciones semejantes de menor magnitud)

FIGURA 22. Ejemplo de distribución de fuerzas sobre el hueso de soporte que conforme el lecho

implantario de dos de los implantes. Imágenes capturadas para el ensayo bajo carga axial (el

ensayo bajo carga no axial tiene distribuciones semejantes de menor magnitud)


115 - RESULTADOS

De acuerdo con estos diagramas, se observa que el grueso de la estructura

mandibular queda libre de transferencia de carga, quedando esta circunscrita al

lecho de cada implante, especialmente a nivel de la cresta del hueso.

Por otro lado, los valores medios de tensión más elevados se localizan y

distribuyen sobre el hueso de soporte de los implantes de los sectores posteriores,

en comparación con los de los dos anteriores.

Finalmente, el punto de máxima tensión se localiza sobre la cresta del hueso

del lecho implantario del implante 5.

Prótesis Fija Mandibular segmentada en dos tramos (Espécimen 2A)

Para el caso de la prótesis segmentada en dos tramos, las FIGURAS 23 -

25, muestran la graduación de color correspondiente a las zonas de mayor o

menor tensión transmitida


magnitud)


116 - RESULTADOS



implantario de uno de los implantes. Imágenes capturadas para el ensayo bajo carga axial (el



117 - RESULTADOS

Resulta interesante destacar que, al igual que en el caso de la prótesis

ferulizada en un tramo, para el de segmentada en dos, de nuevo el grueso de la

estructura mandibular queda libre de transferencia de carga, quedando esta

circunscrita al lecho de cada implante, especialmente a nivel de la cresta del

hueso, también los valores medios de tensión más elevados se localizan y

distribuyen sobre el hueso de soporte de los implantes de los sectores posteriores,

en comparación con los de los dos anteriores e incluso así mismo el punto de

máxima tensión se localiza sobre la cresta del hueso del lecho implantario del

implante 5.

La diferencia fundamental entre ambas tipologías es que la que ahora nos

ocupa, presenta valores de tensión significativamente más elevados que la

anterior.

Prótesis Fija Mandibular segmentada en tres tramos (Espécimen 3A)

Para el caso de la prótesis segmentada en tres tramos, las FIGURAS 26 -




magnitud)


118 - RESULTADOS

FIGURA 27. Medias de la tensión distribuida. Imágenes capturadas para el ensayo bajo carga

axial (el ensayo bajo carga no axial tiene distribuciones semejantes de menor magnitud)

FIGURA 28. Ejemplo de distribución de fuerzas sobre el hueso de soporte que conforme el lecho implantario de uno de los implantes. Imágenes capturadas para el ensayo bajo carga axial (el



119 - RESULTADOS

Al analizar los diagramas de colorimetría de los ensayos de esta tipología,

de nuevo se observa que la tensión se localiza en la zona de la cresta de los

lechos implantarios y también que el punto de máxima tensión se localiza sobre el

lecho del implante 5. La diferencia entre este caso y los dos anteriores reside en

que la distribución de las cargas resulta más uniforme y las tensiones medias son

aproximadamente iguales en todas los lechos de implante.

Promedio de estrés transmitido al hueso perimplantario de

cada implante bajo carga axial o no axial y para cada tipo de

ferulización

La siguiente Tabla VIII y FIGURA 29 muestran los valores medios de estrés /

tensión transmitida a nivel del hueso periimplantario, expresada en megapascales

(MPa), bajo carga axial o no axial, para cada tipo de ferulización a estudio.



axial no axial

axial no axial

axial no axial

Hueso perimplantario


103,2 101,7 143,3 138,2 70,3 68,7


97,9 95,3 97,1 94,9 67,9 65,6


23,5 21,4 33,5 31,7 47,7 44,6


22,6 20,3 32,2 30,9 47,2 43,8


73,4 69,3 93,7 88,2 57,8 55,7


75,6 70,2 95,6 89,1 59,6 57,3

Tabla VIII. Valores medios de estrés / tensión transmitida a nivel del hueso periimplantario


120 - RESULTADOS

FIGURA 29. Representación gráfica de la distribución de los valores medios de tensión sobre el hueso de soporte, para cada uno de los 3 especímenes a estudio. 1A - 2A - 3A

De nuevo se cumple, para todos los especímenes y condiciones de estudio,

que los valores medios de tensión resultan mayores para las zonas óseas

perimplantarias correspondientes a los implantes posteriores, en comparación con

los anteriores, especialmente a nivel del cuadrante IV mandibular, que es donde se

alcanzan los valores más amplios. También para todas las tipologías y tipos de

fuerza a estudio, ha sido el hueso perimplantario del implante 1 el que presenta

unos valores medios de estrés más altos y el del implante 4 el más bajo.

Cuando se analizan los resultados obtenidos en función del tipo de carga

aplicada, también ocurre que para todos los tipos de segmentación, los valores

medios de tensión en las zonas óseas perimplantarias son mayores para la carga


121 - RESULTADOS

axial que para la no axial, invariablemente para todos los implantes, aunque con

una diferencia que no puede considerarse significativa.

A la vista de los resultados, se puede apuntar que la tipología de prótesis

dividida en dos segmentos, es la que se relaciona con unos valores medios de

tensión mayores a nivel sus zonas óseas perimplantarias.

Sin embargo, lo más destacable de estos resultados es comprobar que la

distribución de los sobreesfuerzos en las zonas de hueso que alojan a los distintos

implantes son más uniformes para el modelo de prótesis de tres segmentos,

siendo sus valores medios inferiores al resto de tipologías.


122 - RESULTADOS

5.2 Resultados obtenidos según material de

recubrimiento

Cantidad de estrés / tensión a nivel de los implantes en

función del material de recubrimiento protésico y dirección de

carga / fuerza

La siguiente Tabla IX muestra la cantidad de estrés/tensión transmitida o

soportada por los 6 implantes, expresada en megapascales (MPa), bajo carga axial

o no axial, para cada tipo de prótesis a estudio, la de recubrimiento de cerámica y

la de resina.

Material de recubrimiento

Cerámica Resina


axial no axial

axial no axial

situación del Implante


3698,3 3285,9 6303,5 5595,3


3767,1 3340 6340,1 5621,1


2794,4 2474,8 4667,4 4135,3


2548,7 2260,1 2482,6 2200,4


4288 3795,6 7153,6 6336,1


4150,9 3679,1 7049 6248,5

Tabla IX. Valores de tensión en MPa sobre cada implante, para cada tipo de prótesis con recubrimiento de cerámica y resina y bajo carga axial y no axial


123 - RESULTADOS

El rango de tensión transmitida va desde los 2.200,4 MPa del implante 4 de

la prótesis con recubrimiento de resina bajo carga no axial, hasta los 7.153,6 MPa

del implante 5 de la prótesis también con recubrimiento de resina pero, en este

caso, bajo carga axial.

De nuevo, cabe destacar que los implantes de los sectores posteriores

soportan mas carga que los anteriores independientemente del tipo de

recubrimiento protésico y la dirección de la fuerza y por otro lado que la carga

transmitida a los implantes es mayor cuando se aplica carga axial, en comparación

con la no axial.

La prótesis con recubrimiento de cerámica sometida a carga no axial es el

modelo de ensayo que menos carga transmite a sus implantes.

Por su parte es la prótesis con recubrimiento de resina bajo carga axial, la

tipología que transmite mayor carga a los implantes.

Cantidad de estrés, elastic strain y maximun y minimun shear

stress a nivel del hueso perimplantario, bajo carga axial o no

axial para cada prótesis con diferente recubrimiento

La siguiente Tabla X muestra la cantidad de estrés/tensión transmitida a nivel

del hueso perimplantario, expresada en megapascales (MPa), bajo carga axial o

no axial, para cada tipo de ferulización a estudio, así como el elastic strain según

von Mises (mm/mm) y el Maximun y Minimun Shear stress (MPa) para cada

espécimen a estudio y dirección de carga.


124 - RESULTADOS

Material de Recubrimiento

Cerámica Resina


axial no axial

axial no axial

carga a nivel del hueso

perimplantario (MPa)

341,2 301,6 575,82 509,7

Elastic Strain 2,27E-02 2,01E-02 3,84E-02 3,40E-02

Maximun Shear stress

135,94 119,85 232,22 205,22

Minimun Shear stress

49,527 -43,97 -84,932 -75,361

Tabla X. Valores de tensión a nivel del hueso perimplantario en MPa, Elastic strain en mm/mm y maximun y minimun shear stress en MPa, para cada tipo de prótesis con recubrimiento de cerámica y resina y bajo carga axial y no axial.

El rango de tensión transmitida, expresada en megapascales, va desde los

301,6 de la prótesis con recubrimiento de cerámica y bajo carga no axial, hasta los

575,82 Mpa de la de recubrimiento de resina bajo carga axial.

De nuevo se observa que la carga transferida al hueso perimplantario es

menor bajo la aplicación de carga no axial, independientemente del material de

recubrimiento a estudio.

La Prótesis con recubrimiento de resina es la que más carga trasmite al

hueso perimplantario, cuando se la compara con la de recubrimiento cerámico.


125 - RESULTADOS

Localización y distribución de estrés en el terreno de soporte

por colorimetría, para carga axial y no axial y para cada cada

prótesis con diferente recubrimiento

Prótesis con Recubrimiento Cerámico (Espécimen 1B)

En el caso de la prótesis con recubrimiento cerámico, las FIGURAS 30 - 32,

muestran la graduación de color correspondiente a las zonas de mayor o menor

tensión transmitida.


magnitud)


126 - RESULTADOS


FIGURA 32. Ejemplo de distribución de fuerzas sobre el hueso de soporte que conforme el lecho implantario de dos de los implantes. Imágenes capturadas para el ensayo bajo carga axial (el



127 - RESULTADOS

Puesto que el espécimen 1B es idéntico al Espécimen 1A, las observaciones

de los diagramas de colorimetría son por supuesto las mismas, anteriormente

apuntadas.

Prótesis con Recubrimiento de Resina (Espécimen 2B)

Para el caso de la prótesis segmentada en dos tramos, las FIGURAS 33 -




magnitud)


128 - RESULTADOS

FIGURA 34. Medias de la tensión distribuida. Imágenes capturadas para el ensayo bajo carga

axial (el ensayo bajo carga no axial tiene distribuciones semejantes de menor magnitud)


implantario de uno de los implantes. Imágenes capturadas para el ensayo bajo carga axial (el



129 - RESULTADOS

Como en todos los ensayos precedentes, de nuevo el grueso de la

estructura mandibular queda libre de transferencia de carga, quedando esta

localizada específicamente en el hueso perimplantario, especialmente a nivel de la

cresta del hueso.

Como en la prótesis con recubrimiento cerámico, también los valores medios

de tensión más elevados se localizan y distribuyen sobre el hueso de soporte de

los implantes de los sectores posteriores, en comparación con los de los dos

anteriores, aunque cabe destacar que en este caso la diferencia es todavía más

acusada.

De nuevo, el punto de máxima tensión se localiza sobre la cresta del hueso

del lecho implantario del implante 5.

Es preciso destacar que los valores de tensión son significativamente más

elevados para la prótesis con recubrimiento de resina, en comparación con la de

cerámica, especialmente en los sectores posteriores.


130 - RESULTADOS

Promedio de estrés transmitido al hueso perimplantario de

cada implante bajo carga axial o no axial y para cada prótesis

con diferente recubrimiento

La siguiente Tabla XI y FIGURA 36 muestran los valores medios de estrés /

tensión transmitida a nivel del hueso perimplantario, expresada en megapascales

(MPa), bajo carga axial o no axial, para cada tipo de ferulización a estudio.

Material de Recubrimiento

Cerámica Resina


axial no axial

axial no axial

Hueso perimplantario


103,2 101,7 175,9 173,2


97,9 95,3 164,8 160,4


23,5 21,4 39,3 35,8


22,6 20,3 22 19,8


73,4 69,3 122,5 115,7


75,6 70,2 128,4 119,2

Tabla XI. Valores medios de tensión, expresada en MPa, transmitidos al hueso perimplantario correspondiente a cada implante, para cada tipo de prótesis con recubrimiento de cerámica y resina y bajo la aplicación de carga axial y no axial.


131 - RESULTADOS

FIGURA 36. Representación gráfica de la distribución de los valores medios de tensión sobre el hueso de soporte, para cada uno de los 2 especímenes a estudio. 1B- 2B

En concordancia con los resultados anteriores, también sobre el espécimen

2B (aquel que cuenta con recubrimiento estético de resina) los valores medios de

tensión resultan mayores para las zonas óseas perimplantarias correspondientes a

los implantes posteriores, en comparación con los anteriores, especialmente a

nivel del cuadrante IV mandibular, que es donde se alcanzan los valores más

amplios y también ocurre que sus valores medios de tensión en las zonas óseas

perimplantarias son mayores para la carga axial que para la no axial,

invariablemente para todos los implantes, aunque de nuevo con una diferencia que

no puede considerarse significativa.

En este caso, lo más destacable es que, si exceptuamos el lecho

perimplantario del implante 4, para el resto de los implantes y tipos de carga a

estudio (axial y no axial), los valores medios de tensión son invariablemente

superiores para la prótesis con recubrimiento estético de resina, en comparación

con la de recubrimiento cerámico.


132 - RESULTADOS


133 - RESULTADOS

6 - DISCUSIÓN


134 - DISCUSIÓN

6.1 Sobre la metodología y parámetros del ensayo

Elementos Finitos

En este ensayo hemos empleado el análisis mediante Elementos Finitos,

técnica que se ha venido aplicando desde hace más de 30 años, pero con relativa

frecuencia durante los últimos 15, para resolver diferentes problemas e incógnitas

asociadas a la implantología. En síntesis, se caracterizan por ser un método en el

que la que la solución aproximada al problema original es determinada por la

combinación de soluciones de problemas más simples y más pequeños.

Habitualmente, esta técnica es muy utilizada en el ámbito de la ingeniería debido a

que muchos problemas físicos de interés se formulan mediante la resolución de

una ecuación diferencial en derivadas parciales, a partir de cuya solución es

posible modelar el problema objeto de estudio (Holmgren et al, 1998).

Los Modelos de Elementos Finitos se consideran de especial utilidad en la

evaluación de la biomecánica de las prótesis sobre implantes, a efectos de analizar

los diferentes factores que influyen en la cantidad y distribución de Fuerzas

transferidas al terreno de soporte (Akca and Iplikcioglu, 2001; Geng et al, 2001;

Iplikcioglu and Akca, 2002; Sutpideler et al, 2004). No obstante es preciso

reconocer que no son los únicos métodos empleado a tal fin, entre los que cabe

considerar los modelos teóricos matemáticos, los análisis fotoelásticos del estrés y

los análisis mediante galgas extensiométricas. De todos ellos, los Elementos

Finitos han adquirido una dimensión fundamental como ciencia básica para realizar

análisis mecánicos funcionales, lo cual no quiere decir que el resto estén

obsoletos, puesto que la aplicación de estos métodos presentan dos importantes

desventajas (Roesler, 1987):• Las leyes de la mecánica se han formulado utilizando modelos, materiales y

sistemas abstractos que no son fáciles de aplicar a los sistemas biológicos.


135 - DISCUSIÓN

• El tejido óseo es definitivamente distinto a cualquier otro estudiado por la

ingeniería mecánica.• El análisis de las tensiones mecánicas en el hueso es un problema de tal

complejidad que requiere la utilización de dos vías conjuntas, la numérica

que recurre a ecuaciones matemáticas y la experimental que recurre a

ensayos biomecánicos, para obtener una valoración exacta de lo que está

ocurriendo.

En ese sentido, la Fotoelasticidad se basa en un fenómeno óptico

denominado birrefrigencia temporal. Cuando un material transparente, de

características adecuadas, se somete a cargas mecánicas y se observa en un

banco fotoelástico o polariscopio dispuesto para luz polarizada circular y en

montaje cruzado para la extinción de luz, aparecen unos espectros de franjas,

llamadas isocromáticas, que son los lugares geométricos de los puntos para los

que la diferencia de tensiones principales es constante, denominándose a este

fenómeno fotoelasticidad bidimensional (Cebrián et al, 2009). Estos estudios son

más complejos cuando es preciso determinar el estado tensional de una estructura

cuya geometría no permite considerar que se trata de un régimen elástico plano,

en cuyo caso es preciso acudir a la fotoelasticidad tridimensional.

A su vez, la aplicación de galgas extensiométricas en implantología se basa

en el uso de unos elementos de resistencia eléctrica y un equipo de medición y

registro, que se puede emplear tanto en estudios “in vitro” como “in vivo” (de hecho

es el único método que permite realizar mediciones in vivo durante la carga

clínica), a efectos de determinar las tensiones generadas como consecuencia de la

aplicación de cargas estáticas o dinámicas. Las galgas empleadas en los estudios

biomecánicos implantológicos son frecuentemente uniaxiales y/o de roseta y se

suelen adherir a los implantes, los pilares o los conectores de las prótesis (Glantz

et al, 1996). En principio, estos estudios en vivo son más costosos y consumen

más tiempo de investigación que los de Elementos Finitos (Natali et al, 2006).


136 - DISCUSIÓN

Sin embargo, tal y como se ha apuntado anteriormente, en ocasiones se han

empleado combinados, a efectos de determinar la precisión de los resultados

obtenidos con estos últimos.

Uno de los principales objetivos de los Estudios de Elementos Finitos es el

de resolver problemas físicos o el de determinar la eficiencia o el comportamiento

de una estructura o de un componente estructural sujeto a unas determinadas

cargas. La conversión de un problema físico a un modelo matemático requiere

establecer ciertas asunciones, en ocasiones simplificaciones, que pueden

conducir a diferentes ecuaciones que gobiernan dicho modelo, de manera que

como el procedimiento es numérico, parece necesario establecer la precisión de la

solución (Sakaguchi and Borgersen, 1995).

Por este motivo, en ocasiones se han desarrollado estudios experimentales

“in vivo” con el mismo diseño que un análisis mediante Elementos Finitos para

corroborar la exactitud de los resultados de estos últimos. Un ejemplo es el trabajo

de Barbier et al (1998) en el que desarrollaron un estudio experimental in vivo

sobre 5 perros beagle, en los que colocaron, a boca partida, dos implantes en cada

hemimandíbula rehabilitando sobre ellos una prótesis fija convencional de 3 piezas

en una de ellas (con un póntico intermedio) y una de 4 piezas (con un póntico

intermedio y cantilever distal) en la otra. Los implantes tuvieron un periodo de

osteointegración de 3 meses y de carga y función de 7 semanas. Posteriormente

se sacrificó a los perros y se realizó un estudio histológico. Paralelamente se

desarrolló un estudio mediante elementos finitos en 3 y 2 dimensiones, modelando

el mismo tipo de prótesis y disposición de implantes. Los resultados demostraron

una elevada correlación entre las zonas de transferencia de estrés calculadas por

elementos finitos y las zonas de presencia de remodelado óseo en el modelo

animal comparativo. El problema de este estudio y de otros de diseño semejante

es el que comparan resultados cuantitativos (los de los elementos finitos)

con cualitativos (los histológicos de los experimentales in vivo).


137 - DISCUSIÓN

Por este motivo la relación entre los elementos finitos y los estudios

mediante galgas extensiométricas son interesantes. Los estudios comparativos

entre Elementos Finitos y galgas extensiométricas tanto “in vivo” como “in vitro”,

han demostrado así mismo correlación entre los resultados obtenidos (Keyak et al,

1993; Baiamonte et al, 1996; Akça et al, 2002). Sin embargo, los de estos últimos

con los de los estudios de fotoelasticidad son frecuentemente contradictorios

(Cleland et al, 1995; Brosh et al, 1998).

Esta consistencia es particularmente alta cuando se comparan los resultados

obtenidos mediante galgas extensiométricas con los estudios de Elementos finitos

no lineales, como quedó demostrado en un estudio reciente de la Universidad

Técnica del Medio Este de Ankara (Turquía) (Easer et al, 2009). En dicho trabajo,

se colocaron 4 implantes en la región de los incisivos laterales y primeros

premolares, bilaterales, del maxilar edéntulo de 4 cadáveres. Se colocaron 2

galgas de roseta sobre el hueso cortical vestibular entre los implantes y se aplicó

una fuerza axial de 100Nw. A su vez de crearon 4 modelos de Elementos finitos no

lineales, individualizados para cada uno de los 4 sujetos. Finalmente se

compararon los resultados de uno y otro método. No se encontraron diferencias

estadísticamente significativas, en las tensiones transferidas al terreno de soporte,

entre los métodos empleados.

En resumen, los análisis fotoelásticos aportan muy buena información

cualitativa de la localización general y concentración de la tensión pero aportan

una información cuantitativa limitada. A su vez, la gran limitación de los estudios

mediante galgas extensiométricas es que sólo aportan información cuantitativa del

estrés a nivel de la galga. Finalmente, los análisis mediante Elementos Finitos

pueden calcular tanto estrés, como tensión y desplazamiento. Además, presentan

la ventaja de poder modificar de manera sencilla ciertos parámetros, para ampliar

los objetivos del estudio y nos aportan información del estrés transferido alrededor


138 - DISCUSIÓN

de los implantes pero incluso a otros puntos adicionales de la geometría, que

clínicamente resultarían difíciles de examinar (Tanino et al, 2007; Assunçao et al,

2009; Karl et al, 2009).

Por estos motivos y por la imposibilidad de efectuar una experimentación “in

vivo”, con determinación de tensiones en implantes y hueso perimplantario, hemos

elegido para nuestro trabajo el método de análisis mediante elementos finitos.

Parámetros asumidos durante la creación del modelo

Los estudios mediante Elementos Finitos son sensibles a las parámetros que

se asuman durante la creación del modelo, como las condiciones de carga, las de

las fronteras entre tejidos y las propiedades de los materiales (Holmes y Loftus,

1997). Por otro lado precisan de la asunción de ciertas simplificaciones que hagan

que el proceso de modelado y obtención de resultados sea posible. En nuestro

caso, ha sido necesario considerar al hueso isotrópico y de elasticidad lineal,

asumir que existe una oseointegración perfecta de los implantes y un ajuste pasivo

exacto y unión efectiva de los pilares a sus retenedores. A efectos de la

consecución de resultados, ha sido preciso determinar un anclaje de la zona

condilar, restringiendo toda movilidad a ese nivel. Todas estas premisas asumidas

no difieren de las que se realizan en la mayor parte de los estudios de Elementos

Finitos consultados en las publicaciones científicas (Holmes andf Loftus, 1997;

Sergötz, 1997; Van Oosterwyck et al, 1998; Van Holmgren et al, 1998; Wang et al,

2002; Natali and Pavan, 2002; Sütpideler et al, 2004; Kayabasi et al, 2006;

Wakabayashi et al, 2008).

Hemos de apuntar que un sistema constituido por varias sustancias o por

una sola es homogéneo cuando sus propiedades son idénticas en todas sus


139 - DISCUSIÓN

partes. Cuando además en un cuerpo las propiedades direccionales, tales como la

dilatación térmica, la resistencia mecánica o la velocidad de la luz, son las mismas

en todas las direcciones, se considera que es isótropo.

Los modelos estáticos lineales han sido ampliamente empleados en los

estudios mediante Elementos Finitos. Estos modelos son válidos si la estructura

exhibe una relación lineal entre la tensión/deformación, hasta alcanzar un nivel de

estrés conocido como el límite proporcional y además todos los volúmenes están

unidos en uno solo (Wakabayashi et al, 2008).

Es preciso reconocer que el hueso no es isotrópico, ni posee elasticidad

lineal (Geng, 2001); sin embargo, en nuestro ensayo, hemos considerado que si lo

es, porque, como ya comentamos, es preciso asumir ciertas simplificaciones que

hagan que el proceso de modelado y obtención de resultados sea posible. Primero

porque los modelos no lineales en elementos finitos han aparecido en la literatura

científica muy recientemente y su validez y fiabilidad no han sido suficientemente

establecidos. Es cierto que estos modelos no lineales serán capaces de recrear

unas condiciones intraorales más realistas y precisas y mejorar sus aplicaciones,

pero se conseguirá cuando seamos capaces de incluir la viscoelasticidad y la

deformación plástica en el programa, de manera que se tenga en cuenta la

naturaleza tiempo dependiente y sensible al calor de la deformación de los

materiales protésicos (Wakabayashi et al, 2008). Segundo, porque según algunos

autores, los modelos anisótropos tampoco parecen suficientemente comprobados

y en la actualidad siguen existiendo enormes dificultades para llevar a cabo test

triaxiales (Natali and Pavan, 2002). El comportamiento mecánico del hueso, ya

sea cortical o trabecular, resulta complicado de modelar debido a su elevada

anisotropía, heterogeneidad y de su dependencia de muchos otros factores como

la edad, el sexo, calidad de hueso, etc... Por esta razón, no es fácil introducir las

propiedades de los materiales correctas específicas del hueso que está siendo


140 - DISCUSIÓN

numéricamente estudiado y por este mismo motivo es frecuente considerarlo

isotrópico (Van Zyl et al, 1995; Hansson y Ekestubbe, 2004; Chun et al, 2005; Llao

et al, 2008) . Otros autores consideran que negar el carácter anisotrópico del

hueso no es posible, porque encuentran diferencias significativas entre los

resultados que se obtienen entre las simulaciones isotópicas u ortotrópicas (O

´Mahony et al, 2001; Bonnet et al, 2009) .

Por otro lado, tal y como hemos comentado, hemos realizado una anclaje de

la zona condilar, a efectos de que la aplicación de las cargas no generara

desplazamientos. La mayor parte de los estudios de Elementos Finitos modelan la

mandíbula como fija e inmóvil (Nagasao et al, 2003) y sin embargo otros estudios

como el de Zhou et al (1999) intentan desarrollar modelos más realistas en los que

simulan la acción de los músculos masticatorios y los movimientos funcionales de

la ATM, a efectos de aumentar la exactitud de los resultados. Estos estudios

suponen un incremento importante del tiempo de programación y modelado y son

por tanto más costosos. Además, Teixeira et al (1998) demostraron que en un

modelo mandibular en 3 dimensiones, modelar la mandíbula a una distancia

superior a los 4.2mm mesial o distal del implante no presentaba diferencias

significativas en la precisión de los análisis mediante Elementos Finitos.

Finalmente, es habitual que en los modelos de Elementos finitos se asuma

un estado de osteintegración óptima de los implantes, tal y como lo hemos previsto

nosotros, lo cual no ocurre siempre en la realidad. Para simular interfases

imperfectas entre el hueso y el implante se pueden emplear algoritmos de

contacto, para los cuales los coeficientes de fricción todavía deben ser

determinados mediante experimentación (Geng et al, 2001).

En resumen, hay que admitir que las simplificaciones que se han asumido en

nuestro estudio, pudieran suponer una limitación en la interpretación, de una

manera absoluta, de los valores de los resultados. Siendo esto cierto, sin embargo,


141 - DISCUSIÓN

es preciso apuntar que nuestro trabajo está principalmente destinado a comparar

las diferentes situaciones a estudio (ferulización o segmentación, carga axial o no,

material de recubrimiento de bajo módulo de elasticidad o no) de manera que los

valores interpretados de una manera relativa, esto es los obtenidos de unos

respecto a los otros, nos puedan conducir a un mejor entendimiento de la

biomecánica de la prótesis sobre implantes.

Propiedades de los materiales

Se consideró para el hueso y el resto de los materiales modelizados, esto es

titanio, aleación de Cr-Co cerámica feldespática y resina acrílica, los módulos de

Young y Poisson descritos en la literatura (Geng, 2001).

Para el caso concreto del hueso se le asignó diferente Módulo de Young y

Poisson al hueso cortical y al trabecular, a diferencia de lo que se asumía en los

Estudios de Elementos Finitos más antiguos, que ignoraban el hueso trabecular,

en definitiva porque todavía no se había podido demostrar las propiedades del

hueso esponjoso. Fue a partir de los trabajos de Davi et al (1981), Borchers y

Reichart (1983) y Craig (1989), cuando se empezó a contar con información

extensa y detallada acerca de las propiedades de los diferentes materiales en

prótesis sobre implantes y que a la postre nosotros hemos aprovechado para

nuestro estudio.

Carga

Considerando que las fuerzas de masticación en pacientes con prótesis

sobre implantes son comparables e incluso mayores que las de la dentición normal

(Haroldson and Carlsson, 1977; Adell et al, 1981; Clelland et al, 1991; Curtis et

al, 2000), nos hemos basado en el trabajo de Watanabe (Watanabe et al, 2005),


142 - DISCUSIÓN

para la elección de la distribución y magnitud de la carga a emplear en los

ensayos.

Esta Magnitud y distribución de Fuerzas que hemos aplicado y recogido en

la tabla V de Material y Metodología son similares a las de otros trabajos

publicados en la literatura odontológica (Shinogaya et al, 2002; Manda et al, 2010).

No obstante, otros trabajos prefieren trabajar con un sistema de distribución

de cargas más simplificado (Wang et al, 2002; Nagasao et al, 2003; Zampelis et al,

2007) , lo cual de nuevo no es útil para valorar los resultados de una manera

absoluta, pero si para compararlos entre las diferentes situaciones a análisis.

Por otro lado, específicamente en lo que concierne, a la dirección de las

cargas aplicadas y teniendo en consideración que hay estudios que sostienen que

el principal componente de las fuerzas masticatorias es vertical al plano de

oclusión, especialmente en sectores posteriores (Curtis et al, 2000), se aplicaron

fuerzas perpendiculares respecto al plano de oclusión de la prótesis modelada, en

la magnitud y distribución propuesta por Watanabe et al (2005). Sin embargo como

parece estar extendida la idea de que las fuerzas de componente horizontal (o de

cizallamiento) son las que producen más tensión en el terreno de soporte (Sahin et

al, 2002; Sutpideler et al, 2004), hemos considerado necesario la aplicación en

nuestro ensayo de fuerzas inclinadas, conforme a la literatura consultada, con una

angulación respecto al plano de oclusión de 6º en sectores posteriores y de 35º en

anteriores (Meijer et al 1992), aunque algunos autores trabajan con otras

angulaciones que van desde los 15º hasta los 60º respecto al plano de oclusión

(Geramy et al, 2004; Sutpideler et al, 2004; Zampelis et al, 2007; Degerliyurt et al,

2010).


143 - DISCUSIÓN

Diseño y Componentes del estudio

En este ensayo, siendo un análisis en 3 dimensiones, se ha rendido

suficiente atención al modelado de todos los componentes con la mayor precisión

posible, puesto que se sabe que el nivel del detalle de la geometría del hueso e

implante modelado puede afectar a la exactitud de los resultados. En los estudios

de Elementos Finitos en 2D (Hedia and Mahmoud, 2004; Zampelis et al, 2007) el

hueso se modela como una estructura rectangular simplificada, lo cual se relaciona

con resultados menos precisos. Por su parte, en la actualidad contamos con

software especial que es capaz de transformar las imágenes obtenidas de un

individuo mediante una Tomografía o una Resonancia permitiéndonos el desarrollo

de modelos en 3D, con una geometría más precisa e incluso incluir las

propiedades de los materiales del hueso de ese determinado paciente (Keyah et al,

1990; Cahoon and Hannam, 1994).

Sin embargo, hemos modelado la prótesis de manera simplificada, porque

aplicando el principio de Saint Venant de que a suficiente distancia del punto de

aplicación de las cargas, los efectos de las mismas dependen solo de su resultante

y no de su distribución, es decir que sistemas estáticamente equivalentes producen

los mismos resultados, hemos concluido que no afectaría a la exactitud de estos.

Algunos autores, con trabajos similares, han realizado la misma consideración

(Nagasao et al, 2003; Sutpideler et al, 2004) y sin embargo, otros, si han

considerado importante modelar de manera detallada la prótesis, como se ha

hecho con implantes y hueso (Bonnet et al, 2009; Manda et al, 2010).

Para la realización de los ensayos se modelaron 3 y 2 especímenes de

trabajo respectivamente. En todos ellos la localización de los implantes era idéntica

y acorde a la literatura odontológica consultada (Misch, 2009), situándose de forma

bilateral, en la región canina, primer premolar y primer molar. Sobre estos


144 - DISCUSIÓN

implantes se modelizaron sus respectivos pilares y sobre ellos se situó la prótesis,

que para el caso del espécimen 1A era de un único tramo ferulizado, para el 2A en

la prótesis se construye en dos segmentos, cada uno de ellos ferulizando 3

implantes unilaterales, de manera que queda una extensión en voladizo de dos

dientes protésicos hacía mesial y para el 3A en tres segmentos, dividiendo 1 zona

anterior y 2 posteriores.

Respecto a los especímenes 1B y 2B, ambos se modelizaron como una

prótesis de un único tramo ferulizado, con la única diferencia concerniente al

recubrimiento oclusal, que en el caso del 1B era cerámica feldespática (el

espécimen 1B y 1A son por tanto idénticos) y para el 2B resina acrílica. En otros

estudios similares, creyeron conveniente someter a un mayor tipo de materiales de

recubrimiento a estudio (Sergötz, 1997; Stegariou, 1998; Ciftçy and Canay, 2001).

Nosotros por el contrario hemos decidido analizar aquellos, de los que

habitualmente se emplean en clínica, con los módulos de elasticidad más alto

(cerámica feldespática) y más bajo (resina acrílica) respectivamente, de manera

que la comparación de las resultados que se obtengan sean más fácilmente

interpretables.


145 - DISCUSIÓN

6.2 Sobre el estrés transmitido y su distribución para

cada tipo de ferulización

En general, nuestros resultados muestran que no se produce un reparto

uniforme ni exacto en magnitud (para cada implante y su contralateral) de las

cargas en el terreno de soporte, entre las dos hemiarcadas mandibulares, para

ninguno de los tres especímenes a estudio y tipo de fuerza aplicada.

Este fenómeno se puede observar en los resultados de otros estudios que

también modelan la mandíbula al completo (Daas et al, 2008; Bonnet et al, 2009).

En el de Daas et al (2008), con el objetivo de evaluar la influencia del mecanismo

de retención en el comportamiento de una sobredentadura mandibular

implantorretenida, durante una masticación simulada, modeló una sobredentadura

mandíbular sobre dos implantes situados en la zona de los caninos, sin ferulizar y

comparó dos mecanismos de retención, uno de ellos rígido y otro resilente, para

tres posiciones diferentes del alimento . Cuando se simulaba la presencia del

alimento y la carga entre ambos incisivos, la distribución de la tensión generada y

transferida hacía la hemimandíbula derecha e izquierda distaba mucho de ser

uniforme, al igual que en nuestros resultados.

En cualquier caso, en todos los trabajos que hemos consultado y se produce

este fenómeno, los autores han creído necesario justificarlo, aunque la explicación

puede ser simple, ya que resultaba predecible porque las asimetrías propias de

nuestro modelo mandibular, de la prótesis modelada pero incluso también de la

ubicación de los implantes, son sin duda las responsables de este reparto no

uniforme ni exacto de las cargas aplicadas entre las zonas izquierda y derecha de

la mandíbula.


146 - DISCUSIÓN

Otro aspecto a destacar de los resultados de nuestros ensayos son las

diferencias encontradas en relación a la modificación de la dirección de las fuerzas

sobre los tres diferentes tipos de ferulización.

En nuestro ensayo, sobre cada tipo de ferulización se aplicaba una fuerza de

igual magnitud y distribución, pero diferente inclinación, de manera que en una de

las pruebas la fuerza era perpendicular al plano de oclusión y en el otro era de 35º

en sectores anteriores y de 6º en posteriores.

De acuerdo a los resultados obtenidos se puede afirmar que la aplicación de

fuerzas perpendiculares determina una mayor transferencia de tensión equivalente

según Von Mises, tanto para los implantes como para el hueso de soporte y por

tanto resultan más exigentes, desde el punto de vista biomecánico.

En nuestro ensayo, cuando la fuerza aplicada es no axial, se produce una

disminución de la tensión equivalente según Von Mises transferida a los implantes,

si se compara a cuando la prueba es con fuerza axial. Esa disminución es de una

media del 11,56% para los implantes de los molares y premolares (donde la fuerza

no axial era de 6º) y de un 11,43% para los implantes de la zona canina (donde la

inclinación de fuerza era todavía mas acusada, hasta los 35º).

Para los tres tipos de ferulización a estudio, la aplicación de fuerza axial

también supone, además, una mayor transferencia de tensión equivalente según

Von Mises al hueso. En este caso, cuando se aplica carga no axial, se produce

una disminución de una media de 13,33% de la tensión equivalente según Von

Mises transferida al hueso de soporte, en comparación con la prueba bajo carga

axial.

Hay que destacar que la reducción de la transferencia de tensión equivalente

según Von Mises, al inclinar la carga, se produce, como muestran los datos para


147 - DISCUSIÓN

todos los implantes y para todas las zonas óseas periimplantarias, sin excepción y

para cualquier tipo de ferulización. Pero no solo eso, sino que además la reducción

no solo es uniforme en cuanto a la distribución, sino también en cuanto a la

magnitud, puesto que se producen en rangos muy pequeños, que van desde la

mayor disminución sobre implantes de un 11,91% (a nivel del implante 1 del

espécimen 3A) y la menor de un 11,01% (a nivel del implante 4 del espécimen 2A)

y la mayor sobre el hueso es de un 14,42% (espécimen 2A) y la menor de un

11,61% (espécimen 1A).

Las diferencias entre todas ellas no son suficientes como para permitirnos

concluir que una u otra ferulización de prótesis sobre implantes sea más favorable

cuando se tenga como objetivo la disminución de la transferencia de tensión al

hueso ante la aplicación de una fuerza no axial.

Nuestros datos de disminución de tensión transferida al terreno de soporte al

aumentar la inclinación de la fuerza, están en desacuerdo con lo teorizado por

otros autores (Rangert et al, 1989; Sahin et al, 2002) y por los resultados de otros

trabajos. Así, en el estudio de Sutpideler et al (2004) se marcaron como objetivo el

determinar la manera en la que, tanto la disposición de 3 implantes

osteointegrados como la altura de la prótesis y la axialidad o no de la fuerza

aplicada influía sobre la magnitud del estrés sobre el hueso de soporte. Para

cumplir tal objetivo diseñaron un estudio de Elementos Finitos, en el que crearon

tres modelos a estudio, uno con los tres implantes en línea y los otros dos

tripodizados, al separar el implante central de la línea entre centros marcada por el

distal y el mesial 1.5 y 3mm. respectivamente. Sobre cada uno de los 3 modelos

modelaron una prótesis fija de 3 piezas, geométricamente simplificada. La carga

fue aplicada en todos los ensayos con la misma magnitud, 200 N, sobre el mismo

punto, la zona de la prótesis correspondiente al implante central, pero modificando

su angulación de 15 en 15º, desde los 0 hasta los 60º.


148 - DISCUSIÓN

Sus resultados indicaron que la menor carga sobre el hueso de soporte se

producía para la fuerza vertical. Conforme se aumentaba la inclinación de la

fuerza, se producía un incremento de transferencia de estrés al hueso de soporte,

estrés que no era totalmente contrarrestado por la tripodización de los implantes.

Así, para los implantes en línea, los valores de estrés transferidos eran

aproximadamente 10 veces superiores cuando el ángulo de aplicación de la carga

pasaba de 0 a 30º y 13 veces cuando lo hacían de 0 a 60º. Sobre el modelo

tripodizado a 1.5mm. esos valores aumentaban 5 veces de 0 a 30º y 9 de 0 a 60º.

Finalmente sobre el modelo tripodizado a 3mm., el aumento era de 3 veces de 0 a

30º y de 6 de 0 a 60º. Estos resultados les llevaron a concluir que las fuerzas

verticales determinaban la menor cantidad estrés sobre el hueso de soporte, lo

contrario que indican nuestros datos, pero en concordancia con otros ensayos.

En esta línea, Papavisiliou et al (1996) utilizaron el método de Elementos

Finitos en 3 dimensiones para establecer las condiciones de carga sobre un

implante unitario de la casa IMZ (Interpore Cross International, Irvine, California),

colocada sobre una mandíbula edéntula, que pudieran conducir a microfracturas

en el hueso de soporte. Entre otros factores a estudio, sometieron al modelo a dos

cargas diferentes en magnitud 20 y 200N, primero siguiendo el eje longitudinal del

implante y después con una inclinación de 12º respecto a ese eje. Sus resultados

demostraron que las cargas inclinadas suponían un incremento del estrés

transferido al terreno de soporte de 15 veces respecto a las primeras. El

incremento del estrés también era muy significativo cuando se pasaba de 20 a

200N (hasta 10 veces mayor). Estos resultados les llevaron a concluir que las

cargas oblicuas y las cargas oclusales elevadas podían ser consideradas como

condiciones asociadas a la microfractura ósea.

Por tanto, a este respecto, nuestros resultados y los de estos estudios son

contradictorios. No obstante, es preciso reconocer que los diseños son diferentes o

no compatibles al cien por cien.


149 - DISCUSIÓN

En primer lugar, nuestra distribución de fuerza no ha sido tan simple como

los estudios de Sutpideler y tampoco hemos sometido a análisis fuerzas inclinadas

tan acusadas. Efectivamente para los sectores posteriores, la inclinación de la

fuerza fue de 6º, sensiblemente inferior al trabajo de Papavisilou (12º) y a la menor

de las inclinaciones sometidas a estudio por Sutpideler (15º). Nuestra mayor

inclinación sometida a análisis, 35º, correspondía a los sectores anteriores y

recordamos que para esta zona la distribución de carga asumida era notablemente

baja, lo cual a la postre parece ser un detalle importante si se tiene en cuenta el

propio trabajo de Papavisilou et al (1996), que demuestra una evidente correlación

entre la magnitud de la fuerza aplicada y la transferencia de estrés al hueso de

soporte.

No obstante, no hay evidencias científicas suficientes respecto a la influencia

de la mayor o menor inclinación de la fuerza en la transmisión del estrés y su

efecto lesivo. En ese sentido, Taylor et al (2000) consideran que no existen datos

que induzcan a concluir que la interfase osteointegrada responda de manera

diferente a las fuerzas compresivas, de tracción o a las de cizallamiento, para

cargas de similar magnitud. De los pocos trabajos experimentales sobre modelo

animal que han intentado demostrar este hecho, concluyeron que las fuerzas no

axiales no eran perjudiciales para la integración del implante (Celleti et al, 1995;

Miyata et al, 1998) . La única excepción es el trabajo clásico de Isidor (1996) ya

explicado durante la introducción, en el que los 8 implantes sometidos a

sobrecarga oclusal perdieron osteointegración y ninguno de los que se permitió

que acumulara placa lo hizo de forma significativa, después de los 18 meses de

control. La cuestión es que pese a todo de nuevo la magnitud de la carga parece

importante, puesto que estos resultados los logró Isidor cuando indujo una cargas

no axiales cuyas magnitudes fueron elevados a niveles muy superiores a los que

se consideran normales.


150 - DISCUSIÓN

Una explicación al hecho observado en nuestros datos, en lo que respecta a

que al inclinar la carga se produzca una disminución de la transferencia de tensión

tanto a los implantes como al hueso de soporte, siendo la magnitud de la carga la

misma, es que probablemente habrá un aumento de la tensión transferida y

soportada por los elementos protésicos, esto es o bien la supraestructura

protésica, o el recubrimiento oclusal estético o los propios pilares. Este supuesto

no puede ser corroborado por nuestro estudio, porque no se había previsto

determinar que parte de la carga aplicada se transmitía y distribuía a estos

elementos, dado que no eran objetivo a conseguir. En ese sentido, Djebbar et al

(2010) desarrollaron un trabajo para determinar el efecto de la dirección de la

carga sobre el estrés transmitido a los implantes, pilar protésico y el hueso de

soporte, sobre una prótesis unitaria sobre implantes. Para tal objetivo,

desarrollaron un estudio de Elementos Finitos en tres dimensiones cuyos

resultados demostraron una mayor transferencia de estrés al pilar para el caso de

la fuerzas en dirección paralela al eje axial del diente respecto a las

perpendiculares a ese mismo eje. Sin embargo los resultados del estudio indicaron

que las transferencias de estrés al hueso de soporte para la fuerza perpendicular al

eje axial del diente, en dirección mesio distal, fue la más elevada. Las conclusiones

de este estudio pudieran avalar la teoría que desarrollábamos al comienzo del

párrafo.

Finalmente, al respecto de la ferulización a estudio, lo primero es destacar

que como los resultados obtenidos para los ensayos con la fuerza perpendicular e

inclinada muestran una correlación absoluta, el análisis de uno y otro caso

conduce a conclusiones idénticas.

Los datos obtenidos muestran que los 4 implantes distales, en situación de

primeros premolares y primeros molares son sometidos a mayor estrés conforme

aumenta la segmentación de la prótesis , llegando a ser en la prótesis segmentada


151 - DISCUSIÓN

en tres partes, en el ensayo mediante fuerza perpendicular, para el implante

situado a nivel del 3.6 (nuestro implante 6) hasta un 12% mayor que su equivalente

de prótesis ferulizada en un único tramo. Sin embargo, al contrario, los implantes

situados en la zona canina ven claramente reducido el esfuerzo que tienen que

soportar para el caso de prótesis en tres segmentos. De acuerdo con ello,

podemos relatar que la prótesis ferulizada en un único tramo permite una mejor

distribución de la tensión transmitida a los implantes. Estos resultados parecen

estar de acuerdo con los obtenidos por Maezawa en 2007, también en un estudio

de elementos finitos, en su caso acerca de la conveniencia de la ferulización de

dientes e implantes mediante una prótesis fija o segmentada, que concluía de la

misma manera que la ferulizada en un único tramo transmitía menos carga a

dientes e implantes y al terreno de soporte en general.

El resultado que se obtiene en los implantes de la zona canina para la

prótesis en tres tramos, comentado anteriormente, era predecible ya que el

segmento protésico que soportan esos implantes recibe menores cargas, como

resultado de las menores fuerzas de masticación provenientes de incisivos y

caninos. A este respecto, debe tenerse en consideración que las zonas molares y

premolares son cargadas con fuerzas notablemente superiores y que la

discontinuidad de la tipología de la prótesis segmentada en tres tramos, no permite

la transmisión de esas mayores cargas a las zonas de incisivos.

En lo que concierne a la localización y distribución del estrés transferido al

hueso de soporte, lo primero que queremos constatar es su localización (Ver

FIGURAS 22, 25 y 28), que para todos los casos es a nivel de la cresta en la

interfase entre hueso - implante. Definitivamente esta localización responde a un

principio de ingeniería llamado análisis de haz complejo, que afirma que cuando

dos materiales de módulos de elasticidad diferentes (como los del titanio del

implante y el hueso) son colocados conjuntamente sin la intervención de otro


152 - DISCUSIÓN

material y uno de ellos es cargado, se observará un incremento del contorno de

estrés donde los dos materiales toman contacto en primer lugar (Baumeister and

Avallone, 1978). Tanto los estudios de fotoelasticidad como de Elementos Finitos,

al igual que ocurre en el nuestro, encuentran esos contornos de estrés de mayor

magnitud en la región ósea de la cresta de la interfase hueso/implante, con una

distribución similar a la pérdida de hueso marginal observada clínica y

radiográficamente (Bidez et al, 1990; Papavisilou et al, 1996; Kilamura et al, 2004;

Kayabasi et al, 2006).

Los valores máximos de tensión en la mandíbula se alcanzan de nuevo

para el modelo de prótesis de tres segmentos. Sin embargo, tal y como

adelantábamos en los resultados, este máximo valor puntual está localizado en la

zona condilar, lo cual debe ser imputable a la restricción de movimiento impuesta

en el análisis y que ya adelantamos en el apartado de material y metodología.

Excluyendo entonces la zona condilar, el punto de máxima tensión se

produce, invariablemente para los tres tipos de ferulización, al mismo nivel, el

hueso de soporte perimplantario del implante situado sobre el primer premolar del

cuadrante III.

Sin embargo, la distribución de las tensiones en las zonas de hueso que

alojan a los distintos implantes son más uniformes para el espécimen de prótesis

dividida en tres segmentos, comparado tanto con el de dos segmentos como el

ferulizado, siendo además sus valores medios inferiores a los de ellos. Teniendo

en cuenta estos resultados, se deduce que desde el punto de vista del sufrimiento

óseo medio global, la tipología más adecuada es la de prótesis segmentada en

tres tramos, uno anterior y dos posteriores.


153 - DISCUSIÓN

No obstante, es preciso realizar una apreciación con respecto a los

resultados obtenidos. Desde el punto de vista físico, hay un principio que se

mantiene invariablemente: “Cuando aplicas una carga, se genera una

sobretensión que ha de distribuirse entre las geometrías a las que se ha sometido

a dicha carga, de modo que lo que no absorba una geometría tendrá que

absorberlo la otra”. Aplicado a nuestro trabajo, cuando sometemos un tramo de

férula unido a un implante insertado en el hueso a una determinada carga, dicha

carga se transmitirá al implante y al hueso , e incluso a los elementos protésicos.

Todas estas estructuras tendrán que absorber esa carga, lo que generara unas

sobretensiones en las mismas que serán función de cómo se reparta dicha

absorción entre ellas (sobretensión que nosotros hemos medido en MPa con Von-

Mises). Dicho reparto sólo pudiera ser lineal si las geometrías fueran idénticas y

del mismo material, como no es así, la distribución se produce en función de

muchos factores. Este principio explica porqué el espécimen con la prótesis

ferulizada en un solo tramo consigue repartir mejor las cargas aplicadas a los

implantes, puesto que las cargas “importantes” correspondientes a los molares y

premolares pueden distribuirse por el resto de zonas, cosa que no ocurre en la

prótesis en tres tramos, donde las zonas molares y premolares están aisladas y

sobrecargadas y en la de dos tramos por la discontinuidad de la linea media.

Continuando con la reflexión, si los implantes sufren menos para el caso de la

prótesis en un único tramo y después en la de dos tramos, es sin duda porque,

para esos dos casos el hueso sufre más (siguiendo el principio ya comentado).

En esta línea, nuestros datos pueden estar de acuerdo con los resultados de

Kregzde (1993), que desarrolló un estudio mediante Elementos Finitos, en el que

intentaba demostrar la importancia del número de implantes y la ferulización

protésica, a la hora de evitar altas concentraciones de estrés en el hueso de

soporte. Sus resultados vinieron a demostrar que la opción en la que, por un lado,

contaba con un número mayor de implantes y, por otro, éstos no se ferulizaban en


154 - DISCUSIÓN

un único tramo, estaba en relación con menores niveles de estrés a nivel de hueso

y consecuentemente constituía la opción más predecible y aconsejable. Aunque,

en otro estudio anterior de Elementos Finitos que analizaba la transferencia de

carga al hueso de soporte desde una prótesis sobre dos implantes colocados entre

los forámenes mentonianos de una mandíbula edéntula, concluía que la diferencia

de valores que se obtenían en función de si la prótesis se ferulizaba en un único

tramo o no, no resultaban significativos y que a ese respecto era más importante la

dirección de la fuerza aplicada y la influencia de la deflexión mandibular (Meijer et

al, 1993).

Un estudio interesante acerca de la ferulización, fue conducido por Geramy

et al (2010), pero en su caso sobre dientes naturales. Su objetivo fue el determinar

si el ferulizar un diente con el peridodonto de inserción reducido a otro en perfecto

estado, pudiera resultar beneficioso para el primero, a efectos de incluirlo como

pilar de una prótesis parcial removible de extensión distal. A ese efecto diseñaron

13 modelos de Elementos Finitos, que incluían los dos premolares de una

hemimandíbula. Diez de esos modelos eran idénticos excepto por la altura del

hueso del segundo premolar que presentaba diferentes grados de reabsorción de

hueso desde 0 a 9mm. En estos diez casos los segundos premolares se

ferulizaban al primer premolar, que invariablemente presentaba un nivel de hueso

normal. Los tres restantes se modelizaron con una pérdida de 1, 4 y 8mm.

respectivamente, con la diferencia de que a ninguno se les ferulizó al primer

premolar. Se aplicó una fuerza vertical de 25 N en el centro de ambos dientes, de

todos los modelos y posteriormente una fuerza de la misma magnitud pero

inclinada 15º hacia mesial. Los resultados demostraron que la ferulización

determinaba un cambio de la transferencia de tensión en el hueso, desde la cresta

hasta la zona apical y que la ferulización determinaba cierta mejora en el

comportamiento ante la aplicación de cargas no axiales. Sus conclusiones no

determinaron que la ferulización de un diente con periodonto reducido a un diente


155 - DISCUSIÓN

adyacente sano fuera beneficioso en lo referente al estrés transferido al hueso de

soporte. Sus resultados son difícilmente comparables a los nuestros, puesto que

en su diseño incluyeron, como es lógico, el ligamento periodontal, al que otorgaron

un módulo de Young de 70.3Kg/cm² y un módulo de Poisson de 0.49. La

naturaleza de la interfase hueso implante es totalmente diferente y por ende su

comportamiento ante la aplicación de carga.

Si embargo, otros estudios como el de Bergkvist et al (2008) obtuvieron

resultados diferentes. Su objetivo era demostrar que la carga inmediata de

implantes, mediante una prótesis provisional ferulizada en un único segmento

podía proteger la interfase hueso - implante en cicatrización. Para ello emplearon

un estudio mediante Elementos Finitos y sus resultados determinaron un reducción

de los niveles de estrés a nivel del hueso para la prótesis ferulizada, en

comparación de cuando se rehabilitaba el provisional de forma individual.

Finalmente, debiéramos concluir la discusión acerca del primer ensayo con

unas reflexiones acerca de los resultados obtenidos a nivel de la transferencia de

tensión equivalente según Von Mises como resultado del cantilever mesial del

espécimen en dos tramos, que contaba de forma bilateral con una extensión del

incisivo lateral e incisivo central.

Aplicando el modelo teórico de Rangert (1989) debiéramos haber

encontrado un aumento importante y significativo de la tensión equivalente según

Von Mises a nivel de los implantes 3 y 4, por la presencia de ese cantilever en

mesial. Sin embargo nuestros resultados al respecto son contradictorios. Es cierto

que en el implante 3 se observa un incremento de la tensión equivalente según

Von Mises en la ferulización de la prótesis en dos tramos (2841,7 MPa para la

fuerza perpendicular y 2511,8 Mpa para la inclinada ) si lo comparamos con los

resultados en el mismo implante para los otros dos especímenes, en los que el

diseño no incluye extensión (2794,4 y 2767,9 Mpa para la fuerza perpendicular y


156 - DISCUSIÓN

2474,8 y 2445,7 para la inclinada). Sin embargo a nivel del implante 4 los

resultados se invierten y es precisamente en el espécimen en dos tramos donde se

obtiene los resultados más bajos (1885,2 MPa para la fuerza perpendicular y

1677,8 para la inclinada) comparados con los dos restantes (2548,7 y 1930,9 Mpa

para la fuerza perpendicular y 2260,1 y 1703,8 Mpa para la inclinada). De nuevo, la

falta de uniformidad en los resultados de tensión sobre los implantes se puede

atribuir a la asimetría propia del modelo. Por otro lado, merece la pena destacar

que la transferencia de tensión al hueso de soporte para esta tipología ha sido la

más desfavorable, especialmente para los sectores posteriores. Resulta difícil

concluir que estos resultados sean debidos a los cantilever. El propio Rangert et

al (1989) habiendo teorizado acerca del riesgo biomecánico que suponen los

cantilever en prótesis sobre implantes, también sostuvo que cuando más de dos

implantes comparten la carga que proviene del cantilever , el análisis mecánico

resulta complejo y la analogía estricta con la palanca de clase I no puede

fácilmente aplicarse.

Por otro lado, no existen informes alarmantes sobre los efectos biológicos

adversos significativos relacionados con los cantilever en la literatura odontológica

(Brägger et al, 2001; Romeo et al, 2003; Wennström et al, 2004), de tal forma que

la longitud del cantilever y otros factores asociados con la carga oclusal pueden

resultar menos importantes que fumar y una higiene oral defectuosa (Lindquist et

al, 1996; Lindquist et al, 1997). El artículo de Shackleton et al (1994) relataba

fracaso en casi la mitad de las restauraciones con voladizos mayores de 15mm. al

cabo de 20-80 meses y otros encontraban que las complicaciones mecánico -

técnicas son más frecuentes en los puentes en extensión (Brägger et al, 2001;

Wada et al, 2001; Kreissl et al, 2007; Örtop and Jemt, 2008). Estudios más

recientes con evidencia científica fuerte muestran que comparando prótesis

parciales fijas con voladizo y sin voladizo en 45 pacientes a los 5 años de

evaluación, el cantilever no tuvo influencias en las condiciones periimplantarias


157 - DISCUSIÓN

(Wennström et al, 2004), ni tampoco en la aparición de complicaciones técnicas.

Así mismo, el estudio de Romeo et al (2004), obtuvo unas tasas de supervivencia

semejantes del 94,5 y 96,5% para prótesis fija parcial con voladizo y sin voladizo

respectivamente, al cabo de 7 años, lo que también está en la línea de los

resultados de un metaanálisis sobre prótesis fija parcial con voladizos de poca

extensión que señala tasas estimadas de supervivencia del 94,4 y del 89,1%, a los

5 y 10 años respectivamente (Aglietta et al, 2009). Por otro lado otro estudio no

demostró efectos negativos en la situación del voladizo a mesial o distal, evaluados

radiográfica y clínicamente en prótesis parcial fija a los 4 años de evaluación

(Romeo et al, 2003).


158 - DISCUSIÓN

6.3 Sobre el estrés transmitido y su distribución en

ferulización única en función del material de

recubrimiento

Nuestros resultados muestran que las asimetrías propias del modelo

mandibular, así como las resultantes de la ubicación de los implantes producen

como era de esperar, un reparto no uniforme de las tensiones transferidas a la

izquierda y derecha de la mandíbula. Este hecho es todavía más acusado, para la

prótesis con recubrimiento de resina, para la cual el resultado de estrés

equivalente según Von Mises transferido al implante de situación de canino

izquierdo presenta valores significativamente más bajos que los del implante

homólogo del lado derecho. Cuando se analiza en detalle se observa que, a su

vez, los implantes de las posiciones primer premolar y primer molar izquierdo

tienen valorares de tensión más altos que sus homólogos de la derecha. Este

hecho debe responder sin duda a que la carga de menos que está soportando el

implante del canino izquierdo, las están teniendo que sufrir el del primer premolar y

molar de ese mismo lado.

Además, los resultados en los ensayos realizados sobre el espécimen

recubierto de material cerámico y de resina concuerdan en que en ambos se

obtiene una disminución de los valores de tensión transferidos al implante y al

hueso de soporte cuando la fuerza aplicada pasa de ser perpendicular respecto al

eje longitudinal del implante, a inclinada 6º en sectores posteriores y de 35º en

sectores anteriores, respecto a ese mismo eje. Esta disminución se mantiene en

porcentajes prácticamente idénticos a los obtenidos en los ensayos

correspondientes a la influencia de la ferulización, cuando también la carga pasaba

de ser perpendicular a inclinada, con un promedio de 11,35% para los implantes y

de 11,49% para el hueso de soporte.


159 - DISCUSIÓN

Es interesante observar cómo los porcentajes de disminución de la tensión

transferida al hueso para los dos modelos con prótesis ferulizada, uno con

recubrimiento de cerámica y otro de resina, son extremadamente parecidos, 11,61

y 11,49% respectivamente.

No obstante, cuando se observan las tensiones transmitidas a los implantes,

vemos que éstas son mayores para la tipología que cuenta con el recubrimiento de

resina acrílica que para aquella con recubrimiento de cerámica feldespática. Esto

ocurre para todos los implantes salvo para el implante en situación del canino

izquierdo, cuyos valores son menores, aunque sin diferencias excesivamente

llamativas.

Así mismo, se observa un incremento importante entre la tensión transferida

al hueso de soporte entre ambos especímenes, siendo los valores muy superiores

en el caso de la prótesis con recubrimiento de resina acrílica.

Estos resultados parecen entrar en contradicción con los modelos

matemáticos de Skalak (1983), que concluían que los implantes oseointegrados

mantienen un contacto directo con el hueso de modo que transmiten el estrés o las

ondas de choque aplicados sobre ellos. Por esta razón, el autor defendía el

empleo de dientes artificiales en resinas acrílicas, un material con módulo de

Young bajo, dado que los consideraba capaz de absorber esos impactos.

En esta línea, apoyando las conclusiones del modelo matemático de Skalak,

se han publicado diversos trabajos, como el de Gracis et al (1991) comprobando

in vitro una reducción de la fuerza de impacto alrededor del 50%, cuando el

material restaurativo empleado en prótesis sobre implantes era resina

fotopolimerizable o resina polimerizable por calor y presión y se comparaba con

cerámica y aleaciones de metales nobles.


160 - DISCUSIÓN

Otro estudio reciente también in vitro, empleó un robot capaz de reproducir

los movimientos y las fuerzas masticatorias, para medir las fuerzas transmitidas a

un modelo simulado de hueso perimplantario, cuando se empleaban 4 tipos

diferentes de material oclusal: 3 tipos de resina composite y una cerámica. De

nuevo se comprobó que la cerámica transmitía significativamente mayores fuerzas

que las resinas testadas (Conserva et al, 2009). Finalmente, teniendo ésto en

cuenta, Misch (2009) ha sugerido un protocolo de carga progresivo para los

implantes colocados en hueso de pobre calidad, que contempla el uso inicial de

provisionales de resina, ferulizando los implantes y aprovechándose de las

propiedades físicas de dicho material para de esa forma reducir el estrés.

No obstante y en desacuerdo con lo relatado, la mayor parte de los estudios

mediante Elementos Finitos, algunos con diseños notablemente parecidos al

nuestro (Wang et al, 2002), no han corroborado las teorías de Skalak, relatando

resultados muy semejantes al nuestro.

Destaca el estudio de Papavisilou et al (1996), aunque probablemente sea

el menos específico porque sometía a estudio muchas variables: tipo de mandíbula

edéntula, ausencia de cortical, elementos intramóviles, dirección y magnitud de

carga, etc... así como dos tipos de material de recubrimiento, la cerámica

feldespática y la resina acrílica. Sus resultados no demostraron una diferencia

significativa en la transmisión de tensión al terreno de soporte para ambos

materiales, aunque el ensayo no es exactamente comparable al nuestro, ya que

difieren en las propiedades de los materiales, sobre todo en un mayor coeficiente

de Poisson de la cerámica.

En la misma línea, Çiftçi et al (2001) evaluaron la distribución de estrés,

mediante elementos finitos a la supraestructura metálica de una prótesis fija sobre

dos implantes y un póntico intermedio, para diferentes tipos de recubrimiento

oclusal. Los resultados demostraron que la resina acrílica era la que transfería


161 - DISCUSIÓN

mayores cantidad de estrés a la supraestructura, siendo de los 4 recubrimientos a

ensayo el segundo de Módulo de Young más bajo, mientras que al contrario fue la

cerámica la que determinó menores niveles de estrés en el metal, siendo el

recubrimiento de módulo más alto.

Resultados semejantes se citan en otro estudio de Elementos Finitos

diseñado para determinar la diferencia en la distribución de estrés en el hueso de

soporte, el implante y el pilar, sobre una prótesis de 3 unidades (2 implantes y un

póntico intermedio), cuando se empleaba una aleación de oro, porcelana o resina

(acrílica y composite) como material de restauración. Se aplicó una fuerza estática

de 1N axialmente y luego bucolingualmente sobre el centro del póntico. No se

encontraron diferencias significativas en el estrés máximo equivalente entre los

cuatro materiales y de hecho los mayores incrementos de estrés con las resinas

fueron encontrados en el implante y el pilar bajo carga estática axial (lo cual se

consideró importante dado que las cargas intraorales son predominantemente

axiales) . Este hecho llevó a los autores a concluir que no se podía considerar un

efecto mecánico protector de las resinas (Stegariou et al, 1998)

Más recientemente otro estudio de Elementos Finitos evaluó, al igual que

nosotros, la influencia de la ferulización y el material de restauración en la

transmisión de estrés a hueso de baja densidad. Realizaron un modelo en 3

dimensiones de un bloque de hueso, sobre el que modelizaron dos implantes

cilíndricos. Se evaluó el máximo estrés equivalente sobre el hueso, cuando se

aplicaba una carga estática vertical y luego horizontal de 1N, sobre el centro de

cada corona, simulada en resina, porcelana y aleación de oro y cuando además

las coronas se ferulizaban o no a la adyacente. Los resultados numéricos

demostraron que para las coronas unitarias no se encontraban diferencias

significativas para los diferentes materiales, tanto para la carga vertical como


162 - DISCUSIÓN

horizontal, en lo referente al estrés máximo equivalente transferido al hueso. Sin

embargo al ferulizar las coronas, se veía notablemente reducido el estrés ante la

aplicación de cargas horizontales, especialmente cuando el material de la corona

era oro y cerámica y no para la resina. Estos resultados llevaron a concluir a los

autores que en caso de hueso de baja calidad, resulta adecuado la ferulización de

implantes y el uso de materiales de restauración relativamente rígidos (Wang et al,

2002).

Sergötz (1997) analizó la distribución del estrés de una prótesis fija

mandibular de arcada completa sobre 6 implantes, en función de 3 diferentes

superficies de oclusión (resina, composite y por pocelana) y 4 distintas

supraestructuras protésicas (oro, plata-paladio, cromo-cobalto y aleación de

titanio). Una carga total de 172N fue distribuida sobre el total de la superficie

oclusal del modelo. El estrés generado fue calculado sobre la superficie oclusal, la

supraestructura, los tornillos de retención de la prótesis, implantes y hueso cortical

y esponjoso de soporte. Los resultados demostraron que el empleo de

supraestructuras en materiales de bajos módulos de elasticidad no suponía una

diferencia sustancial en los patrones de distribución ni en los valores del estrés

transferido al hueso cortical y esponjoso soporte de los implantes y sin embargo si

que producían, para estos materiales, una mayor concentración de estrés a nivel

de los tornillos de soporte y por tanto aumentaban el riesgo de fracaso de la

prótesis.

Para las condiciones de carga a estudio, la combinación óptima de

materiales desde el punto de vista biomecánico resultó ser el cromo cobalto y la

cerámica, lo que en general concuerda con nuestros datos y con el reciente

ensayo de Assunçao et al (2010), en el que intentaron determinar, mediante un

modelo de elementos Finitos, la influencia de diversos materiales y desajustes en

la transferencia de estrés sobre una corona unitaria sobre implantes. Sus


163 - DISCUSIÓN

resultados demostraron que el uso de materiales de alto módulo de elasticidad

(porcelana/titanio, porcelana/circonio) en la corona prótesica resultaba

biomecánicamente más conveniente comparado con aquellos de módulo menor

(aleación de oro, composite modificado con resina), lo cual está en concordancia

con los nuestros.

Como hemos señalado, nuestros datos están en general de acuerdo o en

concordancia con los trabajos de diferentes autores que señalan mayor estrés

transmitido al terreno de soporte con el uso de resina que con el empleo de

cerámica o por lo menos no diferencias significativas; este hecho, en principio en

contradicción con la ciencia empírica merece una explicación o aclaración.

Un modulo elástico es un tipo de constante elástica que relaciona una

medida referente a la tensión y una medida referente a la deformación. Cuando a

un material como el hueso, el titanio, la cerámica, la resina etc... le asignamos un

Módulo de Young estamos dando información asociada directamente con los

cambios de longitud (deformación longitudinal) que experimentan dichos

materiales cuando están sometidos a la acción de esfuerzos (en nuestro caso de

compresión). Por esa razón se le llama también módulo elástico longitudinal. Para

un sólido con un módulo de Young de valor numérico relativamente alto

(porcelana) la deformación causada por una tensión dada será menor en

comparación a un sólido de E de valor más pequeño (resina). Por otra parte,

cuando un cuerpo se acorta por efecto de una compresión, se alarga en la

dirección perpendicular a dicha compresión. La relación entre la deformación

longitudinal y la deformación transversal se denomina coeficiente de Poisson. Por

ejemplo el coeficiente de Poisson del corcho está cerca de 0, el de la mayoría de

los aceros está alrededor de 0.3, y el del caucho es casi 0.5.


164 - DISCUSIÓN

En este punto es interesante recordar las propiedades de los materiales que

hemos asignado durante el diseño del estudio para la cerámica feldespática y la

resina acrílica y que quedan recogidas en la siguiente tabla.

Material Módulo de Young (MPa) Módulo de Poisson (µ)

Porcelana Feldespática 68.9 x 10³ 0,28

Resina Acrílica 2 x 103 0,35

Tabla XII. Módulo de Young y Módulos de Poisson considerados para la porcelana feldespática y la resina acrílica, en muestro ensayo

Un modulo de Young pequeño combinado con un módulo de Poisson alto,

como es el caso del que hemos asignado a la resina acrílica, hacen que el material

se deforme mucho y precise poca energía para alcanzar esa deformación. Como

consecuencia, dependiendo de su grosor absorberá poca carga. Por lo tanto, la

teoría de Skalak puede ser correcta y un material con módulo de elasticidad más

bajo debiera ser más eficaz que otro con un módulo más alto a la hora de absorber

el “shock” ante la aplicación de una fuerza de impacto, pero siempre y cuando se

cumpla que su coeficiente de Poisson sea igual o inferior. En nuestro caso nuestro

material cerámico se deforma menos pero consume más energía al deformarse

(mayor parte de la carga aplicada se emplea en deformarla). Por ese mismo motivo

ha ocurrido que en la prótesis con recubrimiento de resina, tanto los implantes

como el hueso salen mecánicamente peor parados, puesto que la cantidad de

carga asumida por la prótesis ha sido menor y consecuentemente la transferida al

terreno de soporte mayor.

Sin embargo, los resultados de un estudio reciente de Achour et al (2011)

contradicen esta teoría. Este autor y sus colaboradores desarrollaron un modelo

de Elementos Finitos en el que sometían a comparación el estrés transferido al

terreno de soporte por una prótesis unitaria sobre implantes convencional


165 - DISCUSIÓN

(constituido por implante Branemark de 4.8 x 8mm. de titanio, pilar de titanio,

retenedor de aleación de cromo cobalto y recubrimiento mediante cerámica

feldespática) y otra con los mismos componentes, salvo un material elástico

( silicona con un modulo de Young de 0.006 y un coeficiente de Poisson de 0,49)

situado entre el retenedor y el pilar protésico. Se consideró a todos los materiales

isotrópicos y de elasticidad lineal. El implante se colocó en una hemimandíbula

modelada y las condiciones de contorno que se establecieron fueron la de cero

desplazamiento, fuerza vertical de 10Mpa, bucolingual de 3Mpa y mesiodistal de 3

Mpa. Sus resultados les llevaron a concluir que ambos modelos presentaban una

distribución cualitativa de estrés muy similar, a nivel del hueso cortical en la

interfase hueso implante, con una disminución significativa de los valores de

tensión para el modelo con la barrera elástica. Si se someten los resultados a

análisis, se descubre que las tensiones en los dos modelos a ensayo resultan muy

parecidas. Por otro lado, el artículo determina para la silicona, que genera la

barrera elástica, un grosor de 0.5mm, que queda asimilado en el volumen del

grosor de metal. El trabajo no especifica el grosor de dicho retenedor, pero habrá

que asumir una diferencia entre uno y otro de precisamente esos 0.5mm. y las

implicaciones que de ello se derive en la transferencia de tensión. En conclusión

este trabajo contradice la teoría expuesta anteriormente de que un material que

cuenta con un modulo de Young pequeño combinado con un módulo de Poisson

alto sea capaz de absorber poca carga, por lo que nuestra explicación, que de ella

se derivaba, para el aumento de la tensión transferida al terreno de soporte que

hemos recogido en nuestros resultados sobre la prótesis con recubrimiento de

cerámico pudiera no ser plausible.


166 - DISCUSIÓN


167 - DISCUSIÓN

7 - CONCLUSIONES


168 - CONCLUSIONES

De acuerdo con los resultados obtenidos y teniendo en cuenta las limitaciones

que este tipo de ensayos tienen, podemos deducir las conclusiones siguientes:

1. En nuestro ensayo, la ferulización en un único tramo de una prótesis fija

mandibular soportada por seis implantes, e independientemente de la dirección

de la carga oclusal, es la opción que menor tensión trasmite a los implantes y la

segmentada en tres tramos la que mayor tensión transfiere.

2. A nivel óseo, sin embargo, la ferulización de arcada mandibular en tres tramos

es la que muestra la menor transferencia de tensión al hueso periimplantario, con

mayor magnitud para la ferulización en dos tramos, se considere la dirección de

carga que se considere.

3. La transferencia de carga se distribuye invariablemente para las tres tipologías,

sea en carga axial o no axial, sobre la zona de la cresta del hueso perimplantario

y con valores superiores para los implantes posteriores en comparación con los

anteriores.

4. De acuerdo a nuestros datos, de las tres opciones de ferulización mandibular,

la de tramo único es la que permite una mejor distribución de la carga a los

implantes y sin embargo la segmentada en tres tramos es la que consigue una

mejor distribución de los sobreesfuerzos en las zonas de hueso que alojan a los

distintos implantes.

5. Desde el punto de vista biomecánico, en nuestro ensayo, la tipología más

desfavorable de una prótesis fija mandibular sobre 6 implantes es la de dos

segmentos con división en la línea media y extensiones a mesial.


169 - CONCLUSIONES

6. Para uno u otro tipo de ferulización e independientemente de si la carga es

axial o no, el implante en posición 3.4 (primer premolar izquierdo) es el que

mayor estrés soporta de todos los implantes, mientras que es el hueso

periimplantario que rodea al implante de situación 4.6 (primer molar derecho) el

que mayor tensión recibe.

7. Según nuestros datos, la dirección de la carga oclusal no es un factor de

influencia significativa en la magnitud y distribución del estrés a implantes y

hueso periimplantario, sea para uno u otro tipo de ferulización, aunque se

constata un pequeño aumento bajo carga axial.

8. En nuestro estudio e independientemente de la dirección de la carga oclusal, el

material de recubrimiento protésico de resina es el que se relaciona con la

transmisión de mayor cantidad de estrés al terreno de soporte sea implantes o

hueso periimplantario en comparación al material cerámico.

9. El tipo de material de recubrimiento protésico sea resina o porcelana, no

influye en la localización ósea de la tensión, que siempre es en la zona crestal

periimplantaria, ni en la localización y distribución en implantes, que siempre es

tanto en posteriores como en anteriores, aunque con mayor estrés en posteriores

y más cuando el material es acrílico.

10. En nuestro ensayo, el uso de materiales de bajo módulo de elasticidad para

recubrimiento protésico de una prótesis fija mandibular de arcada completa

soportada por seis implantes no supone una disminución, sino todo lo contrario,

un aumento de la tensión transferida al terreno de soporte, ya sea bajo carga

axial como no axial.


170 - CONCLUSIONES

11. De acuerdo con los resultados obtenidos es posible admitir la hipótesis

planteada de: “La ferulización de seis implantes osteointegrados mediante una

prótesis fija mandibular de un único tramo, es más favorable que en varios

tramos, en relación con el estrés transmitido al terreno de soporte”, cuando el

terreno de soporte son los implantes y rechazarla cuando se trata de hueso

periimplantario.

12. Nuestros datos no nos permiten admitir la hipótesis inicial de: “El uso de

materiales que presentan comportamiento elástico y bajo módulo de elasticidad,

en la fabricación de una prótesis fija mandibular de arcada completa, son más

favorables en relación con el estrés transmitido al terreno de soporte”, y debemos

rechazarla.


171 - CONCLUSIONES


172 - CONCLUSIONES

8 - BIBLIOGRAFÍA


173 - BIBLIOGRAFÍA

• Abdel-Latif HH, Hobkirk JA, Kelleway JP. Functional Mandibular Deformation in

edentulous subjects treated with dental implants. Int J Prosthodont 2000;

13:513-9.

• Achour T, Merdji A, Bouiadjra BB, Serier B, Djebbar N. Stress distribution in dental

implant with elastomeric stress barrier. Mat Des 2011; 32:282-90

• Adell R, Lekholm U, Rockler B, Bränemark PI. A 15 year study of osseointegrated

implants in the treatment of the edentolous jaws. Int J Oral Surg 1981;

10:387-416.

• Aglietta M, Lorio Siciliano V, Zwahlen M, Brägger U, Lang NP, Salvi GE. A

systematic review of the survival and complication rates of implant-supported

fixed partial dentures with cantilever extensions under an observation period of at

least 5 years. Clin Oral Implants Res 2009; 5:441-51.

• Ahlberg JP, Kovero OA, Hurmerinta KA, Zepa I, Nissinen MJ, Kononen MH.

Maximal bite force and its association with signs and symptoms of TMD,

occlusion, and body mass index in a cohort of young adults. Cranio 2003;

21:248-52

• Ahlquist J, Borg K, Gunne J, Nilson H, Olsson M, Astrand P. Osseointegrated

implants in edentolous jaws: a 2 year longitudinal study. Int J Oral Maxillofac

Implants 1990; 5:155-63.

• Akca K, Çehreli M, Iplikcioglu H. A comparison of three-dimensional finite element

stress analysis with in vitro strain gauge measurements on dental implants. Int J

Prosthodont 2002; 15:115-21

• Akça K, Iplikcioglu H. Finite element stress analysis of the influence of staggered

versus straight placemnet of dental implants. Int J Oral Maxillofac Implants 2001;

16:722-30.

• Akkus O, Polyakova-Akkus A, adar F, Schaffler MB. Aging of microstructural

comparyments in human compact bone. J Bone Miner Res 2003; 18:1012-19

• Albrektsson T. Repair of bone grafts. J Plast Reconstr Surg 1980; 14:1.


174 - BIBLIOGRAFÍA

• Albrektsson T. Respuesta del Tejido óseo. In: Branemark PI, Zarb GA,

Albrektsson T. Prótesis tejido integradas. La oseointegración en la odontología

clínica. Barcelona: Quintessence, 1999: 129-144

• Albrektson T, Berglundh T, Lindhe J. Oseointegración: antecedentes históricos y

conceptos actuales. In: Lindhe J. Periodontología Clínica e Implantología

Odontológica. Buenos Aires: Médica Panamericana, 2008: 845-857

• Albrektsson T, Sennerby L. State of the art in oral implants. J Clin Periodontol

1991; 18:474-81.

• Albrektson T, Wennerberg A. Oral implant surfeces part I - review focusing on

topographic and chemical properties of different surfaces and in vivo responses to

them. Int J Prosthodont 2004; 17:536-43.

• Albrektsson T, Zarb GA, Worthington P et al. The long term efficacy of currently

used dental implants: a review and proposed criteria of success. Int J Oral

Maxillofac Implants 1986; 1:11-25.

• Alonso AA, Albertini JS, Bechelli AH. Oclusión y Diagnóstico en rehabilitación oral.

Buenos Aires: Editorial Médica Panamericana, 2005: 470 - 511

• Anusavice KJ. Phillips: La ciencia de los materiales dentales. Madrid: Elsevier,

2004

• Assunçao WG, Barao VA, Tabata LF, de Sousa EA, Gomes EA, Delben JA.

Comparison between complete denture and implant-retained overdenture: effect

of different mucosa thickness and resilency on stress distribution. Gerodontology

2009; 26:273-81

• Assunçao WG, Gomes EA, Barao VA, Delben JA, Tabata LF, de Sousa EA. Effect

of superstructure materials and misfit on stress distribution in a single implant

supported prosthesis: a finite element analysis. J Craniofac Surg 2010; 21:689-95

• Bahat O. Treatment planning and placement of implants in the posterior maxilla:

Report of 732 consecutive Nobel-Pharma implants. Int J Oral Maxillofac Implants

1993; 8:151-61.


175 - BIBLIOGRAFÍA

• Baiamonte T, Abbate MF, Pizzarello F, Loozada J, James R. The experimental

verification of the efficacy of finite element modeling to dental implant systems. J

Oral Implantol 1996; 22:104-6

• Balshi TJ. Oportunity to prevent or resolve implant complications. Implant Soc

1990; 1:6-9.

• Balshi TJ, Wolfinger GJ. Two implant supported single molar replacement:

interdental space requeriments and comparisonto alternative options. Int J Perio

Rest Dent 1997; 17:426-35.

• Barao VA, Assunçao WG, Tabata LF, Delben JA, Gomes EA, de Sousa EA,

Rocha EP. Finite element analysis to compare complete denture and implant-

retained overdentures with different attachment systems. J Craniofac Surg 2009;

20:1066-71

• Barbier L, Vander Stolen J, Krzesinski G, Schepers E, Van der Perre G. Finite

element anaylisis of non axial versus axial loading of oral implants in the mandible

of the dog. J Oral Rehabil 1998; 25:847-58

• Baumeister T, Avallone EA. Mark´s standard handbook of mechanical engineers.

Nueva York: McGraw-Hill, 1978

• Bentolia V, Fyhrie DP, Drumb R, Skerry TM, Schaffler MB. Intracortical remodeling

in adult rat long bones after fatigue loading. Bone 1998; 23:275-81

• Bergkvist G, Simonsson K, Rydberg K, Johansson F, Derand T. A finite element

analysis of stress distribution in bone tissue surrounding uncoupled or splinted

dental implants. Clin Implant Dent Relat Res 2008; 10:40-6

• Bertram J, Swartz S. The law of bone transformation. A case of crying wolff?. Biol

Rev Camb Philos Soc 1991; 66:245-73

• Bevilacqua M, Tealdo T, Pera F, Menini M, Mossolov M, Drago C, Pera P. Three -

dimensional finite element analysis of load transmission using different implant

inclinations and cantilever lenghts. Int J Prosthodont 2008; 21:539- 42

• Bidez MW. Biomechanics: the keystone of treatment planning in osseointegration.

Dent Implantol Update 1994; 5: 81-4.


176 - BIBLIOGRAFÍA

• Bidez M, McLoughlin S, Lemons JE. FEA investigations in plate-form dental

implant design. In: Proceedings of the First World Congress of Biomechanics. San

Diego: SC, 1990

• Bidez MW, Misch CE. The biomechanics of interimplant spacing. In: Proceedings

of the 4th International Congress of Implants and Biomaterials in Stomatology.

Charleston: SC, 1990

• Bidez MW, Misch CE. Force transfer in implant dentistry: basic concepts and

principles. Oral Implantol 1992; 18:264-74.

• Bidez MW, Misch CE. Issues in bone mechanics related to oral implants. Implant

Dent 1992; 1:289-94.

• Block MS, Kent JN. Factors associated with soft and hard tissue compromise of

endosseous implants. J Oral Maxillofac Surg 1990; 48:1153-60.

• Bonnet AS, Postaire M, Lipinski P. Biomechanical study of mandible bone

supporting a four-implant retained bridge finite element analysis of the influence of

bone anisotropy and foodstuff position. Med Eng Phys 2009; 31:806-15

• Boskey AL, Wright TM, Blank RD. Collagen and bone strenght. J Bone Miner Res

1999; 14:330-3

• Borchers L, Reichart P. Three dimensional dimensional stress distribution around

dental implants at different stages of interface development. J Dent Res 1994;

62:155-9.

• Bränemark PI. Osseointegrated implants in the treatment of edentolous jaws.

Experience from a 10 year period. Scand J Plast Reconstr Surg 1977; 11:105-15.

• Bränemark PI, Engstrand P, Ohmell LO et al. Branemark novum. A new concept

for rehabilitation of the edentolous mandible. Preliminary results from a

prospective clinical follow up study. Clin Impl Dent Related Res 1996; 1:2-16

• Bränemark PI, Hansson BO, Adell R, Breine U, Lindström J, Hallén O, Öhman A.

Osseointegrated implants in the treatment of the edentolous jaw. Experience from

a 10 year period. Scand J Plast Reconstr Surg 1977; 16:1-132


177 - BIBLIOGRAFÍA

• Bränemark PI, Svensson B, van Steeberghe D. Ten year survival rates of fixed

prostheses on four or six implants ad modum Branemark in full edentulism. Clin

Oral Implants Res 1995; 6:227-31

• Brosh T, Pilo R, Sudai D. The influence of abutment angulation on strains and

streses along the implant-bone interface: comparison between two experimental

techniques. J Prostet Dent 1998; 79:328-34

• Brunski JB. Biomaterials and biomechanics in dental implant design. Int J Oral

Maxillofac Implants 1988; 3:85-97

• Brunski JB, Moccia AF, Pollack SR et al. The influence of functional use of

endosseous implants on the tissue implant interface II. Clinical aspects. J Dent

Res 1980; 58:1970

• Burr DB, Martin RB. Calculating the probability that microcraks initiate resorption

spaces. J Biomech 1993; 26:613-16

• Burr DB, Martin RB, Schaffler MB, Radin EL. Bone remodeling in response to in

vivo fatigue microdamage. J Biomech 1989; 22:231-44

• Burr DB, Miller L, Grympas M, et al. Tissue mineralization is increased following 1

year treatment with high doses of biphosphonates in dogs. Bone 2003; 33:960-9

• Cahoon P, Hannam AG. Interactive modeling environment for craneofacial

reconstruction. Visual data exploration and analysis. SPIE Proc 1994;

2178:206-15

• Caldas D, Michielon S, de Andrade S, Sadami R. Bruxism and voluntary maximal

bite force in young dentate adults. Int J Prosthodont 2005; 18:328-32.

• Campagni WV. The final touch in the delivery of a fixed prosthesis. CDA J 1984;

12:21-9

• Carlsson GE, Haraldson T. Functional response. In: Bränemark PI, Zarb G ,

Albrektsson T. Tissue Integrated prostheses. Chicago: Quintessence, 1986:

155-163

• Carlsson GE, Kronstrom M, de Baat C. A survey of the use of mandibular implant

overdentures in 10 countries. Int J Prosthodont 2004; 17:211-17.


178 - BIBLIOGRAFÍA

• Carr AB, Laney WR. Maximum occlusal forces in patients with osseointegrated

oral implant prostheses and patients with complete dentures. Int J Oral Maxillofac

Implants 1987; 2:101-8

• Carr AB, Stewart RB. Full arch implant framework casting accuracy: preliminary in

vitro observation for in vivo testing. J Prosthodont 1993; 2:2-8

• Cebrián Carretero JL, Carrascal Morillo MT, Vincent Fraile G, Ortiz de Artiñano F.

Estudio biomecánico experimental del sistema músculo esquelético masticatorio.

Aplicaciones para el estudio de la osteosíntesis. Rev Esp Cir Oral y Maxilofac.

2009; 31:39-45

• Celleti R, Pameijer CH, Brachetti G, Donath K, Persichetti G, Visani I. Histologic

evaluation of osseointegrated implants restores in nonaxial functional occlusion

with preangled abutments. Int J Periodontics Restorative Dent 1995; 15:563-73

• Chen DC, Lai YL, Chi LY, Lee SY. Contributing factors of mandibular deformation

during mouth opening. J Dent 2000; 28:583-8.

• Choy E, Kydd WL. Bite force duration: a diagnostic procedure for mandibular

dysfunction. J Prosthet Dent 1988; 60:365-8.

• Christie TE. Patrones cefalométricos de adultos en oclusiones normales.

Ortodoncia Clínica 2000; 3:44-50

• Chun HJ, Park DN, Han CH, Heo SJ, Koak IJ. Stress distributions in maxillary

bone surrounding overdenture implants with different overdenture attachments. J

Oral Rehabil 2005; 32:193-205

• Ciftçi Y, Canay S. Stress distribution on the metal framework of the implant-

supported fixed prothesis using different venneering materials. Int J Prosthodont.

2001; 14:406-11

• Cleland NL, Ismail YH, Zaki HS, Pipko D. Three dimensional finite element stress

analysis in and around the screw-vent implant. Int J Oral Maxillofac Implants

1991; 6:391-8


179 - BIBLIOGRAFÍA

• Cleland NL, Papazolgou E, Carr AB, Gilat A. Comparissons of strains transferred

to a bone simulant among implant ovedenture bars with various levels of misfits. J


• Cointry GR, Capozza RF, Ferreti JL, Frost HM. Hacia un diagnóstico

antropométrico de las osteopenias y un diagnóstico biomecánico de las

osteoporosis. Medicina 2003; 63:737-47

• Conserva E, Menini M, Tealdo T, Bevilacqua M, Ravera G, Pera F, Pera P. The

use of masticatory robot to analyze the shock absorption capacity of different

restorative materials for porsthetic implants: A preliminary report. Int J Prosthodont

2009; 22:53-5

• Cox JF, Zarb GA. The longitudinal clinical efficacy of osseointegrated dental

implants: a 3 year report. Int J Oral Maxillofac Implants 1987; 2:91-100.

• Craig RG. Restorative dental materials. St Louis: Mosby, 1989

• Curtis DA, Sharma A, Finzen FC, Kao TR. Occlusal considerations for implant

restorations in the partially edentolous Patient. J Calif Dent Assoc 2000; 28:771-9

• Daas M, Dubois G, Bonnet AS, Lipinski P, Rignon-Bret C. A complete finite

element model of a mandibular implant-retained overdenture with two implants:

Comparison between rigid and resilent attachment configurations. Medical

Engineering and Physics 2008; 30:218-25

• Daegling DJ, Hylander WL. Biomechanics of torsion in the human mandible. Am J

Phys Anthropol 1998; 105:73-87

• Davidoff SR. Restorative based treatment planning: determining adequate support

for implant retained fixed restorations. Implant Dent 1996; 5:179-84

• Duyck J, Van Oosterwyck, Vander Stolen J, De Cooman M, Puers R, Naert I.

Magnitude and distribution of occlusal forces on oral implants supporting fixed

prostheses:an in vivo study. Clin Oral Implants Res 2000; 11:465-75

• Duyck J, Naert I. Failure of oral implants. Etiology, symptons and influencing

factors. Clin Oral Investig 1998; 2:102-14


180 - BIBLIOGRAFÍA

• Easer A, Akça K, Eckert S, Cehreli MC. Nonlinear finite element analysis versus

ex vivo strain gauge measurements on inmediately loaded implants. Int J Oral


• Ekici B. Numerical analysis of a dental implant system in three-dimension. Adv

Engin Soft 2002; 33:109-13.

• el Ebrashi MK, Craig RG, Peyton FA. Experimental stress analysis of dental

restorations VII. Structural design and stress analysis of fixed partial dentures. J

Prost Dent 1970; 23:177-86

• Engelman MJ. Oseointegración. Diagnóstico clínico y alternativas restauradoras.

Barcelona: Quintessence, 1998

• English CE. Biomechanical concerns with fixed partial dentures involving

implants. Implant Dent 1993; 2:221-42

• Eskitascioglu G, Usumez A, Sevimay M et al. The influence of occlusal loading

location on stresses transferrred to implant - supported prostheses and supporting

bone: A 3 - dimensional finite element study. J Prosthet Dent 2004; 91:144-50.

• Falk J, Laurell L, Lundgren D. Occlusal interferences and cantilever joint stress in

implant supported prostheses occluding with complete dentures. Int J Oral


• Ferreti JL. Biomechanical properties of bone. In: Genant HK, Guglielmi G, Jergas

M. Bone densitometry and osteoporosis. Berlin: Springer, 1998:143-61

• Freine JS, Lund JP. Measuring chewing ability in randomizad controled trials with

edentolous populations wearing implant protheses. J Oral Rehabil 2006;

33:301-8.

• Frost HM. Mathematical elements of bone remodelling. Springfield: Charles C

Thomas Publisher, 1964.

• Frost HM. A determinat of bone architecture: the minimun effective strain. Clin

Orthop Relat Res 1983; 175:286-92

• Frost HM. Mechanical adaptation. Frost´s Mechanostat Theory. En: Martin RB,

Burr DB. Structure, function and adaptation of compact bone. Nueva York: Raven

Press, 1989


181 - BIBLIOGRAFÍA

• Frost HM. Bone mass and the mechanostat: a proposal. Anat Rec 1987; 219:

1-9.

• Frost HM. Bone´s Mechanostat: a 2003 Update. Anat Rec 2003; 275A:1081-101

• Frost HM. Structural adaptations to mechanical usage (SATMU). Redefining

Wolff`s Law: The bone remodeling problem. Anat Rec 1990; 226:403-13

• Frost HM. The Utah Paradigm of skeletal physiology: An overview of its insights

for bone, cartilage and collagenous tissue organs. J Bone Minern Metab 2000;

18:305-9

• Geng JP, Tan KB, Liu GR. Application of finite element analysis in implant

dentistry: a review of literature. J Prosthet Dent 2001; 5:585-98.

• Geramy A, Morgano SM. Finite element analysis of three designs of an implant-

supported molar crown. J Prosthet Dent 2004; 92:434-40

• Geramy A, Adibrad M, Sahabi M. The effects of splinting periodontally

compromised removable partial denture abutments on bone stresses: a three -

dimensional finite element study. J Dent Sci 2010; 1:65-72

• Gere JM. Mecánica de Materiales. México DF: Thomson, 2006

• Glantz PO, Rangert B, Svensson A, et al. On clinical loading of osseointegrated

implants. A methodological and clinical study. Clin Oral Implants Res 1993;

42:241-9

• Gómez M, Celemín A, López J, Del Río J. Coronas implantosoportadas:

¿individualizar o Ferulizar?. Av Periodon Implantol 2007; 1:11-8

• Goodacre CJ, Bernal G, Rungcharassaeng K et al. Clinical complications in fixed

prostheses. J Prosthet Dent 2003; 90:31-41.

• Gotfredsen K, Berglundh T, Lindhe J. Bone reactions adjacent to titanium implants

subjected to static load. A study in the dog. Clin Oral Implant Res 2001; 12:552-8

• Gracis SE, Nicholls JI, Chalupnik JD, Youdelis RA. Shock-absorving behavior of

five restorative materials used in implants. Int J Prosthodont 1991; 4:282-91

• Graf H. Bruxism. Dent Clin North Am 1969; 13:659-665

• Graf H, Grassel H, Aeberhard HJ. A method for the measurement of occlusal

forces in three directions. Helv Odont Scand 1974; 18:7-11.


182 - BIBLIOGRAFÍA

• Greco GD, Jansen WC, Landre Junior J, Seraidarian PI. Stress analysis on free-

end distal extension of an implant-supported mandibular complete denture. Braz

Oral Res 2009; 23:182-9

• Gross MD. Oclussion in implant dentistry. A review of the literature of prosthetic

determinants and current concepts. Australian Dent J 2008; 53:60-8

• Grossman Y, Finger IM, Block MS. Indications for splinting implant restorations. J

Oral Maxillofac Surg 2005; 63:1642-52.

• Guan H, van Staden R, Loo YC, Johnson N, Ivanoski S, Meredith N. Influence of

bone and dental implant parameters on stress distribution in the mandible: a finite

element study. Int J Oral Maxillofac Implants 2009; 24:866-76

• Guckes AD, Scurria MS, Shugars DA. A coneptual framework for understanding

outcomes of oral implant therapy. J Prosthet Dent 1996; 75:633-9

• Guichet DL, Yoshinobu D, Caputo AA. Effects of splinting and interproximal

contact tightness on load transfer by implants restorations. J Prosthet Dent 2002;

87:528-535.

• Ham AW. Some histophysiological problems peculiar to calcified tissue. J Bone

Joint Surg Am 1952; 34:701-28

• Hansson S, Ekestubbe A. Area moments of inertia as a measure of the mandible

stiffness of the implant patient. Clin Oral Implant Res 2004; 15:450-8

• Haroldson T, Carlsson GE. Bite force and oral function in patients with

osseointegrated oral implants. Scand J Dent Res 1977; 85:200-208

• Haroldson T, Zarb GA. A 10 year follow up study of the masticatory system after

treatment with osseointegrated implants bridges. Scand J Dent Res 1988;

96:243-52

• Hazelwood SJ, Martin RB, Rashid MM, Rodrigo JJ. A Mechanistic model for

internal bone remodeling exhibits different dynamic responses in disue and

overload. J Biomech 2001; 34:299-308

• Hedia HS, Mahmoud NA. Design optimization of functionally graded dental

implant. Biomed Mater Eng 2004; 14:133-43.


183 - BIBLIOGRAFÍA

• Heitz-Mayfield LJ, Schmid B, Weigel C et al. Does excessive oclussal load affect

osseointegration? An experimental study in the dog. Clin Oral Implant Res 2004;

15:259-68.

• Himmlová L, Dostálová T, Kácovský A, Konvicková S. Influence of implant length

and diameter on stress distribution: a finite element analysis. J Prosthet Dent.

2004; 91:20-5

• Hobkirk JA, Schwab J. Mandibular deformation in subjects with oseointegrated

implants. Int J Oral Maxillofac Implants 1991; 6:56-66

• Holmes DC, Loftus JT. Influence of bone quality on stress distribution for

endosseus implants. J Oral Implantol 1997; 23:104-11.

• Holmgren EP, Seckinger RJ, Kilgren LM, Mante F. Evaluating parameters of

osseointegrated dental implants using finite element analysis - a two dimensional

comparative study examinig the effects of implant diameter, implant shape and

load direction. J Oral Implantol 1998; 24:80-8.

• Hoshaw SJ, Brunski JB, Cochran GV. Mechanical loading of Branemark implants

affects interfacial bone modeling and remodeling. Int J Oral Maxillofac Implants.

1994; 9:345-60

• Hylander WL. Mandibular function in Galago crassicaudatus and Macaca

fasicularis: an in vivo approach to stress analysis. J Morphol 1979; 159:253-8.

• Ihde S, Goldmann T, Himmvola L, Aleksic Z. The use of finite element analysis to

model bone-implant contact with basal implants. Oral Surg Oral Med Oral Pathol

Oral Radiol Endod 2008; 106:863-72.

• Ikebe K, Matsuda K, Morii K, Furuya-Yoshinaka M, Nokubi T, Renner R.

Association of masticatory performance with age, posterior occusal contacts,

oclussal force, and salivary flow in older adults. Int J Prosthodont 2006;

19:475-81.

• Iplikcioglu H, Akca K. Comparative evaluation on the effect of diameter, length and

number of implants supporting three - unit fixed partial prostheses on stress

distribution in the bone. J Dent 2002; 30:41-6.


184 - BIBLIOGRAFÍA

http://www.ncbi.nlm.nih.gov/sites/entrez?Db=pubmed&Cmd=Search&Term=%22Himmlov%C3%A1%20L%22%5BAuthor%5D&itool=EntrezSystem2.PEntrez.Pubmed.Pubmed_ResultsPanel.Pubmed_DiscoveryPanel.Pubmed_RVAbstractPlus




http://www.ncbi.nlm.nih.gov/sites/entrez?Db=pubmed&Cmd=Search&Term=%22Dost%C3%A1lov%C3%A1%20T%22%5BAuthor%5D&itool=EntrezSystem2.PEntrez.Pubmed.Pubmed_ResultsPanel.Pubmed_DiscoveryPanel.Pubmed_RVAbstractPlus

http://www.ncbi.nlm.nih.gov/sites/entrez?Db=pubmed&Cmd=Search&Term=%22Dost%C3%A1lov%C3%A1%20T%22%5BAuthor%5D&itool=EntrezSystem2.PEntrez.Pubmed.Pubmed_ResultsPanel.Pubmed_DiscoveryPanel.Pubmed_RVAbstractPlus

http://www.ncbi.nlm.nih.gov/sites/entrez?Db=pubmed&Cmd=Search&Term=%22K%C3%A1covsk%C3%BD%20A%22%5BAuthor%5D&itool=EntrezSystem2.PEntrez.Pubmed.Pubmed_ResultsPanel.Pubmed_DiscoveryPanel.Pubmed_RVAbstractPlus

http://www.ncbi.nlm.nih.gov/sites/entrez?Db=pubmed&Cmd=Search&Term=%22K%C3%A1covsk%C3%BD%20A%22%5BAuthor%5D&itool=EntrezSystem2.PEntrez.Pubmed.Pubmed_ResultsPanel.Pubmed_DiscoveryPanel.Pubmed_RVAbstractPlus

http://www.ncbi.nlm.nih.gov/sites/entrez?Db=pubmed&Cmd=Search&Term=%22Konvickov%C3%A1%20S%22%5BAuthor%5D&itool=EntrezSystem2.PEntrez.Pubmed.Pubmed_ResultsPanel.Pubmed_DiscoveryPanel.Pubmed_RVAbstractPlus

http://www.ncbi.nlm.nih.gov/sites/entrez?Db=pubmed&Cmd=Search&Term=%22Konvickov%C3%A1%20S%22%5BAuthor%5D&itool=EntrezSystem2.PEntrez.Pubmed.Pubmed_ResultsPanel.Pubmed_DiscoveryPanel.Pubmed_RVAbstractPlus

• Isidor F. Loss of osseointegration caused by occlusal load of oral implants. A

clinical and radiographic study in monkeys. Clin Oral Implants Res 1996;

7:143-52.

• Jaffin R, Berman C. The excesive loss of Bränemark fixtures in Type IV bone: a 5

year analysis. J Periodontol 1991; 62:2-4.

• Jemt T. Failures and complications in 391 consecutively inserted fixed prostheses

supported by Bränemark implants in edentolous jaws: a study of treatment from

the time of prosthesis placement to the first annual checkup. Int J Oral Maxillofac

Implants 1991; 6:270-6

• Jemt T. In vivo measuraments of precision of fit involving implant supported

prostheses in the edentolous jaw. Int J Oral Maxillofac Implants 1996; 11:151-8

• Jemt T, Lie A. Accuracy of implant supported prostheses in the edentolous jaw.

Analysis of precision of fit between cast gold alloy frameworks and master cast by

means of a 3 dimensional photogrammetric technique. Clin Oral Implants Res

1995; 6:172-80

• Jemt T, Lekholm U. Oral implant treatment in posterior partially edentolous jaws.

A 5 year follow up report. Int J Oral Maxillofac Implants 1993; 8:635-40

• Jemt T, Lekholm U, Adell R. Osseointegrated implants in the treatment of partially

edentolous patients: a preliminary study on 876 consecutively placed fixtures. Int

J Oral Maxillofac Implants 1989; 4:211-7.

• Karl M, Dickinson A, Holst S, Holst A. Biomechanical methods applied in dentistry:

a comparative overview of photoelastic examinations, strain gauge

measurements, finite element analysis and three-dimensional deformation

analysis. Eur J Prosthodont Restor Dent 2009; 17:50-7

• Kayabasi O, Yüzbasioglu E, Erzincanli F. Static, dynamic and fatigue behaviors of

dental implant using finite element method. Adv Engin Soft 2006; 37:649-58.

• Keyak JH, Fourkas MG, Meagher JM, Skinner HB. Validation of an automated

method of 3 dimensional finite element modelling of bone. J Biomed Eng 1993;

15:505-9


185 - BIBLIOGRAFÍA

• Keyak JH, Meagher JM, Skinner HB, Mote CD. Automated 3D finite element

modeling of bone: a new method. J Biomed Eng 1990; 12:389-97

• Kilamura E, Slegaroui R, Nomura S et al. Biomechanical aspects of marginal

bone resorption around osseointegrated implants: consideration based in a 3

dimensional Finite Element Analysis. Clin Oral Implant Res 2004; 15:401-12

• Kim Y, Oh T-J, Misch CE, Wang H-L. Occlusal considerations in implant therapy:

clinical guidelines with biomechanical rationale. Clin Oral Implant Res 2005;

15:113-21.

• Klineberg I. Interarch relationships of teeth. In: Klineberg I, Jagger R. Occlusion

and clinical practice. An evidence-based approach. Edinburgh: Wright-Elsevier,

2004:3-12.

• Korioth TW, Hannam AG. Deformation of the human mandible during simulated

tooth clenching. J Dent Res 1994; 73:56-66

• Kreissl ME, Gerds T, Muche R, Heydecke G, Strub JR. Technical complications of

implant-supported fixed partial dentures in partially edentulous cases after an

average observation period of 5 years. Clin Oral Implants Res 2007; 18:720-6.

• Kydd WL, Toda JM. Tongue pressures exerted on the hard palate during

swallowing. J Am Dent Assoc 1962; 65:319.

• Kregzde M. A method of selecting the best implant prosthesis design option using

Three Dimensional Finite Element Analysis. Int J Oral Maxillofac Implants 1993;

8:662-73.

• Lan TH, Huang HL, Wu JH, Lee HE, Wang CH. Stress analysis of different

angulations of implant installation: The finite element method. Kaohsiung J Med

Sci 2008; 24:138-43

• Landry KE, Johnson PF, Parks VJ, Pelleu GB. A photoelastic study to determine

the location of the non rigid conector in a five unit intermediate abutment

prostheses. J Prosthet Dent 1987; 57:545-7.

• Lang NP, Araújo M, Karring T. Formación de hueso Alveolar. In: Lindhe J.

Periodontología Clínica e Implantología Odontológica. Buenos Aires: Médica

Panamericana, 2008:907-39


186 - BIBLIOGRAFÍA

• Lang NP, Wilson TG, Corbert EF. Biological complications with dental implants:

their prevention, diagnosis and treatment. Clin Oral Implant Res 2000; 11:146-55.

• Lanyon L. Osteocytes, strain detection, bone modeling and remodeling. Calcified

Tissue Int 1993; 53:102-7

• Lanyon LE, Goodship AE, Pye CJ, Macfie JH. Mechanically adaptive bone

remodeling. J Biomech 1983; 15:141-54

• Lanyon LE, Rubin CT, Raisz LE, Marotti G, Less H. Osteocytes, strain detection,

bone modeling and remodeling. Calcif Tissue Int 1993; 53:102-7

• Lekholm U. La zona quirúrgica. In: Lindhe J. Periodontología Clínica e

Implantología Odontológica. Buenos Aires: Médica Panamericana, 2008:892-906

• Lekholm U, van Steenberghe J, Hermann I, et al. Osseointegrated implants in the

treatment of partially edentolous jaws: a prospective 5 year multicenter study. Int J

Oral Maxillofac Implants 1994; 9:627-35

• Lekholm U, Zarb GA. Osseointegration in clinical dentistry. Chicago:

Quintessence, 1985:199-209

• Levnader G. A study of bone regeneration. Surg Gynecol Obstet 1938;

67:705-714

• Lewinstein I, Banks-Sills L, Eliasi R. Finite element analysis of a new system (IL)

for supporting an implant - Retained cantilever prosthesis. Int J Orall Maxillofac

Implants 1995; 10:355-66.

• Li T, Kong L, Wang Y, Hu K, Song L, Liu B, Li D, Shao J, Ding Y. Selection of

optimal dental implant diameter and lenght in type IV bone: a three-dimensional

finite element analysis. Int J Oral Maxillofac Implants 2009; 38:1077-83

• Li XJ, Jee WS, Chow SY, Woodbury DM. Adaptation of cancellous bone to aging

and inmobilization in the rat: a single photon absorptiometry and

histomorphometry study. Anat Rec 1999; 277:12-24

• Lindhe J. Periodontología Clínica e Implantología Odontológica. Buenos Aires:

Médica Panamericana, 2008


187 - BIBLIOGRAFÍA

• Lindquist LW, Carlsson GE, Jemt T. A prospective 15 year follow-up study of

mandibular fixed prostheses suported by osseointegrated implants. Clinical

results and marginal bone loss. Clin Oral Implant Res 1996; 7:329-36

• Lindquist LW, Carlsson GE, Jemt T. Association between marginal bone loss

around osseointegrated mandibular implants and smoking habits: a 10-year

follow-up study. J Dent Res 1997; 76:1667-74.

• Lindquist LW, Rockler B, Carlsson GE. Bone resorption around fixtures in

edentolous patients treated with mandibular fixed tissue integrated prostheses. J

Prosthet Dent 1988; 59:59-63.

• Llao SH, Tong RF, Dong JX. Anisotropic finite element modeling for patient

specific mandible model from CT. Comput Med Prog Biomed. 2007. 88:197-209

• MacDonald-Jankowski D, Kim K. Does the type of implant prosthesis affect

outcomes for the completely edentolous arch?. Int J Oral Maxillofac Implants

2007; 22:117-39.

• Manda M, Galanis Ch, Georgiopoulos V, Provatidis Ch, Koidis P. Effect of varying

the vertical dimension of connectors of cantilever cross-arch fixed dental

prostheses in patients with severly reduced osseus support: A three-dimensional

finite element analysis. J Prosthet Dent 2010; 103:91-100

• Manz MC. Radiographic assesment of perimplant bone loss: DIRG implant report.

J Oral Maxillofac Surg 1997; 55: 62-71.

• Marcus SE, Drury JF, Brown LS et al. Tooth retention and tooth loos in the

permanent dentition of adults: United States 1988-1991. J Dent Res 1996;

75:684-95.

• Marotti G. The osteocyte as a writing transmission system. J Musculoeskel

Neuron Interact 2000; 1:133-9

• Martin RB. Fatigue damage, Remodeling and the minimization of skeletal weight.

J Theor Biol 2003; 220:271-6

• Martin RB, Burr DB, Sharkey NA. Skeletal tissue. Mechanics. Nueva York:

Springer, 1998


188 - BIBLIOGRAFÍA

• Martin DE, Severns AE. Determination of mechanical stiffness of bone by pQCT

measurments: correlation with nondestructive mechanical four-point bending teat

data. J Biomech 2004; 37:1289-93.

• McCalden RW, McGeough JA, Barker MB, Court-Brown CM. Age related changes

in the tensile properties of cortical bone. The relative importance of changes in

porosity, mineralization and microstructure. J Bone JT Surg Am 1993;

75:1193-205

• McGivney G, Castleberry D. Mc Cracken prótesis parcial removible. Buenos

Aires: Panamericana, 1992

• Meijer HJ, Starmans FJ, Stenn WH, Bosman F. A 3-dimensional finite-element

analysis of bone around dental implants in an edentolous human mandible. Arch

Oral Biol 1993; 38:491-6.

• Meskin LH, Brown LJ. Prevalence and patterns of thoot loss in US employed adult

and senior populations. J Dent Educ 1988; 52:686-91.

• Misch CE. Density of bone: effect on treatment plans, surgical approach, healing,

and progressive loading. Int J Oral Implant 1990; 6:23-31

• Misch CE. Early crestal bone loss etiology and its effect on treatment planning for

implants. Postgrad Dent 1995; 2:3-17.

• Misch CE. Stress factors. Influence on treatment planning. In: Misch CE. Dental

Implant Prosthetics. St Louis: Elsevier, 2005

• Misch CE. Prótesis dental sobre implantes. Madrid: Elsevier-Mosby, 2007

• Misch CE. Implantología Contemporánea. Barcelona: Elsevier, 2009

• Misch CE, Qu Z, Bidez MW. Mechanical properties of trabecular bone in the

human mandible: implications of dental implant treatment planning and surgical

placement. J Oral Maxillofac Surg 1999; 57:700:6

• Miyamoto Y, Koretake K, Hirata M, Kubo T, Akagawa Y. Influence of static

overload on the bony interface around implants in dogs. Int J Prosthodont 2008;

21:437-44


189 - BIBLIOGRAFÍA

• Miyata T, Kobayashi Y, Araki H, Motomura Y, Shin K. The influence of controlled

occlusal overload on peri-implant tissue: a histologic study in monkeys. Int J Oral


• Miyata T, Kobayashi Y, Araki H, Motomura Y, Shin K. The influence of controlled

occlusal overload on peri-implant tissue: a histologic study in monkeys. Part II. Int


• Miyata T, Kobayashi Y, Araki H, Ohto T, Shin K. The influence of controlled

occlusal overload on peri-implant tissue. Part 3: a histologic study in monkeys. Int


• Morneburg TR, Pröschel PA. In vivo forces on implants influenced by occlusal

scheme and food consistency. Int J Prosthodont 2003; 16:481-6.

• Morneburg TR, Pröschel PA. Measuraments of masticatory forces and implant

loads: A methodologic clinical study. Int J Prosthodont 2002; 15:20-7.

• Muller F, Heath MR, Ott T. Maximum bite force after the replacement of complete

dentures. Gerodontology 2001; 18:58-62

• Naert I, Alsaadi G, Quirynen M. Prosthetic aspects and patient satisfaction with

two-implant-retained mandibular overdentures: a 10-year randomized clinical

study. Int J Prosthodont 2004; 17:401-10

• Naert I, Quirynen M, Van Steenberghe D, Darius P. A study of 589 consecutive

implants supporting complete fixed prostheses. Part II: Prosthetic aspects. J


• Nagasao T, Kobayasi M, Tsuchiya Y, Kaneko T, Nakajima T. Finite element

analysis of the stress around endosseous implant in various reconstructed

mandibular models. J Craniomaxillofac Surg 2002; 30:170-7

• Nagasao T, Kobayashi M, Tsuchiya Y, Kaneko T, Nakajima T. Finite element

analysis of the stresses around fixtures in various reconstructed mandibular

models - Part II (effect of horizontal load). J Craniomaxillofac Surg 2003;

31:168-75


190 - BIBLIOGRAFÍA

• Natali AN, Pavan PG. A comparative analysis based on different strength criteria

for evaluation of risk factor for dental implants. Comput Methods Biomech Engin

2002; 5:127-33.

• Natali AN, Pavan PG, Ruggero AL. Evaluation of stress induced in peri-implant

bone tissue by misfit in multi-implant prosthesis. Dent Mat 2006; 22:388-95.

• Nokar S, Baghai R. The effect of superstructure design on stress distribution in

peri-implant bone during mandibular flexure. Int J Oral Maxillofac Implants 2010;

25:31-7

• Oh TJ, Yoon J, Misch CE y cols. The cause of early implant bone loss: Myth or

science?. J Periodontol 2002; 73:322-33

• O´Mahony AM, Williams JL, Spencer P. Anisotropic elasticity of cortical and

cancellous bone in the posterior mandible increases peri-implant stress and strain

under oblique loading. Clin Oral Implants Res 2001; 12:648-57

• Örtop A, Jemt T. Laser-welded titanium frameworks supported by implants in the

partially edentulous mandible: a 10-year comparative follw-up study. Clin Implant

Dent Relat Res 2008; 10:128-39.

• Paez CY, Barco T, Roushdy S et al. Split frame implant prostheses designed to

compensate for mandibular flexure: a clinical report. J Prosthet Dent 2003;

89:341-3.

• Papavasiliou G, Kamposiora P, Bayne SC, Felton DA. Three-dimensional finite

element analysis of stress-distribution around single tooth implants as a function

of bony support, prosthesis type, and loading during function. J Prosthet Dent

1996; 76:663-40.

• Parel SM, Sullivan D. Full arch and edentolous ceramometal restoration. In: Parel

SM, Sullivan D. Esthetics and osseointegrations. Dallas Tex: Osseointegration

Seminars, 1989

• Parfitt AM. Osteonal and hemi-osteonal remodeling: the spatial and temporal

framework for signal traffic in adult human bone. J Cell Biochem 1994; 55:

273-86.


191 - BIBLIOGRAFÍA

• Parfitt GS. Measurement of the physiologic mobility of individual teeth in an axial

direction. J Dent Res 1960; 39:608-12

• Park KH, Heo SJ, Koak JY, Kim SK, Lee JB, Kim SH. Osseointegration of

anodized titanium implants under different voltages: a rabbit study. J Oral Rehabil

2007; 34:517-27.

• Parkinson CF. Similarities in resorption patterns of maxillary and mandibular

ridges. J Prosthet Dent 1978; 39:598-602

• Pearce AI, Pearce SG, Schweiger K, Milz S, Schneide E, Archer CW, Richards

RG. Effect of surface topography on removal of cortical bone screws in a novel

sheep model. J Orthop Res 2008; 26:1377-83.

• Petrie CS, Williams JL. Comparative evaluation of implant designs Influence of

diameter, lenght and taper on strains in the alveolar crest. A 3 dimensional finite

element analisys. Clin Oral Implant Res 2005; 16:486-94

• Pietrokovski J, Massler M. Alveolar ridge resorption following tooth extravtion. J

Prosthte Dent 1967; 17:21-7

• Quirynen M, Naert I, van Steenberghe D. Fixture design and overload influence

marginal bone loss and fixture success in the Branemark system. Clin Oral Impl

Res 1992; 3:104-11.

• Raadsheer MC, van Eijden TM, van Ginkel FC, Prahl-Andersen B. Contribution of

jaw muscle size and craniofacial morphology to human bite force magnitude. J

Dent Res 1999; 78:31-42

• Rae T. The biological response to titanium and titanium aluminum vanadium alloy

particles. Biomaterials 1986; 7:30-6

• Rams TE, Roberts TW, Tatum H et al. The subgingival microflora associated with

human dental implants. J Prosthet Dent 1984; 5:529 - 39.

• Rangert B, Gunne J, Sullivan DY. Mechanical aspects of a Branemark implant

connected to a natural tooth: an in vitro study. Int J Oral Maxillofac Implants 1991;

6:177-86

• Rangert B, Jemt T, Jörneus L. Forces and moments on Bränemark Implants. Int J

Oral Maxillofac Implants 1989; 3:241-7.


192 - BIBLIOGRAFÍA

• Rangert B, Kragh PHJ, Langer B et al. Bending overload and implant fracture: a

retrospective clinical analysis. Int J Oral Maxillofac Implants 1995; 10:326-34.

• Reilly DT, Burstein AH. The elastic and ultimate properties of compact bone

tissue. J Biomech 1975; 8:393-405.

• Rhinelander FW. The normal circulation of bone and its response to surgical

intervention. J Biomed Mater Res 1974; 8:87-90.

• Riley WF, Sturges LD. Ingeniería Mecánica: Estática. Barcelona: Reverté, 1995

• Robbins J. Normal swallowing and aging. Sem Neurol 1996; 16:309-17

• Roberts EW, Turkley PK, Brezniak N et al. Bone physiology and metabolism. J

Calif Dent Assoc 1987; 15:54-61.

• Rodríguez D, García FJ. Caracterización físico química de la superficie de 9

implantes dentales con 3 distintos tratamientos de superficie. Med Oral Patol Oral

Cir Bucal 2005; 10:58-65.

• Roesler H. The history of some fundamentals concepts in bone biomechanics. J

Biomechanic 1987; 20:1025-34

• Romeo E, Lops D, Margutti E, Ghisolfi M, Chiapasco M, Vogel G. Implant -

supported fixed cantilever prostheses in partially dentolous arches. A seven - year

prospective study. Clin Oral Implant Res 2003; 14:303-11

• Romeo E, Lops D, Margutti E, Ghisolfi M, Chiapasco M, Vogel G. Long-term

survival and succes of oral implants in the treatment of full and partial arches: a 7-

year prospective study with the ITI dental implant system. Int J Oral Maxillofac

Implants 2004; 19:247-59.

• Roos J, Sennerby L, Albrektsson T. An update on the clinical documentation on

currently used bone anchored endosseous implants. Clinical Update 1997;

24:194-200

• Rosenberg ES, Torosian JP, Slots J. Microbial differences in 2 clinically distinct

types of failures of osseointegrated implants. Clin Oral Implants Res 1991;

2:135-44.

• Rubin CT, Lanyon LE. Regulation of bone formation by applied dynamic loads. J

Bone Joint Surg Am 1984; 66:397-402


193 - BIBLIOGRAFÍA

• Rubo JH, Souza EA. Finite element analysis of stress in bone adjacent to dental

implants. J Oral Implantol 2008; 34:248-55

• Ruppel ME, Burr DB, Miller LM. Chemical makeup of microdamaged bone differs

from undamaged bone. Bone 2006; 39:318-24.

• Sahin S, Sehreli MC, Yalcin E. The influence of functional forces on the

biomechanics of implant supported prostheses - a review. J Dent 2002;

30:271-82.

• Sakaguchi RL, Borgersen SE. Nonlinear contact analysis of preload in dental

implant screws. Int J Oral Maxillofac Implants 1995; 10:295-302

• Sammons RL, Lumbikanonda N, Gross M et al. Comparison of osteoblast

spreading on microestructured dental implant surfaces and cell behaviour in a

explant model of osseointegration: a sacnning electron microscopic study. Clin

Oral Implants Res 2005; 16:657-66.

• Scott I, Ash MM. A six channel intraoral transmitter for measuring oclussal forces.

J Prothet Dent 1966; 16:56-61

• Scurria MS, Bader JD, Shugars DA. Meta analysis of fixed partial denture

survival: prostheses and abutments. J Prosthet Dent 1998; 79:459-64.

• Segelnick S. A survey of floss frequency, habit and technique in a Hospital Dental

Clinic and private Periodontal practice. N Y State Dent J 2004; 70:28-33.

• Sergötz A. Finite element analysis study of the effect of superstructure material on

stress distribution in a implant supported fixed prosthesis. Int J Prosthodont 1997;

10:19-27

• Sertgöz A, Güvener S. Finite element analysis of the effect of cantilever and

implant lenght on stress distribution on implant supported fixed prostheses. J


• Serway RA, Jewett JW. Física para ciencias e ingenierías. México DF: Thomson,

2005

• Segerlind LJ. Applied finite element analysis. New York: Quinn-Woodbine,1984.


194 - BIBLIOGRAFÍA

• Sekine H, Komiyama Y, Hotta H et al. Mobility characteristics and tactile sensitivity

of osseointegrated fixture-supporting systems. In: Van Steeberghe D. Tissue

integration in oral maxillofacial reconstruction. Amsterdam:Elsevier,1986

• Shackleton JL, Carr L, Slabbert JC, Becker PJ. Survival of fixed implant-

supported prostheses related to cantilever lengths. J Prosthet Dent 1994; 71:23-6.

• Sheiham A, Steele J. Does the condition of the mouth and teeth affect the ability

to eat certain foods, nutrient and dietary intake and nutritional status amongst

older perople?. Public Health Nutr 2001; 4:797-803

• Shibli JA, Grassi S, de Figueiredo LC, Marcantonio E, Iezzi G, Piatelli A. Influence

of implant surface topography on early osseointegration: a histological study in

human jaws. J Biomed Mater Res B Appl Biomater 2007; 80:377-85.

• Shillingburg HT, Fisher DW. Nonrigid connectors for fixed parcial dentures. J Am

Dent Assoc 1972; 87:1195-9.

• Shillingburg HT, Hobo S, Whitsett LD, Jacobi R, Brackett S. Fundamentos

esenciales en prótesis fija. 3ª ed. Barcelona: Quintessence, 2006:7:89-90

• Shinagoya T, Tanaka Y, Toda S, Hayakawa I. A new approach to evaluating

oclusal support by analizing the center of the bite force. Clin Oral Investig 2002;

6:249-56

• Schonau E, Rauch F. Markers of bone and collagen metabolism. Problems and

perspecives in pediatrics. Horm Res 1997; 48:50-9

• Silveira DB, da Silva MM, Alves F, de Freitas T, Mendoça G, do Prado J,

Domingues F. Comparison of masticatory function between subjects with three

types of dentition. Int J Protsthodont 2009; 22:399-404.

• Skalak R. Biomechanical considerations in osseointegrated prostheses. J Prost

Dent 1983; 49:843-8

• Skalak R. Aspectos de las Consideraciones biomecánicas. In: Branemark PI, Zarb

GA, Albrektsson T. Prótesis tejido integradas. La oseointegración en la

odontología clínica. Barcelona: Quintessence, 1999:117-28

• Small IA, Miseck D. A sixteen year evaluation of the mandibular staple bone plate.

J Oral Maxillofac Surg 1986; 44:60-6


195 - BIBLIOGRAFÍA

• Snauwaert K, Duyck J, van Steenberghe D et al. Time dependent failure rate and

marginal bone loss of implant supported prostheses: a 15 year follow up study.

Clin Oral Invest 2000; 4:13-20.

• Solnit GS, Schneider RL. An alternative to splinting multiple implants: use of the

ITI system. J Prosthodont 1998; 7:114-9

• Southard TE, Southard KA, Stiles RN. Factors influencing the anterior component

of occlusal force. J Biomech 1990; 23:1199-1207.

• Stanford CM. Bone quantity and quality: are they relevant predictors of implant

outcomes?. Int J Prosthodont 2003; 16:43-5.

• Stellingsma C, Meijer HJ, Raghoebar GM. Use of short endosseous implants and

an overdenture in the extremely resorbed mandible: a five-year retrospective

study. J Oral Maxillofac Surg 2000; 58:382-7

• Stellingsma K, Raghoebar GM, Meijer HJ, Stegenga B. The extremely resorbed

mandible: a comparative prospective study of 2-year results with 3 treatment

strategies. Int J Oral Maxillofac Implants 2004;19:563-77

• Stegariou R, Kusakari H, Nishiyama S, Miyakawa O. Influence of Prosthesis

material on stress distribution in bone and implant: A 3 dimensional finite element

analysis. Int J Oral Maxilofac Implants 1998; 13:781-90

• Stegaroiu R, Sato T, Kusakari H, Miyakawa O. Influence of restoration Type on

stress distribution in bone aound implants: A 3 dimensional finite element analysis.

Int J Oral Maxillofac Implants 1998; 13:82-90

• Stewart K, Rudd K, Kuebker W. Prostodoncia parcial removible. Caracas: Médico

Odontológicas Latinoamericana, 1993

• Stumpell LJ. The adhesive corrected implant framework. J Calif Dent Assoc 1994;

22:47-50

• Sul YT, Johansson CB, Roser K et al. Qualitative and quantitative observations of

bone tissue reactions to anodized implants. Biomaterials 2002; 23:1809-17.

• Sul YT, Kang BS, Johansson C, Un HS, Park CJ, Albrektsson T. The roles of

surface chemistry and topography in the strenght and rate of osseointegration of

titanium implants in bone. J Biomed Matel Res 2009; 15:942-50.


196 - BIBLIOGRAFÍA

http://www.ncbi.nlm.nih.gov/sites/entrez?Db=pubmed&Cmd=Search&Term=%22Stellingsma%20C%22%5BAuthor%5D&itool=EntrezSystem2.PEntrez.Pubmed.Pubmed_ResultsPanel.Pubmed_DiscoveryPanel.Pubmed_RVAbstractPlus

http://www.ncbi.nlm.nih.gov/sites/entrez?Db=pubmed&Cmd=Search&Term=%22Stellingsma%20C%22%5BAuthor%5D&itool=EntrezSystem2.PEntrez.Pubmed.Pubmed_ResultsPanel.Pubmed_DiscoveryPanel.Pubmed_RVAbstractPlus

http://www.ncbi.nlm.nih.gov/sites/entrez?Db=pubmed&Cmd=Search&Term=%22Meijer%20HJ%22%5BAuthor%5D&itool=EntrezSystem2.PEntrez.Pubmed.Pubmed_ResultsPanel.Pubmed_DiscoveryPanel.Pubmed_RVAbstractPlus


http://www.ncbi.nlm.nih.gov/sites/entrez?Db=pubmed&Cmd=Search&Term=%22Raghoebar%20GM%22%5BAuthor%5D&itool=EntrezSystem2.PEntrez.Pubmed.Pubmed_ResultsPanel.Pubmed_DiscoveryPanel.Pubmed_RVAbstractPlus


http://www.ncbi.nlm.nih.gov/sites/entrez?Db=pubmed&Cmd=Search&Term=%22Stellingsma%20K%22%5BAuthor%5D&itool=EntrezSystem2.PEntrez.Pubmed.Pubmed_ResultsPanel.Pubmed_DiscoveryPanel.Pubmed_RVAbstractPlus

http://www.ncbi.nlm.nih.gov/sites/entrez?Db=pubmed&Cmd=Search&Term=%22Stellingsma%20K%22%5BAuthor%5D&itool=EntrezSystem2.PEntrez.Pubmed.Pubmed_ResultsPanel.Pubmed_DiscoveryPanel.Pubmed_RVAbstractPlus





http://www.ncbi.nlm.nih.gov/sites/entrez?Db=pubmed&Cmd=Search&Term=%22Stegenga%20B%22%5BAuthor%5D&itool=EntrezSystem2.PEntrez.Pubmed.Pubmed_ResultsPanel.Pubmed_DiscoveryPanel.Pubmed_RVAbstractPlus

http://www.ncbi.nlm.nih.gov/sites/entrez?Db=pubmed&Cmd=Search&Term=%22Stegenga%20B%22%5BAuthor%5D&itool=EntrezSystem2.PEntrez.Pubmed.Pubmed_ResultsPanel.Pubmed_DiscoveryPanel.Pubmed_RVAbstractPlus

• Sullivan D, Siddiqui A. Wide diameter implants: overcoming problems. Dent

Today 1994; 13:50-7.

• Sütpideler M, Eckert SE, Zobitz M, An KN. Finite element analysis of effect of

prosthesis height, angle of force application, and implant offset on supporting

bone. Int J Oral Maxillofac Implants 2004; 19:819-25.

• Tada S, Stegaroiu R, Kitamura E, Miyakawa O, Kusakari H. Influence of implant

design and bone quality on stress/strain distribution in bone around implants: a 3-

dimensional finite element analysis. Int J Oral Maxillofac Implants 2003;

18:357-68

• Takanashi Y, Penrod JR, Lund JP et al. A cost comparison of mandibular 2 -

implant overdenture and conventional denture treatment. Int J Prosthondont 2004;

17:181-6.

• Tan KB. The clinical significance of distortion in implant prothodontics: is there a

such a thing passive fit?. Ann Acad Med Singapore 1995; 24:138-57

• Tan KB, Rubenstein JE, Nicholls JE, Youdelis RA. Three dimensional analysis of

the casting accuracy of one piece osseointegrated implant retained prostheses.

Int J Prosthodontics 1993; 6:346-63

• Tanino F, Hayakawa I, Hirano S, Minakuchi S. Finite element analysis of stress-

breaking attachments on maxillary implant-retained overdentures. Int J


• Tartaglia GM, Testori T, Pallavera A, Marelli B, Sforza Ch. Electromyographic

analysis of masticatory and neck muscles in subjects with natural dentition, theet-

supported and implant-supported prostheses. Clin Oral Impl Res 2008; 19:1081-8.

• Taylor TD, Agar JR, Vogiatzi T. Implant prosthodontics: Current perspective and

future directions. Int J Oral Maxillofac Implants 2000; 15:66-75.

• Teixeira ER, Sato Y, Shindoi N. A comparative evaluation of mandibular finite

element models with different lengths and elements for implant biomechanics. J

Oral Rehabil 1998; 25:299-303


197 - BIBLIOGRAFÍA

http://www.ncbi.nlm.nih.gov/sites/entrez?Db=pubmed&Cmd=Search&Term=%22Tada%20S%22%5BAuthor%5D&itool=EntrezSystem2.PEntrez.Pubmed.Pubmed_ResultsPanel.Pubmed_DiscoveryPanel.Pubmed_RVAbstractPlus

http://www.ncbi.nlm.nih.gov/sites/entrez?Db=pubmed&Cmd=Search&Term=%22Tada%20S%22%5BAuthor%5D&itool=EntrezSystem2.PEntrez.Pubmed.Pubmed_ResultsPanel.Pubmed_DiscoveryPanel.Pubmed_RVAbstractPlus

http://www.ncbi.nlm.nih.gov/sites/entrez?Db=pubmed&Cmd=Search&Term=%22Stegaroiu%20R%22%5BAuthor%5D&itool=EntrezSystem2.PEntrez.Pubmed.Pubmed_ResultsPanel.Pubmed_DiscoveryPanel.Pubmed_RVAbstractPlus

http://www.ncbi.nlm.nih.gov/sites/entrez?Db=pubmed&Cmd=Search&Term=%22Stegaroiu%20R%22%5BAuthor%5D&itool=EntrezSystem2.PEntrez.Pubmed.Pubmed_ResultsPanel.Pubmed_DiscoveryPanel.Pubmed_RVAbstractPlus

http://www.ncbi.nlm.nih.gov/sites/entrez?Db=pubmed&Cmd=Search&Term=%22Kitamura%20E%22%5BAuthor%5D&itool=EntrezSystem2.PEntrez.Pubmed.Pubmed_ResultsPanel.Pubmed_DiscoveryPanel.Pubmed_RVAbstractPlus

http://www.ncbi.nlm.nih.gov/sites/entrez?Db=pubmed&Cmd=Search&Term=%22Kitamura%20E%22%5BAuthor%5D&itool=EntrezSystem2.PEntrez.Pubmed.Pubmed_ResultsPanel.Pubmed_DiscoveryPanel.Pubmed_RVAbstractPlus

http://www.ncbi.nlm.nih.gov/sites/entrez?Db=pubmed&Cmd=Search&Term=%22Miyakawa%20O%22%5BAuthor%5D&itool=EntrezSystem2.PEntrez.Pubmed.Pubmed_ResultsPanel.Pubmed_DiscoveryPanel.Pubmed_RVAbstractPlus

http://www.ncbi.nlm.nih.gov/sites/entrez?Db=pubmed&Cmd=Search&Term=%22Miyakawa%20O%22%5BAuthor%5D&itool=EntrezSystem2.PEntrez.Pubmed.Pubmed_ResultsPanel.Pubmed_DiscoveryPanel.Pubmed_RVAbstractPlus

http://www.ncbi.nlm.nih.gov/sites/entrez?Db=pubmed&Cmd=Search&Term=%22Kusakari%20H%22%5BAuthor%5D&itool=EntrezSystem2.PEntrez.Pubmed.Pubmed_ResultsPanel.Pubmed_DiscoveryPanel.Pubmed_RVAbstractPlus

http://www.ncbi.nlm.nih.gov/sites/entrez?Db=pubmed&Cmd=Search&Term=%22Kusakari%20H%22%5BAuthor%5D&itool=EntrezSystem2.PEntrez.Pubmed.Pubmed_ResultsPanel.Pubmed_DiscoveryPanel.Pubmed_RVAbstractPlus

• Teixeira MF, Ramalho SA, de Matias Sartori IA, Lehman RB. Finite element

analysis of 2 inmediate loading system in edentolous mandible: rigid or semirigid

spliting of implants. Implant Dent 2010; 19:39-49

• The Glosary Of Prosthodontics Terms. J Prostet Dent 1999; 81:39.

• Timoshenko S, Goodier JN. Theory of elasticity. Nueva York: Mc Graw-Hill, 1951

• US National Committe on Biomechanics. Future Research needs in

biomechanics. Buffalo: State University NY, 1986

• Valera Negrete JPA. Apuntes de Física General. México DF: UNAM, 2005

• Van Eijden TMGJ. Three dimensional analyses of human bite force magnitude

and moment. Archs Oral Biol 1991; 36:535-9

• Van Oosterwyck H, Duyck J, Stolen J, Van der Perre G, De Cooman M, Lievens

S, Puers R, Naert I. The influence of bone mechanical properties and implant

fixation upon bone loading around oral implants. Clin Oral Implants Res 1998;

9:407-18

• Van Spronsen PH, Eijs WA, Valk J, Prahl-Andersen B, van Ginkel FC.

Comparison of jaw muscle bite force cross sections obtained by means of

magnetic resonance imaging and high resolution CT scanning. J Dent Res 1989;

68:1765-70

• Van Zyl PP, Grundling NL, Jooste CH, Terblanche E. Three dimensional finite

element model of a human mandible incorporating six osseointegrated implants

for stress analysis of mandibular cantilever prostheses. Int J Oral Maxillofac

Implants 1995; 10:51-7

• Vega JM. Propiedades físicas mecánicas de los materiales odontológicos (I):

principios generales sobre ensayos tecnológicos aplicados a los materiales

dentales. En: Vega JM. Materiales en odontología. Fundamentos biológicos,

clínicos, biofísicos y fisicoquímicos. Madrid: Avances 1996; 161-75.

• Velasco E, Linares D, Velasco C, Monsalve L, Medel R. Las sobredentaduras con

implantes oseointegrados en el paciente geriátrico. Implantol 2003; 1:25-33.

• Viladot Voegeli A. Lecciones Básicas de Biomecánica del aparato Locomotor.

Barcelona: Springer, 2000


198 - BIBLIOGRAFÍA

• Wada S, Kojo T, Wang YH et al. Effect of loading on the development of nerve

fibres around oral implants in the dog mandible. Clin Oral Implants Res 2001;

12:219-24.

• Wakabayashi N, Ona M, Suzuky T, Igarashi Y. Nonlinear finite element analyses:

Advances and challenges in dental applications. J Dent 2008; 36:463-71.

• Walton T. Occlusion and fixed prosthodontics. In: Klineberg I, Jagger R. Occlusion

and clinical practice. An evidence-based approach. Edimburgh: Wright-Elsevier,

2004:103-17.

• Wang TM, Leu LJ, Wang JS, Lin LD. Effects of prosthesis materials and

prosthesis splinting on peri-implant bone stress around implant in poor quakity

bone: A numeric analysis. Int J Oral Maxillofac Implants 2002; 17:231-7

• Watanabe M, Hattori Y, Satoh Ch. Biological and biomechanical perspectives of

normal dental oclusion. International Congress Series 2005. 1284: 21-27.

• Watanabe F, Uno I, Hata Y, Neuendorff G, Kirsch A. Análisis of stress distribuition

in a screw-retained implant prótesis. Int J Oral Maxillofac Implants 2000;

15:209-18.

• Weinberg LA. The biomechanics of force distribution in implant - supported

prostheses. Int J Oral Maxillofac Implants 1993; 8:19-31.

• Weinstein AM, Klawitter JJ, Anand SC, Schuessler R. Stress analysis of porous

rooted dental implants. J Dent Res 1976; 55:772-7

• Wennström J, Zurdo J, Karlsson S, Ekestubbe A, Grondalh K, Lindhe J. Bone

level change at implant-supported fixed partial dentures with and without

cantilever extension after 5 years in function. J Clin Periodontol 2004; 31:1077-83.

• Winders RV. Forces exerted on the dentition by the peri oral and lingual

musculature during swallowing. Angle Orthod 1958; 28:226-235.

• Wood MR, Vermilyea SG. A review of selected dental literature on evidence-

based treatment planning for dental implants: report of the Committee on

Research in Fixed Prosthodontics of the Academy of Fixed Prosthodontics. J



199 - BIBLIOGRAFÍA

• Wright KW, Yetram AL. Reactive force distributions for theet when loaded singly,

and when used as fixed partial denture abutments. J Prosthet Dent 1971;

42:411-6.

• Yang HS, Lang LA, Felton DA. Finite element stress analysis on the effect of

splinting in fixed partial dentures. J Prosthet Dent 1999; 81:721-28

• Yokoyama S, Wakabayashi N, Shiota M, Ohyama T. The influence of implant

location and lenght on stress distribution for three-unit implant-supported posterior

cantilever fixd partial dentures. J Prosthet Dent 2004; 91:234-40

• Young MF. Bone Matrix proteins: more than markers. Calcif Tissue Int 2003;

72:2-4

• Zampelis A, Rangert B, Heijl L. Tilting of splinted implants for improved

prosthodontic support: a two-dimensional finite element analysis. J Prosthet Dent

2007; 97:35-43

• Zarb GA, Bergman b, Clayton JA, MacKay HF. Prosthodontic treatment for

partially edentulous patients. St. Louis: Mosby Co, 1978

• Zarb GA, Jansson T. Procedimientos prostodónticos. In: Branemark PI, Zarb GA,

Albrektsson T. Prótesis tejido integradas. La oseointegración en la odontología

clínica. Barcelona: Quintessence, 1999: 241-282

• Zarone F, Apicell A, Nicloais L et al. Mandibular flexure and stress build up in

mandibular full arch fixed prostheses supported by osseointegrated implants. Clin

Oral Implants Res 2003; 14:103-14.

• Zhou X, Zhao Z, Zhao M, Fan Y. The boundary design of mandibular model by

means of the three-dimensional finite element method. West China J Stomatol

1999; 17:1-6


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