INTRODUCCIÓN

La pérdida de dientes lleva a alteración de estética, función, comodidad y calidad de vida, además de problemas de peso y nutrición, daño emocional y alteraciones neuromusculares. Una alternativa de rehabilitación son los implantes oseointegrados que evitan la necesidad de tallar dientes vecinos al espacio edéntulo.¹ El campo de la implantología ha evolucionado en el diseño del implante, los pilares protésicos, tipo de tornillo y los protocolos de inserción y de carga, lo que lleva a una mejor estética y función de los implantes una vez cargados.

Históricamente, los pilares de los implantes dentales han sido fabricados de diferentes metales como aleaciones de titanio y otros metales, proporcionando subestructuras fiables y biocompatibles para las coronas implanto soportadas. Sin embargo, su color gris metalizado a menudo conduce a la decoloración gris o azul de los tejidos blandos circundantes. Asimismo, las recesiones de los tejidos blandos peri-implantares pueden conducir a la exposición de los pilares metálicos, comprometiendo seriamente la apariencia y la estética.²

La introducción de los pilares de cerámica hechos de óxido de aluminio (pilar CerAdapt y ceramic Esthetic; Nobel Biocare) o de óxido de circonio (Pilar Esthetic Zirconium; Nobel Biocare; ZiReal Post; 3i Implant Innovations Inc.; Pilar Zimmer® Contour Ceramic; Zimmer® Dental Inc) ofrecen ventajas sobre los pilares de metal, incluyendo mejor estética, translucidez, adaptabilidad y biocompatibilidad. La posibilidad de tener colores similares al diente combinado con una preparación personalizada permite una estética mucogingival superior en restauraciones implantosoportadas unitarias y en prótesis parcial fija.

El óxido de circonio (circona ZrO₂) tiene una estructura cristalina monoclínica a temperatura ambiente, y una estructura tetragonal y cúbica a temperaturas más altas. El óxido de circonio policristalino, como es utilizado en odontología, contiene cristales tetragonales que están parcialmente estabilizados con óxido de itrio (Y₂O₃).

La cerámica de circona policristalina presenta una resistencia a la flexión de 900 a 1400 MPa, un módulo de elasticidad de 210 GPa, y una resistencia a la fractura de 10 MPa/m. ²⁾⁽³ La circona ofrece una característica única, descrita como “transformación resistente”, “transformación de fase” o “transformación de endurecimiento”, esta característica fue descubierta por Garvie y colaboradores, y consiste en que la circona parcialmente estabilizada ante una zona de alto esfuerzo mecánico, como es la punta de una grieta, sufre una transformación de fase cristalina, pasa de forma tetragonal a monoclínica y es acompañada por una cizalla (0,16) y un aumento local de volumen (0,04). El esfuerzo y la tensión inducida por la transformación de endurecimiento crean una zona de compresión de la grieta y frena su propagación, lo que aumenta la tenacidad.²⁾⁽⁴

Sin embargo, el fracaso de un número alto de cabezas femorales para prótesis de cadera ha llamado la atención a los fenómenos que limitan la vida útil de las piezas de circona, en particular el envejecimiento de la circona. El envejecimiento de la circona fue descrito por primera vez por Kobayashi y colaboradores, y consiste en un retorno hacia la fase monoclínica más estable. Se ha demostrado que la transformación de una fase tetragonal a monoclínica (t-m) en la superficie de la cerámica de circona, es promovida por la presencia de moléculas de agua en el medio ambiente. Al estar sujeto a un aumento de volumen, la transformación de fase t-m induce la formación de micro fisuras en la superficie y, por lo tanto, un aumento de rugosidad. Esas micro-fisuras conducen a una disminución de la resistencia a la fractura de la circona.⁵

Otros factores que pueden afectar el proceso de degradación por envejecimiento son los esfuerzos a los cuales están sometidos y el tallado o arenado de la superficie de la circona.⁶” El efecto del envejecimiento sobre la circona utilizada en odontología, ha sido estudiada en diferentes estudios in vitro y los resultados han sido controversiales. Algunos autores refieren una disminución de la resistencia a la fractura de la circona que varía del 20 al 40%”,⁷⁾⁽⁹ mientras que en otros estudios demuestran que el envejecimiento de la circona no influye en la resistencia a la fractura de este material.¹⁰⁾⁽¹² El propósito de este estudio fue evaluar, mediante un análisis lineal de elementos finitos, la respuesta de un pilar de circona sometido a carga estática y envejecimiento artificial.

MATERIALES Y MÉTODOS

Se realizó un estudio analítico, descriptivo y comparativo del pilar de circona Zimmer® a través un modelo matemático. Para esto se modeló mediante el método de elementos finitos 3D, con el software CAD SolidWorks 2010 y posteriormente se analizó, con el software SolidWork Simultation 2010, un implante Tapered Screw-Vent Zimmer, la estructura de disilicato, la corona cerámica, el hueso cor tical, el hueso alveolar y el hueso esponjoso. Se diseñaron 4 modelos: uno con implante de 3,7 de diámetro y pilar de 3,5 mm de diámetro, otro con un implante de 4,7 de diámetro y un pilar de 4,5 mm de diámetro, y otros dos con las mismas dimensiones pero modificando el límite de fluencia en un 40% y se analizó el compor tamiento al presentar envejecimiento.

El objetivo del método de elementos finitos es encontrar una solución a un problema complejo, convirtiéndolo en varios problemas sencillos. Esto se logra dividiendo la estructura en un número finito de elementos, que se conectan entre sí por medio de nodos.¹³⁾⁽¹⁴ Estos elementos muestran deformación al aplicárseles cargas o esfuerzos y el análisis de este comportamiento resume la deformación general de la estructura. La conducta de cada elemento y de toda la estructura se obtiene por la formulación de un sistema de ecuaciones algebraicas que se resuelven en un computador con el uso de software. De esta forma, el comportamiento del modelo estudiado resulta similar al de la estructura que representa.

En la Tabla 1 se detallan los diferentes diámetros del implante y del pilar y el límite de fluencia del pilar de circona, el cual fue modificado para simular el envejecimiento. Las demás propiedades y dimensiones se mantuvieron sin modificar.

Tabla 1 Modelos según el diámetro y el límite de fluencia 

Modelado geométrico tridimensional

Una sección de hueso maxilar fue modelado simulando un hueso tipo D-2, el cual fue descrito por Misch¹⁵ como un hueso compuesto por una capa de hueso cortical rodeando un núcleo de hueso trabecular denso. Este hueso será modelado a partir de un corte sagital del maxilar, incluyendo el hueso alveolar y cortical. El bloque de hueso modelado para representar la sección del maxilar superior en la región del incisivo central fue de 17,3 mm de altura y 9,6 mm de ancho. Las dimensiones y anatomía de la encía se relacionan con el entorno de la cresta, y presenta una gran variabilidad del espesor de acuerdo al tipo de sujeto o biotipo periodontal.

Se modeló un biotipo periodontal grueso,16 con una encía de 2,5 mm y las papilas 3 mm de altura. Se asumió una oseointegración del 100%, con una posición crestal del implante, aunque en la realidad clínica se considera que una oseointegración del 100 % es un ideal que no se obtiene, pero, debido a la variabilidad de resultados clínicos en oseointegración en implantes, a que el hueso no es el propósito específico del estudio y la facilidad para el modelaje, se asumió un porcentaje total de integración ósea, por lo que los resultados se deben interpretar asumiendo esta oseointegración completa.

Se modeló un implante Tapered Screw-Vent de 3,7 mm de diámetro y 13 mm de longitud (Ref. TSVB13 Zimmer Dental, Inc, Carlsbad), y uno de 4,7 mm de diámetro x 13 mm de longitud (Ref. TSVWB13 Zimmer Dental, Inc, Carlsbad). Un pilar recto de 3,5 mm de diámetro x 1 mm de altura del margen vestibular (Ref ZRA341S Zimmer Dental, Inc, Carlsbad) y un pilar recto de 4,5 mm de diámetro x 1 mm de altura del margen vestibular (Ref. ZRA451S Zimmer Dental, Inc, Carlsbad).¹⁷

El implante se consideró para un incisivo central superior, ya que el pilar que es el objeto de estudio es más utilizado en estos dientes por razones estéticas. El tipo de superficie de implante, el diámetro y la conexión del pilar son los más utilizados para rehabilitación oral en el sector anterior. Estos dientes son los más susceptibles de pérdida por trauma dentoalveolar y son los que requieren la utilización de técnicas o materiales que garanticen un resultado funcional óptimo y estéticamente agradable. También fue seleccionado por su posición anterior en el arco dental y su inclinación, estando sometido a fuerzas oblicuas con respecto a su eje longitudinal en un ángulo de 45°, generalmente en la cara lingual, tanto al realizar movimientos masticatorios como excursivos.¹⁸

El material seleccionado para la estructura fue el disilicato de litio IPS e.max press (Ivoclar Vivadent), con un recubrimiento de cerámica feldespática IPS e.max (Ivoclar Vivadent). El tamaño de la corona modelada fue de 12 mm en sentido inciso-gingival, por 7 mm Vestíbulo-lingual (valor tomado en el tercio cervical), por 8,5 mm Meso-Distal (valor tomado en el tercio medio) (Figura 1).

Figura 1 a) Imagen 3D renderizada del modelo de un implante óseo-integrado del sector anterior, b) imagen renderizada de los componentes del modelo, c) corte meso-distal de los componentes del modelo 

Las propiedades mecánicas de los elementos que componen el modelo numérico fueron obtenidas de estudios similares reportados de la literatura y revisados por el grupo de investigación de biomateriales. De esta forma el modelo contó con propiedades isotrópicas para los materiales cerámicos, el implante de titanio y el tornillo de fijación, y propiedades ortotrópicas para el hueso cortical y el hueso esponjoso. Las propiedades mecánicas de los materiales usados en este estudio se muestran en la Tabla 2.

Tabla 2 Propiedades mecánicas de las estructuras y materiales modelados 

* Límite de fluencia (en el rango de 60-120 MPa de los dos huesos, se tomó el valor más bajo).

Una vez obtenidos los modelos tridimensionales, se realizó un análisis elástico lineal para elaborar una malla sólida a través de un mallado estándar, donde se utilizaron elementos cuadráticos de alto orden, con el fin de obtener una mejor aproximación de la geometría de las partes, obteniéndose, de esta manera, una malla tridimensional de elementos finitos de los componentes que conforman el modelo. El modelo 01 de elementos finitos consistió en un total de 580.070 nodos, donde el pilar de circona tuvo 18.451 nodos, el implante 156.007 nodos y el hueso 331.706 nodos.

El modelo 02 de elementos finitos consistió en un total de 396.755 elementos cuadráticos de alto orden, 104.692 elementos para el implante, 12.108 elementos para el pilar de circona con el aro, 8.012 elementos para la estructura de disilicato, 20.731 elementos para la porcelana feldespática y 234.979 elementos para el hueso. Para ambos modelos se empleó una tolerancia de 0,02 mm, que se refiere a la desviación máxima permitida por el proceso de mallado para producir el tamaño del elemento (Figura 2 y Tabla 3).

Figura 2 a) Implante, b) Pilar modelo 02, c) Pilar modelo 01, d) Estructura de disilicato, e) Corona IPS e.max ceram para el modelo 01 y 03 

Tabla 3 Detalles de la malla para el modelo 01, 02, 03 y 04 

Condiciones de carga

La condición de precarga en el tornillo se realizó mediante la aplicación de una carga térmica sobre las roscas del tornillo. La contracción térmica uniaxial acorta el área entre las rocas, creando la precarga en el tornillo de sujeción que genera una fuerza entre el pilar y el implante, sin disminuir el diámetro original del tornillo.^20)(27) La cantidad de torque del tornillo fue de 30 Ncm, según lo recomendado por la casa fabricante.¹⁷

La carga estática se realizó sometiendo la corona a fuerzas oblicuas con respecto a su eje longitudinal en un ángulo de 45°, en la cara lingual, en un área de 13 mm² ubicada a 4 mm aproximadamente del borde incisal (Figura 3). La carga inicial de 200 N corresponde a la carga oclusal normal reportada por la literatura²⁸ para el sector anterior, y se realizaron incrementos de 100 N hasta alcanzar los 800 N, y se observó el comportamiento de los diferentes componentes.

Figura 3 Dirección y área de la fuerza estática 

Envejecimiento artificial

La pérdida de las propiedades mecánicas de la circona bajo condiciones que llevan al envejecimiento ha sido analizada en diferentes estudios in vitro mediante un envejecimiento artificial de la circona. Para este estudio se tomó como base el estudio de Kohorst y colaboradores del 2008, donde reportan una disminución de la resistencia a la fractura del 40% al ser sometida la circona a envejecimiento artificial, a través de carga cíclica térmica y mecánica correspondiente a 2 años.⁷” Teniendo en cuenta este estudio, se asumió una disminución del 40% en la resistencia a la fractura del pilar de circona. La resistencia a la fractura (límite de fluencia) en el modelo del pilar envejecido se cambió a 540 MPa, mientras que las demás propiedades inherentes al material no se modificaron.

Una vez realizado el análisis lineal de elementos finitos bajo cargas estáticas, se realizó un nuevo modelo para cada uno de los implantes, con la modificación de la resistencia a la fractura y se les aplicó una carga de 600, 700 y 800 N, esto con el fin de observar los cambios en los coeficientes de seguridad, ya que las distribuciones de esfuerzos no varían, pues el comportamiento del material sigue siendo elástico y lineal. Posteriormente se analizó el comportamiento bajo estas dos cargas al disminuir la resistencia a la fractura o esfuerzo último de fractura, que es considerado en ese estudio como el límite de fluencia.

Para analizar mejor el comportamiento del pilar con y sin envejecimiento, se generó un coeficiente de seguridad (Ecuación 1) que permitió observar el umbral de trabajo del pilar de circona para los 4 modelos. Dicho factor de seguridad se cuantifica en materiales cerámicos, como la relación existente entre el esfuerzo último de fractura del material y el valor del esfuerzo máximo tensil. Cuando los valores fueron inferiores a 1 se presentó la falla.

() Donde: S es el límite a la fluencia o fractura (según sea el caso) S es el esfuerzo de von Mises o máximo principal (según sea el caso)1

RESULTADOS

Los esfuerzos evaluados fueron el de von Mises, esfuerzos máximos tensiles, compresivos y esfuerzos máximos cortantes. El esfuerzo de von Mises para las diferentes cargas aplicadas en los cuatro modelos se presenta en la Tabla 4.

Tabla 4 Esfuerzo de von Mises después de aplicar las diferentes cargas estáticas 

El análisis de elementos finitos se realizó para las cargas aplicadas de 200 N, 600 N, 700 N, y 800 N. Este análisis se aplicó a cada uno de los diámetros modelados, a su vez en cada diámetro modelado se realizan dos evaluaciones con resistencia a la fractura de 900 MPa y resistencia a la fractura de 540 MPa. Esta evaluación permitió conocer los efectos generados en todo el componente hueso-implante y pilar-corona debidos a la carga aplicada. Estos efectos son: los valores y la distribución de los esfuerzos equivalentes de von Mises, esfuerzos máximos tensiles, esfuerzos máximos compresivos y esfuerzos cortantes máximos.

Distribución de esfuerzo en el implante

La Figura 4 representa la distribución de esfuerzo en el modelo 01 y 02, bajo una carga estática de 200 N. En el modelo 01 el máximo equivalente von Mises se localizó en el vestibular y palatino del área cervical del implante y en la primera rosca interna. En el modelo 02, el esfuerzo máximo von Mises se ubicó en el área donde inician las roscas internas para el tornillo de sujeción. El máximo esfuerzo de von Mises para el modelo 02 en carga estática fue de 192,7 MPa, mientras que para el modelo 01 fue de 285,1 MPa. El máximo esfuerzo tensil para los modelos 01 y 02 fue de 290,9 MPa y 235,4 MPa respetivamente. Estos valores son menores al límite elástico del implante (límite elástico del titanio 800 MPa) (Figura 5). El esfuerzo compresivo fue de -335 MPa para el modelo 01, y -106,5 MPa para el modelo 02. La Figura 6 muestra la distribución del esfuerzo compresivo a 200 N, el cual se concentra en el área vestibular de la zona cervical implante.

Figura 4 Distribución de esfuerzo de von Mises en el implante del modelo 01 y 02 bajo carga estática de 200 N 

Figura 5 Distribución de esfuerzo máximo tensil en el modelo 01 y 02 bajo carga estática de 200 N 

Figura 6 Máximo esfuerzo compresivo en el modelo 01 y 02 bajo carga estática de 200 N. 

Bajo una carga de 600 N, el modelo 01 presenta un esfuerzo de von Mises de 894,5 MPa y el modelo 02 un esfuerzo de von Mises de 298,5 MPa. En esta carga, el implante tiene los mayores esfuerzos en la región superior del implante, tanto en vestibular como en palatino. Sin embargo, estos valores no son significativos con respecto al límite elástico del material. El esfuerzo tensil fue de 922 MPa para el modelo 01 y 361,7 para el modelo 01, y se localizó vestibular de la zona cervical del implante. El esfuerzo compresivo para el modelo 01 y 02 fue -1212,5 y -377,5 MPa respectivamente. En esta carga, para el implante del modelo 01, es decir, el implante con un diámetro de 3,7 sí se presenta una carga que supera el límite de fluencia del titanio (Figura 7).

Figura 7 Esfuerzo máximo von Mises para las cargas de 600 N, el modelo 01 y 02 

Teniendo en cuenta todos estos resultados, se puede observar un aumento de concentración de esfuerzos de 56,59% al disminuir el diámetro del implante.

Distribución de esfuerzo en el pilar de circona

La Figura 8 muestra el pilar de circona bajo una carga de 200 N en el modelo 01 y 02. El valor máximo de esfuerzo von Mises bajo carga estática se concentró inicialmente en el área interna del pilar, en la zona de contacto con el tornillo de sujeción, siendo de 234,5 MPa para el modelo 01 y de 130,6 MPa para el modelo 02. Bajo esta carga de 200 N, el máximo esfuerzo tensil para el modelo 01 fue 203 MPa, mientras que para el modelo 02 fue 109,5 MPa, y se concentró principalmente en el área interna en contacto con el tornillo de sujeción y en la superficie palatina en cervical. El máximo compresivo fue de -251,7 MPa para el modelo 01 y -87,9 MPa en el modelo 02, en vestibular en el área cervical y en la conexión con el implante (Figura 10). Al aumentar la carga, este esfuerzo máximo de von Mises se concentró en la conexión con el implante en el área cervical del pilar, tanto en vestibular como en palatino, siendo mayor en vestibular.

Figura 8 Distribución del esfuerzo de von Mises en el modelo 01 y 02 bajo carga estática de 200 N 

Figura 9 Distribución de esfuerzo tensil bajo carga estática de 600 N 

Figura 10 Máximo esfuerzo compresivo en el modelo 01 y 02 bajo una carga estática de 200 N 

Para la carga estática de 600 N en el modelo 02, el valor de esfuerzo máximo von Mises fue 37,7% (339,8 MPa) del límite último de fractura de la circona y en el modelo 01 fue el 69,5% (625,7 MPa) del límite último de fractura de este material.

Para todas las cargas estáticas aplicadas en los modelos 01 y 02, los valores de máximo von Mises en el pilar no alcanzaron el límite último de fractura de la circona. El esfuerzo de cizalla a 600 N fue de 350 MPa y 177,95 MPa para el modelo 01 y 02 de manera respectiva, y se localizó principalmente en vestibular, en el cervical, en el área en contacto con el implante.

Los cálculos de los esfuerzos dependen únicamente de la carga aplicada y del área de los elementos de la malla, por lo tanto, en los modelos donde se aplicó la disminución de la resistencia a la fractura del pilar de circona (modelo 03 y 04), no se observaron diferencias en la circona en cuanto a los valores de von Mises (Figura 11).

Figura 11 Esfuerzo máximo de von Mises en el pilar de circona para modelo 02 y 04 

Al aplicar la disminución en la resistencia a la fractura del pilar de circona (modelo 04) se encontró que el esfuerzo máximo von Mises fue similar para ambos modelos (modelo 02 y 04). En el modelo 02 el esfuerzo máximo tensil alcanzó el 48,8% de límite último de fractura a 800 N, mientras que en el modelo 04, bajo la misma carga, el máximo tensil fue el 83,48% del límite último de fractura de la circona.

En el pilar de circona se presenta un aumento del 44,38% en la concentración de esfuerzos máximos equivalente von Mises al disminuir el diámetro del pilar, cuando se encuentra bajo una carga de 200 N. Al aumentar la carga aplicada a 400 N, se halló un aumento del 49,12% de concentración de esfuerzos en el pilar del modelo 01.

Distribución de esfuerzo en la corona

La Figura 12 representa la distribución de esfuerzos von Mises en la corona bajo una carga estática de 200 N. Las tensiones máximas se encuentran en cervical. El máximo von Mises bajo una carga de 200 N para la estructura de disilicato en el modelo 01 y 02 fue de 50,3 MPa y 73,5 MPa, y para la cerámica de recubrimiento fue de 28,1 MPa y 55,1 MPa respectivamente. Estos esfuerzos se concentraron principalmente en el área cervical en vestibular. El esfuerzo máximo tensil para la estructura de disilicato en el modelo 01 fue de 28,9 MPa y 7,5 MPa en el modelo 02, concentrándose en palatino, en el área cervical de la estructura. El esfuerzo compresivo para la estructura de disilicato se localizó en vestibular y fue de -43,5 MPa y -34,0 MPa para el modelo 01 y 02 respectivamente.

Figura 12 Esfuerzo von Mises para la corona en el modelo 01 y 02 

Al aumentar la carga, estos esfuerzos siguen presentándose en cervical tanto en la estructura de disilicato como en la cerámica de recubrimiento (Figura 13). Aplicando una carga de 600 N, la estructura de disilicato presenta un máximo de von Mises de 134,1 MPa para el modelo 01 y 73,5 MPa para el modelo 02. Bajo esta misma carga, la cerámica de recubrimiento presenta un esfuerzo de von Mises de 76,3 MPa para el modelo 01 y 55,1 MPa para el modelo 02. El máximo esfuerzo de von Mises no alcanzó el límite de fluencia bajo ninguna de las cargas estáticas aplicadas en el modelo 02. Sin embargo, en el modelo 01, bajo una carga de 800 N, este valor von Mises sí superó el límite último de fractura de la cerámica feldespática. Para todas las cargas estáticas aplicadas en el modelo 01 y 02, el equivalente von Mises en la estructura de disilicato no alcanzó el límite de fluencia de este material.

Figura 13 Esfuerzo de von Mises para la estructura de disilicato en el modelo 01 y 02 

Distribución de esfuerzo en el tornillo de fijación

En la Figura 14 se muestra el máximo von Mises para el modelo 01 y 02 en las diferentes cargas estáticas aplicadas. El modelo 01 presentó un von Mises a 200 N de 167,7 MPa y del modelo 02 de 140,5 MPa concentrado en los dos modelos, en la cabeza del tornillo y en las primeras tres roscas (Figura 15). A 800 N, el modelo 01 presentó un von Mises de 410,6 MPa, y el modelo 02 un esfuerzo de von Mises de 213,6 MPa. El máximo tensil bajo una carga estática de 200 N para el modelo 01, fue de 290,9 MPa y para el modelo 02 fue de 140,5 MPa.

Figura 14 Modelo 02 - Esfuerzo máximo von Mises en el tornillo de fijación, carga estática 

Figura 15 Distribución esfuerzos de von Mises en el tornillo de fijación en los modelos 01 (a,b) y modelo 02 (c,d) a 200 y 600 N cada uno, respectivamente 

Distribución de esfuerzo en el hueso

Los valores de máximo esfuerzo equivalente von Mises se encontraron en el hueso que rodea el cuello del implante. No hubo tensión en el hueso más apical. El máximo esfuerzo equivalente von Mises dentro del hueso que rodea el cuello del implante fue 82 MPa para el modelo 01 y 36,1 MPa para el modelo 02, bajo una carga de 200 N. Al aumentar la carga a 600 N el von Mises fue de 251,7 y 96,4 para el modelo 01 y 02, respectivamente.

Figura 16 Distribución de esfuerzo von Mises en el hueso bajo carga estática de 600 N 

Factores de seguridad

El factor de seguridad se observa en la Figura 17. En el modelo 02, no se presentó ningún factor de seguridad inferior a 1, mientras que en el modelo 01 y 04 este factor de seguridad fue inferior de 1 en las cargas de 700 y 800 N. En el modelo 03, el factor de seguridad fue menor de 1 bajo las cargas de 500 a 800 N.

Figura 17 Factor de seguridad para el pilar de circona en los modelos 01, 02, 03, 04 

DISCUSIÓN

En el análisis tridimensional de elementos finitos los resultados dependen de muchos factores individuales, incluyendo las propiedades de cada material o estructura biológica, condiciones de frontera y definición de la interfase.²⁰ En este estudio, los modelos presentados son una aproximación a la situación clínica, y para esto fue esencial el modelado de la geometría exacta del implante, incluyendo la rosca del tornillo y las roscas internas del implante, así como el espacio en el hueso para la inserción del implante, la calidad y cantidad ósea, la modelación de la encía y del material restaurador. Sin embargo, se estableció una oseointegración del 100% y esto no simula la situación clínica exacta.

Al observar los resultados de los esfuerzos a 200 N, así como las gráficas de distribución de los esfuerzos máximos equivalente von Mises de los modelos con implante 3,7 (modelo 01,03) y con implante 4,7 (modelo 02, 04), se evidencia que los esfuerzos recibidos por el modelo 02 y 04 son menores, y corresponden a una distribución más baja de los esfuerzos de todas las estructuras que se modelan con el implante 4,7 mm, correspondiente al diámetro mayor del implante.

Al evaluar la distribución de esfuerzos en el pilar de circona, se observa una distribución menor en el pilar de 4,5 mm, esto corresponde a un mayor volumen del pilar de circona, lo cual le genera una mejor distribución de esfuerzos, llevando a una mayor resistencia. Esta distribución de esfuerzos en el pilar, bajo cargas de 300 a 800 N, presentan un aumento del esfuerzo de von Mises sobre el pilar de 3,5 mm de diámetro con un 44 a 50% más que el diámetro de 4,5 mm, hallazgo que se correlaciona con el estudio de Joo,²⁹ quien comparó los diámetros 3,5 y 4,5 mm de los pilares de circona Zimmer® bajo carga compresiva, presentando una carga máxima de 408,9 N el diámetro de 3,5 mm, mientras que pilar con diámetro de 4,5 mm resiste 606,9 N. Att y colaboradores³⁰ evaluaron la influencia del espesor de las paredes de pilares de circona individualizados, encontrando diferencias en la resistencia a la fractura al igual que en nuestro estudio, donde se utilizaron pilares precontorneados. Sin embargo, en el estudio de Att y colaboradores³⁰ las diferencias no fueron estadísticamente significativas.

En los dos modelos, de 3,5 mm y 4,5 mm de diámetro, el esfuerzo máximo de von Mises se concentró en el área interna del pilar, en la zona en contacto con la cabeza del tornillo de sujeción y en la interfase donde se conecta el pilar con el implante. Hallazgos similares a nuestro estudio fueron reportados por Adatia y colaboradores,³¹ quienes utilizaron pilares de circona unidos a un análogo de acero a través de un tornillo de fijación de titanio, encontrando que la fractura del pilar de circona se presentó en el área donde se conecta con el análogo. Así mismo, Att y colaboradores³⁰ encontraron la falla principalmente en el pilar, en el grupo en el cual se hizo una preparación de las paredes y, posteriormente, un proceso de envejecimiento artificial. Kim y colaboradores,³² evaluaron la resistencia a la fractura de pilares prefabricados en circona encontrando en este tipo de pilar un patrón de fractura relativamente uniforme, el cual se localizó en la zona cervical del pilar.

La localización de la fractura del pilar en el área de la conexión interna dentro del implante también se presentó en el estudio realizado por Albrecht y colaboradores³³ en el 2011, quienes evaluaron la resistencia y localización de la fractura de pilares de circona simulando la zona de anteriores y premolares superiores. La mayor concentración de esfuerzos en esta área se ha relacionado con los efectos de palanca en esta zona y el menor espesor que presenta en la conexión.³¹⁾⁽³⁴ En todos estos estudios, incluyendo este estudio, los valores de carga aplicados fueron superiores a las fuerzas oclusales fisiológicas del hombre.

En nuestro estudio, las diferencias más notorias se dan en el implante, en el hueso y en pilar, lo que significa que cualquier modificación en el diámetro, espesor y propiedades de estas estructuras modificarán e influirán en los resultados finales. La longitud no se considera una variable importante, como lo muestra el estudio de Anitua y colaboradores,³⁵ donde la longitud influye en un promedio de 2%, lo que significa que su influencia es muy poca, por lo que en nuestro estudio se trabajó con una misma longitud del implante.

Analizando los resultados arrojados por el simulador, se puede observar que al reducir el diámetro del implante en 1 mm, se presentó un aumento del 32,41% en el esfuerzo máximo equivalente de von Mises bajo una carga estática de 200 N. Cuando aumentamos la carga estática aplicada, el porcentaje en el que se aumentan los esfuerzos en el modelo de 3,7 mm, fue de 59,35% y 65,5% para las cargas de 400 N y 800 N, respectivamente.

Esto es coherente con lo encontrado por Anitua y colaboradores,³⁵ al evaluar la influencia del diámetro y la longitud sobre la distribución de esfuerzos, comparando seis diámetros diferentes. Los resultados mostraron que el diámetro del implante es más significativo sobre la distribución de esfuerzos, presentando un von Mises menor en los implantes de mayor diámetro, localizándose los esfuerzos en todos los diámetros en la cresta ósea. De acuerdo a este estudio, es posible disminuir el esfuerzo máximo von Mises en un 30,7% al aumentar el implante de 2,5 a 3,3 mm, y cuando evaluó el diámetro de 3,3 a 4 mm, el esfuerzo disminuyó en un 28,2%.

A diferencia de nuestro estudio, Anitua y colaboradores³⁵ solo aplicaron una carga estática de 150 N. Conclusiones similares fueron reportadas por Himmlová,³⁶ en su estudio biomecánico, en donde se aplicaron cargas oblicuas en implantes en la región molar mandibular, donde un aumento en el diámetro del implante disminuyó el esfuerzo máximo equivalente von Mises alrededor del cuello del implante. En el estudio de Ding y colaboradores,³⁷ se encuentra una diferencia de un 25% entre un implante de diámetro 3,3 a uno de 4,1 mm, siendo menor el esfuerzo para el de 4,1 mm. Estos resultados muestran similitudes con el nuestro; sin embargo, cuando se revisan materiales y métodos no se observa una modelación estricta como en nuestro estudio, ni hay una explicación clara sobre el modelo y las fuerzas aplicadas al mismo.

El envejecimiento de la circona ha sido estudiado por varios estudios in vitro a través de envejecimiento artificial, por medio de ciclos térmicos y mecánicos en medios húmedos; sin embargo, no existen otros estudios de elementos finitos que varíen las propiedades de la circona para evaluar su comportamiento en condiciones de envejecimiento, basados en los resultados de los estudios in vitro, por lo que la información arrojada en los modelos 03 y 04 será comparada y complementada con estos estudios. El factor de seguridad para el pilar de circona en el modelo 03, el cual simuló el envejecimiento, se encontró inferior a 1 bajo cargas superiores a 500 N, mientras que en el modelo 02 este factor de seguridad fue superior a 1 en todas las cargas aplicadas, siendo de 1,24 bajo la carga más alta aplicada en este estudio, la cual fue de 800 N. En el modelo 02 y 04, el factor de seguridad para el pilar fue inferior a 1, bajo cargas superiores a 700 N. Esto significa que para pilares de circona, sin alterar su estructura por tallado o por alguna circunstancia que afecte sus propiedades y con un diámetro de 4,5 mm, cumpliría con un rango de seguridad, inclusive a esfuerzos de 800 N.

Al observar el factor de seguridad, se podría indicar que a esfuerzos superiores a 500 N, si el pilar es de 3,5 y sufre envejecimiento, su resistencia final se vería en riesgo, así como la del pilar 3,5 mm sin envejecimiento para esfuerzos superiores a 700 N, esfuerzos difíciles de encontrar en la región anterior, donde se han reportaron en el rango de 90 a 370 N.38, 39 No obstante, es razonable superar las cargas fisiológicas durante estos estudios para mejorar la estimación del rendimiento de las restauraciones en condiciones de parafunción como el bruxismo. Se debe tener en cuenta que el coeficiente de seguridad es un pronóstico de riesgo de fractura, más no afirma que el material vaya a sufrir fractura cuando sus valores son inferiores a 1. En general, en este estudio los pilares a los cuales se les modificó las propiedades para simular el envejecimiento (modelo 03 y 04), presentaron un coeficiente de seguridad inferior a los que se presentaron en los modelos sin envejecimiento 01 y 02.

Esto sugiere un mejor comportamiento de los pilares que no han sido sometidos a esfuerzos que puedan alterar las propiedades de la circona como son tallado, arenado y esfuerzos oclusales.⁶ Esta observación es apoyada por los resultados de Kohorst y colaboradores,⁷ quienes realizaron un estudio in vitro donde evaluaron la influencia del envejecimiento artificial sobre la capacidad de carga de una estructura de circona de 4 unidades, aplicando diferentes parámetros de envejecimiento como fueron ciclos térmicos, ciclos mecánicos y carga, encontrando una disminución de un 40% en la resistencia a la fractura, en comparación con las muestras que no les realizaron envejecimiento.

Kohorst y colaboradores⁸ realizaron otro estudio en 2010, donde evaluaron la influencia de realizar un daño preliminar en combinación con envejecimiento artificial sobre la capacidad de carga de estructuras de circona de 4 unidades. Kohorst y colaboradores⁸ encontraron una disminución en la capacidad de carga del 20% debido a la simulación de envejecimiento. Sin embargo, no encontraron una relación del daño preliminar que realizaron, el cual fue un corte mecánico en la estructura, con la disminución en la resistencia a la fractura. Así mismo, Sarafidou y colaboradores⁹ evaluaron la capacidad de carga de una estructura de circona de tres unidades bajo envejecimiento artificial y reportaron que aplicar el envejecimiento artificial a través de carga cíclica térmica y mecánica causa una disminución en la capacidad de carga de la estructura de la circona.

En contraste, numerosas investigaciones in vitro relacionadas con el envejecimiento de la circona, no han descrito una disminución estadísticamente significativa en la resistencia a la fractura.¹⁰⁾⁽¹² Nothdurft y colaboradores,¹¹ evaluaron la influencia del envejecimiento artificial sobre la resistencia a la fractura de pilares en circona rectos y angulados, simulando una situación clínica de un incisivo central superior. Nothdurft y colaboradores¹¹ no encontraron diferencias estadísticamente significativas en la capacidad de carga de los pilares al comparar los pilares sometidos a envejecimiento artificial, con los que no habían sido sometidos a este envejecimiento.

Beuer y colaboradores¹⁰ también evaluaron la influencia del envejecimiento artificial sobre la capacidad de carga de una estructura de circona de tres unidades en el sector posterior, pero no se encontró ninguna influencia del proceso de envejecimiento artificial en este estudio. Papanagiotou¹² evaluó, en bloques de circona, otros factores como la influencia de la degradación a baja temperatura y el arenado y pulido que realizan los técnicos dentales, reportando que estos procesos, que también llevan al envejecimiento de la circona, no tienen efectos significativos negativos sobre la resistencia a la flexión de la circona. Esta controversia en los resultados de los estudios in vitro, que evalúan la influencia del envejecimiento artificial sobre la circona, puede estar relacionada con el tipo de proceso de envejecimiento realizado por cada estudio¹⁰ y el método de evaluación.

La mayoría de estudios basados en el método de elementos finitos han sido realizados bajo cargas estáticas; sin embargo, se deben llevar análisis estáticos y dinámicos del implante para garantizar la seguridad del diseño. Los efectos dinámicos pueden añadir aproximadamente hasta un 10-20% más de carga sobre todos los componentes del implante, de la restauración y del hueso, según KayabasΙ y colaboradores.²⁰ Por lo tanto, se sugiere la realización de estudios de elementos finitos que comparen análisis estáticos y dinámicos y los posibles efectos que la fatiga pueda generar en el sistema.

Adicionalmente, en este estudio, no se tuvo en cuenta el proceso de transformación de fase de la circona, el cual ha reportado que aumenta la resistencia a la fractura, pero se desconoce en qué momento exacto se da la transformación de fase, por lo cual queda abierta la posibilidad de realizar otro estudio de modelado matemático, en conjunto con un estudio in vitro que facilite la precisión de los datos referentes a la circona bajo condiciones de envejecimiento artificial y transformación de fase.

CONCLUSIONES

Dentro de las limitaciones de este tipo de estudio y con las especificaciones anotadas, se podrían dar las siguientes conclusiones:

Al modificar las propiedades de la circona, para simular el envejecimiento, el factor de seguridad disminuye a valores inferiores a 1. Sin embargo, las fuerzas aplicadas, bajo las cuales disminuye el factor de seguridad, son superiores a 500 N, fuerzas que superan los esfuerzos normales de la masticación en el sector anterior.

La distribución de esfuerzo en el implante y en el pilar es similar para ambos diámetros, pero la concentración de esfuerzos de von Mises aumenta en el de diámetro menor bajo las diferentes cargas aplicadas en el presente estudio.

El sitio de mayor concentración de esfuerzos en el pilar de circona se da en la conexión con el implante.

CONFLICTO DE INTERÉS

Los autores declaran no tener ningún conflicto de interés