En nuestro estudio, las tensiones sufridas por el implante presentan comportamientos diferentes para ambos modelos estudiados. Por una parte, en el modelo con atornillamiento transoclusal la tensión sufrida por el implante muestra un aumento progresivo a medida que aumenta la angulación de la fuerza respecto a la axialidad. Esta tendencia está en concordancia con lo hallado en la literatura (Barbier et al., 1998; Hsu et al., 2007; Kitamura et al., 2004; Meijer et al., 1993; Papavasiliou et al., 1996; Sutpideler et al., 2004; Chang et al., 2013a; Qian et al., 2009; Himmlová et al., 2004; Holmgren et al., 1998) y, como ya hemos comentado, podría responder a un aumento del momento de rotación de la fuerza en el conjunto implante-hueso. Por el contrario, en el modelo con atornillamiento transversal el estrés aumenta conforme lo hace la inclinación de la fuerza excepto cuando la inclinación de la fuerza es de 15º con respecto al eje mayor del implante donde se produce una leve disminución de la tensión con respecto al valor de la carga axial. Este comportamiento puede ser debido a que para 15º, la dirección de la fuerza se sitúa entre el eje mayor del implante y el eje del tornillo transversal, que de alguna manera disminuye o disipa la fuerza transferida al implante. En cualquier caso, la tensión es siempre mayor en el modelo con atornillamiento transversal para todas las inclinaciones estudiadas.
Por otra parte, y obviando la disminución sufrida para los 15º, los datos revelan que en el modelo con atornillamiento transversal, el estrés
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sufrido por el implante es de 116,7MPa cuando se aplica una carga de 300N de dirección axial y alcanza su valor máximo, más del triple cuando ésta se inclina 45º con respecto a la axialidad. Estos valores corresponden respectivamente al 25,26% y 79,52% del límite elástico del titanio comercialmente puro (TCP) que es de 462MPa (Kabayasi et al., 2006). Por su parte, en el modelo con atornillamiento transoclusal, el valor del estrés en el implante ante la carga axial, su valor es inferior a la mitad del que recibe el implante en el modelo con atornillamiento transversal. Sin embargo, su estrés aumenta en mayor proporción a medida que la carga es más inclinada, llegando a su máximo valor para los 45º donde es mayor de cuatro veces la tensión para la carga axial. Estos valores corresponden respectivamente al 10,97% y 50,52% del límite elástico del TCP. El propósito de la bioingeniería aplicado a la implantología es analizar los principios biomecánicos en estudios in vitro para inferir los hallazgos importantes como factores de riesgo en lugar de experimentarlos empíricamente en aplicaciones clínicas, y en nuestro estudio se observa que, ante una misma fuerza, los implantes que soportan prótesis retenidas mediante atornillamiento transversal son más propensos al fallo que los implantes que soportan prótesis con atornillamiento trasoclusal por encontrarse más próximos al límite elástico del TCP. Sin embargo, estos resultados obtenidos mediante el AMEF requieren ser contrastados mediante estudios clínicos (Iplikcioglu and Akça, 2002; Lang et al., 2003).
Cuando se evalúa el éxito a largo plazo de los implantes dentales, su fracaso está relacionado a la transmisión de las cargas oclusales que pueden dar lugar a dos consecuencias: fallo por fatiga/fractura o reabsorción ósea (Kayabasi et al., 2006). En cuanto al primero, las causas que generan la fractura de un implante pueden dividirse en tres grupos: en primer lugar, dicha fractura puede deberse a defectos de fabricación, lo cual se considera poco probable (Balshi, 1996; Piatelli et al., 1998); en segundo lugar, a un
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inadecuado ajuste pasivo entre la prótesis y el implante, que generaría una tensión constante que actuaría a su vez como factor predisponente a la fractura; y por último, la tercera causa de fractura sería la sobrecarga biomecánica, que parece ser la etiología más frecuente y que podría estar relacionada con hábitos parafuncionales o un inadecuado diseño de la prótesis. De esta manera, los hábitos parafuncionales, como el apretamiento o el rechinamiento de los dientes, podrían aumentar la sobrecarga de los implantes debido a su magnitud, duración, frecuencia y dirección de las cargas (Balshi., 1996). La fuerza que actúa sobre los implantes dentales lo hace de manera repetitiva produciendo deformación y micromovimiento que puede producir fallo por fatiga de los implantes (Manda et al., 2009), es decir, fallo por cargas dinámicas cíclicas incluso de magnitud inferior a las cargas estáticas, por lo que los hábitos de masticación de los pacientes pueden influir sobre los implantes (Gibbs et al., 2002; Brunski, 1992). No debemos olvidar que, aunque en nuestro estudio empleamos una carga estática, durante la masticación empleamos una media de 15 minutos por comida, las hacemos 3 veces al día a 60 ciclos por minuto (1Hz), lo que es equivalente a 2700 ciclos de masticación por día (Binon and McHugh, 1996; Wiskott et al., 1995). Esta frecuencia de carga masticatoria podría explicar que el 56% de los pacientes con implantes fracturados eran bruxistas que generaban fuerzas oclusales de alta magnitud (Rangert et al., 1995), lejos de los 300N empleados en nuestro estudio. Además, el empleo de cargas dinámicas cíclicas con respecto a las estáticas pueden producir un 10-20% o más carga al implante (Kayabasi et al., 2006), lo que sumado a lo dicho, puede aumentar el riesgo de fracaso o pérdida de los implantes.
Con respecto a la localización y distribución de la tensión en el implante, en ambos modelos y en condiciones de carga axial, la localización del estrés para ambos modelos se localiza en la parte superior del implante y desde ahí se disipa hasta la espira más apical, siendo el pico
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de estrés a nivel de la plataforma del implante en su parte más coronal en ambos modelos con la diferencia de que en el modelo con atornillamiento transversal se localiza en la parte externa mientras que en el modelo con atornillamiento transoclusal lo hace en la parte interna. Posteriormente, en el modelo con atornillamiento transversal el estrés se distribuye hasta la tercera espira mientras que el modelo con atornillamiento transoclusal lo hace hasta la quinta espira y en ambos modelos coincidiendo la zona de estrés con la hallada en la plataforma. Además, cuando se inclina la carga, el estrés se localiza en ambos modelos en la cara opuesta a la de la aplicación de la carga (en este caso el estrés se localiza en la cara vestibular) salvo para las inclinaciones de 30º y 45 que también lo hace en la cara lingual, siendo diferente su localización a nivel de la plataforma en ambos modelos.
Si bien es cierto que no hemos encontrado documentación en la literatura acerca de las diferencias de comportamiento del implante con un sistema de atornillamiento u otro tras recibir cargas de diferente angulación, nuestros resultados parecen coincidir con los obtenidos por Chang et al. (2013a). Estos autores, estudian mediante AMEF la distribución del estrés en 4 implantes diferentes que soportan prótesis cementadas en dos tipos de hueso distintos (Tipo II y IV). Al estudiar la transmisión de estrés producido por una fuerza de 100N a 0º y 30º de angulación sobre un implante similar al nuestro, encuentran que para el hueso tipo II, la localización del estrés se produce en el cuello del implante y primeras espiras, sólo que el mayor pico de tensión lo obtienen para 30º entre el cuello y las primeras espiras del implante y no en la plataforma del mismo como en nuestro caso. Esto puede ser debido a que en nuestro estudio, el implante está más sumergido en el hueso, y por tanto, según el principio del haz complejo, la localización de la tensión tendrá lugar en primer lugar donde los materiales de diferente módulo de elasticidad entren
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en contacto, en nuestro estudio, en una situación más coronal.
Por otra parte y en cuanto a la magnitud de la tensión estudiada, en el estudio de Chang et al. (2013a), la tensión en el implante para los 0º y 30º era de 14,4268MPa y 339,8240 MPa respectivamente, es decir, 23,55 veces mayor para 30º que para 0º. En nuestro estudio, sin embargo, las tensiones halladas para estos valores fueron siempre menores y la diferencia entre los 0º y 30º fueron de casi el doble para el modelo con atornillamiento transversal (116,7MPa frente a 225MPa) y de 3,36 veces mayor para 30º respecto a los 0º para el atornillamiento transoclusal. Resulta sorprendente que, aunque la fuerza empleada en nuestro estudio era mayor, las tensiones en el implante fueron menores en ambos modelos estudiados que para un modelo similar con prótesis cementada, siempre teniendo en cuenta las diferencias existentes entre ambos modelos estudiados.
Por otra parte, algunos autores relacionan la zona de localización del estrés en los implantes con la zona de posibilidad de fallo de los implantes (Pérez et al., 2012). Por tanto, la zona situada entre la plataforma del implante y las primeras espiras del mismo, es la más propensa a sufrir la rotura del implante. Otros autores lo relacionan con la presencia de la luz del implante en esta zona para albergar el tornillo de retención del pilar (Quek et al., 2008), mientras que otros lo asocian a las condiciones de carga y las propiedades del titanio (Pérez et al., 2012). Sin embargo y a pesar de lo relatado, la fractura del implante es un hecho poco frecuente, produciéndose en un 0,2% de 4045 implantes estudiados y en un 0,6% de otros 4636 (Adell et al., 1990; Balshi, 1996; Eckert et al., 2000).
Según lo relatado, el empleo de uno u otro sistema de retención no parece tener mucha influencia en cuanto a la posible fractura del implante si sólo tenemos en cuenta las tensiones sufridas en el mismo, aunque cabe recordar que en nuestro estudio el implante del modelo con atornillamiento transoclusal sufre menos tensiones que el del modelo con atornillamiento
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transversal para todas las condiciones de carga estudiadas.Por otra parte, como ya hemos comentado en el apartado anterior, la sobrecarga oclusal está asociada a la pérdida de hueso periimplantario, sobre todo si va asociado a la presencia de placa (Kozlovsky et al., 2007; Miyata et al., 2000) al sobrepasar un determinado nivel de tolerancia ósea, donde el modelo con atornillamiento transoclusal parece reducir esta posibilidad. Esta pérdida ósea periimplantaria a su vez empeora la proporción entre la altura de la restauración y el implante, aumentando el brazo de palanca y con él el momento de rotación de la fuerza. Como ya hemos comentado, entramos en un círculo vicioso patológico donde la carga oclusal genera una tensión que favorece la pérdida ósea periimplantaria, que a su vez aumenta la proporción corona/implante, aumentando el momento de rotación de la fuerza y con él la tensión transferida al hueso que produce pérdida ósea que hace que la sobrecarga sea aún mayor, y así sucesivamente (Akça and Cehreli, 2006), apoyados por estudios donde observan que el 92% de pacientes con fractura de implantes, presentaban una pérdida ósea significativa (Rangert et al., 1995).
Por todo ello, tanto la sobrecarga oclusal junto con la pérdida ósea que produce y la fatiga, son los principales factores que llegan a producir la fractura del implante (Morgan et al., 1993), siendo la zona de mayor estrés la más probable de sufrir fractura, estando situada en nuestro estudio en la porción más coronal del implante, al igual que lo hacen otros autores (Kitamura et al., 2004) y coincidiendo con la zona más débil del mismo donde su grosor es menor para alojar el tornillo y pilar protésicos (Quek et al., 2008). En nuestro estudio, el empleo del atornillamiento transversal puede aumentar las posibilidades de fractura del implante no sólo por experimentar mayores tensiones en el mismo con respecto al atornillamiento transoclusal, sino por la probable reducción de la pérdida ósea periimplantaria.
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6.4.- DEL ESTRÉS TRANSFERIDO A LA CORONA Y LOS