ARTÍCULOS ORIGINALES DERIVADOS DE INVESTIGACIÓN

Analysis of stress distribution in different prefabricated intraradicular retention elements

RESUMEN

Palabras clave: análisis de elementos finitos, poste, distribución de esfuerzos.

ABSTRACT

INTRODUCTION: the three-dimensional (3D) finite element analysis (FEA) was used to analyze the stress distribution in a maxillary central incisor, restored with prefabricated intrarradicular posts.
METHODS: three lateral cephalometrics head plates were taken, scanned and digitalized in each patient, and the airway measurements were compared before, at eight and eighteen months after surgery.
RESULTS: the results behaved differently depending on the intraradicular element used for retention of the crown. When the modulus of elasticity was higher in the intraradicular retention element, the stress distribution was observed to be higher in it, but it decreased in dentin.
CONCLUSIONS: within the limitations of the study, it was found that increasing the modulus of elasticity in the dowel decreases the stress in dentin.

Key words: finite element analysis, posts, stresses distribution.

INTRODUCCIÓN

La profesión odontológica frecuentemente se ve enfrentada al problema de rehabilitar los dientes con endodoncia y débiles estructuralmente en su porción coronal y radicular. Para darle solución a este problema se han utilizado durante las últimas décadas los elementos de retención intrarradicular prefabricados, en aleación de titanio, fibra de vidrio y fibra de carbono que proporcionaran retención a las restauraciones protésicas.¹

Se busca con estos elementos aumentar la resistencia a la fractura radicular, sin embargo Guzy² demostró en 1979, que los elementos de retención intrarradicular no refuerzan los dientes con endodoncia. Stockton³ afirma que la resistencia a la fractura radicular está directamente relacionada con el grosor de la dentina remanente. Estos hallazgos indican que es de gran importancia ofrecer tratamientos restauradores que brinden longevidad y resistencia estructural.

En los últimos años, se ha promocionado la utilización de estos nuevos sistemas y materiales con la idea del mejor comportamiento biomecánico, menor costo y menor tiempo de trabajo en el consultorio, igualmente para favorecer las propiedades físicas semejantes a la dentina, lo que podría proporcionar una distribución de los esfuerzos semejante a la de un diente sano, favoreciendo además una adecuada estética de la restauración definitiva. Por estos motivos los sistemas prefabricados han tenido una buena acogida en la profesión.⁵

Por su parte, Smith y Schumann⁶ concluyeron que existe gran variedad de sistemas de elementos intrarradiculares prefabricados y demostraron que no existe un sistema único que llene todas las exigencias de un elemento intrarradicular ideal. De lo anterior se puede deducir que el odontílogo se ve enfrentado a una disyuntiva para seleccionar el elemento de retención intrarradicular más apropiado al no tener una base científica clara acerca del comportamiento biomecánico.

La evaluación del comportamiento biomecánico de estos elementos intrarradiculares se realizó inicialmente en estudios que utilizaban instrumentos (galgas) de deformación y métodos fotoelásticos; sin embargo, estos métodos tienen limitaciones, ya que solo permiten describir címo se producen las fracturas radiculares y la fuerza requerida para que ocurran, sin considerar la distribución de los esfuerzos en el sistema diente-poste-periodonto.

Otros métodos como el de elementos finitos, tienen el potencial de simular mediante un modelo matemático equivalente a un objeto real, compuesto por diferentes materiales sometidos a diversas cargas; por tanto, es útil para modelar el sistema que comprende un diente restaurado protésicamente, sistema que posee una geometría tridimensional compleja.¹¹

MATERIALES Y MÉTODOS

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°. Este ángulo es el resultado de cruzar los ejes longitudinales del incisivo central superior (111°) con el incisivo central inferior (90° ), teniendo como referencia el plano de Frankfort (poriín-orbita) y el plano mandibular respectivamente.¹⁶

A partir del modelo de la figura 1, se definen tres modelos: modelo poste de titanio, modelo poste fibra de vidrio, modelo poste fibra de carbono.

La carga aplicada a los modelos fue arbitraria de 200 N, distribuida uniformemente en la superficie lingual simulando las cargas generadas durante algunos de los movimientos masticatorios. Por tratarse de un análisis elástico lineal es irrelevante tener una carga mayor o menor a la anotada en esta investigación, ya que la única variación que se conseguirá es en la magnitud de los esfuerzos, sin embargo la distribución del esfuerzo será idéntica sobre los componentes del modelo.

Los modelos fueron mallados con elementos hexaédricos (elementos que permiten tres grados de libertad translacional por nodo, tipo Brick, logrando la convergencia de malla con 48.587 nodos y 17.025 elementos.

Geometría

Se modeló la raíz del incisivo central con un muñón de dos milímetros de estructura coronal remanente en altura con un bisel de un milímetro en su periferia para obtener el efecto de abrazadera del elemento de retención intrarradicular prefabricado.^25-27

La raíz se consideró de forma cínica para facilitar su modelado, con diámetro coronal de cinco milímetros; esto no altera los resultados, dada la gran variabilidad que existe en la anatomía y en las dimensiones radiculares de un individuo a otro.

Para el modelado del conducto radicular se tuvo en cuenta que la amplitud del canal pulpar no superara en un tercio la amplitud radicular en su parte más estrecha; teniendo como mínimo un milímetro de dentina sana a su alrededor, sobre todo en la región del ápice.^{28, 29}

Los cuatro milímetros apicales del conducto radicular fueron modelados con las propiedades de la gutapercha (material de obturación para endodoncia), conservando así la cantidad mínima de obturación que se describe en la literatura para evitar la filtración.^{8, 29, 30}

Para el resto del conducto radicular y su porción coronal se modeló un elemento intrarradicular con los diferentes tipos de materiales. El espigo del elemento de retención intrarradicular tiene diámetro coronal de 1,6 mm y apical de 1,1 ajustándose a la anatomía interna del canal radicular con su porción apical redondeada. El poste de titanio que se modeló corresponde a las propiedades del Tenax (coltenewalladent), los postes de fibra de vidrio y de fibra de carbono fueron modelados con la anatomía y propiedades de la casa comercial Angelus. Los postes fueron cementados con cemento resinoso para lo cual se modeló una película de 0,040 mm.

El ligamento periodontal se modeló teniendo en cuenta las propiedades isotrópicas (materiales con iguales características en todas las direcciones); con un espesor en la periferia de la raíz de 0,2 mm y ubicado a 1,5 de la unión cementoamélica.

Para el diseño del hueso alveolar se incluyeron el hueso esponjoso que forma el interior del cuerpo maxilar y el hueso cortical, ambas estructuras con propiedades ortotrópicas (diferentes características en eje X, Y, Z), con una altura ísea de 18 mm desde la cresta alveolar hasta la porción basal maxilar y con el hueso cortical de un milímetro de espesor en la zona periférica desde la región basal y de 0,5 mm hacia la región interna del alvéolo. El diente se modeló con una longitud total de 25,0 mm, la corona de 9,5 en sentido inciso cervical por 8 en sentido mesiodistal y la raíz 15,5 mm de longitud por 5 de diámetro.

RESULTADOS

Cuando el incisivo tratado endodínticamente y con poste intrarradicular fue sometido a cargas masticatorias simuladas de 200 N con inclinación de 45° sobre la cara lingual de la corona protésica, se observaron los siguientes resultados que se presentan de manera gráfica con una intensidad de colores que definen la magnitud de los esfuerzos principales en cada una de las superficies del modelo. Para establecer una comparación de los tres modelos analizados se realizó un corte sagital sobre los modelos con una orientación en el plano YZ (en los modelos el eje Y corresponde al eje longitudinal del diente), este corte se escogió debido a la orientación de la carga aplicada.

Descripción de resultados en los esfuerzos máximos principales

Titanio

La figura 2.1 muestra el modelado de un incisivo central superior, restaurado con un elemento de retención intrarradicular prefabricado en titanio. El valor más alto de este esfuerzo máximo principal es localizado en la cara lingual del tercio medio y cervical del poste con el valor de 114,2189 N/mm², en la dentina el mayor valor fue de 71,71491 N/mm² localizado en el tercio medio y en el tercio cervical de la dentina.

Fibra de carbono

La figura 2.2 muestra el modelado de un incisivo central superior, restaurado con un elemento de retención intrarradicular prefabricado en fibra de carbono. El valor más alto de este esfuerzo máximo principal es localizado en la cara lingual del tercio medio y tercio cervical de la dentina con el valor de 63,66417 N/mm², en el perno el mayor valor fue de 16,82508 N/mm² localizado en una pequeña porción de la cara vestibular tercio medio, pero se observa distribución homogénea y casi completa en todo el perno con carga de 7,4572 N/mm².

Fibra de vidrio

La figura 2.3 muestra el modelado de un incisivo central superior, restaurado con un elemento de retención intrarradicular prefabricado en fibra de vidrio. El valor más alto de este esfuerzo máximo principal es localizado en la cara lingual del tercio medio y cervical de la dentina con valor de 64,72073 N/mm², en el perno el mayor valor fue de 17,48768 N/mm² localizado en un pequeño espacio en el centro del tercio medio del mismo elemento, pero se observa distribución homogénea y casi completa en todo el perno de una carga de 8,0410 N/mm².

Descripción de los resultados en esfuerzos mínimos principales

Titanio

La figura 3.1 muestra el modelado de un incisivo central superior, restaurado con un elemento de retención intrarradicular prefabricado en titanio. El valor más alto de este esfuerzo mínimo principal es localizado en la cara vestibular del tercio medio o cervical del poste con valor de -170,9686 N/mm², en dentina el mayor valor fue de -110,7278 N/mm² localizado en el tercio cervical de la dentina.

Fibra de carbono

La figura 3.2 muestra el modelado de un incisivo central superior, restaurado con un elemento de retención intrarradicular prefabricado en fibra de carbono. El valor más alto de este esfuerzo mínimo principal es localizado en la cara vestibular, tercio cervical de la dentina con el valor de -88,6721 N/mm², en el perno el mayor valor fue de -12,4662 N/mm² localizado en la cara vestibular tercio medio.

Fibra de vidrio

La figura 3.3 muestra el modelado de un incisivo central superior, restaurado con un elemento de retención intrarradicular prefabricado en fibra de vidrio. El valor más alto de este esfuerzo mínimo principal es localizado en la cara vestibular del tercio cervical de la dentina con el valor de -86,9987 N/mm², en el perno el mayor valor fue de -77,8962 N/mm² localizado en el tercio medio cara vestibular del mismo elemento.

Descripción de resultados en esfuerzos Von Mises

Titanio

La figura 4.1 muestra el modelado de un incisivo central superior, restaurado con un elemento de retención intrarradicular prefabricado en titanio. El valor más alto de Von Mises es localizado en dos lugares del modelo y estos son: el tercio medio del poste en sus caras vestibular y lingual, con valor de 149,1163 N/mm². No obstante, de los dos lugares en donde se encuentra el mayor esfuerzo, la zona en donde más se distribuye es la cara vestibular del perno. En la dentina el mayor valor fue de 89,46983 N/mm², localizado en el tercio cervical de la cara vestibular.

Fibra de carbono

La figura 4.2 muestra el modelado de un incisivo central superior, restaurado con un elemento de retención intrarradicular prefabricado en fibra de carbono. El valor más alto de Von Mises es localizado en dos lugares de la dentina y estos son: la cara vestibular y lingual en el tercio cervical, con valor de 64,72951 N/mm², en el perno el mayor valor fue de 16,18244 N/mm2 localizado en todo el tercio medio y parte de tercio apical.

Fibra de vidrio

La figura 4.3 muestra el modelado de un incisivo central superior, restaurado con un elemento de retención intrarradicular prefabricado en fibra de vidrio. El valor más alto de Von Mises es localizado en la cara vestibular del tercio cervical de la dentina con valor de 63,10455 N/mm², en el perno el mayor valor fue de 55,21659 N/mm² localizado en el tercio medio de la cara vestibular del mismo elemento.

En la tabla 2 se presenta un cuadro comparativo de los esfuerzos máximos, mínimos y Von Mises para un incisivo central superior rehabilitado con poste, para los tres tipos de materiales (titanio, fibra de carbono y fibra de vidrio) con carga de 200 N.

DISCUSIÓN

Los reportes científicos realizados en odontología por el método de elementos finitos han sido analizados por medio de resultados que muestran el comportamiento de los esfuerzos, siendo estos de tipo tensil, compresivo, tangencial o una combinación conocida como el esfuerzo de Von Mises, que es un criterio de falla de los materiales, el cual indica por dínde se están presentando las principales concentraciones de esfuerzos.^{13, 30-33}

En este estudio se analizó la distribución de los esfuerzos en un incisivo central superior configurado en forma tridimensional, el cual se restauró con tres diferentes postes (fibra de vidrio, titanio y fibra de carbono). El modelo es homogéneo, elástico lineal e isotrópico para la gran cantidad de materiales que se simulan (cerámica, cofia metálica, poste en titanio, muñón en resina, cemento resinoso, dentina, gutapercha y ligamento periodontal) y ortotrópico para el hueso cortical, el hueso esponjoso y para el poste de fibra de carbono y fibra de vidrio.

En algunos estudios se da importancia al valor de la cantidad de la fuerza que se le aplica al modelo, pero este dato es irrelevante debido a que es un modelo elástico lineal, en el cual solo cambia la magnitud pero no la distribución de los esfuerzos, por tanto cualquier cantidad aplicada al modelo, mostraría un resultado idéntico en los mapas de distribución de esfuerzos.

Cambiando las propiedades del elemento intrarradicular (módulo de elasticidad y razón de Poisson) se pueden comparar los diferentes mapas de distribución de los esfuerzos para cada uno de los postes (fibra de vidrio, fibra de carbono y titanio). En los tres modelos numéricos se observó un comportamiento similar en cuanto a la localización de la zona compresiva y tensil, donde se ubicaron en zonas parecidas: la zona compresiva fue en el poste y en la dentina tercio medio y cervical de la cara bucal y la zona tensil en el poste y en la dentina en el tercio medio y cervical de la cara lingual.

Los resultados de este estudio son coherentes con otros estudios anteriores de MEF respecto a los esfuerzos compresivos y tensil y en las zonas de la superficie radicular que fueron encontrados.^34-36 El estudio de Holmes²⁵ fue realizado en el maxilar inferior donde los esfuerzos tensiles se encontraron en la cara bucal y los compresivos en la lingual teniendo en cuenta que por ser un estudio en la mandíbula la fuerza fue aplicada en la cara bucal de la corona, invirtiendo las zonas compresiva y tensil.

En este estudio se encontró mayor concentración de los esfuerzos en el poste cuando presentan un módulo de elasticidad mayor y menor esfuerzo en la dentina. Los anteriores resultados están de acuerdo con lo encontrado por E. Asmussen³⁵ y el estudio de Sildoli³⁶ en 1997, quienes encontraron que los esfuerzos en la dentina se disminuyen por utilizar postes cementados con resina, por incrementar el módulo de elasticidad, el diámetro y la longitud del poste. También Li Li-li et al.³⁷ en 2006 encontraron en su estudio de MEF tridimensional, que al combinar postes prefabricados en titanio con diferentes materiales de cementación, el comportamiento biomecánico se daba de una forma más favorable entre más alto fuera el módulo de elasticidad del cemento, ya que así se concentraban en mayor proporción esos esfuerzos entre la interfase del material cementante y el elemento de retención intrarradicular. Sin embargo, Lanza A, Aversa R, Rengo S, Apicella D, y Apicella A³⁸ concluyeron que un módulo de elasticidad alto en un material cementante, no es relevante cuando el módulo de elasticidad del perno es bajo, ya que la mayoría de los esfuerzos tienden a ocupar el perno de bajo módulo de elasticidad.

En el estudio de Ko CC³⁹ en 1992, el cual comparó con modelos bidimensionales el esfuerzo de un diente natural y uno restaurado con poste, se observó una disminución significativa en el esfuerzo sobre la dentina. Resultados similares fueron encontrados por Ho⁴⁰ en 1994 al comparar modelos tridimensionales de un diente natural con dientes restaurados con poste.

En el estudio de Asmussen³⁵ se encuentra que el mayor esfuerzo se da en el poste con un módulo de elasticidad mayor, mayor longitud y diámetro disminuyendo el esfuerzo de la dentina. Contrario a estos resultados, Pegoretti⁴¹ concluyó en su estudio que el poste de fibra de vidrio resultó en un esfuerzo menor en la dentina comparándolo con un poste de fibra de carbono y un poste de aleación de oro colado, este comportamiento es debido según el autor a la similitud existente entre el módulo de elasticidad del poste en fibra de vidrio y la dentina. Esta teoría es presentada por otros estudios³⁸ de postes prefabricados; sin embargo cuando se analizan estos estudios se observa que la disminución del esfuerzo está es en el perno por tener un módulo de elasticidad bajo, pero se aumenta el esfuerzo en la dentina especialmente en el área cervical. En el estudio de Pegoretti⁴¹ se encuentra distribución más homogénea con el material que tiene menor módulo de elasticidad, que también se confirma en este estudio y el cual corresponde a un comportamiento de los materiales de menor módulo de elasticidad, en que el esfuerzo cuando pasa el límite de fluencia del material se convierte en más homogéneo, pero no se puede concluir de este resultado que el esfuerzo menor para la dentina sea mejor para el sistema, ya que depende de otras variables el pronóstico del diente, como lo son la estructura remanente de dentina.

En este estudio el mayor esfuerzo es dado en el perno con mayor módulo de elasticidad, siendo en este caso el perno de titanio el cual disminuye el esfuerzo de la dentina. Este resultado es coherente con el estudio de Boschian⁴² en 2006, quién en su estudio analizó tres elementos (fibra de vidrio, acero inoxidable y titanio), y encontró menor distribución de esfuerzos en la dentina cuando se utiliza un elemento de retención intrarradicular con un módulo de elasticidad alto.

En este estudio se tuvo en cuenta solo una variable (el material del poste), pero hay que considerar otras como: el tipo de cemento, la forma del conducto radicular, longitud del poste, diámetro del poste y la estructura dental remanente, esta última variable es la más importante para el pronóstico real de la posibilidad de fractura del diente.

CONCLUSIONES

• La distribución de esfuerzos para la dentina fue menor con el incremento del módulo de elasticidad del poste.

• Los incisivos superiores al presentar una carga angulada por lingual van a presentar esfuerzos tensiles en la cara lingual de la raíz y poste tercio medio y cervical y esfuerzos compresivos en la cara bucal de la raíz y perno tercio medio y cervical en condiciones parecidas a las del estudio.

• El poste de titanio, por tener mayor módulo de elasticidad, presenta un esfuerzo mayor que el de los otros postes prefabricados.

AGRADECIMIENTOS

Al estudiante de Ingeniería Mecánica de la Universidad de Antioquia, Carlos Mario Chica por el modelado solido del incisivo central.

HOMENAJE PÓSTUMO

REFERENCIAS

1. Shillingburg HT, Hobo S, Whitsett L, Jacobi R, Brackett S. Preparation for extensively damaged teeth. En: Fundamentals of fixed prosthodontics. 3.a ed. Chicago: Quintessence; 1997. p. 181-209.        [ Links ]

2. Guzy G, Nicholl J. In vitro comparison of intact endodontically treated teeth with and without endo-post reinforcement. J Prosthet Dent 1979; 42(1): 39-44.        [ Links ]

3. Stockton LW. Factors affecting retention of post systems: A literature review. J Prosthet Dent 1999; 81(4): 380-385.        [ Links ]

4. Sorensen JA, Engelman MJ. Effect of post adaptation on fracture resistance of endodontically treated teeth. J Prosthet Dent 1990; 64(4): 419-424.        [ Links ]

5. Anusavice K. Propiedades mecánicas de los materiales dentales. En: Ciencia de los materiales dentales. 11.a ed. Madrid: Elsevier; 1996. p. 42-71.        [ Links ]

6. Smith Ch T, Schumann NJ. Biomechanical criteria for evaluating prefabricated post-and-core systems: A guide for the restaurative dentist. Quintessence Int 1998; 29(5): 305-312.        [ Links ]

7. Fernández A, Shetty S, Coutinho I. Factors determining post selection: A literature review. J Prosthet Dent 2003; 90(6): 556-562.        [ Links ]

8. Schwartz R, Robbins J. Post placement and restoration of endodontically treated teeth: A literature Review. J Endod 2004; 30(5): 289-301.        [ Links ]

9. Hudis S, Goldstein Gary. Restorative of endodontically treated teeth: A review of the literature. J Prosthet Dent 1986; 55(1): 33-38.        [ Links ]

10. Becerra Gerardo, Valencia Guillermo. Relaciones endodíntico-protésicas, postes y muñones. Rev Fac Odontol Univ Antioq 1998; 10(1): 29-35.        [ Links ]

11. Geng J-P, Tan KBC, Liu GR. Application of finite element analysis in implant dentistry: a review of the literature. J Prosthet Dent 2001; 85(6): 585-598.        [ Links ]

12. Mah R, McEvoy S. Engineering principles and modeling strategies. En: McNeil C, editor. Science and practice of occlusion. Chicago: Quintessence; 1997. p. 153-164.        [ Links ]

13. Peláez A, Mejía S. Conceptos básicos de modelación matemática y simulación computacional de sistemas biológicos. Rev CES Odontol 2000; 13(1): 51-55.        [ Links ]

14. Fox K, Word DJ. A clinical report of 85 fractured metallic post-retained crowns. Int Endodont J 2004; 37(8): 561-573.        [ Links ]

15. Ingle JI, Bakland LK. Preparación de la cavidad endodíntica. En: Endodoncia. 5.a ed . México DF: McGraw-Hill; 2004. p.409-579.        [ Links ]

16. Buameister T, Avallone EA. Propiedades de los materiales. En: manual del ingeniero mecánico. 2.a Ed. México DF: McGraw-Hill; 1978.p.54-85.        [ Links ]

17. Moyer R. Analysis of the craneofacial skeleton: cefalometrics. En: Handbook of orthodontics. 4.a ed Year book medical publishers inc; 1988. p. 247-301.        [ Links ]

18. Dechow P. C. and Schwartz C. Elastic properties of the human mandibular corpus. In: Biodynamics in orthodontic ands orthopedic treatment, Craniofacial Growth Series. Ann Arbor, Michigan: Center of human growth and develoment the University of Michigan. 1992; 27: 299 -314.        [ Links ]

19. Dechow PC, Nail GA, Schwartz Dabney CL. Elastic properties of human supraorbital and mandibular bone. Am J Phys Anthropol 1993; 23(6): 291-306.        [ Links ]

20. Turner CH, Cowin S, Rho JY, Ashman RB, Rice JC. The fabric dependence of the orthotropic elastic constants of cancellous bone. J Biomech 1990; 23(6): 549-561.        [ Links ]

21. Reinhardt RA, Krejci RF, Pao YC, Stannard JG. Dentin stresses in post-reconstructed teeth with diminishing bone support. J Dent Res 1983; 62(9): 1002-1008.        [ Links ]

22. Attar N, Tam LE, McComb D. Mechanical and physical properties of contemporary dental luting agents. J Prosthet Dent 2003; 89: 127-134.        [ Links ]

23. Ausiello P, Apicella A, Davidson CL. Effect of adhesive layer properties on stress distribution in composite restorations - a 3D finite element analysis. Dent Mater 2002; 18: 295-303.        [ Links ]

24. Christel P. Meunier A, Heller M, Torre JP, Peille CN. Mechanical properties and short-term in - vivo evaluation of yttrium-oxide-partially-stabilized zirconia. J Biomed Mater Res 1989; 23: 45-61.        [ Links ]

25. Holmes DC, Díaz-Arnold AM, Leary JM. Influence of post dimension on stress distribution in dentin. J Prosthet Dent 1996; 75: 140-147.        [ Links ]

26. Milot P, Stein S. Root fracture in endodontically treated teeth related to post selection and crown design. J Prosthet Dent 1993; 68: 428-435.        [ Links ]

27. Sorensen J, Engelman M. Ferrule design and fracture resistance of endodontically treated teeth. J Prosthet Dent 1990; 63: 529-36.        [ Links ]

28. Stankiewics NR, Wlison P. The ferrule effect: a literature review. Int End J 2002; 35: 575-581.        [ Links ]

29. Botero JA, Salazar LM, Roldan S, Zapata U, Naranjo M. Investigación Comportamiento de las fuerzas generadas por un perno colado sobre una raíz por medio de un análisis tridimensional de elementos finitos. Rev CES Odontol 2004; 17(1): 51.        [ Links ]

30. Tjan AH, Whang S. Resistance to root fracture of dowel channels with various thicknesses of buccal dentin walls. J Prosthet Dent 1985; 53(4): 496-500.        [ Links ]

31. Fernández B, Bessone L. Evaluación de la resistencia a la fractura de dientes reconstruidos con diferentes sistemas de perno-muñón. Rev Int Protes Estomatol 2003; 5(4): 304-309.        [ Links ]

32. Calao E, Vásquez M, Becerra F, Ossa J, Enríquez C, Fresneda E. El método de elementos finitos y su aplicación en la investigación odontológica. Rev Fac Odontol Univ Antioq 1999; 11(1): 44-49.        [ Links ]

33. Heydecke G, Butz F, Hussein A, Strub J. Fracture strength after dynamic loading of endodontically treated teeth restored with different post-and core sytems. J Prosthet Dent 2002; 87: 438-445.        [ Links ]

34. Alkkayan B, Gulmez T. Resistance to fracture of endodontically treated teeth restored with different post systems. J Prosthet Dent 2.002; 87: 431-437.        [ Links ]

35. Asmussen E, Peutzfeldt A, Sahafi A. Finite element analysis of stresses in endodontically treated, dowel-restored teeth. J Prosthet Dent 2005; 94: 321-329.        [ Links ]

36. Sildoli GE, King PA, Setchell DJ. An in vitro evaluation of a carbon fiber-based post and core system. J Prosthet Dent 1997; 78: 5-9.        [ Links ]

37. Li Li-li, Wang Zhong-yi, Bai Zhong-chenn, Mao Yong, Gao Bo, Xin Hai-tao, Zhou Bing, Zhang Young and Liu Bing. Three-dimensional finite element analysis of weakened roots restored with different cements in combination with titanium alloy posts. Chin Med J 2006; 119(4): 305-311.        [ Links ]

38. Lanza A, Aversa R, Rengo S, Apicella D, Apicella A. 3D FEA of cemented steel, glass and carbín posts in a maxillary incisor. Dent Mat 2005; 21: 709-715.        [ Links ]

39. Ko CC, Chu CS, Chung KH, Lee MC. Effects of posts on dentin stress distribution in pulpless teeth. J Prosteh Dent 1992; 68: 421-427.        [ Links ]

40. Ho MH, Lee SY, Chen HH, Lee MC. Three-dimensional finite element analysis of the effects of post on stress distribution in dentin. J Prosthet Dent 1994; 72: 367-372.        [ Links ]

41. Pegoretti A, Fambri L, Zappini G, Bianchtti M. Finite element analysis of a glass fibre reinforced composite endodontic post. Biomaterials 2002; 23(13): 2667-2682.        [ Links ]

42. Boschian PL, Guidotti S, Pietrabissa R, Gagliani M. Stress distribution in a post- restored tooth using the three- dimensional finite element method. J Oral Rehabil 2006; (33): 690-697.        [ Links ]

43. Albuquerque R de Castro, Abreu PLT. Stress analysis of an upper central incisor restored with different posts. J Oral Rehabil 2003; 30: 936-943.        [ Links ]

44. Rosentiel SF, Land MF, Fujimoto J. Restoration of the endodontically treated tooth. In: Contemporary fixed prosthodontics. 4.a ed. Elsevier; 2006. p. 336-378.        [ Links ]

45. Duret B, Duret F, Reynaud M. Long-life physical property preservation and postendodontic rehabilitation with the composipost. Compend Contin Educ Dent Suppl. 1996; 20: S50-6.        [ Links ]

46. Martínez-Insúa A, Silva L, Rilo B, Santana U. Comparison of the fracture resistances of pulpless teeth restored with a cast post and core or carbon-fibre post with a composite core. J Prosther Dent 1998; 80: 527-532.        [ Links ]

RECIBIDO: FEBRERO 5/2008 - ACEPTADO: SEPTIEMBRE 16/2008

CORRESPONDENCIA

Cómo citar este artículo:

Gímez AF, Chica E, Latorre F. Análisis de la distribución de esfuerzos en diferentes elementos de retención intrarradicular prefabricados. Rev Fac Odontol Univ Antioq 2008; 20 (1): 31-42.

Gímez AF, Chica E, Latorre F. Analysis of stress distribution in different prefabricated intraradicular retention elements. Rev Fac Odontol Univ Antioq 2008; 20 (1): 31-42.