ARTÍCULOS ORIGINALES DERIVADOS DE INVESTIGACIÓN

COMPARACIÓN DE LA RESISTENCIA DE TRES SISTEMAS CERÁMICOS EN TRAMOS PROTÉSICOS FIJOS ANTERIORES. ANÁLISIS POR ELEMENTOS FINITOS¹

¹ Artículo derivado de una investigación hecha por los grupos de investigación Biomateriales en Odontología y Diseño Mecánico, Facultad de Odontología y Facultad de Ingeniería Mecánica, Universidad de Antioquia

²Odontóloga, especialista en Odontología Integral del Adulto, énfasis en Prostodoncia, Facultad de Odontología, Universidad de Antioquia. Correo electrónico: erikapine@hotmail.com

³Odontólogo, especialista en Odontología Integral del Adulto con énfasis en Prostodoncia, Profesor asociado, Facultad de Odontología, Universidad de Antioquia. Correo electrónico:jcer75@yahoo.com

⁴ Odontólogo, especialista en Odontología Integral del Adulto con énfasis en Prostodoncia, Profesor asistente Facultad de Odontología, Universidad de Antioquia. Correo electrónico: latorre. federico29@gmail.com

⁵Ingeniero mecánico, Universidad Nacional de Colombia, sede Medellín, magíster en Ingeniería Mecánica, Universidad Simón Bolívar, Caracas, Venezuela. Ph.D. (C) Ciencia y Tecnología de los Materiales. Correo electrónico: junes@udea.edu.co

RECIBIDO: JUNIO 8/2012-ACEPTADO: ENERO 22/2013

Pineda ÉA, Escobar JC, Latorre F, Villarraga JA. Comparación de la resistencia de tres sistemas cerámicos en tramos protésicos fijos anteriores. Análisis por elementos finitos. Rev Fac Odontol Univ Antioq 2013; 25(1): 44-75.

RESUMEN

INTRODUCCIÓN: el propósito de este estudio fue evaluar mediante el método de elementos finitos, la distribución de los esfuerzos en prótesis parcial fija (PPF) de tres unidades en la zona anterior, elaborados en tres sistemas cerámicos con diferentes variaciones en los conectores. MÉTODOS: se modelaron cuatro tramos de PPF; tres de estos representaron los sistemas cerámicos: disilicato de litio, alúmina y circona y un cuarto modelo de disilicato de litio con un conector de 9 mm² de área. Las variables incluidas en el modelado fueron el módulo de elasticidad, la razón de Poisson y el último esfuerzo tensil. Se aplicó una carga inicial de 200 N hasta los 1000 N y fueron calculados los esfuerzos de von Mises, máximos tensiles, compresivos y cortantes. RESULTADOS Y CONCLUSIONES: todos los sistemas cerámicos presentaron un adecuado comportamiento para la elaboración de PPF en el sector anterior; el módulo elástico de la estructura influye en el comportamiento de los esfuerzos, al ser mayor, se genera disminución de los esfuerzos en la cerámica feldespática y el ligamento periodontal. Se evidenció que al tener un área de 16 mm² en el conector, el ligamento periodontal recibió mayores esfuerzos como efecto de compensación, pero en la estructura se disminuyeron de forma significativa. Al reducir el área de los conectores a 9 mm² se incrementaron los esfuerzos en 48%, pero no se alcanzó el límite de fluencia al someterlo a cargas de 1000 N, brindándole al sistema el adecuado margen de tolerancia sin fracturarse.

Palabras clave: prótesis dental, coronas, cerámicas, óxido de aluminio.

INTRODUCCIÓN

En la práctica odontológica es frecuente encontrar pacientes que han padecido la pérdida de uno o varios dientes, dejando como resultado gran cantidad de secuelas estéticas y funcionales que afectan la salud del individuo y su función masticatoria.¹ Una alternativa de tratamiento es la prótesis parcial fija (PPF) que tiene como objetivo restituir las estructuras dentales perdidas, por medio de restauraciones metálicas, metal-cerámicas o totalmente cerámicas.²

En las últimas dos décadas, se han desarrollado restauraciones libres de metal que poseen una composición química mixta: una fase vítrea, que es la responsable de la estética y una fase cristalina, responsable de la resistencia. Así, dependiendo de la composición química y el porcentaje de cada uno de sus componentes, las cerámicas actuales se pueden clasificar en: feldespáticas, disilicato de litio, alúmina y circona.

La cerámica de disilicato de litio contiene feldespato responsable de la translucidez, cuarzo que compone la fase cristalina, caolín que le proporciona plasticidad y disilicato de litio para mejorar la resistencia; son cerámicas con excelentes propiedades ópticas, con una translucidez del 75%. De esta forma brindan unas características estéticas óptimas para la rehabilitación del segmento anterior.³

En cuanto a la resistencia a la fractura, esta cerámica supera el valor límite de 100 MPa, establecido por la norma ISO 6872, registrado entre 100-300 MPa³ y una resistencia a la flexión de 350 MPa,⁴ estos están considerados dentro de los niveles bajos, por ello su uso está indicado en carillas, coronas individuales y tramos cortos hasta la zona de premolares respetando los espesores indicados para los conectores por la casa comercial, de un área de 16 mm², lo cual es difícil de aplicar en condiciones clínicas normales ya que se requiere una disponibilidad de espacio interoclusal que solo se logra en algunos casos. Se ha reportado que la frecuencia de falla de tramos protésicos de tres unidades alrededor de los conectores entre pilares y pónticos es relativamente alta especialmente en conectores delgados.⁵

La deflexión de una PPF es inversamente proporcional a su ancho. Así para prevenir la falla de la PPF, el conector debe ser suficientemente alto y ancho, y la longitud del póntico no debe exceder cierta medida.⁶ Las causas primarias de falla varían desde fractura del conector para la alúmina y el disilicato de litio y por fractura cohesiva de la porcelana de recubrimiento, para la circona.⁷

Así, por el riesgo de fractura para la elaboración de tramos protésicos de tres unidades en el segmento anterior, se ha recomendado el uso de cerámicas como la alúmina, ^{8, 9} en la que incorporaron a la porcelana feldespática importantes cantidades de óxido de aluminio, mejorando las propiedades mecánicas de la cerámica, presentando una resistencia a la fractura de 300-700 MPa y una resistencia a la flexión de 500 MPa considerada como una resistencia moderada; pero esto tiene como desventaja una reducción grande en la translucidez, ya que cuando la proporción de alúmina supera el 50% produce un aumento significativo de la opacidad afectando notablemente la estética que es de gran importancia en el segmento anterior.^{4, 9, 10}

Recientemente se ha desarrollado otra cerámica, la circona, compuesta de óxido de circonio altamente sinterizado en 95%, estabilizada parcialmente con óxido de itrio, 5%, esta presenta elevada tenacidad ya que su microestructura es totalmente cristalina y posee un mecanismo de refuerzo denominado transformación resistente. Su translucidez es solo del 30%.^{3, 8} Tiene resistencia a la fractura por encima de 700 MPa y a la flexión entre 1000 y 1500 MPa, pero el recubrimiento cerámico con la cerámica feldespática convencional para mejorar su aspecto opaco disminuye considerablemente su tenacidad. Una posible explicación de esta reducción de la resistencia a la fractura es la formación de una capa compresiva en la superficie como un efecto del proceso de maquinado y del subsecuente tratamiento con calor y liberación de estrés residual en el revestimiento.^{1, 8}

A pesar de que la literatura sobre el tema no es concluyente, y que no existe un soporte científico sólido, los profesionales toman decisiones sobre cuál material usar en el sector anterior, basados en experiencias propias,recomendaciones de laboratoristas o basados únicamente en sus propiedades de resistencia sacrificando la estética, ya que algunos materiales cerámicos no proveen características ópticas óptimas para el segmento anterior.

Considerando estudios dirigidos por Reeh y colaboradores, quienes mostraron que la rigidez de la corona puede recuperarse en el 100% cuando se usa como sustituta del esmalte una porcelana feldespática, la mayoría de las cerámicas dentales presentan un límite superior de resistencia a la tensión mayor que el del esmalte natural. Por lo tanto, no parece que se necesiten materiales con mayor resistencia, para cumplir con los principios biomecánicos. ¹⁰

El propósito de esta investigación fue evaluar la distribución de los esfuerzos (tensiles, compresivos, cortantes y el equivalente de von Mises) y comparar la resistencia de tres sistemas cerámicos en tramos protésicos fijos dentosoportados del sector anterior, bajo esfuerzos funcionales estáticos que simulen el comportamiento del movimiento masticatorio, usando las especificaciones del fabricante en su diseño y a su vez evaluar su comportamiento cuando se requiere cambiar los espesores sugeridos por el fabricante por limitaciones de espacio.

Se espera que la información obtenida aporte directrices sobre las indicaciones de estos sistemas, si su uso pone en riesgo el comportamiento de la rehabilitación, así como su eficacia clínica.

La evaluación se hizo a través del modelado 3D de elementos finitos (MEF), que se ha introducido en las investigaciones médicas por su capacidad para reproducir el comportamiento biomecánico de estructuras anatómicas a través de un análisis lineal.^{11, 12}

MÉTODOS

Para este estudio, se modeló a través del método de elementos finitos 3D usando el software CAD SolidWorks 2010 y posteriormente se analizó con el software SolidWork Simulation 2010, una PPF de tres unidades que incluye un incisivo central superior (pilar),un incisivo lateral superior (póntico) y un canino superior como pilar, con sus respectivos tejidos de soporte: hueso cortical, hueso esponjoso, ligamento periodontal y raíz. A partir del modelo guía (figura 1), se diseñaron tres modelos, representando los tres sistemas cerámicos (objeto de estudio), en la elaboración de las estructuras así: disilicato de litio, alúmina y circona, teniendo en consideración las especificaciones de la casa fabricante para los espesores (tabla 1), todas las estructuras están unidas a los muñones por una capa de cemento resinoso y revestidas con cerámica feldespática.

Se escogió este tramo porque el incisivo lateral es un diente altamente propenso a de perderse por trauma, malformaciones o estar ausente por factores genéticos;¹³ además, la forma simple del tramo facilita el diseño en el computador, ya que los pilares presentan un canal pulpar relativamente cilíndrico con pocas alteraciones en su forma;¹⁴ por la posición de los dientes en el arco y su inclinación con respecto al plano de Frankfort (tragusorbita), estando sometidos a fuerzas oblicuas con respecto a su eje longitudinal en un ángulo de 45°.¹⁵

A partir de los tres modelos con cada uno de los sistemas cerámicos para evaluar, se observó que los requerimientos especificados por la casa comercial Ivoclar Vivadent, Schaan, Liechtenstein¹⁶ en cuanto a los espesores sugeridos para el área de los conectores para el disilicato de litio (tabla 1), exigían ciertas condiciones de espacio que en situaciones clínicas reales es difícil de conseguir, donde se recomienda un espesor de 16 mm² en el área del conector y eso exige tamaños dentales significativos, así se crea la necesidad de elaborar un cuarto modelo con espesores variables a lo que sugiere la casa fabricante, de 9 mm², pero más aproximado a las condiciones clínicas que se observan en la cotidianidad, además es el espesor sugerido para la alúmina y para la circona, de esta manera se podría hacer una comparación de los tres sistemas cerámicos con los mismos espesores.

Geometría

Se modeló de forma individual, el incisivo central y el canino, con un muñón que cumpliera con principios de tallado como retención, resistencia y solidez estructural, con una configuración que siguiera las proporciones de la preparación para una corona completa totalmente cerámica, la cual requiere una reducción promedio axial de 1,8 mm, con esto se aseguró un espacio adecuado para la modelación de la corona cerámica con un espesor periférico de 1,5 mm, y en la porción incisal fue de 2 mm. Se tuvo en consideración el largo y dimensión del corte seccional recomendado para los conectores en cada uno de los sistemas cerámicos.^16-18

Todos estos parámetros permitieron el cumplimiento de los requisitos de estética y espesor adecuados para la resistencia del material de la restauración. El muñón cumplió con los principios de retención y resistencia para las restauraciones fijas, con un ángulo de convergencia de 6°, longitud de 5 mm en altura incisogingival del muñón y una preparación dental que conservó la anatomía del diente involucrado.^{1, 4}

El incisivo superior se modeló con una longitud total de 23,5 mm, la corona midió 10,5 mm en sentido incisogingival por 7,0 de diámetro bucolingual por 7,4 de diámetro mesiodistal y la raíz midió 13 mm de longitud por 6,8 de amplitud bucolingual por 7,5 de diámetro mesiodistal, en el incisivo lateral (póntico) la corona midió 9 mm de altura incisogingival por 6 de diámetro bucolingual por 5,6 de diámetro mesiodistal y el canino se modeló con una longitud de 26 mm, la corona midió 10 mm de altura incisogingival por 7,5 de diámetro bucolingual por 5,5 de diámetro mesiodistal y la raíz se modeló de 18 de longitud por 5 mm de diámetro mesiodistal por 6 de diámetro bucolingual.

Para obtener el esfuerzo y el desplazamiento, mediante el modelo, se utilizaron las constantes elásticas, módulo elástico de Young y la razón de Poisson para cada uno de los elementos que se analizaron (tabla 2).

Las propiedades mecánicas de los elementos que componen el modelo numérico fueron obtenidas de estudios reportados en la literatura y revisadas por el grupo de investigación de Biomateriales en estudios previos (tabla 2).^16-21 De esta forma, el modelo contó con propiedades isotrópicas para los diferentes sistemas cerámicos, dentina, el ligamento periodontal y el cemento resinoso; y propiedades ortotrópicas para el hueso cortical y esponjoso.

La raíz se diseñó de forma cónica para el incisivo central superior y ovalada para el canino superior.²² El ligamento periodontal se diseñó teniendo en cuenta las propiedades isotrópicas (materiales con iguales características en todas las direcciones); este tuvo un espesor en la periferia de la raíz de 0,5 mm y estará ubicado a 1,5 mm de la unión cementoamélica. Para el diseño del hueso alveolar se incluyó el hueso esponjoso que forma el interior del cuerpo maxilar y el hueso cortical que rodeó tanto el maxilar como el alvéolo. Se consideraron ambas estructuras con propiedades ortotrópicas (materiales con diferentes características en los ejes x, y, z). El hueso cortical fue de 1 mm de espesor en la zona periférica desde la región basal y de 0,5 mm hacia la región interna del alvéolo.²³

El área de los conectores se modeló según las especificaciones de la casa comercial para cada uno de los sistemas cerámicos por estudiar (tabla 1), y adicionalmente se elaboró un cuarto modelo con las propiedades del disilicato de litio con el área recomendada para la alúmina y la circona (9 mm²) y así se hicieron comparaciones equivalentes, se hizo un recubrimiento con cerámica feldespática con un espesor mínimo de 0,5 mm¹⁶ Se modeló una capa de cemento con un espesor uniforme de 40 Μm.²⁴

Una vez obtenidos los modelos, se hizo un análisis elástico lineal en el que se utilizaron elementos tetraédricos de alto orden (elementos que permiten tres grados de libertad traslacional y rotacional por cada nodo), con el fin de obtener mejor aproximación de las geometrías de las partes, obteniéndose de esta manera una malla tridimensional de elementos finitos de los componentes que conforman el modelo (figura 2 y tabla 3).

Para mejorar la exactitud de los resultados se empleó el método adaptativo conocido como método-h, el cual consiste en hacer un refinamiento en el tamaño de la malla en los lugares de mayor interés para el estudio, en este caso, la zona en donde ocurren los mayores desplazamientos o esfuerzos. El objetivo de utilizar elementos más pequeños es el de disminuir el error en los resultados y llegar a valores aceptables, con errores menores al 2%.

La tolerancia del modelo, 0,004 mm para el conector de 16 mm² y de 0,034 mm para el conector de 9 mm² de área, hace referencia a qué tan separados pueden estar los elementos uno del otro para que se asuma como contacto o unión. La calidad de la malla se refiere al refinamiento de esta con la adición de nodos intermedios en el elemento, lo cual permite mejorar la geometría del modelo.^{25, 26}

Los modelos fueron cargados con una fuerza estática de mordida inicial reportada por la literatura de 200 N²⁷ y se incrementó en intervalos de 200 N hasta 1000 N, considerada en la literatura la carga máxima encontrada en actividad parafuncional;²⁸ aplicada sobre el tercio medio de la superficie lingual de las coronas en un ángulo de 45o para los esfuerzos en dirección oblicua (figura 3).

RESULTADOS

Al hacer el modelo numérico 3D de un tramo de PPF anterior en los diferentes sistemas cerámicos y al correr la simulación en un software de elementos finitos, el programa proporciona una escala de valores, en donde los resultados negativos determinan las zonas de compresión y los positivos las zonas de tensión. Se hizo un análisis comparativo de la distribución de los esfuerzos de von Mises, máximos tensiles, compresivos y cortantes; sobre la PPF del sector anterior en los diferentes sistemas cerámicos objeto de estudio de esta manera:

Sistema cerámico de disilicato de litio con un área del conector de 16 mm²

Al evaluar el comportamiento de los esfuerzos de von Mises, se observó que el comportamiento es similar al incrementar la carga, las estructuras sometidas a los más altos esfuerzos fueron el ligamento periodontal seguido de la cerámica de revestimiento especialmente en el área de los conectores, además, al ir incrementando la carga sobre el sistema hasta llegar a 1000 N no se alcanzan valores de falla para el material que conforma la cofia, la cual es la responsable de la solidez estructural de la PPF, la cerámica de revestimiento alcanzó su esfuerzo último bajo una carga de 400 N (tabla 4, figuras 4a, b y figuras 5a, b).

Se observa en las tablas 5 y 6 que la estructura que recibió los máximos esfuerzos tensiles fue el ligamento periodontal en la superficie palatina y los máximos esfuerzos compresivos en la superficie vestibular, seguido por la cerámica de revestimiento en el área de los conectores, siendo valores muy aproximados para ambas estructuras.

En cuanto a los esfuerzos cortantes se puede observar que las estructuras más exigidas fueron la cerámica de revestimiento y el ligamento periodontal; los esfuerzos sobre el cemento son los más bajos (tabla 7).

Sistema cerámico de disilicato de litio con un área del conector de 9 mm²

En los esfuerzos de von Mises en el modelo que representa el sistema cerámico del disilicato de litio, con espesores reducidos para el conector con un área de 9 mm²; se observó que el comportamiento es similar al incrementar las diferentes cargas, las estructuras sometidas a los más altos esfuerzos fueron la estructura cerámica seguida por la cerámica de revestimiento en el área de los conectores, con valores muy similares. Al incrementar la carga sobre el sistema hasta llegar a 1000 N no se alcanzan valores de falla para el material que conforma la cofia, la cual es la responsable de la solidez estructural de la PPF, la cerámica de revestimiento alcanzó su límite de fluencia bajo una carga de 400 N (tabla 8 y figuras 6a, b y 7).

Al evaluar los esfuerzos máximos tensiles y compresivos, se observa que para ambos tipos de esfuerzos la cerámica de revestimiento fue la que recibió valores más altos (tablas 9 y 10).

Los esfuerzos máximos cortantes son superiores para la estructura cerámica, también se observa que el cemento recibe los más bajos esfuerzos cortantes (tabla 11).

Sistema cerámico de la alúmina con un área del conector de 9 mm²

Para el sistema cerámico de la alúmina, con un conector con un área de 9 mm², los esfuerzos de von Mises más altos los presentó la estructura cerámica en el área de los conectores (tabla 12 y figura 8).

Tanto para los esfuerzos máximos tensiles como compresivos, se observó que el ligamento periodontal fue el que estuvo sometido a los valores más altos (tablas 13 y 14).

Los esfuerzos máximos cortantes se encuentran en la estructura cerámica, también se observa que el cemento recibe muy bajos esfuerzos (tabla 15).

Sistema cerámico la circona con un área del conector de 9 mm²

Para el sistema cerámico de la circona, los espesores sugeridos por la casa comercial Nobel Biocare USA es de un conector con un área de 9 mm²; al igual que el modelo de la alúmina, los esfuerzos de von Mises más altos mostrados por el sistema, los presenta la estructura cerámica en el área de los conectores (tabla 16 y figuras 9a y b).

Al evaluar en este modelo los esfuerzos máximos tensiles y compresivos, se observó que para ambos tipos de esfuerzos el ligamento periodontal fue el que estuvo sometido a mayor demanda (tablas 17 y 18).

Al igual que en el modelo anterior, los esfuerzos máximos cortantes se encuentran en la estructura cerámica, también se observa que el cemento recibe muy bajos esfuerzos (tabla 19).

Además, se generó un coeficiente de seguridad (tablas 20 a 23) que permitió observar el umbral de trabajo en cada sistema cerámico objeto de estudio, de esta forma se ve cómo al usar un material con mayor módulo elástico (alúmina), la cerámica de revestimiento exhibe mayor coeficiente de seguridad, resistiendo valores de carga superiores a los presentados al usar un material con un menor módulo elástico como es el caso del disilicato de litio.

Dicho coeficiente de seguridad se obtiene al dividir el valor del límite último de fractura del material objeto, por el valor del esfuerzo máximo tensil en cada una de las cargas; cuando los valores fueron < 1 se presentó la falla y mientras superior fuera el resultado, se obtenía un coeficiente de seguridad mayor alejándose del valor de falla de forma más eficiente.

DISCUSIÓN

Debido a que la evidencia científica es escasa y poco concluyente, la decisión del material utilizable en el sector anterior se hace teniendo en cuenta las recomendaciones del fabricante, basados únicamente en sus propiedades de resistencia,^16-18 sacrificando la estética, ya que los materiales cerámicos más resistentes no proveen características ópticas óptimas para el segmento anterior.

Por esta razón, este estudio evaluó a través del modelado 3D de elementos finitos la distribución de los esfuerzos y comparó la resistencia de tres sistemas cerámicos (disilicato de litio, alúmina y circona) en tramos protésicos fijos dentosoportados del sector anterior, usando las especificaciones del fabricante en su diseño y a su vez evaluando el comportamiento cuando se cambiaron los espesores sugeridos por el fabricante simulando limitaciones de espacio.

En este estudio se consideró la fuerza máxima masticatoria a la cual fueron sometidos estos materiales. Donde aparte de características anatómicas y fisiológicas individuales, se consideró la fuerza de mordida en las diferentes zonas de la cavidad oral. En estudios previos, los valores promedio de la fuerza máxima masticatoria varían de 216 a 847 N.^27-29 Los valores reportados para la región anterior son inferiores y están en el rango de 108 a 299 N.^{30, 31} Basados en estos reportes de la literatura se decidió tomar una carga inicial de 200 N y una carga máxima 1000 N, dicho valor límite es usado como rango de seguridad requerido para un favorable pronóstico clínico de las PPF totalmente cerámicas.⁸ Es importante tener presente que en el medio oral, las cargas aplicadas a las restauraciones dentales son de naturaleza cíclica. Por lo tanto, las cargas cíclicas podrían simular más exactamente las fuerzas masticatorias que las cargas estáticas usadas en esta investigación, siendo esta una limitante de este estudio.

Al evaluar la distribución de los esfuerzos a través del modelo numérico 3D que representa el sistema cerámico del disilicato de litio, con un conector de 16 mm² de área sugerido por el fabricante; se observa que el comportamiento es similar al incrementar la carga; la estructura sometida a los más altos esfuerzos de von Mises fue el ligamento periodontal, se observó que al tener una estructura con mayor rigidez por poseer unos conectores amplios, el ligamento permitió significantes desplazamientos de las raíces (figura 10), es decir, funciona como una interfase o fundación elástica, la cual disminuye o amortigua los esfuerzos sufridos por los demás elementos. De esta manera, este elemento ayuda a la protección de todo el sistema. Según Campbell y Sozio,³² al hacer la modelación del ligamento periodontal, se cumple con la indicación de tomar la movilidad de los dientes pilares en consideración, cuando se desea evaluar los sistemas cerámicos en PPF, ya que bajo una carga o fuerza oclusal, el diente experimenta una deflexión por la compensación de las fibras de Sharpey, y de esta forma poder extrapolar los datos a situaciones clínicas.

La segunda estructura que recibió mayores esfuerzos de von Mises, máximos tensiles y compresivos, fue la cerámica de revestimiento especialmente en el área del conector, esto se debe posiblemente a que es el elemento que tiene el más bajo módulo de elasticidad, y el cual alcanzó su límite de fluencia bajo cargas de 400 a 600 MPa en todos los modelos. Este hallazgo se asemeja al encontrado por Kelly y colaboradores,³³ en el que del 70 al 78% de las muestras (in vitro e in vivo), presentaron líneas de fractura cuya iniciación se encontraba en la cerámica de revestimiento o en la interfase cerámica de revestimiento-estructura, indicando que la cerámica de revestimiento es una estructura donde se localizan altos esfuerzos tensiles y es una importante fuente de falla estructural.Por tal razón el desprendimiento o fractura es la complicación más común reportada especialmente cuando se utiliza un material con un bajo módulo elástico para la estructura de soporte.⁷ Tinschert y colaboradores⁸ recomiendan una capa muy delgada o preferiblemente no presencia de cerámica de revestimiento en la pared gingival del conector, esto permite maximizar la resistencia aportada por el material de la estructura. Aunque aclara que la cerámica de revestimiento no tiene un comportamiento independiente, sino que está unida de forma estable a la estructura y en su estudio demuestra que la cerámica de revestimiento gana su resistencia del material de la estructura, lo que podría generar una resistencia mayor a la reportada en nuestro estudio.

Al ir incrementando la carga sobre el sistema hasta llegar a 1000 N no se alcanzaron valores de falla para ningún otro material, los esfuerzos máximos cortantes se expresaron en la estructura y los más bajos se presentaron en el cemento lo que garantiza la adecuada retención de la estructura.

En este estudio concluimos que el disilicato de litio en PPF del sector anterior con conectores de 16 mm, presentó una adecuada resistencia a los esfuerzos y no alcanzó valores de fractura a 1000 N siendo un material adecuado para la rehabilitación de estos casos. Este resultado se asemeja al arrojado en el estudio de Tinschert y colaboradores,⁸ que recomienda el uso del disilicato hasta la región del premolar, al igual que el fabricante. También en un estudio clínico de 60 PPF de tres unidades fabricadas con disilicato de litio, Sorensen y colaboradores34 determinaron una rata de falla del 7%, en un periodo de 6 a 12 meses, donde cuatro PPF sufrieron fallas por fractura a través de la estructura. Tres fallas ocurrieron en la región premolar, mientras que una sola falla fue observada en la región anterior. Estos autores también sugieren el uso del disilicato de litio para PPF hasta la región del premolar y con una altura del conector no menor a 5 mm siempre y cuando pueda ser obtenida, aunque se debe tener presente que la anterior investigación contó con una muestra muy pequeña y en un corto periodo de evaluación.

Los anteriores resultados se compararon con el modelo que representa el sistema cerámico del disilicato de litio, con un conector de 9 mm² de área. Esta es una situación clínica que se presenta en casos de espacio reducido, en la que se observó que los esfuerzos de von Mises se incrementan en 48%, siendo la estructura la que soporta los más altos esfuerzos, seguida por la cerámica de revestimiento en el área de los conectores, con valores muy similares (figura 11). Sin embargo, al incrementar la carga sobre el sistema hasta llegar a 1000 N no se alcanzan valores que sobrepasen el límite de fluencia para el material de la estructura, lo que sugiere que al reducir el área del conector no se presenta la fractura de la PPF soportando de forma favorable cargas hasta de 1000 N. Este resultado se asemeja al de Kamposiora y colaboradores³⁵ que al usar un análisis de elementos finitos en 2D de una PPF del primer premolar mandibular al primer molar, elaborados en diferentes materiales: aleaciones con alto contenido de oro tipo III, cerámica Dicor e In-Ceram; compararon conectores con diferentes alturas (3 mm vs. 4 mm). En este estudio se encontró que los esfuerzos resultantes de von Mises estuvieron concentrados en el conector. El esfuerzo fue menor para los conectores de 4 mm en 40 al 50%. Así, incrementar la altura del conector redujo los esfuerzos dramáticamente. Barreira³⁶ y colaboradores, en su estudio de elementos finitos en 2D en el sector posterior comparó la distribución de los esfuerzos en modelos con las propiedades de PPF metal-cerámica y PPF totalmente cerámicas, y se encontró que el máximo esfuerzo tensil se presentó siempre en el conector, considerando esta región el punto de mayor riesgo de la prótesis con el mayor potencial de fractura, por lo que el autor sugiere optimizar la dimensión del conector. Pero en ambos estudios los modelos numéricos eran en el segmento posterior difiriendo con nuestra metodología de modelado. Después de la amplia búsqueda de artículos que se asemejaran a la metodología de nuestra investigación se encontraron algunas similitudes con la investigación de Pospiech³⁷ y colaboradores, quienes hicieron un análisis de elementos finitos en un modelo 3D de una PPF en el sector anterior, con una estructura en alúmina, bajo una carga de 250 N y evaluó la distribución de los esfuerzos en el área del conector y concluyó que un conector de 3 mm de altura resulta en esfuerzos por encima de los 534 MPa a diferencia de un conector con mayor altura de 4 mm, lo cual redujo los esfuerzos a 143 MPa, recomendando altura del conector de 4 mm como mínimo para las restauraciones del sector anterior; cabe aclarar que en este estudio el material cerámico evaluado era la alúmina.

Las PPF elaboradas en disilicato de litio con tasas de supervivencia inferiores,⁷ presentaron fractura de la estructura como la principal causa de falla, esto se presentó en los casos en los que las dimensiones del conector no siguieron las recomendaciones técnicas de 16 mm², información que difiere a la obtenida en esta investigación.

Adicional a los datos obtenidos con la reducción del área del conector, se encontró que el comportamiento de los esfuerzos máximos tensiles y compresivos se presentaron en la cerámica de revestimiento y los esfuerzos máximos cortantes en la estructura, así se exigieron las mismas estructuras que en el modelo anterior.

Los anteriores resultados obtenidos con el disilicato de litio se compararon con los sistemas cerámicos de la alúmina y la circona, ya que según la evidencia estos materiales presentan mejor comportamiento en cuanto a la resistencia a la fractura en PPF en los sectores anterior y posterior.^{7-9, 34} Es así como los esfuerzos de von Mises del disilicato de litio con un conector de 16 mm² fueron superiores en 108% al compararlo con el modelo matemático 3D de una PPF anterior diseñada teniendo en cuenta las propiedades del sistema cerámico de la alúmina, proporcionándole los espesores sugeridos por la casa comercial VITA Zahnfabrik, Germany de un conector con un área de 9 mm² en donde los esfuerzos fueron inferiores significativamente. Sus características de resistencia se deben a su alto contenido de óxido de aluminio y la infiltración con vidrio fundido de baja viscosidad, conocido como vidrio de lantano, lo que elimina la porosidad y limita los sitios potenciales de propagación de la grieta.⁷

Kamposiora³⁵ y colaboradores analizaron en un modelo de elementos finitos en 2D la distribución de los esfuerzos en PPF en In-Ceram alúmina, aleación con alto contenido de oro y cerámica Dicor y encontraron que los esfuerzos fueron muy inferiores en la PPF elaborada en In-Ceram alúmina y concluyeron que esta parece ser el tipo de restauración más exitosa entre las que evaluaron. Pospiech³⁷ y colaboradores, al evaluar en un modelo número 3D de elementos finitos de una PPF de tres unidades en el sector anterior elaborados en alúmina bajo una carga de 250 N con angulaciones de 45 y 60°, encontraron que este tipo de PPF son recomendadas si la altura del conector alcanza como mínimo 4 mm de altura.

Este resultado coincide con estudios clínicos reportados por Sorensen³⁴ y colaboradores, donde 61 PPF de tres unidades fueron evaluadas, de las cuales ninguna falló en el sector anterior, el 35% de la rata de falla fue registrada en el sector posterior a los 3 años de evaluación. Estas fallas se debieron a la propagación de líneas de fractura en el área del conector. Esta conclusión fue similar a la encontrada en nuestra investigación, en los esfuerzos de von Mises más altos los presentó la estructura cerámica en el área de los conectores.

Al comparar la distribución de los esfuerzos, se pudo observar la tendencia que al aumentar el módulo elástico del material que conforma la cofia (en este estudio el material con mayor módulo elástico es la alúmina), se disminuyen los esfuerzos para la cerámica feldespática y se observa menor deformación y menor tendencia a la fractura de esta (figura 12). Esto corresponde a lo reportando en la literatura donde se ha sugerido que la resistencia del material que constituye la estructura es más importante que la cerámica de revestimiento porque el material de la estructura soporta más la carga flexural durante la función.³⁸

Al evaluar en el modelo 3D de la alúmina los esfuerzos máximos tensiles y compresivos, se observó que el ligamento periodontal fue el que estuvo sometido a los valores más altos, teniendo un comportamiento similar al del disilicato de litio con un conector de 16 mm², esto se explica por el fenómeno de compensación del ligamento periodontal al usar materiales rígidos para la restauración. Al ir incrementando la carga sobre el sistema hasta llegar a 1000 N no se alcanzaron valores de falla para ningún otro material, los esfuerzos máximos cortantes se expresaron en la estructura y los más bajos se presentaron en el cemento lo que garantiza la adecuada retención de la estructura.

Al comparar los esfuerzos de von Mises del disilicato de litio con un conector de 16 mm² con los esfuerzos obtenidos en el modelo matemático 3D de una PPF anterior diseñada teniendo en cuenta las propiedades del sistema cerámico de la circona, proporcionándole los espesores sugeridos por la casa comercial Nobel Biocare USA de un conector con un área de 9 mm², se observó que los esfuerzos fueron mayores para el modelo del disilicato de litio en 93%. Al igual que el modelo de la alúmina, los esfuerzos de von Mises más altos mostrados por el sistema, los presenta la estructura cerámica en el área de los conectores. La carga máxima de 1000 N estuvo lejos de alcanzar el límite de fluencia de este material, ya que es un material con alto módulo elástico, además es parcialmente estabilizada con ytria lo que le aporta excelentes propiedades mecánicas; estabilidad dimensional y química. Las restauraciones producidas por maquinado de bloques completamente sinterizados han demostrado tener más cantidad de circona monoclínica; lo que puede estar asociado con microfracturas, la principal causa de falla.³⁹ Para los sistemas totalmente cerámicos basados en estructuras de disilicato de litio, se observa una alta rata de desprendimiento del 9,8% después de un periodo de observación de 52 meses reportado en la literatura. En contraste, los estudios clínicos de la cerámica In ceram alúmina no reportaron complicaciones asociadas con el material de revestimiento.⁴⁰ También los estudios clínicos que evalúan el sistema cerámico basado en la circona en este aspecto, en la zona anterior, reportan una baja incidencia de defectos en el material de revestimiento; estos datos son iguales a los encontrados en nuestra investigación donde se pudo concluir que al aumentar el módulo elástico del material que conforma la cofia, se disminuyen los esfuerzos para la cerámica feldespática.

Hay en la actualidad muy poca evidencia de restauraciones en circona para el sector anterior, la mayoría se enfocan en evaluar su comportamiento en PPF del sector posterior, lo que evidencia la gran limitante que posee este sistema cerámico para brindar unas propiedades ópticas y estéticas favorables para el sector anterior. Solo se obtuvo información sobre la circona en el sector anterior en el artículo de Edelhoff⁴⁰ y colaboradores, quienes evaluaron el comportamiento clínico de 21 PPF de la región anterior y posterior, de tres a seis unidades durante 3 años de funcionamiento; las estructuras fueron elaboradas con la implementación del sistema CAD/ CAM, y encontraron que no ocurrieron fracturas en las estructuras. Sin embargo, se presentó desprendimiento de la cerámica de revestimiento en dos casos del sector anterior. Ellos concluyen que las PPF totalmente cerámicas basadas en circona presentaron un comportamiento clínico satisfactorio con una rata de éxito del 92%.

Al evaluar en este modelo los esfuerzos máximos tensiles y compresivos, se observó que para ambos tipos de esfuerzos el ligamento periodontal fue el que estuvo sometido a mayor demanda, al igual que la alúmina, dicho fenómeno se asocia con la rigidez del sistema que demanda un desplazamiento mayor de compensación del ligamento periodontal.

En el momento se carece de suficiente evidencia en el análisis de fracturas de las cerámicas. Anuvisace, en 2012, plantea que la etiología específica de las fracturas de las cerámicas es desconocida, por lo que se espera mejorar la información que lleve a medidas preventivas para el diseño de la estructura y los métodos de procesamiento térmico.⁴¹

Quinn en 2010, presenta el análisis de Weibull, como una herramienta que tiene sus indicaciones y limitaciones, pero es importante para la evaluación de la posibilidad de fracturas en los sistemas cerámicos.⁴²

Tener el conocimiento de la distribución de los esfuerzos es importante, según Möllers y colaboradores en 2011, pero según los autores hay pocos estudios que analizan el conector. En este estudio, de Möllers y colaboradores, se encontró un comportamiento similar en los conectores a nuestro estudio.⁴³

Fischer y colaboradores, en 2003, en un estudio de MEF y análisis de Weibull, plantearon que el diseño del conector es crítico para la restauración, igual que se plantea en nuestro estudio y el valor predictivo hecho por MEF y por la herramienta estadística de Weibull, da un buen valor de seguridad a la circona y al disilicato de litio. En nuestro estudio, los tres sistemas cerámicos presentan un factor de seguridad alto, confirmando lo analizado por Fischer.⁴⁴

Continuado esta afirmación, la recomendación de cuál sistema elegir debe ir acompañada de una precaución por el conector y considerando que hay variables que nuestro estudio y otros no han podido abarcar completamente, como lo es la fatiga del material y a factores inherentes al mismo proceso de fabricación del material.

Esto lleva a que la decisión y comportamiento final está determinada por múltiples factores, teniendo en cuenta consideraciones importantes como son los costos, la adhesión y la estética que se puede lograr con cada una de estas restauraciones.

No se encontraron estudios que tuvieran una metodología y un planteamiento del problema similar al nuestro, por tal razón se presentaron ciertas limitantes para hacer un comparativo equivalente con otras investigaciones; el presente estudio es una guía para futuros estudios sobre los sistemas cerámicos actuales.

CONCLUSIONES

Entre las limitaciones de este estudio, el análisis de elementos finitos indicó:

• Ninguno de los sistemas cerámicos evaluados alcanzó el límite de fractura bajo cargas de 1000 N, de lo que se puede concluir que todos los sistemas cerámicos presentaron adecuada distribución de esfuerzos para la elaboración de PPF en el sector anterior; el módulo elástico de la estructura influye el comportamiento de los esfuerzos, al ser mayor, se genera disminución de los esfuerzos en la cerámica feldespática y el ligamento periodontal.
• En cuanto al espesor de los conectores, se evidenció que al tener un área de 16 mm², el ligamento periodontal recibió mayores esfuerzos como efecto de compensación, pero en la cofia se disminuyeron los esfuerzos de forma significativa. Al reducir el área de los conectores a 9 mm² se incrementaron los esfuerzos en 48%, pero no se alcanzó el límite de fractura de 350 MPa al someterlo a cargas de 1000 N, difícilmente encontradas en el sistema estomatognático, brindándole al sistema del disilicato de litio el adecuado margen de tolerancia sin llegar al punto de riesgo.

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