BIOMECÁNICA DE IMPLANTES
BIOMECÁNICA
Ciencia que estudia la respuesta de los tejidos biológicos a las cargas aplicadas sobre los mismos. Ingeniería mecánica aplicada.
BIOMECÁNICA
Analiza la fuerza y distribución de esfuerzos durante la función.
COMPLEJO IMPLANTE/INTERFASES
COMPONENTES
Tejido óseo alrededor del implante. Implante. Abutment. Tornillo del abutment. Coping protésico. Tornillo retenedor de la prótesis. Supraestructura. La corona. Superficie masticatoria.
PRINCIPIOS BÁSICOS
MASA: grado de atracción gravitacional Sistema Métrico (Kg). Sistema Ingles (Lbm) (Libra masa).
2ª LEY DE NEWTON
F=m
. a.
a constante gravitacional (9,8 m/s2). m = determina la fuerza.
Peso: Fuerza gravitacional que actúa sobre un cuerpo en un lugar deterinado.
Unidades de fuerza o de peso Newton : 1kg . m / s 2 = 0,225 LBF 1 lbf = 4,448 N.
FUERZA Y MOMENTO
FUERZA Vector Fuerza Magnitud Sentido Punto de aplicación.
Tridimensionales.
FUERZAS 3D
FUERZAS NORMALES
Compresión:
Mantiene integridad hueso implante
Tensión
Altera interfase hueso implante
FUERZAS CIZALLAMIENTO
Alteran interfase hueso implante.
Una fuerza de igual magnitud, puede tener efectos distintos, sobre la interfase hueso-implante según la dirección de la carga aplicada
RESISTENCIA DEL HUESO CORTICAL TIPO DE F TRACCION
COMPRESION
CIZALLAMIENTO
RESISTENCIA (MPa) 133,0 (11,7)
DIRECCION DE LA CA RGA
LONGITUDINAL
100,0 (8,6)
30º
60,5 (4,8)
60º
51,0 (4,4)
TRANSVERSAL
193,0 (13,0)
LONGITUDINAL
173,0 (13,8)
30º
133,0 (15,0)
60º
133,0 (10,0)
TRANSVERSAL
68,0 (3,7)
TORSION
FUERZA
Toda fuerza puede desglosarse en una combinación de componentes de fuerzas normales y de cizallamiento. Fuerzas de igual magnitud, pueden generar diferentes efectos, dependiendo de su dirección
FUERZA
El patrón masticatorio determina el tipo de fuerza se sufrirá el implante. Fuerzas compresivas son menos lesivas para los implantes.
OCLUSION
FACTOR DETERMINANTE: Ubicación de puntos de contacto distribución de esfuerzos en el sistema
OCLUSION DE PRÓTESIS IMPLANTO-SOPORTADA
ESFUERZOS COMPRESIVOS
MOMENTO
TORQUE O CARGA TORSIONAL:
Momento = F (N) x Brazo de palanca.
MOMENTO EN LOS TRES PLANOS DEL ESPACIO
MOMENTO EN LOS TRES PLANOS DEL ESPACIO
Altura Oclusal
Incidencia directa sobre magnitud del momento, en eje Vestíbulo lingual. Y mesio distal. Relacionada con la calidad del hueso. Relación C/R
MOMENTO LINGUAL
MOMENTO APICAL
MOMENTO LINGUAL TRANSVERSAL
MOMENTO OCLUSAL
CANTILEVER
PALANCA DE CLASE I
PROTESIS EN VOLADIZO
palanca clase I. P.A.R.
R
A
P
PROTESIS EN VOLADIZO
Carga y posición igual pero se adelanta el implante distal 5 mm varían las cargas resultantes
R
A
P
PROTESIS EN VOLADIZO
El voladizo distal no debe ser superior a 2,5 veces la distancia anteroposterior.
Longitud del implante Densidad ósea Diseño de la prótesis. Forma de arco.
P
PROTESIS EN VOLADIZO El implante expuesto a esfuerzos tensionales esta mas expuesto a la falla.
PROTESIS EN VOLADIZO
A mayor distancia antero posterior, entre el punto central del implante y los implantes más anteriores, menores serán las cargas oclusales. Efecto estabilizador de la distancia ateroposterior.
PROTESIS EN VOLADIZO
Distribución de implantes
MOMENTO EN RELACIÓN A ALTURA RESTAURATIVA
A > ALTURA DE LAS RESTAURACIONES > BRAZO DE PALANCA
MOMENTO
LESIVO PARA LOS SISTEMAS DE IMPLANTES SEPARACION DE LAS INTERFASES
AFLOJAMIENTO Y/O FRACTURA
RESORCION OSEA
FORMA DE ARCO
Arco cuadrado: Menores distancias anteroposteriores Arco estrecho o triangular Presenta las mayores distancias anteroposteriores. Soporta voladizos mas extensos.
DENSIDAD OSEA
Densidad ósea: Arco superior: voladizos mesiales, requiere implantes distales
Arco inferior: mejor densidad, voladizos extensos
TRANSFERENCIA DE FUERZAS
Tensión
Representación de la magnitud de la fuerza que se distribuye por la zona sobre la que actúa la fuerza Tensiones internas sobre implantes y tejidos biológicos afectan la longevidad a largo plazo. Tensión
Normales. Cizallamiento.
TENSIÓN
TENSIÓN
Tensión máxima
Elementos de cizallamiento son nulos
Tensiones normales ( tensiones principales) Permite evaluar
σ (1) tracción máxima
σ (2) intermedio
σ (3) compresión máxima
sitios de posibles fracturas y atrofias óseas
DEFORMACIÓN Y TORSION
Carga implante
Deformación de Tejido circundantes. Actividad remodeladora
Capacidad de elongación de biomateriales
0 % (cerámicas)……….55% de acero
inoxidable
TORSION MECANICA Y DE CIZALLAMIENTO
COEFICIENTE DE POISSON m
Carga axial
Torsión axial Torsión lateral
proporcional es
RELACION TENSION DEFORMACION
RELACION TENSION DEFORMACION
Materiales deben tener un módulo elástico similar a de los tejidos para que se comporten de igual manera frente a las cargas. Le de Hooke s = E e. Control de tensión garantiza control de la deformación.
CARGA DE IMPACTO E IMPULSO
Colisión de cuerpos en periodo corto de tiempo
Colisión elástica: Compresión Igual velocidad final
CARGA DE IMPACTO E IMPULSO
Colisión plástica Contacto final Disipación de energía Calor Deformación permanente.
CARGA DE IMPACTO E IMPULSO
Intraoralmente el choque tiene comportamiento plástico
METODOS PARA LA REDUCCIÓN DE LA CARGA DE IMPACTO.
Utilizar dientes acrílicos Interfase de tejido fibroso: Absorbe el choque fisiológico similar al L.P. Utilizar un elemento “intra movible” Restauración provisional acrílica con carga oclusal progresiva
HUESO COMO BASE ESTRUCTURAL
Anisotrópico
Ortotrópico:
Presenta propiedades diferentes en las tres direcciones
Isotrópico:
Diferentes propiedades dependiendo de la dirección de la fuerza.
Presenta las mismas propiedades en las tres direcciones
Isotropismo transversal:
Propiedades semejantes en dos direcciones.
HUESO CORTICAL
Transversalmente isotrópico. El hueso cortical de la mandíbula actúa como un hueso largo que ha sido moldeado con geometría curva.
HUESO CORTICAL
La dirección de mayor rigidez: curvatura del arco eje longitudinal de la tibia o el fémur . Presencia de dientes o implantes incrementa significativamente la cantidad y la densidad del hueso trabecular
HUESO CORTICAL Y VELOCIDAD DE CARGA
Viscoelasticidad: comportamiento mecánico depende de la velocidad de carga. El hueso es más quebradizo a mayores velocidades de carga.
HUESO CORTICAL
Lesión secundaria, es un proceso ACUMULATIVO La resistencia a la fatiga define la resistencia final. Número de ciclos antes de fracturarse. La resistencia a la fatiga del hueso es relativamente baja, pero se soluciona con la remodelación ósea.
HUESO ESPONJOSO
Anisotrópico.
Heterogéneo.
Imágenes Dx permiten evaluación cuantitativa del hueso esponjoso.
TEORIAS DE REMODELACIÓN OSEA
Proceso de adaptación del hueso a las cargas funcionales.
Conocimiento de dichos mecanismos permitirá predecir la respuesta biológica.
TEORIAS DE REMODELACIÓN OSEA
Torsión experimentada Catalizador de la actividad remodeladora. Diferentes mecanismos de transducción. Deformación inmediata influencia directa sobre actividad osteogénica.
Equilibrio de remodelación Reabsorción y reposición ósea Toda actividad remodeladora tiende a buscar el equilibrio. No hay datos de la adaptación funcional en mandíbula a circunstancias mecánicas
TEORIAS DE REMODELACIÓN OSEA
1869 Ley de Wolff
Arquitectura ósea depende de tensión principal Hueso cortical y trabecular son el mismo, solo difieren en su porosidad relativa.
Fyhrie y Carter 1986
Remodelación Alineaba la arquitectura ósea según la tensión principal Potencializaba la resistencia del material Densidad aparente del material se adapta a una tensión efectiva
TEORIAS DE REMODELACIÓN OSEA
Elastisidad relativa Cowin Remodelación esta en función de las circunstancias mecánicas cambiantes No predice la configuración óptima del hueso normal Conseguir un estado de Torsión de equilibrio Velocidad de remodelación depende de la diferencia entre el estado de equilibrio y el estado de deformación real Cambios en el módulo elástico y en la geometría externa del tejido óseo
TEORIAS DE REMODELACIÓN OSEA
Huiskes
Densidad de energía Torsional
Trabajo desarrollado por todas las fuerzas por unidad de volumen.
