Resumen

Este estudio quiere, con un método diferente al comúnmente utilizado, contribuir a la controvertida cuestión del “cerclaje cervical” y el problema del material de fabricación de los pernos. Para evaluar la distribución de los esfuerzos sobre la dentina residual, determinada por diferentes preparaciones del margen protésico y por los materiales de construcción de los pernos, se utilizó el análisis de elementos finitos (Finite Element Analysis).

Los materiales en sí muy rígidos y resistentes a la fractura (acero), pueden ser peligrosos porque concentran los esfuerzos en áreas dentales restringidas, exiguas y muy profundas. Para los pernos monoconos en pro, la distribución de los esfuerzos parece más favorable.

El bisel circular disminuye los esfuerzos en las zonas apicales al perno, aumentándolos en las zonas cervicales.

Un perno de oro estrecho y corto con una capa de cemento interpuesta entre este y la dentina (“perno monoconos pasivo”) genera picos de esfuerzo muy elevados en el espesor del cemento en el tercio medio canalicular.

Al sustituir el perno de oro por materiales que tengan características mecánicas similares a la dentina, las áreas internas del canal radicular están libres de picos de esfuerzo: estos se encuentran totalmente en el grosor de la dentina del tercio medio del canal, ahorrando las zonas críticas de interfaz entre dos materiales.

Resumen

Introducción

Las técnicas para la restauración de dientes tratados endodónticamente han sido objeto de discusión por parte de los investigadores durante muchos años. El Análisis de Elementos Finitos (AEF) se utilizó para determinar la distribución del estrés en la dentina residual causada por diferentes tipos de diseño de márgenes protésicos y por materiales de construcción de postes. El AEF es un modelo matemático que permite dividir estructuras complejas en segmentos más pequeños con propiedades específicas. Se pueden aplicar diversas condiciones de carga al modelo y se pueden trazar distribuciones de estrés con una computadora. Este método proporciona información detallada sobre el estrés en un cuerpo no homogéneo como un diente.

Materiales y métodos

Se crearon cinco modelos dimensionales de un incisivo central superior utilizando los datos de Wheeler. Estos modelos eran la representación de la sección transversal bucolingual del diente. Todos los modelos incluían dentina con gutapercha, ligamento periodontal, hueso cortical y esponjoso, un poste y una corona.

Los materiales eran homogéneos e isotrópicos con un comportamiento elástico lineal. Las propiedades mecánicas correspondían a las descritas en la literatura.

Se aplicaron tres direcciones de fuerza diferentes a cada modelo: F1 se aplicó para simular un trauma facial; F2 para simular una fuerza vertical sobre el ángulo del incisivo; F3 para simular la fuerza masticatoria. Se asumió que todas las fuerzas eran de 10 N actuando uniformemente a través de un grosor de 1 mm.

Los modelos A y B simulan diferentes tipos de diseño de margen protésico (hombro de 90°; bisel de 3,5 mm). El modelo C simula un hombro de 90° con una reducción longitudinal y axial del 50% del poste de oro (“poste pasivo”). Los modelos D y E simulan un hombro de 90°, el primero con un poste y núcleo de acero, el segundo con un poste y núcleo hechos de un material hipotético con características mecánicas similares a la dentina.

La distribución de fuerzas normales en las direcciones principales y de Von Mises se calculó utilizando el software SuperSap para elementos finitos.

Resultados

Modelos A y B: el modelo B (chaflán) distribuyó el estrés sobre un área más extensa; los picos de estrés en el tercio medio y en la dentina apical se redujeron en un 25% y un 12% en comparación con el modelo A (un hombro de 90°).

Modelo C: el pico de estrés ocurrió en el área de cemento corto entre la dentina y el poste.

Modelo D: pico de estrés muy alto en el tercio medio del conducto radicular en el área de interfaz entre el poste y la dentina.

Modelo E: el más favorable, ya que el pico de estrés ocurrió en el área central del grosor residual de la dentina del tercio medio de las áreas internas del canal. Las áreas de interfaz no mostraron picos de estrés.

Conclusiones

Este estudio muestra que en dientes reconstruidos endodónticamente, los materiales extremadamente rígidos (acero y oro) deben ser reemplazados por materiales que tengan las mismas propiedades mecánicas que la dentina.

Un nivelador circular es ventajoso porque distribuye el estrés sobre un área dentinal más extensa.

Un “poste pasivo” no es ventajoso porque todos los picos de estrés aparecen en la corta área de cemento entre la dentina y el poste.

Introducción

Las técnicas para la restauración de dientes tratados endodónticamente han sido objeto de innumerables discusiones e investigaciones durante muchas décadas. Se han realizado diversas investigaciones con el fin de identificar métodos que hagan que el complejo raíz-post-reconstrucción protésica sea más resistente a los esfuerzos determinados por la carga masticatoria normal y por posibles traumas. En los últimos años, la atención se ha centrado especialmente en la forma de los postes endocanalarios (o postes de muñón), en su longitud o ancho y en su resistencia a la tracción y a la carga oblicua. Como consecuencia clínica de estas investigaciones ha surgido la tendencia general de restaurar el espacio del canal, dejado vacío por el tratamiento endodóntico, con materiales muy rígidos y resistentes, en lugar de buscar materiales con características mecánicas lo más similares posible a la dentina. También ha sido escasa la atención hacia el diente en su totalidad, a menudo descuidando el efecto de la cobertura que recibe. El diseño del margen protésico de esta categoría de dientes ha recibido, en la literatura, una atención limitada. Estas problemáticas han sido estudiadas, en los diversos trabajos, mediante simulaciones mecánicas en dientes extraídos sometidos a carga y con modelos fotoelásticos: los resultados son bastante contradictorios.

El presente estudio quiere, con una metodología diferente a las comúnmente utilizadas, dar un aporte respecto a la controvertida cuestión del “cerclaje cervical” y respecto al problema del material de fabricación de los pernos. Se utiliza el análisis por elementos finitos (Finite Element Analysis - IDEA), un método numérico de análisis de esfuerzo poco difundido en odontología.

El método del análisis por elementos finitos se basa en un modelo matemático que aproxima la geometría del objeto a realizar. Este último se divide en un número finito de pequeños elementos, de 3 o 4 nodos, cada uno con una descripción separada del campo de desplazamientos (y por lo tanto de los esfuerzos y deformaciones). Se aplican al modelo varias condiciones de carga y las restricciones se modelan mediante condiciones de contorno apropiadas. Las ecuaciones, derivadas en base a un comportamiento elástico lineal y a las características mecánicas de los materiales, se resuelven con complejos algoritmos de cálculo mediante computadoras personales. La ventaja de esta metodología es proporcionar información detallada sobre el esfuerzo que actúa en un cuerpo no homogéneo como el diente.

Este tipo de análisis fue introducido por Turner y se utiliza en simulaciones mecánicas, térmicas, electromagnéticas y en algunos campos de investigación de biomecánica médica.

En el campo de los elementos tratados endodónticamente, esta metodología ha sido utilizada, sin embargo, en un número reducido de trabajos, para evaluar el esfuerzo interno de raíces que alojan pernos de forma diferente con niveles de tejidos de soporte normales o variados.

En este trabajo se quiere evaluar la influencia que tiene la preparación del margen protésico sobre la distribución de los esfuerzos en la dentina radicular residual. Además, utilizando este sistema de análisis, se quiere evaluar si las características mecánicas del material con el que se fabrica el perno moncone pueden cambiar favorablemente la resistencia de esta categoría de dientes.

Materiales y métodos

Partiendo de un modelo bidimensional de incisivo central superior (según los datos de Wheeler), se han creado 5 modelos diferentes que representan su sección media vestibulo-palatina y miden 24 mm de largo. Todos incluyen la raíz canalicular con dentina y gutapercha en los 4 mm apicales, ligamento periodontal, hueso esponjoso y cortical. Se ha diseñado una reconstrucción de la parte interna del canal radicular tipo perno moncone (con 12° de inclinación): la zona coronal ha sido restaurada con una corona de oro (Fig. 1).

**Fig. 1** Malla del modelo de incisivo central superior con las tres fuerzas aplicadas. Preparación del margen protésico, hombro a 90º, recubrimiento coronal en oro. Modelo A, perno monocono en oro. Modelo D, perno monocono en acero, Modelo E, perno monocono en material con características mecánicas equivalentes a la dentina.

Todos los materiales se consideran homogéneos, isotrópicos y con comportamiento elástico lineal. Las propiedades mecánicas de los materiales son las comúnmente utilizadas en la literatura (Tab. 1). El grosor del cemento entre el perno y la dentina y entre el perno y la corona se considera nulo debido al grosor exiguo y por los límites impuestos a la complejidad del modelo.

**Tab. 1** Propiedades mecánicas de los materiales utilizados para los modelos.

Se aplicaron tres direcciones diferentes de las fuerzas de carga a cada modelo: F1 simula una fuerza traumática que actúa en el centro de la corona, horizontalmente y vestibularmente respecto a ella; F2 es una fuerza vertical que actúa en el ángulo incisal: F3 representa la carga masticatoria y está a 45° palatino:alineante respecto al ángulo incisal. Todas las fuerzas actúan uniformemente a través de un espesor de 1 mm y tienen una intensidad de 10 Newton (1 Kgf).

Se asume que el hueso apical al ápice está completamente fijado con restricciones de empotramiento que no permiten ningún movimiento. Se utilizó una computadora personal IBM con un microprocesador Intel 486DX2-66 y un programa de cálculo de elementos finitos, el SuperSap (Algor, Pittsburg).

Se estudió la sección media en dirección vestibulo-palatina del incisivo central superior.

Se calcularon las distribuciones de los esfuerzos normales en las direcciones principales y de Von Mises, esfuerzos comúnmente utilizados en el campo de la ingeniería. De estas distribuciones se obtuvieron los valores máximos y mínimos de los esfuerzos.

Se han preparado dos modelos simulando dos tipos diferentes de diseño de la preparación del margen protésico (hombro a 90°, bisel de 3,5 mm con 12° de inclinación). Presentan una reconstrucción igual (perno muñón y corona de oro) (modelos A y B) (Fig. 1-2).

**Fig. 2** Modelo B: preparación del margen protésico, bisel de 3,5 mm, inclinación 12°, corona de oro, perno muñón de oro.

Se han elegido estos dos tipos de diseño del margen protésico con el fin de contribuir - de manera original en la metodología - a la controvertida cuestión del efecto del “cerclaje cervical”. En el modelo C, que presenta un diseño de la preparación del margen protésico igual al modelo A (hombro a 90°), se ha simulado y calculado la influencia de la reducción longitudinal y axial en un 50% del perno muñón de oro (Fig 3). Este modelo fue elegido para verificar, con tal metodología, los resultados de un interesante enfoque a estas problemáticas ("perno muñón pasivo").

**Fig. 3** Modelo C: preparación del margen protésico, hombro a 90°, corona de oro, “pilar pasivo” de oro.

Los modelos D y E simulan también una preparación del margen protésico con hombro a 90°, pero presentan características del material de fabricación del pilar variado: modelo D, acero; modelo E, material hipotético con características mecánicas equivalentes a la dentina.

Resultados

En un diente tratado endodónticamente y reconstruido con un perno monoconico y corona, un bisel de 3,5 mm de longitud con una inclinación de 12° (modelo B), determina, respecto a una preparación a hombro a 90° (modelo A), una mejor distribución de los esfuerzos, disminuyendo en particular los picos de esfuerzo en las zonas de dentina apical al perno en un 12% y en las zonas de dentina en contacto con el perno del tercio medio del canal en un 25%. La distribución de los esfuerzos resulta incluir áreas dentinales mucho más extensas y además se carga más la zona de dentina subyacente al bisel. Esta diferente distribución de los esfuerzos es evaluable en los dos modelos sometidos a fuerza traumática (F1) y a fuerza masticatoria (F3) (Fig. 4, 5, 6, 7). Estos datos cuantitativos son coherentes con nuestra investigación anterior que utilizaba el método del análisis por elementos finitos y con un estudio mediante simulaciones mecánicas in vitro. La fuerza vertical (F2) da resultados superponibles en los cinco diferentes modelos estudiados: no proporcionando información útil para los fines de esta investigación, no se examinan aquí.

**Fig. 4** Representación gráfica de los esfuerzos según Von Mises, Modelo A, fuerza F1

**Fig. 5** Representación gráfica de los esfuerzos según Von Mises, Modelo A, fuerza F3

**Fig. 6** Representación gráfica de los esfuerzos según Von Mises, Modelo B, fuerza F1

**Fig. 7** Representación gráfica de los esfuerzos según Von Mises, Modelo B, fuerza F3

Si en el modelo a someter a carga simulada (fuerzas F1 y F3), se reduce el perno moncone en un 50% tanto en sentido axial como transversal (perno moncone “pasivo”, modelo C) y se llena el espacio entre el perno y la dentina con un material (cemento) que tenga las mismas características mecánicas que la dentina (módulo de Young y coeficiente de Poisson), se obtienen picos de esfuerzo muy elevados concentrados en el tercio medio del canal en la amplia zona de cemento que se interpone entre la dentina y el perno. Esta zona presenta valores de esfuerzo más elevados del 200% en comparación con los modelos A y B (Fig. 8, 9).

**Fig. 8** Representación gráfica de los esfuerzos según Von Mises, Modelo C, fuerza F1

**Fig. 9** Representación gráfica de los esfuerzos según Von Mises, Modelo C, fuerza F3

Manteniendo la preparación del margen protésico con hombro a 90°, se simularon variaciones de las características mecánicas del material con el que se construye el perno de muñón. En comparación con un perno de muñón tradicional de oro (módulo de Young: 98 GPA; coeficiente de Poisson: 0,33), si se fabrica en acero (210 GPA; 0,30 coef. Poisson) (modelo D), tenemos una situación desfavorable. Las fuerzas aplicadas (FL y F3) generan picos de esfuerzo con valores muy altos en las zonas de dentina del tercio medio y apical al perno a lo largo de la zona de interfaz entre el perno y la dentina (en comparación con el perno de muñón tradicional de oro, hay un incremento del valor del esfuerzo en estas dos áreas del 100% y del 30% respectivamente) (Figg. 10. 11).

**Fig. 10** Representación gráfica de los esfuerzos según Von Mises, Modelo D, fuerza F1

**Fig. 11** Representación gráfica de los esfuerzos según Von Mises, Modelo D, fuerza F3

Si el perno muñón se construye con un material que tenga las mismas características mecánicas que la dentina (18,6 GPA; 0,31 coef. Poisson) (modelo E), el pico de esfuerzo, para las fuerzas F1 y F3, resulta estar en la zona central del grosor de la dentina residual del tercio coronal y medio del canal. Las áreas más internas están exentas de picos de esfuerzo. Esta es la situación más favorable entre las estudiadas, ya que el pico de esfuerzo se encuentra totalmente en una zona de dentina radicular más externa en comparación con los otros modelos. Además, no hay esfuerzos en la zona crítica de interfaz entre materiales diferentes (Figg. 12, 13).

**Fig. 12** Representación gráfica de los esfuerzos según Von Mises, Modelo E, fuerza F1

**Fig. 13** Representación gráfica de los esfuerzos según Von Mises, Modelo E, fuerza F3

En este tipo de análisis de la sección media del diente, se tiene la representación máxima del perno al mismo tiempo que la mínima de la dentina: el perno está, por lo tanto, sobrerrepresentado. Este dato es importante para comprender mejor los resultados de este estudio bidimensional.

Discusión conclusiones

De este estudio se pueden extraer líneas de orientación clínica para la reconstrucción de los elementos tratados endodónticamente. El uso de materiales con los que reconstruir el espacio dejado vacío por la terapia endodóntica debe probablemente ser repensado: los materiales en sí muy resistentes a la fractura y, por lo tanto, muy rígidos (por ejemplo, acero) pueden ser peligrosos porque concentran los esfuerzos en áreas dentales restringidas, exiguas y muy profundas. Para los pernos de muñón tradicionales en oro se pueden hacer consideraciones similares, aunque la distribución de los esfuerzos parece más favorable en comparación con el caso anterior. La conservación incluso de poca dentina cervical, de modo que se obtenga un cerclaje cervical, parece ventajosa. El bisel circular permite una mejor distribución de los esfuerzos, disminuyéndolos en las zonas apicales al perno y aumentándolos en las zonas cervicales.

Un perno de oro estrecho y corto con una abundante capa de cemento interpuesta entre este y la dentina (perno moncone “pasivo”, que tenga un cemento con características mecánicas lo más cercanas posible a la dentina) parece no ser ventajoso porque coloca los picos de esfuerzo críticamente en el grosor del cemento del tercio medio canalicular.

La sustitución del tradicional perno de oro por un material que tenga las características mecánicas de la dentina parece la mejor solución para la restauración de esta categoría de dientes. Las áreas internas del canal radicular están exentas de picos de esfuerzo: estos se encuentran totalmente en el grosor de la dentina radicular del tercio medio del canal, ahorrando por lo tanto las zonas críticas de interfaz entre los dos materiales.

La simulación computarizada con análisis de los esfuerzos de varios modelos de dientes tratados endodónticamente, indica por lo tanto nuevas vías de desarrollo en la investigación de materiales dentales.

La reconstrucción del diente tratado endodónticamente con un perno de acero o de oro parece ser abandonada privilegiando materiales que tengan características mecánicas lo más cercanas posible a la dentina. Una restauración de este tipo de la parte interna del canal radicular, cubierta a su vez por una tradicional corona de oro-resina o orocerámica, parece ofrecer ventajas notables. El cerclaje cervical, si es realizable, puede dar ventajas adicionales para una mayor duración en el tiempo de estos elementos.

Autores: Giovanni Cavalli, Pio Bertani, Paolo Generali

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