Mecanobiología de los huesos maxilares. I. Conceptos generales

AVANCES EN ODONTOESTOMATOLOGÍA/347

Cano J, Campo J, Palacios B, Bascones A.Mecanobiología de los huesos maxilares. I. Conceptos generales

RESUMEN

La mecanobiología ósea se encarga de la interacción entre las señales mecánicas y los mecanismos molecu-lares en las células y el tejido óseo. El estudio actual de esta disciplina engloba los modelos informáticos, labiología molecular y las técnicas de imagen en alta resolución. En este artículo se revisan los conceptosgenerales que se estudian en la mecanobiología y biomecánica de los hueso maxilares. Se establecen lasprincipales propiedades biomecánicas del hueso en las diferentes escalas de medición y determinados factoresque influyen en la reacción del hueso perimplantario ante las cargas biomecánicas.

Palabras clave: Mecanobiología, hueso, implantes.

SUMMARY

Bone mechanobiology deals with connection between mechanical signals and molecular events in cells andbone tissue. The current study on this subject involves computer models, molecular biology and high resolutionimaging of bone. This paper reviews general concepts which take place on mechanobiology and biomechanicsof maxillary bones. Mechanical features in several dimensional levels are studied and some factors with influenceon perimplantary bone are also evaluated.

Key words: Mechanobiology, bone, implants.

Fecha de recepción: Febrero 2007.Aceptado para publicación: Abril 2007.

* Profesor Asociado. Departamento de Medicina y Cirugía Bucofacial. Facultad de Odontología. UCM.** Profesor Contratado Doctor. Departamento de Medicina y Cirugía Bucofacial. Facultad de Odontología.

UCM.*** Prof. Colaboradora. Departamento de Medicina y Cirugía Bucofacial. Facultad de Odontología. UCM.**** Catedrático de Medicina y Cirugía Bucofacial. Departamento de Estomatología III. Facultad de Odonto-

logía. UCM.

Cano J, Campo J, Palacios B, Bascones A. Mecanobiología de los huesos maxilares. I. Conceptos generales.Av. Odontoestomatol 2007; 23 (6): 347-358.

Mecanobiología de los huesos maxilares.I. Conceptos generales

Cano J*, Campo J**, Palacios B***, Bascones A****

INTRODUCCIÓN

La mecanobiología estudia la interacción entre lasseñales mecánicas y los procesos biológicos que seproducen en las células y tejidos. La carga mecánicapuede influir en la proliferación, diferenciación ymetabolismo celular, por lo que tiene un papel cru-

cial en el crecimiento, adaptación, regeneración ybioingeniería de los tejidos vivos. La mecanobiologíacombina técnicas biológicas experimentales (mode-los in vitro e in vivo) y técnicas computarizadas (mo-delos matemáticos e informáticos) para crear la inte-racción entre la mecánica y la biología. Desde elpunto de vista biomecánico, ningún tejido vivo pue-

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de compararse a otro material de ingeniería, ya quedichos tejidos presentan un continuo proceso de re-generación y remodelación que permite mejorar suestructura en función de los esfuerzos a los que essometido (1).

Van der Meulen describió la mecanobiología esque-lética como “la ciencia que estudia las fuerzas mecá-nicas que modulan la morfología y la adaptaciónestructural de los tejidos esqueléticos; es decir, hue-so, cartílago, ligamento y tendón” (2). Existen tresaspectos que han hecho avanzar enormemente lamecanobiología ósea en los últimos años:a) Los modelos informáticos de estructuras que

permiten el análisis del efecto de fuerzas físicasen las complejas geometrías del hueso.

b) La biología molecular que permite detectar laexpresión de genes y la síntesis de proteínas trasla aplicación de diferentes fuerzas mecánicas.

c) El avance de la tecnología de imagen, que per-mite identificar las características micro y nano-estructurales del tejido.

El método informático de elementos finitos (FE, porFinite Element) se trata de un eficaz análisis numéri-co para estudiar cuantitativamente el comportamien-to de una estructura. Este método ha sustituido a losiniciales procedimientos de fotoelasticidad, permi-tiendo no solo estudiar el predominio de la direccióndel estrés sino también cuantificar la intensidad me-cánica (3). El objetivo de los FE es asimilar un su-puesto comportamiento mecánico numérico al com-portamiento biológico de las células de unaestructura y de esta manera comparar los resultadosde ambas evidencias de manera bidireccional.

A pesar del incremento en el conocimiento de losprocesos celulares y moleculares que acontecen enla interfase hueso-implante, poco se conoce sobre elproceso por el cual las fuerzas mecánicas modulanel crecimiento óseo en esa interfase. La mecano-transducción se encarga del estudio de la transmi-sión y distribución de las señales mecánicas, y suconversión en señales biológicas y químicas dentrode la célula (4).

La respuesta del hueso ante los estímulos mecáni-cos locales ya fue descrito por Wolff en 1892 (5)estableciendo la hipótesis de que “cada cambio de

la forma y la función del hueso, o solo de la función,conlleva cambios definitivos en la arquitectura inter-na y la conformación externa, siguiendo leyes mate-máticas”. Posteriormente se ha cuestionado la rela-ción con posibles leyes matemáticas, pero lo que esincuestionable es que las cargas mecánicas no soloafectan el volumen del hueso sino también su orga-nización interna. Desde los trabajos iniciales de Frost(6,7) se ha aceptado de manera general que el hue-so se renueva por si mismo a lo largo de la vidamediante las unidades multicelulares básicas (BMUs,por Bone Multicellular Units), que se forman de gru-pos de osteoblastos y osteoclastos que primero re-absorben el hueso y posteriormente lo van rellenan-do por un nuevo tejido. El nuevo hueso formado seorganiza en las osteonas del hueso compacto o enlas hemi-osteonas o trabéculas del hueso trabecularalineándose según la dirección de las cargas domi-nantes (8) lo que sugiere que los gradientes de ten-sión local son un factor regulador de la forma en quese desarrolla el recambio óseo (9) (Fig 1).

Basándose en la observación macroscópica, Wolff(5) estableció el primer planteamiento numérico dela estructura del hueso, con la descripción de la dis-posición perpendicular de las trabéculas en la cabe-za del fémur. Sin embargo, tanto el modelo de Wolf

Fig. 1. Esquema del acoplamiento en el remodelado óseo según lascargas aplicadas.



como el resto de los modelos numéricos posterioresno pueden ser tomados de manera categórica debi-do al número de factores no mecánicos que tam-bién influyen sobre el hueso (genéticos, nutriciona-les, hormonales, paracrinos, etc). De esta manera sehan establecido otros modelos en donde la disposi-ción no es únicamente perpendicular, sino tambiéncon otras disposiciones (3). Los modelos finitos tra-dicionales se han basado en niveles evidentes (ma-croscópicos) y en la premisa simplista del llamado“supuesto continuo” por el cual se presume un com-portamiento similar en cada trabécula ósea. El avan-ce tecnológico de la microtomografia computariza-da (micro-CT) y la creación de nuevos algoritmos hapermitido observar el comportamiento individual deuna trabécula. Parece que el estudio de elementosmicroestructurales y la formación posterior de ele-mentos finitos entre 100 millones y 1 billón de ele-mentos finitos establecerán unos modelos mas cer-canos a la estructura real (3).

En este artículo se revisan los conceptos generalesque se estudian en la mecanobiología y biomecáni-ca de los hueso maxilares. Se establecen las princi-pales propiedades biomecánicas del hueso en lasdiferentes escalas de medición y determinados fac-tores que influyen en la reacción del hueso perim-plantario ante las cargas biomecánicas.

PROPIEDADES BIOMECÁNICAS DEL HUESO(NIVEL MACRO, MICRO Y NANOMÉTRICO)

Hay que tener en cuenta que durante varios años sehan establecido las propiedades biomecánicas delhueso basándose únicamente en la escala macro-métrica (escala de centímetros o milímetros), valo-rando las diferencias estructurales visibles a simplevista que existen entre el hueso trabecular y el huesocortical (Fig 2). Sin embargo, hoy en día se puedeestudiar la estructura del hueso a nivel orgánico, ti-sular, celular o molecular (10). Las aproximacionesmicro y nanoestructurales al hueso están reflejandolas diferentes propiedades biomecánicas de los dis-tintos tipos de tejido óseo que se pueden incluir tan-to en el hueso trabecular como en el cortical, esdecir el hueso reticular, el hueso de fibras paralelas yel hueso laminar. De manera general, en el hueso, laresistencia (resistencia a la deformación) y la rigidez

lo aporta la fase inorgánica, mientras que la tenaci-dad (resistencia a la fractura) lo aporta la fase orgá-nica (11).

Nivel macro y micrométrico (órgano/tejido/célula)

Teniendo en cuenta el carácter general anisotrópicono homogéneo del hueso, el hueso cortical se sueleevaluar estructuralmente de manera imprecisa comoun material isotrópico (con la misma propiedad bio-mecánica al ser medida en cualquier dirección),mientras que el hueso trabecular presenta mayorgrado de anisotropía en función de las cargas quehaya recibido en cada zona (1). Si las propiedadesson diferentes en las tres direcciones del espacio sehabla de material ortotrópico, mientras que sin laspropiedades son iguales en dos direcciones, se ha-bla de isotropía transversal (12).

Las propiedades biomecánicas son variables entre elhueso cortical y trabecular principalmente porque elespacio poroso en el primero es del 5-10% mientrasque en el segundo se encuentra entre 30-90% (10).La morfología general del hueso, le permite teneruna estructura rígida y ligera a la vez, ya que el huesocortical facilita la rigidez mientras que las trabéculasinternas minimizan el peso (1).

Las propiedades mecánicas se han valorado con di-ferentes métodos como son los ensayos mecánicos,la relación de microdureza Vickers con el módulo de

Fig. 2. Estructura trabecular y cortical del hueso.



elasticidad o las técnicas basadas en ultrasonidos.Actualmente la herramienta más utilizada es la decreación de elementos numéricos o finitos medianteordenador, que incluso puede añadir elementos rea-les a partir de imágenes de alta resolución. De ma-nera general, las propiedades biomecánicas del hue-so van a depender de su contenido acuoso, de laporosidad (densidad) y del contenido mineral (1).

Hueso Cortical

Los valores obtenidos para el hueso cortical sonmenos dispersos que los encontrados en el huesotrabecular. En general, el módulo de elasticidad seencuentra entre 15-20 GPa (13) la resistencia a latensión se encuentra entre los 80-150 Mpa, y la re-sistencia a la compresión entre los 90-280 Mpa, de-bido principalmente al carácter anisotrópico del hue-so (1).

Se ha observado que la cortical mandibular es ani-sotrópica, de tal forma que al igual que la diáfisisfemoral, es mas rígida en la dirección longitudinalque en la radial o tangencial, teniendo en estas di-recciones un 40-80% del valor de rigidez que tieneen la dirección longitudinal. La resistencia a la com-presión es de 200, 110 y 100 Mpa en la direcciónlongitudinal, tangencial y radial respectivamente (14).

Por otro lado hay que considerar que los valores deresistencia del hueso cortical son variables en fun-ción de la edad. De esta manera la resistencia a latensión máxima desciende desde los 120 Mpa con30 años a 70 Mpa a los 100, mientras que el límitemáximo de deformación cae del 3,3% a los 30 añosal 1% a los 100 años. De la misma manera se obser-van similares efectos en el hueso trabecular (15). Seha observado en hueso cortical femoral que a partirde los 35 años hay una disminución por década delmódulo elástico de 0,35 GPa, de resistencia a laflexión de 6,25 Mpa, y de energía de fractura (tenaci-dad) de 0,03 Kj/m2. El tamaño de las microgrietastambién se ha observado aumentado con la edadcon valores de 500 µm a los 35 años y de hasta 1mm de longitud a los 92 años. El aumento del nú-mero y tamaño de estas grietas se ha correlacionadopositivamente con los resultados de tenacidad delhueso cortical (16).

Hueso Trabecular

Existen opiniones dispares en cuanto a establecerlas propiedades biomecánicas del hueso trabecular.Hay autores que lo consideran con un modulo deelasticidad similar al del hueso cortical (15-20 GPa)(13). Otros autores, sin embargo le adjudican un valorde rigidez menor (0,75-10 GPa) (17). En cualquiercaso se han determinado diferentes valores de E parael hueso trabecular en función de la prueba de es-fuerzo utilizada y las condiciones del hueso esponjo-so (seco, fresco o congelado), aunque siempre convalores menores que el hueso cortical. Los valoresevidenciados son muy dispares incluso cuando losdatos los emite un mismo autor aplicando el mismoensayo a diferentes muestras (1,12).

McNamara y cols (18) desarrollaron un modelo sóli-do obteniendo 4 trabéculas de hueso vivo que pos-teriormente fueron procesadas con micro-CT y ana-lizadas mediante elementos finitos. Este modelopermite observar la reacción a cargas sobre un mo-delo con morfología real (incluyendo lagunas de re-absorción activas). El estrés se observaba elevado enel fondo de las lagunas de reabsorción y aumentaríala actividad osteoclástica más allá de lo que inicial-mente estaba previsto para renovar el hueso antiguoo dañado, y también evitan la distribución homogé-nea de la carga a lo largo de la trabécula.

Smit y Burger (19) establecieron la hipótesis que si ladeformación baja (desuso) activa los osteoclastos,mientras que si la deformación aumenta (sobrecargamedia) se activan los osteoblastos para rellenar laBMU. Estos datos se observaron con unas medidasde estrés no mayores de 16 Mpa y de deformación nomayores de 3.074 µε y con modelos informáticos detrabécula ideales (sin obtenerlas de trabéculas in vivo).Los datos de McNamara y cols (18) establecerían queaunque esto ocurriría habitualmente por debajo de4.000 µε, existirían otros estímulos diferentes paraactivar a osteoclastos u osteoblastos cuando el estrésy las deformaciones son mayores de 4.000 µε.

Nivel nanométrico (molécula)

Durante muchos años se ha considerado que el hue-so cortical y trabecular se consideraba un único



material desde el punto de vista estructural molecu-lar, y sus diferencias biomecánicas aparecerían enotras escalas debido a la diferencia de densidad. Estáhipótesis ha sido rechazado por la evidencia en dife-rentes estudios de variaciones biomecánicas intrín-secas en los dos tipos de hueso. Si bien los compo-nentes moleculares son idénticos, parece que ladisposición de los mismos varía entre ambos influ-yendo en sus propiedades biomecánicas. Se hanobservado valores de módulo de elasticidad de 10,4Gpa en el ensayo de tracción para la trabécula ósea,mientras que en las muestras de hueso cortical seencuentra en 18,6 Gpa (21).

Los dos componentes del hueso tienen propiedadesmecánicas extremadamente diferentes. El mineral esduro y frágil, mientras que la proteína (húmeda) esmucho mas blanda pero más resistente (a la trac-ción, compresión, torsión, etc…). Sin embargo launión de ambos (composite) combina las propieda-des óptimas de cada uno, aportando dureza y resis-tencia (21). Un factor que va a condicionar las pro-piedades del hueso cortical o trabecular va a ser laproporción de placas minerales que contenga la ma-triz colagénica. Se ha observado que después de unperiodo de 10-15 días, la matriz colagénica inicia unproceso de mineralización primaria muy rápido (en-tre varios días y meses dependiendo de la edad yfisiología del individuo) hasta alcanzar un 70% de sumineralización final (hueso inmaduro entrelazado/hueso inmaduro de fibras paralelas). El segundo pro-ceso de mineralización que incrementa el resto del30% de la mineralización puede llevar varios años yes producto del remodelado óseo (hueso maduro olaminar) (22, 23).

Como consecuencia de cada ciclo de remodeladose forman “paquetes de hueso” o BMUs con uncontenido mineral diferente según su deposicióncronológica (24). Se ha observado también quedentro de una misma trabécula o una misma os-teona se presentan diversos contenidos mineralesen función de sus diferentes estados biológicos, loque incrementa la complejidad de su estudio bio-mecánico (21).

La estructura compuesta del hueso proporciona cier-tas ventajas ante las cargas. Las partículas se colo-carían con su eje longitudinal de manera paralela a

las fibras de colágeno (25). Debido a esas variacio-nes en las proporciones de colágeno y mineral delhueso, lo más adecuado es considerar las propieda-des biomecánicas de ambas estructuras nanométri-cas por separado. El mineral tiene un modulo elásti-co de 135 GPa y una deformación de fractura del0,1%. Los valores para el colágeno son de 1 GPa y10% respectivamente. La combinación hace que elhueso tenga unos valores de 10-25 GPa de moduloy 1-1,5 % de deformación (21).

En cuanto al contenido mineral se ha sugerido queel tamaño del cristal, su orientación y su maduracióntienen influencia en el comportamiento mecánico fi-nal del hueso. La sustitución de iones carbonato poriones hidroxilo o fosfato en las placas minerales,parecen también alterar su estructura cristalina y dis-minuir la resistencia mecánica (26).

La malla de colágeno distribuida entre las partícu-las minerales disipa la energía mediante la desvia-ción de las grietas o creando puentes temporalesen las grietas creadas y así evitar el fracaso comple-to. Se ha especulado que el estrés de tensión setransmitiría a través de la malla orgánica (21). Pararevelar las propiedades mecánicas del hueso esnecesario conocer la distribución de la malla decolágeno. Mediante radiación sincrotrón que per-mite una resolución intralaminar, se ha observadoque el colágeno se dispone en capas de 1 µm deespesor con una estructura laminada helicoidal (noortogonal) sobre si misma cambiando su ángulode orientación longitudinal de manera regular en5º-25º en cada capa de fibras. Parece que las es-tructuras laminadas helicoidales tienen mayor exten-sibilidad ante compresión o tracción que los lamina-dos ortogonales y se desconoce si esta estructurapuede ser modificada ante diferentes tipos de car-gas (25).

Con el incremento de edad se ha observado un dete-rioro de la malla de colágeno incluyendo la pérdidade la capacidad de contracción de las fibras con loque se disminuyen las propiedades de resistencia.También se observa un aumento en el número demicrogrietas y el tamaño de las mismas. Se ha co-rrelacionado las alteraciones en la contracción delcolágeno con los resultados de tenacidad, pero nocon los de resistencia o rigidez (16).



Se ha evidenciado también que las microgrietas avan-zan con una baja energía de fractura (J-integral) cuan-do siguen un ángulo paralelo a las fibras de coláge-no, mientras que cuando encuentran puentes entrelas fibras de colágeno, se desvían en ángulos relati-vamente agudos en forma de zig-zag, relacionándo-se con altos niveles de energía y por tanto de tenaci-dad. La desviación del ángulo de las fibras, sumandoa las fibras de colágeno transversales, a las líneas decementación entre osteonas y al espacio entre lami-nillas, favorecería la tenacidad del hueso al permitiruna mayor absorción de energía (27).

Parece que la existencia de agua dentro del huesocortical va a influir en la rigidez y tenacidad del mis-mo. El agua se une a los grupos hidrofílicos del co-lágeno (glicina, hidroxiprolina, carboxilo e hidroxili-sina) y los iones fosfato y calcio de la fase inorgánica.La influencia del agua no solo se refiere al sistemavascular-canalicular sino que parece intervenir en elinterior de la matriz ósea. La deshidratación del hue-so conlleva una disminución de la tenacidad y la re-sistencia, lo que podría estar relacionado con laspeores propiedades biomecánicas que implica el in-cremento de la edad (11).

MECANOBIOLOGÍA DEL HUESOPERIMPLANTARIO

En los últimos años se han impuesto los protocolosde carga que permitan la realización de la rehabilita-ción prostodóncica lo antes posible. En esta aparta-do se describen una serie de fundamentos que influ-yen en la mecanobiología del hueso que rodea a losimplantes dentales y que determina el éxito o fraca-so de una rehabilitación implantosoportada o im-plantorretenida.

Carga inmediata, precoz y convencional

Debido a la controversia existente en relación a lostérminos aplicado a los protocolos de carga sobreimplantes, en el 2003 se emitió una declaración deconsenso entre expertos (28) que establecía los si-guientes rangos:a) Carga inmediata es la que se aplica dentro de las

48 horas posteriores a la colocación del implante.

b) Carga precoz es la que se aplica entre las 48horas y los 3 meses después de la colocación delimplante.

c) Carga convencional es la que se aplica entre los3-6 meses después de colocar los implantes.

d) Carga retrasada es la que se aplica mas allá de lacarga convencional.

Normalmente la carga retrasada se aplica en los ca-sos que ha existido un procedimiento de regenera-ción que obliga a alargar el periodo de consolida-ción. En este consenso se estableció de manerageneral la posibilidad de realizar carga precoz a las 6semanas de curación perimplantaria en cualquier si-tuación clínica que presente un hueso tipo 1, 2 ó 3.

Por otro lado, hay que distinguir tres conceptos encuanto al tipo de carga aplicada:a) Oclusión directa es la que se consigue cuando la

restauración sobre el implante tiene contacto conla dentición antagonista.

b) Oclusión indirecta es la que se consigue cuandola restauración está en anoclusión.

c) Oclusión progresiva es la que se establece demanera “ligera” al inicio de la carga y se vaconvirtiendo gradualmente en un contacto di-recto (28).

Patrón masticatorio en pacientes con implantes

La fuerza de mordida, la eficacia masticatoria y elfluido salivar van a influir en el proceso masticatorio.Hay que tener en cuenta que los dientes realizan uncontacto fisiológico durante la masticación y la de-glución. Los contactos en máxima intercuspación alo largo del día no llegan a 18 minutos del total (29).La magnitud de la fuerza que se puede ejercer a niveloclusal es muy variable según los individuos, aunquelo que si parece establecido es que la fuerza en lossectores posteriores es de 3 a 5 veces mayor que en elsector anterior (30). Existe gran variación entre indivi-duos en cuanto a la frecuencia masticatoria, es decirel número de ciclos masticatorios realizados antesde la deglución del bolo alimenticio. También existendiferencias individuales evidentes en cuanto a la efi-cacia masticatoria, es decir el grado de fragmenta-ción que se consigue del alimento después de undeterminado número de ciclos de masticación (31).



La masticación es regulada por el sistema nerviosocentral coordinando la actividad de la mandíbula, lalengua y los músculos faciales. La adaptación deeste sistema motor va a ser moldeado a lo largo dela vida del individuo en función de la edad y de lapérdida o modificación dentaria. Parece ser que elúnico factor estable en un individuo durante el pro-ceso de la masticación es el de la frecuencia masti-catoria (número de ciclos masticatorios por unidadde tiempo). La frecuencia masticatoria permaneceinvariable aunque se modifique la edad o a la durezadel alimento, pero si es influenciada (disminuyéndo-la) por la pérdida dentaria, con lo que se ha sugeridoesa frecuencia como un factor para valorar la efica-cia masticatoria (32).

La fuerza de mordida va a depender de varios facto-res fisiológicos como son la fuerza muscular, la anato-mía craneomandibular y el mecanismo de retroali-mentación neuromuscular. En pacientes conimplantes se han registrado mediciones medias ver-ticales de 200 N y horizontales de 40 N (33). Lamáxima fuerza de mordida vertical que se puedealcanzar con supraestructuras implantosoportadasestá alrededor los 800 N (34). Los implantes, a di-ferencia de los dientes naturales, se encuentran an-quilosados en el hueso sin un ligamento periodon-tal que aporta mecanorreceptores y una función deabsorción de cargas. De esta manera, se ha fomen-tado en la literatura durante décadas la importanciadel control biomecánico de los implantes por mediode una oclusión adecuada y evitando las cargas late-rales.

Entre varias diferencias, los dientes naturales pre-sentan un fulcro de palanca en el tercio apical cuan-do son sometidos a una carga lateral, mientras quelos implantes lo tienen en la cresta ósea, lo que ex-plica la concentración de estrés en esa zona y ciertasreabsorciones en esa localización (35). Otra diferen-cia entre los dientes naturales y los implantes es sucapacidad de movimiento en su alveolo/lecho óseo.De tal manera que los dientes permiten una intru-sión axial de 25-100 µm, mientras que en los im-plantes solo se permiten 3-5 µm (35). Cuando lacarga es aplicada lateralmente los dientes permitenuna movilidad de 56-108 µm antes de iniciar unarotación sobre su ápice (36), mientras que los im-plantes alcanza un movilidad lateral de 10-50 µm

sin producirse ninguna rotación (35). Por otro ladoel movimiento en los dientes sigue 2 fases, la pri-mera dependiente del ligamento que es compleja yno-lineal y una segunda lineal y dependiente del hue-so, mientras que en los implantes es únicamente enuna fase, lineal y dependiente de la elasticidad delhueso (35).

Existen numerosos factores que afectan la carga quereciben los implantes (número de implantes, macro-diseño, superficie, tipo de prótesis, ajuste de estruc-tura, etc) (37). Esta gran variabilidad de factores,sumado a las diferencias en cuanto a el patrón mas-ticatorio (fuerza de mordida, eficacia masticatoria yfluido salival) y los hábitos alimenticios, hacen real-mente imposible establecer a la carga de implantesinmediata/precoz como una carga controlada y cuan-tificable.

Concepto de carga estática, cuasi-estática,dinámica y cíclica

Se considera carga estática a la que se aplica sobreuna estructura de forma continua durante un tiempodeterminado (p.ej. los ensayos de tracción, compre-sión, etc…). El concepto de carga cuasi-estática(quasistatic) hace referencia a la aplicación de unacarga de manera continua durante un tiempo deter-minado, pero distribuida en ciclos de determinadafrecuencia. La carga dinámica hace referencia a unaaplicación súbita de la carga, donde el tiempo notiene prácticamente valor (p. ej. los ensayos por im-pacto y de fatiga). Las cargas cíclicas se caracteri-zan por la repetición reiterativa de un estímulo decarga (estática o dinámica) por unidad de tiempo(ciclos) (38,39). En este sentido puede haber cargascíclicas-estáticas (cuasi-estáticas) y cargas cíclicas-dinámicas.

Los movimientos de la masticación, consideradosde manera unitaria se considerarían como carga di-námica y en su conjunto como una carga cíclica-dinámica. La sobrecarga oclusal se asimila a unacarga dinámica descontrolada, que en varios aspec-tos se puede considerar como cíclica, ya que se apli-ca a intervalos pero sin embargo no a una frecuenciadeterminada (38). En relación al complejo hueso-implante-prótesis, se ha definido la carga estática



como la resultante de las fuerzas aplicadas sobredicho complejo antes de aplicar cualquier tipo decarga oclusal. La carga dinámica hace referencia ala resultante de fuerzas a las que se somete al com-plejo durante la función masticatoria.

Parece que las tensiones generadas como conse-cuencia de un ajuste pasivo inadecuado (carga es-tática) son más nocivas sobre las juntas protésicasque sobre la unión hueso implante. De esta manerase ha observado que un importante desajuste delsistema implante-pilares crea desplazamientos yaflojamientos de los componentes de la prótesis eincluso fractura del propio implante pero escasosefectos sobre el hueso perimplantario (40). A pesarde la controversia que existe sobre la sobrecarga enlos implantes y el diseño de cantilevers, existe latendencia general a pensar que la fuerza oclusalpatológica y la distribución desfavorable de los pun-tos de contacto pueden llevar a una alta susceptibi-lidad a la pérdida ósea, fractura del implante y fa-llos protésicos (41). De hecho la pérdida deosteointegración y la pérdida de hueso marginaldebido a sobrecarga oclusal fueron descritas expe-rimentalmente en los trabajos de Isidor y cols. con

primates no humanos, aunque las condiciones deeste experimento no eran las mas realistas posi-bles debido a las elevadas prematuridades aplica-das (42, 43). Por otro lado, hay autores que alu-den a la falta de evidencia de la sobrecarga comocausa de la reabsorción ósea y consideran que laprincipal causa de la pérdida ósea marginal perim-plantaria no es la sobrecarga sino la infección per-implantaria (44).

La frecuencia de aplicación de la carga se ha vistodeterminante en la respuesta anabólica tanto en loslinajes del esqueleto apendicular como el esqueletocraneofacial (Fig. 3). De tal manera que la cargadinámica aplicada mediante oscilación cíclica pre-senta mejores resultados anabólicos que la cargaestática aplicada a la misma magnitud y duración(45, 46). Estudios experimentales han demostradoque el índice de carga (la frecuencia) es más im-portante que la amplitud de carga (la cantidad)para inducir la formación de hueso. De hecho, seha visto que un carga de baja amplitud (<10 µε) aalta frecuencia (10-100 Hz) es capaz de estimularcrecimiento óseo e inhibir la osteoporosis por des-uso (47).

Fig. 3. Derivación del linajea partir de célulasmesenquimales.



Biomecánica implantológica

En la aplicación de carga ortodóncica, tanto con an-claje de implantes como anclaje dentario, se aplicala tercera ley de Newton, la cual establece que “lainteracción de dos cuerpos es siempre igual y endirección opuesta”. Es decir cuando se utiliza unaestructura como anclaje para ejercer una carga hayque tener en cuenta las fuerzas de reacción que ac-tuarán. La fuerza que se ejerce se representa por unvector de cantidad que tiene tanto magnitud comodirección (48).

La fuerza ejercida sobre la cabeza de un implante vaa producir un momento el cual es un vector de can-tidad que tiende a producir rotación del cuerpo so-bre un eje. Un caso especial de momento es la ideade momento-par que se forma por un par de fuerzasno colineales de sentido opuesto actuando sobre uncuerpo, que originan una resultante de fuerza ceroaunque si se produce un efecto sobre el cuerpo (48).

Cuando se aplica una fuerza lateral sobre un diente oun implante, la fuerza (F) aplicada sobre la cabezadel implante tiende a rotar el mismo sobre un centrode rotación (CR). La tendencia a la inclinación seexpresa por el momento, y su magnitud será:

M= F·d

donde d es la distancia entre la línea de acción de Fy el punto CR. Las unidades habituales de medidadel momento son Nm o Ncm.

Cuando se aplica una fuerza lateral sobre la cabezade un implante en clínica, se produce un vector mo-mento tridimensional, que tenderá a producir incli-nación o rotación sobre tres ejes perpendiculares(mesiodistal, bucolingual y oclusoapical). Si se qui-siera mover lateralmente todo el implante (no soloinclinarlo) habría que ejercer una fuerza lateral so-bre su CR lo que es físicamente imposible. La solu-ción consistiría en aplicar una fuerza sobre la cabe-za del implante y aplicar un momento par quecontrarreste, consiguiendo un momento neto decero y un movimiento de translación. Sin embargo,parece que el ligamento periodontal juega un papelfundamental como interfase continua de adapta-ción, que permite la translación de los dientes, pero

no ocurre lo mismo en los implantes o los dientesanquilosados. De hecho solo un 10% de integra-ción es suficiente para evitar esa translación de unimplante o un diente anquilosado. En los implan-tes, las cargas ortodoncias producen un aumentointenso del remodelado pero sin generar un movi-miento (49).

La carga que se aplica habitualmente cuando se usaun implante como anclaje ortodóncico no suele so-brepasar algunos newtons (alrededor de 5 N y mo-mentos de 2 Ncm), mientras que las cargas masti-catorias son mucho más elevadas, alcanzandomomentos del rango de 10 a 40 Ncm. De hecho unavez conseguida la osteointegración se han registra-do fracasos por fatiga en el rango de 1.000-1.500 Nen dirección axial y de 200-300 N en dirección late-ral, lo que indica niveles muy por encima de los uti-lizados en el anclaje ortodóncico (48).

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CORRESPONDENCIA

Jorge CanoDepartamento de Medicina y Cirugía BucofacialFacultad de Odontología. Universidad Complutense28040 Madrid

Email: [email protected]

Mecanobiología de los huesos maxilares. I. Conceptos generales

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