UNIVERSIDAD COMPLUTENSE DE MADRID FACULTAD DE ODONTOLOGÍA Departamento de Estomatología I: (Prótesis Bucofacial) ESTUDIO COMPARATIVO IN VITRO DEL AJUSTE EN LA INTERFASE PILAR/IMPLANTE CON CONEXIÓN INTERNA Y EXTERNA TRABAJO FIN DE MÁSTER Máster en Ciencias Odontológicas JORGE VÉLEZ BARROS. Madrid, Septiembre 2016 2 ESTUDIO COMPARATIVO IN VITRO DEL AJUSTE EN LA INTERFASE PILAR/IMPLANTE CON CONEXIÓN INTERNA Y EXTERNA Trabajo fin de Máster Máster en Ciencias Odontológicas Jorge Vélez Barros. Directores: Dra. María Jesús Suarez G. Dr. Jesús Peláez Rico Departamento de Estomatología I: (Prótesis Bucofacial) Facultad de Odontología Universidad Complutense de Madrid Madrid, Septiembre 2016 3 Dña. Mª Jesús Suárez García, Profesora Titular del Departamento de Estomatología I de la Facultad de Odontología de la Universidad Complutense de Madrid. Certifica que: El trabajo de investigación titulado: “Estudio comparativo in vitro del ajuste en la interfase pilar/implante con conexión interna y externa” del que es autor D. Jorge Vélez Barros, ha sido realizado en este Departamento bajo mi dirección y supervisión, reuniendo en mi opinión todos los requisitos para ser presentado y defendido como Trabajo Fin de Master. Y para que conste a los efectos oportunos, firmo el presente certificado en Madrid a uno de Septiembre de dos mil dieciséis. Fdo. Mª Jesús Suárez García 4 ÍNDICE 1 INTRODUCCIÓN ...................................................................... 6 1.1 Introducción ............................................................................................... 7 1.2 Biomateriales en implantología. ................................................................ 9 1.2.1 Requisitos físicos, mecánicos y químicos de los materiales para implantes. ...................................................................................................... 10 1.2.2 Metales y Aleaciones metálicas. ....................................................... 12 1.2.3 Implantes en el siglo XXI. ................................................................ 15 1.3 Ajuste y Pasividad. .................................................................................. 18 1.3.1 Factores que influyen en la valoración del ajuste. ............................ 19 1.3.2 Métodos clínicos de valoración del ajuste. ....................................... 19 1.3.3 Consecuencias de la falta de pasividad. ............................................ 21 1.4 Pilares y tipos de conexiones. .................................................................. 23 1.4.1 Clasificación de los pilares. .............................................................. 23 2 HIPÓTESIS DE TRABAJO .................................................... 28 3 JUSTIFICACIÓN Y OBJETIVOS ......................................... 30 4 MATERIAL Y MÉTODO ....................................................... 32 4.1 Confección de las probetas ...................................................................... 33 4.2 Colocación de los pilares ......................................................................... 35 4.3 Clasificación y numeración de las probetas ............................................ 36 4.4 Un único pilar para dos conexiones diferentes. ....................................... 37 4.5 Análisis del ajuste marginal ..................................................................... 40 4.5.1 Preparación de las muestras .............................................................. 40 4.5.2 Obtención de imágenes ..................................................................... 43 5 4.6 Tratamiento de los datos .......................................................................... 48 5 RESULTADOS ......................................................................... 49 5.1 Estadística descriptiva ............................................................................. 50 5.1.1 Discrepancia según el tipo de conexión ............................................ 50 5.1.2 Discrepancia según la posición ......................................................... 52 5.2 Estadística inferencial .............................................................................. 54 5.2.1 Pruebas de Normalidad ..................................................................... 54 5.2.2 Discrepancia según el tipo de conexión ............................................ 55 5.2.3 Discrepancia según la posición ......................................................... 56 6 DISCUSIÓN .............................................................................. 57 7 CONCLUSIONES .................................................................... 63 8 BIBLIOGRAFÍA ...................................................................... 65 9 ANEXOS .................................................................................... 76 9.1 Plano para la confección de las probetas ................................................. 77 9.2 Pruebas estadísticas ................................................................................. 78 6 1 INTRODUCCIÓN 7 1.1 INTRODUCCIÓN Desde tiempos remotos se ha intentado reponer los dientes perdidos por caries, enfermedad periodontal o traumatismos, por otros elementos que restauren la función y la estética. La prótesis tradicional fija o removible ha sido durante mucho tiempo en odontología la única solución al problema del edentulismo, la cual conllevaba en numerosas ocasiones a la generación de daños inevitables en los dientes remanentes. Branemark en 1952 (1), realizó estudios sobre la vascularización del hueso del conejo y comprobó que tras introducir una placa de titanio en el hueso no podía retirarla porque la estructura de titanio se había incorporado por completo en el hueso. A este hecho lo llamó osteointegración (equivalente al concepto de anquilosis funcional definido previamente por Schroeder). La publicación de los trabajos de Branemark en 1965 (2), sobre la osteointegración provocó cambios importantes en la implantología, desarrollándose en Gotemburgo un sistema de implantes con estudios prospectivos clínicos a largo plazo tras la investigación en animales. Adell y cols, en 1981 (3), publicaron los primeros resultados tras 15 años de seguimiento de pacientes edéntulos totales tratados con implantes osteointegrados, en cuyos resultados, demostraron que existía un porcentaje de fracaso superior en los implantes colocados en el maxilar respecto a los situados en la mandíbula. El área de la implantología dental en los últimos años, especialmente las dos ultimas décadas, en donde a sufrido grandes cambios con el trascurso del tiempo, los implantes han ido evolucionando sufriendo cambios contantes basados en diferentes teorías, además existe un gran numero de pilares protésicos entre los cuales el dentista debe de elegir un sistema que sea predecible y reproducible a través del tiempo. Actualmente, ya no solo se habla simplemente de implantología sino de cirugía implantaria, ya que se utilizan conjuntamente técnicas quirúrgicas capaces de modificar el soporte óseo disponible como son la elevación del seno maxilar, la transposición del nervio dentario inferior y la regeneración ósea guiada. Desde las primeras intervenciones implantológicas se ha considerado a la osteointegración, siempre como factor fundamental y prioritario relacionado con el éxito de los implantes, 8 obviando así, aspectos biológicos importantes relacionados con la conexión del implante, con el pilar protésico y con la conexión protésica . Con la constante evolución que sufre la implantología, últimamente se está imponiendo el concepto de integración global, que quiere decir una integración más amplia, es decir, no sólo limitada a los tejidos duros, sino que abarca a los tejidos blandos periimplantarios (4) y en una constante relación con la cabeza del implante y con los elementos protésicos. Por lo cual, es importante tener presente y conocer cual es el objetivo último en la colocación de un implante , de tal forma que no se lo considere solo como un sustituto del diente perdido, sino también como un elemento retenedor de la futura restauración o supraestructura protésica. Independientemente del tipo de conexión que tenga el implante, interna o externa, el pilar protésico irá fijado al implante a través de un tornillo, generándose una interfase entre la unión implante-pilar. Cuando en esta interfase existe un nivel de desajuste excesivo, éste podría causar daños irreparables en los tejidos periimplantarios (5-7), además de una peor transmisión de las fuerzas del pilar al implante. La microfiltración producida por el gap en la unión implante pilar permite el paso de ácidos, encimas, bacterias y/o sus productos metabólicos (8). Estas bacterias y sus metabolitos actúan directamente sobre los tejidos periimplantarios y causan inflamación y sangrado, pudiendo desencadenar en una perimplantitis con posterior pérdida de tejido óseo y del propio implante (9, 10). Tomando en cuenta que el presente trabajo de investigación se centra en el ajuste pilar- implante sobre dos sistemas de conexión diferentes, consideramos de suma importancia analizar y sintetizar a continuación los conceptos y principios en que se fundamenta la biomecánica, para así comprender que repercusiones mecánicas y biológicas podría llegar a tener su desajuste. 9 1.2 BIOMATERIALES EN IMPLANTOLOGÍA. La selección apropiada del biomaterial de implante es un considerado un factor clave para el éxito a largo plazo de los implantes. El entorno biológico no acepta por completo cualquier material por lo que para optimizar el rendimiento biológico, los implantes deben ser seleccionado para reducir la respuesta biológica negativa manteniendo al mismo tiempo la función adecuada . Las disciplinas relacionadas con los biomateriales y la biomecánica se complementan con el conocimiento del funcionamiento de los dispositivos. Siempre hay que analizar exhaustivamente las propiedades físicas, mecánicas, químicas y eléctricas de los componentes materiales elementales a la hora de aplicar cualquier biomaterial, ya que esas propiedades proporcionan una información fundamental para los análisis biomecánicos y biológicos interrelacionados de la función del propio biomaterial (11). Una propiedad muy importante de los materiales a la hora de mejorar su diseño (contorno y forma) es su deformación elástica. El control de la distribución de las tensiones microscópicas localizadas depende en gran medida de las propiedades elementales del biomaterial (por ejemplo, propiedades químicas superficiales, microtopografía, módulo de elasticidad) y de que la superficie del biomaterial esté unida a los tejidos adyacentes (12). Debido a ello, la pretensión de mejorar la respuesta de los tejidos y limitar la biodegradación restringe a menudo el número de materiales que se pueden usar con total seguridad dentro de la cavidad oral y los tejidos (13, 14). 10 1.2.1 REQUISITOS FÍSICOS, MECÁNICOS Y QUÍMICOS DE LOS MATERIALES PARA IMPLANTES. 1.2.1.1 PROPIEDADES FÍSICAS Y MECÁNICAS. Sobre el material de un implante actúan fuerzas que presentan componentes de tracción, de compresión y de cizallamiento. Como en la mayoría de los materiales, las fuerzas de compresión sobre los materiales para implantes suelen ser mayores que las fuerzas de tracción y de ruptura Todos los fallos por fatiga obedecen a las leyes mecánicas que correlacionan las dimensiones del material con las propiedades mecánicas de éste. Frecuentemente, se observa un problema entre la resistencia mecánica y la deformabilidad del material y el hueso receptor (13). En general, el límite de fatiga de los materiales metálicos para implantes equivale aproximadamente al 50% de su resistencia final a la tracción. No obstante, esta relación solo puede aplicarse a los sistemas metálicos; los sistemas poliméricos no tienen un límite inferior de resistencia a la fatiga, los materiales cerámicos son poco resistentes a las fuerzas de ruptura (14), debido a una combinación de resistencia a la fractura y falta de ductilidad, que puede conducir a una fractura frágil. Los metales en cambio pueden calentarse durante períodos de tiempo para alterar sus propiedades, modificarlos mediante la adición de elementos de aleación o alterarlos mediante procesos mecánicos, seguidos por envejecimiento o de endurecimiento por dispersión hasta conseguir un material procesado con la resistencia y ductilidad ideales. La mayoría de los estándares consensuados para los metales (American Society for Testing and Material [ASTM], International Standarization Organization [ISO], American Dental Association [ADA]) exigen una ductilidad mínima del 8 % para limitar las fracturas frágiles. El endurecimiento de la fase microestructural mixta de los materiales austeníticos con nitrógeno (por ejmeplo, aceros inoxidables) y la pureza cada vez mayor de las aleaciones parecen especialmente indicados para conseguir la máxima resistencia y mantener este grado de deformación plástica posible (15). 11 1.2.1.2 CORROSIÓN Y BIODEGRADACIÓN. La corrosión representa un problema muy importante para los materiales metálicos empleados en implantología dental, las diferencias entre las composiciones de electrolitos y el oxígeno presentes en la cavidad oral son diferentes de que las presentes en los líquidos tisulares. Además, el pH puede variar en el interior de la cavidad oral, debido a esto, el pH al que los implantes están constantemente expuesto es mayor a otros puntos específicos de los tejidos dentro de la cavidad oral (16). Los procesos galvánicos dependen de la pasividad de las capas de óxido, que se caracterizan por un índice de disolución mínimo y una capacidad de regeneración muy alta en metales como el titanio. La capa pasiva tiene un espesor de solo unos nanómetros y suele estar formada por óxidos o hidróxidos de los elementos metálicos con mayor afinidad por el oxígeno. En metales de grupos reactivos como el titanio, el niobio, el circonio, el tantalio y otras aleaciones relacionadas, las propiedades de la capa pasiva dependen de los materiales elementales. Las zonas de estabilidad de los óxidos de los elementos del recubrimiento del implante abarcan los valores de pH característicos del medio oral. Sin embargo, los óxidos de titanio, de tantalio y de niobio cubren una zona de estabilidad ambiental mucho mayor que la de los óxidos de cromo (17). 1.2.1.3 AGRIETAMIENTO POR CORROSIÓN Y TENSIÓN. La combinación de una tensión mecánica intensa y de una exposición simultánea a un entorno corrosivo puede causar el fallo de los materiales metálicos por agrietamiento, aunque ninguno de esos factores por separado causaría el fallo. Por otra parte, las superestructuras protésicas no pasivas pueden incorporar tensiones permanentes, lo que influye considerablemente en este fenómeno en las prótesis cargadas. La corrosión galvánica se produce cuando dos materiales metálicos diferentes entran en contacto y están rodeados por un electrólito que da lugar a la aparición de un flujo de corriente entre ambos (18). La corrosión por desgaste tiene lugar cuando se produce micromovimientos y un contacto de fricción en el seno de un medio corrosivo Ni siquiera los óxidos cerámicos son totalmente resistentes a la degradación. La corrosión de los 12 materiales cerámicos podría compararse con la disolución química de los óxidos en iones o complejos de iones de los óxidos metálicos de los sustratos respectivos. Por otra parte, la resistencia de los polímeros sintéticos a la corrosión no solo dependerá de su composición y su forma estructural, sino también de su grado de polimerización (15). El agua y otras sustancias de los medios biológicos no solo disuelven los polímeros sintéticos, sino que también penetran en estos. Como resultado el grado de alteración dependerá de las propiedades del material en relación con el componente manufacturado. 1.2.1.4 TOXICIDAD. La toxicidad se debe principalmente a los productos de la biodegradación primaria (aniones y cationes simples y complejos), especialmente de aquellos de los metales de mayor peso atómico. Debemos de tener presente algunos factores en relación con la toxicidad, entre los cuales tenemos: 1 ) la cantidad de material que se disuelve por biodegradación por unidad de tiempo; 2 ) la cantidad de material eliminada por la actividad metabólica en la misma unidad de tiempo, y 3) las cantidades de partículas sólidas e iones que se depositan en el tejido, así como su posible paso a los sistemas orgánicos (19). La transformación de sustancias primarias perjudiciales va a depender de su grado de solubilidad y de transferencia. Se sabe que el cromo y el titanio reaccionan localmente a concentraciones muy bajas, mientras que el cobalto, el molibdeno y el níquel pueden permanecer disueltos a concentraciones relativas superiores y pueden circular así por los líquidos corporales. Diversos estudios han documentado la toxicidad relativa del titanio y de sus aleaciones (20). 1.2.2 METALES Y ALEACIONES METÁLICAS. Los principales grupos de materiales implantables utilizados en odontología son el titanio y sus aleaciones, las aleaciones de cobalto y cromo, los aceros austeníticos de Fe-Cr-Ni-Mo, las aleaciones de tantalio, niobio y circonio, los metales preciosos, la cerámica y los polímeros. Los metales tienen propiedades biomecánicas que les hicieron un material adecuado para 13 la elaboración de implantes. Además de estas propiedades, los metales son también fáciles de procesar, pueden ser esterilizados por el proceso de esterilización comúnmente utilizado, lo cual los hace fácil de utilizar y tienen buen acabado (14). Sin embargo, debido a los avances en el tiempo y las tasas bajas de éxito con metales (oro, acero inoxidable, cromo- cobalto), estos materiales actualmente han quedado en desuso y fueron sustituidos por nuevos materiales como es el titanio (Ti) y sus aleaciones principalmente Ti-6Al-4V (Titanio-6Aluminio-4Vanadio), estas aleaciones se han convertido en los metales de elección para implantes dentales. Sin embargo, los componentes protésicos de los implantes todavía se hacen a partir de las aleaciones de oro, acero inoxidable, y de cobalto-cromo y aleaciones de níquel-cromo (13). 1.2.2.1 ALEACIONES DE CROMO COBALTO. Se utilizan en fundido y condiciones metalúrgicas recocidos. Permiten la fabricación de implantes personalizados, tales como marcos de subperiósticos. La composición elemental de esta aleación incluye cromo, cobalto, y molibdeno como los elementos principales. El cobalto ofrece una fase continua para las propiedades básicas. El cromo proporciona resistencia a la corrosión a través de la superficie de óxido (21), el molibdeno proporciona resistencia y una mayor resistencia a la corrosión. El níquel es un producto biocorrosivo y el carbono deben ser controlados con precisión para mejorar las propiedades mecánicas, tales como ductilidad. 1.2.2.2 ALEACIONES BASADAS EN HIERRO, CROMO, NÍQUEL. Las aleaciones de acero inoxidable de uso quirúrgico se vienen utilizando desde hace mucho tiempo para fabricar implantes ortopédicos y dentales. Esta aleación, al igual que las de titanio, utiliza en sus formas metalúrgicas forjadas y tratadas con calor, lo que permite obtener una aleación muy resistente y dúctil (12). Con esta aleación, se fabrican la lámina de la rama mandibular, la estructura de la rama mandibular, agujas estabilizadores (antiguamente) y algunos sistemas de inserción en la 14 mucosa.. Esta aleación es más propensa a la corrosión debe ser usada con cuidado y conservar el recubrimiento superficial (óxido) (20). Dado que esta aleación contiene níquel como elemento principal, su uso en pacientes alérgicos debe ser evitada. Las aleaciones a base de hierro tienen unos potenciales galvánicos y unas características de corrosión que podrían plantear problemas de acoplamiento galvánico y biocorrosión si entran en contacto con biomateriales que contienen titanio, cobalto, circonio o carbono (11). 1.2.2.3 POLÍMEROS. Los primeros trabajos sobre implantes realizados con resina de metacrilato de metilo, en principio dieron fallos, sin embargo, Hodosh y cols en 1969 (22), publicaron que los polímeros son sustancias biológicamente tolerables. Los estudios sobre replicas de implantes dentales de polimetacrilato condujeron al desarrollo del concepto de implantes dentales manufacturados de polímero, concepto introducido por Milton Hodosh. Como sustituto de un diente natural , el implante de polímero resulto ser ideal para restablecer la función y la apariencia de la restauración. Una ventaja de los polímeros es que no generan micromovimientos o corrientes de electrolitos como sucede en el caso de los metales (23, 24). Se seleccionaron los polímeros por las siguientes razones: 1) Las características físicas de los polímeros pueden ser alteradas en función de su uso ya que su composición puede ser cambiada fácilmente, es decir, los polímeros se pueden cambiar de una forma más porosa o más suave, 2) pueden ser manipulados fácilmente y permiten una mejor reproducción, 3) no generan micromovimientos o corriente electrolítica al igual que los metales, 4) muestran inserción en tejido conectivo fibroso, 5) pueden ser mas fácilmente evaluados microscópicamente que los metales, y 6) son estéticamente más agradables (13). Presentan también algunas desventajas: 1) las propiedades mecánicas son inferiores en comparación a los metales, 2) la adhesión no es buena (11). 15 1.2.3 IMPLANTES EN EL SIGLO XXI. 1.2.3.1 TITANIO. El titanio tiene un historial favorable de ser utilizado con éxito como un biomaterial de implantes y este éxito se le atribuye a su excelente biocompatibilidad debido a la formación de una capa de óxido estable en su superficie (15). El titanio comercialmente puro (CPTI) se clasifica en 4 grados que difieren en su contenido de oxígeno. Grado 4, presenta la mayor cantidad de oxígeno (0,4%) y el grado 1 el (0,18%) tiene el menor contenido de oxígeno (14). Las diferencias mecánicas que existen entre los diferentes grados de CpTI es principalmente debido a los contaminantes que están presentes en cantidades diminutas. El hierro se añadió para dar resistencia a la corrosión, también se añadió el aluminio para brindar una mayor resistencia y disminución de la densidad, mientras que el vanadio actúa como un eliminador de aluminio para evitar la corrosión. La red cristalina hexagonal compacta de Ti es conocida como la α -Ti (α-fase) (13). Al calentar el Ti a 883 ℃ se produce una fase de transformación a partir del empaquetamiento hexagonal compacto a una red cúbica centrada en el cuerpo o b - fase. El titanio es un reactivo ya que forma espontáneamente una película densa de óxido en su superficie. El Titanio es un metal con dimorfismo es decir, por debajo de 882,5 ℃ se presenta en forma de α-fase y por encima de esta temperatura cambia de forma α- fase a b-fase. Debido a su alta pasividad, espesor controlado, formación rápida, capacidad de repararse a sí mismo de forma instantánea si está dañado, resistencia al ataque químico, actividad catalítica para una serie de reacciones químicas, y el módulo de elasticidad compatible con la del hueso , el Titanio es el material de elección para aplicaciones intraóseas (18). Desventaja: Da problemas estéticos, debido a su color gris y es más pronunciado cuando el biotipo periodontal no es óptimo y el color oscuro se deja ver través de una encía fina. 16 1.2.3.2 CERÁMICA. Las cerámicas se utilizaron como dispositivos de implante quirúrgicos debido a su comportamiento inerte y una buena resistencia y propiedades físicas tales como la mínima conductividad térmica y eléctrica. Ciertas propiedades de la cerámica como la baja ductilidad y fragilidad ha limitado el uso de la misma. 1.2.3.2.1 ÓXIDOS DE ALUMINIO, TITANIO Y CIRCONIO. Para fabricar implantes dentales radiculares, implantes laminares endoóseos e implantes de tipo aguja se han empleado cerámicas de gran resistencia a base de óxidos de aluminio, titanio y circonio. Su resistencia a la compresión, a la tracción y a la flexión es 3-5 veces mayor que la del hueso compacto (25). Debido a estas propiedades, a su elevado módulo de elasticidad y especialmente a su resistencia a la fatiga y la fractura, este tipo de biomateriales presenta algunos requisitos especiales en el diseño de las piezas. Las cerámicas de óxidos de aluminio, titanio y circonio pueden ser de color transparente, blanco, cremoso o gris claro, lo que permite utilizarlas, para implantes anteriores. La escasa conductividad térmica y eléctrica, la mínima biodegradación y su limitada reacción con el hueso, los tejidos blandos y el medio oral resultan también muy beneficiosas en comparación con otros tipos de biomateriales sintéticos (26). 1.2.3.3 ERA MODERNA. En los últimos años, las opciones de tratamiento y las modalidades para lograr los resultados tanto funcionales como estéticos óptimos con las restauraciones de implantes han cambiado claramente. El titanio puro se prefiere generalmente para implantes dentales debido a su excelente biocompatibilidad y propiedades mecánicas (27). Puede haber problemas estéticos debido al color gris del titanio, en algunas situaciones, puede haber una recesión del tejido blando, en tales situaciones existe una exposición antiestética de los componentes metálicos. En consecuencia, la investigación de los implantes se ha centrado en el descubrimiento un material de similar color con el diente (25), lo cual mejora 17 notablemente la apariencia estética de los implantes dentales y, al mismo tiempo, es altamente biocompatible y capaz de soportar las fuerzas presentes en la cavidad oral, con lo cual se introdujo el óxido de circonio. 1.2.3.4 CIRCONA. La circona o el oxido de circonio, se utilizó para la cirugía protésica dental con implantes endoóseos a principios de los noventa. Cranin y cols (28), publicaron por primera vez el trabajo de investigación sobre circona en 1975. Los implantes de cerámica fueron introducidos por la osteointegración, la menor acumulación de placa que resulta en la mejora del manejo de los tejidos blandos, y también por su consideración estética como una alternativa a los implantes de titanio. Las fases Monoclínica (M), cúbica (C) y tetragonal (T) son las tres formas de cristal en la que la estructura de circona polimórfica está presente. La circona, a temperatura ambiente, adquiere una estructura monoclínica (29), cambia su forma a una fase tetragonal a 1170 ℃, seguido de una fase cúbica a 2370 ℃. A temperatura ambiente, estas fases son inestables y en enfriamiento se rompen en pedazos. La fase C del circonio puro se puede estabilizar mediante la adición de CaO, MgO, y Y2O3 (itrio) dando domo resultado un material de múltiples fases llamado circona parcialmente estabilizada (PSZ), combinando tanto la fase cúbica, monoclínica, y tetragonales en el orden de importancia . Los policristales tetragonales de óxido de circonio (TZP), que contiene la fase tetragonal sólo se pueden obtener mediante la adición de itrio a temperatura ambiente. Estabilizada con itrio, el TZP posee baja porosidad, alta densidad, alta flexión, y resistencia a la compresión y es adecuado para aplicación biomédica (30). 18 1.3 AJUSTE Y PASIVIDAD. Es de los factores mas importantes en la confección de la prótesis implantosoportada. En las restauraciones unitarias atornilladas, este requisito es fácilmente obtenible, especialmente si se utilizan componentes mecanizados de precisión. Sin, embargo en las prótesis fijas cementadas, su interés ocupa un segundo plano, ya que en éstas, la pasividad se obtiene de forma más sencilla al insertarse la prótesis el cemento, que minimiza la tensión sobre el sistema. El ajuste pasivo perfecto puede ser considerado como una utopía , aunque existe una cierta tolerancia a pequeñas discrepancias. Los umbrales de discrepancia tolerables no se han establecido formalmente, ahora bien las tensiones generadas a consecuencia de la presencia de un ajuste pasivo inadecuado parecen ser más críticas sobre las elementos protésicos que sobre la unión hueso-implante. La consecución de un ajuste pasivo entre las estructuras y los implantes es fundamental si queremos que la osteointegración se mantenga en el tiempo y no se vea comprometida. La falta de un ajuste pasivo puede provocar complicaciones tanto de tipo mecánico (aflojamiento de tornillos o fractura de componentes) como de tipo biológico como podría ser la inflamación gingival, la pérdida ósea e incluso de la osteointegración (31). Se entiende por ajuste pasivo que es, el grado de ajuste en que la prótesis se puede atornillar sin generar ningún tipo de tensión o deformación sobre el sistema prótesis-implante, salvando la precarga. • Branemark en 1983 (3, 32), dice que el ajuste pasivo sucede cuando la separación existente entre las superficies del implante y el pilar transepitelial es inferior a las 10µm. • Klineberg y Murray en 1985 (33), consideraban que el ajuste pasivo se da cuando la discrepancia es menor o igual a 30µm en un 90% de la interfase entre implante y pilar transepitelial. • Kan y cols en 1999 (34), acepta como ajuste pasivo discrepancias menores o iguales a 150µm. 19 Estos valores son considerados valores más teóricos que clínicos. De hecho, Millington y Leung en 1995 (35), observaron que discrepancias tan pequeñas como 6µm ya son capaces de generar tensiones a nivel de la estructura colada y que, al aumentar ese valor, aumentan éstas. Además, Jemt y Book en 1996 (36), comprobaron que las tensiones generadas por un desajuste se mantienen en el tiempo. Por lo tanto si el ajuste no es totalmente pasivo, en el implante se genera una carga estática que actúa las 24 horas del día y se suma a las cargas dinámicas tanto de tipo funcional como de tipo parafuncional. Sin embargo, no son pocas las veces que vemos prótesis implantosoportadas que a pesar de no presentar un ajuste pasivo siguen funcionando en boca y no fracasa el tratamiento al cabo de los años, se cree que es debido quizás por que el hueso presente cierta tolerancia y la manifieste a través de la elasticidad del mismo . 1.3.1 FACTORES QUE INFLUYEN EN LA VALORACIÓN DEL AJUSTE. En clínica es difícil valorar de forma suficientemente precisa el grado de ajuste de una prótesis implantosoportada. Varios factores pueden influir como por ejemplo la agudeza visual, la luz, el ángulo de visión y la utilización de lupas, e inclusive el grado de experiencia del profesional. 1.3.2 MÉTODOS CLÍNICOS DE VALORACIÓN DEL AJUSTE. 1.3.2.1 PRESIÓN DIGITAL ALTERNA. Consiste en realizar presión con el dedo sobre la estructura no atornillada de manera alterna en ambos extremos de la estructura. Si notamos un balanceo de la misma o aparición de burbujas de saliva en la interfase entre el implante y el pilar transepitelial significará que al ajuste no es pasivo (31). Es un método que depende de la capacidad táctil 20 del operador y que es menos eficaz cuando la estructura es corta o los márgenes son subgingivales. 1.3.2.2 VISIÓN DIRECTA JUNTO CON PERCEPCIÓN TÁCTIL. Consiste en valorar el ajuste mediante la observación directa de la interfase implante-pilar transepitelial con la ayuda de una sonda. La capacidad de detección del desajuste dependerá́ de la capacidad visual del profesional, del calibre de la punta de la sonda y de si la situación de la interfase es subgingival. El profesional no es capaz de detectar discrepancias inferiores a 51µm cuando la interfase es supragingival ni discrepancias inferiores a 119µm cuando es subgingival (31). Se pueden mejorar estos resultados si se utilizan lupas de aumento. La punta de la sonda fina suele tener un grosor de 60µm, por lo que desajustes menores no se detectaran , por lo tanto, es una forma limitada de valorar el grado de ajuste y se deberá́ utilizar en combinación con alguna de las otra técnicas. 1.3.2.3 CONTROL RADIOGRÁFICO. Las radiografías tienen una fiabilidad limitada ya que es muy difícil conseguir realizarlas con una angulación adecuada del haz y la posición correcta de la placa respecto al haz y al implante, sobretodo por factores anatómicos. Una técnica paralela perfecta no permite detectar discrepancias inferiores a 50µm y una variación en el ángulo incidente de ±10º aumenta a 200µm esa mínima discrepancia detectable. De hecho, lo más probable es que se solapen los componentes enmascarando desajustes, por tanto, se utilizará siempre en combinación con otros métodos. 1.3.2.4 PRUEBA CON UN SOLO TORNILLO. Consiste en apretar el tornillo de uno de los pilares extremos y observar el grado de ajuste en el extremo opuesto, permitiendo así observar fundamentalmente la presencia de discrepancias verticales y serán sobretodo patentes cuanto más larga sea la estructura (37). 21 Se utilizará este método en combinación con la percepción visual y la sonda cuando se trate de márgenes supragingivales y, cuando sean subgingivales, con ayuda de la radiografía . 1.3.2.5 INSTRUMENTOS. Se han valorado varios instrumentos pero de todos ellos, el que parece tener más interés a nivel clínico es el “Periotest”. En los estudios in vitro ha demostrado que es capaz de detectar discrepancias iguales o superiores a 100µm, pero es necesario que se realicen más investigaciones (31). 1.3.3 CONSECUENCIAS DE LA FALTA DE PASIVIDAD. Los experimentos in-vitro han demostrado que el aflojamiento de los tornillos de retención de los pilares o fractura de los mismos, son las complicaciones mas frecuentes que están relacionadas con la presencia de un gap, brecha o falta de adaptación en la interface implante-pilar. La presencia de estos gaps entre el implante y el pilar puede causar distribuciones desfavorables de tensiones en los componentes de conexión, en el implante propiamente dicho y en el hueso crestal (38), dando como resultado el aflojamiento o fractura de los elementos anteriormente mencionados. Otro posible inconveniente que puede surgir debido a una mala adaptación en el sistema implante-pilar, es el contenido de células inflamatorias en el tejido blando circundante, lo que puede afectar a los niveles de soporte del hueso alveolar. Teniendo en cuenta que los diferentes componentes de los implantes son relativamente adecuados para la acumulación / maduración de placa, debido a su configuración geométrica o a su material de fabricación, sumado al hecho de que las poblaciones de patógenos pueden transmitirse directamente a través de los dientes o simplemente y de manera natural se forman en los implantes colocados en pacientes desdentados, por lo tanto, áreas o zonas retentivas que favorecen a la acumulación de placa deben evitarse en el diseño de los implantes dentales (6). 22 Adell y cols en 1995 (3), demostraron en un estudio en animales que las células inflamatorias fueron un hallazgo común encontrado en el tejido blando en la proximidad de interface implante-pilar. Posteriormente, Borgini y cols (39), demostraron un pico de células inflamatorias ligeramente en coronal a la interfaz de conexión implante-pilar alrededor de los tejidos blandos en implantes de dos piezas. Los autores especulan acerca de que este aumento en el contenido de células inflamatorias puede ser debido a la adhesión y a la proliferación de bacterias en el biofilm que se forma en la interfase implante-pilar durante la manipulación de los tejidos blandos por parte del operador para la instalación del componente protésico. Por lo tanto, el implante puede actuar como un reservorio de bacterias a partir del cual los microorganismos pueden filtrarse a través de la brecha de la conexión, perpetuando el proceso infeccioso que puede conducir a la inflamación primaria y, en última instancia pérdida de hueso. Se ha logrado un éxito limitado en la eliminación de la interface implante-pilar o simplemente evitar sus efectos. Los estudios in vitro realizados por Dibart y cols (40), mostraron que el sellado proporcionado por el diseño de sellado cónico era hermético, evitando la penetración de las bacterias desde afuera de las partes internas de la conexión. Varias investigaciones han tratado de medir la brecha implante-pilar para implantes conectados a pilares de diversos tipos, así también en diversas modalidades de coronas individuales, y superestructuras. En la actualidad existen numerosas técnicas analíticas de medición para determinar la brecha o gap en la interfase implante-pilar, como por ejemplo, la microscopía electrónica de barrido, microscopía óptica, microscopía de reflejo, microscopio móvil, videografía láser, técnicas de fotogrametría, y medidores de tensión de líquidos. Sin embargo, las mediciones obtenidas en los estudios mencionados anteriormente varían en magnitud (décimas a varios cientos de micras). Jansen y cols (41), midieron la brecha implante-pilar de 13 diferentes combinaciones del implante y el pilar, tanto en conexiones hexagonales externas e internas, Las mediciones fueron realizadas a través de microscopio electrónico de barrido (SEM) a nivel del radio exterior de la conexión, encontrando distancias significativas en la brecha de aproximadamente <10 µm para todos los sistemas . 23 A modo de resumen podemos decir que la falta de ajuste en la interfase pilar-implante conlleva a numerosas complicaciones ya sean mecánicas, como aflojamiento o fractura del tornillo de retención del pilar o complicaciones biológicas, como un procesos inflamatorio alrededor del implante (perimplantitis) seguido de perdida ósea, pudiendo llegar al fallo y la consecuente pérdida del implante. 1.4 PILARES Y TIPOS DE CONEXIONES. El éxito de un tratamiento, se fundamenta principalmente en un correcto diagnostico y en la elección de un adecuado plan de tratamiento conforme a la situación de cada paciente, por lo cual es importante conocer las indicaciones de la rehabilitación protésica sobre implantes. El continuo desarrollo de los componentes protéticos en implantología ha aumentado considerablemente las posibilidades de tratamiento, exigiendo conjuntamente función y estética. Para obtener dichos resultados es importante tener en cuenta la función de los pilares, que pasaron de ser una simple conexión entre el implante y la prótesis, a ser un determinante fundamental en el logro final estético y funcional del tratamiento rehabilitador (42). 1.4.1 CLASIFICACIÓN DE LOS PILARES. Clasificaremos a los pilares según, 1) su conexión, 2) su retención a la prótesis, 3) su relación axial con el cuerpo del implante, 4) su material de confección, 5) su tipo de elaboración (42). 1. Por su conexión: • Conexión Externa: o de hexágono externo, la figura geométrica del hexágono se encuentra por encima de la plataforma del implante por lo cual los pilares asientan 24 sobre los implantes (1). • Conexión Interna: o de hexágono interno, los pilares asientan dentro de la depresión hexagonal del implante, presentando así 6 posiciones, lo que le da la posibilidad de variación cada 60º (1). • Cono Morse (CM): es un sistema que se basa en un mecanismo de encaje, en el cual dos elementos, el pilar o elemento cónico (macho), entra en intimo contacto con la superficie interna cónica del implante (hembra), creando de esta manera un ajuste por fricción en frio. La convergencia del cono es de 11º (43). • SynOcta: Desarrollado por “The International Team for Implantology” (ITI), es una conexión que combina un octógono interno con morse taper (unión de dos conos por fricción). Convergencia del cono 8 a 16º (44). 2. Por su retención a la prótesis: • Atornillado: emplea un tornillo para fijar la prótesis al pilar transepitelial o directo al implante. • Cementado: Su fijación se consigue mediante el uso de cemento. • Pilar para retenedor: (attachment) emplea un sistema de retenedor para fijar una prótesis removible (como un retenedor en anillo-O ring) (45). 3. Por su relación axial en relación con el cuerpo del implante. • Pilar recto: son pilares que presentan angulación de 0º con respecto al eje axial del implante, solo varia la altura gingival. 25 • Pilar Angulado: se utilizan en aquellos casos en los que es necesario una corrección de la angulación, de manera que los tornillos de acceso no queden en posición desfavorable (46). 4. Por su material de confección: • Metálicos: El titanio es una de las aleaciones mas utilizadas en implantología debido a sus excelentes propiedades biológicas y mecánicas. Además es un material dúctil, lo que realza su tolerancia hacia pequeños defectos o grietas. Muchos estudios clínicos han demostrado una excelente supervivencia en las restauraciones soportadas por pilares de titanio (47). Existen también otros tipos de aleaciones utilizadas para la confección de pilares como: Aleaciones de Oro, Cromo-Cobalto, Níquel-Cromo. • Pilares de plásticos: son fabricados a partir de un polímero plástico cuyo color es semejante al del diente, su objetivo es dar soporte a la restauración temporal, y su tiempo de permanencia en boca puede llegar hasta 180 días. (48). • Pilares cerámicos: debido a los inconvenientes que ocasionaban los pilares metálicos tales como: visualización del pilar por la retracción gingival, o el cambio del color de la encía por la translucidez del metal en los biotipos periodontales finos particularmente en la zona estética, se crearon los pilares cerámicos. Existen diversos estudios que destacan sus numerosas ventajas: Jung y cols., demostraron que los pilares cerámicos no producían un cambio de color en la mucosa perimplantaria en comparación con los pilares metálicos. Scarano y cols (49, 50), demostraron que en la superficie de pilares cerámicos, tales como son los pilares de circona,, existía menor adhesión bacteriana en este tipo de superficie en comparación con el titanio. Zembic y cols (51), realizaron un estudio clínico de 3 años observando que los pilares de circona y titanio mostraron los mismos resultados biológicos, y de supervivencia, (Tabla.1) (42). 26 Tabla 1. Comparación de las características de óxido de circonio y óxido de alúmina. 5. Por su tipo de elaboración. 1. Pilares prefabricados: • No Modificables: Estos pilares se fabrican con los mismos tornos alfanuméricos que los implantes, por lo tanto, poseen entre ellos un alto ajuste y adaptación marginal. Creados por las empresas que industrializan los implantes ofrecen una gama amplia de alternativas de componentes protésicos, los cuales tratan de cubrir las diferentes posibilidades en la reconstrucción de coronas. • Pilares modificables: estos pilares se diferencian de los estándares por la posibilidad de modificar su sección (diámetro y forma) en el trayecto transmucoso ayudando a lograr un perfil de emergencia adecuado. 2. Pilares confeccionados en laboratorio: son aquellos en donde el técnico de laboratorio mediante un cilindro de plástico (UCLA), que será fundido puede crear un pilar. Pueden ser colados (todo el cilindro es de plástico calcinable) o sobrecolados (el margen del cilindro es de una aleación de metal). 27 3. Pilares mecanizados: son pilares personalizados confeccionados con la tecnología CAD- CAM en titanio o circona (42). 28 2 HIPÓTESIS DE TRABAJO 29 Es muy importante conseguir el máximo ajuste posible entre todos los componentes de la implantoprótesis, para conseguir el objetivo final de la misma, el cual es devolver la anatomía, función y estética perdidas, pudiendo así, garantizar la correcta funcionalidad y longevidad de las restauraciones. Como hemos mencionado anteriormente, el ajuste de la interfase implante/pilar es de suma importancia, ya que esta relacionado con la supervivencia de las restauraciones. Cuando esta interfase no alcanza su máxima congruencia alrededor de toda la superficie de los elementos que la componen, puede provocar problemas tanto mecánicos como biológicos. Ésta falta de ajuste provoca micromovimientos, los cuales con el pasar del tiempo provocan el aflojamiento del tornillo del pilar protésico que se encuentra uniendo el pilar al implante, inclusive pudiendo llegar a causar su fractura o fractura de los demás componentes protésicos. Por otra parte con el aflojamiento del tornillo, el gap de la interfase pilar/implante aumentará, dando como consecuencia la colonización de placa bacteriana a este nivel, especialmente si no se tiene un acceso adecuado a la interfase para una correcta higienización, pudiendo provocar problemas inflamatorios perimplantarios, así como en estados avanzados, perdida ósea crestal y perdida del implante en si, y con ello el fracaso del tratamiento protésico-implantológico. Actualmente no se dispone de estudios suficientes respecto al ajuste que confirmen las ventajas en función del tipo de conexión implante-pilar En el presente estudio de investigación in-vitro, se planteó la siguiente hipótesis nula (HO): “No existirán diferencias en el ajuste de la interfase implante-pilar, entre un sistema de implantes con conexión externa e interna y pilares rectos”. 30 3 JUSTIFICACIÓN Y OBJETIVOS 31 En los sistemas de implantes, el pilar se mantiene en el implante mediante el uso de un método de unión mecánica. Esto da lugar a brechas y cavidades entre el implante y el pilar que actúa como un depósito bacteriano (52, 53). Esto puede desencadenar un proceso inflamatorio de los tejidos perimplantarios asociados con el gap, que por lo general esta localizado cerca del nivel de la cresta del hueso alveolar en la mayoría de sistemas de implantes. Por lo tanto, la colonización microbiana de la brecha puede dar lugar a la reabsorción ósea (3, 41). Existen estudios previos en los cuales se indica que todos los implantes, independientemente del tipo de conexión, presentan un gap en la interfase implante-pila., El promedio del gap de un implante con conexión externa es de 100 µm (54-57), y en un implante de conexión interna es de 2-3 µm (40). Se ha obtenido relativamente un éxito limitado en la eliminación de la interfase implante-pilar o simplemente en evitar sus efectos. Con este estudio se pretende aportar nueva información en cuanto a la brecha de la interfase, utilizando implantes tipo cono morse, considerando que se puede obtener un gap cero como resultado de un sellado perfecto en la interfase implante-pilar, con todos los beneficios mecánicos y biológicos que esto implica. Los objetivos planteados en la presente investigación son los siguientes: 1. Analizar si el grado de ajuste entre la interfase pilar-implante en implantes con conexión externa y interna, y en pilares rectos, se encuentra dentro de los límites aceptados clínicamente. 2. Evaluar los valores de ajuste pilar-implante en ambos tipos de conexión. 3. Comparar el ajuste pilar-implante entre los dos tipos de conexiones. 4. Evaluar si existen diferencias en el ajuste entre la superficie vestibular y lingual de los pilares. 32 4 MATERIAL Y MÉTODO 33 4.1 CONFECCIÓN DE LAS PROBETAS. La confección de las probetas se realizó en el Taller Mecánico de la Facultad de Ciencias Físicas de la Universidad Complutense de Madrid. Se fabricaron 20 probetas en metacrilato mecanizado a partir de un diseño planta, alzado y perfil. Para el desarrollo de este estudio in vitro, se utilizarán 20 implantes, 10 con conexión externa (Ticare Osseus, Mozo-Grau S.L, Valladolid, España) y 10 con conexión interna tipo cono Morse (Ticare Inhex, Mozo-Grau S.L). El diseño del plano de la probeta, fue realizado mediante el programa informático de diseño AutoCAD 2011 (Autodesk), a partir de un plano con la medidas de la probeta. Fig. 1. Torno de control numérico EMCO Turn 342. Taller Mecánico. Facultad CC Físicas U.C.M. Las probetas iban a ser perforadas para la colocación de los implantes, con los diámetros seleccionados para los respectivos implantes, que en este estudio serán de 3,75 mm. Para asegurarnos que todos los implantes sean colocados en el mismo punto central de la probeta, durante la mecanización de las mismas se marco un punto central. Una vez 34 teniendo esta referencia las probetas se enviaron al laboratorio de tecnología protésica de la Facultad de Odontología de la Universidad Complutense de Madrid, donde mediante una máquina paralelizadora, se labró un lecho en la probeta, para asegurar la perforación uniforme y así evitar angulaciones de los implantes y por lo tanto de los pilares. Para la perforación de las probetas se utilizó un sistema de fresado igual que para crear un lecho quirúrgico sobre el hueso, utilizado el sistema de fresado de la empresa Mozo-Grau, (Fig 2 y 3). Fig 2 y 3. Perforación del lecho en la probeta con la máquina paralelizadora. Figs. 3 y 4. Secuencia de fresado para implantes MG-INHEX Y MG-OSSEUS con un diámetro de 3,75 mm. 35 Los implantes fueron sumergidos en sus respectivas probetas de metacrilato, las mismas que serán utilizadas como base de retención del implante seleccionado, (Fig. 5). Las bases de metacrilato presentan las siguientes características: - Anchura: 15 mm. - Altura: 10 mm. - Profundidad: 15 mm. - Perforación en el medio para la penetración del implante, cuyo diámetro es de: 37,5 mm. Fig. 5. Perforación de probetas. Vista de probetas con implantes sumergidos. 4.2 COLOCACIÓN DE LOS PILARES. Todos los pilares fueron atornillados en sus respectivos implantes por el mismo operador de forma manual. El torque del atornillado dado al pilar fue el recomendado por el fabricante (30 Newtons), ejercido mediante una llave dinamométrica especializada de la casa Mozo- Grau (Fig. 6), de modo que el procedimiento puede ser comparable con el atornillado en clínica de los pilares en boca. 36 Fig. 6. Llave dinamométrica para dar el torque a los pilares. 4.3 CLASIFICACIÓN Y NUMERACIÓN DE LAS PROBETAS. La distribución de las probetas se realizó de forma aleatoria, creándose dos grupos de 10 especímenes cada uno, en función del tipo de conexión a analizar. Cada implante tanto de conexión interna como externa, cuyas medidas son (3,75 x 11,00 mm), fue atornillado a un pilar recto para coronas cementadas de la siguiente manera: 10 pilares rectos para implantes de conexión externa, 10 pilares rectos para implantes de conexión interna. Para la codificación de cada probeta se emplearon números y letras. La letras indican el tipo de conexión, denominando C.E para conexión externa, y C.I para conexión interna. El número representa el orden dentro de cada grupo, (Fig. 7). Así pues, se clasificaron los grupos de la siguiente manera: Grupo CE: implantes con conexión externa (Ticare Osseus, Mozo-Grau S.L, Valladolid, España), con pilar recto a torque a 30N. Grupo CI: implantes con conexión interna (Ticare Inhex, Mozo-Grau S.L, Valladolid, España), con pilar recto a torque 30N. 37 Fig. 7. Codificación de las probetas. 4.4 UN ÚNICO PILAR PARA DOS CONEXIONES DIFERENTES. Para el estudio se utilizaron dos tipos de implantes con conexiones diferentes de la casa Mozo-Grau, uno con conexión externa (MG-Osseus) y otro con conexión interna tipo cono morse (MG-Inhex). El implante MG-Osseus utilizado en este estudio presenta las siguientes características: • longitud del implante: 11,5 mm. • Plataforma del implante: 4,1 mm. • Diámetro del implante: 3,75 mm. • Dimensiones del hexágono externo de 2,7 mm por 0,7 mm. • Diámetro de la rosca interna: 2 mm. • Anillo de 1 mm. • Superficie maquinada de 1,5 mm. • Material de confección: titanio grado IV CP. 38 Fig. 8. Implante conexión externa (MG-Osseus). El implante de conexión interna tipo cono morse (MG-Inhex) utilizado en este estudio, presenta las siguientes características: • presenta doble hexágono interno. • Plataforma del implante: 2,80 mm. • Diámetro del implante: 3,75 mm. • Rosca interna: 1,6 mm. • Cono morse interno 11º. • Material de confección : titanio tipo IV C.P. Fig. 9. Implante de conexión interna tipo cono morse (MG-Inhex). 39 Para la realización del estudio se utilizó un único pilar recto de la casa Mozo-Grau, tanto para la conexión interna como externa. Para los implantes MG-INHEX, se colocó un pilar fijo hexagonal MG-INHEX ESTANDAR, la altura de este pilar varia de 1-4 mm, siendo utilizados en este estudio los pilares de 4 mm. Este pilar consta de las siguientes características: • Pilar de titanio grabado clase V. • Para restaurar directo al implante, para unitarios o estructuras. • Para cementar. • Plataforma 2,80 mm. • Diámetro de 4 mm. • Destornillador:1,25 mm hexagonal. Fig 10 y 11. Pilar fijo hexagonal MG-INHEX estándar. Para los implantes MG-OSSEUS, se colocó un pilar fijo hexagonal MG-OSSEUS ESTANDAR, al igual que en el INHEX la altura del pilar varia de 1-4 mm, siendo utilizado para este estudio el de 4 mm. Las características de este tipo de pilar son: • Pilar de titanio grabable grado V. 40 • Para restauraciones unitarias o estructuras. • Pilar para cementado. • Plataforma: 4,1 mm. • Diámetro: 4,8 mm. • Compatible con hexágono externo universal. • Destornillador: 1,25 mm hexagonal. Fig 12. Pilar fijo hexagonal MG-OSSEUS estándar. 4.5 ANÁLISIS DEL AJUSTE MARGINAL. Para la realización del análisis del ajuste marginal de la interfase pilar implante, la técnica seleccionada fue la microscopia electrónica de barrido (MEB) asistida por ordenador. De este modo se pudo analizar el ajuste del complejo pilar implante sin la necesidad de seccionar el espécimen por la mitad. 4.5.1 PREPARACIÓN DE LAS MUESTRAS. Para la observación de las muestras mediante el microscopio electrónico de barrido, todas las muestras deben cumplir algunos requisitos como son: • Alta conductividad eléctrica • Superficie lisa y limpia • Fijación a un soporte portamuestras • Estabilidad bajo el haz de electrones 41 Durante todo el procedimiento, las muestras fueron manipuladas con pinzas para no falsear los resultados. La preparación y medición de las muestras se realizaron en ICTS Centro Nacional de Microscopía Electrónica de la Universidad Complutense de Madrid. Como primera fase se procedió a metalizar las muestras para evitar la distorsión que sufre el haz de electrones del microscopio al cargar sobre la superficie de una muestra no conductora. La metalización se llevó a cabo en la sala que habilitada en el propio ICTS para la preparación de las muestras. A continuación, se colocaron las probetas en grupos de seis en un portamuestras circular con suficiente espacio para abarcar este número de probetas. Una vez que las muestras se encontraban preparadas en el portamuestras, se introdujeron en la metalizadora (Q15RS, Quorum Technologies Ltd, Reino Unido) (Fig. 13) Fig. 13. Metalizadora Quorum Q15RS. En un primer ciclo de metalización se metalizó la cara vestibular de las probetas, por lo tanto, todas las probetas se colocaron con la cara vestibular hacia arriba y la cara lingual en dirección al portamuestras. En un segundo ciclo de metalización, las probetas se giraron con unas pinzas de forma que la cara lingual quedase hacia arriba (Fig. 14 y 15). Cada grupo se sometió a dos ciclos de metalización. 42 Fig. 14 y 15. Probetas en el portamuestras con la cara V y L hacia arriba. El metal conductor empleado para la metalización de las probetas fue el oro de 24 quilates y 19.32 g/m3 de densidad, (Fig. 16). Para poder llevar a cabo el recubrimiento metálico, la metalizadora debe realizar el vacío para habilitar la entrada de argón. El recubrimiento metálico se realizó a través de un proceso de electrodeposición. El tiempo de metalización seleccionado fue de cuatro minutos y el requerido, aproximadamente, para los procesos de vacío y entrada-salida de argón fue de tres minutos, por lo que el tiempo promedio de cada ciclo de metalización es aproximadamente de siete minutos. Las muestras fueron conservadas en una cámara de cristal seca y hermética hasta su observación en el MEB. Fig. 16. Metalización de las muestras. 43 4.5.2 OBTENCIÓN DE IMÁGENES. El estudio del ajuste de la interfase pilar-implante se realizó igualmente en el ICTS Centro Nacional de Microscopía Electrónica de la Universidad Complutense de Madrid, utilizando el microscopio electrónico de barrido JSM 6400 (JEOL, Tokyo, Japón). El microscopio está conectado a un ordenador personal (Hewlett-Packard, HP Inc, Palo Alto, USA) y a un monitor (Samsung, Suwon, Corea del Sur). El ordenador presenta un software específico INCA ® Suite Versión 4.04 (Oxford Instruments, Abingdom, Reino Unido) que permite la captación y digitalización de imágenes. Además, en función del detector empleado, permite captar imágenes a través de un segundo detector de electrones o analizar los elementos químicos que componen la muestra. El microscopio electrónico de barrido JSM 6400 consta con las siguientes características: • Cañón de electrones de cátodo termoiónico con filamento de tungsteno. • Detector de electrones secundarios: Resolución de la imagen ▪ A 25 KV:3.5 nm (a 8 mm de distancia de trabajo). ▪ 10.0 nm (a 39 mm de distancia de trabajo). • Detector de electrones retrodispersados: Resolución de la imagen • 10.0 nm (a 8 mm de distancia de trabajo). • Análisis EDS: análisis elemental cualitativo con una resolución de 133 eV. • Preparación de muestras para microscopía de barrido: • Materiales: metalización con oro o evaporación con grafito • Biológicas: • Punto crítico evaporación con grafito y/o metalización con oro. El microscopio electrónico de barrido JSM-6400 presenta una capacidad de magnificación entre 15 y 30.000 aumentos, una resolución de 3,5 nm y un voltaje variable entre 0,5 y 40 KV. Para la obtención de las imágenes se empleó la técnica de espectrometría por dispersión de energía de rayos X y la información fue recogida por el detector de dispersión de energía Link Pentafet (Oxford Instruments, Abingdom, Reino Unido), (Fig. 17). 44 Fig. 17. MEB JSM 6400 Scanning Microscope (JEOL), fotografía obtenida del ICTS Centro Nacional de Microscopía Electrónica. En el presente trabajo, para realizar las mediciones de la discrepancia en la interfase pilar- implante utilizando el MEB se optó por medir el desajuste vertical marginal, el cual se define como la discrepancia que hay entre el margen de la restauración (pilar) y el ángulo cavosuperficial de la preparación (implante), siguiendo los criterios establecidos por Holmes y cols. Se marcó un punto equidistante en todas las probetas, en la mitad de la cara vestibular y lingual, con un rotulador indeleble (Lumocolor permanent; Staedler Mars, Nuremberg, Alemania) para así asegurarnos de una medición uniforme en todos los especímenes y en los mismos puntos. Se procedió a colocar y a posicionar las probetas en una mordaza portamuestras rectangular posicionando la cara V (vestibular) hacia arriba para llevar a cabo su examen. A continuación, se introdujo en el MEB con una angulación de 30º de forma que la interfase quedase perpendicular al eje óptico del microscopio y poder realizar la medición del desajuste marginal, (Fig. 18). 45 Fig.18. Probetas introducidas en el MEB para su medición. Una vez la muestra estuvo orientada y posicionada, se enfocó la imagen en la zona central previamente marcada. El enfoque se realizo a 1.000 aumentos para así obtener la fotografía de la cara V. A continuación a través de la herramienta “calipers” que ofrece el software (INCA Suite 4.04; Oxford Instruments) se obtuvo una segunda imagen en la que se introdujo una medida del ajuste marginal en micras. El mismo proceso se repitió para todas las mediciones de la cara vestibular de todas las probetas (Fig. 20 y 21). De igual manera, este proceso se repitió en el lado lingual de las veinte probetas. 46 Fig. 19. Imagen del complejo implante pilar mediante MEB a 12X. Todas las imágenes fueron captadas con una tensión de aceleración de 20 KV por el mismo operador, y tomadas a 1.000 aumentos. Éstas imágenes se archivaban en formato digital TIFF y por duplicado empleando el programa INCA®. El primer archivo contenía la imagen captada por el MEB sin medición alguna y en el segundo correspondía a la medición realizada con la herramienta “calipper”. La codificación las imágenes Se realizó mediante el uso de números (1 al 10) para identificar el numero de la probeta, las letras CE y CI para identificar el tipo de conexión y las letras V y L para identificar las caras examinadas. En total se obtuvieron un total de 40 fotografías digitales, 20 por grupo. 47 Fig. 20. Imagen MEB. Magnificación 1.000X. Angulación 30º. Fig. 21. Imagen MEB. Magnificación 1.000X. Angulación 30º Aplicación de la herramienta “calipers” (INCA ®). 48 4.6 TRATAMIENTO DE LOS DATOS. Para facilitar el estudio, los datos obtenidos fueron resumidos y archivados en una sola hoja de cálculo Microsoft® Excel 2000 (Microsoft Corp, Redmond, EEUU), que contenía las mediciones de las veinte probetas divididas en dos grupos de manera que el archivo contenía los valores almacenados.   Para la comprobación del ajuste a la normalidad de las variables se empleó el Test de Shapiro-Wilk. Se observó el ajuste a la normalidad de las variables L (Lingual) y la diferencia entre vestibular y lingual (V-L), siendo los test empleados: -Test de la t de Student para la comparación de los resultados del ajuste entre las caras V y L en el grupo CE y para comparar la cara L y la diferencia V-L entre CE y CI. -Prueba de U de Mann-Whitney (Test de Wilcoxon de la suma de rangos) para la comparación de V y el valor medio de V y L entre ambos grupos. El análisis estadístico de todas las variables se realizó con el programa informático SPSS 22.0 (SPSS Inc, Chicago, EEUU), en el Centro de Proceso de Datos del Servicio Informático de Apoyo a la Investigación de la Universidad Complutense de Madrid. El nivel de significación se estableció para valores de P ≤ .05. 49 5 RESULTADOS 50 Las variables planteadas en el presente estudio fueron las siguientes (Tabla 2): VARIABLE TIPO DESCRIPCIÓN CATEGORÍAS Tipo de Conexión Independiente Cualitativa nominal -Interna -Externa Posición Dependiente Cualitativa nominal -Vestibular -Lingual Ajuste Dependiente Cuantitativa continua En primer lugar, se realizó el análisis descriptivo de los datos empleando índices descriptivos para variables cuantitativas y a continuación se realizó el estudio estadístico inferencial. 5.1 ESTADÍSTICA DESCRIPTIVA. 5.1.1 DISCREPANCIA SEGÚN EL TIPO DE CONEXIÓN. Al comparar los dos tipos de conexiones empleadas para el análisis del ajuste marginal, independientemente de la posición de medición, se observó que el grupo de conexión externa presentó los valores mas elevados de discrepancia, mientras que los valores de ajuste que presentaba el grupo de conexión interna era de 0 µm. (Tabla 3, Figs. 22 y 23). Todos los valores se encuentran dentro de los clínicamente aceptables. 51 GRUPO N AJUSTE Media Mediana DE CE 10 4.44 3.50 3.74 CI 10 0 0 0 CE = Conexión externa, Ci = Conexión interna. Tabla 3. Media (µm), mediana y desviaciones estándar (DE) del ajuste pilar-implante de los dos tipos de conexión analizados. Fig. 22. Fotografía de MG-Osseus (C.E) a 1.000X. 52 Fig. 23. Fotografía de MG-Inhex (C.I), sellado hermético a 1.000X. 5.1.2 DISCREPANCIA SEGÚN LA POSICIÓN. Las discrepancias marginales globales existentes entre la cara vestibular y lingual, sin tener en cuenta el tipo de conexión, muestran que existe un ajuste marginal en la cara vestibular ligeramente inferior al existente en la cara lingual. En todos los casos los valores estaban dentro del rango de clínicamente aceptable (Tabla 4). GRUPO N AJUSTE Media DE V-L 20 -0.40 1.67 Tabla 4. Media (µm), y desviación estándar (DE) del ajuste pilar-implante entre los dos tipos de posiciones V (vestibular) y L (Lingual). 53 Las discrepancias marginales existentes entre la posición V y L dentro de cada grupo muestran que el único grupo que presenta una ligera diferencia entre V y L es el grupo CE, donde los valores de V son ligeramente inferiores a los L. En el grupo CI no hubo discrepancia en ninguna de las caras, siendo el ajuste de 0 µm. (Tabla 5 y Figs. 24 y 25). GRUPO Posición N AJUSTE Media Mediana DE CE V 10 4.04 2.26 3.84 L 10 4.85 4.91 3.99 CI V 10 0 0 0 L 10 0 0 0 Tabla 5. Media (µm), mediana y desviaciones estándar (DE) del ajuste teniendo en cuenta la posición en la cara V (vestibular) y L (Lingual) y el tipo de conexión. Fig. 24. Fotografía de la cara vestibular de la probeta número tres (C.E). 54 Fig. 25. Fotografía de la cara lingual de la probeta número tres (C.E). 5.2 ESTADÍSTICA INFERENCIAL. 5.2.1 PRUEBAS DE NORMALIDAD. En primer lugar, se procedió a comprobar la normalidad del grupo CE mediante los Test de Bondad de Ajuste. Se seleccionó el Test de Shapiro-Wilk para comprobar la normalidad o no de la muestra. Una vez aplicado el test, podemos determinar que la muestra presenta una distribución normal para L y V-L. (Tabla 6). En el grupo CI no procede hacer pruebas de normalidad porque no hay varianza. 55 Grupo Shapiro-Wilk Estadístico gl Sig. V ,798 10 ,014 L ,882 10 ,137 V_L ,929 10 ,435 VL ,835 10 ,038 Tabla 6. Test de normalidad para el grupo C.E. 5.2.2 DISCREPANCIA SEGÚN EL TIPO DE CONEXIÓN. a) Discrepancia marginal global. Al analizar la discrepancia entre ambos tipos de conexión, independientemente del lugar de medición (VL), tanto el test de la t de Student, como el test de la U de Mann-Whiteny para muestras independientes pusieron de manifiesto diferencias estadísticamente significativas (P = 0.001 y 0.0001 respectivamente) entre los dos tipos de conexión analizados. El grupo que presentó los mejores ajuste fue el CI, siendo su ajuste de 0 µm, es decir no hubo desajuste. b) Discrepancia marginal por caras. Existieron diferencias significativas entre ambos tipos de conexión tanto para la cara vestibular (P=0.0001), como para la cara lingual (P = 0.004) entre ambos grupos. El test de la t de Student demostró que no existieron diferencias significativas (P = 0.30) entre los ajustes de la diferencia entre las caras vestibular y lingual entre ambos grupos (V- L). 56 En ambos casos el grupo que presentó los mejores ajuste fue el CI, siendo el ajuste tanto para la cara vestibular como para la lingual de 0 µm. 5.2.3 DISCREPANCIA SEGÚN LA POSICIÓN. a) Discrepancia marginal global entre caras. El test de la U de Mann-Whiteny puso de manifiesto que no hubo diferencias significativas (P = 0.48) entre las caras vestibular y lingual independientemente del tipo de conexión. Igualmente el test de la t de Student demostró que no existieron diferencias significativas (P = 0.3) entre ambas caras. b) Discrepancia marginal por grupo. En el grupo CE el test de la t de Student puso de manifiesto que no existieron diferencias significativas (P = 0.30) entre las caras vestibular y lingual. En el grupo CI al no haber varianza, dado que las mediciones fueron en ambas caras de 0 µm, no procedió la aplicación de test estadísticos para realizar la estadística inferencial. 57 6 DISCUSIÓN 58 Durante los últimos años la prótesis sobre implantes se ha convertido en una excelente alternativa restauradora, la cual ofrece una gran cantidad de beneficios para el paciente, permitiéndonos restablecer dientes perdidos por diferentes causas, devolviendo así, una correcta anatomía y función del sistema estomatognático, además de los beneficios estéticos y psicológicos que este tipo de restauraciones aportan al paciente. En las ultimas décadas este tipo de restauraciones han ido evolucionando considerablemente, para satisfacer la alta demanda estética por parte de los pacientes y profesionales, para lo cual se han desarrollado nuevos materiales, así como la tecnología necesaria para su procesado, con lo cual, aportan alta estética, buen ajuste y a la vez resistencia a las fracturas de dichas restauraciones, contribuyendo así con el éxito del tratamiento (58). Los sistemas de implantes presentan gaps o cavidades entre la interfase del pilar y el implante. Esta interfase ha sido relacionada como un factor de gran importancia en la transmisión de cargas al hueso periimplantario, así como también en la aparición de complicaciones tanto mecánicas como biológicas (58). Esto es extremadamente importante, ya que la presencia de una interfase implica la posibilidad de acumulación de bacterias y sus metabolitos (59), además el paso de fluidos en la interfase pilar-implante genera los niveles más altos de células inflamatorias alrededor el tejido blando que rodea el implante y el pilar (9, 39). La colonización bacteriana de la superficie del implante conduce a la presencia de cambios inflamatorios reversibles de los tejidos blandos circundantes y cuando este proceso inflamatorio afecta a los niveles de hueso que soportan al implante en función, se conoce como periimplantitis (52, 53). Se ha observado tanto in vitro como in vivo, que en aquellos sistemas con el pilar fijado mediante tornillo, las bacterias pueden penetrar en el lecho del implante como consecuencia de su filtración en la interfase pilar-implante (60, 61). 59 Otras consecuencias de un ajuste inadecuado en la interfase pilar-implante y una falta de adaptación pasiva entre la prótesis y el implante, son la fractura del microtornillo, del implante o del componente protésico (62). Desde el punto de vista de la ingeniería mecánica, las discrepancias y los gaps entre componentes, son inevitables cuando dos partes diferentes se colocan juntas (63). Sin embargo, se han realizado esfuerzos para lograr una conexión entre implante y pilar firme. Numerosos estudios han determinado la medida del gap mediante microscopía electrónica (MEB). Existe cierta controversia en la literatura sobre el valor de desajuste marginal considerado clínicamente aceptable, especialmente en restauraciones sobre múltiples implantes (58). Duyck y cols en 2004 (56), obtienen que el tamaño promedio de desajuste entre el implante y el pilar es de 100 µm. Binon y cols en 1995 (64), encontraron un gap marginal de 45 µm, Takuma y cols en 2008 (63), reportaron valores promedio de microgaps que oscilan entre 2,3 a 5,6 µm. Mientras que el promedio del gap encontrado en los implantes de conexión externa en este estudio fue de 4,4 µm, y en los implantes de conexión interna el desajuste del gap fue cero. Por otro lado, el sistema de implantes de conexión interna tipo cono Morse principalmente crea un cierre hermético por fricción. Cualquier superficie metálica cónica unida a otra en un ángulo inferior a 8° crea un ajuste por fricción que cierra mecánicamente (40, 65, 66), este ajuste disminuye al disminuir el ángulo y aumenta cuando el ángulo aumenta, obteniendo así los mejores resultados en este tipo de conexiones cuando las formas cónicas son de 11°-12°. En esta conexión, el contacto del implante y el pilar determinan un ajuste exitoso y está directamente relacionado con la precarga alcanzada durante la aplicación del torque (62). La diferencia entre los dos tipos de conexiones, es que en la conexión externa presenta una área de sellado inferior comparado con implantes de conexión interna tipo cono Morse. 60 También tienen paredes rectas que requieren un cierto grado de tolerancia entre la una y la otra para unirse a los pilares (4, 64, 67). En cada sistema de implante, la eficiencia del sistema de unión del pilar al implante depende de varios factores, tales como el diseño de componentes, geometría de conexión entre el implante y el pilar, ajuste mecánico sus superficies, propiedades de los componentes mecánicos y físicos, y la aplicación de torque (68). Durante el apretamiento del tornillo del pilar, se genera una resistencia a la compresión para mantener la superficie tanto del implante como del pilar en contacto. El éxito de esta unión está directamente relacionada con la consecución de la precarga durante su endurecimiento y el mantenimiento de la propia precarga con el tiempo. El aflojamiento de fijación y la reducción crítica de la precarga puede comprometer la estabilidad de la articulación y maximizar la probabilidad de fracaso clínico (69). En cuanto al tornillo de apriete, varios autores han informado que el aumento del torque aplicado a los tornillos también aumenta la compresión entre las superficies de contacto y proporciona una mayor estabilidad a la articulación (70), por lo que el sistema de unión se puede mejorar apretando el tornillo del pilar posteriormente, (71-73). Larrucea y cols en 2013 (62), encuentran que los niveles más bajos de microfiltración se producen en pilares apretados a 30 N de torque, donde la brecha es prácticamente inexistente para las conexiones de cono Morse y para las conexiones externas casi existe un sellado perfecto. Sus resultados revelaron la contaminación bacteriana a 20 Ncm y 30 Ncm, pero sin contaminación en 40 Ncm. Estos resultados demuestran que el aumento de los valores de torque de inserción en conexiones tipo cono Morse reducen las fugas bacteriana. Recientemente, Smith y cols (74), en una revisión sistemática de la literatura, comparan sistemas tanto cónicos como convencionales de implante-pilar pilar en estudios in vivo e in vitro. Los estudios in vitro indican que los pilares cónicos y convencionales mostraron una resistencia suficiente a las fuerzas de flexión máximas y a la carga de fatiga. Sin embargo, 61 los pilares cónicos fueron superiores en términos de sellado, en la formación de microgaps, en el mantenimiento del torque, y la estabilidad del pilar. La mayoría de estudios realizados anteriormente, que evalúan la discrepancia marginal en la interfase implante-pilar, utilizan la técnica de medición directa de las imágenes obtenidas a través del microscopio electrónico de barrido (MEB), para evaluar el ajuste marginal y el tamaño del microgap (63). Un factor importante que puede influir los resultados en la medición del ajuste marginal es la zona de medición, es decir, la variación de los valores de medición en función del ángulo de observación (75). En los estudios revisados, los autores ya tienen en cuenta las variaciones debidas al ángulo de observación, compensándose, en la mayoría de los casos, con la angulación de la probeta, al igual que en el presente estudio. Así mismo, en el estudio de la unión implante-pilar con MEB, las diferencias entre los autores pueden debidas a la zona de la muestra donde se lleve a cabo la medición. Es decir, si la medición del gap de la unión implante-pilar se mide en su punto más interno, o si por el contrario, se mide la distancia existente entre el borde externo del bisel del pilar y el bisel del implante (76). Cuando las mediciones se realizan de bisel a bisel las discrepancias son mayores, mientras que cuando se realizan en la zona interna los valores de discrepancia son menores, coincidiendo con los resultados del estudio. Los estudios en donde se analiza el ajuste del complejo implante-pilar, son escasos y presentan ciertas discrepancias o diferencias importantes en los resultados obtenidos.. Estas diferencias pueden atribuirse a diferentes factores como pueden ser: la metodología empleada, el diseño del estudio o los materiales empleados (77-79). Debido a la gran variedad existente de pilares y de implantes con diferentes tipos de conexiones, diferentes materiales de confección y formas variadas, se requieren más estudios en que se analice el comportamiento en lo que al ajuste pilar-implante se refiere, 62 de los diferentes tipos de pilares confeccionados con diferentes materiales y diferentes tecnologías, así como en los diferentes tipos de conexión implante-pilar. De esta manera se podrán establecer indicaciones más precisas desde el punto de vista clínico. 63 7 CONCLUSIONES 64 Teniendo en cuenta las limitaciones del presente estudio in vitro, se obtuvieron las siguientes conclusiones: 1. El ajuste del complejo implante-pilar de los dos tipos de conexiones analizadas está dentro del rango de valores considerados clínicamente aceptables. 2. Existieron diferencias entre ambos tipos de conexión analizadas. 3. El grupo que presentó los mejores ajustes fue el de Conexión Interna, obteniéndose un sellado hermético, ”ajuste por fricción en frío”, siendo el gap 0 µm. 4. No se observaron diferencias significativas entre las caras vestibular y lingual independientemente del tipo de conexión, ni para el grupo Conexión Externa. 65 8 BIBLIOGRAFÍA 66 1. Kim TI. A tribute to Dr. Per-Ingvar Branemark. J Periodontal Implant Sci. 2014;44(6):265. 2. Branemark PI, Hansson BO, Adell R, Breine U, Lindstrom J, Hallen O, et al. 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V ,309 10 ,007 ,798 10 ,014 L ,179 10 ,200 ,882 10 ,137 V_L ,176 10 ,200 ,929 10 ,435 VL ,276 10 ,029 ,835 10 ,038 Estadísticos. V L V_L VL N Válido 10 10 10 10 Perdidos 0 0 0 0 Media 4,0460 4,8530 -,8070 4,4495 Error estándar de la media 1,21716 1,26304 ,74471 1,18310 Mediana 2,2600 4,9150 -,6100 3,5050 Desviación estándar 3,84901 3,99407 2,35499 3,74129 Mínimo ,66 ,00 -4,96 ,72 Máximo 11,50 10,06 2,10 10,45 Percentiles 25 1,3225 ,7650 -2,3075 1,1100 50 2,2600 4,9150 -,6100 3,5050 75 8,3000 9,5500 1,1375 9,1575 79 Interpretación. Diferencias estadísticamente significativas entre los grupos Ce y CI para las variables V (p:0,009) L (p:0,004) y VL (media de VL) (0,004). Prueba T de Student. Estadísticas de muestra única. N Media Desviación estándar Media de error estándar V 10 4,0460 3,84901 1,21716 L 10 4,8530 3,99407 1,26304 V_L 10 -,8070 2,35499 ,74471 VL 10 4,4495 3,74129 1,18310 Prueba de muestra única. Valor de prueba = 0 t gl Sig. (bilateral) Diferencia de medias 95% de intervalo de confianza de la diferencia Inferior Superior V 3,324 9 ,009 4,04600 1,2926 6,7994 L 3,842 9 ,004 4,85300 1,9958 7,7102 V_L -1,084 9 ,307 -,80700 -2,4917 ,8777 VL 3,761 9 ,004 4,44950 1,7731 7,1259 80 Pruebas no paramétricas. GRUPOS CE CI. Pruebas de normalidad. Kolmogorov-Smirnov Shapiro-Wilk Estadístico gl Sig. Estadístico gl Sig. V_L ,317 20 ,000 ,810 20 ,001 81 Pruebas no paramétricas. NO HAY DIFERENCIAS EN V Y L. Estadísticos V_L N Válido 20 Perdidos 0 Media -,4035 Error estándar de la media ,37406 Desviación estándar 1,67285 Mínimo -4,96 Máximo 2,10 Percentiles 25 -,8550 50 ,0000 75 ,0000 82 Grupos CE y CI. Pruebas no paramétricas. 83 Prueba T. Estadísticas de grupo GRUPO N Media Desviación estándar Media de error estándar V CE-PR 10 4,0460 3,84901 1,21716 CI-PR 10 ,0000 ,00000 ,00000 L CE-PR 10 4,8530 3,99407 1,26304 CI-PR 10 ,0000 ,00000 ,00000 V_L CE-PR 10 -,8070 2,35499 ,74471 CI-PR 10 ,0000 ,00000 ,00000 VL CE-PR 10 4,4495 3,74129 1,18310 CI-PR 10 ,0000 ,00000 ,00000 Prueba de muestras independientes Prueba de Levene de calidad de varianzas prueba t para la igualdad de medias F Sig. t gl Sig. (bilateral) Diferenci a de medias Diferencia de error estándar 95% de intervalo de confianza de la diferencia Inferior Super ior V Se asumen varianzas iguales 30,149 ,000 3,324 18 ,004 4,04600 1,21716 1,48883 6,603 17 No se asumen varianzas iguales 3,324 9,000 ,009 4,04600 1,21716 1,29258 6,799 42 L Se asumen varianzas iguales 35,159 ,000 3,842 18 ,001 4,85300 1,26304 2,19946 7,506 54 No se asumen varianzas iguales 3,842 9,000 ,004 4,85300 1,26304 1,99582 7,710 18 84 V_L Se asumen varianzas iguales 22,907 ,000 -1,084 18 ,293 -,80700 ,74471 -2,37158 ,7575 8 No se asumen varianzas iguales -1,084 9,000 ,307 -,80700 ,74471 -2,49166 ,8776 6 VL Se asumen varianzas iguales 28,354 ,000 3,761 18 ,001 4,44950 1,18310 1,96390 6,935 10 No se asumen varianzas iguales 3,761 9,000 ,004 4,44950 1,18310 1,77314 7,125 86