UNIVERSIDAD COMPLUTENSE DE MADRID FACULTAD DE ODONTOLOGÍA TESIS DOCTORAL Estudio comparativo de estructuras unitarias sobre implantes atornilladas en relación con el material y la técnica de confección MEMORIA PARA OPTAR AL GRADO DE DOCTOR PRESENTADA POR Pedro Molinero Mourelle Directores Jaime del Río Highsmith Miguel Gómez Polo Edmond H.N. Pow Madrid © Pedro Molinero Mourelle, 2021 1 UNIVERSIDAD COMPLUTENSE DE MADRID FACULTAD DE ODONTOLOGÍA Departamento de Odontología Conservadora y Prótesis Bucofacial TESIS DOCTORAL ESTUDIO COMPARATIVO DE ESTRUCTURAS UNITARIAS SOBRE IMPLANTES ATORNILLADAS EN RELACIÓN CON EL MATERIAL Y LA TÉCNICA DE CONFECCIÓN. MEMORIA PARA OPTAR AL GRADO DE DOCTOR PRESENTADA POR D. Pedro Molinero Mourelle Directores Prof. Dr. Jaime del Río Highsmith Prof. Dr. Miguel Gómez Polo Prof. Dr. Edmond H.N. Pow 2 3 UNIVERSIDAD COMPLUTENSE DE MADRID FACULTAD DE ODONTOLOGÍA Departamento de Odontología Conservadora y Prótesis Bucofacial TESIS DOCTORAL ESTUDIO COMPARATIVO DE ESTRUCTURAS UNITARIAS SOBRE IMPLANTES ATORNILLADAS EN RELACIÓN CON EL MATERIAL Y LA TÉCNICA DE CONFECCIÓN. MEMORIA PARA OPTAR AL GRADO DE DOCTOR PRESENTADA POR D. Pedro Molinero Mourelle Directores Prof. Dr. Jaime del Río Highsmith Prof. Dr. Miguel Gómez Polo Prof. Dr. Edmond H.N. Pow 5 Libertas Perfundet Omnia Luce 6 A mi familia y en especial al Doctor Don Alfonso Mourelle Leis, Médico Estomatólogo al que todos los días intento hacer que se sienta orgulloso de su nieto allá donde esté. 7 Agradecimientos Al Profesor Doctor D. Jaime del Río, Highsmith, maestro y mentor, por acogerme bajo su tutela desde aquella primavera de 2013, por enseñarme tanto en lo personal y profesional y transmitirme el amor y respeto por la prótesis bucofacial. Al codirector, al Profesor Doctor D. Miguel Gómez-Polo, quien fue primero mi tutor clínico en implantoprótesis y que posteriormente me ha apoyado y me sigue conduciendo, liderando y enseñando en este proceso académico y personal. Al Profesor Doctor Edmond Pow de la Universidad de Hong Kong, por creer en mi, darme la oportunidad de realizar la mención internacional y por abrirme las puertas a la internacionalidad en odontología. Al Doctor Walter Lam de la Universidad de Hong Kong, por su amistad, su ayuda y su apoyo durante mi estancia en la Universidad de Hong Kong. A la Doctora Dña. Alexandra Helm, por su paciencia, apoyo y comprensión en todo momento durante mi maduración científica. Al señor D. Lorenzo del Río Highsmith, por inculcarme tantos conocimientos sobre el arte de la confección de la prótesis estomatológica y ayudarme con el diseño de las muestras. Al señor D. Rubén Ayuso y a todo el equipo del taller mecánico de la Facultad de Ciencias Físicas, por su inestimable ayuda a la hora de realizar todos los trabajos para la realización de la investigación. A la Doctora Dña. Ana Vicente del Centro Nacional de Microscopia por sus enseñanzas, su apoyo y sobre todo por su tiempo, ayuda y dedicación en las horas de microscopia. Al Profesor Doctor D. Regino Sáez, por enseñarme la capacidad de colaboración entre facultades de la Universidad Complutense y por su ayuda para comenzar a confeccionar las muestras. Al Profesor Doctor D. José María Gómez de Salazar, por su ayuda y su disposición. A la Profesora Doctora Dña. Margarita Chevalier del Río, por su ayuda y su disposición. Al Profesor Doctor D. Guillermo Pradíes, por su comprensión, su ayuda y su apoyo a la en el laboratorio de biomateriales, a la hora de realizar esta investigación. A la Doctora Dña. Arelis Valverde por ayuda con el proceso de termociclado. Al Profesor Doctor D. Mariano Sanz Alonso, por su comprensión, su ayuda y su apoyo en la fase experimental microbiológica de esta tesis doctoral. 8 A todas las compañeras del laboratorio de microbiología y biología celular. En especial a Ana a Marta y a María José por su paciencia, interés, comprensión e inestimable ayuda en la en la fase experimental microbiológica de esta tesis doctoral. A la empresa Avinent de Santpedor, Catalunya y en especial a Dña. Carme Vendrell por creer y apoyar este proyecto al proporcionarme los medios materiales para poder realizar la investigación. Al señor D. Rafael Acevedo del laboratorio Prótesis S.A. por su inestimable ayuda en la confección de las estructuras protésicas. Al Profesor Doctor D. Juan López-Quiles por haberme apoyado, por haberme transmitido e inculcado el amor por la cirugía y por haberme permitido realizar mi estancia en la Universidad de Hong Kong. Al Doctor D. Luis Miguel Sáez Alcaide por las horas invertidas en la orquesta filarmónica del envejecimiento de materiales, el Hospital Clínico San Carlos y en el Máster de Cirugía Bucal, por su ayuda y su apoyo durante estos años. A los Doctores D. Fabián Pérez, D. Luis Sánchez Labrador, D. Omar Ossman y D. Carlos Cobo por su apadrinamiento complutense, su ayuda y su apoyo durante estos años. A la Doctora Dña. Rocío Cascos Sánchez, por su ayuda durante mi ausencia en la casa. Al Doctor D. Pedro Cuesta y todo el equipo del centro de apoyo a la investigación por su ayuda en la fase de análisis estadístico de los datos obtenidos. A Azucena, Julia, Carlos y Alberto, por toda la ayuda, apoyo y cariño durante las solitarias tardes y jornadas festivas de trabajo en la Facultad de Odontología. Al Profesor Doctor Burak Yilmaz de la Universidad de Berna por su ayuda con las publicaciones de la tesis. A la Sociedad española de Prótesis Estomatológica y Estética por haberme concedido la beca de la sociedad en mi ciudad natal, pues sin su ayuda no hubiera sido posible la fase experimental. A mis profesores, compañeros y amigos del Especialista en Implantoprótesis de la UCM. A mis profesores, compañeros y amigos del Máster en Cirugía Bucal e Implantología de la UCM. Finalmente, a mí familia, a mi madre la Profesora Doctora Dña. María Rosa Mourelle Martínez, mi padre D. Rafael Molinero Llanos, mi hermana, mis tíos y mis primas que me educan como persona, que siempre creen en mí y me apoyan incondicionalmente. 9 10 Ámbito de la Investigación La investigación que condujo a la realizado de la tesis doctoral aquí presentada comenzó en octubre de 2016. Los miembros colaboradores de este doctorado estaban afiliados o encuadrados en los siguientes departamentos o instituciones: § Departamento de Odontología Conservadora y Prótesis Bucofacial, Facultad de Odontología, Universidad Complutense de Madrid, España. § Laboratorio de Prótesis, Departamento de Odontología Conservadora y Prótesis Bucofacial, Facultad de Odontología, Universidad Complutense de Madrid, España. § Laboratorio de Biomateriales, Facultad de Odontología, Universidad Complutense de Madrid, España. § Laboratorio de Microbiología y Biología Molecular, Facultad de Odontología, Universidad Complutense de Madrid, España. § Taller Mecánico, Departamento de Física de los Materiales, Facultad de Ciencias Físicas, Universidad Complutense de Madrid, España. § ICTS Centro Nacional de Microscopía Electrónica, Facultad de Químicas Universidad Complutense de Madrid, España. § Departamento de Radiología, Facultad de Químicas Universidad Complutense de Madrid, España. § Prosthodontics, Restorative Dental Sciences, Faculty of Dentistry, The University of Hong Kong, Sai Ying Pun, Hong Kong, China. 11 Financiación La presente tesis doctoral fue parcialmente financiada por la Beca SEPES de investigación en Prótesis y Estética de la Sociedad Española de Prótesis Estomatológica y Estética del año 2017. 12 13 14 THE ROAD NOT TAKEN Two roads diverged in a yellow wood, And sorry I could not travel both And be one traveler, long I stood And looked down one as far as I could To where it bent in the undergrowth; Then took the other, as just as fair, And having perhaps the better claim, Because it was grassy and wanted wear; Though as for that the passing there Had worn them really about the same, And both that morning equally lay In leaves no step had trodden black. Oh, I kept the first for another day! Yet knowing how way leads on to way, I doubted if I should ever come back. I shall be telling this with a sigh Somewhere ages and ages hence: Two roads diverged in a wood, and I… I took the one less traveled by, And that has made all the difference. Robert Frost 1916. 15 16 ÍNDICE 1 ÍNDICE 1. Resumen…………………………………………………………………………….3 1.1 Resumen en español……………………………………………………………..4 1.2 Resumen en inglés……………………………………………………...………..6 2. Introducción y antecedentes………………………………………………………..8 2.1 Reflexiones como doctorando……………………………………………………9 2.2 El paciente desdentado parcial y total……………………..………………….…11 2.3 Rehabilitación oral………………………………………………………….…..12 2.4 Prostodoncia………………………………….…………….……………….….13 2.5 Implantología dental………………………………………………..…….…….15 2.6 Cirugía de implantes……………………………………………………..……..20 2.7 El implante dental………………………………………………………...…….23 2.7.1 Conexión externa……………………………………………………….25 2.7.2 Conexión interna……………………………………………….……….26 2.7.3 Conexión interna cónica…………………………………………..…….27 2.8 Implantoprótesis…………………………………………………………….….29 2.9 Prótesis fija unitaria sobre implantes…………………………………...……….30 2.10 Materiales en implantoprótesis……………………………………………….31 2.11 Aleaciones de Cromo-Cobalto……………………………………………..…33 2.12 Cerámicas dentales………………………………………………………..….34 2.13 Cerámicas de óxido de circonio estabilizado…………………………………36 2.14 Técnicas de confección en prótesis sobre implantes………………..………..39 2.15 Complicaciones en implantología dental……………………………………..45 2.16 Ajuste y desajuste protésico……………………………………….……….…49 2.17 Ensayos mecánicos………………………………………………………...…53 3. Justificación…………………………………………………………………..……55 4. Hipótesis de trabajo………………………………………………………….……57 5. Objetivos…………………………………………………………………………...59 6. Material y método…………………………………………………………………61 6.1. Elaboración de las probetas…………………………………………………….62 6.2. Grupos de estudio………………………………………………………………65 6.3. Cálculo del tamaño muestral…………………………………………………...67 6.4. Fabricación de los especímenes………………………………………………...68 2 6.5. Simulación de masticación o carga estática……………………………………69 6.6. Termociclado…………………………………………………………………..71 6.7. Análisis del microgap entre implante y pilar…………………………………...73 6.8. Evaluación de la microfiltración……………………………………………….79 6.9. Análisis estadístico……………………………………………………………..86 7. Resultados…………………………………………………………………………88 8. Discusión………………………………………...…………………………………98 9. Implicaciones clínicas y futuras perspectivas…………………………………..122 10. Conclusions (English)……………………………………………………………126 11. Bibliografía……………………………………………………………………….128 3 1. RESUMEN 4 1. RESUMEN 1.1 Resumen en español Título ESTUDIO COMPARATIVO DE ESTRUCTURAS UNITARIAS SOBRE IMPLANTES ATORNILLADAS EN RELACIÓN CON EL MATERIAL Y LA TÉCNICA DE CONFECCIÓN. Introducción La conexión implante-pilar puede considerarse una zona crucial en la prótesis sobre implantes, ya que la falta de ajuste puede crear microgaps o microfiltraciones que conducen a complicaciones técnicas o biológicas. La evidencia científica sobre la influencia del técnica y material de fabricación en el ajuste es aún escasa. Hipótesis de trabajo No existe diferencia en el microgap, en la microfiltración marginal o bacteriana entre implantes y pilares de Cromo-Cobalto fresados (control), colados, sinterizados y de óxido de circonio mecanizado. Objetivos El objetivo de este estudio in vitro fue evaluar y comparar los microgaps en la interfaz implante-pilar cuando se utilizaron pilares de Circona (Zr) y de Cromo-Cobalto (Cr-Co) confeccionados por Computer Aided Design/ Computer Aided Manufacturing (CAD/CAM) o colados. Material y método Sesenta y cuatro implantes de conexión cónica con sus respectivos pilares se dividieron en cuatro grupos (Cr-Co (fresado, sinterizado por láser y colados) y Circona (fresado)). Los pilares fueron sometidos a una simulación de masticación (300.000 ciclos, bajo cargas de 200 N a 2 Hz en un ángulo de 30°) y termociclado (10.000 ciclos, 5 a 50°C, tiempo de permanencia 55 s). Posteriormente el microgap entre implante-pilar se midió 14 veces en cada uno de los cuatro aspectos anatómicos de cada muestra mediante el uso de un microscopio electrónico de barrido (MEB). Las muestras fueron sumergidas en una solución de azul de metileno al 0,2% con Porphyromonas Gingivalis durante 48 horas y la microfiltración marginal se midió con un microscopio óptico y mediante aislamiento 5 del ADN bacteriano con una prueba de reacción en cadena de la polimerasa (PCR) para las muestras con microfiltración positiva. Para el análisis del microgap se utilizaron las pruebas de Kruskal-Wallis y comparación por pares para analizar los datos (α = 0.05). Se utilizaron la prueba de Chi- cuadrado para analizar la microfiltración marginal, la evaluación microbiológica se basó en unidades formadoras de colonias (UFC) y se compararon los grupos mediante la prueba de U de Mann-Whitney (α = 0.05). Resultados El análisis con MEB reveló el microgap más favorable en los pilares fresados de Cr-Co (0,69 - 8,39 μm) seguidos de los pilares de Zr (0,12 - 6,57 μm), Cr-Co sinterizado (7,31 - 25,7 μm) y Cr-Co colado (1,68 - 85,97 μm). Se encontraron diferencias estadísticamente significativas entre fresado y colado, entre fresado y sinterizado por láser, y entre Zr y colado y sinterizado por láser (p < 0,05). Treinta muestras presentaron algún grado de microfiltración, a las cuales se les realizó una PCR. Siete muestras (1 Cr- Co sinterizado y 6 coladas) estuvieron por debajo del límite de detección (< 100 UFC). El recuento más bajo se produjo en el grupo de Cr-Co fresado (5.17E+02 UFC/ml), seguido por Zr (7,70E+03 UFC/ml). El grupo Cr-Co colado (9.39E+03 UFC/ml) y el sinterizado (2.4E+05 UFC/ml) obtuvieron los recuentos más altos. La comparación se realizó entre los grupos colado y sinterizado ya que los restantes solo presentaron microfiltración en una muestra respectivamente. La prueba de Kruskal-Wallis mostró diferencias estadísticamente significativas entre el Cr-Co colado y el fresado (p < 0.05). Conclusiones El material y la técnica de fabricación del pilar afectaron la magnitud de los microgaps entre implante-pilar. El Zr y el Cr-Co fresados presentaron los valores más favorables. A pesar de ello, todos los grupos evaluados tenían microgaps dentro de un rango de 10 a 150 μm. El material y la técnica de fabricación del pilar afectaron al grado de microfiltración marginal y bacteriana, siendo los grupos de Zr y el Cr-Co fresados los que presentaron los valores más favorables. Palabras clave Implantes dentales, Implantoprótesis, Conexión implante dental pilar, Interfase implante-pilar, Cromo-Cobalto, Circona, Microgap, Microfiltración, PCR 6 1.2 Resumen en inglés Title COMPARATIVE STUDY OF THE MATERIALS AND MANUFACTURING TECHNIQUES OF SINGLE IMPLANT-SUPPORTED SCREW RETAINED STRUCTURES. Introduction The implant-abutment connection can be considered a crucial area in implant- prosthodontics, as lack of fit in this interface can create microgaps or microleakage leading to technical or biological complications. Scientific evidence on the influence of manufacturing technique and material on fit is still scarce. Hypothesis There are no differences in the magnitude of microgaps, marginal fit or bacterial microleakage between milled (control), castable, laser sintered Cobalt-Chrome (Co-Cr) and milled Zirconia abutments and their implant interface. Objectives The aim of this in vitro study was to evaluate and compare the microgaps at the implant-abutment interface when milled zirconia (Zr) and cobalt-chrome (Co-Cr) abutments manufactured by CAD/CAM or castable techniques were used. Material and methods Sixty-four conical connection implants and their abutments were divided into four groups (milled, laser sintered and castable Co-Cr) and zirconia (milled). The abutments were subjected to a simulated chewing process (300,000 cycles, under 200 N loads at 2 Hz at a 30° angle) and thermocycling (10,000 cycles, 5 to 50°C, dwelling time 55 s). Subsequently, the implant-abutment microgap was measured 14 times at each of the four anatomical aspects of each specimen using scanning electron microscopy (SEM). Once the microgap was measured, the samples were included in a 0.2% methylene blue solution with Porphyromonas Gingivalis for 48 hours. The marginal microleakage was then measured using an optical microscope, as well as isolating the bacterial DNA with a polymerase chain reaction test (PCR) for samples with positive microleakage. 7 For the statistical analysis of the microgap data, pairwise comparison and the Kruskal-Wallis test were performed (α = 0.05). The Chi-square test was used to analyze the marginal microleakage and the microbiological evaluation was based on colony forming units (CFU). The groups were compared using the Mann-Whitney U test (α = 0.05). Results SEM analysis showed that the most favorable microgap results were in the milled Co-Cr abutment group (0.69 - 8.39 μm) followed by Zr abutments (0.12 - 6.57 μm), laser sintered Co-Cr (7,31 - 25.7 µm) and castable Co-Cr abutments (1.68 - 85.97 µm). Statistically significant differences were found between milled and castable abutments, between milled and laser sintered, and between Zr and castable and laser sintered abutments (p <0.05). Thirty samples showed a certain degree of microleakage, on which PCR tests were performed. Seven samples (1 laser sintered and 6 castable Co-Cr abutments) were below the PCR detection limit (< 100 CFU). The lowest bacterial count was seen in the milled Co-Cr group (5.17E + 02 CFUs/ml), followed by Zr (7.70E + 03 CFUs/ml). The castable Co-Cr group (9.39E + 03 CFUs/ml) and the laser sintered group (2.4E + 05 CFUs/ml) revealed the highest counts. The comparison was made between the castable and sintered groups since the remaining groups only presented microleakage in one sample respectively. The Kruskal-Wallis test yielded statistically significant differences between the milled and castable Co-Cr groups (p <0.05). Conclusions The abutment material and manufacturing technique affected the degree of implant-abutment microgaps. Milled Zr and Co-Cr presented the most favorable microgap values, however, all groups presented microgaps varying from 10 to 150 μm. The abutment material and fabrication technique also affected the degree of marginal and bacterial microleakage; again, the milled Zr and the Co-Cr groups presented the most favorable results, although all groups presented microleakage. Keywords Dental implants, Implant Prosthodontics, Dental implant abutment connection, implant-abutment interface, Cobalt-Chrome, Zirconia, Microgap, Microleakage, PCR 8 2. INTRODUCCIÓN Y ANTECEDENTES 9 2. INTRODUCCIÓN Y ANTECEDENTES 2.1. Reflexiones como doctorando. La Tesis Doctoral supone la última etapa académica del estudiante y es sin duda el inicio y la consolidación de la actividad investigadora del mismo, pues, aunque pueda parecer que su consecución es la culminación de un proceso de aprendizaje y desarrollo tanto personal como profesional es solo el comienzo de un nuevo camino. Considerando el camino recorrido desde que en el mes de octubre del año 2016 comenzáramos con esta tesis doctoral, el proceso de aprendizaje científico y personal del doctorando ha sido directamente proporcional a la satisfacción y felicidad personales. En el desarrollo de la tesis doctoral, dos momentos han sido los puntos de inflexión previos a la defensa y obtención del grado de doctor: La estancia internacional en la Universidad de Hong Kong durante 2017 y 2018 y la obtención de la beca SEPES de investigación en 2017. La posibilidad de realizar una estancia de investigación en la Universidad Hong Kong donde la internacionalidad venció al localismo del doctorando y supuso el inicio de un proceso que culminó en el año 2019 con la consecución de la beca ITI para la extensión de estudios en implantología dental en la Universidad de Berna. Al igual en los siglos XIX y XX Hong Kong fue el puerto de salida del comercio internacional, para el doctorando este lugar ha supuesto el punto de partida de su desarrollo científico y maduración personal. En segundo lugar, la consecución de la beca SEPES de investigación en el año 2017 entregada en el congreso conjunto de la EAO-SEPES en la ciudad de Madrid, supuso la consagración y validación del proyecto de investigación propuesto en la tesis doctoral. El apoyo de las sociedades científicas, así como de la industria han supuesto una inestimable ayuda para poder realizar la investigación que a continuación se detalla. 10 Aunque con la presentación y defensa de la tesis, finaliza esta fase del proyecto, la metodología empleada y los resultados obtenidos, suponen el asentamiento de una línea de investigación en la que la evaluación de distintas técnicas de confección y distintos materiales de fabricación para prótesis sobre implantes presenta una perspectiva muy prometedora para su aplicación en modelos translacionales y clínicos. A nivel personal, la realización de esta tesis doctoral ha significado una de las mayores aventuras de mi vida pues en parte me ha empujado a salir de mi zona de confort y en ese sentido he podido “pegar el estirón” tanto académica como personalmente. Aunque tanto la presente investigación como los resultados obtenidos suponen una pequeña contribución a la investigación en prótesis dental, las conclusiones obtenidas pueden servir para aportar nuevos datos en relación con los materiales de elección en prótesis sobre implantes. En este sentido, la presentación de los datos obtenidos en este estudio in vitro puede ser de utilidad para el clínico a la hora de realizar una apropiada selección del material y de la técnica de confección protésica en base a las necesidades individuales de cada paciente. Los datos que se presentan a continuación podrían asegurar una seguridad en el tratamiento para el paciente en relación con el éxito de sus restauraciones sobre implantes a medio y largo plazo y limitar en la manera de lo posible las posibles complicaciones biológicas y técnicas derivadas. “You can leave (Hong Kong), but it will never leave you.” Nury Vittachi 11 2.2. El paciente desdentado parcial y total. Los individuos parcialmente desdentados se definen como aquellos con pérdida o ausencia de uno o más dientes y los desdentados totales como aquellos con pérdida o ausencia de todos los dientes permanentes. Estos dos estados son el resultado final de un proceso multifactorial que implica procesos patológicos (caries, enfermedad periodontal, patología pulpar, trauma, neoplasias bucofaciales y ausencia congénita), así́ como, factores sociológicos (acceso a la atención sanitaria, preferencias del paciente, opciones de tratamiento, etc.). (1 - 3) Estos estados de salud oral se consideran patológicos, ya que la pérdida dentaria parcial o total provoca un desequilibrio en el aparato estomatognático, que debe de ser restaurado, puesto que esta situación, causa una serie de alteraciones bucofaciales: reabsorción ósea de los maxilares, cambios en el patrón neuromuscular, aumento en el tamaño de la lengua y alteraciones estéticas, fonéticas, funcionales y psicológicas. (2 - 4) Este estado a nivel funcional y, por tanto, masticatorio, puede conllevar que los pacientes vean alterada su dieta, viéndose forzados a variar sus hábitos de consumo por alimentos más blandos y, por lo tanto, más sencillos de masticar, hecho que puede provocar una dieta más estricta que puede comprometer su estado de salud. (1 - 5) Un buen estado de salud oral está estrechamente relacionado con el estado de salud general de las personas, y, en concreto, tiene un impacto directo en la masticación y la nutrición. Además de las patologías anteriormente mencionadas, la edad es un condicionante de la pérdida dentaria. (6) A nivel estético, estas pérdidas son especialmente significativas en el sector anterior, ya que, a nivel facial, el marco anterior bucal centra el foco de atención, tanto para el propio individuo como para su entorno y su alteración puede provocar un cambio en el estado emocional y psicológico de las personas. (6, 7) Se ha establecido que las pérdidas dentarias parciales, suponen tanto por motivos funcionales como estéticos, un impacto negativo en la calidad de vida de los pacientes, siendo necesaria su restauración. (7, 8) En muchos casos, la pérdida dentaria está ocasionada por la terapéutica dental, la cual, tras realizarse una anamnesis del paciente puede considerar el estado patológico del diente con un mal pronóstico o “sin esperanza”, diagnóstico que requerirá de una exodoncia y de su posterior restauración protésica. (6 - 8) La Organización Mundial de la Salud (OMS) marcó en el año 1992 como objetivo para el establecimiento de un buen estado de salud oral, la existencia de un mínimo de 20 12 dientes en pacientes de 80 o más años. (9) En los últimos veinte años, en la mayoría de los países desarrollados, la población desdentada total ha ido disminuyendo notablemente debido a las mejoras en la salud oral y asistencial en estos países. En los Estados Unidos de América, la prevalencia de personas desdentadas totales de 65 a 74 años estaba en 1999 en 24%, pasando a ser de un 21.6% en 2004 y para 2010 se puede afirmar que era una condición rara en los hogares con ingresos altos, siendo más prevalente en los estados del sur. (10) Los datos en Europa para Suecia, Suiza, Dinamarca, Francia y Alemania, sobre individuos desdentados totales aportan datos de prevalencia de un 15% en la población de 65 a 74 años. Sin embargo, los datos de los parcialmente desdentados, han notificado que el 25% de la población anciana con 80 o más años mantiene, al menos, 20 dientes. (11, 12) Según estos datos, los países en los que los pacientes tienen más posibilidades para poder acceder a la restauración de los dientes perdidos son: Austria, Alemania, Luxemburgo y Suiza más que en Israel, Dinamarca, Estonia, España y Suecia. (11 - 13) Basándonos en estos datos de países desarrollados y observando la actual población española, se puede decir que la población desdentada total ha disminuido y, por el contrario, la población con ausencias parciales ha aumentado. Como ya hemos visto, estas pérdidas parciales pueden ser el comienzo o la continuación de un desequilibrio patológico del sistema estomatognático y, por tanto, es imperativo su tratamiento, el cual puede basarse en la restauración única del diente perdido o de la rehabilitación oral en conjunto de los posibles desequilibrios ocasionados. (7, 8, 13) 2.3. Rehabilitación oral. La rehabilitación oral se puede definir como el tratamiento o conjunto de tratamientos integrados que tienen como objetivo la restauración de la salud bucofacial. Estos tratamientos deben abarcar de manera integrada todo el conjunto de los diferentes niveles existentes en la terapéutica bucofacial. (14) Esta terapéutica puede incluir distintos niveles asistenciales mediante tratamientos, quirúrgicos, ortodóncicos, conservadores y/o protésicos de manera integral para restaurar el estado de salud perdido. El asentamiento de la odontología como norma asistencial preventiva y clínica en los países desarrollados, ha supuesto un cambio notorio en el desarrollo de los tratamientos en las patologías bucodentales. Debido a estas mejoras asistenciales a nivel odontológico, la rehabilitación oral no sólo busca el restablecimiento de la función perdida, sino que también, puede restablecer o corregir situaciones estéticas desfavorables. (11, 12, 15) 13 Uno de los pilares sobre los que se asienta la rehabilitación oral es la disciplina odontológica de la prostodoncia, la cual se centra en la restauración de las pérdidas dentarias y la rehabilitación de los desequilibrios que producen, pudiendo basarse en varias opciones terapéuticas, tales como, la prótesis total y/o parcial removible y la prótesis total y/o parcial fija sobre dientes o sobre implantes. 2.4. Prostodoncia. Como parte integral del tratamiento rehabilitador, la prostodoncia se define, según el glosario de términos protésicos como: “la especialidad odontológica relativa al diagnóstico, la planificación del tratamiento, la rehabilitación y el mantenimiento de la función oral, el confort, la apariencia y la salud de los pacientes con condiciones clínicas asociadas a la falta o a la deficiencia de dientes y/o tejidos maxilofaciales mediante el uso de sustitutos biocompatibles. comprende la prótesis fija, la prótesis sobre implantes, la prótesis maxilofacial y la prótesis removible”. (1) La rehabilitación de las perdidas dentarias parciales supone uno de los tratamientos más comunes en la práctica clínica diaria del odontólogo restaurador o del prostodoncista. La restauración de estas ausencias basadas en métodos convencionales se puede realizar, entre otras opciones, mediante prótesis parcial removible, la cual presenta muchos inconvenientes, pues estas prótesis requieren de superficie de apoyo mucoso y de retención dentaria para su soporte, retención y estabilidad. (16 - 18) Otra opción disponible, es la de prótesis fija adhesiva, la cual se basa en una preparación dentaria de mínima intervención de la superficie de los dientes adyacentes a los que se cementan mediante técnicas adhesivas dos “aletas” en los dientes pilares anteriores en la zona palatina y/o retenedores directos o de recubrimiento parcial en forma de incrustaciones con diseños basados en “inlays” y “onlays” en las áreas oclusales. Estas restauraciones pueden estar confeccionadas, en metal, metal resina, resina, metal y cerámica o totalmente cerámicas. Esta alternativa, está ampliamente descrita y avalada como predecible en la literatura, tanto en el sector anterior como en sectores posteriores. (19 - 21) Como opción convencional más avalada en la literatura para la restauración de ausencias unitarias o parciales, encontramos los puentes fijos dento-soportados de recubrimiento total, los cuales se basan en la preparación o tallado de uno o más dientes que serán los pilares, que servirán para retener y soportar la restauración, consistente en 14 las cofias pilares y en los pónticos, que serán los elementos protésicos que rehabilitarán las ausencias dentarias existentes. (17, 22) El diseño de las preparaciones de los dientes pilares, ha dependido y ha ido evolucionando en función del material restaurador utilizado, siendo cada vez menos agresivos o de mínima intervención. (23, 24) El material considerado como “Gold Standard” en prótesis parcial fija sobre dientes es el metal-cerámica, especialmente el confeccionado mediante aleaciones altamente nobles como el oro-paladio, pero también las aleaciones no nobles como el Cromo-Cobalto, ambas opciones con recubrimiento a base de cerámicas feldespáticas. (25 - 28) Clásicamente, estas restauraciones se comenzaron a confeccionar a base de cerámicas dentales, que, debido a sus malas propiedades mecánicas iniciales, no se usaron de manera habitual y se fueron fabricando básicamente y en su totalidad en aleaciones metálicas, en un principio nobles y, posteriormente, a base de aleaciones no nobles. (27 - 29) Para aumentar las propiedades estéticas de estas restauraciones, se comenzó a colocar cerámica o resina sobre las zonas estéticas de las estructuras. El aumento de las demandas estéticas de los pacientes y al aumento en el precio del oro, han supuesto el establecimiento de las aleaciones no nobles y la mejora de los sistemas cerámicos. (29 - 32) Además de las opciones anteriormente mencionadas, existen alternativas, como el uso de prótesis telescópica o prótesis mixta retenida sobre ataches, la cual no tiene mucha aceptación en España, sin embargo, en algunas áreas de Europa, Asia y América se utilizan con resultados prometedores a medio y largo plazo. (33) Sin embargo, en los últimos años, estas opciones terapéuticas, sobre todo en la restauración de ausencias unitarias, ha quedado relegada a un segundo plano, debido a un cambio en la tendencia terapéutica por parte de pacientes y clínicos. (34, 35) Esta tendencia a recurrir a la prótesis sobre implantes está fundamentada en varios factores como son: el asentamiento de la implantología en la práctica clínica diaria, la evolución de la odontología mínimamente invasiva o la reticencia y/o negativa actual de los pacientes a la preparación dentaria. Estos tres factores se basan en el hecho de que, recurriendo a los implantes, se evita la necesidad de realizar preparaciones de los dientes adyacentes a la brecha intercalar dental para el soporte y la retención de las restauraciones. (35, 36) 15 Finalmente, y como un condicionante para tener en cuenta al plantearse cualquier tipo de tratamiento dental, las rehabilitaciones sobre implantes dentales en casos unitarios donde el sustrato óseo es favorable y no se requiere de procedimiento previos y/o simultáneos de aumento óseo y/o tisular, son desde un punto de vista económico preferibles a las prótesis parciales fijas sobre dientes de tres unidades. (34 - 37) 2.5. Implantología dental. Un implante dental se define como, una estructura artificial que es fijada mediante un proceso quirúrgico al hueso maxilar y/o mandibular, con la función de soportar, retener o estabilizar una prótesis dental o maxilofacial. (38, 39) La implantología dental, es actualmente una disciplina que está asentada en la práctica clínica diaria, siendo un tratamiento altamente predecible, con altas tasas de éxito, que en algunos casos es ya de primera elección. Además, en el ámbito científico ha ido creciendo y ganando importancia en la comunidad investigadora odontológica en los últimos años. (35, 40) Sin embargo, la implantología oral, no siempre fue considerada como un tratamiento viable en Odontología. Durante la primera mitad del siglo XX, se desarrollaron diversos sistemas de implantes, con diferentes diseños y confeccionados con diversos materiales, como los implantes subperiósticos o los implantes en lámina. Estos implantes, además de carecer de suficiente evidencia científica, presentaban numerosos inconvenientes, así como complicaciones, por lo que, aunque algunos clínicos practicaban estas técnicas, nunca se consideraron predecibles ni científicamente aceptables. (41) Aunque las propiedades médicas sobre la unión entre el titanio y el hueso y sus propiedades, se comenzaron a desarrollar desde 1940, fue en la década de los años 50 del siglo XX cuando comenzó a potenciarse. (42, 43) En el año 1952, el Profesor Per-Ingvar Brånemark, descubrió́ de manera casual la osteointegración del titanio, en el Departamento de Biotecnología Aplicada de la Universidad de Göteborg (Suecia). Este hallazgo, lo descubrió cuando estaba realizando un estudio sobre la microvascularización del callo óseo tras la fractura intencional con cámaras fijadas con dispositivos de Titanio al hueso. (44, 45) Posteriormente, en 1965 se inicia el desarrollo de los implantes de titanio para la fijación en boca, macizo maxilofacial, extremidades, apéndices anatómicos, etc. A estas fijaciones que fueron desarrolladas, se les definió con el termino de “Implantes osteointegrados”. 16 Figura 1. Radiografía de una microcámara instalada en una tibia y el primer diseño de implante colocado en modelo animal. El descubrimiento de la osteointegración del titanio, aplicada a la implantología dentaria ha supuesto una auténtica revolución en odontología restauradora. En el campo de la prostodoncia bucofacial, la existencia de fijaciones endoóseas biocompatibles, permite que la prótesis disponga de una retención o soporte fijo estable. (44 - 46) Según Brånemark, la osteointegración se define como la conexión directa, estructural y funcional entre el hueso vivo y la superficie de un implante sometido a carga funcional. Éste es el principio básico de la implantología oral. (38, 47) En el año 1978 se publican las investigaciones del grupo de investigación sueco, en las que inicialmente el diseño de las fijaciones endoóseas, según el protocolo Brånemark se basaban en un implante de óxido de titanio mecanizado de grado 4 de paredes paralelas con forma de raíz dental con un diseño de conexión de hexágono externo de 3.75 milímetros de plataforma y con longitudes de 10, 11, 13, 15, 18 y 20 milímetros (Implante Brånemark MKII). Estos implantes eran colocados y cargados en dos fases. Para los tiempos de trabajo, en un principio, el tiempo de osteointegración para su posterior rehabilitación se determinó en 16 semanas en el maxilar y en 12 en la mandíbula. (38, 46 - 48) Aunque, las investigaciones del profesor Brånemark, son consideradas el punto de partida de la implantología dental contemporánea, cabe destacar que paralelamente a las investigaciones del equipo sueco, en el año 1974, el Doctor André Schroeder profesor de Odontología Conservadora la Universidad de Berna en colaboración con el Instituto Straumann de Waldenburg en Suiza, siguiendo estudios de médicos osteosíntesis, desarrolló implantes endoóseos basados en un diseño hueco liso o en forma de cesta (F- typeHollow Cylinder,1 TPS, or Swissscrew). (49 - 54) La diferencia fundamental con 17 respecto a los implantes Brånemark era la superficie de éstos, los cuales estaban tratados con una capa de plasma de titanio, Figura 2. Esta breve reseña histórica demuestra como en los albores de la implantología contemporánea los odontólogos y estomatólogos buscaban la necesidad de desarrollar un método de retención protésica, predecible y reproducible. (46, 52) Figura 2. El Profesor Per-Ingvar Brånemark y el Profesor André Schroeder. Estos dos equipos, de Suecia y Suiza, fueron los pioneros en desarrollar la implantología dental como ciencia, estableciendo las bases para el posterior establecimiento de esta disciplina dentro de las áreas de la Prostodoncia, la Cirugía Bucal y la Periodoncia. Estas dos corrientes científicas con sus propios flujos de trabajo siguieron líneas y métodos de investigación paralelos, siendo sus máximos exponentes la tendencia o flujo de trabajo protésico a nivel óseo, sumergido o “bone level” (Brånemark) o a nivel gingival, no sumergido o “tissue level” (Schroeder). A partir de estas primeras experiencias, surgieron las dos principales casas comerciales en implantología dental, la empresa sueca NobelPharma, actualmente Nobel Biocare y la suiza Straumann, Figura 3. (55 - 59) 18 Figura 3. Implante dental tipo Brånemark e implante dental tipo ITI/bonefit de diseño en cesta. Los resultados de los estudios de Brånemark, se publicaron en dos artículos en el año 1977 en la revista Scandinavian Journal of Plastic and Reconstructive Surgery. (44, 45) A la vista de los resultados de estos estudios, el Profesor George Zarb de la Universidad de Toronto se desplaza a Suecia para comprobar los datos y para solicitar al profesor Brånemark la realización de una replicación de su estudio de manera independiente en Canadá. (60 - 62) Finalmente, en el año 1983, se publicaron los resultados de un estudio preliminar, en el que se pudo comprobar la veracidad y reproductibilidad de los resultados de Brånemark, hecho que supuso la aceptación de estos tratamientos para desdentados en América del Norte. (63, 64) En el año 1978 se organizó conjuntamente entre el Instituto Nacional de Salud de Estados Unidos y la Universidad de Harvard un consenso sobre implantes dentales. Este encuentro científico supuso el primer hito científico de la implantología y, aunque, se centró en las modalidades terapéuticas de los Estados Unidos y se identificaron los riesgos y los beneficios de la terapia con implantes estableciendo los estándares de calidad en el campo, muchos de los cuales todavía son válidos y de utilidad actualmente. (63 - 65) El segundo evento científico de relevancia en el desarrollo científico de la implantología fue la Conferencia de Toronto, organizada por el Profesor George Zarb, celebrada en el año 1982, sobre la Osteointegración en Odontología Clínica. Uno de los 19 hechos más importantes fue la introducción del concepto de Osteointegración, además se presentaron los resultados obtenidos en el estudio de Canadá, lo que supuso la legitimación científica de la implantología, que en palabras del Profesor Zarb, fue: “la mayor contribución de Brånemark a la implantología es su exhaustiva documentación del éxito a largo plazo del titanio en estudios en animales y humanos". (63 - 65) Después de estos eventos y, a partir de 1981, año que coincide con la publicación de los resultados de los estudios del profesor Brånemark a 15 años (56) y con la primera solicitud por parte de la empresa Nobelpharma para el uso comercial de implantes dentales en los Estados Unidos, la cual fue aprobada un año después, es cuando la implantología comienza a establecerse como disciplina fiable entre los profesionales de la odontología a nivel mundial. (63, 66) Como dato histórico final, cabe destacar la creación, en el año 1986, del primer servicio de implantología dental universitario en España. Dicho servicio, fue creado gracias a las iniciativas de los profesores Jaime Del Río, José María Sada y Manuel Donado, los cuales desarrollaron el servicio entre los departamentos de Prótesis y Cirugía-Medicina Oral-Periodoncia de la Escuela de Estomatología de la Universidad Complutense de Madrid. Actualmente dicho centro sigue siendo un referente nacional y mundial en el campo de la implantología dental. Partiendo desde el flujo de trabajo desarrollado por el equipo sueco, en el que se estableció un protocolo inicial que estaba indicado en pacientes desdentados totales mandibulares. Dicho protocolo, se basaba en el uso de entre cinco y seis implantes de conexión externa en dos fases mecanizados con las métricas anteriormente mencionadas, colocados en la mandíbula entre los dos forámenes mentonianos y una prótesis fija atornillada basada en un estructura metálica y recubierta por resina. (38, 61, 67 - 69) Este protocolo inicial, fue extendiendo sus indicaciones, primero al maxilar siguiendo la tendencia de la prótesis fija y posteriormente, se desarrolló en ambos maxilares para pacientes parcialmente desdentados con indicaciones en prótesis parcial y prótesis unitaria. (70 - 71) Actualmente, más de tres décadas después de que los resultados clínicos iniciales se presentasen y publicasen con resultados satisfactorios y predecibles, la implantología dental se ha convertido en una de las disciplinas dentales que más crece en volumen científico, debido a la necesidad de evitar complicaciones, extender sus indicaciones y mejorar sus resultados. (35, 67) 20 2.6 Cirugía de implantes. Aunque no es el objetivo de la presente investigación y no entraremos en profundidad en este apartado, la terapéutica con implantes tiene un fuerte componente quirúrgico. La biología, la fisiología y la anatomía bucofacial determinan en muchos casos los diseños de las fijaciones, los cuales están relacionados con la posterior planificación, confección y situación de las futuras restauraciones. A continuación, describiremos y analizaremos los inicios y bases de los aspectos generales de los diseños de los implantes dentales, los cuales, aunque existen muchas alternativas, tienen sus bases científicas en los dos equipos pioneros previamente mencionados. Como ya vimos en el anterior apartado, en los implantes del tipo Brånemark, la técnica quirúrgica, tanto en el macro como en el microdiseño de las fijaciones, fueron diseñados en base a la unión de las disciplinas y de las experiencias quirúrgicas y protésicas existentes. Por tanto, inicialmente y siguiendo las técnicas quirúrgicas orales existentes, se realizaba una incisión paracrestal con un colgajo a espesor total, posteriormente, se fresaban los lechos de los implantes siguiendo las especificaciones fijadas y se colocaban los implantes en los lechos quirúrgicos mediante transportadores. (46, 47) Estos transportadores, se colocaban, atornillados con un tornillo pasante de unión en la plataforma de los implantes, los cuales estaban basados en un diseño en forma de hexágono externo. Este diseño favorecía su inserción quirúrgica, lo cual aportaba más estabilidad al complejo transportador-implante durante esta fase. (47) Tras colocación de los implantes osteointegrados, éstos eran cerrados con tornillos de cobertura de cicatrización y se movilizaba el colgajo para después suturarse para cerrar la herida quirúrgica. (46, 47) Posteriormente y pasado el tiempo de osteointegración, el cual se estableció en 6 meses (24 semanas) en el hueso maxilar y 4 meses (16 semanas) en el hueso mandibular, se volvía a realizar una cirugía de segunda fase para descubrir los implantes y durante la misma fase se colocaban unos pilares transepiteliales, los cuales servían de elemento protésico intermedio, sobre el cual se realizaban todos los procedimientos restauradores, Figura 4. (46, 47) 21 Figura 4. Esquema del flujo de trabajo propuesto por Zarb en el estudio de Toronto. (60, 68) El diseño de los implantes para ser colocados siguiendo el protocolo Brånemark, se basaba en un diseño de implante con forma de tornillo de paredes paralelas con espiras y con una zona apical más agresiva para aportar estabilidad en el momento de colocación. En su parte coronal, como ya hemos mencionado, estaba la plataforma con un hexágono externo de 3.75 mm de ancho. (46, 47) Este macro diseño de implante es actualmente el que más evidencia tiene en la literatura, debido al volumen de publicaciones basadas en este implante. Este diseño sigue siendo muy utilizado, siendo su evolución directa el implante MKIII o implante Brånemark de la marca Nobel Biocare. La única diferencia es la superficie de este implante que ha pasado de ser mecanizado a tratado con la superficie TiUnite desarrollada por la misma compañía. (73, 74) El flujo de trabajo con este implante inicialmente era de dos etapas pues éste se sumergía bajo la mucosa a nivel óseo y luego se realizaba la segunda cirugía para la conexión de los pilares protésicos. Estos pilares, en un principio estaban confeccionados en aleaciones metálicas a base metales altamente nobles como el Oro-Paladio, los cuales eran de diferentes alturas y eran el componente de unión entre el implante osteointegrado y la prótesis dental. Una vez eran conectados estos implantes a los pilares, todo el trabajo se realizaba sobre ellos, alejando la interfase protésica de la zona biológica del medio interno en contacto con el medio exterior oral. (46, 47, 60 - 63) El otro diseño de implantes en el que se basó el equipo suizo de ITI de Berna, fue el de un solo cuerpo primero, con la parte transepitelial acabada en un pilar macizo para cementar y posteriormente, se creó el implante con un cuello que se abría con una porción en titanio pulido de conexión interna de ocho caras y con una conicidad de 8º. Estos dos 22 diseños en un principio siempre tuvieron el cuerpo tratado en forma de cesta perforada y luego más tarde macizo paralelo con el ápice romo. (53, 54, 72) De esta manera y aunque se habían propuesto otros implantes, con otras tendencias y enfoques terapéuticos, es a partir de estos dos diseños iniciales, que eran los que más evidencia científica presentaban, lo que dio lugar a las dos tendencias que actualmente siguen vigentes y que son seguidas de una manera, más o menos general, para todos los implantes actuales. Los implantes sumergidos o “bone level”, son colocados con respecto a la plataforma de éstos, a nivel de la cresta ósea alveolar o por debajo de ella y los no sumergidos o “tissue level” se colocan de tal manera que la plataforma se mantenga a nivel tisular, Figura 5. (70, 75 - 78) Figura 5. Esquema de la posición de dos implantes en base a los diseños no sumergido y sumergido. Otro aspecto del diseño, que puede influir tanto en la fase quirúrgica como en la protésica, es lo que respecta a las conexiones de los implantes, las cuales a nivel quirúrgico dependerá de la referencia de colocación de la plataforma, lo cual supone una de las zonas más críticas de todo el complejo restaurador. Siguiendo las tendencias clásicas, las conexiones se pueden dividir de manera general en conexiones externas e internas. Estas conexiones con la expansión de la implantología han dado lugar a multitud de diseños basados en las dos tendencias iniciales, los cuales serán analizados en profundidad más adelante. 23 2.7. El implante dental. Desde su aparición, los implantes dentales, han presentado numerosos y diferentes diseños, como los implantes en lámina, los implantes subperiosticos, los implantes basales, los anteriormente mencionados en forma de cesta o los implantes monocuerpo; sin embargo, los implantes con un diseño basado en la forma de raíz dental roscado con dos piezas o componentes son los que han presentado una mayor evidencia científica y clínica. (75 - 80) Estos implantes dentales denominados de dos piezas se basan en un primer componente intraóseo, que es el que permanece fijo en contacto con el medio interno oral (óseo) gracias a la osteointegración del titanio. Este componente es el denominado implante osteointegrado, que es un tornillo roscado de titanio normalmente de grado IV, con aleaciones de titanio y circonio o de óxido de circonio. (81, 82) El implante con forma de tornillo puede tener un diseño cónico, paralelo o mixto y puede medir de 15 a 4 milímetros de longitud y tener un diámetro de entre 2.2 y 6 milímetros. (77, 83, 84) La superficie externa de los implantes puede ser mecanizada, sin rugosidad externa, o tratada químicamente de manera aditiva o substractiva con rugosidad externa para aumentar el contacto entre el implante y la superficie ósea del lecho con el fin de permitir una disminución del tiempo de osteointegración. Las partes externas desde la zona más apical a la coronal son: la plataforma del implante (donde se encuentra la zona de conexión), el cuerpo o parte central y el ápice del implante. (85, 86) En lo referente a la parte interna del implante, esta zona comienza en la plataforma externa y se continua con la conexión. Esta zona de la conexión está constituida por una zona de asiento protésico antirrotacional con una disposición geométrica determinada para conectar el componente protésico con el implante y una rosca interna para permitir albergar un tornillo, este apartado se desarrollará en más en detalle en los siguientes epígrafes. En función de la posición del implante con respecto a la cresta ósea, el implante puede tener un determinado diseño y puede ser considerado como: implante sumergido o “bone level” o no sumergido “tissue level”. Esta posición tridimensional del implante con respecto a la cresta ósea determinará la disposición del diseño coronal de los implantes. (70, 75 - 78) 24 El segundo componente, o parte protésica de los implantes dentales, puede estar a este nivel, constituido por elemento de conexión, soporte y/o de retención, como un atache, una barra, un imán, una bola, una cofia telescópica, un pilar para atornillar o para cementar y la posterior corona cementada o una corona atornillada al pilar o directamente al implante. En lo referente a este componente, la existencia de todos estos elementos dependerá en gran medida del elemento protésico restaurador, el cual en función del diseño rehabilitador podrá ser fijo y/o removible y el diseño protésico posterior jugará un papel fundamental, pues puede depender, entre otros, de la posición del implante, el número de implantes a colocar, el tipo de restauración o el tipo retención de la restauración. (87) Los pilares protésicos se pueden dividir en tres secciones o segmentos, Figura 6. Figura 6. Secciones o segmentos de un implante, su componente retentivo y/o de unión y su sección restauradora. Aunque todas estas tendencias o componentes tienen sus ventajas y sus inconvenientes, esta investigación se centra en aquellas restauraciones fijas unitarias constituidas en una sola pieza atornilladas a la plataforma del implante. A este respecto, estas restauraciones se asientan sobre la zona más coronal del implante, y es en esta 25 plataforma donde se encuentra la conexión del implante. Esta conexión es el elemento central inicial, fundamental y crítico del componente prostodóncico del implante dental, pues del correcto asentamiento de la estructura dependerá el futuro éxito de la prótesis. Actualmente existen numerosas casas comerciales de implantes dentales con sus propios diseños macroscópicos y microscópicos o con diseños basados en otros previamente desarrollados, sin embargo, en lo referente a plataformas y conexiones la gran mayoría siguen tres tendencias, la conexión externa, la conexión interna y la conexión cónica. 2.7.1 Conexión externa. La conexión externa consta de un elemento antirrotacional geométrico que se extiende externamente a la plataforma del implante que actúa como elemento “macho”, para una conexión, la cual da cabida en su interior a una lámina roscada para albergar un tornillo. Esta conexión tiene su máximo exponente en el hexágono externo llamado universal, el cual se diseñó originalmente en los implantes desarrollados por el equipo de Brånemark. Como ya vimos, este diseño se basaba en un hexágono externo con superficie plana con una altura de 0.7 mm, y una plataforma de 3.75 mm. Este diseño ha sido y es actualmente uno de los más utilizados. (44 - 46) En relación con el tipo de implante en función de su colocación con respecto al nivel óseo, este tipo de conexión se puede encontrar en implantes tanto con diseño para ser colocados sumergidos, como no sumergidos, Figura 7. Figura 7. Implante de conexión interna no sumergido y de conexión externa sumergido. 26 Numerosos estudios clínicos y revisiones sistemáticas han evaluado esta conexión comparándola con la conexión interna, la cual es la siguiente conexión más utilizada. En resumen, estos datos evidencian que la incidencia de fractura de pilares o tornillos no está influenciada por el tipo de conexión, sin embargo, la conexión externa está más relacionada con el aflojamiento de los tornillos protésicos y a nivel de mantenimiento de hueso crestal, en los que, en ambos casos, las investigaciones realizadas han aportado datos en los que la conexión interna ha presentado resultados más favorables. (88, 89) Aunque la conexión externa hexagonal “universal” es la conexión de tipo externa más extendida, existen otros tipos o versiones de conexiones externas hexagonales con variaciones en la altura o la superficie superior curvada. Como ventajas de la conexión interna encontramos gran cantidad de datos en la literatura sobre seguimiento a largo plazo, compatibilidad con multitud de sistemas de implantes, existiendo una multitud de soluciones a las complicaciones, debido a la enorme cantidad de literatura disponible. En cuanto a sus desventajas, la conexión externa presenta una mayor prevalencia de aflojamiento de tornillos protésicos, de desajuste rotacional, es menos estética y genera un inadecuado sellado microbiológico. (87 - 89) 2.7.2 Conexión interna. El otro tipo de conexión en implantología dental es la conexión interna. Esta conexión basa su diseño en que, en contraposición con la externa, el elemento antirrotacional de unión y/o retención se encuentra en el interior del cuerpo del implante y se suele basar en alguna forma geométrica que actúa a modo de “hembra” para el asiento y conexión del elemento de retención, el cual será el “macho”. En el interior de esta conexión interna, aparte de la ya mencionada zona de asiento del pilar, apicalmente se encuentra la rosca para albergar el tornillo de unión pasante que sirve de retención mecánica al pilar. (89) Los implantes de conexión interna pueden tener diferentes diseños y/o variantes de forma en su parte de asiento, los cuales han sido desarrolladas en base a las experiencias, necesidades o por mero diferenciación por proteccionismo por las diferentes marcas comerciales de implantes dentales. Entre otros, los más utilizados, se encuentran el hexágono externo de fricción interna que es utilizado por implantes, como BioHorizons Tapered internal o Zimmer Screw-Vent, la conexión interna hexagonal y dodecagonal de 27 Biomet 3i, la conexión de cilindro interno de Frialit-2, la conexión interna de tipo “tri- chanel” o tri-lóbular, de Nobel Biocare, la conexión interna camlog “Tube in Tube” de Camlog o la conexión de hexágono interno con “spline conection” de la marca Neoss, Figura 8. Figura 8. Cortes transversales de, Zimmer internal hex connection, Camlog “Tube-In- Tube” connection, Nobel Biocare Tri-channel connection. En cuanto a las ventajas que presentan las conexiones internas, encontramos una menor prevalencia en el aflojamiento de tornillos protésicos, una mejor estética, un sellado microbiológico mejorado, mejor fuerza de unión y más opciones para el cambio de plataforma. Por el contrario, las desventajas de estos sistemas son que el área más crítica del complejo es el hueso y no el tornillo de retención y la existencia de menos literatura disponible frente al hexágono externo. (87 - 89) 2.7.3 Conexión interna cónica. Como alternativa o tercer grupo de conexiones, encontramos la conexión interna cónica. Estas conexiones también se pueden considerar como internas pero la mayoría de los autores y clasificaciones las valoran como una conexión totalmente diferente. El principio de esta conexión es el de un cono dentro de otro cono, los cuales están perfectamente diseños y fabricados para conectarse y unirse en firme, proporcionando una estabilidad definida como “soldadura en frío” o de "bloqueo por fricción". Esta conexión tiene diferentes grados de conicidad, los cuales son una unidad de porcentaje 28 que refleja la longitud del eje en relación con el radio de este. Por ejemplo, un aumento del 2% en la longitud del eje de un cono de 100 mm tendrá un aumento de radio de 2 mm mientras que un aumento del 4% en la longitud del eje del cono Morse de 100 mm tendrá un aumento de radio de 4 mm. La mayoría de las reducciones del cono varían del 0% al 7%, pero la odontología utiliza con mayor frecuencia una reducción del 4 al 8%, Figura 9. (87) El pilar con conexión cónica dentro de una conexión de cono proporciona una conexión de bloqueo por fricción, que es retenido por un tornillo de fijación. Esta unión no sólo proporciona un sellado microbiano, sino también posee características antirrotacionales que reducen el aflojamiento del tornillo. Cabe destacar que las conexiones cónicas proporcionan inherentemente los beneficios biológicos del cambio de plataforma en términos de reducción de la reabsorción ósea marginal y beneficios estéticos. (90) Algunas de las conexiones cónicas además de tener el componente cónico, tienen otras características antirrotacionales, como una porción hexagonal, octogonal o decagonal, sin embargo, otras utilizan la conexión de cono morse como la única característica. (87) Figura 9. Cortes transversales de Nobel conical connection, Astra cone screw connection, Straumann CrossFit connection. Nobel conical connection, Astra cone screw connection, Straumann. 29 En la literatura se puede encontrar el término de cono morse, sin embargo, este término hace referencia en realidad a un sistema donde el implante y el pilar no requieren un tornillo de fijación al pilar entre las dos interfaces. Un ejemplo de este sistema es el cono de la marca de implantes Bicon. (87) Como ejemplos de conexiones cónicas, en el mercado encontramos los sistemas de las marcas Straumann, Astra y Ankylos entre otras. Se ha descrito en la literatura que, en comparación con las conexiones internas con indexación geométrica paralela, las cónicas parecen ser más ventajosas. En términos biológicos, las conexiones cónicas presentan mejores resultados de mantenimiento del hueso crestal, ya que muestran una menor pérdida ósea periimplantaria. (88, 91 - 93) Técnicamente, estos implantes tienen menos tasas de aflojamiento y fractura de los tornillos de fijación y finalmente aportan un componente estético más alto debido a la geometría del completo implante-pilar. (87 - 89) 2.8. Implantoprótesis. “Los implantes dentales no remplazan dientes, los implantes dentales remplazan dientes perdidos”, esta frase define perfectamente el tratamiento con implantes dentales. (94) El fin de la terapéutica en implantología dental es la restauración de la función y de la estética dental perdida, por tanto, el componente definitivo y el fin último de este tratamiento es la prótesis dental. Como ya hemos visto a lo largo de esta introducción, la prótesis sobre implantes ha ido aumentando sus indicaciones, cubriendo las necesidades y las demandas funcionales y estéticas de los pacientes desdentados parciales y/o totales. De tal manera que, la implantología como disciplina ha evolucionado y se ha expandido. Las necesidades, expectativas y exigencias de clínicos y pacientes también han aumentado, condicionando en muchos casos el desarrollo de nuevos diseños, nuevos dispositivos y materiales. Por tanto, teniendo en cuenta las indicaciones y las tendencias actuales en el tratamiento con implantes dentales, se hace necesario aplicar dicha terapéutica de una manera integral y con una cuidadosa planificación valorando los riesgos y los beneficios. Una vez explicado el componente intraóseo de la restauración sobre implantes y su componente intermedio, es el momento de explicar la parte restauradora, la cual es la que va a estar en contacto con el medio externo en la cavidad oral, siendo además la que aporta la función y estética perdidas. 30 Atendiendo a sus indicaciones, la prótesis sobre implantes se puede dividir en prótesis parcial unitaria, múltiple o total. En lo referente a su capacidad de ser retirada por el paciente, la prótesis sobre implantes puede ser fija, la cual no puede ser retirada y removible la cual si puede ser retirada por el paciente. (1, 38, 39, 95) Por último siguiendo con las clasificaciones y atendiendo al método de retención y soporte, la prótesis sobre implantes se puede dividir entre implantorretenidas e implantosoportadas. (95 - 97) La retención se puede basar en diferentes métodos, sin embargo, todos ellos tienen un componente atornillado el cual como hemos visto se define como pilar y puede alojar sistemas de atache, de cementado, de imantado, de telescopía, de barras, de bolas o de fricción. Aunque, como hemos visto, existen multitud de variantes y clasificaciones, la presente investigación se centra en restauraciones unitarias atornilladas. 2.9. Prótesis fija unitaria sobre implantes. En las últimas décadas, la mejora en la salud oral ha significado y favorecido que la mayoría de los pacientes desdentados parciales sean de mediana edad, lo que, junto con el aumento de la esperanza de vida, hace que sea necesario que las restauraciones sean funcionales durante décadas. (13, 16) La longevidad de los pacientes y su relación con el éxito a medio y largo plazo en estas restauraciones puede estar determinada por diversos factores, tales como, el estado de salud general y oral de los pacientes, el tipo de implante, el tipo de restauración o el material empleado en su confección. (13, 98) Hoy en día y tras más de 30 años de desarrollo, las coronas sobre implantes han demostrado ser un tratamiento predecible, seguro y desde un punto de vista económico preferible (tanto para el odontólogo como para el paciente), a los puentes dentales fijos de tres unidades en los casos de pérdida de un solo diente. (90, 100) En lo referente a su éxito a medio y largo plazo, analizando la literatura, estas restauraciones, presentan unas tasas de supervivencia del 97,2% a los 5 años de función y de 95.2% a 10 años, según la revisión sistemática con metanálisis de Jung y cols. de 2012. Los datos de este estudio son utilizados actualmente como de referencia para establecer la supervivencia esperable a 5 y 10 años. (101) Posteriormente a este estudio, en la literatura existen tres revisiones sistemáticas más, que analizan estas restauraciones con un seguimiento a más de 10 años. En el estudio de Hjalmarsson y cols. de 2016 (102) encontramos unos datos en la tasa de supervivencia estimada de 89,5% a los 10 años, Srinivasan y cols. en 2016 (103), repoertan unas tasas 31 del 91,2% en estas restauraciones en estudios con seguimiento de 10 años o más y finalmente Howes y cols. en 2019 (104), hallaron unas tasas del 91,9% también a 10 o más años. Por tanto, analizando los datos reportados en la literatura, se puede aceptar tasas de supervivencias a más de 10 años de entre 95.2% a 89,5%. Como ya hemos visto previamente, la retención de la prótesis sobre implantes puede basarse en diferentes sistemas, sin embargo, los más utilizados en las restauraciones unitarias son el atornillado y el cementado. No existiendo superioridad de una frente a la otra, al comparar sus tasas de supervivencia, sus complicaciones, sus ventajas, inconvenientes e indicaciones. (105, 106) Aunque se ha descrito que el éxito clínico depende en gran medida de una respuesta biológica óptima, la intervención protésica es lo que determinará una vez que se produzca la osteointegración, la supervivencia a largo plazo de la restauración sobre implantes, siendo el material empleado en su confección un elemento clave. (107) 2.10. Materiales en implantoprótesis. En odontología, la ciencia de los materiales supone la parte de las Ciencias de la Salud que se ocupa del estudio de todos aquellos elementos, mezclas o combinaciones de estos cuerpos, sustancias y productos que están específicamente concebidos y desarrollados para entrar en contacto con los órganos, los tejidos y los fluidos del medio bucal y que necesitan diferentes transformaciones y/o adaptaciones previas. (108) Atendiendo a la clasificación propuesta por Vega del Barrio, los materiales dentales se pueden dividir en materiales de origen no biológico (polímeros, cerámicos y metálicos) y materiales de origen biológico (procedentes del reino vegetal y del reino animal). Estos materiales tendrán diferentes características propias dependiendo de la disciplina o campo de la odontología en el que vayan a ser empleados. (108) Los materiales de confección para prótesis sobre implantes se basan en las aleaciones metálicas, las cerámicas, las resinas, los composites o los polímeros. Sin embargo, en la presente investigación sólo se investigarán los primeros dos grupos. Aleaciones metálicas. De los materiales empleados en medicina, los metales fueron los primeros materiales en las disciplinas médico-quirúrgicas y, por ende, en la Odontoestomatología. 32 En prótesis bucofacial y en especial en la prótesis sobre implantes, las aleaciones metálicas suponen uno de los principales grupos de confección. El principal elemento de las restauraciones implantosoportadas es el implante y, como ya hemos visto, está confeccionado principalmente en aleaciones de titanio y de óxido de circonio. El elemento restaurador (pilar y/o corona) se comenzó a confeccionar como núcleo o estructura para resina primero y cerámica después en aleaciones nobles como el oro- paladio siguiendo las tendencias prostodóncicas en ese momento en prótesis fija. (67, 108 - 110) Conforme la prótesis sobre implantes se implementó y evolucionó, se comenzaron a testar y utilizar diferentes aleaciones como el cromo-níquel, el Cromo- Cobalto o el titanio. Aunque actualmente las consideradas como “Gold Standard” siguen siendo las aleaciones de oro, el aumento en el precio de este material ha contribuido a la búsqueda de materiales que presenten buenas características biológicas y mecánicas y con precios competitivos y asequibles. (109, 110) Los materiales metálicos en odontología restauradora y prótesis se clasifican, según la Asociación Dental Americana (ADA), en base a su contenido en metales nobles en: aleaciones nobles, seminobles. Atendiendo a su coste en materiales: preciosos, semipreciosos y no preciosos. (108) Las aleaciones metálicas con alto contenido de metales nobles incluyen oro en un 40% del peso total y el 60% del peso con otros metales nobles (paladio, platino, rodio, iridio, osmio y rutenio). Estas aleaciones se caracterizan, en términos de confección y comportamiento biomecánico, por ser sencillas de fabricar con el colado a la cera perdida, ya que son dúctiles y resistentes a la corrosión. En implantoprótesis las principales aleaciones empleadas son el oro-paladio y oro-platino. (38, 108) Aleaciones nobles: En estas aleaciones el contenido de oro en el peso no está estandarizado, sin embargo, se establece la necesidad de un mínimo de un 25% del peso con alguno de los metales nobles anteriormente mencionado. Las más utilizadas en implantoprótesis han sido las aleaciones de paladio-plata y paladio-cobre. (108, 111) Aleaciones base: Siguiendo las especificaciones de la ADA, estas aleaciones tienen en su contenido menos de un 25% de su peso en metales nobles. Convencionalmente, estas aleaciones se basaban mayoritariamente en el uso del níquel, el cromo y el cobalto, elementos a los que se fueron incluyendo otros como el titanio, el aluminio, el magnesio, el molibdeno, el silicio, el carbono o el vanadio entre otros. Estos últimos, aportan mejoras como dureza y resistencia. (108, 112) 33 De los materiales no nobles y base anteriormente mencionados, las aleaciones base de níquel han caído en desuso debido a las alergias producidas por este material, siendo el Cromo-Cobalto un material mucho más polivalente que el titanio debido a su posibilidad de ser confeccionado con cualquier técnica de manera rápida, fiable y barata y también debido a características similares al titanio. (108) 2.11. Aleaciones de Cromo-Cobalto. Entre las aleaciones no nobles, encontramos las aleaciones a base de cobalto- cromo, en odontología la primera introducción de la aleación a base de cobalto en odontología restauradora tuvo lugar en el año 1932 con el nombre de Vitallium. Está aleación, está compuesta básicamente, en un 35 y 65% de cobalto y una proporción de cromo de entre un 20 y 35% de la aleación final. Como componentes adicionales para modular las propiedades fisicoquímicas, estas aleaciones contienen molibdeno, carbono, tungsteno, berilio, silicio, hierro y manganeso. (108, 112 - 114) Entre otros factores la estabilidad química es uno de los más importantes en la supervivencia de los materiales odontológicos. (108) Las aleaciones de Cr-Co presentan propiedades químicas de carácter “eutéctico” o de dos fases unidas que se forman por la cristalización de los dos elementos en estado sólido, los cuales forman una cristalización diferente en cada elemento, pero que se encuentran unidas a una temperatura de 1.400 ºC, lo que corresponde a un 42% del peso del cromo o a 45% átomos. En lo referente a la solubilidad del cromo en la aleación con el cobalto en estado sólido, alcanza un máximo de 41 átomos por cada 100 átomos de cromo a una temperatura de 1.310 ºC y disminuye para alcanzar alrededor de 38 átomos por cada 100 átomos de cromo a una temperatura de 960 ºC. Uno de los procesos dependientes de la estabilidad química es la corrosión de los materiales, la cual puede producir complicaciones biológicas, estéticas y técnicas. El medio oral es especialmente susceptible a que se produzca corrosión de materiales, ya que en la saliva existen aniones, cambios de tensión, niveles de oxígeno, de salinidad, de pH y de temperatura, los cuales son negativos para los materiales. En estas aleaciones el cromo es muy importante en la resistencia a la corrosión, lo que ha demostrado ser efectivo en el medio salivar y en salivas artificiales. (108, 112 - 114) Teniendo en cuenta los procesos de corrosión, en la literatura se ha descrito que las complicaciones técnicas de las restauraciones confeccionadas con aleaciones de Cr- Co referentes a las fracturas son debidas, principalmente, a defectos en la confección de los colados. (112 - 116) 34 En lo referente a las propiedades fisicoquímicas, el Cromo-Cobalto es una aleación muy ligera debido a que su masa volumétrica es pequeña, la cual suele tener 7.88g/cc. (112 - 114) Además, presenta un módulo elástico, un límite elástico y una resistencia a la ruptura/fractura que es el más elevado de las aleaciones que son utilizadas en odontología restauradora. Las características de su límite elástico le confieren la capacidad de evitar deformaciones plásticas de las estructuras protésicas confeccionadas con esta aleación. El módulo de elasticidad del Cr-Co, comparado con el del oro, es del doble, lo que le permite tener una rigidez tan alta como la de este material, pero con espesores de estructura menores, lo que clínicamente se refleja en la posibilidad de confeccionar estructuras menos volumétricas. Aunque la resistencia a la fractura por ductilidad de esta aleación es muy alta, la fragilidad por tracción no, la resistencia a la tracción, por tanto, es inferior a las aleaciones reforzadas de oro. (112 - 114) Asimismo, estas aleaciones tienen una buena resistencia a la fatiga y la rigidez, la más alta de todas las aleaciones utilizadas en odontología, por encima de las de oro y el titanio. A nivel cuantitativo, la dureza de las aleaciones de Cr-Co se encuentra entre 280 y 365 V.H.N. según la escala de dureza Vickers. (112 - 114) Las propiedades térmicas de estas aleaciones reflejan un alto punto de fusión superior a las aleaciones nobles, directamente proporcional al contenido de cobalto, el cual comienza a 1.250 ºC. El coeficiente de dilatación que presenta esta aleación es de 13x10 6 / ºC a 20 ºC, el coeficiente de conductividad térmica del Cr-Co se sitúa entre 0 y 1.000C y en torno a 7.95 W/mK (0.019 cal cm/cm2/s/ºC en C.G.S.). (108, 112 - 114) Siguiendo con las propiedades biológicas, cabe destacar que estas aleaciones son altamente biocompatibles, ya que no suele producir alergias como las confeccionadas a base de níquel, tampoco son tóxicas ni carcinogénicas, al no tener berilio en su composición, como en otras aleaciones metálicas. (112 - 114) Numerosos estudios han evaluado las características de este material en prótesis sobre implantes, los cuales han mostrado unos resultados clínicos similares a los de las aleaciones nobles. (112 - 116) Las investigaciones y evaluaciones han sido realizadas, principalmente, en aquellas restauraciones confeccionadas mediante fresado y colado, sin embargo, la literatura sobre sinterizado por láser está actualmente en estudio y evaluación. (117 - 119) Todas las propiedades anteriormente mencionadas, confieren a las aleaciones de Cromo-Cobalto unas características químicas, físicas y biológicas ideales para la 35 confección de prótesis sobre implantes. Estas aleaciones han demostrado ser una alternativa viable y segura a las aleaciones nobles y, además, polivalentes a la hora de ser diseñadas y confeccionadas. (119) 2.12. Cerámicas dentales. Las cerámicas dentales son otro de los grupos de materiales no biológicos más importantes en prótesis bucofacial, formados en su práctica totalidad por elementos de carácter no metálico, los cuales están confeccionados por una matriz vítrea y una cristalina. La fase vítrea confiere estética a las cerámicas y la cristalina resistencia, la composición en base a estos dos componentes es lo que influye en las características mecánicas y estéticas de estos materiales. Estos materiales son más inertes ya que presentan más baja reactividad química que las aleaciones metálicas, por lo que no se corroen, lo que los hace más seguras en el medio bucal. (108, 111, 120) Las cerámicas dentales han sido utilizadas en odontología durante toda la historia, sin embargo, su evolución a partir de la segunda mitad del siglo XX ha supuesto un gran avance en sus indicaciones debido a sus características biomecánicas. La investigación pionera de la alúmina por McLean en el año 1965, la transformación resistente del óxido de circonio en 1975 por Garvie y la introducción de las restauraciones confeccionadas por CAD/CAM a partir de 1980, han supuesto los principales hitos en el desarrollo de las cerámicas de alta resistencia. (29, 121 - 122) Clásicamente, las cerámicas se clasificaban en base a su carga cristalina en, cerámicas predominantemente vítreas, vidrios rellenos de partículas y cerámicas policristalinas. Sin embargo, el aumento de los materiales de relleno y al avance de la tecnología CAD/CAM ha propiciado un cambio constante de nomenclaturas. Atendiendo a la clasificación propuesta por Gracis y cols., las cerámicas dentales se pueden dividir en: cerámicas de matriz vítrea, cerámicas policristalinas y cerámicas infiltradas con polímero. (123) Cerámicas de matriz vítrea. Las cerámicas de matriz vítrea presentan una alta resistencia y ópticamente son muy similares, tanto al esmalte, como a la dentina. Dentro de este grupo, encontramos, las cerámicas feldespáticas, las cerámicas sintéticas, las cuales incluyen a las reforzadas con leucita y las cerámicas vítreas infiltradas. (111, 120, 123) 36 Cerámicas policristalinas. Estos materiales no contienen fase vítrea, sus partículas son densas y compactas. Se basan en el empleo de cristales de óxido de circonio y de alúmina, debido a su composición son opacas y resistentes y, durante su confección, tienen una contracción volumétrica de entre el 15 y 20%. En este grupo se encuentran las cerámicas aluminosas, las de óxido de circonio reforzadas con alúmina, las de alúmina reforzadas con óxido de circonio y las de óxido de circonio estabilizado. (111, 120, 123) Cerámicas infiltradas con polímero. Este grupo es el más novedoso, contiene una matriz orgánica altamente rellena con partículas cerámicas y su inclusión en la categoría de cerámica ha sido discutida, ya que en su composición se incluye en más de un 50% de su peso, compuestos inorgánicos refractarios sin una fase orgánica, siendo por tanto un polímero. En este grupo están las resinas nanocerámicas, las cerámicas vítreas con matriz de resina y las de óxido de circonio y sílice con matriz de resina. (123, 124) 2.13. Cerámicas de óxido de circonio estabilizado. El grupo de cerámicas de alta resistencia que se estudió en la presente investigación fue el dióxido de circonio (ZrO2), el cual se puede nombrar y encontrar en la literatura en español como “Circona” y en inglés “Zirconia”. Este material cerámico, está compuesto por óxido de circonio sinterizado casi en su totalidad (95%), y está estabilizado parcialmente con óxido de itrio (5%). La característica más importante de este material es su alta tenacidad, debida a que la microestructura de estas cerámicas es totalmente cristalina y posee una característica única denominada “transformación resistente”. (120) En los últimos 30 años, los avances en la ciencia de los biomateriales y, en especial en este material, han permitido que la Circona se produzca y se utilice en el campo biomédico, expandiéndose desde la cirugía ortopédica hasta la prótesis sobre implantes. (125, 126) Para mejorar las cualidades iniciales de estos materiales, se introdujeron policristales tetragonales de óxido de circonio tetragonal estabilizados con Itrio (Y-TZP), modelo por inyección de polvo y técnicas de prensado isostático. Además, se comenzó a usar óxido de aluminio para reforzar el óxido de circonio y óxido de cerio para reducir y detener el envejecimiento. (120, 126) Estas mejoras han propiciado que las nuevas Circonas se conozcan, como Circona policristalina tetragonal estabilizada con 37 itrio o en inglés yttria-stablized tetragonal zirconia polycrystal (Y-TZP). Cuando la Circona se mezcla con óxidos, como el óxido de itrio (Y2O3, itrio), las fases tetragonales y/o cúbica se estabilizan. (126) El conjunto de todos estos elementos aporta a esta cerámica una gran resistencia a la flexión y tenacidad a la fractura, con un módulo de Young comparable al que tiene el acero. Biológicamente, la Circona, tiene la ventaja de presentar una excelente biocompatibilidad y biointegración tisular. (120, 126, 127) Las propiedades físicas de esta cerámica se basan en un mecanismo de refuerzo denominado “transformación resistente”. Este fenómeno fue descubierto por Garvie y cols. en el año 1975 consiste en que el óxido de circonio parcialmente estabilizado produce (ante una zona de alto estrés mecánico, como es la punta de una grieta) una transformación de su fase cristalina, durante la cual pasa de forma tetragonal a monoclínica, adquiriendo un volumen mayor. (120, 122) Físicamente, esta propiedad produce un aumento local de la resistencia y evita la propagación de la fractura, confiriendo a la Circona una resistencia a la flexión entre 1.000 y 1.500 MPa, superando con un amplio margen al resto de cerámicas dentales. (120) En su forma natural, con estructura cristalina monoclínica, es el mineral baddeleyita. La baddeleyita es un raro mineral de óxido de circonio, que se presenta en una variedad de formas de cristales prismáticos monoclínicos. Este mineral tiene una apariencia de transparente a translúcido, con altos índices refractarios y varía de incoloro a amarillo, verde y marrón oscuro y tiene un punto de fusión de 2.700 °C. (120) En comparación con el titanio de grado IV y con el tejido óseo, la Circona tiene unas características físicas con una fuerza a la tensión de 1.000 MPA (662 Ti, 104 - 121 hueso), una fuerza a la compresión de 2000 MPA (328 Ti, 170 hueso) y un módulo de elasticidad de 200 MPA (103 Ti, 10 - 15 hueso). (120, 128, 129) En lo referente a la confección, hay diferencias en el mecanizado y en el sinterizado y, principalmente, existen Circonas pre-sinterizadas y Circonas HIP disponibles en el mercado. El óxido de circonio pre-sinterizado se fresa y el material todavía tiene una consistencia suave similar a la tiza. Para contener una densidad completa, se sinteriza nuevamente después de la molienda. El material HIP se fresa en estado completamente sinterizado. La Circona pre-sinterizada se prepara mediante tres pasos principales, así el polvo de Circona se prensa, posteriormente se fresa el bloque y luego se sinteriza la estructura o el monolítico para lograr la densidad total. (120, 130, 131) 38 Además de su buen comportamiento mecánico debido a su buena resistencia, la otra gran ventaja del óxido de circonio es su excelente integración tisular. A este respecto, la literatura avala el uso de pilares confeccionados en este material, ya que han demostrado ser una alternativa fiable, segura y con buen éxito clínico en términos de un buen sellado biológico, integración del tejido blando y estabilidad del hueso crestal. Además, estos pilares de Circona proporcionan menos capacidad de retención de placa alrededor de la restauración final, en comparación con cualquier otro tipo de material para la fabricación de pilares, lo cual se refleja en la capacidad para que el paciente pueda mantener una buena higiene alrededor de la prótesis. (126, 127, 131) En comparación al titanio, la Circona tiene un recuento bacteriano y un infiltrado inflamatorio más bajo. (127, 131) Estas características se fundamentan en la superficie de este material y en la baja conductividad electrónica que posee, ya que la transferencia de carga ocurre durante la adhesión bacteriana, las bacterias que donan electrones se unen al sustrato con más fuerza que las bacterias que aceptan electrones. (133) Estas bacterias producen una respuesta natural, que es la liberación de mediadores inflamatorios que en la zona del hueso marginal conducen a la pérdida ósea. (134) En prótesis sobre implantes, el uso de estructuras y pilares de Circona ha aumentado notablemente en los últimos 10 años, debido a la mejora en las técnicas de diseño y confección, el aumento en la demanda y a la mejora de sus cualidades mecánicas y biológicas. (131, 135) Estos pilares se pueden basar en el uso de una interfase metálica en su zona de conexión al implante o ir directamente a la plataforma del implante. (106) En los diseños que se asienta el uso de una interfase, esta puede estar confeccionada en aleaciones nobles, Cromo-Cobalto y titanio a la que posteriormente se cementa una superestructura de óxido de circonio que puede ser un pilar para soportar una prótesis para cementar, o la misma corona atornillada. (135, 136) En lo referente al uso de pilares confeccionados con óxido de circonio a la plataforma del implante, su uso ha comenzado a extenderse en los últimos 10 años. Principalmente, su indicación se limita a sectores anteriores y premolares en pacientes que requieran restauraciones unitarias. Aunque la mayoría de los fabricantes ofertan esta opción terapéutica, actualmente no existen estudios que describan su comportamiento clínico a más de 10 años y actualmente esta elección está siendo investigada. (127, 131) 39 2.14. Técnicas de confección en prótesis sobre implantes. Los materiales en prótesis sobre implantes comenzaron a desarrollarse inmediatamente desde sus inicios. Al principio, se adaptaron las técnicas de diseño y confección existentes a las necesidades rehabilitadoras de los implantes osteointegrados. Los elementos genéricos como los implantes y pilares etc. estaban basados en diseños, tanto en patrones de cera, como en diseños digitales asistidos por ordenador y la confección en colados a la cera perdida, torneadas y/o fresados. (38, 47, 67, 87) En lo referente a las prótesis, inicialmente, se realizaron diseños para colados a la cera perdida para las posteriores estructuras de aleaciones nobles, que después se recubrían siguiendo la técnica del enmuflado, como en las prótesis acrílicas convencionales. (38, 47, 67, 87) Más adelante, cuando se empezaron a usar cerámicas para su recubrimiento éstas se aplicaban por estratificación manual. (67) El aumento de las indicaciones, las demandas por parte de pacientes y clínicos, el acrecentamiento del precio del oro y la aparición y desarrollo de las tecnologías CAD/CAM han supuesto una evolución en las técnicas de confección en prótesis sobre implantes. (87, 127) Actualmente, la confección de las aleaciones metálicas, como ya se ha mencionado, se basan en colados a la cera perdida, el fresado, el sinterizado por láser y en el sinterizado post-mecanizado. (87) Las técnicas de fabricación o confección para cerámicas dentales en prótesis sobre implantes se fundan en tres métodos: condensación sobre muñón refractario, confección por sustitución a la cera perdida o inyectado y, finalmente, la confección con diseño asistido por ordenador o CAD/CAM. (87, 120) Atendiendo a los materiales utilizados en la presente tesis doctoral, se revisarán, definirán, explicarán y clasificarán las técnicas convencionales (colado a la cera perdida) y por CAD/CAM (sinterizado por láser, fresado, pre-sinterizado y fresado). Técnicas convencionales. Colado a la cera perdida. Entre las técnicas de fabricación convencionales en prótesis, encontramos la técnica de colado a la cera perdida, esta técnica de confección es aquella mediante la cual, se obtiene un determinado objeto a partir de la intrusión de un metal en estado líquido (fundido) en un molde que ha sido previamente diseñado y confeccionado a partir de un patrón de cera. (22, 87, 108) 40 Su proceso se basa en diseñar y confeccionar un patrón de cera y en el caso de las prótesis sobre implantes, se realizará el encerado sobre un pilar calcinable de plástico que se irá modelando y probará en los análogos de los implantes colocados en el modelo de trabajo. El diseño se realizará de manera anatómica, respetado las dimensiones protésicas necesarias, teniendo en cuenta las contracciones volumétricas y los espesores mínimos para el posterior recubrimiento cerámico. Después de la obtención de patrón, a éste se le colocan unos bebederos para la posterior introducción del material fundido y se introduce todo el complejo en un cilindro, al cual se le introduce un vertido para su revestimiento que suele ser escayola, Figura 10. Los pasos posteriores consistirán en la eliminación de la cera en el interior del horno, (el colado propiamente dicho) la retirada del revestimiento y de los bebedores y la terminación de la estructura seccionando, repasando y puliendo la prótesis. (22, 87, 108) Figura 10. Proceso de confección de una corona mediante la técnica del colado. Clásicamente, la forma más utilizada ha sido durante muchos años la de centrifugado convencional, la cual se basa en la utilización de sopletes para crisoles con una combinación de oxígeno y gas natural para la fundición del metal o las aleaciones metálicas. Sin embargo, actualmente esta técnica ha sido postergada por la centrifugación por inducción. Dicha técnica utiliza electricidad para generar calor y, así fundir el metal, lo que permite regular la temperatura de manera precisa mejorando los resultados y el tiempo de trabajo. (22, 87, 108, 138, 139) 41 Los biomateriales dentales que se utilizan en estos procesos en prótesis bucofacial son las aleaciones nobles y las aleaciones de metal base. Específicamente en implantoprótesis, las más utilizadas son el oro-paladio, el cromo-níquel en el pasado y, actualmente, el Cromo-Cobalto. Aunque otros materiales pueden ser colados debido a sus propiedades, los más usados son los anteriormente mencionados. (38, 87, 10, 138, 139) Hoy en día, esta técnica está empezando a limitar su actividad en países más desarrollados debido al gran auge que están experimentando las tecnologías CAD/CAM. Se ha descrito y reportado que en gran medida la precisión de las restauraciones coladas va a depender del material empleado, de la técnica y del técnico. A este respecto, cabe destacar que el tipo y la calidad del material va a determinar en gran medida la perfección final. (137 - 140) Como consecuencia inherente a la técnica, las piezas coladas pueden sufrir una distorsión proporcional a la estructura, por tanto, se ha de tener en cuenta esta limitación en zonas críticas como en la zona conexión al implante. La tecnología CAD/CAM ha simplificado los procesos introduciendo materiales, diseños y técnicas estandarizadas, lo que ha permitido reducir los posibles errores humanos y abaratando los costes económicos y temporales. (87) Aunque en decadencia, el colado es considerado por numerosos autores como el “Gold Standard” en prótesis dental. Aunque muchos estudios se basan en aleaciones nobles, el uso de aleaciones de Cromo-Cobalto está ampliamente aceptado. Debido a que es considerado como la técnica de elección y la más ampliamente utilizada durante años, instaurándose como control en los estudios comparativos. (28, 102, 137 - 140) Diseño asistido por ordenador/fabricación asistida por ordenador. Estos procesos de confección son más conocidos por su definición y siglas en inglés, como Computer-Aided Design (CAD): diseño asistido por computadora (DAC). Computer-Aided Manufacturing (CAM): Manufacturación asistida por computadora (MAC) o CAD/CAM. (87, 141) El desarrollo de estos procesos en los últimos 25 años ha supuesto una auténtica revolución científica, tecnológica y clínica en el campo de la prótesis bucofacial. En prótesis sobre implantes ha permitido desarrollar nuevos materiales y mejorar la calidad de los elementos protésicos, así como los elementos de conexión como pilares y estructuras o las posteriores restauraciones. Además, el normalizar estos procesos en la práctica clínica diaria, ha supuesto el establecimiento de nuevos estándares de calidad y el abaratamiento de costes de producción. (87) 42 Sin embargo, aunque actualmente la mayoría de los clínicos con práctica en odontología restauradora hacen uso de estas tecnologías, se ha de tener conocimiento sobre estos sistemas, ya que hay una gran variabilidad entre programas de diseño, dispositivos de confección y materiales. (142) A continuación, se revisarán los sistemas, métodos y materiales de confección por CAD/CAM utilizados en la presente tesis doctoral. Técnicas de CAD/CAM en la confección de aleaciones metálicas. La confección de prótesis dentales basadas en estas tecnologías sigue una metodología técnica basada en tres fases. Obtención del registro mediante escaneado directo oral o digitalización mediante escaneado de un registro convencional para la preparación de un modelo de trabajo en un archivo STL (Standard Tessellation Language), diseño protésico mediante el uso de un programa informático (CAD) y confección mediante máquinas de procesado de materiales. (143) Mecanizado/fresado. La confección mediante mecanizado y, concretamente, el fresado de elementos protésicos se comenzó a utilizar de manera muy temprana en prótesis sobre implantes, ya que muchos de los elementos protésicos iniciales se confeccionaron mediante esta técnica sobre todo en piezas genéricas de catálogo. Con el avance de la tecnología CAD/CAM, el fresado se fue extendiendo a la confección de piezas específicas o personalizadas, como estructuras para restauraciones múltiples, barras, pilares a medida y estructuras unitarias en nuevas aleaciones como el titanio y el Cromo-Cobalto. (87) La técnica de mecanizado de alto rendimiento se basa en el uso, corte y profundización a gran velocidad mediante la utilización de cabezales que desbastan y desprenden virutas de un determinado material en bruto, resultando en estructuras previamente diseñadas. El mecanizado de alta velocidad se realiza mediante la sección de viruta con una velocidad de corte de la fresa de unos 20.000 rpm / 1.000 - 2.000 m/min. (87) Dentro de las técnicas de mecanizado, el fresado es la más utilizada en prótesis bucofacial, ya que permite preparar piezas o elementos protésicos con gran precisión dimensional y superficial. La calidad de los fresados depende de las estrategias, las fresas de corte y la geometría del corte seleccionadas y usadas durante el diseño para su confección, desbastado y acabado. (87) 43 Teniendo en cuenta las necesidades para la fabricación de prótesis dentales, esta técnica tiene como ventaja que permite fresar formas complejas con ranuras, cajas y bordes afilados, los cuales son difíciles de realizar. Sin embargo, el proceso de fresado es relativamente complicado, costoso y lento. Además, fresar una pequeña estructura a partir de un gran bloque homogéneo de material, el cual crea una cantidad sustancial de material de desecho es complejo. Una vez que se fresa la estructura anteriormente diseñada, dicha pieza estará preparada para recibir el consiguiente material de recubrimiento. (87) Tecnologías de fabricación aditivas, impresión tridimensional o 3D Entre las últimas técnicas desarrolladas para la confección de prótesis sobre implantes destacamos tecnologías de fabricación aditivas o la impresión tridimensional 3D. Esta tecnología de confección está enmarcada dentro de las llamadas tecnologías de prototipado rápido o tecnologías de fabricación aditivas, las cuales se basan en la creación de coordenadas matemáticas en un programa CAD/CAM que posteriormente se procesan y confeccionan modelos con diversas geometrías a escala rápidamente, en serie y con unos costes de tiempo y económicos ajustados. (87, 112, 144) Estas técnicas son la estereolitografía, la fabricación por corte y laminado, la deposición por hilo fundido y el sinterizado selectivo por láser. Aunque actualmente las tecnologías de fabricación aditivas o de impresión tridimensional se encuentran en proceso de desarrollo y no permiten fabricar elementos protésicos en cualquier tipo de material, estas técnicas presentan ventajas en términos de reduciendo en el tiempo y en el costo de producción. En este sentido, la evolución de estas técnicas podría permitir su expansión para todo tipo de materiales para la confección de prótesis dentales. Sinterizado láser. La sinterización por láser puede reemplazar el colado de aleaciones de metal base. Esta tecnología de fabricación aditiva por capas se basa en el uso de un láser de alta potencia (láser de dióxido de carbono, láser de dióxido de carbono de iterbio etc.) para fusionar pequeñas partículas en polvo de plástico, de metal o de cerámica en una masa que obtiene una forma tridimensional previamente diseñada. El láser fusiona o suelda selectivamente, el material en estado de polvo, produciendo un escaneo de las secciones transversales generadas a partir de un diseño digital tridimensional de la prótesis (por ejemplo, de un archivo CAD o datos escaneados) en la superficie de un lecho de polvo. Después de escanear cada sección transversal, el lecho de polvo se reduce para un grosor 44 de capa de entre 20 y 30 µm, se aplica una nueva capa de material en la parte superior y el proceso se repite hasta que se completa la restauración. (87, 112) Este proceso de confección permite fabricar la prótesis en un solo paso eliminando las herramientas y los demás procedimientos, reduciendo el tiempo y el costo de producción. Este proceso es muy adecuado para la producción de prótesis en materiales difíciles de procesar y para la fabricación de piezas complejas de alto valor agregado cuando no se requiere de un alto volumen de producción. (87) La máquina para sinterizar precalienta el material en polvo por debajo de su punto de fusión, para facilitar que el láser pueda elevar la temperatura de las regiones seleccionadas y el resto de la zona hasta el punto de fusión. El proceso físico puede ser fusión completa, fusión parcial o sinterización en fase líquida. Dependiendo del material, se puede lograr una densidad de hasta el 100% con propiedades de material comparables a las de los métodos de fabricación convencionales. El rendimiento del procesado depende de varios parámetros que incluyen la dimensión del rayo láser en el foco, la potencia nominal del láser, la velocidad de escaneo, el tamaño promedio de partícula del polvo básico, el grosor de la capa, la superposición de la capa y del proceso atérmico. (87, 112) La aleación de Cr-Co sinterizada por láser presenta una microestructura de grano fino y muestra una buena adhesión en la interfase con la cerámica dental. En lo referente a ajuste interno y marginal en comparación con las aleaciones de metal base coladas, no existen diferencias significativas entre los dos métodos y la literatura indica que es un método fiable para la confección de prótesis sobre implantes. (87, 138) Técnicas de CAD/CAM en la confección de cerámicas dentales. Mecanizado. En la mecanización de la cerámica dental la técnica empleada es el fresado, el cual se puede realizar a partir de un bloque cerámico presinterizado o sinterizado, Figura 11. El uso de bloques o discos presinterizados tienen la ventaja de producir menos desgaste de las fresas de procesado y de fabricar la estructura diseñada en menos tiempo, sin embargo, la confección de prótesis a partir de este material requiere un conocimiento y una experiencia técnica precisa, ya que se debe saber cómo compensar la contracción de entre el 20% y 25% que éstas sufren. (87, 120) Los bloques o discos sinterizados se han confeccionado previamente mediante un proceso de cocción completo 45 (sinterización). Durante el mecanizado/fresado de estos materiales mediante fresas de diamante o de carburo de tungsteno se irriga a baja temperatura para no sobrecalentar el material y para no alterar las propiedades físicas, mecánicas y químicas. En este proceso una de las cerámicas más tratadas son las sinterizadas con un alto contenido de leucita. (87, 120) El fresado clásico se basa en el corte mediante el uso de discos o fresas diamantadas que desbastan o substraen el material de los bloques para confeccionar el diseño trazado. Más adelante, se creó el método aditivo o sistema de fabricación libre partiendo de un sólido, el cual permitía a partir del diseño CAD confeccionar la pieza a partir de un polvo metálico al que, posteriormente, se le añade material hasta que se termina. La confección de las prótesis en Circona, a partir del diseño digital, es muy similar entre los diferentes equipos y sistemas, los cuales requieren del uso de una máquina de procesado del material para el fresado de las estructuras con dispositivos que permiten trabajar con entre 3 a 5 ejes. (145, 146) Figura 11. Pilar individualizado para cementar de óxido de circonio presinterizado. 2.15. Complicaciones en implantología dental. Una complicación o efecto adverso en medicina se define como, la aparición de un problema médico inesperado que sucede durante el tratamiento con un medicamento u otra terapia. Los efectos adversos son leves, moderados o graves, y es posible que tengan otras causas diferentes al medicamento o la terapia que se administra. (147) Ya desde que se publicasen los primeros estudios clínicos sobre prótesis sobre implantes, se informó de la existencia de complicaciones durante su tratamiento de manera inmediata, temprana y tardía. En uno de los primeros estudios del grupo de Goteburgo publicado por Adell y cols. en 1981 (46), se analizaban durante 15 años 2.768 implantes en 371 pacientes y dividieron los efectos adversos en: Complicaciones intraoperatorias, en las que reportaron no haber registrado lesiones nerviosas, alérgicas ni 46 anatómicas. Complicaciones (post quirúrgicas) en las que se registraron, pérdida de anclaje en el 2.8%. Complicaciones gingivales que incluyeron perforación temprana en el 4.6%, gingivitis proliferativa 6.75 y fístula mucosa 1.5%. Finalmente, registraron complicaciones mecánicas, las cuales reportaron, fractura de implante en un 8% de los casos, fractura de la prótesis 4.9%, fractura de tornillo protésico 1.5% y, finalmente, fractura de pilar 3%. (56) Es relevante remarcar que los datos reportados en este estudio fueron el punto de partida para establecer en las posteriores conferencias y consensos los estándares de calidad esperables de la terapéutica con prótesis sobre implantes. Posteriormente, y a partir de la conferencia de Toronto, se plantearon los criterios de éxito publicados en 1986 por Albretksson y Zarb, los cuales se desarrollaron en respuesta a la necesidad de la Federal Drugs Agency (FDA) de Estados Unidos de América para poder aprobar su uso en medicina dental estableciendo qué resultados debían de esperar los clínicos. (60-62) Estos criterios proponían que, para poder considerar el tratamiento con implantes como de éxito, un implante debía de cumplir todos los siguientes parámetros: 1) A nivel individual, el implante debe de permanecer clínicamente inmóvil durante las revisiones. 2) El implante no debe de presentar, radiográficamente, ninguna evidencia o radiolucidez periimplantaría. 3) El implante debe de esperar que la pérdida ósea vertical sea de 0.2 mm anualmente después del primer año de función. 4) El rendimiento del implante se debe caracterizar por la ausencia de signos y síntomas persistentes y/o irreversibles como dolor, infecciones, neuropatías, parestesias o lesión del canal mandibular. 5) Basado en los criterios anteriores, se debe esperar una tasa de éxito de un 85% al final de un período de seguimiento de 5 años y 80% al final de un período de 10 años para que sea un criterio mínimo para el éxito. (66) A partir del desarrollo y establecimiento de estos criterios de éxito, comenzaron a comercializarse y a investigarse de manera independiente los implantes dentales. Este punto significó el comienzo de la expansión de la implantología dental como disciplina científica. Así, en el año 1991, el mismo equipo presentó los resultados iniciales con un seguimiento máximo de 24 años. Este estudio reportó 759 maxilares desdentados en 700 pacientes con 4.636 implantes colocados, alcanzando unas tasas de supervivencia estimadas en maxilar para los implantes que fueron de entre 84%, 89% y 92% a los 5 47 años; 81% y 82% a los 10 años de y 78% a los 15 años. Para los implantes colocados en mandíbula 91%, 98% y 99% a los 5 años; 89% y 98% a 10 años; y 86% a los 15 años. Estos intervalos se refieren a los datos reportados de 5 a 10, 10 a 15 y 1 a 5 años de observación. En lo referente a resultados protésicos en el maxilar, más del 95% de los maxilares tuvieron una estabilidad continua de la prótesis a los 5 y 10 años, y, al menos, el 92% a los 15 años. La supervivencia para las prótesis en mandíbulas fue del 99% en todos los intervalos de tiempo. (56) Desde que se publicasen los estudios iniciales de Brånemark y Schroeder, la implantología ha evolucionado notablemente en términos biológicos y técnicos, debido a la introducción de nuevos conceptos, diseños y materiales. Aunque se ha descrito ampliamente en la literatura el éxito y la longevidad de las restauraciones sobre implantes, reportando altas tasas de supervivencia, no están exentas de complicaciones, las cuales pueden tener un impacto negativo en la calidad de vida de los pacientes. (148) En la literatura, guías clínicas, consensos y manuales, la evaluación de las complicaciones suele estar divida en complicaciones biológicas y complicaciones técnicas. (149, 150) Al comienzo de la investigación en implantología los estudios estaban centrados en la supervivencia de implantes y restauraciones, sin embargo, desde el año 2002 cuando se publicó la primera revisión sistemática sobre la incidencia de complicaciones biológicas y técnicas por Berglungh y cols. (151), la mayoría de los estudios reportaba la pérdida de implantes, sin embargo, se incluían pocos datos sobre otras complicaciones. Los autores concluyeron que la incidencia de complicaciones biológicas y técnicas estaba subestimada. (151) Complicaciones biológicas. Las complicaciones biológicas asociadas con los implantes dentales osteointegrados incluyen a un amplio rango de situaciones, entre las que se incluyen, la pérdida de implante, periimplantitis, pérdida ósea, hiperplasia de tejidos blandos, agrandamiento mucoso y complicaciones de tejidos blandos. Sin embargo, mucha de la literatura científica al respecto presenta limitaciones, inconsistencias y dificultades en la interpretación de la incidencia y prevalencia de las complicaciones. (149) Uno de los primeros artículos de revisión sistemática centrados en complicaciones de restauraciones unitarias sobre implantes en estudios longitudinales se publicó en 2008. Este trabajo evalúo entre otras las complicaciones biológicas de investigaciones con 5 años de seguimiento medio, informando que a los 5 años las complicaciones de tejidos 48 blandos presentaban una tasa acumulativa de 7.1% y, en lo referente a pérdida ósea de más de 2 mm la tasa era de 5.2%. (152) Desde que en el año 1993 se definieran claramente los conceptos de mucositis periimplantaria y periimplantitis, el foco de las complicaciones biológicas está centrado en estas condiciones, pues habiendo establecido la predictibilidad de la terapéutica con implantes, actualmente, se busca que estas restauraciones sean funcionales durante décadas. (153) Hoy en día, la periimplantitis supone una complicación importante entre los pacientes portadores de prótesis sobre implantes. En España en el año 2018, un estudio de prevalencia de 369 pacientes y 689 implantes mostró que el 51% de los pacientes padecía o había padecido de enfermedades periimplantarias en implantes colocados en periodo mínimo de 5 años. En el 27% de los pacientes se observó mucositis periimplantaria, en el 24% periimplantitis y en el 18% pérdida ósea de más de 2mm. (154) Se ha observado e informado que la prótesis juega un papel muy importante, ya que el tipo de retención, el material, la técnica de confección y el diseño protésico puede influir a este nivel, siendo un posible factor de riesgo para el desarrollo de estas enfermedades (155, 156) Complicaciones técnicas. Las complicaciones técnicas tienen un lugar predominante en el ámbito protésico, ya que a medio y largo plazo estas complicaciones se observan durante las fases de control o cuando los pacientes conciertan una cita con su odontólogo o estomatólogo, el cual en muchos casos es el clínico que le colocó la prótesis. Entre otras, las complicaciones técnicas incluyen el aflojamiento o factura de tornillo protésico, el “chipping” o desprendimiento del material de recubrimiento, la factura del pilar o de la estructura protésica y, por último, la fractura del implante. (149, 150) Se ha evidenciado que, en gran medida, las complicaciones técnicas pueden estar relacionadas con el tipo de material, el diseño y la técnica empleados en la confección de las restauraciones. Algunos autores han establecido el año 2000 como punto de referencia entre la literatura clásica en la implantología y la implantología actual. A partir del 2000 el volumen de publicaciones en la literatura científica odontológica ha aumentado notablemente. Cabe destacar que este aumento también ha coincido con el desarrollo de nuevos materiales y técnicas de confección y el establecimiento de las tecnologías CAD/CAM en implantología dental. (149) 49 La literatura ha reportado diferentes tasas de complicaciones técnicas en función del tipo de rehabilitación, sin embargo, la incidencia se encuentra registrada en rangos de entre 2, 32% a 10,46% en los estudios antiguos y de entre 3,55% a 15,19% en los estudios más recientes. (149) El aumento actual en la demanda mundial por parte de clínicos y pacientes de tratamientos con implantes dentales supondrá un aumento exponencial en las complicaciones derivadas de esta terapéutica. Es importante que los clínicos conozcan los factores de riesgo y las limitaciones de estos tratamientos, para así poder hacer frente a la aparición de posibles complicaciones. 2.16. Ajuste y desajuste protésico. Como se ha desarrollado en los puntos anteriores, la evolución de la prótesis sobre implantes ha favorecido que sus indicaciones se hayan ido extendiendo desde sus inicios a cada vez más situaciones para individuos desdentados totales o parciales y es, actualmente, una alternativa de tratamiento segura y predecible que, en muchos casos, es ya de primera elección. (40) Aunque se ha descrito que el éxito clínico depende en gran medida de una respuesta biológica óptima, la intervención protésica es lo que va a determinar una vez se produzca la osteointegración, la supervivencia de la restauración. (157) Un factor clave para el éxito a largo plazo de la restauración, además del material empleado, es el ajuste entre el pilar protésico, la plataforma y la conexión del implante. De esta unión puede depender la existencia de complicaciones, tanto biológicas como mecánicas. El desajuste a nivel de la unión entre implante y pilar puede provocar una invasión bacteriana, derivando en problemas biológicos, como mucositis/periimplantitis y reabsorción alveolar del hueso crestal. Además, estos desajustes pueden provocar micro movimientos, los cuales pueden provocar complicaciones en la prótesis o complicaciones técnicas, como aflojamiento y fractura del tornillo de fijación que une la prótesis al implante, fracturas de la estructura y/o fracturas del material de recubrimiento. (158, 159) Ajuste o sellado marginal. El ajuste en prótesis fija se define clásicamente como, la exactitud que presenta el asentamiento de una restauración en relación con la línea terminación que se prepara en el área cervical del diente pilar. En implantoprótesis, este ajuste se define como la 50 exactitud existente de la superficie de contacto o asiento, entre el pilar/corona/estructura protésica y la conexión del implante. (112, 160 - 162) El desajuste, por tanto, es la deficiencia o falta de exactitud dentro de los parámetros anteriormente mencionados. Debido a la heterogeneidad de los materiales y técnicas de confección, la investigación científica ha medido y cuantificado el desajuste de diferentes maneras y en diferentes zonas, siendo descritas en la literatura así: Discrepancia marginal y microgap. § Desajuste marginal vertical: se define como el desajuste externo existente medido longitudinalmente al eje, entre el implante y el pilar/prótesis/estructura. (112, 160 - 163) § Desajuste marginal horizontal: es el desajuste externo que se mide perpendicularmente al eje longitudinal del implante y el pilar/prótesis/estructura. (112, 160 - 163) § Desajuste sobre extendido: este parámetro es definido como la diferencia existente entre el margen del pilar/prótesis/estructura y el ángulo cavo-superficial del implante. (112, 160 - 163) § Desajuste infra extendido: se refiere a la misma diferencia anterior en la distancia existente, pero con la referencia de sobrepasar el margen del implante como referencia. (112, 160 - 163) § Desajuste externo: es la distancia máxima medida externamente y existente entre el pilar/prótesis/estructura y la línea de terminación o asiento. § Desajuste marginal absoluto o total: es la combinación de los desajustes marginales, vertical y horizontal. (112, 160 - 163) § Microgap: Distancia o microespacio existente entre la superficie de contacto entre implante dental y pilar o componente protésico. (160 - 164) En base a los conceptos anteriormente definidos, la discrepancia horizontal puede deberse a la existencia de defectos de sobre extensión y de defectos de infra extensión. Además, las restauraciones pueden presentar también discrepancia mixta, la cual se puede deber a defectos verticales sobre extendidos y a la existencia defectos verticales infra extendidos. (112, 160 - 162) 51 Discrepancia transversal. Como añadido a los conceptos anteriormente mencionados, la literatura incluye un desajuste transversal, el cual permite la observación de los segmentos de contacto y asiento internos. Clásicamente, esta discrepancia ha requerido de seccionar el complejo restaurador, sin embargo, el desarrollo de nuevas tecnologías en el diagnóstico por imagen ha permitido evitar realizar procedimientos invasivos previos. En la literatura científica se ha evaluado y estudiado ampliamente estos conceptos y se han propuesto clasificaciones, como la de Holmes y cols. que actualmente es una de las más utilizadas. Esta clasificación, divide los desajustes en dos categorías, en restauraciones sin defectos, en los cuales la discrepancia marginal absoluta es nula y, por tanto, no hay defectos verticales u horizontales. Y la segunda categoría, son los defectos verticales, los cuales únicamente son verticales, sin defectos de extensión, coincidiendo la falta de ajuste marginal y vertical. (163) Microgap o microespacio entre implante y pilar. Además de las discrepancias anteriormente explicadas, existe el concepto de microespacio o en inglés y, en adelante, “microgap”, el cual se define como la discrepancia o falta de contacto existente desde la plataforma del implante hasta el área de contacto correspondiente del pilar como ha sido definido, evaluado y estudiado en estudios previos de evaluación de espacios entre las estructuras protésicas unitarias y múltiples e implantes dentales de conexión interna, cónica interna y de cono morse. (164 - 167) Este microgap puede estar relacionado con las discrepancias internas siendo la primera parte de la falta de ajuste, pudiendo producir las complicaciones biológicas y técnicas anteriormente definidas. Estos microgaps pueden ser medidos de manera directa haciendo uso de microscopios ópticos y de barrido. (112, 160) Métodos para el análisis y evaluación de la discrepancia marginal y microgap. Como ya se mencionó anteriormente, el ajuste va a ser determinante en muchas situaciones clínicas, por tanto, la evaluación de este parámetro ha de basarse en métodos fiables, precisos y reproducibles. Se ha determinado en numerosos estudios que el método de evaluación y el examinador que lo realiza pueden influir en la precisión de los hallazgos obtenidos. Clínicamente, los métodos más aceptados para evaluar el ajuste se basan en métodos visuales y táctiles. Éstos pueden realizarse mediante inspección visual 52 directa, uso de sonda de exploración y mediante análisis radiográfico. Entre otros, los criterios de la California Dental Association (CDA) y United States Public Health Service (USPHS) hacen referencia al uso de la sonda de exploración de manera estandarizada. (168, 169) De manera preclínica o in vitro, aunque también se puede hacer uso de los métodos clínicos, el hecho de poder evaluar la prótesis de manera extraoral permite hacer uso de elementos de medición directa. Estos métodos se basan en la medición externa directa haciendo uso de lupas, microscopia óptica, electrónica de barrido, de fluorescencia o de perfilometría. Actualmente son algunos de los métodos más utilizados y científicamente aceptados. (112, 160) Aunque estos métodos están ampliamente descritos y se utilizan de manera aceptada, la literatura también menciona que existe una gran heterogeneidad en el material y en los métodos, aunque actualmente no existe un consenso sobre la superioridad de los diferentes métodos de evaluación. (165, 170) Métodos para el análisis y evaluación del ajuste o microgap interno. La evaluación del ajuste interno tiene la limitación inherente a la situación de la restauración, ya sea atornillada o cementada, dentosoportada o implantosoportada. La medición directa requiere realizar un corte transversal mediante el uso de discos o desbastadoras diamantadas, que permiten dividir en dos o más partes el complejo restaurador para así visualizar toda la zona interna, del contorno y del contacto. Posteriormente, se analizará el ajuste haciendo uso de la microscopía. El principal inconveniente de esta técnica es lo invasivo del corte, el cual hará inservible la restauración, en caso de necesitarse nuevamente. (171, 172) Las técnicas radiológicas tridimensionales, como el CBCT o, más recientemente, el MicroCT permiten observar y medir internamente con precisión todo el complejo sin la necesidad de realizar el corte. Sin embargo, estas técnicas son más costosas y requieren de más tiempo y personal cualificado. (173) Microfiltración y métodos para el análisis y evaluación. La microfiltración en prótesis dentosoportada se puede definir como el paso clínicamente indetectable de bacterias, líquidos, moléculas o iones entre una zona intraoral y la superficie externa e interna de la restauración y el diente. En el caso de la prótesis sobre implantes, sería el paso desde el medio oral al interior del complejo entre 53 pilar/corona/estructura y la conexión del implante. (174, 175) La microfiltración a nivel clínico es complicada de medir, puesto que se ha de retirar la restauración para examinar el interior del implante. Los estudios in vitro utilizan sustancias, tales como tintes de azul de toluidina, azul de metileno o medios bacterianos o de toxinas. (176 - 179) La sistemática, en general, consiste en introducir las restauraciones en el medio para, posteriormente, analizar el paso al interior visualmente, microbiológicamente o mediante el uso de técnicas de imagen. 2.17. Ensayos mecánicos. Los ensayos de materiales son métodos para probar y estudiar el comportamiento mecánico que presentan los materiales cuando se someten a diferentes tipos de esfuerzos físicos. Estos métodos, analizan específicamente las relaciones existentes entre las fuerzas que se aplican sobre los materiales, las deformaciones resultantes y los esfuerzos límite que presentan los materiales antes de producirse un fallo en el funcionamiento de sus componentes. Todas estas pruebas mecánicas se basan en el empleo de métodos de ensayo normalizados siguiendo los estándares internacionales de las normas de la Organización Internacional de Estandarización. Esta Organización utiliza un sistema de normalización internacional para garantizar la calidad productos de áreas diversas y es conocido por sus siglas en inglés como ISO (International Organization for Standardization). Los resultados y características obtenidas mediante la aplicación de estos métodos tienen como objetivo testar los nuevos materiales desarrollados, diseñar futuros componentes y garantizar un adecuado control de calidad. En odontología la investigación de biomateriales mediante uso de estos ensayos ha ido ganando su importancia debido a la necesidad de pruebas independientes para evaluar la calidad de los nuevos diseños y materiales que ofrece la industria. En el estudio de los biomateriales en prótesis dental, algunos de los más utilizados son el ensayo de carga cíclica o fatiga, el termociclado, el ensayo de flexión y el de cizallamiento. Ensayo de carga estática (simulación de masticación). El ensayo de carga estática en odontología simula el efecto de la masticación sobre la superficie de un determinado material o restauración protésica. (180, 181) La prueba se basa en la acción de un pistón que ejerce un determinado número de cargas 54 verticales u oblicuas mediante la acción de este sobre el material con el objetivo de simular la masticación durante un determinado periodo de tiempo. Aunque actualmente la literatura dental no ha reportado un entorno controlado y estandarizado para los ensayos de carga cíclica en implantología dental. Se espera que los componentes de los implantes cumplan con la norma ISO 14801 (182) antes de ser comercializados. Sin embargo, se ha reportado una gran variedad de estudios con diferentes parámetros utilizados, lo que complica la comparación de los resultados obtenidos. (180, 181) Sin embrago, se ha referido que, la aplicación de 240.000 ciclos de masticación estática con una carga de 50 N supone una simulación equivalente aproximada a un año de función clínica oral. (183, 184) Termociclado. El termociclado se basa en someter un determinado material a cambios de temperatura durante un determinado número de ciclos. La diferencia de las temperaturas puede producir una determinada expansión térmica del material, precipitando la aparición de microfiltraciones o, si se aplica una tensión mecánica, la propagación de la grieta previa a la fractura. En esta prueba o ensayo se utiliza una temperatura estándar 5 y 55 grados centígrados/Celsius (oC) y el número de ciclos varía en la literatura entre los 1.000 a los 30.000. (172) La selección de estas temperaturas se deben a que, los 55 oC es la temperatura límite a la que se puede beber una bebida caliente. En base a lo reportado en el estudio de Crabtree y Atkinson (171, 185) la temperatura de una comida caliente en contacto con los dientes al comer puede variar entre los 43 y 53oC. Para la justificación del frío, se establece que no será nunca menor de 0 oC, ya que es la temperatura que tiene el hielo. En lo referente al medio de inmersión en este ensayo, se ha descrito el uso de saliva artificial, agua y agua destilada. Aunque no existe un consenso, algunos autores recomiendan el uso de saliva artificial frente a otros medios. (171, 185) 55 3. JUSTIFICACIÓN 56 3. JUSTIFICACIÓN El aumento de la población desdentada parcial sobre la desdentada total y de la demanda, tanto por parte del clínico como del paciente, de tratamientos con prótesis sobre implantes, ha supuesto un desarrollo y crecimiento en la industria relacionada con la implantología y la implantoprótesis. La gran variedad de implantes dentales, aditamentos, materiales y técnicas de fabricación existentes en la industria actual para la confección de estas restauraciones sobre implantes, hace necesario evaluar sus características en aras de generar conocimiento con el objetivo de poder seleccionar el mejor tratamiento para los pacientes. Entre las características, que puede tener influencia en la predictibilidad del tratamiento a medio y largo plazo, se encuentran el microgap y la microfiltración bacteriana. En la última década se ha producido un gran aumento en el número de restauraciones individuales sobre implantes fabricadas utilizando flujos de trabajo convencionales y digitales. (186) Sin embargo, son pocos los estudios cuyo objetivo ha sido analizar el microgap y el nivel de microfiltración marginal y bacteriana de los pilares de Cr-Co y o Zr fabricados con diferentes técnicas. La presente investigación tiene por objetivo obtener conclusiones acerca de cada tipo de material y técnicas de fabricación en relación con las citadas variables para, extrapolando los resultados a escenarios clínicos, predecir el comportamiento de las restauraciones unitarias sobre implantes respecto a las mismas. 57 4. HIPÓTESIS DE TRABAJO. 58 4. HIPÓTESIS DE TRABAJO. Microgap. Hipótesis nula (H0) 1. No existe diferencia en el microgap entre implantes y pilares de Cromo-Cobalto fresados (control), colados, sinterizados y de óxido de circonio mecanizado. Microfiltración marginal. Hipótesis nula (H0)2. No existe diferencia en la microfiltración marginal ópticamente observable entre implantes y pilares de Cromo-Cobalto fresados (control), colados, sinterizados y de óxido de circonio mecanizado. Microfiltración bacteriana. Hipótesis nula (H0)3. No existe diferencia en la microfiltración bacteriana entre implantes y pilares de Cromo-Cobalto fresados (control), colados, sinterizados y de óxido de circonio mecanizado. 59 5. OBJETIVOS. 60 5. OBJETIVOS. Objetivo general. Evaluar el microgap y la microfiltración de estructuras de Cromo-Cobalto, dependiendo del tipo de técnica utilizada para su confección con las estructuras de óxido de circonio mecanizado. Objetivos específicos. 1. Evaluar el microgap entre implante y pilar de estructuras de Cromo-Cobalto, dependiendo del tipo de técnica utilizada para su confección con las estructuras de óxido de circonio mecanizado. 1.1. Comparar mediante microscopia electrónica del microgap entre implante y pilar las estructuras de Cromo-Cobalto coladas con las fresadas. 1.2. Comparar mediante microscopia electrónica de barrido el microgap entre implante y pilar de las estructuras de Cromo-Cobalto sinterizadas con las fresadas. 1.3. Comparar mediante microscopia electrónica de barrido el microgap entre implante y pilar de las estructuras de óxido de circonio mecanizadas con las de Cromo-Cobalto fresadas. 2. Evaluar la microfiltración marginal y bacteriana de estructuras de Cromo-Cobalto dependiendo del tipo de técnica utilizada para su confección con las estructuras de óxido de circonio mecanizado. 2.1. Comparar mediante microscopia óptica y análisis por PCR la microfiltración bacteriana de las estructuras de Cromo-Cobalto coladas con las fresadas. 2.2. Comparar mediante microscopia óptica y análisis por PCR la microfiltración bacteriana de Cromo-Cobalto sinterizadas con las fresadas. 2.3. Comparar mediante microscopia óptica y análisis por PCR la microfiltración bacteriana de óxido de circonio mecanizadas con las de Cromo-Cobalto fresadas. 61 6. MATERIAL Y MÉTODO 62 6. MATERIAL Y MÉTODO La tesis doctoral que se presenta se formuló en base al diseño de un protocolo de investigación desarrollado por el doctorando y sus directores, el cual se basó en un estudio experimental in vitro comparativo. Durante la investigación se evalúo el microgap y la microfiltración de estructuras unitarias atornilladas sobre implantes de conexión interna cónica confeccionadas en Cr-Co fresado, colado, sinterizado y de óxido de circonio mecanizado. El microgap se analizó con microscopio electrónico de barrido, la microfiltración marginal con microscopio óptico y la bacteriana mediante PCR. 6.1. Elaboración de las probetas. Para llevar a cabo este estudio, se emplearon 64 implantes dentales de titanio, de diseño cónico autorroscante y de conexión interna tipo cónica [Ocean®; Avinent Implant System (Santpedor, Barcelona, España)]. La preparación de los especímenes de estudio se realizó en colaboración con el Taller Mecánico de la Facultad de Ciencias Físicas de la Universidad Complutense de Madrid. Se diseñó y posteriormente fabricó una base o probeta para la colocación de los implantes, por un técnico especializado (R.A.) de dicho centro de apoyo a la investigación. El diseño de las probetas se basó en la realización de 64 cubos de resina de polimetilmetacrilato, para la posterior inserción de un implante dental con el fin de actuar de soporte del conjunto implante-estructura protésica. (Figura 12) Figura 12. Diseño del implante Avinent Biomimetic Ocean de conexión cónica. Los implantes utilizados (Ocean®; Avinent), son implantes confeccionados en Titanio de Grado V cuya superficie esta tratada de manera aditiva con Calcio y Fósforo, que tienen un diseño cónico autorroscante, con unas longitudes de, 7, 8.5, 10, 11.5, 13 y 63 15 milímetros de longitud y que tiene disponibles tres tipos de conexiones, hexagonal externa, hexagonal interna e interna cónica de 15º con diámetros de 3.5, 4.0, 4,5 y 5.0 milímetros y dos tamaños de plataforma protésica, 3.5 y 4.1 milímetros, (Figura 13). Figura 13. Diseño de la conexión del implante Avinent Biomimetic Ocean de conexión cónica. El diseño desde la plataforma, en el implante de conexión interna cónica aporta un concepto de cambio de plataforma con superficie pulida. Continuando en dirección apical, en la zona cervical el implante presenta una zona con microespira que se continua con una espira progresiva asimétrica de doble paso autorroscante y finalmente en el extremo apical, el implante termina con diseño geométrico punta-radio. Figura 14. Implante Avinent Biometic Ocean de conexión cónica de 4.1 mm, un diámetro de 4.5mm y una longitud de 8.5 mm. 64 En este estudio se utilizó el implante de conexión interna tipo cónica, teniendo unas dimensiones de plataforma de 4.1mm, un diámetro de 4. 5 mm y una longitud de 8.5 mm (Ref. n° 1590), Figura 14. Todos los 64 implantes empleados tuvieron estas características. Las estructuras o pilares utilizados en la investigación fueron diseñados en el Laboratorio de Prótesis del Departamento de Odontología Conservadora y Prótesis Bucofacial de la Facultad de Odontología de la UCM, por el doctorando bajo la supervisión del Técnico del laboratorio (L.D.R.). Para el diseño de las estructuras se utilizó una réplica de implante para modelos protésicos. La réplica se colocó en una base de resina acrílica autopolimerizable (CandiQuick, ScanDia, Hagen, Germany), a la cual se atornilló un pilar para escaneado extraoral o “extraoral scan body” de laboratorio, de la marca Core 3D centres (Dental Direkt GmbH, Spenge, Germany) para el implante Avinent Ocean de 4.1 mm. Una vez preparada la réplica con el pilar de escaneado, se chorreó el conjunto con un aerosol/espray para escaneado (Renfert Scanspray, Renfert GmbH Company, Hilzingen, Germany) y posteriormente se introdujo en el escáner Zimmer ZFX, Zimmer Biomet (Zfx GmbH, Dachau, Germany) y se escaneo todo el conjunto de réplica y pilar y se creó un archivo Standard Tessellation Language (STL), Figura 15. Figura 15. Capturas de pantalla del escaneado del conjunto implante y pilar de escaneado Una vez realizado el escaneado, se exportó el archivo STL al programa informático Exocad DentalCAD en su versión EB5164 (Exocad GmbH, Darmstadt, Alemania). Haciendo uso de este sistema, se realizó un diseño de un primer premolar 65 superior en forma de una sola pieza en estructura para atornillar a la plataforma del implante en un archivo STL, Figura 16. Figura 16. Capturas de pantalla del diseño del premolar. Una vez diseñado el premolar, se realizó la superposición o “best fit” del archivo del diseño de la estructura al diseño de la conexión del implante de la biblioteca digital de implantes bajo licencia original por la empresa Avinent para sus implantes de conexión cónica con unas características de plataforma de 4.1 mm, un diámetro de 4.5 mm. Una vez diseñadas las estructuras protésicas, se procedió a la confección de las coronas para los diferentes métodos. 6.2. Grupos de estudio. Los grupos desarrollados para la presente tesis doctoral fueron Óxido de Circonio [Grupo 1 (G1)], Cr-Co Fresado [Grupo 2 (G2)], Cr-Co Sinterizado por láser [Grupo 3 (G3)], Cr-Co Colado [Grupo 4 (G4)]. La decisión de estos grupos se basó primero en la idea de evaluar un material cerámico con la posibilidad de ser diseñado y fabricado sobre la plataforma del implante y segundo para tener una aleación metálica que permitiera r confeccionar elementos protésicos mediante diferentes técnicas de confección. 66 Grupo 1 - Óxido de Circonio. La elaboración de las estructuras de Óxido de Circonio (G1) fue realizada por el centro de fresado CORE 3D PROTECH, S.L.U. (Santpedor, Barcelona, España). Se elaboraron 16 estructuras de Óxido de Circonio con forma de premolar en una sola pieza para atornillar, directamente a la plataforma del implante. Los pilares fueron fabricados por un centro de procesamiento con licencia del fabricante del implante utilizando la biblioteca digital de componentes originales para su diseño siguiendo las especificaciones de la Norma de la Organización Internacional (ISO) 13356: 2015 sobre circonio tetragonal estabilizado con itria. (187) Las estructuras fueron fabricadas a partir del anterior diseño STL, en una máquina fresadora con una precisión de 5 ejes (Roland DWX-52DC; Roland DG Deutschland GmbH, Willich Alemania) Tabla 1. Grupo 2 - Cr-Co Fresado. Los pilares de Cr-Co se fabricaron utilizando 3 técnicas diferentes (fresado, sinterizado por láser, colado) siguiendo las especificaciones de la norma ISO 583-12: 2019 para Cr-Co. (188) Las estructuras de Cr-Co mediante la técnica de fresado (G2) fueron realizadas por el mismo centro de fresado, CORE 3D PROTECH, S.L.U. (Santpedor, Barcelona, España). Se elaboraron 16 estructuras de aleación Cr-Co mediante la técnica de fresado con forma de premolar para atornillar en una pieza, directamente a la plataforma del implante. El grupo fresado de Cr-Co (G2) fue fabricado por el mismo centro, que fabricó los pilares de zirconio en una fresadora de 5 ejes (DMG Sauer HSC 20 Linear (DMG MORI AKTIENGESELLSCHAFT, Bielefeld, Alemania) Tabla 1. Grupo 3 - Cr-Co Sinterizado por láser. Las estructuras obtenidas mediante sinterizado láser (G3) se confeccionaron mediante unión por adición de moléculas de polvo por medio de un láser y fueron producidas por el Laboratorio Dental Prótesis S.A., (Prótesis S.A. Madrid, España). Se elaboraron 16 estructuras de aleación Cr-Co mediante la técnica del sinterizado láser con forma de premolar en una sola pieza para atornillar, directamente a la plataforma del implante. Los pilares sinterizados por láser se fabricaron en una máquina de fusión por láser selectiva (SLM 125; SML Solutions Group AG, Lübeck, Alemania) siguiendo el mismo diseño CAD Tabla 1. Los parámetros de sinterizado láser fueron, grosor de capa de 0.3 mm; tamaño del punto de láser de 365 - 415 nm; potencia de láser de 400W; tipo de soporte basado en pines. 67 Grupo 4 - Cr-Co Colado. Finalmente, las estructuras fabricadas mediante la técnica del colado a la cera perdida (G4) fueron elaboradas por el Laboratorio Dental Riosa (Riosa S.L., Pozuelo de Alarcón, Madrid, España). Para la consecución del duplicado de los premolares en una pieza para atornillar, se introdujo una de las estructuras previamente confeccionadas en un bloque de silicona de adicción en su forma pesada (Platinum 85 TOUCH, Zhermack SpA, Rome, Italy), en el que se inyectó cera para modelar. Posteriormente se unió este patrón de cera a un pilar calcinable de plástico (Dental Smart Solutions Terrats Medical S.L. Barberá del Valles, España) compatible con el implante, posteriormente se coló en aleación de Cr-Co y calentada por inducción en una atmósfera ambiente Tabla 1. Grupo Material Composición del material Fabricante del material Fabricante protésico G1 ZirCAD 3Y-TZP-A: Dental Direkt GmbH. Spenge, Alemania CORE 3D PROTECH, S.L.U. Santpedor, España G2 Cr-CoMill 63% Co, 29% Cr, 6% Mo, <1% Nb, Si, Mn, Fe Dental Direkt GmbH. Spenge, Alemania CORE 3D PROTECH, S.L.U. Santpedor, España G3 Cr-CoLS 59% Co, 25% Cr, 9,5% W, 3,5% M, 1% Si S & S Scheftner GmbH - dental alloys. Mainz, Alemania Prótesis S.A. Madrid, España G4 Cr-CoCL 61% Co, 24% Cr, 8% W, 2,5% Mo, 1% Nb, 1% Mn, 1% Si, 1% Fe Dentalforschung Schleicher GmbH. Riedenburg, Alemania Riosa Laboratory Pozuelo de Alarcón, España 3Y-TZP-A: Circona policristalina tetragonal estabilizada con Itrio y dopada con alúmina, ZirCAD: Estructuras de Circona fabricadas por CAD/CAM, Cr-CoMill: Estructuras de Cromo-Cobalto fresadas, Cr.CoLS: Estructuras de cobalto-cromo fabricadas por sinterizado láser, Cr-CoCL: Estructuras de Cromo-Cobalto coladas fabricas con pilares calcinable. Tabla 1. Composición química de los diferentes grupos y estructuras confeccionadas para la tesis. 6.3. Cálculo del tamaño muestral. Para la determinación del tamaño de la muestra del estudio, se utilizó el software “nQuery Avisor Sample size versión 8.5.2” (Statistical Solutions Ltd, Cork, Irlanda). Se requirió un mínimo de 12 muestras en cada uno de los grupos para una potencia del 80% basado en estudios previos (189) asumiendo una desviación estándar común de 3.5, usando una prueba t de dos grupos con un nivel de significación bilateral de 0.05. 68 6.4. Fabricación de los especímenes. Una vez fabricadas las diferentes coronas se comprobó visualmente haciendo uso de unas lupas de magnificación de ×2.5 (ExamVision ApS, Samsø, Denmark), el alineamiento correcto de inserción en los implantes para los diferentes métodos de confección. Posteriormente, se almacenaron estas coronas en una cámara de cristal cerrada al vacío. Para la preparación de los especímenes se confeccionaron 64 cubos de a resina de resina de polimetilmetacrilato en el Taller Mecánico de la Facultad de Ciencias Físicas de la Universidad Complutense de Madrid, con unas dimensiones de 1.8 cm de alto por 1.5 cm de ancho (Figura 17). Este material tiene un módulo de elasticidad 3.000 MPa (El hueso cortical tiene aproximadamente un módulo de elasticidad de 1.507 MPa). (190) Figura 17. Cubos de a resina de resina de polimetilmetacrilato Después de la confección de los bloques, se preparo un lecho a modo de osteotomía en el centro de cada uno de los bloques con una longitud de 15 ± 2 mm usando fresas de un diámetro 4,1 × 8,5 mm haciendo uso de una máquina paralelizadora para asegurar un fresado uniforme y sin angulaciones para la colocación del posterior implante y corona. Una vez preparado el bloque, se colocó un implante dentro del lecho labrado manualmente haciendo uso de la llave dinamométrica proporcionada por el fabricante, con un torque de inserción de 35 Newton por centímetro (Ncm). Después de haber colocado el implante, cada una de las estructuras protésicas de todos los grupos se colocaron en los implantes. Para ello se posicionó la corona hasta el limite de inserción de la conexión para después colocar el tornillo protésico original para conexión cónica y pilares unitarios para plataforma 4.1 mm (Avinent Implant System (Santpedor, Barcelona, España). El tornillo fue atornillado usando un destornillador con cabeza hexagonal de 1,25 mm (Avinent Implant System) primero manualmente y, posteriormente, se terminó de atornillar haciendo uso de llave dinamométrica ejerciendo un torque de 35 Ncm como aconseja el fabricante. Finalmente, después de 10 minutos del 69 atornillado se realizó un reapretamiento con llave dinamométrica a 35 Ncm siguiendo otros estudios para limitar el efecto de sedimentación en los tornillos protésicos para así reducir la precarga. (191) Posteriormente, se procedió al cerrado del conducto de acceso del tornillo protésico entre el exterior de la estructura y la conexión del implante. Para ello, después de aplicar el torque recomendado de 35 Ncm, se colocó una pieza estéril de cinta de politetrafluoroetileno (PTFE) dentro del orificio de acceso del tornillo dejando un espacio oclusal de 2 mm y sellando el orificio de acceso con resina compuesta fotopolimerizable Tetric Prime (Ivoclar Vivadent AG, Schaan, Liechtenstein) color A3,5, polimerizando cada incremento durante 20 segundos y para terminar de aplicar una capa de gel de glicerina. (192) Figura 18. Muestras de Óxido de Circonio (izquierda) y Cr-Co Fresado (derecha). Figura 19. Muestras de Cr-Co Sinterizado (izquierda) y Cr-Co Colado (derecha). 6.5. Simulación de masticación o carga estática. Una vez preparadas las probetas, se realizó un etiquetado y registro de todas las muestras y el conjunto protésico para su posterior evaluación y análisis. Las muestras de todos los grupos (G1-G4) fueron en primer lugar sometidas a una simulación de masticación mediante carga estática (300.000 ciclos de 200 N, 2 Hercios) con una inclinación de 30° (182) a la superficie oclusal del pilar en una máquina de 70 simulación de masticación controlada por ordenador (Máquina de carga cíclica Instron®, Euroortodoncia S.A. y Universidad Complutense de Madrid. Zwick/Roell testXpert ll Software). Para ello, se colocaron las muestras en la base de carga de la máquina fijándolas a la misma mediante una presilla que se regulaba en altura, posición y angulación en función de la altura de la probeta y posteriormente se colocó la muestra centrada al teflón que aplicaba la carga, Figura 20. Para regular la altura una vez se fijó la muestra a la presilla, se colocó una galga de aluminio de 2 mm de grosor entre las cúspides de los pilares y la superficie del teflón de carga, para estandarizar la altura de carga, todo esto se llevó a cabo atornillando 3 tornillos de posición mediante una llave de Allen. Figura 20. Máquina de carga cíclica (simulación de la masticación) del laboratorio de materiales odontológicos UCM. Una vez, los especímenes fueron fijados, se procedió a programar la máquina, usando el panel de control de esta, ajustando los ciclos a 100.000 ciclos de 200 N cada 0.5 segundos, puesto que este era el número máximo de ciclos de podía dar la máquina por cada programación. Cada fase de la carga cíclica (300.000 ciclos) necesitó de tres días debido al horario de apertura de la Facultad de Odontología. La selección del número de ciclos de masticación se basó en estudios previos, que informaron que un ciclo de carga de entre 240.000 - 250.000 en una máquina simuladora de masticación corresponde a aproximadamente un año de función de masticación clínica. (193, 194) 71 6.6. Termociclado. El procedimiento de termociclado consistió en un envejecimiento de las muestras mediante ciclos a diferentes temperaturas en un medio de saliva artificial. La saliva artificial fue confeccionada por el doctorando en el laboratorio de microbiología de Facultad de Odontología de la UCM, bajo la supervisión de un técnico de laboratorio. Para la composición de la saliva artificial se dispuso de dos vasos de precipitado de 5 litros cada uno los cuales se llenaron de agua destilada. Posteriormente se pesaron en una báscula del laboratorio, con las cantidades de productos químicos necesarios en las cantidades para un litro de saliva (Tabla 2), y se introdujeron en los vasos de precipitado sobre unos agitadores magnéticos de laboratorio, para disolver los productos en el agua destilada y así producir la saliva. Una vez disueltos los productos en el agua destilada se midió y se calibró el pH. 0.906 g de CaCl2 · 2 H2O (Cloruro cálcico dihidratado) 0.690 g NaH2PO4 · 2 H2O (Fosfato sódico monobásico dihidratado) 0.005 g Na2S · 9 H2O (Sulfuro sódico nanohidratado) 0.4 g KCl (Cloruro potásico) 0.4 g NaCl (Cloruro sódico) 1g de urea pH de 7 Tabla 2. Composición química de 1 litro de saliva artificial. Cada una de las cubas para el termociclado, tenía 5 litros de capacidad, por lo que fueron necesarios 10 litros de saliva artificial para poder realizar los ciclos de termociclado. Una vez obtenida la saliva artificial se almacenó en dos garrafas de 5 litros cada una, para posteriormente depositarlas en las cubas para el termociclado. Según la International Organization for Standardization ISO TR 11405, para la simulación del envejecimiento de los biomateriales dentales, se establece un protocolo de 500 ciclos, a una temperatura de 5 °C y 55 °C con un tiempo de permanencia: ≥20 segundos. (195) Siguiendo la recomendación de dicha norma, se preparó la máquina de termociclado, introduciendo la saliva artificial desde las garrafas pasando de un embudo a las cubas, hasta llenarlas. Posteriormente, se encendió la máquina, se programó el termostato para la temperatura y se programó el número de ciclos y el cronómetro para el tiempo de permanencia en saliva artificial, Figura 21. 72 El tiempo de preparación previa al inicio de los ciclos llevó entre 25 y 30 minutos hasta que las temperaturas se establecieron. Una vez preparada la máquina, se fueron introduciendo las muestras en grupos de 6 (± 2) probetas en el recipiente para el termociclado y se procedió a iniciar el proceso. Las muestras se sumergieron en saliva artificial a una temperatura estable de 5 °C durante 20 segundos, se detuvieron 10 segundos como periodo de recuperación o descanso, y después se volvieron a sumergir durante 20 segundos a una temperatura de 55 °C. Figura 21. Máquina de termociclado del laboratorio de materiales odontológicos UCM. Ese proceso fue realizado en ciclos de 50 segundos cada uno, durante 10.000 ciclos para todas las muestras (195), lo que supuso un total de 10 a 12 días por cada uno de los procesos cíclicos durante los que se realizó el proceso de termociclado. Finalizado el proceso se limpiaron todas las muestras haciendo uso de una pistola de aire a presión, de discos, gomas y fieltros de pulido para metal y cerámica de la marca Komet (Komet Dental, Gebr. Brasseler GmbH & Co. Lemgo, Alemania). Posteriormente y antes de ser analizados se almacenaron en agua destilada a 37 °C durante 24 horas antes de la prueba. Una vez terminado el proceso de envejecimiento, las muestras fueron examinadas para buscar de fallas o complicaciones mediante un examen visual realizado con unas lupas de magnificación de ×2.5 (ExamVision ApS, Samsø, Denmark) y un examen táctil con unas pinzas de odontología. 73 6.7. Análisis del microgap entre implante y pilar. Al terminar los procesos de carga cíclica y termociclado se procedió a analizar y medir el microgap existente entre los implantes y pilares de los diferentes grupos. Definición del concepto de microgap En la presente tesis doctoral, el microgap se definió como la discrepancia o falta de contacto medido desde la plataforma del implante hasta el área de contacto correspondiente del pilar, como se había realizado en estudios previos de evaluación del microgap con implantes de conexión cónica interna. (164, 167) Figura 22. Esquema del microgap y la referencia de medida entre un implante Avinent de conexión cónica y un pilar protésico Evaluación del microgap Para evaluar el microgap entre la estructura y el implante se utilizó un microscopio electrónico de barrido (MEB, SEM en inglés) asistido por ordenador, de la Instalación Científica Singular (ICTS), Centro Nacional de Microscopía Electrónica (CNME) de la Universidad Complutense de Madrid, España. Para el uso del MEB, las muestras a evaluar debían de presentar una superficie lisa y limpia, aportar un soporte fijo para su colocación en el portamuestras y estabilidad bajo el haz de electrones al realizarse el posicionamiento con una mordaza. Previamente a la fase de medición, se realizó la preparación de las probetas en base a las recomendaciones previas. Se recortaron de manera estandarizada las bases de las probetas 74 en el taller mecánico de la Facultad de Físicas de la UCM y se limpiaron todas las muestras usando un kit fresas y cepillos de pulido (Komet Dental) en el laboratorio de prótesis de la Facultad de Odontología de la UCM. Posteriormente, se realizó para cada muestra un tratamiento de superficie para lograr una alta conductividad eléctrica mediante el uso de una metalización superficial de las probetas, con el fin de conseguir que no se produzcan distorsiones en el haz de electrones del microscopio. La metalización se realizó en la sala de preparación de muestras del ICTS por la Técnica especializada del MEB encargada del proyecto (A.V.). Se colocaron las probetas en grupos de cinco muestras en un portamuestras circular y se introdujeron en la metalizadora (Q15RS, Quorum Technologies Ltd. Reino Unido) en la que se produce el vacío para permitir la entrada del gas argón, para después procederse al recubrimiento de las muestras, realizándose mediante un proceso de electrodeposición en la superficie de todos los especímenes con oro de 24 quilates y 19.32 g/m3 de densidad. El tiempo para llevar a cabo este proceso, fue de tres minutos para el vacío, la entrada y la salida del gas argón y de cuatro minutos para la metalización, necesitando aproximadamente siete minutos por ciclo de metalización. Una vez metalizadas las muestras, se almacenaron en una cámara de cristal con un cierre hermético a la espera de ser introducidas en el microscopio. La medición de los microgaps de las muestras fue realizada por un mismo técnico (A.V.) y el propio doctorando. El equipo para la medición fue un microscopio electrónico de barrido, JSM- 6400 Scanning Microscope (JEOL, Tokyo, Japón). Este microscopio presenta una capacidad de magnificación entre 15 y 300.000 aumentos, teniendo una resolución de 3,5 nm y un voltaje variable entre 0,5 y 40 KV. En este microscopio, se obtiene las imágenes con una técnica de espectrometría por dispersión de energía de rayos X y el detector de dispersión de energía utilizado fue el Link Pentafet (Oxford Instruments, Abingdom, Reino Unido). Para el procesamiento de las imágenes, el microscopio tiene una conexión directa con un ordenador Hewlett-Packard con el software de captación y digitalización de imágenes INCA® Suite version 4.04 (Oxford Instruments, Abingdom, Reino Unido). El software permite tanto analizar elementos químicos como captar imágenes a través de un detector secundario de electrones. Previa a la introducción de las muestras en el microscopio, se marcaron las cuatro caras (vestibular, distal, lingual, mesial) de cada muestra con un rotulador indeleble (Edding, Ahrensburg, Alemania) de manera equidistante para observar el conjunto implante pilar al microscopio de manera uniforme en todas las muestras. Así, al 75 observarse en el MEB las muestras, el investigador pudo asegurar la estandarización del análisis en la zona de medida. Los portamuestras empleados permitían la inclusión de entre 1 y 4 especímenes. Una vez introducidos, y debido a la anatomía y morfología de las estructuras, se posicionaron de manera angulada a 90º ± 25º, de tal forma que la zona de interfase estuviera siempre perpendicular al eje óptico del MEB, para así, buscar la zona del microgap entre el implante y el pilar de manera perpendicular al eje óptico del microscopio. Posteriormente se examinó la interfase con un aumento de ×500 y ×1000, se midió y se tomó una imagen digital, Figura 23. Figura 23. Imagen tomada con MEB de un pilar Cr-Co fresado junto con el esquema de evaluación del desajuste, imagen de un microgap y el concepto de medición de microgap. 76 Figura 24. Imagen tomada con MEB: probeta 11 de Cr-Co – posición distal a 90º. Se observa la diferente textura del pilar sinterizado y la superficie del implante, con un microgap de 34,7 µm. Figura 25. Imagen tomada con MEB: probeta 5 de Cr-Co – posición lingual a 90º. Se observa la diferente textura del pilar colado y la superficie del implante, con un microgap de 26,9 µm 77 Figura 26. Imágenes tomadas con MEB: Óxido de Circonio (superior), Cr-Co Fresado (inferior). Figura 27. Imágenes tomadas con MEB: Cr-Co Sinterizado (superior), Cr-Co Colado (inferior). El análisis y la medición de las imágenes se realizó una vez tomadas las cuatro imágenes al microscopio, que se guardaron en un formato digital tipo TIFF por duplicado. De las dos imágenes, la inicial no se analizó y la segunda se procesó mediante la herramienta “calipper” del software INCA®. El procedimiento se basó en trazar una línea recta que marcaba la discrepancia o microgap según el concepto anteriormente definido y medido en micras. A continuación, se archivó la imagen en formato TIFF utilizando la 78 letra “M” para indicar que era el archivo que se había medido. Este procedimiento se realizó en todas las muestras en cada uno de los lados en todos los grupos por el mismo operador, Figuras 24 a 27. Los archivos digitales se subieron a una carpeta de archivos compartidos digital del CNME, donde el doctorando tenía acceso a todas imágenes tomadas y procesadas para su posterior análisis. Como ya se mencionó, la medición del microgap o desajuste marginal en prótesis fija es un procedimiento altamente estudiado y reproducible. Aunque actualmente no existe un consenso sobre el mejor método de medición y el número de mediciones a realizar, el presente estudio se realizó en base a la evidencia actualmente disponible. (196 - 197, 145, 160) Así, pues, según la literatura actual, se puede afirmar que se deben de realizar un mínimo de 50 mediciones por cada espécimen o muestra a analizar. (196, 197) Por tanto y puesto que se tomaron cuatro imágenes con una medición en cada imagen por muestra, realizada por el SEM, hubiera sido necesario de un mínimo de 13 mediciones en total por cada una de las 4 caras o aspectos anatómicos. Sin embargo, siguiendo otros estudios de metodología similar, se realizaron un total de 14 mediciones por cada uno de los aspectos. (196 - 197) Debido a que el software de medición del SEM presentaba como limitación la capacidad de solo poder realizar una medición por imagen tomada, se recurrió al programa Image J (Image J, US National Institutes of Health, Bethesda, MA, USA), para así poder realizar el mayor número de mediciones posible. Para realizar las mediciones, se calibró el programa utilizando como medida de referencia la barra de calibre inferior de las imágenes con una longitud de 50 µm, una vez calibrado el software se realizaron 13 mediciones en forma de línea vertical equidistante entre el espacio o microgap del desajuste por fotografía, obteniendo finalmente 14 imágenes, incluyendo la realizada inicialmente con el SEM (Figura 28). (196, 197) 79 Figura 28. Proceso de calibración previo a la medición con el software ImageJ. Una vez se realizaron las mediciones, se tabularon los desajustes por lados o aspectos en una hoja de calculo según cada uno de los grupos de confección en un archivo de Excel para su posterior procesamiento y análisis estadístico. 6.8. Evaluación de la microfiltración. Acabados los procesos de envejecimiento y medición del microgap mediante MEB, las muestras se volvieron a limpiar con una pistola de aire a presión, discos, gomas y fieltros de pulido para metal y cerámica de la marca Komet (Komet Dental). Posteriormente, y antes de ser analizados, se almacenaron en agua destilada a 37 °C durante 24 horas antes de la prueba y se almacenaron las muestras en recipientes de envasados de cristal cerrados herméticamente a la espera de realizar la prueba de microfiltración. Para la medición del nivel de microfiltración, se siguió el procedimiento propuesto por Larrucea y cols. (176) y replicado por Ortega-Martínez y cols. (179) Este proceso se basa en, una vez terminados los procesos de envejecimiento, introducir las probetas en azul de metileno al 2% el cual es usado como agente de tinción durante 24 horas. Transcurrido este tiempo, se desatornilla estructura protésica y se observa al microscopio óptico para evaluar cuanto ha penetrado el agente de tinción en el interior del implante, clasificando los resultados por regiones según una escala propuesta. 80 Sin embargo, durante el proceso de pruebas previo al experimento final, se observaron limitaciones en el método de detección del líquido al ser observado al microscopio óptico, por lo que se decidió incluir en el agente de tinción un medio bacteriano de Porphyromonas Gingivalis, de tal manera que se pudiera combinar una evaluación tanto óptica como microbiológica del nivel de microfiltración. La bacteria Porphyromonas Gingivalis (PG), es una bacteria anaerobia tipo Gram negativa la cual está presente en la cavidad oral en el área del surco subgingival. (198) Es uno de los principales agentes etiológicos de la enfermedad periodontal, encontrándose en mas del 80% de los pacientes diagnosticados con periodontitis crónica. (199) El mecanismo de acción de estas bacterias se basa en la fermentación de aminoácidos para posteriormente producir de energía, para su supervivencia en bolsas periodontales profundas. (200, 201) Se ha demostrado que la presencia de placa es un factor causal para la aparición de mucositis y periimplantitis y, entre otros patógenos, la flora bacteriana presenta bacterias Gram negativas anaerobias como Porphyromonas Gingivalis, Actinomicens Actinomycetemcomitans Provotella Intermedia, Fusobacterium Nucleatum, y Capnocytophaga. Además, esta microflora en la zona del surco periimplantario se establece desde los primeros 30 minutos siguientes a la colocación de los implantes dentales hasta las 2 semanas posteriores, siendo esta colonización similar a la que presentan los dientes. La presencia continuada de estos patógenos de manera localizada en surcos y bolsas puede llegar a provocar un avance rápido de las enfermedades periimplantarias. (202) El agente de tinción (con el medio bacteriano), se desarrolló en laboratorio de microbiología de la Facultad de Odontología a partir de “criobolas” mantenidas a -80 ºC que contenían PG y el azul de metileno al 2%. Previa a la preparación del medio bacteriano definitivo, se realizaron pruebas para determinar la viabilidad de la interacción del medio bacteriano de PG con el agente de tinción. Para ello se diseñó y se realizó un modelo de controles positivos y negativos. En este modelo se prepararon tubos falcón con las siguientes concentraciones: § 20 ml BHI (Brain Heart Infusion) + 5 ml AM (azul de metileno) – Control Negativo (-). § 20 ml BHI + 5 ml PBS (tampón fosfato salino) – Control Negativo (-). § 20 ml AM + Bacterias – Control Negativo (-). § 20 ml BHI + Bacterias + 5 ml PBS – Control Positivo (+). § 20 ml BHI + Bacterias + 5 ml AM – Control Positivo (+). 81 Durante el proceso de determinación de la viabilidad de la interacción del medio bacteriano y de tinción se comprobó de manera satisfactoria que el medio bacteriano podía estar en contacto con el medio de tinción. Finalmente, el medio se preparó a partir de 20 ml de BHI con 5 ml de azul de metileno. Una vez determinada la viabilidad del medio de tinción en combinación con el bacteriano, se procedió a realizar el procedimiento de evaluación de la microfiltración marginal óptica. Inicialmente la técnica para determinar la microfiltración bacteriana se basó en la inmersión de los implantes en el medio bacteriano durante 48 horas a 37 ºC en anaerobiosis y en el posterior análisis bacteriano cuantitativo tras un sembrado en una placa de agar durante 24 horas y durante 5 días (pruebas). Este proceso inicial siguió los siguientes pasos: retirada de los implantes del tubo falcon, desatornillado de pilares e inclusión por la conexión interior del implante de un cepillo microbrush para tomar una muestra del interior del implante. Posteriormente se sembró la muestra, frotando el microbrush sobre una placa de agar-sangre y se cultivo durante 48 horas 37 ºC. Sin embargo y debido a la limitada sensibilidad cuantitativa de esta prueba, la cual no dio resultados positivos se optó por la realización de una prueba por reacción cadena de la polimerasa (PCR en inglés) que resultó definitiva, siendo más sensible y obteniendo resultados positivos. Finalmente, el método se basó en la inmersión de los implantes en el medio de tinción durante 48 horas a 37 ºC en anaerobiosis y el posterior desatornillado de los implantes, la evaluación óptica y el posterior análisis mediante PCR. 82 Evaluación óptica de la microfiltración Previo al análisis por PCR, las muestras fueron destornilladas y los niveles de microfiltración fueron evaluados opticamente de acuerdo a la escala propuesta por Larrucea y cols. (176), Figura 29. § Grado 0: No hay microfiltración. § Grado 1: Microfiltración en la primera mitad del cono. § Grado 2: Microfiltración en la segunda mitad del cono. § Grado 3: Microfiltración del hexágono interno. § Grado 4: Microfiltración que alcanza el tornillo de unión. Figura 29. Niveles de la evaluación de microfiltración propuestos. El nivel de microfiltración marginal de cada muestra se midió utilizando el microscopio óptico (Optical microscope: stereomicroscope m-80 (Leica, Bensheim, Germany) (Magnificación de 40×) con la cámara de dispositivo de carga acoplada (Hitachi cctv hv-720e, Hitachi Ltd, Tokio, Japón) y software de análisis de imágenes con paquete de aplicaciones leica (Leica) del laboratorio de biomateriales de la Facultad de Odontología de la Universidad Complutense de Madrid. El microscopio fue operado por el doctorando habiendo sido previamente entrenado y calibrado para su manejo. 83 Figura 30. Imagen tomada con MO: Microfiltración en el primer (1º) nivel. Figura 31. Imagen tomada con MO: Microfiltración en el segundo (2º) nivel. 84 Figura 32. Imagen tomada con MO: Microfiltración en el tercer (3º) y cuarto (4º) nivel. Una vez realizadas las mediciones y habiéndose tomado fotografías de las mediciones en cada uno de los niveles propuestos, dos observadores calibrados e independientes (MGP y JRH) analizaron las imágenes para evitar el sesgo de observación y se tabularon las mediciones de acuerdo con la escala propuesta por Larrucea y cols. (176) Para que el resultado fuera considerado como de microfiltración positiva, las muestras que fueron sometidas al agente de tinción fueron directamente comparadas con un implante nuevo que no había sido sometido a ninguna prueba, el cual fue tenido en cuenta como control negativo, Figuras 30 a 32. Análisis microbiológico de la microfiltración Aquellas muestras en las que se observó mediante el microscopio óptico una microfiltración positiva del líquido de tinción hasta cualquiera de los niveles propuestos fueron analizadas mediante la realización de una prueba de Reacción en Cadena de Polimerasa o PCR por sus siglas en inglés (Polymerase Chain Reaction). La prueba de la PCR es un método desarrollado por Kary Mullis en los años 80, la cual se basa en el uso de la capacidad de la ADN polimerasa para sintetizar una nueva cadena de ADN complementaria a la línea de la plantilla ofrecida. Debido a que la ADN polimerasa puede agregar un nucleótido solo a un grupo 3'-OH preexistente, necesita un cebador al que pueda agregar el primer nucleótido. Este requisito hace posible delinear una región específica de secuencia de plantilla que el investigador desea amplificar. Al 85 final de la reacción de PCR, la secuencia específica se acumulará en miles de millones de copias (ampliaciones). (203, 204) Para ello el doctorando fue instruido por una licenciada en biología y una técnica del laboratorio de microbiología en la realización de la prueba de la PCR. Antes del aislamiento del ADN, la superficie externa de los bloques que había estado en contacto con el medio bacteriano y de tinción se lavaron de manera secuencial en hipoclorito de sodio con una concentración del 5% tres veces, con el fin de eliminar las bacterias no adherentes. Para evitar que la superficie del implante tuviera contacto con el hipoclorito de sodio, el proceso de lavado se llevó a cabo usando un aplicador microbrush (Microbrush International, WI, EE. UU.) de manera cuidadosa únicamente sobre la superficie del bloque sin incluir en ningún momento la plataforma del implante. Todos los procedimientos se llevaron a cabo en condiciones de esterilidad, trabajando alrededor del halo estéril de un mechero de bunsen. Por cada implante a analizar, se preparó un tubo falcón en el que previamente se había añadido 10 mililitros de agua destilada estéril. Con la ayuda de pinzas estériles, se tomó la muestra a analizar y se introdujo en el tubo falcón con el agua estéril. Una vez cerrado, se sometió a agitación mecánica en vortex de laboratorio (Fisherbrand, Fisher Scientific, New Hampshire) a 3.000 revoluciones por minuto (rpm) durante 10 minutos y al finalizarlo se retiraron las muestras con ayuda de las pinzas. El tubo falcón en el que estaban las bacterias resuspendidas, fue sometido a centrifugación (Universal 320; Hettich AG, Bäch, Suiza) durante 15 minutos a 9.000 rpm. Se retiró el sobrante con ayuda de una pipeta, dejando algo de agua de fondo para asegurar no llevarse en la pipeta las bacterias presentes ya que el pellet no es visible. Posteriormente, se resuspendió el pellet no visible en aproximadamente 1 ml de agua del sobrante y se transfirió a un tubo Eppendorf estéril. El tubo Eppendorf con el ml de agua y las bacterias resuspendidas se centrifugo a 13.000 rpm durante 3 minutos (Thermo Fisher, Thermo Fisher Scietific Inc, Waltham, Massachusetts, EE. UU.). Finalmente, se retiró el sobrante (casi el ml restante de agua) en condiciones de esterilidad y con la ayuda de una pipeta, y de nuevo se dejó un remanente de agua de fondo para asegurar no retirar en la pipeta las bacterias presentes debido a que el pellet no es visible y se congeló a -20ºC para la posterior extracción de ADN y PCR cuantitativa en tiempo real (qPCR). El ADN de las bacterias del interior de los implantes se aisló de todas las muestras utilizando un kit comercial (MolYsis Complete5; Molzym GmbH & CoKG, Bremen, 86 Alemania), siguiendo las instrucciones del fabricante (protocolo para la extracción de ADN bacteriano). Se utilizó el método de PCR de ensayo de nucleasa 5' con sondas de hidrólisis para detectar y cuantificar el ADN bacteriano. Los cebadores y las sondas fueron obtenidos por Life Technologies Invitrogen (Carlsbad, CA, EE. UU.), Applied Biosystems (Carlsbad, CA, EE. UU.) Y Roche (Roche Diagnostic GmbH; Mannheim, Alemania). Las muestras de ADN se procesaron mediante PCR cuantitativa (qPCR) para detectar y cuantificar el ADN bacteriano de Porphyromonas Gingivalis. La amplificación de qPCR se realizó en sondas TaqMan utilizando cebadores específicos para P. gingivalis dirigidos contra el gen 16S rRNA. Boutaga y cols. (205) Primer F: GCGCTCAACGTTCAGCC Primer R: CACGAATTCCGCCTGC Probe m-qPCR: HEX5´-CACTGAACTCAAGCCCGGCAGTTTCAA-BHQ1 La amplificación por PCR se realizó en un volumen total de mezcla de reacción de 10 μL, el cual incluía 5 μL de mezcla maestra 2× TaqMan (LC 480 Probes Máster, Roche Diagnostic GmbH, Mannheim, Alemania), concentraciones óptimas de cebadores y sonda de hidrólisis (300, 300 y 300 nM para P. Gingivalis) y 2,5 μL de ADN de las muestras. La placa incluía una curva estándar con ADN de las bacterias diana (que actúo como control de calibración interno) y un NTC (control sin plantilla). Las muestras se sometieron a un ciclo de amplificación inicial de 95 °C durante 10 min, seguido de 40 ciclos a 95 °C durante 15 sy 60 °C durante 1 min en termociclador LightCycler® 480 II (Roche Diagnostic GmbH, Mannheim, Alemania). Todos los ensayos se desarrollaron con un rango de detección cuantitativa lineal establecido por el rango de pendiente de 3,3 - 3,6 ciclos / década logarítmica, r2 > 0,997 y un rango de eficiencia de 1,9 - 2,0. 6.9. Análisis estadístico. Para la realización del análisis estadístico de los datos del estudio, los datos obtenidos se tabularon y ordenaron en un archivo con cuatro hojas de cálculo del programa informático Microsoft® Excel 2000 (Microsoft Corp, Redmond, EE. UU.). El archivo contenía una hoja para la tabulación de los datos de ajuste marginal medido con MEB, otra hoja independiente para los datos sobre microfiltración de las 64 probetas (16 por grupo) y finalmente otra hoja para los datos de microfiltración marginal. Para los 87 datos obtenidos del análisis microbiológico por qPCR se tabularon en función de los grupos y de las muestras analizadas en la cantidad de unidades formadoras de colonias. Análisis del microgap (SEM) El análisis de los datos se realizó mediante un programa de software estadístico (SPSS v25.0; IBM Corp, Armonk, NY). Para las comparaciones de grupos, el grupo de Cr-Co fresado se consideró como control. (164, 166, 176) Se calcularon las desviaciones estándar y microgaps promedio para cada aspecto y en total. Se utilizó la prueba de Shapiro-Wilk para evaluar la distribución de los datos. Se utilizó la prueba multivariante no paramétrica de Kruskal-Wallis con la corrección de Bonferroni-Holm para analizar las diferencias de microgap entre los grupos. Los valores de p inferiores a 0,05 se consideraron estadísticamente significativos. Análisis de la microfiltración El análisis de los datos se realizó mediante un programa de software estadístico (SPSS V25.0; IBM Corp, Armonk, NY). Para las comparaciones de grupos, el grupo de Cr-Co fresado se consideró como control. El nivel de microfiltración marginal óptica se describió mediante estadistica descriptiva con porcentajes y se comparó por grupo mediante la prueba de Chi cuadrado. La evaluación de la microfiltración microbiológica se basó en unidades formadoras de colonias (UFC) y las diferencias entre los grupos se compararon mediante la prueba U de Mann-Whitney. Los valores de p inferiores a 0,05 se consideraron estadísticamente significativos. 88 7. RESULTADOS 89 7. RESULTADOS Durante el proceso experimental de este estudio, no se produjeron ni se registraron complicaciones en los implantes o en los pilares en las fases de envejecimiento ni de evaluación experimental (medición del microgap mediante MEB, microfiltración con microscopio electrónico y cuantificación bacteriana por PCR). Ninguna de las muestras fue dañada o considerada como fallada y, por tanto, la muestra total de 16 reconstrucciones (implante y pilar) por grupo se mantuvo, con un total de 64 muestras analizadas. 7.1. Distribución de los datos obtenidos. Finalizados los análisis de microscopia de barrido para el microgap, el nivel de microfiltración óptica y la cuantificación bacteriana por PCR, se tabularon todos los datos en un archivo de Excel, para su posterior procesado por el doctorando en cooperación con el servicio de apoyo a la investigación de los Servicios Informáticos de la UCM. Las variables analizadas en la presente tesis se exponen a continuación en la Tabla 3. Tabla 3. Variables analizadas durante la fase experimental de la tesis. Una vez obtenidos los datos de cada fase experimental, se realizó un análisis descriptivo de los datos obtenidos empleando estadísticas descriptivas para las variables cuantitativas y posteriormente se realizó un estudio estadístico inferencial a fin de compararlas en los grupos. Variable Descripción Categorías Tipo de material Independiente Cualitativa nominal Óxido de Circonio Cromo - Cobalto Técnica de fabricación de Cromo- Cobalto Independiente Cualitativa nominal Fresado, Sinterizado, Colado Lugar de medición Independiente Cualitativa nominal Vestibular, Mesial, Distal, Lingual Microgap (SEM) Dependiente Cuantitativa continua Desajuste medido en µ Microfiltración óptica Dependiente Cualitativa nominal Positivo/ Negativo Nivel de Microfiltración óptica Dependiente Cualitativa nominal Positivo/ Negativo Cuantificación por PCR Dependiente Cuantitativa continua Bacterias medidas en unidades formadoras de colonias 90 En la presente investigación el grupo de pilares fresados de Cr-Co fue considerado como grupo control debido a que dichos pilares fueron confeccionados utilizando la geometría y el diseño original de conexión del fabricante de los implantes dentales, y siguiendo estudios similares en los que pilares confeccionados mediante aleaciones metálicas fresadas.(164, 166, 176) En base a esta consideración los análisis comparativos se realizaron entre los diferentes grupos y con el grupo (pilares fresados de Cr-Co). 7.2. Evaluación del microgap entre implante y pilar. Se analizó el microgap existente entre 64 implantes y sus respectivos pilares protésicos de Circona y Cromo-Cobalto, confeccionados mediante 4 técnicas diferentes (mecanizado, fresado, sinterizado por láser y colado a la cera perdida). Una vez tomada la imagen con el SEM y realizada la medición inicial, se procedió a la medición con el software ImageJ64, el cual realizó 14 mediciones por lado en 4 lados en las 16 muestras de cada grupo. Por tanto, se realizaron 56 mediciones por muestras, 896 por grupo y un total de 3.584 mediciones para la muestra completa. A continuación, se presenta los datos descriptivos medios totales y medias por zonas de medición por grupo, Tabla 4. Material y técnica de confección Dato ZrCAD Cr-CoMill Cr-CoLS Cr-CoCL Microgap por zona N 16 16 16 16 Vestibular 2.45 ± 1.91 3.62 ± 4.83 11.54 ± 10.08 19.57 ± 27.25 Lingual 1.70 ± 1.41 2.02 ± 1.21 12.97 ± 15.44 18.79 ± 30.64 Mesial 3.02 ± 5.37 1.73 ± 1.60 16.71 ± 8.68 18.44 ± 25.93 Distal 3.11 ± 2.65 1.66 ± 2.10 13.17 ± 13.13 16.78 ± 25.02 Microgap medio Media 2.57 ± 1.54 2.26 ± 1.96 13.60 ± 5.83 18.40 ± 22.89 Mediana 2.32 1.35 11.13 8.18 Minimo 0.12 0.69 7.31 1.68 Máximo 6.57 8.39 25.73 85.97 ZrCAD: Estructuras de Circona CAD/CAM, Cr-CoMill: Estructuras de Cromo-Cobalto fresadoM Cr-CoLS: Estructuras de Cromo-Cobalto sinterizado; Cr-CoCL: Estructuras de Cromo-Cobalto colado. Tabla 4. Análisis descriptivo, medias ±, desviaciones estándar, medianas, mínimos y máximos de los microgaps (µm) de los cuatro grupos evaluados. 91 El rango medio del valor de microgap para Circona fue de 2.57 ± 1.54 μm, 2.26 ± 1.96 μm para Cromo-Cobalto fresado, 13.60 ± 5.83 μm para Cromo-Cobalto sinterizado y 18.40 ± 22.89 μm para Cromo-Cobalto colado. Óxido de Circonio G1 Al analizar el microgap, en cada grupo por cada área medida, se observó que, en el grupo de los pilares confeccionados en óxido de circonio, existió un microgap medio de: 2,45 (± 1,91) µm en la zona vestibular, en la zona mesial de 3,02 (± 5,37) µm, en la zona distal se obtuvo un microgap de 3,11 (± 2,65) µm, en la zona lingual de 1,70 (± 1,41) µm; siendo la media total de 2,57 (± 1,54) µm Tabla 4. Cromo-Cobalto fresado G2 Los microgaps medios de este grupo en la zona vestibular fueron de: 3,62 (± 4,83) µm, en la zona mesial de 1,73 (± 1,60) µm, en la zona distal una media de 1,66 (± 2,10) µm, en la zona lingual 2,02 (± 1,21) µm y la media total para el grupo Cr-Co fresado fue de 2,26 (± 1,96) µm. Tabla 4. Cromo-Cobalto sinterizado por láser G3 Los resultados del microgap medio en el grupo de los pilares de aleación de Cr- Co confeccionados mediante la técnica de sinterizado por láser fueron en la zona vestibular de 11,54 (± 10,08) µm, en la zona mesial 16,71 (± 8,68) µm, en la zona distal una media 13,17 (±13,13) µm, en la zona lingual 12,97 (±15,44) µm y el microgap medio total fue de 13,60 (± 5,83) µm Tabla 4. Cromo-Cobalto colado G4 El análisis descriptivo del microgap en los pilares de Cr-Co confeccionados mediante la técnica de colado, obtuvo unos datos medios en la zona vestibular de: 19,57 (± 27,25) µm, en la zona mesial de 18,44 (± 25,93) µm, en la zona distal de 16,78 (± 25,02) µm, en la zona lingual se observó una media de 18,79 (± 30,64) µm y finalmente el microgap medio fue de 18,40 (± 22,89) µm, Tabla 4. Microgaps medios totales Los microgaps medios totales de todos los grupos por cada zona fueron, en vestibular de 9,30 (± 15,99) µm, en mesial de 9,98 (± 15,65) µm, en distal de 8,68 (± 92 15,33) µm y en lingual 8,87 (± 18,31) µm. Finalmente, la media total de todas las mediciones en todos los grupos fue de 9,21 (± 13,67) µm. Finalmente, y como dato general, se presentan los datos medios de los microgaps medios por cada uno de los grupos de pilares, siendo en el óxido de circonio de 2,57 (± 1,54) µm, el microgap medio del Cromo-Cobalto fresado fue de 2,26 (± 1,96) µm, en el grupo de pilares de Cromo-Cobalto sinterizados fue de 13.60 (± 5.83) µm y finalmente el microgap medio del Cromo-Cobalto colado fue de 18.40 (± 22.89) µm Tabla 4. En definitiva, estos resultados se pueden interpretar como que el menor microgap medio total obtenido fue descrito para el grupo de pilares confeccionados mediante óxido de circonio, los cuales presentaron un mejor ajuste medido como el microgap entre implante y pilar. Los siguientes mejores resultados fueron obtenidos por los pilares confeccionados mediante la técnica del fresado y finalmente el grupo de las reconstrucciones confeccionadas por sinterizado láser. Por el contrario, los resultados más desfavorables fueron los obtenidos en el grupo de los pilares de Cromo-Cobalto confeccionados mediante técnica convencional de colado. Pruebas de normalidad del microgap entre implante y pilar Una vez obtenido el análisis descriptivo de los datos, se realizaron las pruebas de normalidad mediante el test de Shapiro-Wilk, el cual determinó que no había distribución normal de los resultados, por lo que se optó por realizar una prueba no paramétrica, siendo utilizados los tests de Kruskal-Wallis y de Mann Whitney para muestras independientes. Comparación media de los microgap entre los diferentes grupos de confección A continuación, se detallan las diferencias de comparación media entre los diferentes grupos según el material y la técnica de confección. Al evaluar los datos aplicando pruebas Post-Hoc entre pares de grupos, no se encontraron diferencias estadísticamente significativas cuando se comparó el microgap de los pilares de Circona con los de Cromo-Cobalto fresados, ni cuando se comparó el microgap del Cromo-Cobalto sinterizado con el Cromo-Cobalto colado (p > 0,05). Sin embargo, se encontraron diferencias estadísticas significativas entre las diferentes áreas medidas en las comparaciones del grupo Cobalto-Cromo fresado, el Cobalto-Cromo colado y Cobalto-Cromo sinterizado. También hubo diferencias entre las comparaciones de los grupos Circona y Cobalto-Cromo colado y finalmente entre la Circona y el Cobalto-Cromo sinterizado (p < 0.05), Tabla 5. 93 ZrCAD: Estructuras de Circona CAD/CAM, Cr-CoMill: Estructuras de Cromo-Cobalto fresadoM Cr-CoLS: Estructuras de Cromo-Cobalto sinterizado; Cr-CoCL: Estructuras de Cromo-Cobalto colado. V: Vestibular; M: Mesial; D: Distal; L: Lingual; T: Total. 1: Nivel de significación 0.05 Prueba de Mann-Whitney; 2: Ajuste de Bonferroni-Holm. Tabla 5. Microgap total y comparación por áreas de los material y técnica de confección. Material y técnica de confección Area Cuantificación estadística Error estándar Desviación de la cuantificación estadística Sig1 Sig2 ZrCAD vs Cr-CoMill V -0.656 6.582 -0.100 0.921 1.000 M -0.313 6.579 -0.048 0.962 1.000 D -10.938 6.581 -1.662 0.097 0.579 L -4.125 6.583 -0.627 0.531 1.000 T -5.875 6.583 -0.892 0.372 1.000 ZrCAD vs Cr-CoCL V -18.063 6.582 -2.744 0.006 0.036 M -21.375 6.579 -3.249 0.001 0.007 D -8.125 6.581 -1.235 0.217 1.000 L -22.313 6.583 -3.390 0.001 0.004 T -21.188 6.583 -3.219 0.001 0.008 ZrCAD vs Cr-CoLS V -24.656 6.582 -3.746 0.000 0.001 M -27.188 6.579 -4.133 0.000 0.000 D -18.813 6.581 -2.858 0.004 0.026 L -32.563 6.583 -4.947 0.000 0.000 T -27.938 6.583 -4.244 0.000 0.000 Cr-CoMill vs Cr-CoCL V -17.406 6.582 -2.645 0.008 0.049 M -21.688 6.579 -3.297 0.001 0.006 D -19.063 6.581 -2.896 0.004 0.023 L -18.188 6.583 -2.763 0.006 0.034 T -27.0.63 6.583 -4.111 0.000 0.000 Cr-CoMill vs Cr-CoLS V -24.000 6.582 -3.646 0.000 0.002 M -27.500 6.579 -4.180 0.000 0.000 D -29.750 6.581 -4.520 0.000 0.000 L -28.438 6.583 -4.320 0.000 0.000 T -33.813 6.583 -5.136 0.000 0.000 Cr-CoCL vs Cr-CoLS V 6.594 6.582 1.002 0.316 1.000 M 5.813 6.579 0.884 0.377 1.000 D 10.688 6.581 1.624 0.104 0.626 L 10.250 6.583 1.557 0.119 0.717 T 6.750 6.583 1.025 0.305 1.000 94 En base a los resultados obtenidos se puede afirmar que la magnitud del microgap entre el implante y pilar se vio influenciada por el material y por la técnica de fabricación de estos. Los pilares confeccionados con Circona y el Cr-Co fresados presentaron microgaps más pequeños en relación con el implante de conexión cónica en comparación con los pilares de Cr-Co confeccionados por sinterizado con láser o colados. Teniendo en cuenta los valores obtenidos, todos los grupos evaluados tenían microgaps aceptables tomando como referencia rangos de discrepancias clásicos y actuales de 10 a 150 μm. 7.3. Evaluación de la microfiltración marginal entre implante y pilar. El examen de la microfiltración marginal observada mediante microscopio óptico de las muestras fue realizado por dos investigadores de manera independiente (J.R.H. y M.G.P.) al investigador que tomó las imágenes al microscopio (P.M.M.) y debido a que ambos examinadores coincidieron en todas evaluaciones no fue necesario realizar el calculó la concordancia entre examinadores mediante el coeficiente de correlación kappa. Nivel de microfiltración marginal medida con microscopio óptico De acuerdo con el material y la técnica de fabricación, los grupos confeccionados en Circona y los de Cr-Co fresado mostraron los mejores y más favorables resultados de microfiltración óptica, siendo el mejor grupo la Circona, mostrando presencia de agente de tinción solamente en una muestra en el primer nivel de medición. El segundo más favorable grupo fue el de Cr-Co fresado que, aunque solo exhibió agente de tinción en un espécimen como en la Circona, presentó microfiltración en el primer y segundo nivel medido. A continuación, el siguiente grupo fue el Cr-Co colado que mostró microfiltración óptica en un total de 14 especímenes con agente de tinción en los cuatro niveles propuestos, con 9 especímenes alcanzando el segundo nivel, 5 de ellos el tercero y uno el cuarto nivel. Finalmente, los pilares de Cr-Co fabricados mediante sinterizado láser mostraron los peores resultados, mostrando microfiltración óptica en 14 muestras al igual que el grupo colado, pero con peores datos en relación con el nivel, ya que en 13 de las muestras analizadas se observó agente de tinción en el segundo nivel, 11 muestras el tercero y 9 en el cuarto nivel de medición de los implantes, Tabla 6. 95 Comparación media de la microfiltración marginal entre los diferentes grupos de confección medida con microscopio óptico Dentro de la comparación global de microfiltración medida con el microscopio óptico de los grupos evaluados, la prueba de Chi-cuadrado mostró diferencias significativas entre las comparaciones del grupo de pilares de Circona, con sinterizado láser y colado. Nivel de microfiltración y el material y técnica de confección Resultados de microfiltración (Niveles) Material y técnica de confección ZirCAD (n=16) Cr-CoMill (n=16) Cr-CoLS (n=16) Cr-CoCL (n=16) P-valor Total (n=64) Microfiltración (n muestras) a 1 (6.3%) a 1 (6.3%) b 14 (87.5%) b 14 (87.5%) < 0.001 30 (46.9%) Sin Microfiltración 0 0 0 0 - 0 Microfiltración en la primera mitad del cono a 1 (6.3%) a 1 (6.25%) b 14 (87.5%) b 13 (81.25%) < 0.001 a 30 (46.87%) Microfiltración en la segunda mitad del cono a 0 a 1 (6.25%) b 13 (81.3%) b 9 (56.3%) < 0.001 b 23 (35.93%) Microfiltración del hexágono interno a 0 a 0 b 11 (68.8%) c 5 (31.3%) < 0.001 b, c 16 (25%) Microfiltración que alcanza el tornillo de unión a 0 a 0 b 9 (56.3%) a 1 (6.25%) < 0.001 c 10 (15.62%) < 0.001 ZrCAD: Estructuras de Circona CAD/CAM, Cr-CoMill: Estructuras de Cromo-Cobalto fresadoM Cr-CoLS: Estructuras de Cromo-Cobalto sinterizado; Cr-CoCL: Estructuras de Cromo-Cobalto colado. V: Vestibular; M: Mesial; D: Distal; L: Lingual; T: Total. a, b, c; Cada letra de subíndice denota un subconjunto de grupos cuyas proporciones no difieren significativamente entre sí en el nivel .05. Tabla 6. Análisis descriptivo y comparativo de los niveles de microfiltración entre el implante y el pilar medidos en los con microscopio óptico en relación con el material y a la técnica de confección. Seguidamente, al comparar el grupo de Cr-Co fresado con el sinterizado láser y colado, se encontraron diferencias estadísticamente significativas en las comparaciones de microfiltraciones medias, Tabla 6. Considerando la comparación general entre los diferentes niveles de medición de la microfiltración con microscopio óptico, se encontraron diferencias estadísticamente 96 significativas entre todos los grupos evaluados (Circona, Cr-Co fresado, Cr-Co sinterizado por láser y el grupo de pilares colados) Tabla 6. Para la evaluación individual entre los diferentes niveles de microfiltración entre los grupos evaluados, se encontraron diferencias estadísticamente significativas en el primer nivel de evaluación, comparando el grupo de Circona y los de Cr-Co sinterizado por láser y colado. También se encontraron diferencias estadísticamente significativas en la comparación del Cr-Co fresado con el sinterizado láser y el colado en el primer y segundo nivel de medición. En las comparaciones en el tercer nivel, el análisis mostró diferencias significativas entre el circonio y los grupos de Cr-Co confeccionado por sinterizado láser y colados. Finalmente, en cuanto a la comparación de los especímenes en el cuarto nivel, se encontraron diferencias significativas entre el Cr-Co sinterizado con el resto de los grupos analizados Tabla 6. Nivel de microfiltración evaluada mediante PCR De una muestra total de 64 reconstrucciones implantosoportadas, 30 de ellas presentaron algún grado de microfiltración marginal medida mediante microscopio óptico (1 Circona, 1 Cr-Co fresado, 14 Cr-Co sinterizado y 14 colado). En base a estos resultados, se realizó el análisis PCR para aislar el ADN bacteriano en un total de 30 muestras. De ellas, 7 (1 Cr-Co sinterizado por láser y 6 Cr-Co coladas) presentaron valores por debajo del límite de detección de PCR (< 100 UFC), y por lo tanto no fueron incluidas en el análisis por PCR, Tabla 7. En relación con la evaluación descriptiva de las 30 muestras cuantitativas analizables, el recuento más bajo de UFC se produjo en el grupo Cr-Co fresado (5,17E + 02 UFC/ml), seguido de la Circona (7,70E + 03 UFC/ml), por lo que el tercer grupo más favorable fue el Cr-Co colado (9.39E + 03 UFC/ml) y finalmente, el grupo Cr-Co sinterizado por láser (2.4E + 05 UFC/ml) mostró el mayor recuento bacteriano, siendo el menos favorable en términos de microfiltración bacteriana Tabla 7. Pruebas de normalidad de las microfiltraciones medida con PCR Una vez obtenido el análisis descriptivo de los datos, se realizaron las pruebas de normalidad mediante la prueba de Shapiro-Wilk, mediante la cual se determinó, que no había distribución normal de los resultados, por lo que se optó por realizar la prueba no paramétrica de U Mann-Whitney. 97 Comparación media de las microfiltraciones medidas con PCR entre los diferentes grupos de confección La comparación del recuento de UFC se realizó entre los grupos Cr-Co colado y sinterizado ya que la Circona y el Cr-Co fresado presentaron microfiltración en solo una muestra por grupo. En la comparación mediante la prueba de U Mann-Whitney, los resultados mostraron diferencias muy significativas entre la comparación de los grupos Cr-Co sinterizado por láser y Cr-Co colado (p < 0.05) estos resultados se muestran en la Tabla 7. ZrCAD: Estructuras de Circona CAD/CAM, Cr-CoMill: Estructuras de Cromo-Cobalto fresado Cr-CoLS: Estructuras de Cromo-Cobalto sinterizado; Cr-CoCL: Estructuras de Cromo-Cobalto colado. V: Vestibular; M: Mesial; D: Distal; L: Lingual; T: Total. PG: Porphyromonas Gingivalis; DE: Desviación estándar Tabla 7. Análisis cuantitativo mediante PCR y comparativo mediante la prueba U Mann-Whitney En base a los resultados obtenidos se puede afirmar que la microfiltración marginal entre el implante y pilar se vio influenciada por el material y la técnica de fabricación de estos. Los pilares confeccionados con Circona y el Cr-Co fresados presentaron menor microfiltración marginal en relación con el implante de conexión cónica en comparación con los pilares de Cr-Co confeccionados por sinterizado con láser o colados. Considerando la comparación del análisis por PCR, el recuento más bajo de UFC fue observado en Cr-Co fresado seguido de Zr, Cr-Co colado y finalmente el sinterizado laser, el cual exhibió la cuantificación bacteriana más alta siendo la técnica más desfavorable en términos de microfiltración marginal. Material y técnica de confección ZirCAD (n=1) Cr-CoMill (n=1) Cr-CoLS (n=14) Cr-CoCL (n=14) Total (n=30) Cuantificación de PG total 7.70E+03 UFC/ml 5.17E+02 UFC/ml 2.23E+05 UFC/ml 9.39E+03 UFC/ml 2.4E+05 UFC/ml U-Mann test Material y técnica de confección Media Mediana DE Minimo Maximo Cr-CoLS (n=14) 16440.14 UFC/ml 18900.0 UFC/ml 14499.5 UFC/ml 0.0 42000.0 UFC/ml Cr-CoCL (n=14) 670.5 UFC/mL 785,0 UFC/mL 323.5 UFC/mL 0.0 2470.0 UFC/mL 98 8. DISCUSIÓN 99 8. DISCUSIÓN El objetivo global de la presente tesis doctoral fue evaluar el ajuste existente entre un implante dental con conexión interna hexagonal cónica y un pilar protésico para restauraciones unitarias sobre implantes en función del tipo de material y la técnica de confección empleada (Cromo-Cobalto fresado, colado, sinterizado y óxido de circonio mecanizado). Extrapolando estos objetivos planteados a un escenario clínico, la evaluación y el conocimiento del ajuste esperable entre implante y restauración, en función del material y la técnica de fabricación, permitirá al clínico tener un criterio más fundamentado a la hora de elegir un material y técnica. Este hecho podría influir en el éxito y longevidad de las restauraciones sobre implantes y, por consiguiente, en el tratamiento rehabilitador y en la calidad de vida del paciente desdentado parcial. La evaluación de la zona de conexión del implante y el pilar de las restauraciones sobre implantes dentales ha sido, desde los inicios de esta disciplina, uno de los focos de atención de investigadores y clínicos. (206) La precisión de los componentes protésicos en relación con su sección de conexión supone un condicionante importante para asegurar el éxito y la longevidad de las restauraciones sobre implantes. (170, 207) Estos componentes protésicos pueden ser confeccionados usando diferentes materiales (metales, cerámicas, polímeros, etc.) y técnicas de fabricación (colado, fresado, prototipado, etc.), y en este sentido es donde la presente investigación pretende analizar el escenario actual clínico en relación con las demandas por parte del clínico y del paciente. En base a ello se comparó el microgap y el grado de microfiltración marginal de estructuras de Cromo-Cobalto dependiendo del tipo de técnica utilizada para su confección con las estructuras de Óxido de Circonio mecanizado. Considerando los resultados obtenidos y teniendo en cuenta las limitaciones de un estudio in vitro, los resultados globales obtenidos demuestran que existe una relación directa entre el tipo de material y la técnica de confección con el tamaño del microgap existente entre el pilar protésico y la conexión del implante medido mediante microscopio óptico de barrido. Finalmente, la selección del material restaurador también influyo en el grado de microfiltración en este segmento. Como anteriormente se mencionó en el apartado de introducción de la presente tesis doctoral, las dos filosofías iniciales en relación con la conexión del implante con respaldo científico habían sido la conexión externa hexagonal (Brånemark – 100 NobelBiocare) y la conexión interna (ITI – Straumann). (46, 53) A partir de las publicaciones de los resultados a medio y largo plazo, las cuales describían el uso de estas dos conexiones de una manera segura y fiable, numerosas variantes de conexiones han sido propuestas. (208) Comparado con la conexión externa clásica, la conexión interna aporta ciertas ventajas tales como una transmisión biomecánica de fuerzas oclusales directamente desde el pilar o componente protésico hacia la zona de indexación interna y a su área estabilizadora. Esto se debe a que el tornillo protésico de unión que mantiene el pilar unido al implante dental está sujeto a menor estrés horizontal. (208 - 210) A este respecto, la principal complicación observada en las restauraciones sobre implantes de conexión externa ha sido el aflojamiento o fractura de los tornillos protésicos, lo cual puede provocar movilidad en la restauración y complicaciones biológicas a medio y largo plazo, tales como enfermedades periimplantarias o pérdida ósea marginal. (150, 152) La evolución de estas conexiones internas son las conexiones cónicas, las cuales aportan un sellado más favorable entre el componente protésico y la conexión implantológica buscando con ello evitar micromovimientos o microfiltraciones indeseadas. (211) Aunque el paradigma de estos sistemas es el cono morse impactado, este enfoque tiene ciertas limitaciones tales como la incapacidad de retirada del componente protésico en situaciones de necesidad. (87) La conexión interna indexada cónica ha sido ampliamente investigada ya que aplica el concepto de conexión interna clásica indexada con el de conexión cónica. (211, 212) Considerando las ventajas y versatilidad de la conexión interna cónica indexada y su amplia utilización, unido a una mayor evidencia científica referente a implantes de conexión externa (176, 210) se seleccionó dicho sistema para la evaluación de la capacidad de ajuste y sellado de esta conexión en relación con los diferentes materiales restauradores. Como ya se expuso en la introducción, aunque la salud oral ha ido mejorando en los últimos veinte años, el envejecimiento paulatino de la población conlleva un aumento de los pacientes desdentados parciales y totales. (9, 10, 213) En ese sentido, las restauraciones unitarias sobre implantes suponen una opción segura y viable para reponer dientes perdidos, la cual ha visto aumentada su demanda entre pacientes y clínicos. (35) La selección de la restauración unitaria como modelo experimental en la presente tesis doctoral se basó en este aumento en la tendencia clínica. Considerando el objetivo y la metodología, la presente investigación está en consonancia con multitud de estudios 101 previamente publicados que han basado sus modelos experimentales en restauraciones unitarias. (173, 176, 179, 189) El tipo de material y la técnica de fabricación puede influir en el éxito clínico y en la supervivencia a medio y largo plazo de las restauraciones implantosoportadas. (107) Como se mencionó previamente en la introducción, las restauraciones de metal cerámica basadas en aleaciones nobles están consideradas como el material de elección debido a su estabilidad y longevidad a largo plazo. (28, 55, 101) Sin embargo, el aumento del precio del oro y la mejora de las tecnologías CAD/CAM ha supuesto la introducción de nuevos materiales y técnicas de confección para prótesis sobre dientes e implantes. (28) Este cambio en el flujo de trabajo de prótesis sobre implantes ha permitido el abaratamiento de los procesos de confección y por tanto ha hecho más asequibles esta opción restauradora para técnicos, clínicos y pacientes. (214) Entre otros materiales, las aleaciones de Cr-Co y el Óxido de Circonio han visto aumentada su demanda gracias a sus buenas características biológicas, técnicas y a su competitividad en términos de coste y efectividad económica y temporal. (215 - 217) Este cambio en las tendencias técnicas y clínicas actuales, unido a la necesidad de fabricar restauraciones personalizadas para realizar un tratamiento rehabilitador a medida ha producido un gran aumento en la oferta de materiales y sistemas CAD/CAM, haciendo necesario evaluar las diferentes opciones en lo referente a materiales y técnicas de fabricación existentes. (127, 218) Aunque la indicación clínica de los pilares personalizados de Circona a la plataforma del implante o en una pieza es controvertida, debido al riesgo de presentar complicaciones mecánicas o técnicas como el chipping de la cerámica de recubrimiento y la fractura del pilar, estos pilares son ampliamente utilizados especialmente en zonas de alta demanda estética. La bibliografía reciente sugiere que su uso puede proporcionar una mejor estabilidad de los tejidos blandos y una mejor consecución del color en comparación con el uso de aleaciones de titanio u oro para pilares en la región anterior. (132) Clásicamente, la literatura ha optado por evaluar similares parámetros a los anteriormente expuestos en aleaciones nobles (pilares para colar o sobrecolados), en pilares de titanio (de catálogo o estándar) y más recientemente en pilares de Cr-Co (pilares para colar, sobrecolados o estándar) y cerámicos. (164 - 167) Sin embargo, son escasos los estudios que evalúen pilares personalizados de Cr-Co confeccionados convencionalmente y mediante tecnología CAD/CAM y los de Óxido de Circonio en los mismos términos. Considerando estos antecedentes, en la presente tesis doctoral se 102 utilizaron el Cromo-Cobalto fresado, colado, sinterizado y el óxido de circonio mecanizado. Aunque este escenario clínico ha permitido fabricar componentes protésicos más versátiles y precisos, el ajuste de la interfaz implante-pilar sigue siendo un parámetro importante para determinar el éxito y la supervivencia clínica a largo plazo. (165, 170) Metodología de envejecimiento Para poder extrapolar la metodología in vitro a un escenario clínico real, con la realización de fases de envejecimiento se pretende simular las condiciones intraorales a las que las restauraciones serían clínicamente sometidas. En el presente estudio se empleó la masticación artificial mediante carga cíclica y el termociclado en saliva artificial. Considerando la metodología de envejecimiento descrita en la literatura sobre investigación in vitro en biomateriales dentales y más específicamente en prótesis dental y maxilofacial, se realizó una fase de masticación artificial con ciclos de carga estática en un ambiente seco. Teniendo en cuenta la norma ISO para este tipo de metodología, están aceptadas tanto el uso de una prueba en seco como bajo solución salina fisiológica para el envejecimiento artificial de restauraciones sobre implantes. (182) La decisión de realizar la prueba de esta manera se debió a las características de la máquina de simulación de masticación existente en laboratorio de biomateriales de la facultad de Odontología de la Universidad Complutense de Madrid. La determinación de los ciclos de carga se basó en estudios previos que informaron que un proceso de carga de entre 240.000 a 250.000 ciclos en una máquina de simulación de masticación corresponde a aproximadamente un año de función de masticación clínica en la cavidad oral (218 – 220), aplicándose 300.000 ciclos para cada espécimen. En comparación con la literatura relacionada, los parámetros utilizados se encontraban dentro de los estándares actuales en estudios similares que variaban entre un mínimo de 1.000 a un máximo de 1.200.000 ciclos con cargas de 20 a 300 N para coronas. (218 - 221) En relación con el envejecimiento mediante termociclado con saliva artificial, aunque esta prueba se utiliza más en estudios que evalúan fuerzas de adhesión en biomateriales dentales, (222, 223, 224) se decidió realizar el envejecimiento mediante saliva artificial con la intención de extrapolar el modelo in vitro a las situaciones clínicas para la posterior evaluación de la microfiltración, ya que en dicha fase experimental se usó un agente de tinción en combinación con un medio bacteriano. 103 Evaluación del microgap entre implante y pilar Previo al análisis del microgap entre implante y pilar, las 64 muestras fueron visualmente examinadas individualmente y se determinó que no existieron complicaciones durante la fase envejecimiento. Los resultados globales de la evaluación del microgap medido mediante MEB en el complejo implante y pilar reportó microgaps con valores dentro de los rangos reportados como aceptables en la literatura (de 10 a 150 μm.). Considerando los grupos individualmente, los datos obtenidos mostraron los resultados más favorables en los grupos Cr-Co fresado y Zr respectivamente, en comparación con el grupo de Cr-Co sinterizado por láser y con el Cr-Co colado. Considerando estos resultados, la hipótesis nula fue rechazada, ya que se encontraron valores de microgap significativamente diferentes entre los grupos y las zonas de medida evaluadas. Aunque los materiales y las técnicas de fabricación para las restauraciones implantosoportadas han mejorado significativamente en los últimos años, sigue existiendo un desajuste entre la estructura protésica y el implante osteointegrado. Este ajuste está considerado en la literatura como un parámetro importante que puede determinar el éxito a largo plazo de las restauraciones implantosoportadas. (170) En relación con las técnicas de confección, los colados convencionales, considerados como el “Gold Standard”, (28, 55, 101, 102) están siendo relegados a un segundo plano por la tecnología CAD/CAM, la cual ha permitido el procesado de estos materiales de una forma más eficiente. (216, 217) A la vista de los resultados obtenidos, en los cuales el grupo confeccionado por técnica convencional fue el que obtuvo resultados más desfavorables, y considerando lo reportado en la literatura actual, es posible que en los próximos años el “Gold Standard” en restauraciones unitarias sobre implantes sea rebatido o consensuado, cambiando de metal cerámica colado a otro material confeccionado por CAD/CAM. En lo que respecta al método de medición del microgap en el presente estudio, se realizó una medición directa del desajuste en la unión entre el sector de conexión del pilar y la plataforma del implante, como se había descrito anteriormente en estudios similares, para evitar posibles sesgo. (164, 166, 167) Para asegurar la fiabilidad de los métodos de medición, algunos estudios recomendaron un mínimo de 50 mediciones (196, 197, 225, 226), o hasta 100 mediciones por muestra. (25, 164) Siguiendo las recomendaciones reportadas en la literatura que aconsejan un mínimo de 50 mediciones por muestra, se realizaron 56 mediciones (14 mediciones por lado en 4 lados por muestra) en el microgap observado en el segmento pilar implante para asegurar la obtención de resultados fiables. 104 Aunque la literatura ha reportado que la presencia de discrepancias y espacios en la unión de pilares e implantes es inevitable, (227, 228) hay que considerar que un ajuste óptimo es esencial, y este factor se debe tener en cuenta en el momento de diseñar y fabricar estos componentes. (229) Los valores de microgap marginal entre la estructura protésica y el implante dental reportados como aceptables han ido cambiando (47) a lo largo del tiempo, oscilando entre los 30 µm (230) y los 150 µm. (231) A pesar de haber sido ampliamente investigado, sigue existiendo actualmente una falta de consenso sobre la definición de desajuste clínicamente aceptable. (170) Además de la magnitud del microgap, se debe de tener en cuenta el tamaño medio de las bacterias periopatogénas. (164, 232 - 234) Una revisión sistemática reciente informó que un desajuste máximo de 150 μm podría ser considerado como aceptable, aunque también se concluyó que los resultados obtenidos no aportaban suficientes pruebas científicas sustanciales. (167) Más recientemente, otros estudios han considerado como aceptable un tamaño de microgap de entre 1 a 49 μm en estudios tanto preclínicos como clínicos. (164, 212) Teniendo en cuenta los rangos anteriormente obtenidos y reportados como de referencia, el desajuste de todos los grupos en el presente estudio estuvo dentro de un rango aceptable (10 - 150 μm). (167) Sin embargo, otros estudios señalan como aceptable un máximo de 10 μm. (186, 233 - 236) Si se tiene en cuenta este límite, solo los pilares fabricados por el fabricante original [Zr (1,70 - 3,11 μm) y Cr-Co fresado (1,66 - 3,62 μm)] estarían dentro de los rangos aceptables, quedándose fuera de ellos los grupos no originales [Cr-Co sinterizado laser (11,54 - 16,71 μm) y Cr-Co colado (16,78 - 19,57 μm)]. Por lo tanto, se podría interpretar que la técnica de fabricación y el material tienen un efecto sobre el tamaño del microgap entre implante y pilar. Aunque la influencia de la técnica de fabricación y el material en el desajuste marginal de estructuras protésicas sobre implantes se ha evaluado ampliamente, (164, 170, 197, 229, 237) los estudios estaban limitados a la evaluación de la técnica de fabricación en un solo material específico. La mayoría de ellos compararon componentes estándar (“de stock” o de fábrica) con componentes personalizados o a medida, fabricados mediante aleaciones nobles, titanio y/o circonio. Por otro lado, son escasos los estudios que evalúen el microgap en los pilares de Cr-Co confeccionados mediante técnicas CAD- CAM, incluidos los pilares fresados, colados y sinterizados con láser, en comparación con los fabricados en zirconio. En un estudio reciente, Gonzalo y cols. (164) analizaron 105 los microgaps entre implantes y pilares de Cr-Co sinterizados por láser y de titanio fresados sobre implantes de conexión interna utilizando, al igual que en la presente tesis doctoral, un MEB. Sin embargo, el estudio no comparó diferentes técnicas de fabricación para aleación de Cr-Co. Estos autores reportaron mayores valores de desajuste en el grupo de Cr-Co sinterizado con láser (11,83 a 13,21 μm) que en los pilares confeccionados mediante titanio fresado (0,75 a 1,27 μm), coincidiendo con los resultados obtenidos en la presente investigación. (164) En un estudio similar, Sen y cols. (228) evaluaron diferentes tipos y materiales para confección de pilares (Circona y Titanio) sobre implantes de conexión cónica, los cuales mostraron datos mas favorables en los pilares de Zr en comparación con los de titanio y con los implantes de conexión externa. (229) Del mismo modo, Tsuge y cols., obtuvieron valores de microgap más pequeños entre los pilares de Circona y los implantes de conexión cónica, en línea con el presente estudio, con valores de desajuste de 2,7 a 4,0 μm. (227) Fernández y cols., investigaron el desajuste de pilares de Cr-Co utilizando diferentes técnicas de fabricación, también con resultados similares a los obtenidos en la presente tesis doctoral. (237) Estos autores reportaron que el mayor desajuste se encontró en el grupo de pilares confeccionados mediante sinterizado láser (11,30 µm), seguido por los colados (9,09 µm), y finalmente el grupo de pilares fresados (0,73 µm). (237) Por su parte, Smith y cols. evaluaron pilares de Circona y Titanio, en lugar de Cr-Co, reportando valores medios de desajuste mayores de 7,4 a 26,7 μm para el oxido de zirconio en comparación con los 2,0 a 6,6 μm de los pilares de confeccionados en Titanio. (218) Baldasarri y cols. (167) analizaron el microgap entre implantes de conexión cónica y los pilares a medida (personalizados) (Circona contra Titanio), mostrando que los pilares de Circona tenían un rango de microgaps medio más amplios (1,5 a 34,3 μm) en comparación con los resultados de los presentados en esta tesis doctoral; por su parte, los valores de desajuste del grupo metálico sí fueron similares (1 a 3,5 μm), a pesar de que el material empleado fue diferente. (167) Teniendo en cuenta estos hallazgos, la evaluación de la influencia de la técnica y el material en la magnitud del microgap puede considerarse una línea de investigación de interés en implantoprótesis. Sin embargo, son necesarios estudios comparativos adicionales que evalúen el desajuste y el microgap entre los diferentes métodos de fabricación que utilizan pilares originales y no originales. Aunque como ya se ha mencionado anteriormente el desajuste o microgap entre implante y pilar ha sido ampliamente investigado, aún no existe un método de evaluación 106 estandarizado. En este sentido se han propuesto numerosas técnicas como la evaluación radiográfica en dos y tres dimensiones, la sección transversal del implante y su componente protésico, y el uso de microscopios ópticos y electrónicos de barrido. (167, 239) El uso de MEB ha sido ampliamente documentado como un método reproducible y fiable (167) para la evaluación de microgaps o desajustes de componentes protésicos. Sin embargo, el análisis por MEB tiene ciertas limitaciones ya que solo se pueden obtener imágenes bidimensionales. Para superar estas limitaciones, se han propuesto otras técnicas de imagen como la tomografía digital o la microtomografía, aunque estas técnicas son más caras, requieren de equipos específicos y más tiempo para el procesamiento y las evaluaciones de las imágenes obtenidas. (240, 241) El uso de MEB para la evaluación del microgap vertical marginal permite la investigación de la conexión implante-pilar de una manera no invasiva. Sin embargo, el microgap entre implante y pilar en implantes de conexión cónica debe evaluarse en el eje o plano de la superficie de contacto entre el implante y el pilar. A este respecto, el ángulo adecuado para la evaluación del microespacio debe ser de 90° con respecto al eje vertical del implante paralelo a la superficie del cono. Debido a la configuración protésica propuesta, el MEB tuvo que estar angulado a 90º con una variación de la angulación de ±25º hacia el eje coronal para obtener un eje adecuado para la evaluación del microgap. Por lo tanto, los resultados obtenidos deben ser evaluados cuidadosamente considerando este ajuste de angulación para permitir la observación del microgap. El presente estudio se basó en la medición directa del desajuste en la unión entre el pilar y la plataforma del implante, como se describió anteriormente. (164, 167, 197) Para asegurar la fiabilidad de los métodos de medición se realizaron 56 mediciones considerando que en algunos estudios se recomendaron un mínimo de 50 mediciones por muestra, (193, 194, 239) y otros propusieron hasta 100 mediciones por muestra, (164, 189) por lo que el número de mediciones realizados estuvieron dentro de los rangos considerados como aceptables. Aunque el MEB se ha utilizado comúnmente en la investigación de prótesis sobre implantes, revisando la literatura se puede observar que estudios adicionales a partir del análisis del microgap implante-pilar y basados en la evaluación de la microfiltración podrían aportar una información valiosa para cuantificar la importancia clínica de la existencia de microgaps. Considerando esta situación la presente tesis doctoral incluyó estos métodos adicionales de evaluación de la microfiltración marginal con microscopio 107 óptico y con PCR para compensar y superar las limitaciones existentes en este tipo de metodología. Nivel de microfiltración marginal medida por microscopio óptico Durante la evaluación de la microfiltración marginal, se observó presencia de azul de metileno en un total de 30 muestras (1 Zr, 1 Cr-Co fresado, 14 Cr-Co sinterizado por láser y 14 Cr-Co colado). Por tanto, se puede afirmar que el tipo de material y la técnica de fabricación tuvieron un efecto significativo en el nivel microfiltración entre pilar y el implante después del proceso de envejecimiento por masticación y saliva artificial. Se observó que los pilares Zr y Cr-Co fresado presentaron microfiltración sólo en el primer nivel y en el primer y segundo nivel respectivamente, siendo esta microfiltración menor que en los pilares de Cr-Co sinterizado láser y Cr-Co colado. En estos dos últimos grupos se registró microfiltración en todos los niveles observados, siendo los datos obtenidos por el grupo sinterizado láser fueron menos favorables. La hipótesis nula fue rechazada ya que se encontraron diferencias significativas en los valores de microfiltración entre los grupos de manera global y entre los niveles de microfiltración propuestos. En la literatura en prótesis sobre implantes, los estudios in vitro de ajuste y microfiltración se han revelado como comunes y de utilidad a la hora de evaluar nuevos diseños de conexiones y de componentes protésicos. Aunque actualmente no existe un consenso sobre la mejor metodología para esta evaluación, diversos materiales y métodos han sido propuestas para la evaluación de la microfiltración. En una revisión sistemática publicada en el año 2017 por Misrha y cols., se incluyeron 30 estudios reportando una gran variabilidad metodológica, concluyendo que la mayoría de los estudios emplearon cultivos bacterianos, sólo dos usaron agentes de tinción, y únicamente uno utilizó agua y otro estudio resina acrílica. (242) Cada vez que se conecta e integra un pilar protésico a un implante, se crea un microgap en la interfase entre estos dos componentes. (175, 176) Esta cámara o reservorio microscópico proporciona un sustrato ideal, donde los microorganismos pueden adherirse y proliferar y, en consecuencia, constituir un reservorio bacteriano activador de una posterior respuesta inflamatoria del huésped alrededor de la interfase pilar-implante. (173, 175, 176) Observando y relacionando los resultados globales medios de la microfiltración con los obtenidos en la evaluación del microgap entre el implante y los pilares evaluados 108 (1.54 - 22.89 μm); y sobre todo considerando que las bacterias orales presentan un tamaño medio aproximado que varia entre los 2 a 10 μm de longitud y de 0.2 a 1.5 μm de anchura, (164, 232, 233) se puede determinar que las bacterias podrían atravesar desde el medio externo oral al interior de los implantes y por tanto colonizar los componentes protésicos y el área periimplantaria circundante. Sin embargo, se debe de tener en cuenta que los resultados obtenidos mediante MEB son en dos dimensiones y el área de medición fue solo externa. Por tanto, y aunque los rangos de microgap fueran mayores que el tamaño de las bacterias, la superficie de contacto interna entre implante y pilar, especialmente en la zona del cono, pudo minimizar o incluso eliminar la posibilidad de microfiltración ya que no hubo microfiltración en un 46.9% de las muestras analizadas. Considerado los resultados obtenidos y la metodología del estudio, aunque con variaciones, similares estudios han propuesto la evaluación de la microfiltración entre implante y pilar en un escenario in vitro. A este respecto, el uso de azul de metileno como agente de tinción para la evaluación de la microfiltración se ha descrito previamente (176, 243). Específicamente, el estudio publicado por Larrucea y cols., en el año 2014, se basó en una metodología muy similar basada en el uso de azul de metileno y un microscopio óptico para evaluar la microfiltración en los diferentes niveles en un implante de conexión interna cónica. Aunque este estudio no incluyó diferentes materiales para la confección de los pilares y la información metodológica reportada es limitada, los componentes utilizados se mencionan como pilares para cementar originales. Teniendo en cuenta esta información, los resultados en los implantes cónicos se podrían comparar con los obtenidos en nuestros pilares confeccionados por la casa comercial (Cr-Co fresado y óxido de circonio) siendo los resultados de la presente tesis doctoral mucho mas favorables ya que estos autores reportaron microfiltración hasta el tercer nivel o en la zona del tornillo de unión. (176) Otro estudio reportó el uso de azul de metileno en implantes de conexión externa e interna cónica sin comparación de diferentes materiales para la confección de pilares para evaluar la microfiltración, utilizando un espectrofotómetro para evaluar la existencia del líquido de tinción. (243) Los resultados mostraron resultados significativamente mayores en los implantes de conexión externa en comparación con los de conexión interna cónica, en términos de concentración medida mediante el espectrofotómetro existió microfiltración para implantes de conexión interna cónica. Sin embrago los datos no pueden ser directamente comprados ya que el material y el método difiere de los usados en la presente tesis doctoral. 109 En la línea de evaluación de materiales mediante medios de tinción, otro estudio de Abdelhamed y cols. (232) usó azul de toluidina en pilares de titanio y Circona atornillados a dos torques diferentes. Además, se realizó un análisis del microgap mediante microtomografía, el cual determinó que no existió microgap entre implante y pilar como se expuso anteriormente. En relación con la evaluación con el medio de tinción, estos autores reportaron mayor microfiltración en el grupo de los pilares de titanio sin diferencias estadísticamente significativas. Aunque también se evaluó la Circona y el titanio, el material de control no fue la aleación de cromo cobalto. Los resultados podrían ser comparables a los presentados en la tesis doctoral ya que en ambas investigaciones el grupo cerámico fue el que presentó un sellado más favorable presentando menor microfiltración. (232) Entre la literatura más reciente referente a la evaluación de la microfiltración en implantes dentales, Mostofy y cols. (244) evaluaron 16 implantes de conexión interna hexagonal con pilares originales de titanio para cementar, divididos en dos grupos en los que se sellaba la interfase entre implante y pilar con esmalte en uno de los grupos para actuar de control. Los resultados obtenidos, aunque no se pueden comparar directamente ya que no se siguió la misma metodología de medición y se evaluaron diferentes materiales para la fabricación de los pilares, los resultados fueron más desfavorables ya que todas las muestras sin agente sellante mostraron microfiltración. (244) Además, una tesis doctoral (245) defendida en el Departamento de Prótesis Bucofacial de la Universidad Complutense, realizó un estudio de medición del microgap o discrepancia y microfiltración en implantes de conexión externa hexagonal e interna cónica usando pilares rectos y angulados de titanio prefabricados originales dependiendo del torque aplicado. La microfiltración con azul de metileno no pudo ser demostrada por lo que no se realizó un análisis descriptivo. (245) Entre los últimos estudios publicados sobre microfiltración en el complejo implante pilar, encontramos un estudio publicado por Ortega-Martínez y cols. (179) en el que se evaluaron dos materiales para la confección de pilares protésicos, titanio y PEEK, con carga y sin carga dinámica, en un implante de conexión interna y utilizando azul de metileno para la evaluación de la microfiltración. Para ello, después de haber mantenido la restauración en el líquido de tinción, se desatornilló el pilar para evaluar su interior mediante un microscopio utilizando la escala propuesta por Larrucea y cols., (176) coincidiendo esta metodología con lo realizado en la presente tesis doctoral. Aunque los materiales evaluados no fueron los mismos, el análisis del medio de tinción en las 110 muestras incluidas reportó los resultados mas favorables en los pilares de titanio los cuales solo mostraron microfiltración en dos de los 24 pilares. Por el contrario, los pilares de PEEK reportaron resultados menos favorables. Considerando los niveles de microfiltración, los pilares de PEEK y aquellos que tuvieron carga, obtuvieron resultados mas desfavorables. En detalle los pilares de titanio sin carga no presentaron microfiltración y los que tuvieron carga solo dos en el primer nivel. Por el contrario, los pilares de PEEK con carga tuvieron microfiltración en el primer y segundo nivel, 5 de los pilares que no recibieron carga no presentaron microfiltración y otros 10 presentaron microfiltración en el nivel superior. (179) Considerando este estudio, y aunque los resultados no pueden ser directamente comparados debido a la disparidad en los materiales, el uso de pilares mecanizados puede compararse con los de Cr-Co fresados evaluados en la presente tesis doctoral. En este sentido, la microfiltración del grupo de Cr-Co fresado fue similar en la tesis doctoral ya que solamente una muestra presento líquido de tinción en el primer nivel superior, en el segundo y en el tercero, pero al igual que en el estudio de Ortega-Martínez no se observó líquido en el ultimo nivel. (179) Si tomamos estos resultados y los de otros estudios que siguieron similares metodologías y los extrapolamos al escenario clínico, el uso de implantes de conexión cónica y de pilares mecanizados parecen ser los mas favorables para evitar posibles microfiltraciones bacterianas entre implantes dentales y pilares u otros componentes protésicos. En cuanto a los métodos de evaluación de la microfiltración en la conexión implante-pilar, se han publicado varios procedimientos analíticos como estudios de elementos finitos y estudios microbiológicos (173, 176, 246, 247), sin embargo, faltan los estudios que evalúan la microfiltración de pilares de Cr-Co fabricados con diferentes materiales y técnicas de fabricación y Zr. Considerando el uso del azul de metileno como agente de tinción para la evaluación de la microfiltración, esta técnica ha sido utilizada con éxito en estudios de prótesis fija y odontología restauradora sobre dientes pues es fácilmente reproducible, observable y barata, ya que este líquido tiñe con facilidad tanto esmalte como dentina. (176, 248, 249) Sin embargo, en prótesis sobre implantes su uso para la evaluación de la microfiltración es limitada ya que la observación y evaluación del líquido en las superficies internas de los implantes es complicada, requiere de una calibración previa y en muchas ocasiones es difícil de observar de una manera directa. 111 En la presente tesis doctoral se uso el método de observación directa con microscopio óptico como había sido publicado en el estudio de Larrucea y cols. y aunque se alcanzó el objetivo propuesto y se consiguió observar microfiltración, los resultados fueron dicotómicos ya que la evaluación se basó en microfiltración positiva o negativa en los diferentes niveles propuestos. A la vista de las diferentes metodologías propuestas en la literatura, la realización de estudios microbiológicos parece ser la alternativa más propuesta por ser la más fiable, ya que no depende de observadores subjetivos sino del resultado de la prueba microbiológica empleada. Siendo los autores conscientes de esta limitación, en la presente tesis doctoral se realizó una prueba por PCR de manera complementaria a la medición directa para poder obtener resultados cuantitativos sobre la microfiltración. Evaluación de la microfiltración mediante PCR En la evaluación de la microfiltración, se obtuvieron resultados positivos en un total de 30 muestras, por lo que la prueba por PCR fue realizada en estas muestras. Del total de las 30 muestras, existió microfiltración en una muestra en los grupos de óxido de circonio y de Cr-Co fresado respectivamente en los cuales no se realizó comparación entre ellos. Aunque se observó presencia de P. Gingivalis en todos los grupos analizados por la PCR, solo 23 muestras fueron incluidas en el análisis descriptivo e inferencial ya que en 7 (1 Cr-Co sinterizado láser y 6 Cr-Co colado) de ellas los valores estuvieron por debajo del límite de detección. Sin embargo, se observaron diferencias estadísticamente significativas en las unidades formadoras de colonias entre los grupos Cr-Co colado y sinterizado, por lo que la hipótesis nula fue parcialmente rechazada. Hoy en día está bien documentado que la mucositis periimplantaria y la periimplantitis se inician por la formación de biofilms, donde los microorganismos bacterianos juegan un papel fundamental. (250 - 251) La colonización bacteriana de un implante dental es un evento temprano, que comienza inmediatamente después de la instalación del implante. (253) A partir de entonces, en las siguientes 2 semanas, ya se han detectado la existencia de bacterias periodontopatógenas específicas (Porphyromonas Gingivalis, Tannarella Forsythia) colonizadora en las zonas periimplantarias, (253, 254) sin haberse reportado diferencias significativas en relación con las características de bacterias alrededor de dientes e implantes sanos durante los siguientes 2 años. (255) No obstante, la presencia de bacterias del complejo rojo, como P. Gingivalis, alrededor de 112 los implantes dentales, no es por sí misma suficiente para provocar el desarrollo de una respuesta inflamatoria degenerativa que conduzca a la pérdida del implante en condiciones óptimas de control de la placa. (254, 256) Estudios tanto in vitro como in vivo han demostrado que la microfiltración bacteriana de estos periopatogénos puede suponer el inicio del establecimiento de un reservorio bacteriano en el interior de los implantes, lo que a largo plazo puede afectar gravemente la salud de los tejidos alrededor de los implantes desarrollando enfermedades periimplantarias. (256) Como se mencionó anteriormente, algunos estudios han determinado y establecido que, aunque el sellado puede ser favorable y aceptable, la existencia de microgaps entre dos partes en contacto es inevitable (170) y ningún sistema de implantes o diseño de conexión ha sido capaz de proporcionar un sellado perfecto entre las interfases del implante y el pilar. Sin embargo, y aunque la evidencia actual es limitada para relacionar de una manera significativa la existencia de periopatogénos en función del tipo de conexión y del material protésico, la literatura coincide en que el uso de conexiones cónicas ha mostrado resultados superiores y más favorables en comparación con el resto de las conexiones. (165, 173) Al igual que ocurre con la metodología para la evaluación del microgap externo e interno entre implante y pilar, actualmente no existe un consenso establecido en la literatura en lo referente al modelo in vitro para recrear la microfiltración bacteriana y su posterior evaluación microbiológica. (242) En el presente estudio 23 de las 30 muestras que presentaron microfiltración observable mediante el microscopio óptico pudieron ser incluidas en la evaluación cuantitativa debido a que presentaron cifras detectables mediante la PCR. A este respecto, el grupo de Cr-Co fresado presentó la cantidad bacteriana más baja seguida por la Circona además de que solo una muestra de cada uno de estos dos grupos no mostró microfiltración. Por otro lado, el grupo de Cr-Co colado reportó valores bacterianos más bajos en comparación al sinterizado por láser con diferencias estadísticamente significativas, siendo por tanto este último grupo el que presentó los resultados más desfavorables. En relación con las técnicas de detección bacteriana, aunque en la presente tesis doctoral se realizó una medición por PCR, en la literatura se han propuestos diversas técnicas para la evaluación microbiológica de la microfiltración bacteriana entre implante y pilar, tales como la enumeración o identificación bacteriana a partir de las unidades formadoras de colonias, la evaluación visual de la turbidez o la observación de la 113 fluorescencia mediante microscopio. (242, 257) Una de las técnicas más sencillas se basa en la enumeración o identificación bacteriana a partir de las unidades formadoras de colonias. (166) La enumeración o identificación bacteriana se basa en el cultivo de muestras recogidas en placas de agar sangre, para su posterior cuantificación y evaluación. Los estudios publicados describen la toma de la muestra del interior del implante mediante puntas de papel o torundas. (166, 242) La segunda técnica más reportada en la literatura es la evaluación visual de la turbidez, o la capacidad de penetración de las bacterias desde el interior del implante al medio exterior. En esta técnica se ha reportado el uso de tioglicolato como caldo de cultivo para la evaluación de la microfiltración bacteriana. (173, 242) Un estudio publicado por Şen y cols, en 2019 que evaluó la capacidad de sellado en diferentes materiales (Titanio y Circona) en implantes de conexión externa y cónica mediante la evaluación de la turbidez. Este estudio encontró diferencias estadísticamente significativas entre los grupos en relación con las unidades formadoras de colonias. El grupo de hexágono externo con pilares de titanio presentaron los peores resultados y por el contrario los mejores resultados fueron reportados en la conexión cónica en pilares de Circona y de Titanio después. (228) Aunque este estudio no uso la misma metodología los resultados de microfiltración fueron similares a los descritos en la presente tesis doctoral. Estas técnicas, aunque son económicas y de fácil manejo, presentan la limitación del limite de capacidad de detección. En este sentido el uso de PCR, aunque más sofisticada también es más sensible y precisa. Aunque la medición por PCR ha sido ampliamente usada en la evaluación bacteriológica de los tejidos periimplantarios (258, 259), los estudios que evalúan la microfiltración bacteriana entre implantes y pilares basados en esta metodología son escasos. A este respecto, en la literatura se ha propuesto el uso o inoculación de diferentes especies bacterianas y métodos para la toma y obtención de las muestras, los cuales no estandarizados para el complejo implante pilar. (242) Considerando estas limitaciones, la comparación directa y cuantitativa hubiera aportado datos sesgados y por tanto la discusión se basó en la comparación de los datos globales por tipos de implantes o de materiales y técnicas de confección de los pilares protésicos. Revisando la literatura actual, encontramos un estudio transversal que incluyó 40 pacientes y 4 tipos de conexiones (hexágono externo, hexágono interno doble, hexágono interno y conexión cónica) con restauraciones metal-cerámica atornilladas. El estudio 114 evaluó la muestra tras 5 años de carga funcional, obteniendo mediciones en el surco periimplantarios y en el interior de los implantes analizando las muestras obtenidas mediante PCR cuantitativa en tiempo real. Este modelo metodológico de la evaluación de la microfiltración bacteriana puede asemejarse al propuesto en la presente tesis doctoral, ya que el planteamiento de la obtención de mediciones del interior de la conexión de los implantes después de la fase de envejecimiento es lo más extrapolable al escenario clínico. Considerando sus resultados, (260) aunque ninguna de las conexiones pudo prevenir la microfiltración bacteriana, el uso de conexiones internas presentaron resultados más favorables en comparación con la conexión hexagonal externa convencional. Este estudio se utilizó una prueba por PCR cuantitativa en tiempo real para la cuantificación bacteriana de Aggregatibacter actinomycetemcomitans, Porphyromonas gingivalis, Tannerella forsythensis, Treponema denticola, Prevotella intermedia, Peptostreptococcus micros, Fusobacterium nucleatum, Campylobacter rectus, Eikenella corrodens, and Candida albicans. Se analizaron estas especies debido a que son las que habitualmente están relacionadas con el desarrollo de la patología periimplantaria y en la presente tesis doctoral también se evaluó la existencia Porphyromonas Gingivalis, ya que previamente a la realización de la fase experimental, se comprobó la viabilidad de la inclusion de PG en el medio de tinción y de acuerdo con el estudio de Canullo y cols., la presencia de PG está relacionada con el desarrollo de patología periimplantaria. En relación con la carga bacteriana los rangos medios reportados fueron de entre 3.16 ± 3.14 a 1.94 ± 2.72 (Log10), comparables con los de la presente tesis doctoral, 2.03 ± 3.14 (Log10) para PG en los implantes de conexión interna cónica. Aunque el citado estudio. no analizó diferentes materiales protésicos, y considerando el análisis microbiológico realizado y los resultados obtenidos, la presente tesis doctoral parece estar en consonancia con la literatura en relación con la evaluación de la microfiltración bacteriana. (260) Siguiendo con estudios clínicos que se basaban en desatornillar la restauración para la evaluación interna, un estudio del año 2015 del mismo grupo evaluó la microfiltración en la conexión del segmento implante pilar en un implante de conexión interna, considerando el estrés producido a este nivel durante los movimientos de colocación del implante. Esta investigación analizó, haciendo uso de una PCR cuantitativa en tiempo real la presencia de las bacterias anteriormente analizadas tras un periodo de 5 años de carga. Aunque este estudio no evaluó el material restaurador, el uso de PCR en el interior del implante obtuvo resultados positivos para la detección de PG, lo que sugiere que se trata de una metodología clínica aceptada. En relación con los 115 valores de carga bacteriana, este estudio obtuvo rangos entre 2 y 1 (Log10) para implantes de conexión interna, lo que está dentro de los valores obtenidos en la presente tesis doctoral. Las conclusiones aportadas por los autores enuncian que el uso de diferentes métodos no afecta la zona protésica, pero advierten que se debe de limitar y minimizar el torque de inserción de los implantes para evitar posibles deformaciones que conduzcan a micromovientos y por consiguiente a microfiltración bacteriana. (261) Aunque la literatura actual relacionada con la evaluación de la microfiltración del complejo implante pilar es limitada y escasa, un estudio de Harder y cols. (262) evalúo la microfiltración entre dos marcas de implantes dentales de conexión interna cónica y sus respectivos pilares de titanio prefabricados. Estos tipos de implantes fueron seleccionados para determinar la microfiltración usando la prueba de PCR cuantitativa en tiempo real. En este estudio, la determinación de la microfiltración se basó en la inoculación de Lipopolisacáridos en los implantes y para ello se realizó la prueba de PCR evaluando los cambios en la expresión de genes y proteínas que intervienen la mediación de producción de citoquinas de los Lipopolisacáridos en sangre humana. Estos autores concluyeron que los implantes mostraron cambios significativos en las expresiones genéticas de las citoquinas, reportando microfiltración desde el interior de los implantes. (262) Este estudio está en consonancia con los resultados de la presente tesis doctoral ya que, aunque los resultados de la tesis fueron más favorables y los materiales de los pilares fueron diferentes, el uso de implantes de conexión cónica no pudo prevenir la microfiltración a nivel molecular. Sin embargo, en este estudio no se realizaron procesos de envejecimiento de masticación artificial y, aunque se determinó microfiltración, la ausencia de estas pruebas se debe de tener en cuenta a la hora de evaluar y comparar los resultados obtenidos. Mencio y cols., evaluaron la microfiltración en dos marcas de implantes de conexión interna hexagonal (6 por grupo). (263) En esta investigación, en uno de los grupos se atornillaron los pilares a los implantes y en el segundo grupo, los pilares fueron cementados directamente al implante. Posteriormente los implantes y los pilares fueron incluidos en un medio con saliva y biofilm supragingival de primeros molares previamente tomado en pacientes oralmente sanos durante condiciones anaeróbicas durante 14 días. Finalmente, las estructuras fueron desatornilladas de los implantes y se tomaron muestras del interior del implante mediante el uso de puntas de papel para realizar una prueba de PCR cuantitativa en tiempo real. Coincidiendo con la presente tesis doctoral, además de analizar la existencia de Porphyromonas Gingivalis se evaluaron las 116 bacterias periopatogénas relacionadas con la patología periimplantaria. Los resultados obtenidos mostraron mayor microfiltración en el grupo de las restauraciones atornilladas comparado con las cementadas al implante, siendo positivo el análisis para PG en ambos grupos coincidiendo con lo reportado en la presente tesis doctoral. (263) Comparando el estudio con la metodología de esta tesis, cabe destacar que estos autores no reportaron el tipo de material usado para la confección de los pilares protésicos y usaron pilares cementados directamente al implante. Los datos de carga bacteriana obtenidos en este estudio para restauraciones atornilladas y PG fueron de media 3.9E+04 lo que estaba por debajo de los valores medios totales reportados en la presente tesis doctoral. Sin embargo, si observamos los valores por grupo, estos fueron similares a excepción del grupo de sinterizado láser. Aunque los datos no pueden ser directamente comparables por la diferencia en la metodología y en el número de muestras, el uso de PCR para detección de PG en el interior de implantes en un modelo in vitro podría ser considerada como una metodología para tener en cuenta en futuras investigaciones. Las características de metodología empleada limitan la extrapolación de los resultados a un escenario clínico ya que el uso de pilares cementados directos a la plataforma de los implantes ha sido descrito de manera muy limitada en la literatura. Siguiendo con la discusión de los datos presentados en la tesis doctoral, encontramos un estudio del año 2017, publicado por Sahin y cols. (264) en el que se evaluó la microfiltración en un implante de conexión interna con pilares protésicos confeccionados en titanio y en óxido de circonio (7 especímenes por grupo). Estos autores inocularon Fusobacterium Nucleatum en el interior de los implantes, sellaron los implantes con gutapercha y posteriormente se sumergieron en tioglicolato enriquecido con vitamina K que posteriormente se analizó mediante una prueba de PCR cuantitativa en tiempo real pasados 2, 4 y 8 días. Los resultados obtenidos reportaron valores más alto en los pilares de Circona, comparado con el grupo de los pilares de titanio. Comparando los resultados obtenidos con los descritos en la presente tesis doctoral, los datos son similares ya que, aunque no se evaluaron pilares de Cr-Co, las técnicas de fabricación fueron en ambos mecanizadas. Aunque la metodología empleada difiera en relación con la especie bacteriana investigada y a la técnica de realizar la preparación del medio de bacteriano, los resultados pueden ser interpretables y comparables ya que el uso de PCR cuantitativa en tiempo real y el uso de un implante de conexión interna y pilares mecanizados fue similar a lo realizado en la presente tesis doctoral. 117 Finalmente encontramos un estudio publicado en 2016 por Podhorsky y cols., en el que se evaluó la microfiltración después de la aplicación de desinfectantes o agentes sellantes en dos tipos de implantes de conexión interna. En este estudio se utilizó una suspensión de Escherichia Coli inoculada que luego fue analizada usando una PCR cuantitativa en tiempo real. Aunque el objetivo y la metodología empleada eran diferentes, los resultados reportados mostraron microfiltración en todos los grupos con valores medios de carga bacteriana de entre 0 a 11 (Log10), siendo estos más desfavorables que los obtenidos en la presente tesis doctoral. En contraposición, aunque no se utilizó un medio de PG ni se evaluó el tipo de material, este estudio está en consonancia con lo previamente reportado. (265) Finalmente, y de forma general en relación con la posible influencia de la interfase entre implante y pilar en el desarrollo de patología periimplantaria, una revisión sistemática que incluyó alguno de los estudios previamente discutidos. La revisión se centro en estudios en humanos con al menos un año de carga funcional los cuales relacionaban un mayor recuento bacteriano en sitios con periimplantitis comparando con sitios sanos. La revisión incluyó un total de 14 artículos y 1126 implantes, reportando el uso de varias conexiones incluyendo la conexión cónica y evaluación mediante PCR, concluyendo que las bacterias podrían colonizarse fácilmente la interfaz implante-pilar y que desde un punto de vista clínico el interior del implante y el componente protésico siempre deben considerarse contaminadas, incluso en condiciones clínicamente saludables. (266) Considerando y comparando los datos descritos con los reportados en la literatura, la microfiltración bacteriana parece ser inevitable, sin embargo, el uso de implantes de conexión cónica y de componentes protésicos mecanizados aportan resultados más beneficiosos en términos de microfiltración bacteriana. En relación con la metodología para la determinación de la microfiltración bacteriana, de PCR cuantitativa en tiempo real para la evaluación de la microfiltración, como ya se mencionó previamente, y aunque no ha sido ampliamente descrita ni empleada en estudios in vitro de microfiltración, la principal ventaja del uso de PCR cuantitativa en tiempo real es la capacidad de detención bacteriana aun cuando su número o carga sea reducido en comparación con los métodos de cultivo convencionales tales como la enumeración o identificación bacteriana a partir de las unidades formadoras de colonias o la evaluación visual de la turbidez. 118 Limitaciones En relación con las limitaciones existentes en la presente tesis doctoral, la investigación presentada se concibió como un estudio comparativo in vitro. Teniendo en cuenta este modelo, los resultados obtenidos en la presente tesis doctoral se deben de interpretar cuidadosamente a la hora de extrapolar las conclusiones obtenidas a un escenario clínico. Este estudio se ha planteado como una investigación preclínica para determinar la viabilidad de estos materiales, así como una fase inicial con vistas a un futuro ensayo clínico aleatorizado comparativo con el objetivo de plantear una evaluación del comportamiento clínico de los grupos incluidos evaluados. Considerando el modelo de estudio propuesto y siguiendo con las limitaciones de la metodología de envejecimiento utilizada, tanto la simulación de la masticación o carga estática primero y el termociclado después, cumplían con los estándares propuestos por las normas ISO. Sin embargo, la realización de la evaluación del microgap en dos fases, antes y después del envejecimiento podría haber aportado datos adicionales sobre como estas pruebas pueden influenciar en la magnitud del microgap. En este sentido, la inclusión de otro brazo con los mismos 4 grupos de estudio, pero sin realizar pruebas de envejecimiento alguno también podría haber aportado información adicional. Sin embargo, la medición después de la carga está ampliamente documentada y aceptada en la literatura en implantoprótesis y extrapolando la metodología a un entorno clínico, las complicaciones tempranas en restauraciones sobre implantes podrían comenzar a aparecer después del primer año de función. (267) Continuando con los materiales utilizados, la presente tesis doctoral se centró en el uso de implantes de conexión cónica, en pilares atornillados a la plataforma del implante y en la aleación de Cromo-Cobalto y en la Circona cómo materiales de la investigación. La conexión externa hexagonal es el diseño que más ampliamente ha sido investigado en investigación en implantología dental. Sin embargo, como se describió en la introducción estos implantes tienen ciertas limitaciones por lo que nuevos diseños de conexión interna e interna cónica han sido propuestos y evaluados. La inclusión de estos implantes de conexión externa y de conexión interna hubieran aportado datos interesantes para escenarios clínicos adicionales, no obstante, se ha observado que la conexión externa presenta datos menos favorables en relación con el microgap y la microfiltración en comparación con los implantes de conexión externa e interna. Debido a las limitaciones descritas en la literatura y habiendo considerado las ventajas que aporta la conexión 119 interna cónica frente a las otras conexiones, (debido su mayor superficie de contacto y mejor comportamiento biomecánico implante-pilar) se seleccionó este diseño de implante. La opción de retención basada en sistemas atornillados, se basó en la tendencia actual coincidiendo con lo reportado en el estudio Delphi de la Asociación Europea de Osteointegración (32), el cual concluye que actualmente y en los próximos 30 años la mayoría de los clínicos optaran por la opción atornillada y como segunda opción en la capacidad de diseñar un pilar en forma de corona de una pieza para atornillar a la plataforma del implante y así poder recibir las cargas de una manera más homogénea. Sin embargo, este diseño, aunque práctico para el desarrollo del presente estudio no se ajuste a la realidad clínica total en la que estos pilares tendrían un volumen más reducido para dar cavidad a la cerámica de recubrimiento. Considerando esta limitación, se desechó la idea de incluir recubrimiento cerámico por ser innecesario para la evaluación de las hipótesis planteadas y debido a que hubiera aumentado el costo de confección de las restauraciones. En referencia a los materiales de confección de las restauraciones seleccionados, la mayor limitación de la presente tesis doctoral fue la inclusión de un solo tipo de material metálico, ya que actualmente es posible confeccionar coronas atornilladas en aleaciones nobles y en Titanio además de en aleación de Cr-Co. Considerando la selección del Cr-Co, uno de los puntos positivos de la presente tesis doctoral fue la inclusión de todas las modalidades de fabricación existentes actualmente en odontología restauradora. También se debe tener en cuenta que los especímenes utilizados fueron fabricados con un diseño específico o “personalizado”, siendo quizás interesante la inclusión de dos grupos adicionales, uno de pilares fresados estandarizados y de pilares sobrecolados, ya que podrían haber aportado información adicional. Sin embargo, la inclusión del grupo de Cr-Co fresado, fabricado por el centro de procesado facilitado por la casa comercial, completa y podría compensar este escenario alternativo ya que los pilares estándar fresados y la conexión de los pilares sobrecolados seguirían la misma métrica, ya que hubieran sido confeccionadas con las mismas máquinas fresadoras y, por tanto, es posible que los resultados hubieran sido similares a los reportados por el grupo de Cr-Co fresado. La inclusión de los grupos metálicos, Titanio (estándar y “a medida”) y Oro- Paladio hubiera aportado datos adicionales ya que estos dos grupos de materiales pueden emplearse para la restauración unitaria sobre implantes. A este respecto, aunque podría 120 haber enriquecido la presente investigación, el objetivo estaba centrado en la aleación de Cr-Co con diseños individualizados. Por otro lado, las limitaciones económicas de la tesis doctoral también influyeron en la decisión de no incluir grupos adicionales, ya que hubiera encarecido notablemente el coste del estudio. En relación con el grupo de óxido de circonio, la tesis doctoral seleccionó pilares de Circona a la plataforma del implante, debido a que el objetivo era evaluar el comportamiento de las restauraciones en el segmento implante-pilar. Aunque la opción de pilares de circonio a la plataforma del implante no está disponible en todos los sistemas de implantes, numerosos estudios han demostrado su eficacia a medio y largo plazo. (127) Como alternativa se podría haber considerado el uso de pilares de titanio para soportar restauraciones de Circona. Sin embargo, hubiera sido como seleccionar pilares de titanio a espesor total y, como se mencionó anteriormente, el principal objetivo fue la evaluación del Cr-Co en base a las diversas técnicas de confección actuales. Finalmente, y en relación con la inclusión de grupos adicionales, los nuevos materiales poliméricos como el polieteretercetona (PEEK) o la fibra de carbono, podrían haberse contemplado como una alternativa a los materiales metálicos o cerámicos. En este sentido, la evidencia científica actual sobre su uso en restauraciones unitarias sobre implantes es limitado y escaso, por lo que su inclusión no fue contemplada. No obstante, estudios preclínicos y clínicos evaluando sus características biomecánicas han aportado resultados prometedores. Futuros estudios podrían aportar información y datos relevantes en relación con su uso clínico. Valorando la metodología de evaluación del microgap, el uso de microscopía electrónica de barrido como se describió previamente es consistente con lo reportado en la literatura. Sin embargo y aunque la angulación de los especímenes fue estandarizada de una manera reproducible, esta metodología fue inicialmente desarrollada para implantes de conexión externa. En este tipo de implantes como en las restauraciones dentosoportadas el MEB, se coloca paralelo a la línea de terminación o al asiento del pilar sobre la plataforma del implante, obteniendo una visualización directa horizontal, y así permitir una estandarización total de la angulación con una visión de las discrepancias sin distorsiones. Evaluando esta metodología, la principal limitación a la hora de realizar la evaluación con el MEB fue el diseño de las restauraciones, la cual no siempre permitió la visión en 90º, por lo que como se reportó previamente, requirió de una angulación de hasta 25º. Futuras investigaciones deberían contemplar el uso de pilar rectos sin anatomía 121 que, aunque no se extrapolaría a un escenario clínico real, podría cumplir con el objetivo para la evaluación del microgap. La selección de una evaluación externa se basó en que la segunda fase experimental requería mantener las restauraciones en la misma situación hasta su evaluación interna final. En ese sentido se desecharon las opciones de corte transversal para la evaluación interna por ser invasivo. Futuros estudios con relación a la discrepancia interna usando métodos de evaluación interna podrían aportar datos complementarios sobre el ajuste en todo el complejo implante y pilar. En este sentido, estudios de corte transversal o de evaluación mediante la microtomografía han resultado ser prometedores, sin embargo, como previamente se describió son métodos que requieren de equipos específicos, de técnicos cualificados y con altos costes económicos. Continuando con la evaluación de la microfiltración, aunque el uso de azul de metileno ha sido documentado en estudios de restauraciones dentosoportadas, como se discutió previamente, su uso en prótesis sobre implantes está limitado debido a que su evaluación y determinación sobre superficies metálicas no es tan sencilla como al teñir esmalte o dentina. Aunque se utilizó un control examinando un implante nuevo, otros estudios similares propusieron el uso de adhesivo para resinas compuestas en la mitad de la conexión del implante como control. Con relación a este procedimiento, durante las fases iniciales se comprobó que era un procedimiento complicado y no concluyente. Debido a esta limitación, se realizó una inoculación y posterior análisis microbiológico de las muestras. En este sentido, la principal limitación fue la toma de las muestras pues al realizar los ensayos preliminares a la realización del experimento final, la toma de muestras con torunda o punta de papel resultaron ser insuficientes y extrapolando este problema al escenario clínico, no es posible realizar la toma de muestras como se describió previamente. En cuanto a la decisión de realizar una prueba por PCR de los implantes, es una de las fortalezas del estudio debido a su especificidad. Sin embargo, la metodología y los resultados deben ser interpretados cuidadosamente debido a las limitaciones en relación con la toma de la muestra y su análisis. Por tanto, y en base a lo planteado, futuros estudios basados en la evaluación por PCR deben tener en cuenta esta limitación a la hora de realizar esta prueba. 122 9. IMPLICACIONES CLÍNICAS Y FUTURAS PERSPECTIVAS 123 9. IMPLICACIONES CLÍNICAS Y FUTURAS PERSPECTIVAS A la vista de los resultados obtenidos en la presente tesis doctoral, aunque se haya realizado en base a un modelo experimental in vitro, las implicaciones de esta investigación pueden ser extrapoladas a un escenario clínico. Como se ha expuesto previamente, aunque el estado de la salud oral mundial ha mejorado notablemente en las ultimas dos décadas, el envejecimiento poblacional sigue relacionado con los individuos desdentados parciales y en ese sentido en los próximos años el tratamiento restaurador con implantes dentales seguirá aumentando exponencialmente. Por lo tanto, la evaluación de materiales para restauraciones unitarias sobre implantes en base a las técnicas de confección actuales sigue siendo un tema relevante para la realización de estudios preclínicos y clínicos. Aunque la tecnología CAD/CAM esta ampliamente asentada en la odontología restauradora actual presentando ventajas notables sobre la tecnología convencional, la literatura científica actual aun no ha determinado la superioridad total de estos sistemas. En prótesis sobre implantes la fabricación de componentes protésicos mediante este flujo de trabajo ha sido utilizado desde los primeros años de su desarrollo, ya que multitud de estas piezas se confeccionaban de manera estandarizada. En relación con las restauraciones unitarias, las técnicas convencionales requieren de materiales de calidad y de técnicos especializados y altamente cualificados para la consecución de ajustes precisos y en el manejo de las cerámicas de alta resistencia. Los sistemas CAD/CAM pueden eliminar casi por completo el factor humano, sin embargo y aunque están prácticamente asentados entre la mayoría de los técnicos, se requieren de conocimientos de diseño y fabricación tanto digitales como convencionales. Además, estos sistemas tienen características muy favorables para diseñar y fabricar componentes metálicos y cerámicos de alta calidad de una manera rápida y económica. En este sentido y aunque los componentes protésicos de aleaciones metálicas fabricados mediante la técnica de colado convencional siguen considerándose el “Gold Standard” para las restauraciones unitarias sobre implantes, los resultados obtenidos mostraron ser más favorables para los grupos confeccionados por CAD/CAM. Los resultados fueron especialmente prometedores para los pilares de Cromo-Cobalto fresados y en los de Óxido de Circonio cuando se compararon con la técnica de colado convencional. 124 Aunque la presente tesis, se trata de un estudio in vitro, los resultados están en consonancia con lo reportado en la literatura y sobre todo con las tendencias clínicas e investigadoras actuales. En lo concerniente al uso de pilares de Circona unitarios atornillados a implantes de titanio, esta opción parece ser una alternativa prometedora en casos de pacientes parcialmente desdentados debido a sus buenas características biológicas. En la misma línea, los pilares de Cromo-Cobalto mecanizados pueden ser una buena alternativa al uso de pilares de titanio o de aleaciones nobles. Además, si evaluamos las técnicas de confección los resultados fueron mas favorables en comparación con el sinterizado láser y el colado. Extrapolando los resultados de la presente tesis doctoral a un escenario puramente clínico, el uso del Cromo-Cobalto fresado y de la Circona puede ser una opción terapéutica para tener en cuenta, atendiendo a las características biomecánicas de estos materiales primero y al comportamiento en términos de microgap y microfiltración después. Considerando estas evaluaciones, la selección de estas opciones restauradoras pueden aportar ventajas significativas en relación con los tejidos periimplantarios. El uso de pilares de Cromo-Cobalto fresado o de Circona a la plataforma del implante en restauraciones unitarias sobre implantes cónicos pueden prevenir la existencia de microgaps y microfiltraciones bacterianas al interior del implante y por tanto evitar este posible factor de riesgo relacionado con el desarrollo de enfermedades periimplantarias. En relación con la metodología empleada, el modelo in vitro propuesto basado en el uso de azul de metileno ha sido utilizado en más estudios y aunque tiene ciertas limitaciones, la acción de desatornillar la corona del implante parece ser el método mas extrapolable al escenario clínico como se ha visto en estudios clínicos sobre microfiltración bacteriana. Considerando el uso de la prueba de PCR, aunque requiere de un equipo y personal altamente cualificado, sus resultados son altamente fiables pues en análisis del ADN, incluso cuando las cifras son muy limitadas permiten identificar las especies bacterianas relacionadas con las enfermedades periimplantarias. A nivel clínico esta prueba ha sido reportada en la literatura como prueba diagnostica o de identificación bacteriana fiable y reproducible, siendo utilizada de manera regular en odontología. Tomando como punto de partida lo anteriormente expuesto y los resultados obtenidos, futuras investigaciones deberían centrar su foco en la evaluación de los materiales utilizados, pudiendo añadir nuevos grupos basados en el titanio, la Circona prototipada o impresa y los nuevos materiales poliméricos restauradores. Además, la inclusión de diferentes sistemas de implantes en base al tipo de conexión podría incluir 125 aportar más información sobre el comportamiento de los materiales evaluados en otras conexiones. En este sentido serán necesarios estudios in vitro aumentando grupos experimentales, combinando la metodología reportada y métodos de análisis de la discrepancia interna tales como el uso de microtomografía o el corte de los especímenes podrían aportar mas datos que complementen los anteriormente expuestos. Además, sería interesante la realización del modelo propuesto en restauraciones múltiples sobre implantes, tales como restauraciones parciales o prótesis de arco completo. Si enfocamos nuestra investigación a escenarios clínicos in vivo, nuevos estudios aleatorizados a medio y largo plazo evaluando los grupos propuestos y ampliando la muestra en relación con los materiales de fabricación y conexiones implantológicas, evaluando la microfiltración marginal y su relación con el desarrollo de enfermedades periimplantarias se podrían aportar datos sobre la selección de material mas propicia en base a las necesidades individuales de clínicos y pacientes. Este enfoque estaría basado en las tendencias actuales de la odontología basada y centrada en el paciente. Finalmente, y a la vista de los resultados obtenidos y al compararlos con la literatura actual, se puede concluir que el uso de componentes protésicos a medida fabricados mediante Cromo-Cobalto fresado y Circona aportan ventajas significativamente más favorables en relación con el microgap existente entre implante y pilar y su posible microfiltración bacteriana como factor de riesgo en el desarrollo de enfermedades periimplantarias. Por tanto, su uso puede ser recomendado para asegurar el éxito a medio y largo plazo de las restauraciones unitarias sobre implantes en comparación con el uso de componentes de Cromo-Cobalto fabricados mediante sinterizado láser o colado, pudiendo tener estas patologías un impacto negativo en la salud oral y la calidad de vida de los pacientes desdentados parciales. 126 10. CONCLUSIONS 127 10. CONCLUSIONS Considering the limitations of this study, the following conclusions can be drawn: 1. The material and manufacturing technique (milled Co-Cr, laser sintered Co-Cr, castable Co-Cr and milled zirconia) significantly influenced both the magnitude of the microgaps as well as the microleakage at the implant-abutment interface. 2. The assessment of the microgaps with scanning electron microscopy concluded that milled zirconia abutments and milled Co-Cr abutments presented more favorable and significant differences compared to laser sintered Co-Cr abutments and castable Co- Cr abutments. 3. The marginal microleakage evaluation by means of optical microscopy revealed that the milled zirconia and milled Co-Cr abutment groups yielded more favorable results compared with milled Co-Cr castable abutments, presenting statistically significant differences. 4. In the PCR bacterial analysis, the lowest CFU count occurred in the milled Co-Cr group followed by milled zirconia and castable Co-Cr. The laser sintered Co-Cr group showed the highest bacterial count, being the least favorable technique in terms of bacterial microleakage. 128 11. BIBLIOGRAFÍA 129 11. BIBLIOGRAFÍA 1. Glossary of prosthodontic terms: Ninth Edition. J Prosthet Dent. 2017;(5S):1-105. 2. Casado Llompart, JR. Tratamiento del Desdentado Total. Madrid. Ed. J:R:C:LL; 1991. 3. Koeck B, Prótesis Completas. 4ª Ed. Barcelona. Elsevier Masson; 2007. 4. Zarb G, Hobkirk J, Eckert S, Jacob R. Prosthodontic Treatment for Edentulous Patients, 13th Ed. Maryland Heights, Missouri. Elsevier Mosby; 2012. 5. Felton, DA. Edentulism and comorbid factors. J Prosthodont. 2009;18(2):88-96. 6. Gerritsen AE, Allen PF, Witter DJ, Bronkhorst EM, Creugers NHJ. Tooth loss and oral health-related quality of life: a systematic review and meta-analysis. Health Qual Life Outcomes. 2010;8:126. 7. Brennan DS, Spencer AJ, Roberts-Thomson KF. Tooth loss, chewing ability and quality of life. Quali Life Res. 2008;17:227-35. 8. Dhingra K. 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Carr AB, Sinha N, Lohse CM, Muller OM, Salinas TJ. Association Between Early Implant Failure and Prosthodontic Characteristics. J Prosthodont. 2019;28(1):30-35. 151 Berna, Suiza, septiembre de 2021 Tesis Pedro Molinero Mourelle PORTADA ÍNDICE 1. RESUMEN 1.1 Resumen en español 1.2 Resumen en inglés 2. INTRODUCCIÓN Y ANTECEDENTES 3. JUSTIFICACIÓN 4. HIPÓTESIS DE TRABAJO 5. OBJETIVOS 6. MATERIAL Y MÉTODO 7. RESULTADOS 8. DISCUSIÓN 9. IMPLICACIONES CLÍNICAS Y FUTURAS PERSPECTIVAS 10. CONCLUSIONS 11. BIBLIOGRAFÍA