Modelado y análisis de carga inmediata en implantes dentales por el Método de elementos finitos.

1. Suplemento de la Revista Latinoamericana de Metalurgia y Materiales 2009; S1 (1): 47-54
0255-6952 ©2009 Universidad Simón Bolívar (Venezuela) 45
EVALUACIÓN MECÁNICA SOBRE EL EFECTO DE CARGAS OCLUSALES EN LA
CONEXIÓN INTERFAZ ÓSEA, COMPARANDO 4 DISEÑOS DE IMPLANTES PARA
CARGA INMEDIATA EN ALEACIONES TI6AL4V Y TINBZR (TIADYNETM
) POR
ANÁLISIS EN ELEMENTOS FINITOS
Clara I. López1
, Luis A. Laguado1
, Luis E. Forero G. 1
9 Este artículo forma parte del “Volumen Suplemento” S1 de la Revista Latinoamericana de Metalurgia y Materiales
(RLMM). Los suplementos de la RLMM son números especiales de la revista dedicados a publicar memorias de
congresos.
9 Este suplemento constituye las memorias del congreso “X Iberoamericano de Metalurgia y Materiales (X
IBEROMET)” celebrado en Cartagena, Colombia, del 13 al 17 de Octubre de 2008.
9 La selección y arbitraje de los trabajos que aparecen en este suplemento fue responsabilidad del Comité
Organizador del X IBEROMET, quien nombró una comisión ad-hoc para este fin (véase editorial de este
suplemento).
9 La RLMM no sometió estos artículos al proceso regular de arbitraje que utiliza la revista para los números regulares
de la misma.
9 Se recomendó el uso de las “Instrucciones para Autores” establecidas por la RLMM para la elaboración de los
artículos. No obstante, la revisión principal del formato de los artículos que aparecen en este suplemento fue
responsabilidad del Comité Organizador del X IBEROMET.

3. Suplemento de la Revista Latinoamericana de Metalurgia y Materiales 2009; S1 (1): 47-54
0255-6952 ©2009 Universidad Simón Bolívar (Venezuela) 47
EVALUACIÓN MECÁNICA SOBRE EL EFECTO DE CARGAS OCLUSALES EN LA
CONEXIÓN INTERFAZ ÓSEA, COMPARANDO 4 DISEÑOS DE IMPLANTES PARA
CARGA INMEDIATA EN ALEACIONES TI6AL4V Y TINBZR (TIADYNETM
) POR
ANÁLISIS EN ELEMENTOS FINITOS
Clara I. López1
, Luis A. Laguado1
, Luis E. Forero G. 1
1: Grupo de investigaciones en Biomateriales, Universidad Industrial de Santander.
E-mail: maemet25@uis.edu.co, lalaguav@uis.edu.co, leforero@uis.edu.co
Trabajos presentados en el X CONGRESO IBEROAMERICANO DE METALURGIA Y MATERIALES IBEROMET
Cartagena de Indias (Colombia), 13 al 17 de Octubre de 2008
Selección de trabajos a cargo de los organizadores del evento
Publicado On-Line el 20-Jul-2009
Disponible en: www.polimeros.labb.usb.ve/RLMM/home.html
Resumen
El propósito de este estudio es comparar cuatro diseños de implantes dentales con variación en la forma, diámetro,
longitud, conicidad y tipo de rosca. Se modela un sistema compuesto por la matriz ósea y el implante, para realizar la
evaluación mecánica en la interfaz implante-hueso; realizando una simulación por el método de análisis de elementos
finitos. Por medio de este método se observan los esfuerzos y las deformaciones generadas en el sistema a partir de
diferentes valores de fuerza aplicada. En este análisis se utilizan dos aleaciones de Titanio: Ti6Al4V, la cual es
ampliamente conocida en el desarrollo de implantes dentales; y el TiNbZr (Tiadyne
TM
), como un material alternativo para
su aplicación en este campo.
En los resultados obtenidos por el simulador se encuentra que los máximos valores de esfuerzos generados en el
implante y en el hueso no exceden los límites permisibles para inducir falla en estos elementos, de igual manera la mayoría
de las deformaciones encontradas en el hueso se encuentran dentro de un rango de estabilidad clínicamente aceptado para
implantes de carga inmediata.
Palabras Claves: Implantes dentales, Ti6Al4V, Tiadyne, Simulación.
Abstract
The aim of this study is to compare four designs of dental implants with different form, diameter, height, conical
angle and thread type. A compound system is modeled by bone and the implant; to carry out the mechanical evaluation in
the interface implant-bone, carrying out a simulation for finite elements analysis. This method allows to observe the stress
and deformation generated in the system starting from different applied forces. In this analysis two alloys of Titanium are
used: Ti6Al4V, which is broadly well-known in the development of dental implants; and the TiNbZr (TiadyneTM
), as
alternative material for it application in this field.
In the results obtained by simulation it is found that the maximun values of stress generated in the implant and in the
bone they don't exceed the permissible limits to induce flaw in these elements, in a same way the deformations found in
the bone it is into a rate of stability approach clinically.
Keywords: Dental implants, Ti6Al4V, Tiadyne, Simulation.
1. INTRODUCCIÓN
La creciente demanda para sustituir piezas dentales
por medio de procedimientos implantológicos, ha
sido un gran estímulo para la investigación y
desarrollo de implantes dentales. La
biocompatibilidad, biomecánica, diseño e histología,
de estos implantes permite mejorar la relación en la
interfaz hueso-implante y el proceso de
remodelación ósea.
Para comprender este fenómeno es necesario
conocer las características de esta interfaz. El hueso
es un material anisotrópico, su capacidad de
respuesta para absorber el impacto está directamente
relacionada con su arquitectura dispuesta en forma
de trabéculas y su densidad [1]. El hueso está
compuesto por tejido óseo cortical y trabecular,

4. López et al.
48 Rev. LatinAm. Metal. Mater. 2009; S1 (1): 47-54
desde el punto de vista biomecánico el tejido
cortical de mayor densidad soporta cargas a tensión
y torsión; el tejido esponjoso o trabecular absorbe
los efectos de las cargas por fatiga [2]. Estos tejidos,
presentan diferentes densidades en los espacios
edéntulos dependiendo de la región del maxilar
superior y mandíbula. Las zonas más densas y
mineralizadas de los tejidos van desde la región
anterior del hueso, en la zona incisal, disminuyendo
proporcionalmente su masa respecto al volumen, a
medida que se acerca a la región posterior, en la
zona de los molares. Misch hizo una clasificación
macroscópica del hueso de acuerdo a las
características de la densidad ósea, en zonas
edentulas, en orden descendente. Estos son: el hueso
compacto D1, hueso compacto poroso D2, hueso
trabecular grueso D3 y hueso trabecular fino D4.
[3].
El otro componente de esta interfaz es el implante,
el cual puede ser sometido a carga inmediata, en la
que debe cumplir dos condiciones. La primera, es
conseguir una adecuada estabilidad primaria en el
momento quirúrgico. La segunda, es que las cargas
recibidas no generen deformaciones que superen el
límite elástico del hueso en la etapa de
rehabilitación [4]. Esta última afirmación se basa en
las leyes de Wolff, quien plantea el concepto de la
remodelación dinámica del hueso o histodinamia, el
cual modifica su arquitectura adaptando su
estructura para soportar mejor los esfuerzos a que
está sometido [5].
En 1987 HM Frost, relacionó los distintos aspectos
de la histodinamia y comportamiento de los tejidos
óseos en condiciones normales de masticación.
Introdujo una variable física denominada
microdeformabilidad ósea (µε), producto de las
cargas que recibe el tejido óseo, como una relación
de cambio entre el volumen óseo inicial y final [6].
Estableció un valor de referencia de deformabilidad
estándar deformación unitaria del 0,2% (0,002
m/m). Con valores superiores a ésta se produce
deformación plástica, dando paso a microfracturas y
la posterior desadaptación del implante. A través de
situaciones clínicas, Frost sistematizó los niveles de
microdeformación (µε) partiendo de una zona de
inactividad ósea (0 - 50 µε), seguido de una zona de
adaptación, propicia para la regeneración tisular con
deformaciones que van desde 50 hasta 150 µε.
Continua la zona de sobrecarga ligera (150 -
3000µε); ésta se presenta debido a las fracturas por
fatiga, el tejido inicia una reparación tisular,
aumentando el volumen óseo para reducir tensiones.
En esta zona se encuentra el valor de referencia de
deformabilidad unitaria 0,002 equivalente a 2000
µε. En la cuarta zona hay sobrecarga patológica,
generando fracturas por fatiga y reabsorción (3000 -
10000 µε). Finalmente se presenta una zona de
fractura espontanea con deformaciones entre el 1%y
2% equivalentes a 10.000 y 20.000 µε [6]. Con base
en los criterios establecidos por Frost se pueden
analizar las deformaciones generadas en el hueso,
debidas a la carga aplicada, para identificar el nivel
de microdeformación y de esta manera evaluar la
estabilidad del implante insertado.
Tabla 1. Niveles de microdeformación [µε] de Frost [6]
Inactivid
ad ósea
Zona de
adaptaci
ón
Sobrecar
ga ligera
Sobrecar
ga
patológic
a
Fractura
espontán
ea
0 - 50 50 - 150 150 -
3000
3000 -
10000
1000 -
20000
Con base en los criterios establecidos por Frost se
pueden analizar las deformaciones generadas en el
hueso, debidas a la carga aplicada, para identificar el
nivel de microdeformación y de esta manera evaluar
la estabilidad del implante insertado.
Otro criterio de estabilidad lo determinan los
esfuerzos generados en la interfaz implante – hueso.
Los esfuerzos generados en el implante se pueden
observar para determinar cuál de los diseños
presenta una menor concentración de esfuerzos en la
región roscada, y de esta manera determinar cuál es
la forma más adecuada. Los máximos esfuerzos
generados en el implante y en el hueso también se
pueden utilizar para compararlos con la Resistencia
de fluencia del material y de esta manera determinar
las posibilidades de falla de la pieza según las
condiciones de carga aplicadas. De igual forma, los
resultados presentados servirán como referente para
analizar la influencia del módulo de elasticidad en la
interfaz con los dos materiales propuestos:
Ti6Al4V-hueso y Tiadyne-hueso, teniendo en
cuenta que los tres materiales presentan módulo
elástico diferente.
2. PARTE EXPERIMENTAL
2.1 Parámetros de diseño de los implantes
Para lograr la estabilidad primaria del implante, se
deben tener en cuenta los siguientes aspectos: tener
un área adecuada de contacto entre el hueso y el
implante; disminuir las áreas que generan fuerzas de

5. Corrosión por picaduras en reactores de acero inoxidable para la fabricación
Rev. LatinAm. Metal. Mater. 2009; S1 (1): 47-54 49
cizallamiento en el hueso, así como el espacio
promedio interdental para definir el diámetro del
implante y su ubicación en la arcada bucal [4]. Estas
condiciones permiten mejorar la inserción del
implante en el hueso. Considerando los aspectos
establecidos por Machín, se modelaron cuatro
implantes diferentes a escala natural, donde se varía
la longitud, el diámetro, la conicidad y el tipo de
rosca del implante. Para disminuir la fuerza de
cizallamiento sobre el hueso, se reduce el ángulo
que forma el diente con la horizontal, cuyo valor es
menor a 7º.
Figura 1. Modelado de implantes: 1 implante con rosca
rectangular; 2 implante con rosca diente de sierra HD [6].
El implante 1 tiene un diámetro de 3.5mm, longitud
9mm, conicidad 5º y rosca cuadrada. El implante 2
tiene las mismas dimensiones, igual conicidad, rosca
diente de sierra HD, y un área de contacto 18.7%
mayor al implante 1.
Figura 2. Modelado de implantes con rosca HB [6].
El implante 3 tiene un diámetro de 4.5mm, longitud
8mm, conicidad 6º, con rosca HB. El implante tipo
4 tiene un diámetro de 5.5mm, longitud 11mm,
conicidad 6º, con una rosca del mismo tipo al
anterior, el área de contacto con el hueso aumenta
un 53.15% con respecto al anterior; estos dos
últimos implantes tienen tres en la región roscada
para inducir el crecimiento de hueso en esta área.
Ver figura 1, figura 2, tabla 2.
Tabla 2 Parámetros de los implantes modelados
Diámetro
mm
Longitud
mm
Conicidad Tipo de
rosca
Área
contacto
mm2
1
2
3.5
3.5
9
9
5º
5º
Cuadrada
HD Screw
Thread [7]
70.88
84.13
3 4.5 8 6º HB Screw
Thread [7]
85.71
4 5.5 11 6º HB Screw
Thread [7]
131.27
2.2 Modelamiento y simulación
2.2.1 Modelamiento
Para realizar el análisis, se plantean y se modelan
tres sistemas diferentes. Cada uno de ellos se
compone de un implante localizado dentro de una
matriz ósea, la cual a su vez se divide en dos
regiones: tejido óseo cortical y tejido óseo
trabecular. La matriz ósea se modela en forma de un
cilindro de 20mm de diámetro y 20mm de altura,
copiando internamente la forma de la superficie del
implante que se encuentra en contacto con el hueso.
La parte superior del cilindro, de 2mm de altura
simula el comportamiento del tejido cortical y la
parte inferior del cilindro corresponde al tejido
trabecular con 18mm de altura ver Figura 3. El
hueso cortical se configura con las propiedades del
tejido óseo con densidad tipo D1 y el hueso
esponjoso o trabecular con densidad tipo D2 [3].
2.2.2 Simulación
Para el estudio de los esfuerzos y las deformaciones
generados en el implante y en el tejido óseo debidos
a la carga aplicada, se desarrollan unos modelos de
simulación por medio del método de Análisis de
Elementos Finitos, utilizando el software ANSYS®
versión 11.0 licencia académica.
En esta simulación se aplican tres cargas diferentes:
100N, 120N y 150N, teniendo en cuenta que 150N
es el valor máximo admisible de una carga oclusal
para molares [3]. Las propiedades mecánicas de
cada uno de los materiales que hacen parte del
estudio se muestran en la Tabla 3. Se utilizan las
aleaciones de Titanio: Ti6Al4V, Grado 5, Templado
[8] y TiadyneTM
3510[9]. Los huesos corresponden
1 2
3 4

6. López et al.
50 Rev. LatinAm. Metal. Mater. 2009; S1 (1): 47-54
al tipo D1 para el cortical y D2 para el trabecular
sugeridos por literatura [1, 3].
Figura 3. Sistema: implante, H cortical, H. trabecular.
El grafico1 referente al esfuerzo - deformación en el
límite elástico muestra los diferentes módulos de
rigidez de los materiales.
Para analizar las interacciones físicas entre los
cuerpos, se refina la malla y se configura el análisis
con la herramienta “Contact Sizing” de Ansys, para
garantizar deformaciones diferentes en cada una de
las superficies de contacto sin fusionar los nodos de
cada componente. Los elementos de contacto fueron
determinados entre la rosca del implante y el hueso
cortical, así como entre la rosca del implante y el
hueso trabecular. El área de contacto entre los dos
modelos de tejido óseo se configura con una
herramienta de adherencia permanente. Para los
modelos de análisis FEA de los implantes se
utilizaron 150439 elementos finitos en promedio
en cada uno de los sistemas propuestos.
Tabla 3: Propiedades mecánicas de los materiales que
intervienen en un modelo implantado.
Ti6Al4V
[8]
Tiadyne
[9]
Cortical
[1]
Trabecular
[1]
E (GPa) 113 71 18 10
Poisson υ 0,342 0,32 0,3 0,32
ρ (Kg/m3
)
Sy (MPa)
4430
880
5250
1030
630
130
350
29
0
200
400
600
800
1000
1200
0 0,005 0,01 0,015
Ti6Al4V
Tiadyne
H. Cortical
H.
Trabecular
Grafico 1. Esfuerzo - deformación en el límite elástico.
3. RESULTADOS Y DISCUSIÓN
El análisis de elementos finitos se realiza con cada
valor de carga aplicada: 100N, 120N y 150N. Este
análisis se aplica en cada uno de los cuatro
implantes modelados, a su vez en cada modelo se
realizan dos evaluaciones, cada una correspondiente
a un material: Ti6Al4V y Tiadyne. Esta evaluación
permite conocer los efectos generados en la interfaz
implante – hueso, debidos a la carga aplicada. Estos
efectos son: los valores y la distribución de los
esfuerzos equivalentes de Von Misses σmax, en el
implante; los valores y la distribución de los
esfuerzos cortantes máximos τmax, en el hueso; así
como la deformación unitaria ε, mínima y máxima
en el tejido cortical y en el tejido trabecular.
3.1 Esfuerzos en el implante y en el hueso
El esfuerzo equivalente de Von Misses es un valor
que depende de los esfuerzos normales y cortantes
generados en cada elemento de la malla, por lo tanto
se obtiene este valor como el esfuerzo normal
máximo en el implante. De igual manera se obtienen
los valores y la distribución de esfuerzos cortantes
en la superficie del hueso para determinar las
posibilidades de falla. Los cálculos de los esfuerzos
dependen únicamente de la carga aplicada y del área
de los elementos de la malla, por lo tanto estos
valores son iguales en los dos materiales analizados.
Tabla 4. Esfuerzos equivalentes de Von Misses en el
implante [Mpa]
Carg
a
Implante
1
Implante
2
Implante
3
Implante
4
100N
120N
150N
42,22
50,67
63,34
36,99
44,39
55,48
40,88
49,06
61,32
27,72
33,26
41,57

7. Corrosión por picaduras en reactores de acero inoxidable para la fabricación
Rev. LatinAm. Metal. Mater. 2009; S1 (1): 47-54 51
Tabla 5. Esfuerzos cortantes máximos en el hueso [MPa]
Carg
a
Implante 1 Implante 2 Implante 3 Implante 4
100N
120N
150N
2,3
2,9
3,3
3,1
3,8
4,8
2,0
2,3
2,93
1,8
2,0
2,5
3.2 3.2 Deformaciones en el hueso
La deformación unitaria en el límite elástico,
medida en µε, según el criterio de Frost, permite
conocer el nivel de microdeformación del hueso [6].
En la mayoría de los casos, el rango de
deformaciones se encuentra entre la zona de
adaptación y la de sobrecarga ligera. En otros casos
todo el rango de deformación se encuentra en la
zona de sobrecarga ligera.
Sin embargo, todos los valores máximos de
deformación obtenidos son inferiores al valor de
referencia de deformabilidad unitaria (set point)
equivalente a 2000 microdeformaciones [6].
Se compararon los implantes 1 y 2, los cuales
obedecen a una geometría similar, con diferente tipo
de rosca, de allí se obtuvo que el tejido deformado
por las tensiones generadas con el implante, en la
mayoría de los casos, produjeron deformaciones
máximas en la interfaz ósea con el implante 2 para
los dos materiales. La interfaz de los implantes 1 y
2 con Ti6Al4V presenta mayor deformación que la
interfaz con Tiadyne. Respecto a las diferentes
cargas de prueba, a medida que se incrementa la
carga aumentan las deformaciones en una
proporción del 33% para ambos materiales.
De igual forma se comparó el grado de deformación
en los implantes 3 y 4, tomando como referencia la
diferencia de tamaño (incremento del 53% para el
implante 4). las deformaciones en la interfaz ósea en
algunos casos se redujeron en el implante 4 con los
dos materiales. Se compara la interfaz del implante
con sus respectivos materiales Ti6Al4V y Tiadyne
para el implante 3 y para el implante 4, las
microdeformaciones no presentan un patrón
definido que permita generalizar mínimos y
máximos de deformación; sin embargo se puede
decir que los rangos de deformación de los tejidos
para el implante 3 son de 63-590
microdeformaciones y de 45 401
microdeformaciones para el implante 4. Con
respecto al incremento de cargas, se presenta
aumento del 33% de deformación.
Tabla 6. Resultados de las deformaciones en el límite
elástico mínimas y máximas en el hueso [µε] [6]
Implante 1
Ti6Al4V TIADYNE
Carga
aplicad
a
Hueso
cortical
Hueso
trabecular
Hueso
cortical
Hueso
trabecula
r
100 N 57-337 113-393 96-287 192-382
120 N 68-404 135-471 140-290 290-340
150N 85-500 169-589 140-430 290-570
Implante 2
Ti6Al4V TIADYNE
Carga
aplicad
a
Hueso
cortical
Hueso
trabecular
Hueso
cortical
Hueso
trabecula
r
100 N 130-390 130-390 150-450 150-300
120 N 160-470 160-470 180-360 180-360
150N 200-590 200-590 230-670 230-450
Implante 3
Ti6Al4V TIADYNE
Carga
aplicad
a
Hueso
cortical
Hueso
trabecular
Hueso
cortical
Hueso
trabecula
r
100N 63-326 113-386 68-356 92-360
120N 71-316 103-490 66-400 119-434
150N 70-500 160-590 120-500 153-536
Implante 4
Ti6Al4V TIADYNE
Carga
aplicad
a
Hueso
cortical
Hueso
trabecular
Hueso
cortical
Hueso
trabecula
r
100 N 66-350 66-457 97-289 150-580
120 N 80-390 80-549 120-350 120-580
150N 100-490 100-588 150-430 97-481
3.3 Discusión de resultados
Es importante hacer referencia sobre la magnitud de
las cargas aplicadas, puesto que éstos son valores
extremos, comparados con las fuerzas de oclusión
que se aplican en la cotidianidad, por ejemplo, para
morder una zanahoria se requiere una fuerza de
2,41N [6], de manera que los valores de
microdeformabilidad obtenidos en el hueso y en
implante para este estudio, pueden ser
significativamente inferiores en situaciones reales.
Este estudio se realizó aplicando una carga estática
uniaxial en la parte superior del implante, esta carga

8. López et al.
52 Rev. LatinAm. Metal. Mater. 2009; S1 (1): 47-54
induce un esfuerzo normal por compresión en el
implante y un esfuerzo cortante en la matriz ósea.
En los resultados arrojados por el simulador, se
puede observar que el máximo esfuerzo equivalente
de Von Misses en el implante, es inferior al esfuerzo
de fluencia de las aleaciones de Titanio en los dos
casos. Por lo tanto, se puede afirmar que el implante
no falla con estas condiciones de carga. El caso más
crítico se presenta en el implante 1 donde el máximo
esfuerzo equivalente de Von Misses a 150N
equivale al 7.2% del Sy del Ti6Al4V.
De igual manera se observa que el máximo esfuerzo
cortante en la matriz ósea, es inferior a la mitad del
esfuerzo de fluencia del hueso trabecular. De aquí se
concluye que el hueso, según estas condiciones de
carga no falla por cortante. El caso más crítico se
encuentra en el implante 2, donde el esfuerzo
cortante máximo en el hueso equivale al 16.5% del
Sy del tejido trabecular.
Figura 4. Distribución de esfuerzos equivalentes de Von
Misses en implantes 1 y 2 a 150N con aleación Ti6Al4V.
Los dos primeros implantes tienen los mayores
esfuerzos equivalente en la región superior, cerca al
plano horizontal donde se aplica la carga, sin
embargo estos valores, así como su área no son
significativos con respecto al Sy del material y al
tamaño total del implante, por esta razón no se
consideran esfuerzos críticos. De igual manera se
puede observar que el implante 2 concentra mayores
valores de esfuerzo equivalente en su rosca, con
respecto al primer implante, ver figura 4.
Los implantes 3 y 4 presentan los mayores esfuerzos
equivalentes en el plano horizontal donde se aplica
la fuerza, alcanzando un valor de 41.57MPa,
correspondiente al 4.72% del Sy de la aleación
Ti6Al4V. Estos valores no alcanzan un nivel crítico
y también se pueden utilizar como criterio de falla
con Tiadyne, puesto que esta aleación tiene una
mayor resistencia de fluencia. Ver figura 5.
Figura 5. Distribución de esfuerzos equivalentes de Von
Misses en implantes 3 y 4 a 150N con aleación Ti6Al4V.
Los valores de los esfuerzos cortantes generados en
la interfaz ósea son mínimos con respecto al Sy del
hueso trabecular, se puede observar que el tipo de
rosca no influye significativamente en la generación
de este tipo de esfuerzos. Figura 6.
Figura 6. Distribución de esfuerzos cortantes en el hueso,
implantes 1 y 2 a 150N con aleación Ti6Al4V.
De acuerdo a la geometría de los diseños analizados
el tipo de rosca HD influye en la generación de
esfuerzos cortantes y en consecuencia el
incremento de microdeformaciones Figura 7. De
igual forma las formas anguladas contribuyen a la
concentración de esfuerzo. Las microdeformaciones
de los implantes 1 y 3 son similares y la rosca para
los implantes 3 y 4 presentan igual tipología de
rosca ( HB ), al incrementar el tamaño del
implante se puede apreciar la disminución de
esfuerzos por cortante y la disminución de las
microdeformaciones en el hueso para algunos
valores del hueso cortical y trabecular. Figuras 7 y
8.
Por otro lado se analiza las deformaciones que se
3 4
1 2

9. Corrosión por picaduras en reactores de acero inoxidable para la fabricación
Rev. LatinAm. Metal. Mater. 2009; S1 (1): 47-54 53
presentan en el hueso, a nivel de cresta, sección
roscada y ápice del implante. En términos
generales, las deformaciones se concentran en los
dos primeros hilos de rosca marcados en el hueso y
en algunos casos como en el implante 3 en el ápice
del mismo.
Figura 7. Deformaciones unitarias generadas en el hueso,
implantes 1 y 2 a 150N con aleación Tiadyne.
Figura 8. Deformaciones unitarias generadas en el hueso,
implantes 3 y 4 a 120N con aleación Ti6Al4V.
A nivel del cuerpo del implante se encontró que los
mayores esfuerzos y por lo tanto las deformaciones,
se presentan en la Cresta de la rosca del implante y
en la huella del hueso que está en contacto con raíz
del diente del implante, en contraste la raíz del
diente del implante y la raíz de la huella del hueso
en contacto con la cresta del implante, presentan
menores esfuerzos y deformaciones, esto puede ser
debido a influencia que la geometría presenta en la
concentración de esfuerzos.
3. CONCLUSIONES
En términos generales este es un primer
acercamiento ya que presenta resultados que se
encuentran dentro de los rangos de deformación
admisibles para el caso de implantes cargados de
forma inmediata.
La estabilidad primara del diseño del implante
insertado en el hueso es favorable debido a los
resultados obtenidos para Von Misses y esfuerzo
cortante.
Las microdeformaciones generadas en la interfaz se
clasifican en la zona de adaptación y en zona de
sobrecarga ligera, presenta valores que no
sobrepasan las 600 microdeformaciones muy por
debajo del índice de deformación elástica.
Los biomateriales seleccionados Ti6Al4V y Tiadyne
bajo las condiciones evaluadas, pueden ser una
alternativa favorable para este tipo de aplicación
biomédica.
La selección del tipo de rosca en conjunto con el
área de contacto debido a la geometría del implante
pueden ser importantes para reducir los esfuerzos
cortantes.
Se propone desarrollar otros estudios relacionados
con la respuesta de estos biomateriales bajo
diferentes condiciones de carga, así como el
desarrollo de una evaluación comparativa sobre
optimización de la geometría del implante. Otros
análisis por elementos finitos pueden desprenderse
de este estudio, relacionados con la incidencia de las
cargas oclusales en el implante insertado sobre
diferentes densidades óseas.
4. AGRADECIMIENTOS
Para el desarrollo de esta evaluación, se contó con el
apoyo de los investigadores pertenecientes al grupo
de investigación en biomateriales. De igual forma
agradecemos al Docente de la facultad de Ingeniería
Mecanica de la Universidad Industrial de Santander,
el Dr Pedro Díaz, y al Ingeniero Mecánico Carlos
Flores por su asesoría en el desarrollo de este
estudio.
5. REFERENCIAS BIBLIOGRÁFICAS
[1] Rincón, Esther. Caracterización mecánica del
material oseo, Universidad Alfonso X el
sabio, Villanueva de la cañada, Madrid, 2004.
[2] Cano J, Campo J, Palacios B, Bascones A.
“Mecanobiología de los huesos maxilares”
En: Revista avances en odontoestomatología,
23 (6): 347-358, 2007.
[3] Mich, Carl. Implantología Contemporánea.
Centro de implantología oral. Universidad de
Pittsburgh. Pittsburgh, Pensilvania.
3 4
1 2

10. López et al.
54 Rev. LatinAm. Metal. Mater. 2009; S1 (1): 47-54
[4] Machín Muñiz Alfredo. Ciencia y técnica en
implantología inmediata, Ed. Ripano, Madrid,
2007.
[5] Wolff J. The law of bone remodeling. Berlin:
Springer (translation of the German 1892
edition) 1986.
[6] Frost HM. Bone mass and the mechanostat: a
proposal. Anatomical Record 1987; 219: 1-9.
[7] ASTM International. Designation: F543 – 02.
Standard Specification and Tes Methods for
Metallic Medical Bone Screws.
[8] MatWeb, The Online Materials Database.
www.matweb.com
[9] Ati Wah Chang. Tecnical data sheet tiadyne™
3510. www.wahchang.com 2005.
[10] Dincer BozKaya, Ms Sinan Muftu, Ali Muftu,
Evaluation of load transfer characteristics of
five different implants in compact bone at
different load levels by finite element analysis.
Norttheastern University, Boston Mass: Tufts
University, School of Dental Medicine
Boston. 2004
[11] Kenneth, Anisavice D. Ciencia de los
materiales dentales de Phillips. Decima
edición, Mac Graw Hill, Interamericana.
[12] Shigley, Joseph; Mischke, Charles. Diseño en
Ingeniería Mecánica. Sexta Edición, Mc Graw
Hill, México, 2001.
[13] Oguz Kayabasi, Emir Yuzbasıoglu, Fehmi
Erzincanli. Static, dynamic and fatigue
behaviors of dental implant using finite
element method. Advances in Engineering
Software 37 (2006) 649–658.
[14] Cerrud Sanchez, Narvaez Clemente. Modelado
del comportamiento mecánico del hueso.
Sociedad mexicana de ingeniería
mecánica. Tecnología y desarrollo. Mexico
marzo/año 1 Nro 006. Pp223-232.
[15] S. M. Rajai, S. Khorrami-mehr. Stress analysis
on the bone around five different dental
implants. 23rd
annual EMBS International
Conference, Istambul 2001.
[16] Soncini, Mónica; Rodriguez, Ruggero;
Pietrabissa, Riccardo. Experimental procedure
for the evaluation of the mechanical properties
of the bone surrounding dental implants.
Biomaterials 23 (2002) 9 – 17.
[17] PROCLINIC. Catálogo implantes 2006.
www.proclinic.es
[18] Nobel Biocare. Nobel ActiveTM
una nueva
dirección para los implantes, 2008.
www.nobelbiocare.com
[19] BICON, www.bicon.com2008.