Comportamiento flexural de mandíbulas hemimandibulectomizadas con diferentes esquemas de reconstrucción y rehabilitación oral. Análisis de elementos finitos
Autor: Santander Zuluaga, Carolina
Asesor: Cortes Rodríguez, Carlos Julio (Thesis advisor)
Fecha: 2017-11-23
Programa: Bogotá - Medicina - Especialidad en Anestesiología y Reanimación
Facultad: Facultad de Medicina

Resumen: La reconstrucción mandibular y su posterior rehabilitación oral con colgajo libre de peroné microvascularizado, placas rígidas de titanio y prótesis dentales implanto soportadas es el tratamiento de elección hoy en día para pacientes que han recibido una recesión quirúrgica parcial de la mandíbula. En este trabajo, diversos modelos con esquemas de reconstrucción y rehabilitación oral diferentes fueron sometidos a una simulación de cargas mediante un análisis de elementos finitos, con el fin de determinar el comportamiento biomecánico, en especial el comportamiento flexural en la interface hueso nativo-peroné, y así comparar los diseños protésicos para mejorar la distribución de la carga y de esta manera la predictibilidad en la longevidad del injerto, los implantes y la prótesis dental. Los resultados se evaluaron mediante un cálculo de tensiones de Von Mises y estos arrojaron que la reconstrucción de defectos mandibulares con colgajo libre de peroné son biomecanicamente viables, ya que la flexión en la interface hueso nativo-peroné es aceptable y no sobrepasa los límites de resistencia de los materiales, además las placas de reconstrucción favorecen el tratamiento ya que absorben la mayor parte de los esfuerzos aliviando el hueso y que ferulizar los implantes por medio de una barra mejorará la distribución de los esfuerzos comparado con implantes sin ferulizar.

Comportamiento flexural de
mandíbulas
hemimandibulectomizadas con
diferentes esquemas de
reconstrucción y rehabilitación oral.
Análisis de elementos finitos
Carolina Santander Zuluaga
Universidad Nacional de Colombia
Facultad de Odontología
Bogotá, Colombia
2017Comportamiento flexural de
mandíbulas
hemimandibulectomizadas con
diferentes esquemas de
reconstrucción y rehabilitación oral.
Análisis de elementos finitos
Carolina Santander Zuluaga
Trabajo final presentado como requisito parcial para optar al título de:
Especialista en Rehabilitación Oral
Director:
Jorge Miguel Pardo Abisambra
Odontólogo, Especialista en Rehabilitación Oral y Rehabilitación Maxilofacial
Codirector:
Carlos Julio Cortes Rodríguez
Ingeniero Mecánico, MSc Manufactura, MSc Industria y Tecnología
Código Hermes: 34305
Universidad Nacional de Colombia
Facultad de Odontología
Bogotá, Colombia
2017A mi mamá, la persona más importante de mi vida,
por estar siempre a mi lado. Te amo.
A mi papá, que desde el cielo me acompaña y me protege siempre.
Te amo y te extrañare toda la vida.Agradecimientos
Quisiera expresar mi más profundo agradecimiento al director de este trabajo, el profesor
Jorge Pardo, por su constante seguimiento, apoyo y colaboración. Mil gracias porque
logramos desarrollar este trabajo con éxito.
Al ingeniero Carlos Julio Cortez, que también es el codirector del trabajo, por apoyarnos y
brindarnos su amplio conocimiento en realizar simulaciones de diversas anatomías.
Al estudiante de doctorado de la Universidad Nacional Cristian Felipe Morales, quien
definitivamente es el artífice de que se hayan hecho todos los modelos, simulaciones,
pruebas y demás. Mil gracias por su colaboración, su dedicación y sobretodo su
paciencia
Finalmente, a toda mi familia que a diario me han apoyado durante el desarrollo de este
trabajo.Resumen 6
Resumen
La reconstrucción mandibular y su posterior rehabilitación oral con colgajo libre de peroné
microvascularizado, placas rígidas de titanio y prótesis dentales implanto soportadas es
el tratamiento de elección hoy en día para pacientes que han recibido una recesión
quirúrgica parcial de la mandíbula. En este trabajo, diversos modelos con esquemas de
reconstrucción y rehabilitación oral diferentes fueron sometidos a una simulación de
cargas mediante un análisis de elementos finitos, con el fin de determinar el
comportamiento biomecánico, en especial el comportamiento flexural en la interface
hueso nativo-peroné, y así comparar los diseños protésicos para mejorar la distribución
de la carga y de esta manera la predictibilidad en la longevidad del injerto, los implantes y
la prótesis dental. Los resultados se evaluaron mediante un cálculo de tensiones de Von
Mises y estos arrojaron que la reconstrucción de defectos mandibulares con colgajo libre
de peroné son biomecanicamente viables, ya que la flexión en la interface hueso nativo-
peroné es aceptable y no sobrepasa los límites de resistencia de los materiales, además
las placas de reconstrucción favorecen el tratamiento ya que absorben la mayor parte de
los esfuerzos aliviando el hueso y que ferulizar los implantes por medio de una barra
mejorará la distribución de los esfuerzos comparado con implantes sin ferulizar.
Palabras clave: Reconstrucción mandibular, hemimandibulectomía, colgajo libre de
peroné, placas de reconstrucción, implantes, análisis de elementos finitosAbstract 7
Abstract
Mandibular reconstruction and subsequent oral rehabilitation with free microvascularized
fibular flaps, rigid titanium plates and implant-supported dental prostheses is the
treatment of choice for patients who have had a partial surgical recession of the jaw. In
this work, several models with different reconstruction and oral rehabilitation schemes
were subjected to a simulation of loads by means of a finite element analysis, in order to
determine the biomechanical behavior, especially the flexural behavior at the native bone-
fibula interface, and this compare the prosthetic designs to improve the distribution of the
load and in this way the predictability in the longevity of the graft, the implants and the
dental prosthesis. The results were evaluated by means of a calculation of Von Mises
stresses and these showed that the reconstruction of mandibular defects with free fibular
flaps are biomechanically viable, since the flexion in the interface native bone-fibula is
acceptable and does not exceed the limits of resistance of the materials, in addition the
reconstruction plates favor the treatment since they absorb most of the efforts relieving
the bone and that splinting the implants by means of a bar will improve the distribution of
the efforts compared with implants without splinting.
Key words: Mandibular reconstruction, hemimandibulectomy, free fibula flap,
reconstruction plates, implants, finite element analysisContenido 8
Contenido
Pág.
Resumen………………………………………………………………………………..……..... ……6
Lista de Figuras………………………………………………………………………..………. …..10
Lista de Tablas…………………………………………………………………………………. …..12
Lista de Símbolos y Abreviaturas…………………………………………………………...…..13
Introducción………………………………………………………………………….…………. …..14
1. Objetivos……………………………………………………………………………….. …..16
1.1 General……………………………………………………………………..……….. …..16
1.2 Específicos………………………………………………………………………….. …..16
2. Marco teórico………………………………………………………………………….. …..17
2.1 Tejido Óseo…………………………………………………………………………….17
2.2 Hueso mandibular………………………………………………………………………20
2.2.1 Biomecánica de la mandíbula…………………...………………………. …..20
2.3 Recesión mandibular tipo hemimandibulectomía……………………………… …..22
2.4 Reconstrucción mandibular con colgajo libre de peroné
microvascularizado……………………………………………………………………..27
2.5 Rehabilitación oral con implantes dentales después de una
reconstrucción mandibular..…………………………………………………………..32
2.6 Rehabilitación con implantes dentales en hueso injertado y
radioterapia….………………………………………………………………..…………35
2.7 Análisis de elementos finitos………………………………………………………….36
3. Materiales y Métodos……………………………………………………………….. …..39
3.1 Construcción del modelo tridimensional……………………………………………..39
3.2 Construcción de modelos con esquemas de reconstrucción
mandibular y rehabilitación oral……………………………………………………….40
3.3 Análisis de elementos finitos – simulaciones de carga……………………………..43
4. Resultados…………………………………………………………………………………..44Contenido 9
Pág.
4.1 Análisis comparativo de resultados…………………………………………………...52
5. Discusión……………………………………………………………………………………54
6. Conclusiones…………………………………………………………………………...…..61
Bibliografía…………………………………………………………………………………………..62Contenido 10
Lista de Figuras
Pág.
Figura 2-1: Clasificación de hemimandibulectomías según las secuelas quirúrgicas. Cantor y
Curtis (4)………………………………………………………………………………………………22
Figura 2-2: Clasificación del defecto mandibular acorde al número de osteotomías del
peroné (33)……………………………………………………………………………………………24
Figura 2-3: Esquema del colgajo libre de peroné microvascularizado (36)…………………..29
Figura 2-4: Longitud efectiva del peroné para ser cosechada e injerta esta entre el punto C y
D que corresponde a 23cm (40)……………………………………………………………………30
Figura 2-5: Volumen óseo disponible para la colocación de implantes en peroné (40)……31
Figura 3-1: Modelo CAD de mandíbula completa edéntula…………………………………….40
Figura 3-2: Modelo 1: Hemimandíbula con colgajo libre de peroné. A: vista lateral, B:
interface hueso nativo-peroné porción posterior, C: vista frontal superior, D: interface hueso
nativo-peroné porción anterior……………………………………………………………………...41
Figura 3-3: Modelo 2: Hemimandíbula con colgajo libre de peroné y placa de reconstrucción.
A: vista lateral, B: vista superior, C: vista frontal…………………………………………………42
Figura 3-4: Modelo 3: Hemimandíbula con colgajo libre de peroné, placa de reconstrucción e
implantes. A: vista lateral, B: vista frontal, C: vista superior……………………………………42
Figura 3-5: Modelo 4: Hemimandíbula con colgajo libre de peroné, placa de reconstrucción e
implantes ferulizados con barra fresada. A: vista lateral, B: vista frontal, C: vista
superior………………………………………………………………………………………………..43Contenido 11
Pág.
Figura 4-1: Distribución de esfuerzos de Von Mises en el modelo 1………………………….45
Figura 4-2: Concentración de esfuerzos en la interface hueso nativo-peroné en el modelo
1………………………………………………………………………………………………………..45
Figura 4-3: Distribución de esfuerzos de Von Mises en el modelo 2………………………….46
Figura 4-4: Concentración de esfuerzos sobre la interface hueso nativo-peroné y en la placa
de reconstrucción en el modelo 2…………………………………………………………………47
Figura 4-5: Concentración de esfuerzos en la placa de reconstrucción y en la interface
hueso nativo-peroné…………………………………………………………………………………48
Figura 4-6: Distribución de esfuerzos de Von Mises en el modelo 3………………………….48
Figura 4-7: Concentración de esfuerzos sobre la placa de reconstrucción en el modelo
3..............................................................................................................................................49
Figura 4-8: Concentración de esfuerzos en la interface hueso nativo-peroné en el modelo
3………………….…………………………………………………………………………………….50
Figura 4-9: Distribución de esfuerzos de Von Mises en el modelo 4………………………….50
Figura 4-10: Concentración de esfuerzos sobre la placa de reconstrucción y la barra que
feruliza los implantes en el modelo 4………………………………………………………..……51
Figura 4-11: Concentración de esfuerzos en la interface hueso nativo-peroné en el modelo
4…………………………………………………………………………………………..……………52Contenido 12
Lista de tablas
Pág.
Tabla 3-1: Parámetros de los materiales usados en el análisis de elementos finitos………39
Tabla 4-1: Concentración de esfuerzos en 6 puntos diferentes para cada
modelo………………………………………………………………………………………………...53Contenido 13
Lista de símbolos y abreviaturas
Símbolos
Símbolo Término
µ Micra
N Newton
cm Centímetros
mm Milímetros
Ti Titanio
Al Aluminio
V Vanadio
Nb Niobio
MPa Mega pascales
Abreviaturas
Símbolo Término
CAD Computer-Aided Design
CAM Computer-Aided Manufacturing
TiCP Titanio comercialmente puro
ATM Articulación temporomandibularIntroducción 14
Introducción
El cáncer es un problema de salud pública en el mundo y es actualmente la segunda causa
de muerte tanto en Estados Unidos como en Colombia. Según la Sociedad Americana de
Cancerología se presentan 30.260 casos de cáncer oral anuales (1) y acorde al Instituto
Nacional de Cancerología, en promedio se están presentando en el país unos 1.200 casos al
año de este tipo de cáncer (2), siendo esta una de las razones por la cual el individuo queda
completamente aislado, ya que la cara es una de las partes más importantes del cuerpo que
permite la comunicación y las expresiones faciales que indican las intenciones y el carácter
de una persona inhabilitándolo en función, fonación, deglución, masticación, respiración y
afectando a nivel psicológico, lo que conlleva a un deterioro en la calidad de vida y
alcanzando un estado de “invalidez oral” (3) (4) (5) (6) (7) (8) (9).
La reconstrucción y la rehabilitación oral después de una hemimandibulectomía como
resultado de una resección quirúrgica por diversas patologías de comportamiento maligno,
especialmente por cáncer, es un reto para los rehabilitadores y cirujanos, ya que las
alteraciones funcionales y estéticas deben ser resueltas oportunamente, con el fin de evitar
distorsiones posicionales del segmento mandibular restante que generan asimetrías faciales
(9) (10) (11). Los estudios han demostrado que los pacientes oncológicos con reconstrucción
mandibular, tienen mejores resultados masticatorios que los pacientes que no están
reconstruidos (12). Uno de los métodos actuales en la reconstrucción mandibular por
secuela de la eliminación quirúrgica de un tumor en el piso de boca y en el hueso mandibular
es la reconstrucción con colgajo libre de peroné microvascularizado con una placa de
reconstrucción rígida de titanio, siendo esta una opción adecuada y exitosa para la
rehabilitación oral que además permite una restauración funcional y estética del arco
mandibular con la posibilidad de rehabilitar con implantes oseointegrados (13) (14).
La comprensión y el conocimiento de la anatomía y la fisiología pre-quirúrgica y post-
quirúrgica, es un requisito para el desarrollo de nuevos procedimientos para la rehabilitaciónIntroducción 15
de pacientes sometidos a hemimandibulectomía (4), la reconstrucción mandibular inmediata
tiene por objeto restablecer la simetría facial, la alineación del arco y dar una oclusión
estable favoreciendo la función masticatoria mediante la rehabilitación oral (15) (16).
La literatura reporta técnicas y métodos diferentes en el tratamiento de la reconstrucción y
rehabilitación oral para este tipo de pacientes, tales como colgajos libres de peroné, cresta
iliaca, hueso parietal tomado de la bóveda craneal y escapula; y el uso de placas de
reconstrucción y tornillos, con implantes de oseointegración o con prótesis removibles (9)
(17) (18) (19) (20), con tasas de éxito cerca del 90% (21), pero no existen suficientes
reportes del comportamiento biomecánico producido sobre el hueso remanente, el hueso
injertado y los elementos de reconstrucción y rehabilitación oral.
La respuesta a la carga funcional es diferente en los paciente dentados versus pacientes
edéntulos; de igual manera esta respuesta será diferente en pacientes sometidos a
hemimandibulectomía; y dependiente del tipo de reconstrucción y rehabilitación oral (22).
Es importante tener en cuenta que el grado de discapacidad funcional y de desfiguración
intra y extraoral depende de la extensión y localización del defecto y la resección
quirúrgica, por lo tanto esta última determinara la cantidad de rehabilitación (23) (24).
El desafío es entender el comportamiento biomecánico de todo el sistema mandibular en
presencia de una reconstrucción evaluando los efectos de las fuerzas funcionales aplicadas
sobre la mandíbula, con el fin de predecir la longevidad a largo plazo de la rehabilitación oral
y así responder a las expectativas de los pacientes, para esto el modelado computacional
puede ser utilizado para simular estos defectos anatómicos y hacer predicciones sobre el
comportamiento de las diferentes alternativas de reconstrucción y rehabilitación oral (15)
(25).
Con este estudio queremos determinar el comportamiento flexural de diversos esquemas de
diseño protésico para mejorar la distribución de la carga y de esta manera la predictibilidad
en la longevidad del implante en hueso injertado en pacientes con hemimandibulectomía y
con colgajo libre de peroné microvascularizado.Objetivos 16
1. Objetivos
1.1 Objetivo General
Determinar el comportamiento flexural de mandíbulas hemimandibulectomizadas en
el área de unión entre hueso nativo y los diferentes esquemas de reconstrucción y
rehabilitación oral mediante un análisis de elementos finitos.
1.2 Objetivos Específicos
 Implementar modelos computacionales de hemimandíbulas con los diferentes
métodos de reconstrucción y rehabilitación oral.
 Determinar el comportamiento flexural a una carga vertical de mandíbulas
hemimandibulectomizadas en cada uno de los modelos de reconstrucción y
rehabilitación oral estudiados.
 Comparar el comportamiento flexural a una carga vertical de mandíbulas
hemimandibulectomizadas entre los diferentes modelos de reconstrucción y
rehabilitación oral estudiados.Marco Teórico 17
2. Marco Teórico
2.1 Tejido óseo
El tejido óseo posee gran cantidad de cavidades óseas las cuales se encuentran revestidas
por endostio, que es una capa de tejido conjuntivo que posee células osteoprogenitoras que
pueden diferenciarse en osteoblastos y células de revestimiento óseo. Dentro de estas
cavidades se aloja la médula ósea, que se divide en dos tipos: la médula ósea roja
conformada por células de progenies hematopoyéticas en diferentes etapas evolutivas más
una red de fibras y células reticulares que sostiene los vasos y células en desarrollo. Con la
edad el ritmo de producción de células sanguíneas disminuye y la cavidad medular pasa a
ocuparse por tejido adiposo y entonces encontramos el segundo tipo, médula ósea amarilla.
Esta funciona como una reserva ya que durante episodios hemorrágicos agudos, esta
médula ósea amarilla puede transformarse en médula ósea roja (26).
El tejido óseo posee dos formas de organización estructural. Una capa densa y compacta
que forma la superficie externa del hueso (tejido óseo compacto) y una malla de aspecto
esponjoso con trabéculas, forman la parte interna del hueso (tejido óseo esponjoso). En esta
última se encuentra la médula ósea y toda la vascularización (26).
Desde el punto de vista macroscópico, estructuralmente se definen los diferentes tipos de
huesos:
 Huesos largos: De gran longitud, compuestos por una diáfisis y dos epífisis.
 Huesos cortos: Que tiene 3 dimensiones casi de la misma longitud.
 Huesos planos: Son delgados y anchos, formados por dos capas de tejido óseo
compacto gruesas y una capa de tejido óseo esponjoso.Marco Teórico 18
 Huesos irregulares: Que no pueden clasificarse en los grupos anteriores, debido a su
forma compleja como las vértebras o a presencia de espacios aéreos o senos como el
etmoides (26).
Los huesos largos están compuestos por un cuerpo largo llamado diáfisis y dos extremos
dilatados llamados epífisis. La diáfisis está compuesta en su mayoría por tejido óseo
compacto, excepto por la porción más interna conocida como la cavidad medular donde se
aloja la medula ósea y esta revestida por tejido óseo esponjoso. Por el contrario la epífisis
posee gran cantidad de hueso esponjoso rodeado por una capa externa de tejido óseo
compacto. La epífisis además se encuentra cubierta de cartílago hialino en la superficie
articular.
Los huesos cortos funcionan igual que la epífisis, una capa externa de tejido óseo compacto
que recubre el interior de tejido óseo esponjoso y espacios medulares. Estos huesos forman
articulaciones móviles con sus vecinos y también poseen cartílago hialino sobre la superficie
articular. La superficie externa de todos los huesos está cubierta por una capa de tejido
conjuntivo denso conocida como periostio (26).
Desde el punto de vista microscópico, el tejido óseo es un tipo especializado de tejido
conjuntivo que se caracteriza por tener células y una matriz extracelular orgánica e
inorgánica. La matriz extracelular inorgánica se encuentra conformada por sales minerales
como los cristales de hidroxiapatita, calcio, magnesio y el mineral principal que es el fosfato
de calcio, que produce un tejido muy duro capaz de proveer sostén y protección. Los
componentes de la matriz extracelular ósea orgánica son principalmente el colágeno tipo I y
tipo IV, además de proteínas no colágenas que forman la sustancia fundamental del tejido
óseo. Los cuatro grupos principales de proteínas no colágenas que hay en la matriz ósea
son: macromoléculas de proteoglicanos que contribuyen a que el tejido óseo tenga
resistencia a la compresión y permiten la fijación de factores de crecimiento, glucoproteínas
multiadhesivas que permiten la adhesión de células óseas y fibras colágenas a la sustancia
fundamental mineralizada, las proteínas dependientes de la vitamina K osteoespecíficas que
capturan el calcio desde la circulación y estimulan los osteoclastos durante el remodelado
óseo y los factores de crecimiento y citoquinas que son proteínas reguladoras. Estos grupos
de proteínas son indispensables para el crecimiento, desarrollo, remodelado y reparación del
hueso (26).Marco Teórico 19
El tejido óseo está conformado además de la matriz por múltiples células, entre ellas
encontramos:
 Células osteoprogenitoras: aquellas derivadas de las células madre mesénquimales que
dan origen a los osteoblastos, se encuentran ubicadas en la periferia y comprenden dos
tipos celulares: células periósticas, que forman el periostio y células endósticas que
tapizan los conductos medulares
 Osteoblastos: derivadas de las células osteoprogenitoras y las encargadas de secretar
matriz extracelular que inicialmente es no mineralizada, conocida como osteoide. Esta
matriz va rodeando la célula y cuando esta que incluida en la matriz, pasa a llamarse
osteocito, que se encarga de mantener la matriz ósea. El osteoblasto secreta colágeno
tipo I y proteínas de la matriz ósea. Entre ellas se incluyen proteínas fijadoras de calcio
como la osteocalcina y la osteonectina, glucoproteínas multiadhesivas como las
sialoproteinas óseas I y II, la osteopontina y la trombospondina, diversos proteoglicanos
y la fosfatasa alcalina. El osteoblasto se encarga de la calcificación de la matriz. Este
proceso inicia con la secreción del osteoblasto hacia la matriz de las vesículas
matriciales, las cuales en su interior poseen gran cantidad de fosfatasa alcalina. Los
osteoblastos son de forma cubica y se distribuyen de manera mono estratificada sobre la
superficie donde se esté formando tejido óseo. En contraste con los osteoblastos
secretores presentes donde hay deposito activo de matriz, los osteoblastos inactivos son
aplanados y revisten la superficie ósea.
Los osteoblastos responden a estímulos mecánicos para permitir el crecimiento y el
remodelado óseo.
 Células de revestimiento óseo: son las que permanecen en la superficie del hueso
cuando no hay crecimiento activo. Derivan de los osteoblastos después del cese de
depósito óseo.
 Osteoclastos: son células de resorción ósea que actúan realizando la función contraria a
la aposición ósea.
 Osteocitos: son células nuevas que permanecen al interior de la matriz ósea y permiten
la comunicación entre todas las células del tejido óseo (26).Marco Teórico 20
2.2 Hueso mandibular
La mandíbula es un hueso impar, plano, que posee una forma de herradura que se ubica en
la parte antero inferior de la cara y es el hueso más denso de todo el cuerpo humano. Posee
2 porciones principales que son: ramas y cuerpo (27).
Las ramas mandibulares son porciones óseas que ascienden en dirección antero posterior
formando el ángulo mandibular o ángulo goniaco de aproximadamente 15°. En la parte
superior están compuestas por 2 estructuras óseas: anteriormente por la apófisis coronoides
donde se inserta el hueso temporal, y en la parte posterior el cóndilo, de forma ovalada que
tienen como función principal permitir el movimiento de bisagra ya que hacen parte de la
llamada articulación temporomandibular, al articular con la cavidad glenoidea del hueso
temporal. Las ramas mandibulares brindan la inserción de músculos como el masetero y el
pterigoideo interno, y albergan la entrada del conducto mandibular el cual lleva el paquete
vasculonervioso dentario inferior (27).
El cuerpo de la mandíbula tiene forma de herradura y se une en su parte media en una
porción ósea llamada sínfisis. Alberga la salida del paquete vasculonervioso por el agujero
mentoniano, permite la inserción muscular que forma el piso de la boca y en su parte
superior alberga los alveolos que a su vez contienen los dientes (27).
2.2.1 Biomecánica de la mandíbula
El hueso mandibular al ser uno de los más fuertes del cuerpo, maneja una biomecánica
diferente a los huesos que forman las extremidades. En la mandíbula la fuerzas se
transmiten de manera perpendicular al eje largo del hueso, y estas fuerzas actúan como una
palanca de clase III, donde el fulcro es el cóndilo, la potencia son los músculos de la
masticación y la resistencia son los dientes (28).
En todos los huesos del cuerpo se dan los procesos de reabsorción y aposición ósea, con el
fin de mantener regulado el proceso de remodelado óseo. Para esto se propuso la teoría del
mecanostato (29), la cual propone que la carga mecánica aplicada sobre el hueso pone en
marcha el remodelado, donde el osteocito actúa como mecanosensor, transformando el
estímulo mecánico (carga), en un estímulo químico y este a su vez produce la respuesta deMarco Teórico 21
los osteoblastos u osteoclastos según corresponda. Esta teoría explica el mecanismo de
regulación del crecimiento y pérdida de hueso en función de los estímulos mecánicos que
modifican localmente el mismo, los cuales pueden ser por presión, tensión, flexión o cizalla
(30).
Teniendo en cuenta esta teoría, al aumentar la fuerza de los músculos sobre el hueso, en
respuesta al incremento de una carga, o a la disminución de la misma, por inactividad,
inmovilización o desuso, afectan la masa, tamaño y resistencia del mismo de manera
positiva o negativa respectivamente (30). Se distinguen 4 tipos de cargas mecánicas en el
hueso:
 El desuso (<50 µtensiones), donde la carga es baja, generando un desequilibrio en el
balance óseo y su remodelado, conduciendo a la pérdida o reabsorción de hueso.
 Fisiológicas (entre 200 a 1500 µtensiones), donde el hueso se encuentra en un estado
de equilibrio.
 El uso excesivo (entre 2500 a 4000 µtensiones), el resultado es un hueso bastante
cortical como resultado de un mayor remodelado.
 Sobrecarga patológica (>5000 µtensiones), donde la carga excesiva resulta en la fractura
del hueso (29).
Teniendo en cuenta el carácter anisotrópico del hueso, y las diferentes densidades (cortical y
trabeculado) las propiedades mecánicas serán diferentes. Los valores obtenidos en el hueso
cortical son más uniformes que los del hueso trabeculado esto debido a su naturaleza sólida
y compacta, para este tipo de hueso el promedio de resistencia a la tensión se encuentra
entre 80 y 150MPa, mientras que para el hueso trabeculado es de 16MPa (31).Marco Teórico 22
2.3 Resección mandibular tipo hemimandibulectomía
La resección mandibular, reconstrucción y rehabilitación de las funciones asociadas se
describió inicialmente hacia el año de 1810 (3). El termino hemimandibulectomía se define
como una técnica quirúrgica que consiste en la resección del hueso mandibular
generalmente causado por diversas patologías de comportamiento maligno, la cual implica
perdidas extensas de tejidos y de sus funciones asociadas (4) (32). Se pueden distinguir 5
clases según las secuelas quirúrgicas (Figura 2-1) (4).
Figura 2-1: Clasificación de hemimandibulectomías según las secuelas quirúrgicas. Cantor
y Curtis. (4)
 Clase I: en la cual la resección mandibular incluye una porción del hueso alveolar y del
cuerpo de la mandíbula, además incluye el periostio, la mucosa bucal y lingual
asociadas, una porción de la base de la lengua y del musculo milohioideo, parte del
nervio dentario inferior y las glándulas sublingual y submaxilar.
 Clase II: en la cual la resección mandibular incluye el cóndilo, la rama y el cuerpo
mandibular distal al canino de un lado solo lado. Además incluye los músculos
milohioideo, hipogloso, vientre anterior del digástrico, pterigoideo interno y externo,
masetero y los músculos intrínsecos de la lengua. El nervio alveolar inferior y lasMarco Teórico 23
glándulas sublingual y submaxilar también se encuentran comprometidas. Asociada a
múltiples discapacidades funcionales.
 Clase III: la resección incluye las mismas estructuras que la clase II, pero involucra la
porción anterior de la mandíbula, además incluye el musculo geniogloso y geniohioideo
y la punta de la lengua limitando drásticamente su movimiento. Está asociada a múltiples
discapacidades funcionales.
 Clase IV: se caracteriza por alveolectomías radicales con resecciones mandibulares de
la línea media, con o sin desarticulación. Además de las estructuras de la clase III.
Pacientes que han sido sometidos previamente a injertos de hueso y piel.
 Clase V: resecciones anteriores de la mandíbula, por lo general entre segundos
premolares, dejando dos fragmentos independientes o con una fijación intra-arco
temporal. Incluye todas las estructuras antes mencionadas pero con mayor afectación de
la lengua y del labio inferior (4).
Esta clasificación es una de las más completas ya que además de estructuras óseas
también describe la pérdida de los tejidos adyacentes tipo mucosa, piso de boca, lengua,
músculos, entre otros; pero cabe resaltar que existen otra serie de clasificaciones entre ellas
la propuesta por Iizuka y col en 2004 y Tarsitano y col en 2015.
Iizuka lo clasifica según el tipo de reconstrucción y el número de osteotomías del peroné
(Figura 2-2) (33):
 Clase I: sin osteotomías
 Clase II: 1 osteotomía
 Clase III: 2 osteotomías
 Clase IV: múltiples osteotomías
Esta clasificación estaba acompañada de la propuesta hecha por Shpitzer y col en 1997, la
cual incluía defectos del tejido blando de acuerdo con los bordes quirúrgicos en la recesión:
A: encía mandibular lateral y piso de boca, B: encía mandibular lateral, piso de boca y parte
de la lengua, C: encía mandibular anterior y piso de boca y D: tejido blando orofaríngeoMarco Teórico 24
incluyendo parte de la amígdala y parte de la base de la lengua. Con opción de
combinaciones tipo: AC, BC y BD.
La propuesta por Tarsitano y col, en 2015, se basó en el compromiso de la rama, el cuerpo y
la sínfisis mandibular. Estos autores distinguen 4 tipos de defectos (34):
 Clase I: rama y cuerpo unilateral
 Clase Ic: cóndilo, rama y cuerpo unilateral
 Clase II: cuerpo bilateral y sínfisis
 Clase III: rama, cuerpo unilateral y sínfisis
Figura 2-2: Clasificación del defecto mandibular acorde al número de osteotomías del
peroné (33).
Los pacientes sometidos a este tipo de procedimientos quirúrgicos presentan alteraciones a
nivel de la deglución, habla o fonación, movimientos mandibulares, masticación, control de
saliva y respiración.
 Deglución: al ser una función primaria, esta puede restablecerse y el paciente puede
volver a deglutir de manera normal con el tiempo después de realizada la rehabilitación.
La deglución puede realizarse con un mínimo de tejido muscular y aun con pérdida de
estructuras óseas como la mandíbula y el hueso hioides. Tras una cirugía de resecciónMarco Teórico 25
mandibular se puede generar disfunción por que puede haber inmovilidad de la lengua,
afectación de los nervios glosofaríngeo, vago y nervios laríngeos superiores, presencia
de fibrosis durante la cicatrización evitando que el paciente ejerza la suficiente presión
sobre los músculos cricofaríngeos para abrir el esófago.
 Fonación: la distribución de la voz en pacientes con mandibulectomía se da por el
deterioro del mecanismo de articulación de las palabras y/o por la alteración de las cajas
de resonancia. La cirugía de resección puede disminuir el tamaño y la morfología de la
lengua y puede generar una movilidad limitada de la misma, afectando gran variedad de
sonidos durante la fonación.
 Movimientos mandibulares y masticación: los movimientos mandibulares están
controlados por la acción bilateral de la articulación temporomandibular por lo tanto la
desarticulación de un lado causara distorsiones unilaterales. Los músculos de la
masticación son capaces de mantenerse en un estado de equilibrio mientras que los
dientes del lado opuesto estén contactando ligeramente.
La relación cóndilo-fosa de un paciente con mandibulectomía se desplaza medialmente
y con una correspondiente perdida de la dimensión vertical, disminuyendo la fuerza
masticatoria. Además hay disminución en la manipulación de los alimentos y compromiso
de la capacidad de detectar cambios sensoriales y perceptivos (5).
El proceso de masticación en una dentición natural es un proceso selectivo, donde las
partículas más gruesas se muelen más rápidamente que las partículas más finas, versus
en pacientes portadores de prótesis dentales, este proceso no diferencia el tamaño de
las partículas, por lo tanto todas las partículas se pulverizan al azar. Cabe destacar que
durante la masticación, la lengua y los carrillos aportan cerca del 57% de la eficacia
masticatoria, gracias a la sensibilidad propioceptiva, su ausencia aumentara el déficit en
la masticación (5).
Los valores medios de la fuerza de mordida en un paciente adulto sano dentado están en
el rango entre 244 y 1243N, con un promedio de 720N. Este valor disminuye en un 76%
después de la recesión mandibular en la región molar y un 59% en la región incisiva,
alcanzando valores entre 28 a 190N (28) (35).Marco Teórico 26
El rendimiento masticatorio medio, definido como la medida de trituración de alimentos
(16), de un paciente completamente dentado con ausencia de los terceros molares
corresponde al 78%, con prótesis total es de 35% y con ausencia de primero o segundos
molares es de 5%. Los pacientes con reconstrucción y rehabilitación oral implanto
soportada alcanzan valores del 34,5% de rendimiento masticatorio en el lado del defecto
y de 41,6% en el lado del no defecto (5).
 Control de saliva: los movimientos restringidos de la lengua, las dificultades para deglutir,
la posible ausencia de labios, fondos de vestíbulo, la cicatrización del musculo orbicular
de los labios y la perdida de la sensibilidad, perjudica la capacidad del paciente para
controlar sus secreciones salivares, traduciéndose en un exceso en la producción de la
misma.
Por otro lado este tipo de pacientes pueden presentar xerostomía e hipo salivación como
consecuencia de la resección de glándulas salivales y también por las radioterapias a las
que son sometidos. Esta condición afecta negativamente la retención de la prótesis, la
tolerancia de los tejidos y el sentido del gusto.
 Respiración: los pacientes que han recibido radioterapia y mandibulectomía, se ven
parcialmente afectados por la desecación de los tejidos orales dificultando la respiración
oral (4).
El procedimiento de hemimandibulectomía genera perdida de la continuidad mandibular lo
que hace que el segmento de mandíbula restante se desvié hacia el lado del defecto y hacia
el frente. Esta desviación termina en la perdida de los contactos oclusales en ambos lados
del paciente lo cual afecta todas las funciones antes mencionadas. La desviación de la
porción restante de la mandíbula va a depender de la cantidad de tejido resecado, de los
tiempos de reconstrucción y rehabilitación del sitio quirúrgico, del método de cierre del
mismo, del grado de deterioro en la función de la lengua, de la pérdida del sentido
propioceptivo dado por la oclusión, de la condición muscular propia del paciente y de la
cantidad de dientes remanentes (7) (10). Cuanto más pronto se inicie con la terapia de guía
mandibular durante el tratamiento reconstructivo y rehabilitador, más éxito se obtendrá en la
relación oclusal del paciente, esta terapia de guía consiste en la colocación de aparatología
removible provisional que con la ayuda de planos guías y placas de mordida que se apoyanMarco Teórico 27
en los dientes remanentes, las cuales ayudan a guiar a posición ideal de la mandíbula con
una oclusión funcional, acompañado de fisioterapia (7).
Posterior a la reconstrucción y rehabilitación de estos pacientes, la actividad muscular puede
ser igual e incluso mayor que en pacientes sanos en el lado del no defecto, ya que los
músculos buscan compensar el déficit del lado afectado, esto se conoce como coordinación
neuromuscular afectada (12).
2.4 Reconstrucción mandibular con colgajo libre de peroné
microvascularizado
El colgajo libre de peroné fue descrito inicialmente por Taylor y Gilbert en 1975 y 1979
respectivamente. En 1989 Hidalgo refiere el uso de este colgajo para la reconstrucción
mandibular y a partir de ese momento el colgajo libre de peroné se considera como una de
las principales técnicas en reconstrucción mandibular siendo funcional y estéticamente
adecuada y duradera (3) (6). Este colgajo ha ganado una muy buena popularidad gracias a
su fiabilidad, facilidad de cosecha u obtención y capacidad para la rehabilitación dental
definitiva con implantes (36).
Se describieron 4 principios básicos para una reconstrucción mandibular exitosa con este
tipo de injertos (19):
1. Establecer una relación ortognática ideal
2. Nivelación del hueso nativo hasta lograr contacto con el injerto/colgajo
3. Fijación ósea estable
4. Cobertura de tejido blando adecuado y correctamente vascularizada
La técnica describe 4 pasos principales:
1. Planificación: a partir de una tomografía computarizada del esqueleto cráneo facial
donde se encuentra el defeco y otra de los posibles sitios donantes, como las
extremidades inferiores, se realiza una reconstrucción en 3D, con el fin de predecir el
número de osteotomías que requiere el peroné que será injertado, al igual que el tipo de
placa que será usada.Marco Teórico 28
2. Modelado: en este paso se fabrican los modelos estereolitográficos de la mandíbula y del
peroné, con el fin de modelar la placa de reconstrucción y medir la longitud, alto y ancho
del defecto para dar paso a los fragmentos de peroné.
3. Cirugía: en este punto se realiza la cosecha del colgajo, las osteotomías, la fijación de
los segmentos óseos de peroné y de la placa de reconstrucción al hueso mandibular
nativo y la posterior reconstrucción del tejido blando.
4. Evaluación: con una tomografía computarizada se realiza el control de la cirugía
reconstructiva (24).
El peroné es un hueso recto que se osteotomiza en varias partes dependiendo de la
extensión y localización del defecto. Los fragmentos de hueso se fijan con una placa de
reconstrucción teniendo en cuenta lograr una relación funcional con el maxilar (33). El
peroné esta vascularizado por ramas septocutáneas y musculocutáneas de la arteria y vena
peronea (Figura 2-3) (36), estos vasos poseen un buen diámetro por lo que la perfusión de la
sangre es de muy buena calidad. Esta indicado realizar una evaluación preoperatoria de la
perfusión de la extremidad inferior, y así evitar morbilidad durante la cosecha. El examen
incluye la valoración del color y aspecto de la piel, la distribución del bello, la temperatura, el
grosor de las uñas y la calidad del pulso en el pie, si se encuentra alguna anomalía,
entonces se debe realizar un estudio de imágenes vasculares como una angiografía por
resonancia magnética (36). Se reporta que entre el 10% y el 20% de las extremidades
inferiores presentan algún tipo de característica anormal, que al tomar una parte de la arteria
peronea en el colgajo se ponga en riesgo la vascularización del pie (36).
Es indicado para la reconstrucción de defectos óseos extensos gracias a sus múltiples
ventajas como procedimiento en una sola etapa, el buen suministro de sangre, baja
morbilidad del sitio donante, longitud adecuada aportando un mínimo de 4cm y un máximo
de 25cm el cual se posiciona por segmentos, forma fiable que se contornea gracias a su
flexibilidad para parecerse a una neomandíbula, admite incorporar una isla de piel para así
reconstruir defectos en los tejidos blandos de la cavidad oral y permite la colocación de
implantes dentales (13) (21) (34) (36) (37) (38) (39). Este colgajo permite la re-inervación de
tipo sensitivo de la porción cutánea mediante una anastomosis del nervio cutáneo sural
lateral con un nervio receptor apropiado (36).Marco Teórico 29
Figura 2-3: Esquema del colgajo libre de peroné microvascularizado (36).
En 2015, Ide y colaboradores, realizaron un estudio de la anatomía del peroné y encontraron
que la longitud media de este hueso esta en 38,7 ± 2,3cm en hombres y 36.1 ± 1,2cm en
mujeres y que la longitud efectiva para ser cosechada e injertada para la reconstrucción
mandibular y la posterior rehabilitación con implantes dentales esta entre el punto C y E que
mide aproximadamente 23cm, iniciando a 9cm de la articulación en la rodilla (Figura 2-4)
(40). En cuanto a la longitud del volumen óseo disponible para la colocación de implantes,
estos autores refieren que es necesario eliminar la porción más superior hasta conseguir un
espesor de 7mm con el fin de colocar implantes de 3,5 o 4,3mm conservando un margen
óseo de 1mm a cada lado del implante y logrando una altura de 13 a 15mm (Figura 2-5) (40).
Por otro lado, como desventajas se puede señalar que el colgajo libre de peroné carece de
la altura ósea necesaria en aproximadamente un 15% de la población, esta está entre 13 y
15mm lo que corresponde a la altura de una mandíbula edéntula atrófica (6) (36) (37), lo que
puede llegar a causar una relación corona-implante desfavorable o el uso de pilares largos y
la fabricación de supra estructuras con el fin de alcanzar el plano oclusal; además se
requiere de varias osteotomías para la adaptación mandibular y en algunos casos de
material de osteosíntesis en su reconstrucción y unión inicial con la porción mandibular
remanente (17). Se han propuesto varias técnicas para aumentar la altura del peroné, entre
ellas la distracción osteogénica o colocar el segmento de peroné ligeramente superior alMarco Teórico 30
borde inferior de la mandíbula nativa, aunque esta última técnica puede llegar a generar
algunas deformidades estéticas (6) (37). Además ya se conoce que para lograr éxito a largo
plazo en el tratamiento con implantes, es una necesidad la presencia de una banda de encía
queratinizada de no más de 3mm de profundidad (37), con el fin de actuar como barrera
entre el implante y la cavidad oral, pero en estos casos el tejido blando que acompaña el
injerto puede sufrir de xerostomía, hiperplasias, acumulación de placa, sangrado al sondaje,
mayor profundidad de bolsas periodontales y ser intolerante para la fijación de las prótesis
debido a que su naturaleza es diferente y no está diseñado para este fin (3) (8) (25) (41).
Este tejido es de naturaleza cutánea, grueso y móvil, con gran dificultad para generar el selle
necesario para impedir el desarrollo de infecciones (37).
Figura 2-4: Longitud efectiva del peroné para ser cosechada e injertada esta entre el punto
C y D que corresponde a 23cm (40).
Las complicaciones para este tipo de reconstrucciones no suelen ser frecuentes pero
pueden presentarse algunas como: necrosis del colgajo, hiperplasia del tejido blando peri
implantar, dehiscencias del material injertado, resorción ósea, falta de volumen óseo para la
colocación de los implantes, fractura o exposición de la placa de reconstrucción y/o los
tornillos, abscesos y desarrollo de fistulas, trombosis venosa, hemorragias, dehiscencias, y
complicaciones sistémicas como la neumonía, crisis hipertensiva y edema (8) (28) (35).
Existen algunos factores que pueden favorecer estas complicaciones como la edad del
paciente (mayores de 70 años), enfermedades de base como la diabetes, la radioterapia
preoperatoria y el consumo de alcohol y tabaco (39).Marco Teórico 31
Figura 2-5: Volumen óseo disponible para la colocación de implantes en peroné (40).
Diversos estudios han analizado la resistencia de este tipo de injertos en relación a cargas
verticales simulando el proceso de masticación. Se ha encontrado que posterior a la
maduración del injerto este será capaz de soportar diversas cargas así: a las 4 semanas,
una carga de 100N, a las 12 semanas una carga de 400N y a las 24 semanas 1400N, el
mismo tiempo que se ha recomendado para realizar una segunda cirugía para la colocación
de implantes (6 meses). Hay que recordar que el hueso mandibular nativo soporta cargas de
hasta 2000N (42).
La reconstrucción con este tipo de colgajos de peroné normalmente se fija y adapta al hueso
mandibular nativo mediante el uso de una placa de reconstrucción. Estas placas son hechas
de titanio rígidas y pueden ser prefabricadas con una forma de fábrica, las cuales se pueden
recortar y contornear según la forma que se necesite y también existen las diseñadas
mediante el sistema CAD/CAM las cuales se hacen a la medida y forma del paciente (30).
El uso de estas placas rígidas de titanio es ampliamente reconocido en el tratamiento de
reconstrucción mandibular hoy en día, pero existe una controversia en cuanto a si esta es
favorable o no en el proceso de remodelado óseo del injerto. Una placa de reconstrucción
rígida hace una especie de blindaje del injerto, impidiendo la transmisión de esfuerzos y
tensiones generando ausencia de carga lo que se nombró anteriormente como el desuso
ocasionando por lo tanto una reabsorción en la porción central del injerto. Zhou y col enMarco Teórico 32
2011 desarrollaron una placa de titanio flexible mediante el sistema CAD/CAM y encontraron
que esta placa transmite los esfuerzos y tensiones hacia el injerto, permitiendo un
remodelado de ese hueso. A las 12 semanas con esta placa, el injerto óseo se había
remodelado hacia hueso cortical principalmente y se había desarrollado hueso nuevo fuera
de la placa. A las 24 semanas no se encontraron cambios significativos, concluyendo que el
injerto mantiene un equilibrio en el proceso de remodelado. Cabe resaltar que la placa
flexible no es tan resistente como la rígida convencional, pero se encuentra dentro de los
rangos seguros aceptables según un análisis de elementos finitos (30). Con los sistemas de
placas de reconstrucción pueden presentarse complicaciones como: aflojamiento de los
tornillos o exposición y fractura de la placa, las cuales pueden presentarse según el tamaño
y localización del defecto. Las cargas masticatorias contribuyen a discrepancias verticales
que generan reabsorción ósea alrededor del tornillo y aflojamiento del mismo (43).
Además del peroné, existen otros sitios donantes que pueden ofrecer algunas ventajas para
la reconstrucción mandibular. Entre ellos se encuentra la cresta iliaca, la cual se destaca
principalmente por ofrecer suficiente altura vertical, como para nivelarse con el hueso nativo
y ofrecer un excelente lecho para la colocación de implantes, cosa que en el peroné no se
logra. Pero este tipo de injerto también posee algunas desventajas que se asocian
principalmente al sitio donante, ya que su cosecha puede generar alteraciones en la marcha,
parestesia del musculo lateral, hernias y tiempos de cicatrización prolongados (21).
2.5 Rehabilitación oral con implantes dentales después de
una reconstrucción mandibular
En 1952, en un laboratorio en la ciudad de Lund, Suecia, el profesor Brannemark tuvo un
accidente científico muy afortunado, donde observó que era improbable la posibilidad de
recuperar los instrumentos de titanio con anclaje óseo que usaba en su investigación de
ortopedia. El titanio aparentemente se había unido de forma irreversible al tejido óseo vivo, lo
cual contradecía la teoría de la época que refería que los implantes metálicos debían
introducirse en tejido blando con el fin de obtener una fibrointegración, la cual no era capaz
de lograr un buen anclaje (44). El Dr. Brannemark nombro este descubrimiento comoMarco Teórico 33
oseointegración que lo describió como una “unión estructural y funcional directa entre el
hueso vivo y la superficie de un implante” (44).
En los últimos 20 años, la colocación de implantes dentales ha aumentado de forma
considerable en todo el mundo, alcanzando aproximadamente un millón de implantes
dentales por año convirtiéndose así cada vez más comunes para el reemplazo de dientes
perdidos. Alrededor de 80 fabricantes distintos producen 220 marcas de implantes diferentes
(44).
Los implantes dentales son materiales inertes aloplásticos, que se componen, de un tornillo
o de un cilindro colocado dentro de un espacio perforado en el hueso alveolar. Los
implantes dentales generalmente están hechos de Titanio comercialmente puro (TiCP) o
aleación de Titanio como Ti-6Al-4V y Ti-6Al-7NB las cuales tienen propiedades mecánicas
superiores y se utilizan en diversos sistemas ortopédicos y osteosíntesis. Sin embargo, hay
otro tipo de materiales alternativos que contienen cerámicas tales como óxido de aluminio y
otras aleaciones: oro y níquel-cromo-vanadio (44).
Los implantes dentales fabricados de TiCP tiene varios grados de pureza cuya puntuación va
de 1 a 5. Esta pureza se caracteriza por el contenido de oxígeno, carbono y hierro. La
mayoría de los implantes dentales están hechos de TICP grado 5 que posee mayor dureza
que los demás (44).
Las alteraciones de los huesos de la cara después de la recesión de tumores y una
anatomía perjudicial de los tejidos blandos suelen generar problemas insuperables para el
funcionamiento de prótesis dentales convencionales. La formación de bridas cicatrízales, las
múltiples operaciones y la radioterapia resultan en una alta rigidez y sequedad de la mucosa
oral que hace que las opciones de rehabilitación oral convencionales tipo removibles no
sean satisfactorias ni predecibles en el tiempo. Es por esto que los implantes dentales se
han convertido en un pilar para el funcionamiento de los mecanismos protésicos en
pacientes resecados (45).
El uso de implantes oseointegrados en la rehabilitación de pacientes
hemimandibuletomizados es hoy en día una de las opciones que más se acomoda a cumplir
con las expectativas tanto del rehabilitador como del paciente. Estos se utilizan con el fin deMarco Teórico 34
aumentar el apoyo, estabilidad y retención de las prótesis (11). La mayoría de estudios
reportan alta satisfacción del paciente con una percepción de excelente a buena en el
proceso de masticación con prótesis retenidas sobre implantes, el habla es percibida como
inteligible y la calidad de vida mejora en el aspecto social (8). Para lograr éxito en la
oseointegración de los implantes en estos pacientes, es necesario que el injerto tenga al
menos 10mm de altura por un rango de 5.7 a 8mm de espesor, además que la calidad de
dicho hueso sea adecuada para garantizar la salud de los tejidos periimplantares (9) (37),
evitando su colocación en los sitios de osteotomía del peroné ya que la oseointegración y
cicatrización puede estar comprometida (6) y no lograr la obtención de resultados
funcionales prósperos. Holmes y Aponte en 2010 reportaron una tasa de supervivencia de
implantes colocados en injerto de peroné de 97% a 5 años y 79.9% a 10 años (37).
Watzinger en 1996 describió 3 técnicas para la colocación de implantes sobre colgajos
libres: 1. Injerto de hueso microvascularizado con colocación de implantes en una segunda
etapa, 2. Injerto de hueso avascular con colocación inmediata de implantes y 3. Injerto de
hueso avascular con colocación de implantes en una segunda etapa; concluyo que la técnica
más efectiva con menos perdida de implantes es la técnica número 1, donde no se colocan
implantes simultáneos a la colocación del injerto, seguida de la número 3 (46). Igualmente
Schliephalce en 1999 reportó que los implantes colocados simultáneamente con el injerto
tienen una tasa de supervivencia del 36,2%, versus los implantes colocados en una segunda
cirugía después de 5 a 7 meses, 67,1% (45). Si en algún momento se requiere la colocación
inmediata de los implantes, entonces debe asegurarse el uso de injertos
microvascularizados (46).
Basados en dicho estudio Cheung y Leung en 2003 describen que la técnica adecuada en la
colocación de implantes sobre injertos microvascularizados debe hacerse 6 meses después
de la cirugía de reconstrucción y la carga de dichos implantes sea provisional o definitiva ha
mostrado mejores resultados después de 6 meses más, obteniendo tasas de supervivencia
de los implantes a 5 años del 86.9%. La oseointegración de los implantes va a depender en
gran medida del proceso de la reconstrucción, donde este implique una adecuada forma,
volumen y calidad del hueso en la zona reconstruida, y su éxito a largo plazo dependerá del
mantenimiento de los tejidos periimplantares (25) (37) (45) (46).Marco Teórico 35
A pesar de que la rehabilitación oral con implantes dentales sobre colgajos libres de peroné
microvascularizados usados en la reconstrucción de la mandíbula ha sido una técnica muy
predecible y de buenos resultados, hay que tener en cuenta que no todos estos pacientes
son aptos para la colocación de implantes. Es necesario que se cumplan algunos requisitos
como: que exista un buen pronóstico después de la resección del tumor, que exista una
relación maxilo-mandibular favorable, que el paciente sea consiente de mantener una muy
buena higiene oral para evitar tejido inflamatorio alrededor de los implantes, lo cual puede
resultar un poco difícil debido a que el tejido injertado no tiene la misma capacidad de
autoclisis que los tejidos presentes en boca, por lo tanto se recomienda realizar injertos de
piel que puedan inhibir el crecimiento excesivo de tejido granulomatoso y usar pilares
provisionales y definitivos metálicos en vez de acrílicos o plásticos ya que estos pueden
favorecer dicha inflamación (41). Igualmente este no debe fumar, ni consumir alcohol,
aunque esto no siempre es del todo estricto ya que hay reportes que indican éxito en los
implantes en pacientes fumadores y consumidores de alcohol, por lo tanto será decisión del
cirujano la colocación o no de los implantes y por ultimo tampoco puede presentar
enfermedad periodontal en los dientes remanentes (3).
2.6 Rehabilitación con implantes dentales en hueso
injertado y radioterapia
La radioterapia es una parte esencial en el tratamiento de cáncer en la cavidad oral, por lo
tanto hace parte de la anamnesis de los pacientes que van a recibir reconstrucción
mandibular. La irradiación deja una serie de secuelas en los tejidos blandos y duros de la
boca que pueden dificultar la rehabilitación con implantes dentales. Entre estas secuelas se
encuentran: xerostomía e hiposalivación comprometiendo la retención e higiene de las
prótesis, compromiso de la capacidad de carga del hueso nativo e injertado,
osteoradionecrosis, fracturas óseas, desarrollo o recurrencia de tumores y falla en la
oseointegración de los implantes (3) (46).
Muchos estudios se han realizado con el fin de encontrar un protocolo en la colocación de
implantes junto con tratamientos de radioterapia; en 2003, al evaluar la tasa de éxito de
implantes en hueso irradiado se encontró que la tasa de éxito de implantes en huesoMarco Teórico 36
injertado de peroné no irradiado a 5 años fue del 83%, versus en hueso injertado de peroné
irradiado durante el mismo tiempo fue de 38%, concluyendo que la colocación de implantes
en hueso injertado e irradiado ha mostrado ser un procedimiento de alto riesgo, pero esto no
determina que la radioterapia, en pacientes con colgajos libres de peroné
microvascularizados sea una contraindicación para la colocación de implantes dentales; por
lo tanto los implantes deben ponerse al menos un año después de la radioterapia y la
segunda fase debe hacerse después de 6 meses posterior a la colocación, garantizando una
mejor oseointegración en el hueso irradiado (3) (46).
La falla de los implantes en hueso injertado e irradiado se da principalmente por ruptura del
tejido blando que acompaña el injerto de hueso y por dehiscencias de la herida post –
operatoria exponiendo el injerto y la subsiguiente perdida de los implantes (46).
2.7 Análisis de elementos finitos
Consiste en un modelado numérico de estructuras y contornos anatómicos y geométricos
aproximándose a la realidad mediado por un computador a través de un software
especializado. Es una técnica para la obtención de una solución a un problema complejo de
la mecánica dividiendo el dominio del problema en una colección de dominios mucho más
pequeños y más simples denominados elementos finitos (44). Sirve para dar una indicación
de las áreas de concentración de esfuerzos y distribución de cargas y así predecir las áreas
posibles de falla.
El proceso de creación de la malla de los elementos finitos los cuales se interconectan por
sus respectivos nodos, y la definición de las condiciones de contorno se denomina
"discretización" del dominio del problema, el modelo obtenido requiere de 3 fases (44) (35):
 Pre-procesamiento: donde se define el modelo y las características mecánicas de cada
uno de los componentes, en este caso cada uno de los tejidos que conforman la
mandíbula y el arco dental.
 Procesamiento y diseño del modelo: donde se realiza la configuración del modelo
representando la geometría de la zona de interés en el software asistido por computador.
Se deben incluir las propiedades de cada uno de los materiales con el fin de obtener
modelos más fieles al material original.Marco Teórico 37
 Post-procesamiento: donde se realiza el análisis usando diversos métodos de
visualización.
Para obtener los modelos para realizar un análisis de elementos finitos es necesario conocer
las propiedades del material. Con esto se pueden generar modelados isotrópicos,
ortotrópicos o anisotrópicos (44):
 Isotrópico: las propiedades mecánicas del material son las mismas en todas las
direcciones.
 Anisotrópico: las propiedades mecánicas del material son diferentes dependiendo de su
orientación espacial.
 Ortotrópico: el material tiene 3 ejes ortogonales, de forma que sus propiedades
mecánicas son diferentes en las direcciones de cada uno de esos ejes.
Es una herramienta adecuada, utilizada para investigar y hacer comparaciones de esfuerzo.
Es un método útil para evaluar los efectos de las fuerzas aplicadas sobre la mandíbula
cuando las mediciones directas se consideran invasivas o imposibles (35).
En las ultimas 3 décadas el análisis por elementos finitos ha sido un instrumento útil para
predecir los efectos de los esfuerzos producidos sobre los implantes dentales y el hueso
circundante, los cuales se traducen a cargas de tipo vertical y horizontal dadas por el
movimiento de masticación que inducen fuerzas que generan flexión y tensión sobre el
implante y el hueso (44).
En la mayoría de los estudios con elementos finitos con implantes dentales, se ha
encontrado que la concentración de esfuerzos se da principalmente en el cuello del implante,
donde las cargas oblicuas sobre el hueso cortical sobrepasan el limite elástico y pueden
generar micro fracturas. En este punto, el rango máximo de tensión esta entre 9 y 18Mp
según informo Clift y col, los cuales concluyeron que de no lograr un hueso lo
suficientemente denso al momento de la implantación, se producirá una falla local por fatiga,
que se traduce en reabsorción ósea de la cresta al reanudar las cargas fisiológicas (44).
Holmes y Loftus en 1997, tras un análisis de elementos finitos predijeron que la colocación
de implantes en un hueso con mayor espesor de la capa cortical y mayor densidad del zona
trabeculada, permitirá un implante con menos micro movimientos, menor concentración de
esfuerzos, por lo tanto aumentara a fijación e integración del dispositivo implantado (47).Marco Teórico 38
En los análisis de elementos finitos que estudian la trasmisión de la carga y la distribución de
esfuerzos entre la interfaz hueso-implante, existen múltiples factores que condicionan los
resultados tales como: tipo y dirección de la carga, tipo, forma y superficie del implante,
material y propiedades de la prótesis, cantidad y calidad del hueso circundante y factores
biomecánicos del implante como longitud y diámetro (44).Materiales y Métodos 39
3. Materiales y Métodos
3.1 Construcción del modelo tridimensional
Un modelo de mandíbula digital con un defecto segmentario localizado entre canino y el
ángulo mandibular unilateral, se construyó a partir de datos de escaneo de una tomografía
computarizada de un adulto masculino normal. Inicialmente se realizó la selección de
contornos del modelo de una mandíbula completa edéntula en el software Invesalius. Todos
los datos obtenidos de las imágenes de corte trasversal de formato DICOM se procesaron
para obtener los diferentes contornos de los tejidos duros (hueso cortical y trabeculado) los
cuales se extrajeron para la reconstrucción de un modelo solido 3D (modelo CAD) del hueso
de la mandíbula, el cual se limpió y se pulió para realizar el defecto segmentario (Figura 3-1).
Las propiedades usadas para cada material se observan en la Tabla 3-1.
Tabla 3-1: Parámetros de los materiales usados en el análisis de elementos finitos.
Materiales Módulo de Young (MPa) Razón de Poisson
Hueso cortical 14900 (32) 0.3
Hueso trabeculado 1850 (32) 0.3
Peroné cortical 14000 (48) 0.4
Peroné trabeculado 700 (48) 0.2
Placa de reconstrucción 111.000 (49) 0.31
y tornillos (Ti6Al4Va)
Implantes (Ti6Al4Va) 111.000 (49) 0.31
Barra fresada (Ti6Al4Va) 111.000 (49) 0.31Materiales y Métodos 40
Figura 3-1: Modelo CAD de mandíbula completa edéntula.
3.2 Construcción de modelos con esquemas de
reconstrucción mandibular y rehabilitación oral
Posterior a la obtención del modelo CAD de la mandíbula completa, usando la técnica de
submodelo, (separación y discretización refinada de un segmento de interés de la estructura
general) (50), se generó un submodelo de una hemimandíbula para realizar el montaje de 4
diferentes esquemas de reconstrucción mandibular y rehabilitación oral y simular el
comportamiento biomecánico de estas opciones de tratamiento.
Inicialmente se diseñó el defecto mediante un corte de la hemimandíbula a nivel del canino y
del ángulo mandibular, con 64,79mm de longitud en el borde inferior, 54,77mm en la zona
media y 45,96mm en la porción superior, clasificado por Iizuka como una clase II con 2
osteotomías del peroné (33). El peroné se modelo como un cilindro ovoide de 12mm de alto
por 9mm de ancho, esto teniendo en cuenta las medidas promedio reportadas en la literatura
(6) (36) (37) (40). La placa de reconstrucción mandibular y los tornillos de la misma se
generaron a partir de un modelo físico y de las características de la geometría
proporcionadas en el catálogo de MatrixMandible Placa Preformada de Reconstrucción
(Synthes, Paoli, PA, USA). Para los implantes se crearon unos cilindros de diámetro 3,7mmMateriales y Métodos 41
en la plataforma con 11mm de longitud para la porción de hueso nativo y 8mm en el injerto.
La barra fresada para ferulizar los implantes se hizo de forma rectangular con 7mm de alto
por 4mm de ancho. Al corte que corresponde al defecto, se le realizo la adaptación de los
segmentos de peroné, placa de reconstrucción e implantes según el diseño de cada uno de
los 4 modelos.
Modelos (Figura 3-2 a 3-5):
1. Hemimandíbula con colgajo libre de peroné
2. Hemimandíbula con colgajo libre de peroné y placa de reconstrucción
3. Hemimandíbula con colgajo libre de peroné, placa de reconstrucción e implantes
4. Hemimandíbula con colgajo libre de peroné, placa de reconstrucción e implantes
ferulizados con barra fresada
Figura 3-2: Modelo 1: Hemimandíbula con colgajo libre de peroné. A: vista lateral, B:
interface hueso nativo-peroné porción posterior, C: vista frontal superior, D: interface hueso
nativo-peroné porción anterior.
C
D
A
BMateriales y Métodos 42
Figura 3-3: Modelo 2: Hemimandíbula con colgajo libre de peroné y placa de reconstrucción.
A: vista lateral, B: vista superior, C: vista frontal
A B C
Figura 3-4: Modelo 3: Hemimandíbula con colgajo libre de peroné, placa de reconstrucción e
implantes. A: vista lateral, B: vista frontal, C: vista superior.
A B C
Se adaptaron dos segmentos de peroné en el defecto y una placa de reconstrucción
mandibular que se ubicó en el borde inferior de la mandíbula con 12 tornillos bicorticales, 3 a
cada lado del defecto sobre el hueso nativo como el número mínimo para lograr un anclaje
de carga efectivo (43) (51) y 3 sobre cada segmento del peroné (modelos 2, 3 y 4). Además
se posicionaron 2 implantes paralelos entre si uno en hueso nativo y otro en el injerto
(modelo 3 y 4) y se ferulizaron con una barra fresada para el modelo 4.Materiales y Métodos 43
Figura 3-5: Modelo 4: Hemimandíbula con colgajo libre de peroné, placa de reconstrucción e
implantes ferulizados con barra fresada. A: vista lateral, B: vista frontal, C: vista superior.
A B C
3.3 Análisis de elementos finitos – simulaciones de carga
Cada uno de los modelos se exportó al programa de simulación, donde se asumió una
oseointegración completa entre el hueso nativo de la mandíbula, el injerto del peroné y los
implantes. Todos los materiales en los modelos se consideraron isotrópicos, homogéneos y
con comportamiento lineal elástico. Se aplicaron restricciones de movimiento en la porción
más superior de los modelos y en la sínfisis mentoniana en todas las direcciones.
Se registraron los esfuerzos máximos de Von Mises para cada uno de los materiales que
componen los modelos y en especial para evaluar la interface hueso nativo-peroné, a partir
dos cargas verticales: una carga de 250N a nivel del primer molar inferior (hueso, injerto o
implante) y una carga de 150N en la zona incisiva (hueso o implante) (15) (52).Resultados 44
4. Resultados
El análisis de elementos finitos resultó en una serie de ilustraciones de la distribución de
esfuerzos de Von Mises en cada uno de los componentes de los modelos estudiados.
Dichos resultados pueden presentarse en el modelo completo y en cada uno de sus
componentes, mostrando la variación de color desde el azul oscuro que representa el valor
mínimo, hasta el rojo oscuro que representa el valor máximo.
En la figura 4-1, se observa la distribución de esfuerzos de Von Mises en el modelo 1 que
corresponde a una hemimandíbula con colgajo libre de peroné, donde el área con los
valores más altos de concentración de esfuerzos se localiza sobre la porción media del
injerto la cual corresponde a uno de los puntos de aplicación de la carga, y estos esfuerzos
se van disipando a medida que se aleja de dicho punto. En la porción anterior de la
mandíbula se observa que los esfuerzos se distribuyen con mayor intensidad sobre el hueso
cortical comparado con el hueso trabeculado, en este último se registran valores medios de
concentración de esfuerzos en el borde superior e inferior y el punto de concentración de
esfuerzos más alto esta sobre la porción anterior de la mandíbula que se encuentra sobre la
cresta ósea del reborde.
Para este modelo, se observa un pico máximo de concentración de esfuerzos en algunos
puntos sobre la interface hueso nativo-peroné con valores de 331MPa ubicados sobre el
hueso cortical nativo y hueso cortical del peroné (Figura 4-2).Resultados 45
Figura 4-1: Distribución de esfuerzos de Von Mises en el modelo 1.
Figura 4-2: Concentración de esfuerzos en la interface hueso nativo-peroné en el modelo 1
En la figura 4-3, se observa la distribución de esfuerzos de Von Mises en el modelo 2 que
corresponde a una hemimandíbula con colgajo libre de peroné y placa de reconstrucción. En
este modelo, en el injerto se observa una zona de concentración de esfuerzos a nivel delResultados 46
punto de aplicación de la carga que posteriormente se distribuyen y disminuyen sobre los
dos segmentos de peroné. En el hueso nativo se observan concentraciones de esfuerzos en
la porción anterior, en el punto de aplicación de la carga sobre la cresta ósea. En la interface
hueso nativo-peroné en la porción posterior se presentan altas concentraciones de esfuerzos
al igual que entre los dos segmentos de peroné. Al comparar la concentración de esfuerzos
entre el hueso cortical y trabeculado, sigue siendo mayor sobre el hueso cortical aunque se
percibe una zona amplia de concentración de esfuerzos en el hueso trabeculado en la
porción anterior del hueso nativo.
Figura 4-3: Distribución de esfuerzos de Von Mises en el modelo 2
A partir del modelo 2 se implementa el uso de una placa de reconstrucción, la cual presenta
dos picos de alta concentración de esfuerzos ubicados al mismo nivel de la aplicación de la
carga en el injerto y a nivel de la interface posterior hueso nativo-peroné (Figura 4-4). Estos
esfuerzos están ubicados principalmente sobre los valles de la placa con valores entre
93MPa y 107MPa a nivel de la aplicación de la carga, y disminuyen su intensidad sobre las
crestas, los agujeros y alrededor de los tornillos de fijación. En la interface hueso nativo-
peroné, la placa concentra los esfuerzos con un valor de 314MPa y el hueso cortical en eseResultados 47
punto alcanza 139MPa (Figura 4-5). En general en todos los valles de la placa se observan
concentraciones de esfuerzos al igual que sobre las cabezas de los tonillos ubicados a nivel
de la aplicación de la carga en el injerto y a nivel de la interface hueso nativo-peroné en la
porción posterior. En el cuerpo de los tornillos se alcanzan valores aproximados de 9.5MPa.
Figura 4-4: Concentración de esfuerzos sobre la interface hueso nativo-peroné y en la placa
de reconstrucción en el modelo 2
En la figura 4-6, se observa la distribución de esfuerzos de Von Mises en el modelo 3 que
corresponde a una hemimandíbula con colgajo libre de peroné, placa de reconstrucción e
implantes. En este modelo las cargas ya no se aplicaron directamente sobre el hueso y el
injerto, sino que se hicieron de manera indirecta sobre el eje axial de los implantes. En los
dos implantes (sobre el hueso nativo y sobre el peroné) y en el hueso periimplantar seResultados 48
observan concentraciones de esfuerzos de aproximadamente 32MPa, siendo más extensa el
área de esfuerzos en el implante situado sobre el peroné.
Figura 4-5: Concentración de esfuerzos en la placa de reconstrucción y en la interface
hueso nativo-peroné
Figura 4-6: Distribución de esfuerzos de Von Mises en el modelo 3.Resultados 49
En este modelo, la mayor parte de la placa presenta zonas de concentración de esfuerzos.
Los picos más altos se presentan en los valles sobre la superficie superior e inferior de la
placa cercanos al implante que se encuentra sobre el injerto, con valores entre 74MPa y
79MPa. El punto más alto de concentración de esfuerzos en la placa se presenta en el
momento en que la placa se angula para pasar del cuerpo a la rama mandibular a nivel de la
interface hueso nativo-peroné donde se registra un valor máximo de 206MPa sobre el valle y
posteriormente se distribuye hacia las crestas y los agujeros para los tornillos (Figura 4-7).
En todas las cabezas de los tornillos, a excepción de los 4 tornillos de los extremos (2 a cada
lado), se presentan concentraciones de esfuerzos aproximadamente entre 12 y 23MPa.
Figura 4-7: Concentración de esfuerzos sobre la placa de reconstrucción en el modelo 3.Resultados 50
En cuanto a la interface hueso nativo-peroné en este modelo, se observa que hay mayor
concentración de esfuerzos en la interface posterior que en la anterior, con valores de
60MPa y 21MPa respectivamente (Figura 4-8).
Figura 4-8: Concentración de esfuerzos en la interface hueso nativo-peroné en el modelo 3.
En la figura 4-9, se observa la distribución de esfuerzos de Von Mises en el modelo 4 que
corresponde a una hemimandíbula con colgajo libre de peroné, placa de reconstrucción e
implantes ferulizados con una barra fresada. En este modelo las cargas se aplican sobre la
barra de titanio fresada en los mismos dos puntos donde están situados los implantes. El
comportamiento del hueso periimplantar sigue siendo similar al comportamiento típico de los
implantes con concentraciones de esfuerzo alrededor del cuello de cada uno de los
implantes principalmente en el que está situado sobre el peroné. A partir de los esfuerzos
sobre el cuello de los implantes, estos van disminuyendo progresivamente sobre el peroné y
el hueso nativo.
Figura 4-9: Distribución de esfuerzos de Von Mises en el modelo 4.Resultados 51
En este modelo la placa de reconstrucción presenta concentraciones de esfuerzos
principalmente sobre los valles y en los agujeros donde van los tornillos, los valores más
altos entre 70MPa y 84MPa se registran a nivel de la aplicación de la carga sobre el peroné
(Figura 4-10) y en la zona de lo que correspondería al ángulo mandibular donde se
encuentra la interface hueso nativo-peroné con un valor máximo de 173MPa (Figura 4-11).
Sobre la barra se presentan áreas de altas concentraciones de esfuerzos especialmente en
la conexión con el implante situado sobre el peroné con 80MPa y sobre los puntos de
aplicación de las cargas los cuales se distribuyen hacia los extremos de la misma y
disminuyen hacia la parte media. 32MPa en el punto posterior de la barra y 19MPa en el
punto anterior de la misma (Figura 4-10).
Figura 4-10: Concentración de esfuerzos sobre la placa de reconstrucción y la barra que
feruliza los implantes en el modelo 4.
La interface hueso nativo-peroné observada en este modelo muestra concentraciones de
esfuerzos sobre el hueso cortical de la mandíbula cercanas a los 97MPa en la porción
posterior y a 27MPa en la porción anterior, los cuales disminuyen a medida que se alejan de
la uniones (Figura 4-11).Resultados 52
Figura 4-11: Concentración de esfuerzos en la interface hueso nativo-peroné en el modelo
4.
4.1 Análisis comparativo de resultados
Para realizar una comparación del comportamiento biomecánico y de las concentraciones de
esfuerzos de Von Mises para los 4 esquemas de reconstrucción y rehabilitación oral, se
escogieron 6 puntos que se consideraron interesantes para su análisis y se registraron los
valores de concentración de esfuerzos en MPa (Tabla 4-1). Estos puntos fueron:
 Punto de carga anterior y posterior: punto anterior y posterior respectivamente donde
se aplicó la carga
 Interface anterior y posterior: el valor de concentración de esfuerzos máximo
registrado sobre el hueso cortical en la interface hueso nativo-peroné de la porción
anterior y posterior respectivamente
 Placa en la porción media: el valor de concentración de esfuerzos máximo sobre la
placa a nivel de la aplicación de carga sobre el injertoResultados 53
 Placa en el ángulo: el valor de concentración de esfuerzos máximo sobre la placa en
el momento que se angula para pasar del cuerpo a la rama mandibular al nivel del
ángulo mandibular
Tabla 4-1: Concentración de esfuerzos en 6 puntos diferentes para cada modelo
Modelo Punto de Punto de Interface Interface Placa en la Placa en
carga carga anterior posterior porción el ángulo
anterior posterior (MPa) (MPa) media (MPa)
(MPa) (MPa) (MPa)
1 49 51 52 331 ---- ----
2 43 56.5 48 139 100 314
3 13 40 32 60 77 206
4 19 32 27 97 77 174
Según los datos consignados en la tabla 4-1, la concentración de esfuerzos en el punto
posterior de aplicación de la carga sobre el peroné para todos los modelos es mayor
comparado con el punto anterior sobre el hueso nativo. En cuanto a la interface hueso
nativo-peroné, se observa que hay mayor concentración de esfuerzos en la porción posterior
de esta unión comparada con la porción anterior en todos los modelos y que en el modelo 1
se registra el valor más alto de concentración de esfuerzos que corresponde a 331MPa
sobre el hueso cortical nativo en la unión con el peroné. En los modelos con placa, esta
recibe mayores concentraciones de esfuerzos que el hueso nativo o peroné en los mismos
puntos, y esta placa tiene los picos más altos en el momento que se fleja para pasar del
cuerpo a la rama mandibular, siendo más alto en el modelo 2 el cual no tiene un tratamiento
protésico. En el modelo 4 la concentración de esfuerzos en la placa en el ángulo disminuye
con respecto los anteriores, pero se mantiene en la porción media, por el contrario en la
interface en la porción posterior los valores aumentan mientras que en la porción anterior
ligeramente disminuyen.Discusión 54
5. Discusión
En este trabajo, se propuso una serie de modelos con diferentes esquemas de
reconstrucción y rehabilitación oral los cuales se sometieron a una simulación de cargas
mediante un análisis de elementos finitos, con el fin de analizar el comportamiento flexural
entre el hueso nativo y el injerto de peroné además de las diferentes áreas de
concentraciones de esfuerzos sobre los modelos. La distribución y concentración de
esfuerzos tienen un gran efecto sobre las propiedades biomecánicas de las mandíbulas
reconstruidas generando posibles reabsorciones o fracturas, por lo tanto el diseño de la
reconstrucción mandibular y el de la rehabilitación oral donde se haga una correcta
distribución de cargas, juegan un papel muy importante.
Al analizar la biomecánica de la mandíbula hay que tener claro que las distribuciones y
concentraciones de esfuerzos en el hueso son complejas y ligeramente diferentes
dependiendo de la tarea de masticación, y más aún si se trata de una mandíbula
reconstruida. Pinheiro y Alves en 2015, en un análisis de elementos finitos sobre un modelo
de mandíbula con un defecto lateral encontraron que al ejercer una carga sobre la zona de
incisivos en el hueso nativo las concentraciones de esfuerzos se presentaban en la
superficie anterior de la rama mandibular y en el borde inferior y superficie lingual del cuerpo
mandibular. Además registraron concentraciones de esfuerzos al ejercer una carga sobre el
área del primer molar del lado del defecto sobre el hueso nativo las cuales se ubicaron sobre
la cresta ósea distal a la zona de aplicación de la carga y sobre la superficie anterior de la
rama del mismo lado (53). Comparando este resultado con los obtenidos en este trabajo, en
el modelo 1 y 2 se observa una ligera concentración de esfuerzos en áreas similares a las
reportadas por Pinheiro y Alves, tales como la superficie anterior de la rama mandibular y la
zona distal a donde se ubican los últimos molares. Estos autores no hacen especial énfasis
sobre las tensiones sobre el hueso injertado.
Con relación a la interface hueso nativo-peroné, vale la pena mencionar que en este punto el
acumulo de esfuerzos es importante y se percibió en los estudios realizados por El-Anwar enDiscusión 55
2016, que encontró que al mantener una alta concentración de esfuerzos en dicha interface
resultará en el engrosamiento del segmento reconstruido con peroné que de acuerdo a la
teoría del mecanostato (29), el hueso se remodelará a sí mismo en la forma y calidad
adecuadas para soportar tensiones extremas en presencia de cargas apropiadas (48). En
esta interfaz, en el modelo 1 se observaron concentraciones de esfuerzo que alcanzan un
valor máximo de 331MPa ubicado sobre el hueso cortical, superando el rango de resistencia
de este hueso, lo cual indica que en estos puntos el injerto trata de desprenderse del hueso
nativo. Es claro que gracias a las propiedades mecánicas usadas durante la simulación, el
módulo de elasticidad del hueso cortical es mucho mayor que el del hueso trabecular,
reconociendo que el hueso cortical es capaz de resistir este tipo de esfuerzos sin
deformarse, por el contrario si la simulación se hubiera hecho solo sobre hueso trabeculado,
este no tendría esa misma capacidad de resistencia.
En el modelo 2, solo se observa un punto de alta concentración de esfuerzos en la interface
hueso nativo-peroné, con un valor de 139MPa sobre el hueso cortical y 314MPa sobre la
placa. Se adjudica esta disminución a la presencia de la placa que tiende a absorber la
fuerza dada por la aplicación de cargas. Igualmente sucede sobre el peroné, el cual
disminuye de 100MPa a 72MPa en el punto de aplicación de la fuerza comparando el
modelo 1 y el 2. Estos resultados sobre el modelo 2 indican un comportamiento flexural del
injerto en la zona media donde se unen los 2 segmentos de peroné y también en la interface
de este injerto con el hueso nativo en la porción posterior hacia la zona del ángulo de la
mandíbula.
Y en el modelo 3, la concentración de esfuerzos en esta interface disminuye aún más.
60MPa en el hueso cortical y 206MPa en la placa para este modelo. Esta disminución se
explica gracias a la presencia de los implantes que reciben la carga y la distribuyen sobre el
hueso periimplantar evitando zonas de alta concentración de esfuerzos en la interface hueso
nativo-peroné. El modelo 4 también presenta implantes que podrían recibir la carga y
apaciguarla en la interface hueso nativo-peroné, pero en este trabajo no se obtiene ese
resultado ya que en la interface en el sector posterior las concentraciones de esfuerzos
aumentaron con respecto al modelo 3, aunque se mantuvieron por debajo de las del modelo
2, y esto puede explicarse debido a la presencia de la barra que feruliza los implantes, la
cual puede estar generando una carga extra sobre el implante ubicado sobre el peroné.Discusión 56
La biomecánica de una mandíbula normal sirve de punto de comparación con aquellas que
están reconstruidas, Tie y colaboradores en 2006, bajo una carga unilateral de 150N en
zona de premolares y 200N en zona de molares en una mandíbula completa, encontraron
que las principales áreas de concentración de esfuerzos estaban ubicadas en la escotadura
sigmoidea, desde la apófisis coronoides hasta el cuello del cóndilo, en el cuerpo mandibular
en la zona del ángulo y en la cresta alveolar distal a los molares junto con la superficie
anterior de la rama mandibular (54), Vollmer y colaboradores en el 2000, los cuales en una
prueba similar registraron las áreas principales de concentración de esfuerzos en la apófisis
coronoides, el cóndilo y la región más distal de la cresta alveolar (55) y con estos resultados
aprueban que los niveles de tensiones de Von Mises en las mandíbulas reconstruidas con
peroné son más altos que los que se presentan en una mandíbula normal (54).
Similar al estudio de Tie, Standlee y colaboradores mucho antes, hacia el año de 1977,
también encontraron altas concentraciones de esfuerzos en la escotadura sigmoidea pero
principalmente en el cóndilo, concluyendo que esta estructura es el destino final de las
trayectorias de tensiones en una mandíbula normal, por lo tanto la articulación
temporomandibular (ATM) es la que recibe toda la carga durante la función uni o bilateral
(56).
En este trabajo se eliminó la porción del cóndilo, escotadura sigmoidea y apófisis coronoides
con el fin de que los modelos sean más ligeros y menos pesados para ahorrar en gastos
computacionales en cuanto a tiempo de cada una de las simulaciones, por lo tanto no es
posible comparar los resultados con los obtenidos en los estudios mencionados de una
mandíbula normal.
En cuanto al uso de placas de reconstrucción diversos autores se han referido a sus
ventajas y desventajas en la reconstrucción mandibular. El objetivo de las placas de
reconstrucción no solo es brindar un puente entre el hueso nativo mandibular del defecto,
sino también debe soportar las cargas oclusales para mantener la estabilidad y fijación del
injerto y así lograr un proceso exitoso en la reconstrucción y rehabilitación de este tipo de
pacientes. Al realizar un análisis de la biomecánica y la resistencia de este tipo de placas,
salen a flote dos preocupaciones importantes: una es que estas placas requieren de un
contorneo manual para adaptarse a la geometría mandibular, el cual, si no se realiza
siguiendo un modelo estereolitográfico obtenido de la tomografía del paciente a tratar, debe
contornearse en el mismo momento de la cirugía mediante ensayo y error lo cual genera unaDiscusión 57
tensión residual y la predispone a fractura por fatiga, y la otra preocupación se refiere a que
una mala adaptación de la placa va a terminar en un resultado estético y funcional
desfavorable ejerciendo altas concentraciones de esfuerzos alrededor de los tornillos de
fijación al aplicar las cargas oclusales, lo cual puede resultar en el aflojamiento de dichos
tornillos y una posterior falla de la reconstrucción mandibular. Existe una incidencia entre el
2.9% al 10.7% de fractura de placas por causa de una flexión preoperatoria inadecuada que
busca coincidir con el contorno de la mandíbula, lo cual conduce a flexiones repetidas
debilitando los puntos de estas flexiones en la placa (51).
Teniendo en cuenta lo anterior, Wu y colaboradores en 2017, tras un análisis de elementos
finitos de las placas de reconstrucción comerciales, tales como las que se usaron para este
trabajo, obtuvieron un área de concentración de esfuerzos máxima a nivel del orificio del
primer tornillo ubicado al lado del defecto hacia la porción anterior con un valor de 546MPa,
los cuales disminuían a medida que se alejaban del defecto (51).
Con un defecto lateral y el uso de una placa de reconstrucción mandibular sin injerto tras
aplicar una carga de 50N sobre el primer molar en el lado del no defecto, Schuller-Gotzburg
y colaboradores en 2009, encontraron en su análisis de elementos finitos, altos niveles de
concentración de esfuerzos en el cuerpo y rama del lado del no defecto, además de la
apófisis coronoides y también se registraron sobre los puntos de inserción de los tornillos de
la placa en el hueso cortical. En este mismo estudio con el esquema anterior más un injerto
de peroné, los más altos niveles de concentración de esfuerzos se registraron en la interface
hueso nativo-injerto, exactamente en el primer tornillo ubicado mesial al defecto (57).
Los resultados de este trabajo en cuanto a la concentración de esfuerzos en la placa de
reconstrucción no coinciden totalmente con lo reportado por Wu y Schuller-Gotzburg. En
este trabajo los picos máximos de concentración de esfuerzos se ubicaron sobre los valles
de la placa cercanos a la aplicación de la carga y en los agujeros de los tornillos adyacentes,
además en del punto de flexión de la placa cuando pasa del cuerpo a la rama mandibular.
Entretanto si se coincide con el punto de concentración de esfuerzos sobre la interface
hueso nativo-peroné, principalmente en el hueso cortical.
Además de las placas de reconstrucción mandibular que se encuentran disponibles en el
mercado, existen un tipo de estas placas que se realizan según un diseño individual y
especifico de la situación del paciente. Li y colaboradores en 2014, evaluaron elDiscusión 58
comportamiento biomecánico de este tipo de placas realizando un análisis de elementos
finitos y encontraron que entre las áreas de concentración de esfuerzos se destacan el punto
de aplicación de la carga (300N) que fue a nivel del primer molar, alcanzando un pico
máximo de tensiones de 616MPa, valor que se acerca al rango de resistencia a la tracción
del titanio que esta entre 700 y 800MPa y su punto de ruptura entre los 950 y 1100MPa, y
también se concentran sobre la interface de unión mesial de la placa con el hueso nativo,
especialmente sobre la placa (58).
Contradiciendo los estudios de Li y colaboradores, esta Knoll y colaboradores que en 2006,
con un modelo de una hemimandíbula con una placa de reconstrucción sobre un defecto
lateral y una carga de 135N, encontraron que el punto de concentración de esfuerzos
máximo fue de 1363N, localizado en el borde interno inferior de los agujeros de los tornillos
de la placa de reconstrucción. Este valor es aproximadamente el doble del registrado por Li
con una carga mucho más baja, superando la resistencia a la tracción del titanio. Esta
situación genera aflojamiento gradual de los tornillos. En este mismo punto pero sobre el
hueso cortical, se registró un valor de 175N el cual también supera la resistencia a la
tracción del hueso que esta en alrededor de los 85N, que a diferencia del titanio de la placa,
el hueso puede deformarse en mayor medida disipando la energía mecánica que al final
genera microfracturas las cuales a corto plazo constituyen un daño irreversible, pero a largo
plazo pueden solucionarse gracias al proceso de remodelación ósea, todo esto siempre y
cuando no pase de microfracturas a una fractura ósea propiamente dicha (50).
Este trabajo coincide con lo reportado por Li y colaboradores, ya que los valores máximos de
concentración de esfuerzos sobre la placa para todos los modelos estuvieron entre 174MPa
a 314MPa, muy por debajo del límite de resistencia del titanio.
El sistema de placas es ampliamente usado en mandíbulas reconstruidas con el fin de
orientar el contorno de los injertos, además de fijarlos y mantenerlos en la posición correcta.
Estas placas como se ha mencionado anteriormente, sufren de fractura, exposición extra o
intra oral y el más común es el aflojamiento de tornillos. Kimura y colaboradores en 2006,
tras aplicar una carga vertical de 300N sobre el área de molares en el lado del no defecto en
un modelo de mandíbula reconstruida con un defecto lateral, encontraron que el punto más
alto de concentración de esfuerzos se dio en el tornillo ubicado sobre hueso nativo más
próximo al defecto en el lado del no defecto. Este fenómeno se explicó argumentando que
las cargas verticales que simulan el proceso masticatorio, contribuyen a discrepanciasDiscusión 59
verticales y conducen a la reabsorción ósea alrededor de los tonillos generando aflojamiento
del mismo (43). En este estudio los tornillos se consideraron oseointegrados en el hueso, por
lo tanto no es posible valorar su comportamiento biomecánico al interior del hueso.
El modelo con el esquema de rehabilitación donde los implantes están ferulizados con una
barra se propuso debido a que la literatura ha reportado que la ferulización distribuye de una
mejor manera los esfuerzos sobre los implantes y además estas barras mejoran la calidad
retentiva de las prótesis. En un estudio donde se valoró el comportamiento de implantes
ferulizados con una barra en la rehabilitación de mandíbulas reconstruidas con colgajo libre
de peroné realizado por El-Anwar y colaboradores en 2016, se encontró el comportamiento
típico de los implantes reportado por múltiples autores, donde la concentración máxima de
esfuerzos se dio en el cuello del implante información con la que coincide este trabajo. Ha
esto le sumaron que los implantes localizados más hacia mesial y lejos de la ATM, obtenían
valores más altos de concentración de esfuerzos que aquellos situados en distal. Contrario a
lo observado durante este trabajo en donde el implante más distal situado sobre el peroné
registró mayores concentraciones de esfuerzos que el implante situado más hacia la línea
media. Además del cuello del implante, también se registraron altas concentraciones de
esfuerzos sobre la barra (48). Este diseño es importante ya que cabe recordar que la
distribución de esfuerzos es un factor crucial en el patrón de reabsorción ósea al momento
de poner en función oclusal las prótesis con las que se ha rehabilitado estos pacientes,
además el sistema de inserción debe presentar una transferencia de esfuerzos adecuada
con el fin de evitar las reabsorciones óseas y así mejorar el pronóstico del tratamiento, por
estas razones el uso de barras para ferulizar los implantes está ampliamente recomendado y
así contrarrestar los patrones irregulares de masticación en pacientes con mandíbulas
reconstruidas que generan altos valores de tensiones, aunque en este estudio se registró un
ligero aumento en la concentración de esfuerzos sobre la interface hueso nativo-peroné en
presencia de la barra.
Los esfuerzos sobre el cuello del implante se registraron únicamente sobre el hueso cortical
sin tener en cuenta el hueso trabeculado, esto se debe principalmente a las propiedades que
se establecen para cada tipo de hueso, donde el hueso trabeculado tiene un módulo elástico
menor que el del hueso cortical, haciendo que este último absorba la mayor parte de las
tensiones, subestimando la reacción del hueso trabeculado (48).Discusión 60
Al igual que en este trabajo, El-Anwar asumió oseointegración completa entre el hueso
nativo, el peroné y los implantes dentales, obteniendo resultados donde las mayores
concentraciones de esfuerzos se presentaron en la interface hueso nativo-peroné, en la
escotadura sigmoidea, en la apófisis coronoides y en el cuello del cóndilo en el lado del
defecto. Estos resultados los explican expresando que esto se debe a la discrepancia de
tamaño, principalmente en altura, entre el hueso nativo y el peroné. Aquí hay que resaltar
que en ese estudio no usaron una placa de reconstrucción y entre sus recomendaciones
proponen su uso para dar continuidad a la mandíbula y además coinciden en que esta
disminuye la concentración de esfuerzos en las áreas mencionadas (48) (54) tal y como se
presentó en los resultados que arrojaron los modelos 2, 3 y 4. Esto también lo corrobora Tie
en 2006, que aseguró que una de las áreas de mayor concentración de esfuerzos es en la
interface hueso nativo-peroné, pero este autor a diferencia de los demás la registra en la
unión distal, posterior a los molares y no hacia mesial como se ha reportado en múltiples
ocasiones (54). En cuanto a esta situación, este trabajo concuerda con Tie, ya que la interfaz
posterior distal a los molares presento valores más altos de concentración de esfuerzos en
todos los modelos evaluados.Conclusiones 61
6. Conclusiones
Al comparar el comportamiento flexural entre los 4 modelos computacionales de
hemimandíbulas estudiados con los diferentes métodos de reconstrucción indica que al
aplicar dos cargas verticales de 250N a nivel del primer molar sobre el lado del defecto y otra
de 150N en la zona incisiva, se obtendrá una flexión inicial en la osteotomía del peroné,
seguida de la interface hueso nativo-peroné posterior y por último en esta misma interface en
la porción anterior.
La flexión entre los segmentos de peroné y en las interfaces de hueso nativo-peroné
disminuye con el uso de placas de reconstrucción, implantes e implantes ferulizados con una
barra fresada.
Se concluye que la presencia de la placa en las reconstrucciones mandibulares disminuye la
concentración de esfuerzos en el hueso cortical en la interface hueso nativo-peroné, ya que
gran parte de la carga es absorbida por esta.
Se observó que en el modelo con implantes hubo menor concentración de esfuerzos en el
hueso cortical en la interface hueso nativo-peroné, lo que indica que el tipo de restauración
es determinante en la distribución de cargas en la zona injertada..Bibliografia 62
Bibliografia
1. Siegel R, Miller K, Jemal A. Cancer Statistics, 2015. CA Cancer J Clin. 2015; 65(5-29).
2. Instituto Nacional de Cancerologia. Anuario estadistico 2012. Estadistico. Bogota:
Instituto Nacional de Cancerologia, Cundinamarca; 2015.
3. Jacobsen C, Kruse A, Lubbers H. Is mandibular reconstruction using vascularized fibula
flaps and dental implants a reasonable tratement?. 2012 Clinical Implant Dentistry and
Related Research.
4. Cantor R, Curtis T. Prosthetic management of edentulous mandibulectomy patients. Part
I. Anatomic, physiologic, and physicologic considerations. J Prosthet Dent. 1971; 25(446-
457).
5. Roumanas E, Garrett N, Blackwell K. Masticatory and swallowing threshold performances
with conventional and implant-supported prostheses after mandibular fibula free-flap
reconstruction. J Prosthet Dent. 2006 Octubre; 96(289-297).
6. Kim D, Ghali G. Dental implants in oral cancer reconstruction. Dent Clin N Am. 2011;
55(871 - 882).
7. Sahin N, Hekimoglu C, Aslan Y. The fabrication of cast metal guidance flange prostheses
for a patient with segmental mandibulectomy: A clinical report. J Prosthet Dent. 2005;
93(217-220).
8. Wijbenga J Shepers R, Werker P. A systematic review of functional outcome and quality
of life following reconstruction of maxillofacial defects using vascularized free fibula flaps
and dental rehabilitation reveals poor data quality. Journal of Plastic, Reconstructive &
Aesthetic Surgery. 2016; 69(1024 - 1036).
9. Hotz G. Reconstruction of mandibular discontinuity defects with delayed nonvascularized
free iliac crest bone grafts and endosseous implants: A clinical report. J Prosthet Dent.
1996; 76(350-355).
10. Wong H, Pow E, Choi W. Management of mandibular rotation after a mandibulectomy: A
clinical report. J Prosthet Dent. 2013; 110(532-537).Bibliografia 63
11. Garrett N, Roumanas E, Blackwell K. Efficacy of conventional and implant-supported
mandibular resection protheses: Study overview and treatment outcomes. J Prosthet
Dent. 2006; 96(13-24).
12. Dellavia C, Romeo E, Ghisolfi M. Electromyographic evaluation of implant-supported
prostheses in hemimandibulectomy-reconstructed patients. Clin Oral Impl Res. 2007;
18(388-395).
13. Garcia M, Ostrosky M. Implant prosthetic rehabilitation with a free fibula flap and
interpositional bone grafting after a mandibulectomy: a clinical report. J Prosthet Dent.
2013; 109(373-377).
14. Bodard A, Salino S, Desoutter A. Assessment of functional improvement with implant-
supported prosthetic rehabilitation after mandibular reconstruction with a microvascular
free fibula flap: A study of 25 patients. J Prosthet Dent. 2015; 113(140-145).
15. Curtis D, Plesh O, Hannam A. Modeling of jaw biomechanics in the reconstructed
mandibulectomy patient. J Prostht Dent. 1999; 81(167-173).
16. Ishida S, Shibuya Y, Kobayashi M. Assessing stomatognathic performance after
mandibulectomy according to the method of mandibular reconstruction. Int J Oral
Maxillofac Surg. 2015; 44(948-955).
17. Krimel M, Hoffmann J, Zerfowski M. Central resorption in an iliac crest transplant with
microvascular anastomosis – report of 2 cases. J Cranio-Maxillofac Surgery. 2003;
31(176-178).
18. Chiapasco M, Colleti G, Romeo E. Long-term results of mandibular reconstruction with
autogenous bone grafts and oral implants after tumor resection. Clin Oral Impl Res. 2008;
19(1074-1080).
19. Foley B, Thayer W, Honeybrook A. Mandibular Reconstruction Using Computer-Aided
Design and Computer-Aided Manufacturing: An Analysis of Surgical Results. J Oral
Maxillofac Surg. 2013; 71(e111-e119).
20. Schneider R, Fridrich K, Funk G. Complex mandibular reconstruction after a partial
mandibulectomy with a fibula free graft: a clinical report. J Prosthet Dent. 2013; 110(223-
227).
21. Zou D, Huang W, Wang F. Autologous ilium grafts: long-term results on immediate or
staged functional rehabilitation of mandibular segmental defects using dental implants
after tumor resection. Wiley Periodicals. 2013.
22. Cantor R, Curtis T. Prosthetic management of edentulous mandibulectomy patients. Part
II. Clinical procedures. J Prosthet Dent. 1971; 25(546-555).Bibliografia 64
23. Bhochhibhoya A, Sahakya P, Mathema S. Simplified technique for the prosthodontic
rehabilitation of a patient with a segmental mandibulectomy with a hollow cast partial
dental prosthesis: A clinical report. J Prosthet Dent. 2016.
24. Rodby K, Turin S, Jacobs R. Advances in oncologic head and neck reconstruction:
Systematic review and future considerations of virtual surgical planning and computer
aided design/computer aided modeling. J Surgical Reconstruction. 2014; 67(1171-1185).
25. Cheung L, Leung A. Dental Implants in reconstructed jaws Implant longevity and peri-
implant tissue outcomes. J Oral Maxillofac Surg. 2003; 61(1263-1274).
26. Ross M. Histología texto y atlas a color con biología celular y molecular. 5th ed. Buenos
Aires: Medica Panamericana; 2008.
27. Drake R. Gray's Anatomy. 2nd ed.: Elseiver; 2006.
28. Wong R, Tideman H, Merkx M. The modular endoprosthesis for mandibular body
replacement - Part 1: Mechanical testing of the reconstruction. Journal of Cranio-Maxillo-
Facial surgery. 2012;(e479-e486).
29. Frost H. The mechanostat. a proposed pathogenetic mechanism of osteoporoses and the
bone mass effects of mechanical and non mechanical agents. Bone Miner. 1987; 2(73-
85).
30. Zhou L, Shang H, Feng Z. Prototyped flexible grafting tray for reconstruction of
mandibular defects. British Journal of Oral and Maxillofacial Surgery. 2011; 50(435–439).
31. Cano J, Campo J, Palacios B. Mecanobiología de los huesos maxilares. I. Conceptos
generales. Av. Odontoestomatol. 2007; 23 (6)(347-358).
32. Ertem S, Uckan S, Ozden U. The comparison of angular and curvilinear marginal
mandibulectomy on force distribution with three dimensional finite element analysis. J
Cranio-Maxillo-Facial Surg. 2013; 41(e54-e48).
33. Iizuka T, Hafliger J, Seto I. Oral rehabilitation after mandibular reconstruction using an
osteocutaneous fibula free flap with endosseous implants. Factors affecting the functional
outcome in patients with oral cancer. Clin. Oral Impl. Res.. 2005; 16(69 - 79).
34. Tarsitano A, Del Corso G, Ciocca L. Mandibular reconstructions using computer-aided
design/computer-aided manufacturing: A systematic review of a defect-based
reconstructive algorithm. J Cranio-Maxillo-Facial Surg. 2015; 43(1785-1791).
35. Wong R, Tideman H, Merkx M. The modular endoprosthesis for mandibular body
replacement. Part 2: Finite element analysis of endoprosthesis reconstruction of the
mandible. Journal of Cranio-Maxillo-Facial surgery. 2012;(e487-e497).Bibliografia 65
36. Blanchaert R, Harris C. Microvascular Free Bone Flaps. Atlas Oral Maxillofac Surg Clin.
2005; 13(151-171).
37. Holmes J, Wesson R. Dental Implants After Reconstruction with Free Tissue Transfer.
Oral Maxillofacial Surg Clin N Am. 2010; 22(407-418).
38. Wells M. Mandibular Reconstruction Using Vascularized bone graf. J Oral Maxillofac
Surg. 1996; 54(883-888).
39. Bianchi B, Copelli C, Ferrari S. Free flaps: Outcomes and complications in head and neck
reconstructions. J Cranio Maxillofac Surgery. 2009; 37(438-442).
40. Ide Y, Matsunaga S, Harris J. Anatomical examination of the fibula digital imaging study
for osseointegrated implant installation. Journal of Otolaryngology - Head and Neck
Surgery. 2015; 44(1-8).
41. Ciocca L, Corinaldesi G, Marshetti C. Gingival hyperplasia around implants in the maxilla
and jaw reconstructed by fibula free flap. Int. J. Oral Maxillofac. Surg. 2008; 37(478–480).
42. Zhou L, Wang P, Hang H. Prototyped grafting plate for reconstruction of mandibular
defects. J Cranio-Maxillo-Facial Surg. 2014; 42(1723-1729).
43. Kimura A, Nagasao T, Kaneko T. Adaquate fixation of plates for stability during
mandibular reconstruction. J Cranio-Maxillofac Surg. 2006; 34(193-200).
44. Geng J, Yang W, Xu W. Application of the finite element method in implant dentistry :
Springer; 2008.
45. Schliephalce H, Neukam F, Schmelzeisn R. Long-term results of endosteal implants used
for restoration of oral function after oncologic surgery. Int. J. Oral MaxilloJitc. Surg. 1999;
28(260 -265).
46. Watzinger F, Ewers R, Henninger A. Endosteal implants in the irradiated lower jaw. J
Cranio-Maxillofacl Surgery. 1996; 24(237-244).
47. Holmes D. Influence of bone quality on stress distribution for endosseous implants. J Oral
Implantol. 1997; 23(104-111).
48. El-Anwar M, Ghali R, Abuelnagga M. 3D Finite element study on bar splinted implants
supporting partial denture in the meconstructed mandible. J Med Sci. 2016; 15(4(1):164-
171).
49. Internacional A. Standard Specification for Wrought Titanium-6Aluminum-4Vanadium ELI
(Extra Low Interstitial) Alloy for Surgical Implant Applications (UNS R56401) F136.
,Subcommittee F04.12 on Metallurgical Materials; 2013.
50. Knoll W, Gaida A, Maurer P. Analysis of mechanical stress in reconstruction plates for
bridging mandibular. J Cranio - Maxillofacial Surgery. 2006; 34(201-209).Bibliografia 66
51. Wu C, Lin Y, Liu Y. Biomechanical evaluation of a novel hybrid reconstruction plate for
mandible segmental defects: A finite element analysis and fatigue testing. Journal of
Cranio-Maxillo-Facial Surgery. 2017; 45(1671-1680).
52. Ferrario V, Sforza C Serrao G. Single tooth bite forces in healthy young adults. J Oral
Rehabil. 2004; 31(18-22).
53. Pinheiro M, Alves J. The feasibility of a custom made endoprosthesis in mandibular
reconstruction Implant design and finite element analysis. J Cranio-Maxillo-Facial Surg.
2015; 43(2116-2128).
54. Tie Y, Wang D, Ji T. Three-dimensional finite-element analysis investigating the
biomechanical effects of human mandibular reconstruction with autogenous bone grafts.
Journal of Cranio-Maxillofacial Surgery. 2006; 34(290-298).
55. Vollmer D, Meller U, Joos U. Experimental and finite element study of a human mandible.
Journal of Cranio-Maxillofacial Surgery. 2000; 28(91-96).
56. Standlee J, Caputo A, Ralfh J. Stress Trajectories Within the Mandible Under Occlusal
Loads. J Dent Res. 1977; 56(1297-1302).
57. Schuller-Gotzburg P, Pleshchberger M, Rammerstorfer F. 3D-FEM and histomorphology
of mandibular reconstruction with the titanium functionally dynamic bridging plate. Int. J.
Oral Maxillofac. Surg. 2009; 38(1298-1305).
58. Li P, Shen L, Li J. Optimal design of an individual endoprosthesis for the reconstruction of
extensive mandibular defects with finite element analysis. Journal of Cranio-Maxillo-
Facial Surgery. 2014; 42(73-78).