Tesis Densitometría Osea

8/20/2019 Tesis Densitometría Osea

http://slidepdf.com/reader/full/tesis-densitometria-osea 1/291

UNIVERSIDAD DE MURCIA

Departamento de dermatología, estomatología,

radiología y medicina física

FIABILIDAD Y EXACTITUD DE

LA DENSITOMETRÍA ÓSEA

MAXILAR EN TOMOGRAFÍA

COMPUTERIZADA

ALFONSO MIGUEL SÁNCHEZ

TESIS DOCTORAL, MURCIA 2011





A mi padre, Eusebio, por enseñarme que en la vida siempre queda algo por hacer. A mi madre, Mª Teresa ejemplo intachable de sacrificio,constancia y amor. Sois un ejemplo a seguir.





A mi mujer Helena, la música de mis ojos. A tiAlfonso, y al bebé que pronto llegará, la

plenitud de mi vida. Mi pequeña familia.





Agradecimientos

Quisiera agradecer en primer lugar a mi director de tesis la inestimable ayuda

que me ha brindado, el Dr. Juan A. Vilaplana Gómez. Gracias por permitirme

participar en un proyecto tan fascinante como es la docencia en Cirugía Bucal, y

acogerme como a un hijo.

También quiero expresar mi más sincera gratitud a mi codirectora, la Dra.

Isabel Cañadas Osinki, y a su inseparable lápiz rojo sin el cual esta tesis no sería lo

que hoy es. Gracias por ese tiempo que me has brindado y por las largas horas de

trabajo dedicado. Tu apoyo, sugerencias y consejos han sido extraordinarios. Mil

gracias.

Al Dr. Vicente Climent Oltra, Jefe del Servicio de Radiología del Hospital

Universitario Virgen de la Arrixaca, por su inestimable ofrecimiento y disponibilidad

para llevar a cabo nuestro estudio en el Servicio de Radiología del Hospital

Universitario Virgen de la Arrixaca, así como a D. Pedro Soler Gallego, técnico de

radiología del Hospital Universitario Virgen de la Arrixaca, por su inmensa paciencia

y disponibilidad para realizar nuestro estudio radiológico, a esas tan largas horas de

la madrugada.

Al Dr. Julio Sáez Castan del Centro Radiológico Tesla de Elche, agradecer elhabernos permitido disponer de la inestimable colaboración de la Srta. Silvia

Santacreu Ballester. Por esas largas horas dedicadas a transformar todas las

tomografías computerizadas del formato DICOM al visualizador SIMPLANT.

Gracias Silvia por tu ayuda desinteresada.

Quiero agradecer notablemente a mis compañeros de departamento los

profesores Jaime y Carlos Vilaplana Vivo, sin cuya constancia, disposición y

valiosos consejos, incluso más allá del ámbito puramente académico, no hubiera sido posible comenzar ni terminar esta ardua tarea. Gracias por vuestra apreciada amistad

y vuestra ayuda incondicional.

Y a ti, Helena, gracias por tu apoyo constante incluso en los momentos de

hastío y desánimo. Gracias por estar siempre ahí, sin ti todo esto no sólo no hubiese

sido posible, sino que no habría tenido sentido.

A todos los familiares que hoy no están con nosotros, pero su recuerdo

perdura en el corazón.





INDICE





1. INTRODUCCIÓN Y JUSTIFICACIÓN………………………………………. 13

2. ANTECEDENTES……………………………………………………………………. 23

2.1. EL HUESO:

2.1.1. Conceptos generales………………………………………………… 25

2.1.2. Anatomía macroscópica……………………………………………… 27

2.1.3. Anatomía microscópica………………………………………………. 28

2.1.4. Composición…………………………………………………………….. 30

2.1.5. Biomecánica…………………………………………………………….. 33

2.2. OSTEOPOROSIS:


2.2.2. Afectación maxilar de la osteoporosis…………………………. 38

2.3. DENSIDAD MINERAL ÓSEA (DMO):


2.3.2. Clasificación…………………………………………………………… 47

2.3.3. Influencia en implantología………………………………………. 52

2.3.4. Ventajas e inconvenientes en implantología…………………. 55

2.3.5. Técnicas de medición…………………………………………………. 57

2.4. TOMOGRAFÍA COMPUTERIZADA:

2.4.1. Reseña Histórica……………………………………………………… 67

2.4.2. Funcionamiento……………………………………………………….. 69

2.4.3. Componentes del sistema…………………………………………... 72

2.4.4. Almacenamiento de imágenes………………………………………. 73

2.4.5. Tipos de CT……………………………………………………………… 83

2.4.6. Tomografía computerizada en Implantología……………….... 91

2.4.7. Ct; Precisión y exactitud…………………………………………… 97

2.4.8. Calibración del Ct…………………………………………………… 101

2.5. ESTABILIDAD PRIMARIA; IMPORTANCIA

2.5.1. Estabilidad primaria……………………………………………….. 111

2.5.2. Estabilidad Secundaria…………………………………….......... 112



2.5.3. Técnicas de medición………………………............................... 114

2.5.4. Factores condicionantes de la estabilidad primaria……... 123

2.6. PLANIFICACIÓN EN IMPLANTOLOGÍA…………………………………… 145

2.7. PROTOCOLOS DE ACTUACIÓN ……………………………………………... 149

3. HIPÓTESIS DE TRABAJO Y OBJETIVOS………………………………… 153

4. MATERIAL Y MÉTODOS…………………………………………………………. 157

4.1. MODELO DE CADÁVER ……………………………………………………….. 159

4.2. ELABORACIÓN DE PLANO OCLUSAL Y FÉRULA……………………… 160

4.3. PREPARACIÓN DE LA MUESTRA PREVIO A CT ………………………… 165

4.4. DISPOSITIVO DE POSICIONAMIENTO Y CALIBRACIÓN ……………… 167

4.5. REALIZACIÓN DE DOS CT …………………………………………………… 170

4.6. PROGRAMA DE VISUALIZACIÓNY MEDICIÓN DE IMÁGENES ………. 172

4.7. SELECCIÓN DEL R.O.I ………………………………………………………… 173

4.8. CALIBRACIÓN DE LAS TOMOGRAFÍAS COMPUTERIZADAS ………… 178

4.9. ANÁLISIS ESTADÍSTICO ……………………………………………………… 185

5. RESULTADOS………………………………………………………………………… 187

6. DISCUSIÓN……………………………………………………………………………. 211

6.1. DISCUSIÓN DEL MATERIAL Y MÉTODO ………………………………….. 213

6.2. DISCUSIÓN DE RESULTADOS ……………… ………………………………. 239

6.3. RESUMEN ………………………………………………………………………… 243

7. CONCLUSIONES…………………………………………………………………….. 247

8. REFERENCIAS BIBLIOGRÁFICAS………………………………………….. 251



1. INTRODUCCIÓN Y JUSTIFICACIÓN






15

Los implantes dentales han supuesto una revolución en el desarrollo de la profesión

odontológica. Desde sus inicios, ésta ha ido creciendo exponencialmente, innovando

técnicas y tratamientos con el fin de la consecución de unos tratamientos más

precisos y exitosos. Hoy en día, ya no es admisible la colocación de implantes donde

exista abundante hueso como antaño, sino su colocación en el lugar óptimo, donde

crear una restauración protésica estética y funcional. El avance en materiales y

técnicas prostodóncicas, así como en imagenología; tomografía computerizada (CT),

softwares de visualización, cirugías guiadas por ordenador (Birkfellner, 2001), etc.,

han supuesto esta realidad, el logro de la excelencia clínica.

Sin embargo, aun cabe esta cuestión, ¿estamos utilizando realmente bien

todas estas técnicas puestas a nuestro alcance?

Con el paso de los años, el cirujano implantólogo se va enfrentando a casos

cada vez más complejos, situaciones de atrofias óseas severas donde el exceso de

longitud de 1 mm puede suponer la lesión de un plexo nervioso o la invasión de una

estructura vecina importante. Tras el estudio previo de los maxilares con métodos de

diagnóstico complementarios, como el CT helicoidal, los profesionales hemos

podido ajustarnos a una relación casi exacta (1:1,07) a la anatomía de estos, de tal

forma que gracias a este avance, se han solucionado casos que hace unos años se nos

hacían impensables.

La alarma se disparó cuando, tras un detallado estudio implantológico de uno

de estos casos complicados, se colocaron implantes en un maxilar inferior en el cual,

según el CT, nos aproximábamos quedando a tan sólo 1 mm del nervio dentario

inferior. Nuestra sorpresa se hizo evidente al realizar una ortopantomografía de

control, en la que se observaba, tras corregir la magnificación, que todavía quedaba

un margen de separación con respecto al nervio de 2-3 mm.

Se revisaron otros casos anteriores en los que se requería un ajuste muy preciso a estructuras anatómicas vecinas y se comprobó que, en mayor o menor

medida, existía una variación entre las mediciones con CT previos y las mediciones

en ortopantomografías de control una vez colocado el implante.

A continuación, nos dispusimos a analizar todos los historiales quirúrgicos de

nuestra consulta, observando, tras las revisiones de los pacientes sometidos a la

colocación de implantes, que existía una discrepancia clínicamente llamativa entre la

posición donde se planifica, mediante CT, la colocación del implante respecto aestructuras importantes (como nervio dentario inferior, suelo del seno maxilar, etc.) y



FIABILIDAD Y EXACTITUD DE LA DENSITOMETRÍA ÓSEA MAXILAR EN CT

16

la posición donde realmente queda situado tras la realización de una

ortopantomografía de control. Una discrepancia no justificada, pues, aun

considerando la magnificación inherente a la ortopantomografía y eliminándola

gracias a su calibración mediante bolas de acero, permanece constante en todos y

cada uno de los casos analizados.

Esto realmente no era posible ya que el CT es un método diagnóstico de

estructuras óseas que permite una relación 1:1,07, es decir, casi exacta. Es más, en

algunos casos, incluso al realizar algún CT posterior del mismo maxilar para otros

fines, se comprobó que realmente el implante no estaba localizado en la posición

exacta en la que se había programado.

Tras la revisión de la literatura existente (Bassi, 1999; Akça, 2001; Amorim,

2006; Agbaje, 2007; Birgul, 2008), se comprobó que no existían artículos sobre

distorsiones o magnificaciones del CT, es decir, que la comunidad científica lo

considera como un método exacto, que se ajusta casi al 100 por ciento a la realidad.

Actualmente, se está realizando carga inmediata con prótesis confeccionadas

previas a la cirugía, sin encontrar el ajuste preciso que se espera tras el análisis del

CT. En este caso, se trata de prótesis realizadas mediante la simulación de colocación

de implantes en el maxilar a tratar con métodos altamente cualificados de confección

a nivel industrial y, sin embargo, existe algún tipo de error que no permite obtener el

ajuste esperado. Con todo, parece ser evidente la existencia de algún factor que se

nos escapa y que puede ser el responsable de estas discrepancias de ajuste.

Comenzamos, pues, a analizar las condiciones en las que se realizaban las

tomografías computerizadas, esperando un error más humano que técnico, y

observamos que no existían variaciones de posicionamiento ni estabilización del

paciente, de miliamperaje y/o kilovoltaje en la emisión de los rayos X, etc. Sin

embargo, estas discrepancias observadas eran constatables independientemente delcentro radiológico al cual se enviara al paciente para la realización del CT.

Analizando todas las prescripciones remitidas al centro radiológico, se

impelía a que el corte axial primario (el que rige todo el reformateo posterior de las

imágenes sagitales y ortogonales) fuera paralelo al plano oclusal, tanto para el

maxilar superior como para el inferior, pues es así como lo describen algunos autores

con el fin de que las imágenes sean lo más útiles posible para la colocación de

implantes (Arana-Fernández, 2006; López-Quiles, 2010), y de forma que la prótesisa crear pudiese distribuir las cargas lo más perpendicular posible a dicho plano. Este




17

plano oclusal que, en boca cerrada es único, con los maxilares separados es distinto,

existiendo uno superior y otro inferior. Es importante tener esto en cuenta, ya que el

paciente debe abrir bien la boca a la hora de realizarse un CT, para que de esta

manera se eviten distorsiones y artefactos que pueden ocasionar restauraciones o

prótesis metálicas del maxilar antagonista.

Pues bien, fue entonces cuando sacando del cajón todos las tomografías de los

últimos dos años, en formato digital, se analizaron de forma meticulosa los scouts

(topogramas, escano o escanogramas), es decir, la primera proyección lateral del

maxilar y de relativamente baja dosis de radiación, que se le realiza al paciente, tal y

como se muestra en la siguiente figura, (Fig. 1). Los objetivos eran los siguientes:

! Comprobar si está correctamente colocado y orientado en el espacio.

! Definir la amplitud de ventana que vamos a estudiar (por ejemplo, desde

apófisis coronoides hasta sínfisis mandibular).

! Definir el eje del corte axial primario.

Es en este análisis donde pudimos comprobar que, de cuarenta y un scouts

analizados, como se muestra en las siguientes figuras, (Fig. 2 y 3) sólo dos coincidían

con el plano oclusal especificado en la orden prescrita al radiólogo. En el resto había

una angulación más o menos importante de ese corte axial primario con respecto al

plano oclusal. Aunque existen en la actualidad programas informáticos capaces de

reconfigurar ese eje axial, ya se hace sobre modelos matemáticos e informáticos de

reformateo y no sobre el paciente real. Tras ponernos en contacto con el centroradiológico, se confirmó que la persona que realiza el CT de forma habitual (auxiliar

Figura 1: Proyecciónlateral del maxilar

previa




18

de radiología), sitúa al paciente por medio de unos punteros láser que disponen los

escáneres y que marcan al paciente por el tejido blando exterior de la cara, con lo que

era prácticamente imposible fijar de una primera vez el plano oclusal. Y es aquí

cuando con paciencia y ganas se le van realizando sucesivos scouts con el fin de

alinearlo correctamente. Esta ardua tarea cae muchas veces en la desidia, debido a la

complejidad de la misma y al aumento en la dosis de radiación a la que eran

sometidos los pacientes. Por otro lado, el no disponer de una referencia oclusal

extraoral y extrafacial que guíe al técnico en el correcto posicionamiento del

paciente, le complica enormemente la tarea llegando, incluso, al abandono de la

misma.

Sin embargo, la importancia del eje axial de referencia, parece clara cuando la

comparamos con el simple ejemplo del salchichón, según el cual, aunque queramos

hacer rodajas de 1 mm de grosor, jamás saldrán iguales si las cortásemos

perpendicular u oblicuamente al mismo. Son rodajas distintas y por tanto sus

características morfológicas y estructurales podrían ser distintas también.

Tras lo acontecido, se nos crearon ciertas inquietudes relacionadas con la

fiabilidad, entendida como la probabilidad de buen funcionamiento del aparato de

CT, así como con la exactitud del mismo. Las mediciones más importantes que

realiza el cirujano implantólogo en el CT son de longitud y de densidad ósea, por ello

vamos a analizar en el presente estudio uno de ellas, en este caso la densidad ósea

debido a la importancia de la misma en al osteointegración de los implantes.

En las páginas siguientes trataremos de dar respuesta a estas dudas

planteadas.











2. ANTECEDENTES





2. ANTECEDENTES

25

2.1 EL HUESO

2.1.1 conceptos generales

El hueso es un tejido conjuntivo especializado, cuya composición, organización y

dinámica le permiten aportar una función mecánica de sostén y participar en la

homeostasis mineral, teniendo un papel fundamental en el equilibrio del calcio. Está

conformado por una matriz mineralizada que incluye distintos tipos celulares, lo que

le confiere una gran dureza y resistencia (Cebamanos, 1992; López-Quiles, 1998;

Anitua, 2000).

A pesar de su rigidez, es un tejido vivo en constante remodelación, dinámico

y que mantiene su estructura gracias al equilibrio de acciones opuestas que se

suceden en su interior y que lo conservan en un estado de continua renovación.

Dependiendo de las necesidades del organismo y de las fuerzas que se generan en él,

se suceden cambios continuos en su estructura, atrofiándose o hipertrofiándose según

existan o no fuerzas en exceso.

Las fuerzas que actúan sobre el tejido óseo modifican pues permanentemente

su forma, de tal manera que la presión condiciona su reabsorción y la tensión da

lugar a la neoformación ósea. Estas son de tensión, compresión o torsión y si se

aplican de forma perpendicular son normales y si se aplican de forma oblicua, son de

cizallamiento.

Todos los componentes del hueso están ordenados de forma bien definida.

Los osteocitos están situados en las lagunas óseas y comunicados entre sí por

canalículos. La matriz extracelular se dispone en forma de capas y según lo haga secreará hueso cortical o compacto y esponjoso o trabecular. El hueso, está formado

por una capa externa de tejido denso, compacto o hueso cortical que define los

límites del hueso interno medular, esponjoso o hueso trabecular el cual contiene

además grasa y médula hematopoyética. El hueso cortical tiene cuatro veces más

masa que el trabecular aunque éste último tiene un recambio 8-10 veces mayor que el

cortical debido a su mayor volumen. En cuanto a sus características diferenciales más

significativas, cabría destacar:




26

! El hueso cortical es elástico y poco plástico, por lo que reacciona bien

a las fuerzas perpendiculares y peor a las fuerzas oblicuas o de cizallamiento.

! El hueso trabecular o esponjoso es plástico y poco elástico. Son

menos densos y pueden resistir mejor las deformaciones.

Las distintas cargas que actúan sobre los huesos del esqueleto se encuentran

relacionadas con las diversas actividades del individuo, tanto compresivas, como de

tracción o de cizalladura. El hueso esponjoso trabaja principalmente a compresión,

en cambio, el hueso cortical debe soportar fuerzas de compresión, tracción y

cizalladura. En la siguiente figura (Fig. 4) podemos observar con detalle la estructura

de ambos tipos de hueso, que vamos a ir desarrollando más adelante.

Figura 4: Anatomíamacroscópica del hueso



2. ANTECEDENTES

27

2.1.2 Anatomía macroscópica

Es ampliamente aceptada la distinción macroscópica que contempla el hueso

trabecular o esponjoso, tal y como apuntan Cebamanos, en 1992 y Molina, en 2008,

donde el hueso trabecular o esponjoso está constituido por una compleja malla de

placas y tubos que se entrelazan formando una trabécula tridimensional visible a

simple vista. En general la orientación de esta trabécula es al azar aunque de ella

depende la capacidad para soportar las cargas. El hueso dentro de cada trabécula es

laminar maduro cuyas células (osteocitos) están orientados concéntricamente y

tienen una red canalicular bien desarrollada. Esta malla delimita unas cavidades cuyo

contenido conjuntivo recibe el nombre de tejido medular o mieloide (médula ósea) el

cual puede ser médula ósea amarilla (formada por tejido adiposo) o médula ósea

roja (productora de la serie roja, blanca y plaquetaria).

A nivel del organismo, constituye el 20 por ciento de la masa ósea esquelética

y el 80 por ciento restante el hueso cortical, pero debido a su amplia superficie ósea

su proporción volumen/superficie es 10 veces mayor que la del hueso cortical. A

pesar de su aparente porosidad y volumen relativamente pequeño, este hueso está

muy bien adaptado a resistir fuerzas de compresión, mientras que el cortical resiste

mejor las fuerzas de tensión y torsión. Estas propiedades mecánicas del hueso

trabecular van a depender de su localización topográfica.

Por su parte, el hueso cortical o compacto es macroscópicamente, un hueso

denso, cuyas láminas o capas se adosan estrechamente sin dejar huecos ni cavidades.

Las láminas se distribuyen circunferencialmente en torno a unos conductos llamados

conductos de Havers, que contienen vasos sanguíneos, linfáticos y, a menudo,nervios que irrigan e inervan el hueso. El hueso trabecular, por el contrario, no los

contiene.

Las capas se van distribuyendo plegadas en espiral en sentido horario y luego

antihorario, y así sucesivamente, para asegurar una mayor respuesta a las cargas de

torsión. Están conectados entre sí con las cavidades medulares, y con el exterior por

los denominados canales de Volkmann. La unidad de hueso compacto formado por




28

un conducto central rodeado por laminillas óseas concéntricas es conocida como

osteón.

Como rasgos diferenciales, podemos distinguir:

! El maxilar superior , posee una proporción mayor de hueso esponjoso

y por lo tanto sus corticales son más estrechas lo que le confiere menos consistencia

y resistencia. La cortical externa es menos gruesa que la interna a nivel incisal y

canino, igualándose a nivel molar.

! La mandíbula o maxilar inferior está compuesto fundamentalmente

por cortical presentando un 20 por ciento de esponjosa a nivel incisal y un 10 por

ciento a nivel premolar. La cortical externa es más gruesa que la interna y ambas van

aumentando de espesor conforme se alejan a la región molar.

Sus particulares características lo hacen resistente a las fuerzas de flexión,

torsión y cizallamiento.

2.1.3 Anatomía microscópica

Cuando examinamos el hueso desde la perspectiva microscópica, son tres las

distinciones habituales: plexiforme, haversiano y laminar.

El primero de ellos, el hueso plexiforme corresponde a un hueso inmaduro

que se encuentra en el tejido óseo esponjoso y cortical de los individuos en

crecimiento, por lo que durante la maduración es sustituido gradualmente por hueso

laminar desde los 14 ó 16 años. Este tipo de hueso está ausente en el esqueleto

adulto, aunque se puede formar cuando se acelera la producción de matriz ósea,

como ocurre en los callos de fractura y tumores óseos. El hueso plexiforme carece de

una relación estable entre el contenido mineral y el colágeno, de tal manera que su

densidad mineral es muy variable, a diferencia de los huesos haversiano y laminar,

que se describen a continuación, los cuales mantienen una relación fija entre estos

elementos.

En relación con el hueso Haversiano, éste se encuentra constituido por un

conjunto de láminas concéntricas, denominadas osteonas o sistemas de Havers, que

tienen un diámetro de alrededor de 200 µm (micrómetros) y una longitud de 1 a 2



2. ANTECEDENTES

29

cm. Posee además un eje neurovascular central, denominado canal haversiano, que

está recubierto por osteoblastos y células osteoprogenitoras. Los canales haversianos

de osteonas contiguas se encuentran unidos entre sí por los conductos de Volkmann,

los que se orientan en sentido perpendicular u oblicuo con éstos.

Las osteonas están conformadas por alrededor de 4 a 20 láminas óseas, entre

las cuales se localizan los osteocitos. A nivel de la unión entre las osteonas vecinas

se encuentra una delgada línea de cementación, que está compuesta principalmente

por sustancia fundamental calcificada. La microestructura de tipo osteonal o

haversiana está presente en el hueso cortical maduro y se forma como resultado de la

invasión vascular del tejido óseo ya existente, por lo que posee una menor resistencia

mecánica y un sistema circulatorio menos eficiente que el del hueso laminar.

Por último, en el hueso laminar, las trabéculas del hueso esponjoso y los

sistemas circunferenciales del hueso compacto están compuestos por una serie de

láminas óseas paralelas entre sí. Las láminas tienen un espesor que oscila entre 3 y 7

µm y están formadas por fibras colágenas dispuestas paralelamente unas con otras,

aunque presentan una orientación distinta respecto de las fibras de láminas vecinas.

En la interfaz entre las láminas óseas se encuentran las cavidades osteocitarias con

sus correspondientes células, cuya nutrición depende de los canalículos existentes en

la matriz ósea, lo que permite el intercambio de moléculas e iones entre los capilares

sanguíneos y los osteocitos.

Las láminas del hueso laminar y las osteonas del hueso haversiano son

diferentes configuraciones geométricas del mismo material, pues en ambas cada

punto del tejido se encuentra, aproximadamente, a unos 100 µm de un vaso

sanguíneo. Tanto el hueso laminar como el haversiano se encuentransimultáneamente en el tejido óseo humano. De esta manera, las diáfisis de los huesos

largos están conformadas por los sistemas circunferenciales externos e internos que

corresponden a hueso laminar, entre los cuales se encuentran el sistema de Havers

constituido por hueso osteonal y el sistema intermedio que procede de restos de

osteonas que fueron parcialmente destruidas durante el crecimiento óseo.




30

2.1.4 Composición del hueso

El hueso constituye un banco de reserva mineral donde el organismo almacena su

calcio y fosfatos en formas metabólicamente estables y estructuralmente útiles.Desempeña un doble papel en el organismo: por un lado, constituye la base

física de la locomoción y, por otro, la fase mineral del hueso actúa como reservorio

de minerales esenciales y sistema tampón. En el proceso continuo de catabolismo y

remodelación, el hueso es capaz de realizar ambas funciones.

El hueso está constituido principalmente por tres elementos; una matriz

proteica, una fase mineral y células óseas (Sánches, 2005). La matriz proteica ocupa

aproximadamente el 50 por ciento del volumen óseo total y está formada en su

mayor parte por una proteína fibrosa, el colágeno. Los haces de colágeno se

entrecruzan creando un armazón estructural sobre el cual se sitúa la fase mineral .

En cuanto a la celularidad del hueso, podemos distinguir tres tipos

fundamentales: osteocitos, osteoblastos y osteoclastos. Éstas, representan el 2 por

ciento de los componentes orgánicos del hueso, detallándose a continuación sus

rasgos característicos:

El Osteoblasto, o célula formadora de hueso, posee un núcleo excéntrico y

está encargado de sintetizar matriz ósea. Ésta es preparada por la acción de la

fosfatasa alcalina ósea para el proceso de la mineralización. Derivan de células

pluripotenciales embrionarias (llamadas células madre o stem cells) que se van

diferenciando hasta constituir el osteoblasto, célula final que no sufre mitosis. Estos

osteoblastos, secretan una matriz ósea llamada osteoide, que se deposita en láminas

encima de la matriz preexistente por deposición de cristales de fosfato cálcico o más

exactamente de hidroxiapatita; Ca10 ( PO4)6(OH)2.

El Osteoide es un producto cuya modificación extracelular construye una

estructura orgánica insoluble formada en su mayor parte por colágeno tipo I. Se

forma a razón de 2-3 µm al día y cuando alcanza las 20 µm, tras madurar durante 10

días, se mineraliza a razón de 1-2 µm al día.



2. ANTECEDENTES

31

La vida media del osteoblasto es de 1-10 semanas, transcurrido el cual

mueren por apoptosis, salvo un 15 por ciento que se transforma en osteocitos (no se

sabe por qué unas se transforman en osteocitos y otras no), y otras se transforman en

células de revestimiento las cuales no se incorporan a la matriz y adoptan un aspecto

aplanado.

Las Células de revestimiento son células aplanadas, con escasos organelos y

corresponden a osteoblastos que han concluido la síntesis de matriz ósea, por lo que

se encuentran en reposo sobre las superficies óseas inactivas. En el adulto pueden

cubrir hasta el 80 por ciento de las superficies trabeculares y endocorticales y están

separadas del límite mineralizado del hueso por una fina capa de tejido conectivo. Al

igual que los osteoblastos, están conectadas entre sí y con los osteocitos mediante

uniones comunicantes. Por efecto de diversos estímulos, estas células dejan libre la

superficie del hueso, permitiendo la llegada de los osteoclastos. Las células de

revestimiento habitualmente no presentan actividad mitótica, pero al ser estimuladas

se pueden transformar de nuevo en osteoblastos.

El Osteocito maduro es una célula ovalada envuelta dentro de la matriz por

una laguna (lagunas óseas). Son células relativamente inactivas aunque su función es

crucial para el mantenimiento de la viabilidad ósea (también llamada homeostasis

esquelética y mineral del organismo). Estos contactan entre sí y con los osteoblastos

a través de unas prolongaciones que emergen de su superficie creando un sistema

canalicular a través del cual se transmiten señales a los osteoblastos y de éstos a los

osteocitos (conductos de Havers y de Volkmann). Son células relativamente

inactivas, no se dividen ni secretan matriz aunque su metabolismo es esencial para la

viabilidad del hueso y para el mantenimiento de la homeostasis (equilibrio de lascondiciones internas dentro del organismo). Su vida media es de varios años, incluso

décadas. Es incapaz de renovarse de forma que su reemplazo se hace a través de la

diferenciación de las células precursoras de los osteoblastos.

El Osteoclasto, es una célula grande, multinucleada (aunque entran en el

sistema hematopoyético como mononucleada y a través de fusionarse entre ellas se

transforman en multinucleadas de tamaño incluso mayor a las 100 µm de diámetro), precursor de los granulocitos macrófagos, cuya función es absorber la matriz




32

mineralizada. Es un macrófago rico en enzimas lisosomiales y posee una membrana

celular especializada para el proceso de reabsorción ósea. Su activación y producción

parece depender de señales emitidas por los osteoblastos (Cruz, 1994). Al unirse al

hueso, desarrolla su borde ondulado y es con esta forma con la que cumple su

función de reabsorción ósea a través de la liberación de enzimas.

En cuanto al segundo componente estructural del hueso, el Componente o

Matriz Orgánica, está constituido en su mayor parte por el tejido osteoide, por

colágeno tipo I (95 por ciento) y proteínas no colágenas (5 por ciento). Ayuda a que

las células conserven su estado diferenciado. Supone el 35 por ciento del peso del

hueso deshidratado y le proporciona la resistencia a la tracción. El colágeno tipo I del

osteoide es el sustrato en el que se deposita el fosfato cálcico (mineralización). Es un

proceso ordenado, dependiente del tiempo y modulado por las células. Se realiza a

razón de 1-2 µm al día.

Por último, como tercer componente fundamental del hueso, el Componente o

Matriz Inorgánica está constituido esencialmente por un análogo de la hidroxiapatita

rica en carbonato denominada apatita ósea. Presenta imperfecciones en su estructura

cristalina, lo que le confiere mayor solubilidad y, por tanto, mayor disponibilidad

para la actividad metabólica y para el intercambio de líquidos corporales.

Corresponde al 60-70 por ciento del peso del hueso deshidratado y le confiere la

resistencia a la compresión y la cizalladura. El 99 por ciento del calcio, el 85 por

ciento del fósforo y del 40-60 por ciento del sodio y magnesio, reside en el esqueleto.

Los principales factores que regulan el metabolismo óseo son el estrés

mecánico (o fuerzas que actúan sobre él), los niveles de iones en el espacio

extracelular (calcio y fosfato) y las influencias hormonales (hormonas paratiroideas,glucocorticoides, esteroides gonadales y metabolitos activos de la vitamina D). En

términos generales, las enfermedades metabólicas del hueso son el resultado de la

alteración en la función de la célula ósea, producida por estímulos patológicos de

tipo físico, hormonal o iónico.

La estructura normal del hueso es bastante uniforme aunque varía según el

sexo, la edad y la localización anatómica, siendo ésta última importante debido a quedistintas fuerzas mecánicas, según la musculatura y el peso, dan lugar a una respuesta



2. ANTECEDENTES

33

ósea para adaptarse a estas necesidades. Es lo que se conoce como Ley de Wolff

(Wolff, 1892 ). Wolff sostuvo que el hueso debe su forma, densidad y propiedades a

un proceso evolutivo de manera que éste se forma y transforma según las cargas a las

cuales está sometido, hasta poder soportar dichas cargas de una forma óptima,

afirmando que todo cambio producido en la forma y función del hueso, o únicamente

en la propia función, viene seguido de ciertos cambios definitivos en la arquitectura

interna y de una alteración similar en la conformación externa, en función de varias

leyes matemáticas.

En un estudio realizado por Issever, en 2003, se demostró mediante la

utilización de la micro tomografía computerizada (micro-CT), un aumento muy

significativo de número y densidad ósea de la malla trabecular en la columna

vertebral de monos sometida durante un determinado tiempo a cargas compresivas.

Con este estudio se confirmó la importancia de la ley de Wolf en la remodelación

ósea. Por su parte, Barone en 2003, confirmó mediante densitometría a los 6 meses

de la colocación de implantes, que los que recibieron carga inmediata presentaban

mayor densidad peri-implantaria que los que recibieron carga diferida, corroborando

también que la función aumenta la mineralización.

2.1.5 Biomecánica del hueso

El ultimo aspecto que destacamos del hueso, es la biomecánica. Aunque éste posee

una resistencia a la tensión similar a la del hierro, es tres veces más ligero y diez

veces más flexible. El esqueleto se adapta a su función específica en el organismo,

tanto respecto a su configuración, como a su estructura microscópica. La naturaleza

suele seguir, en general, la ley del mínimo, de tal manera que las funciones

mecánicas de carga y de protección se consiguen con el mínimo peso y máxima

eficacia.

De manera general, la resistencia (resistencia a la deformación) y la rigidez,

lo aportan la fase inorgánica, mientras que la tenacidad (resistencia a la fractura), lo

aporta la fase orgánica. El mineral es duro y frágil, mientras que la proteína(húmeda) es mucho más blanda pero más resistente (a la tracción, compresión,




34

torsión…). Sin embargo la unión de ambos, combina las propiedades óptimas de

ambos aportando dureza y resistencia (Cano, 2007). El hueso compacto tiene una

porosidad del 5-30 por ciento mientras que el trabecular llega del 30-90 por ciento

(definida como el volumen vacío por unidad de volumen de hueso y representa la

parte proporcional de hueso ocupado por médula ósea). Estos poros interconectados

son los que le dan al hueso una densidad aparente y unas propiedades biomecánicas

inconstantes (Muller, 2001). Esta porosidad del hueso es la que le confiere su

ligereza, de lo contrario un material tan duro sería imposible de transportar en el

cuerpo.

El estudio de las propiedades biomecánicas del hueso permite predecir las

fuerzas que el hueso es capaz de resistir, las posibles consecuencias de las

enfermedades, entender el efecto de envejecimiento y otras características. Estas

propiedades del hueso van a depender de su contenido acuoso, de su porosidad

(densidad) y del contenido mineral. Avances recientes en las mediciones de la

densidad ósea (entre ellas la Tomografía Computerizada Cuantitativa, QCT) han

podido determinar la estrecha relación existente entre ésta y las propiedades

biomecánicas del hueso (Muller, 2001):

! Hueso cortical;

• Módulo elasticidad 15-20 GPa.

• Resistencia a la tensión 80-150 MPa (disminuye con la

edad).

• Resistencia a la compresión 90-280 MPa.

! Hueso trabecular;

• Existen opiniones dispares entre autores incluso dentro deun mismo autor en cuanto a las propiedades biomecánicas,

aunque siempre los valores son menores que los del hueso

cortical.

Durante los primeros años de vida, la adolescencia y la edad adulta joven, la

masa ósea o densidad ósea va aumentando hasta un momento en el que se hace

constante un pico máximo, alrededor de la tercera década de vida. A partir de aquí,en la cuarta y quinta década comienza la pérdida ósea. Aunque este patrón de pérdida



2. ANTECEDENTES

35

no ha sido claramente definido, hay evidencia de que el hueso trabecular precede al

cortical, acelerándose durante la menopausia en las mujeres (Checa, 2000).

En el adulto, alrededor de un 8.0 por ciento del tejido óseo se renueva

anualmente, cifra que es superior en el joven e inferior en el anciano. Las mujeres

alcanzan su pico de masa ósea antes que los hombres debido a su mayor precocidad

en alcanzar la pubertad. Así pues, la masa ósea máxima se alcanza a los 30 años de

edad y depende de factores genéticos y ambientales. De los 30 a los 40 años el

balance óseo es igual a cero y la masa del hueso permanece estable. A partir de los

40 años se instaura un balance negativo y la masa ósea disminuye de manera

progresiva. En el hombre, la pérdida ósea se desarrolla a una velocidad constante de

un 0.5 por ciento anual, mientras que en la mujer se acelera durante los años de la

menopausia. Al inicio de la octava década los hombres han disminuido su masa ósea

en un 20.0 por ciento y las mujeres en un 30.0 por ciento.

Existe controversia en la literatura sobre cuando comienza realmente la

pérdida ósea, el ritmo con que ocurre y la influencia de la menopausia sobre ella.

Muchas de las diferencias observadas han surgido por el uso de diferentes técnicas

para medir la densidad ósea, además de mediciones en distintas localizaciones del

esqueleto, ya que las pérdidas pueden variar según la localización, e incluso la

medición separada del hueso trabecular con respecto al cortical, ya que el trabecular,

debido a su mayor turnover o tasa de recambio celular y capacidad de respuesta a

estímulos externos, también padece una mayor pérdida de masa ósea no comparable

ni solapable a la del hueso cortical. Vamos ahora a profundizar algo más tanto en el

tema de la pérdida ósea, como en las técnicas de medición de densidad ya que en

ellas recae una importancia crucial en el ámbito implantológico, como veremos acontinuación.




36

2.2 OSTEOPOROSIS

2.2.1 Conceptos Generales

La osteoporosis es un trastorno esquelético que se caracteriza por una disminución de

su resistencia y que predispone a una persona a un mayor riesgo de fracturas. La

resistencia del hueso refleja principalmente la integración de la densidad del hueso y

la calidad ósea. La densidad del hueso se expresa en gramos de mineral por área de

volumen (gr/cm3), y la calidad ósea se refiere a la arquitectura, la remodelación, al

daño acumulado (microfracturas) y a la mineralización. La OMS la define como una

enfermedad caracterizada por un nivel bajo de masa ósea asociado a un deterioro dela micro-arquitectura del tejido óseo proporcionando una mayor fragilidad ósea y por

consiguiente un mayor riesgo de fractura.

Se prevé en Estados Unidos que, para el 2030, un 20 por ciento de la

población sea mayor de los 65 años, con lo que la osteoporosis estrechamente

relacionada con la edad, se hará más visible en este grupo de población y el dentista

general diagnosticará un mayor número de afectaciones maxilares por la osteoporosis(Cho, 2004). Se estima además, actualmente, que la osteoporosis afecta a 75 millones

de personas en Europa, Japón y Estados Unidos, y, en total, a 300 millones de

personas en el mundo, con lo que supone un problema significativo (White, 2002),

originando un aumento considerable de riesgo de fractura ósea, entre otras la cadera,

produciendo una elevada morbilidad y mortalidad.

El hueso osteoporótico se caracteriza por finas corticales, una densidad de

hueso reducida (mineralización débil) y una falta general de conectividad trabecular

afectando, no sólo en un mayor riesgo de fractura, sino también a la resistencia de las

estructuras ortopédicas, como los implantes dentales, ya que queda muy disminuido

el módulo tensil y el de elasticidad (Battula, 2008).

Es una enfermedad multifactorial con forma primaria y secundaria, en la que

se combinan factores endógenos y exógenos que contribuyen a la pérdida ósea. El

déficit de estrógeno es el factor más común en todas ellas.



2. ANTECEDENTES

37

Es habitual distinguir en la osteoporosis dos subtipos: la osteoporosis

primaria de tipo I (postmenopáusica) con pérdidas óseas de tipo trabecular, y las de

tipo II (seniles) con pérdidas óseas de tipo trabecular y cortical. Mientras que en la

osteoporosis postmenopáusica (tipo I), la disminución de hormonas sexuales en al

mujer a partir de los 50 años provoca una desmineralización intensa de los huesos, en

la osteoporosis secundaria (tipo II) se presenta una etiología muy diversa producida

por administración de corticoesteroides, malabsorción intestinal, enfermedad

hepática, etc., aunque la obesidad parece tener un efecto protector.

Clínicamente la osteoporosis no manifiesta ningún síntoma hasta que no

acontece la fractura. El diagnóstico de la misma se realiza a través de distintas

pruebas radiológicas complementadas con pruebas de recambio óseo (Abascal,

2008).

Se han llevado a cabo numerosos esfuerzos en el desarrollo de métodos para

la cuantificación de la densidad ósea del esqueleto, de manera que la osteoporosis

pueda ser detectada de una forma precoz. Actualmente no existe un consenso sobre

que método o métodos son los más eficaces para el diagnóstico de la falta de

densidad ósea de un paciente y en qué lugar anatómico es más recomendable

realizarlo, siendo esto de considerable importancia (Abascal, 2008). El hueso

trabecular a causa de su elevado turnover o tasa de recambio celular, que es ocho

veces mayor que la del hueso cortical, lo convierte en el lugar primario a investigar

para el diagnóstico precoz de pérdida ósea. El análisis del hueso trabecular es muy

útil para predecir el riesgo de fractura de los huesos. Así, Jonasson en 2001,

comprobó que una trabeculación densa indica una DMO (densidad mineral ósea)

normal, mientras que una trabeculación menos densa indica osteopenia.

Según el Instituto Nacional de la Salud y Centro Nacional de Información

sobre la Osteoporosis y las Enfermedades Óseas, la densitometría ósea es una prueba

de la densidad mineral ósea (DMO) para determinar de forma eficaz la salud de los

huesos (Bethesda, 2006). Además, los valores de densidad deben medirse en gr/cm3.

Por otra parte, según la Organización Mundial de la Salud (OMS), una vez medida

la densidad ósea se compara con la densidad ósea de un adulto joven sano y ladiferencia se expresa en unidades de desviación estándar (DE) y el riesgo de fractura




38

u osteoporosis va a depender de lo que se aleje ese valor medio de densidad de la

desviación estándar (DE) (Sturtridge, 1996).

La clasificación que establece la OMS para la osteoporosis según la densidad

ósea, es la siguiente (Corral, 2002):

! Normal ; densidad ósea entre +1 y -1 DE del promedio para un adulto joven.

! Baja densidad ósea u osteopenia; densidad ósea entre -1 y -2,5 DE por

debajo del promedio para un adulto joven.

! Osteoporosis; densidad ósea por debajo de -2,5 DE del promedio de un adulto

joven.

! Osteoporosis grave; densidad ósea por debajo de -2,5 DE del promedio para

un adulto joven y además han ocurrido una o más fracturas producidas por la

osteoporosis.

Actualmente, en el diagnóstico de la osteoporosis, sólo se pueden recomendar

abiertamente las técnicas de QCT (Tomografía Computerizada Cuantitativa) y DXA

(Radiación X de Absorciometría Dual) como las más fiables a la hora de medir la

densidad del hueso y aunque no existe un criterio unificado sobre qué localización es

la idónea para su diagnóstico mediante pruebas radiográficas, sí se considera que, en

mujeres, el indicador más fiable de riesgo de fractura es la cadera, siendo el

antebrazo en hombres (Abascal, 2008).

2.2.2 Afectación maxilar de la Osteoporosis

Aunque la osteoporosis es un problema de primer orden en sanidad pública,

su efecto en los maxilares es controvertido. En algunos estudios se relacionan

osteopenias esqueléticas con las maxilares pero en otros no. Estas diferencias pueden

ser debidas a distintas variables que afectan a la densidad ósea en los maxilares,

como puede ser enfermedad periodontal, nutrición, genética, medicaciones previas,

etc. (Torres, 2006).



2. ANTECEDENTES

39

La afectación maxilar de la osteoporosis ha sido controvertida durante mucho

tiempo, aunque los estudios actuales parece que se inclinan por la hipótesis de que la

osteoporosis afecta también a los huesos maxilares (como huesos que son)

reduciéndose el espesor de las corticales y disminuyendo el número y tamaño de las

trabéculas de hueso esponjoso (Choel, 2003; Cho, 2004; Heo, 2006; Jonasson, 2006).

La osteoporosis se caracteriza por una pérdida de masa ósea, alteración de la

microestructura y reducción de la capacidad regenerativa del hueso, y ha sido durante

tiempo considerada como una contraindicación relativa o factor de riesgo para la

colocación de implantes dentales, al principio contraindicación absoluta y

posteriormente relativa. Esta hipótesis parte de la premisa de que la osteoporosis

afecta de la misma manera a los huesos maxilares que a los del resto del esqueleto

óseo, y que la alteración en el metabolismo del hueso puede alterar la cicatrización

de los tejidos alrededor de los implantes. Estos últimos datos han aportado algo de

luz y han dejado claro que actualmente sí se ha demostrado la relación entre

osteoporosis y pérdida de masa ósea mandibular, sobre todo en zonas posteriores,

confirmado por estudios de medición de las densidades óseas (DXA, QCT e

histomorfométricos) (Choel, 2003; Cho, 2004; Heo, 2006; Jonasson, 2006), aunque

no se ha encontrado su relación con la pérdida de implantes (Mellado, 2010). De aquí

radica la importancia del análisis de la osteoporosis así como de los factores

asociados y predisponentes de cada paciente antes de una cirugía ósea maxilar. Entre

ellos destacamos la edad, el sexo y los factores de riesgo.

En relación con la edad , a partir de los 50 años, el hueso mandibular sufre un

continuo descenso en su contenido mineral (DMO), transformándose sus corticales

en más porosas y más finas mientras que el hueso trabecular no sufre cambio con laedad y, sólo en hombres, tiende a aumentar un poco a partir de los 80 años (Parfitt,

1983; Ulm, 1999; Devlin, 2007; Ulm, 2009). Este hecho ha dado lugar a que algunos

autores utilicen la valoración radiográfica del grosor de las corticales mandibulares

para predecir el grado de osteoporosis del esqueleto general de un paciente,

relacionada con la edad (Horner, 2002; Taguchi, 2006; Naitoh, 2007; Okabe, 2008).

En cuanto al sexo, como diferencia principal, en mujeres se pierde hueso porun exceso en la reabsorción producida por los osteoclastos, observándose una




40

trabécula atrofiada. En hombres, se pierde hueso por un defecto en la formación de

los osteoblastos, apareciendo una topografía trabecular atenuada (Aarón, 1987; Xu,

2005).

La mandíbula al igual que otras partes de esqueleto, deriva en una pérdida de

DMO (densidad mineral ósea, la cual informa sobre la calidad del hueso) como de

CMO (contenido mineral óseo, el cual informa sobre la cantidad ósea) relacionada

con el sexo y la edad.

En lo que atañe a los factores de riesgo asociados a una osteoporosis cráneo-

máxilo-facial, se distinguen además de la edad y el sexo ya mencionados, el estatus

endocrino, el estilo de vida, los antecedentes familiares, la menopausia, el tamaño

corporal y la cultura (Hohklweg-Majert, 2005). Sin embargo los parámetros

biomecánicos como la duración del estatus edéntulo, son los predominantes, dato que

vuelve a corroborar la ley de Wolff, ya que la falta de función por la pérdida de los

dientes crea una progresiva pérdida de masa y densidad ósea en los maxilares

(Misch, 2009).

La pérdida adicional de dientes, relacionada con el estatus socio-cultural,

conlleva a una mayor reabsorción sobre todo vertical de la cresta ósea, llegando a

convertirse en algunos casos en crestas en filo de cuchillo o en punta de lápiz (Ulm,

1997). Este proceso parece ser debido a una pérdida fisiológica de las fuerzas

transmitidas por las raíces de los dientes, así como por la presión ejercida por las

prótesis colocadas que actúa directamente sobre el hueso cortical y no sobre el

trabecular como lo hacen las raíces. Parece, pues, que existe una respuesta adaptativa

de la mandíbula al estrés mecánico derivado de la masticación y se manifiesta nosólo en la zona de inserción muscular sino también en el hueso alveolar mandibular

de la zona molar (Sato, 2005), evidenciando que el proceso de osteoporosis oral está

mediado por la actividad muscular (Naitoh, 2007). Este dato la equipara a la

osteoporosis general, en la que la actividad física es un factor preventivo de la

misma.

Choel en 2003, en un estudio sobre 63 mandíbulas humanas frescasanalizadas con DXA concluyó que el hueso cortical está más afectado por causa



2. ANTECEDENTES

41

sistémicas como edad y sexo, mientras que el trabecular o esponjoso por causas

dependientes del estatus dental, actividad muscular y trauma oclusal. Luego la edad

parece que afecta más a la cantidad de hueso que a la calidad.

En cuanto a la pérdida de dientes, se reduce la actividad muscular por

pérdida de las cargas oclusales y potencia la pérdida de masa y densidad ósea. La

prótesis dentales cargadas sobre implantes, recuperan las fuerzas oclusales y la

actividad muscular mejorando la densidad del hueso. Los problemas con la

osteoporosis sólo ocurren cuando las pérdidas en contenido y densidad ósea son muy

severas y las fracturas de huesos empiezan a sucederse.

Un tema importante y de candente actualidad, es la repercusión en

implantología de un problema de primer orden mundial como es la osteoporosis, ya

que sabiendo las consecuencias de ésta en los maxilares del macizo facial, la

pregunta que cabría sería sobre la repercusión que podría tener ésta en los

tratamientos de implantología bucal . Existe poca literatura al respecto sobre si es

necesario tomar medidas alternativas en las cirugías maxilofaciales de pacientes con

osteoporosis.

La pérdida de densidad ósea maxilar a lo largo de la vida, puede llegar a ser

una importante contraindicación relativa en pacientes con hueso comprometido.

Algunos autores sugieren que los implantes son más propensos a fracasar en huesos

con una capacidad de remodelación disminuida, como es el caso de los huesos

osteoporóticos, mientras que otros promueven la colocación de implantes en tales

sitios para disminuir la merma ósea relacionada con la edad y con factores

psicológicos.

En estudios sobre ratas ovariectomizadas, donde se les induce una deficienciade estrógenos y asociado un descenso significativo de la densidad ósea (Sakakura,

2006), se concluye que a pesar de que las condiciones del hueso sean similares a las

condiciones de huesos osteoporóticos (corticales finas, porosas, falta de

mineralización de la matriz adelgazamiento de trabéculas, etc.), la osteointegración

de los implantes es posible y se da de la misma manera que en huesos normales,

aunque, debido a la escasa capacidad regenerativa, parece que son necesarios

periodos más largos de espera, así como otros estudios que confirmen elmantenimiento a largo plazo, y las capacidades de carga los mismos (Cho, 2004).




42

En un estudio de Mardini en 2006, se intentó comparar en 70 pacientes

varones la correlación entre los datos densitométricos proporcionados por DXA a

nivel de la columna vertebral y cadera, con los datos obtenidos por radiografías

digitales con calibración de la escala de grises y se concluyó que existe una fuerte

correlación en el diagnóstico de la osteoporosis, entre los datos del DXA a nivel de

columna, y los de radiografía digital calibrada a nivel apical de mandíbula en zonas

posteriores, con lo que se concluye que estas zonas de la mandíbula son útiles para

detectar el grado de osteoporosis de los pacientes, siendo además más asequible y

económica.

En una amplia revisión bibliográfica sobre osteoporosis y sus repercusiones

en cirugía máxilofacial (Hohklwert-Majert, 2005), se concluyó que, si bien la

osteoporosis afecta a los huesos maxilares, su repercusión en los tratamientos de

implantes es controvertido y necesita de mejores vías para cuantificar la pérdida ósea

e incluir en los estudios factores importantes como diferencias de la DMO, tanto

ínter/intra-individuo, como en localizaciones específicas así como factores asociados

como la enfermedad periodontal (en la cual los procesos inflamatorios conllevan a

una pérdida de masa ósea), procedimientos de aumento óseo, cargas tempranas etc.

Conviene destacar la importancia de las conclusiones obtenidas en esta revisión,

sobre la afectación de la osteoporosis a los implantes dentales según los diversos

autores;

! La osteoporosis es más característica en el maxilar superior que en la

mandíbula por el mayor contenido en hueso trabecular de ésta (confirmado en 73

publicaciones de la revisión bibliográfica).

! Los implantes fallan 3 veces más en el maxilar superior que en la mandíbula,

achacado a un descenso mayor en la calidad ósea del maxilar debido a causas

biológicas como lo puede ser la osteoporosis (Hua, 2009). Los implantes parecen ser

más estables a largo plazo en huesos Tipo I, versus Tipo III (Esposito, 1998; Bischof,

2004).

! El factor más importante asociado a pérdida prematura de implantes, parece

ser el trauma quirúrgico y la estructura ósea del lecho implantológico. En pérdidastardías la causa suele ser perimplantitis y sobre carga oclusal. La osteoporosis parece



2. ANTECEDENTES

43

no tener relación con la pérdida de implantes, De hecho, cabe mencionar un estudio

de Amorim en 2006 en el que sólo perdió un implante de 82 colocados en pacientes

con distintos grados de osteoporosis, éste pertenecía a un paciente con osteoporosis

severa. Concluyendo así que la osteoporosis no afecta a la osteointegración de los

implantes.

! Sólo en dos artículos de la revisión, se menciona y analiza la osteoporosis

como factor predisponente a tener en cuenta.

! Las superficies rugosas de los implantes y la forma de la espira, parecen tener

un papel relevante en la estabilidad primaria de los mismos.

! Las manifestaciones orales de la osteoporosis, no se consideran como

contraindicación a la hora de la colocación de implantes. El riesgo de fracaso de los

mismos, no parece ser mayor en éste grupo de pacientes, ya que la curación ósea

alrededor del implante parece ser la misma (Amorim, 2006).

! El efecto de la terapia hormonal en la osteointegración de los implantes es

controvertido encontrando estudios en los que la terapia con estrógenos tiene un

efecto positivo en el maxilar mientras que en otros no se encuentran diferencias

significativas.

! La formación ósea tras la colocación de implantes no difiere en adultos de

jóvenes a pesar de la mayor incidencia de osteoporosis en los primeros.

! Parece existir una relación entre pérdida de densidad/contenido óseo (DMO yBMC) y una reducción en la cresta residual alveolar (la cual se reduce más que la

basal por su mayor contenido en hueso trabecular). Coincide con estudios de

trabeculación de Ulm en 1997 donde se confirma que el hueso basal es más denso

que el hueso más crestal.

! Aunque existen muchos factores causales comunes, no se puede demostrar

una relación entre periodontitis y osteoporosis. Sin embargo los pacientesosteoporóticos suelen ser más edéntulos.




44

! La evaluación de cambios en DMO/CMO requiere de un método adecuado,

entre los que destacan el DXA y el QCT. Aunque deben realizarse más estudios que

comparen estos dos métodos en el análisis de la pérdida de masa ósea oral.

Vamos a continuación a arrojar algo de luz a los estudios realizados sobre

densidad ósea, ya que existe disparidad de datos obtenidos en los mismo, distintos

métodos de medición de los mismos, así como diversidad en la importancia atribuida

a la misma.



2. ANTECEDENTES

45

2.3 DENSIDAD MINERAL ÓSEA (DMO)

2.3.1 Conceptos Generales

Como ya se ha mencionado anteriormente, en el estudio y análisis del hueso la

importancia recae en el hueso esponjoso o trabecular debido a su elevado turnover o

tasa de recambio celular y por su actividad metabólica. El hueso esponjoso se

caracteriza por poseer una estructura porosa que se mide mediante la densidad

aparente ( !ap ) o densidad estructural. Para diferenciar ésta de la densidad de la

matriz mineralizada o densidad mineral ósea (DMO) se debe descontar el volumen

de los poros de la masa total, de esta forma la densidad aparente es directamente proporcional a la porosidad del hueso. El aumento del área ocupada por los poros

implica una disminución de las propiedades mecánicas del hueso, existiendo una

relación inversa entre la DMO y la resistencia a la fractura ósea (Planas, 2006).

Las propiedades mecánicas del tejido óseo son modeladas en función de la

densidad aparente del tejido (!ap), definida como la masa de tejido mineralizado

dividido por el volumen total incluyendo el de los poros. Es importante notar que la

densidad calculada con la tomografía computerizada incluye la masa de otros tejidos

como médula, grasa y sangre los cuales no tienen la capacidad de soportar carga.

Esto implica hacer una corrección de la densidad tomada de las tomografías para

obtener la densidad real del tejido.

Esta corrección ya fue estudiada por Taylor, en 2002, quien postuló que

debido a la imposibilidad obvia de medir densidad real en seres vivos, se realizó para

este trabajo la corrección de la curva de calibración utilizando la metodología

propuesta por los autores. De esta forma, se consideró que una densidad aparente de

valor 0 gr/cm3, corresponde a la densidad de la fase medular y la máxima densidad

aparente está asociada a la máxima densidad del tejido cortical de 2 gr/cm3.

Para poder correlacionarlos con los valores de CT y determinar los valores

extremos de unidades Hounsfield (HU) se analizaron 60 tomografías de la diáfisis

del hueso radio donde se encontraron los valores mínimos (cavidad medular) y

máximos (cortical) de densidad. A partir de los resultados de este análisis se asignó

el valor de -170 HU para la densidad aparente 0 gr/cm3 y 1914 HU para 2 gr/cm3.




46

Asumiendo una relación lineal entre estos dos puntos, el modelo matemático

entre densidad aparente y HU quedó finalmente establecido por la ecuación

presentada en la siguiente figura (Fig. 5) (Buroni, 2004).

ap= [gr/cc]

Las propiedades del hueso esponjoso dependen, pues, de su densidad

aparente, de tal forma que los valores del módulo elástico y resistencia varían con el

cubo o el cuadrado de ésta, respectivamente. Así, la densidad del hueso esponjoso

oscila entre 0.1 y 1 g/cm3, mientras que la del hueso cortical es de aproximadamente

1.8 g/cm3. Las trabéculas del hueso esponjoso tienen una densidad que fluctúa entre

1.6 y 1.9 g/cm3, muy similar a la del cortical.

Es importante señalar algunos datos relacionados con la historia de la

densidad ósea, para de esta forma poder establecer premisas y pautas de actuación

acordes a la misma.El concepto de masa ósea (predecesor de la densidad ósea) se desarrolló a

partir de los años sesenta cuando se establecieron unos valores de masa ósea cortical,

calculando el ancho de la cortical metacarpiana en una radiografía simple de mano.

A este procedimiento se le llamó radiogramametría metacarpiana y sigue siendo

utilizada hoy día por su sencillez y bajo coste. El calcio contenido en los huesos tiene

la capacidad de absorber radiación y, de hecho, lo hace en una proporción mayor que

las proteínas y que los tejidos blandos. La cantidad de energía en forma de rayos Xque es absorbida por el calcio en una sección ósea concreta refleja el contenido

Figura 5 : Ecuación deBuroni



2. ANTECEDENTES

47

mineral óseo. Si dividimos el contenido mineral óseo por el área o por el volumen

del hueso que queremos estudiar obtendremos una estimación de la DMO (Planas,

2006).

A partir de aquí se fueron creando nuevos métodos para cuantificar la masa

trabecular. Aparecieron entonces los isótopos radiactivos, abriendo así un campo de

aplicación en la medicina nuclear culminando con el nacimiento de la absorciometría

que en su evolución ha creado el DXA (radiación x de absorciometría dual).

El estudio y análisis de la estructura interna o arquitectura ósea con el fin de

reflejar las propiedades biomecánicas del hueso, se describe en términos de calidad o

densidad ósea, y, aunque estos términos no son sinónimos, los utilizamos de forma

homóloga ya que la densidad es la mejor característica para expresar la calidad del

hueso la cual es mucho más amplia. Y es ésta un factor determinante en cada punto

de la práctica implantológica como el plan de tratamiento, diseño del implante,

técnica quirúrgica, tiempo de curación, posibilidad de cargas tempranas, etc. (Misch,

2009).

2.3.2 Clasificación

Existen múltiples clasificaciones del hueso en cuanto a calidad y cantidad,

tanto en maxilar superior como en inferior. Un factor importante dentro de la calidad

del hueso es la densidad . Entre las más conocidas en cuanto a densidad, que es lo que

compete a este estudio, cabría destacar;

• Lekholm y Zarb ( 1985 )

Establecieron una clasificación ósea basada en la macroestructura donde la

morfología y la distribución de la cortical y del hueso trabecular determinan la

calidad del mismo. Inicialmente fue Linkow, en 1970, quién estableció las tres

primares categorías y posteriormente Lekholm y Zarb las completaron añadiendo una

cuarta, tal y como se representa en la siguiente figura (Fig. 6).




48

Tipo 1: Se compone casi exclusivamente de hueso compacto homogéneo.

Según los autores, este era el ideal con presencia de algunas trabéculas espaciadas

con pequeños espacios medulares. Actualmente este concepto ha sido revocado

debido a la escasa vascularización del mismo lo que lo convierte en poco óptimo

para la colocación de implantes.

Tipo 2: El hueso compacto ancho rodea el esponjoso denso. Esta parte

esponjosa presenta espacios medulares ligeramente mayores con menor uniformidad

en el patrón óseo. Según los autores este hueso era suficiente para los implantes.

Tipo 3: La cortical delgada rodea el hueso esponjoso denso. Grandes espacios

medulares entre las trabéculas óseas. Este hueso según los autores, provocaba las

desadaptación del implante.

Tipo 4: La cortical delgada rodea el abundante hueso esponjoso poco denso.

Hoy en día se confirma la existencia de dos puntos débiles en esta

clasificación, ya que por un lado es subjetiva y depende del observador y, por otro,

da un valor entero para toda la arcada (Myoung, 2001).

• Jensen (1989):

Jensen, posteriormente, completó esta clasificación con una correlación entre

estas calidades y la localización anatómica exacta (Jensen, 1989).

• Misch ( 1993 ): (Misch, 1993)

Misch, en 1993. defendió una clasificación ósea relacionada con la densidad,

donde la percepción subjetiva táctil en el fresado durante la colocación de implantes

y radiográfica, establecía la densidad del hueso. Más tarde, Friberg en 1995, intentó

Figura 6:DensidadesóseasLekholm yZarb



2. ANTECEDENTES

49

objetivizar esta percepción durante el fresado analizando la resistencia de que ofrece

el hueso al corte y a la penetración del implante. Los clasificó en;

Hueso D1: Hueso compacto/cortical denso.

Hueso D2: Hueso compacto de denso a poroso con trabeculación densa en el

interior.

Hueso D3: Hueso compacto fino y poroso con trabeculación fina.

Hueso D4: Hueso esponjoso con trabeculación casi sin presencia de compacto.

Hueso D5:Hueso muy blando con mineralización incompleta y amplios

espacios intratrabeculares.

• Lindh 1996:

Fue Lindh en 1996 quien concluyó que era imposible la exactitud de la

anterior clasificación debido a la gran variación ínter-observador (49-64 por ciento) e

incluso intra-observador (75-86 por ciento) así que propuso una nueva taxonomía

basada en la evaluación del factor trabecular, estudiando radiografías periapicales.

Actualmente todavía hay autores que evalúan la calidad ósea a través de

ortopantomografías de forma subjetiva y sólo diferenciando el hueso denso del

rarefacto (Amorim, 2006). Las ortopantomografías, a pesar de haber estudios en

contra, generalmente no son aceptadas para poder discriminar pequeños cambios en

las densidades, siendo sólo capaces de distinguir el hueso duro del blando, debido a

que las tablas óseas laterales con frecuencia enmascaran la densidad ósea trabecular

(Misch, 2009 ), y a valorar el correcto posicionamiento del implante (Coen, 2006).

• Trisi y Rao 1999:

Trisi y Rao, en 1999, demostraron a través de estudios histomorfométricos

que la clasificación subjetiva de Misch de la percepción táctil resultaba pobre a la

hora de discernir cambios finos en la densidad. Sólo era capaz de diferenciar el hueso

blando del duro pero nada más, es decir, entre D1 y D4 era constatable, pero existía

una gran variabilidad de rangos entre D2 y D3.




50

• Norton y Gamble 2001:

Concluyeron que era necesaria una clasificación cuantitativa de la calidad del

hueso que además fuera preoperatoria y no dependiese del operador (Norton, 2001),

así que elaboraron una basada en el análisis con Tomografía Computerizada (CT) y

las unidades Hounsfield (HU). De esta forma complementaron la clasificación de

Lekholm y Zarb con una escala objetiva de medición de la densidad;

Tipo I: > 850 HU

Tipo II: 500-850 HU

Tipo III: 500-850 HU

Tipo IV: 0-500 HU

Este método es un indicador pronóstico del éxito del implante y además

sitio-específico, es decir capaz de informar en cada futuro lecho del implante qué

calidad de hueso existe. Estos métodos permitían analizar el contenido óseo aunque

sin valorar las propiedades materiales y estructurales del hueso, es decir, la trabécula

ósea, la micro arquitectura, la cual es fundamental a la hora de comprender la

competencia mecánica del hueso.

Esta clasificación, hoy todavía vigente, sigue siendo en parte subjetiva,

debido a la gran variabilidad de rangos de densidades que se encuentran, sobre todo

el los huesos tipo II y IV, además de ser flexible por presentar una escala de valores,

más que valores absolutos. En un principio, Norton y Gamble aunaron las categorías

II y III debido a que con la evaluación visual subjetiva no se puede diferenciar una de

otra.

Misch posteriormente (Misch, 1999) completó su clasificación ósea dándoles

valores en unidades Hounsfield con rangos de variación más pequeños, yañadiéndoles una percepción táctil (grado de perforación de distintos materiales) y

así poder comunicarlo al resto del mundo. Este tipo de clasificación pretendió ser un

lenguaje universal dentro del ámbito de la odontología, con el fin de establecer

protocolos de actuación en base a cada percepción táctil. Se muestra en la siguiente

tabla: (Tabla 1)






52

2.3.3 Influencia de la DMO en implantología

Fue inicialmente Jensen en 1989 y posteriormente un sinfín de autores, quienes

contrastaron que la calidad del hueso depende en gran medida, entre otros factores,de su posición en la arcada. Encontrándose una mayor densidad en la zona antero-

inferior seguida de la zona antero-superior, zona postero-inferior y ocupando en

último lugar la zona postero-superior. Además se ha relacionado de forma estrecha, a

través de varios grupos clínicos independientes, una mayor supervivencia de los

implantes en las zonas de mayor densidad, decreciendo conforme va cambiando su

posición en la arcada hacia zonas de hueso de peor calidad (Misch, 2009), residiendo

la clave del éxito en la estabilidad primaria de los implantes, que depende en gran

medida de la densidad ósea.

Son necesarios tres requisitos para la estabilidad primaria o fijación rígida

inicial de los implantes que asegure su éxito:

! Preparación atraumática del hueso.

! Aproximación del hueso vivo a la superficie biocompatible del implante.

! Ausencia de micromovimiento durante la curación.

Y todos estos requisitos dependen de la densidad ósea del lecho. Además la

supervivencia a largo plazo de los implantes depende en gran medida de la

resistencia del hueso a las cargas transmitidas por estos y esa resistencia está

directamente relacionada con la densidad ósea también.

Vamos a comentar superficialmente algunos características biomecánicas del

hueso importantes y su relación con la densidad ósea, que influyen de manera

significativa en el éxito de nuestros implantes:

Cabe mencionar dentro de las características de la DMO y su influencia en

implantología, la resistencia que presenta el hueso, de tal forma que, entre el hueso

tipo I y el tipo IV según la clasificación de Misch, se observa una diferencia de

resistencia a la compresión de 10 veces, siendo el hueso tipo II un 50 por ciento más



2. ANTECEDENTES

53

resistente que el tipo III. Y el hueso tipo I, diez veces más resistente que el hueso tipo

IV. En huesos tipo IV el riesgo de fracaso de los implantes es bastante elevado

incluso en huesos tipo III con cargas oclusales.

En cuanto al módulo de elasticidad , este valor hace referencia a la cantidad de

deformación relativa (cambio de longitud respecto a la original) que sufre un objeto,

en este caso el hueso o implante, como resultado de la aplicación de una carga o

estrés en el mismo. Indica la rigidez del material, siendo el módulo de elasticidad del

hueso mayor que el del titanio del implante, con lo que ante una carga o estrés este

titanio va a sufrir una deformación distinta (menor) a la del hueso, de modo que se

van a producir microdefomaciones, microespacios (microgaps) y por tanto

micromovimientos.

Este módulo de elasticidad está relacionado con la densidad del hueso, ya que

se ha comprobado (Misch, 1993) que varía en la mandíbula en función de la densidad

ósea existente. El módulo de elasticidad del hueso tipo II es mayor que el de tipo III

y éste, a su vez, mayor que el de tipo IV. Ante una carga en un hueso tipo IV, la

diferencia de microdeformación entre el implante y el hueso es mayor,

produciéndose micromovimientos y fracaso del implante.

En lo relativo al porcentaje de contacto hueso-implante, entendida como la

cantidad de hueso en contacto con el implante Bone to Implant Contact (BIC), ésta

proporciona una mayor estabilidad primaria, un mayor área de disipación de fuerzas

ante la actuación de las cargas, además de permitir una menor microdeformación de

las estructuras. El BIC es significativamente mayor en hueso cortical que en el

trabecular, luego el BIC también se relaciona de forma directa con la densidad ósea,

ya que huesos tipo I y II (más densos) que van a permitir una mayor superficie de

hueso en contacto con los implantes que los tipo III y obviamente el tipo IV.En general, un pérdida de masa ósea entendiéndola como pérdida de densidad

ósea, puede acarrear un menor contacto entre hueso e implante BIC lo que conlleva

irremediablemente a una menor estabilidad primaria del mismo (Yamazaki, 1899).

Cabe mencionar además un hecho característico como es el estrés en la

interfase hueso-implante, el cual puede suponer una pérdida de hueso crestal y

fracaso temprano del implante. Se ha observado que, en función de la densidad de

hueso, el estrés en la interfase varía. Ante una misma carga, el estrés en hueso tipo Ise concentra a nivel crestal y es bajo, y conforme disminuye la densidad del hueso,




54

éste se va dirigiendo hacia apical y aumentando de intensidad. Esto es debido a que

conforme disminuye la densidad del hueso, éste, ante una carga, se deforma en

mayor medida, creándose mayor espacio en la interfase hueso-implante y

permitiendo, así, la extensión del estrés hacia apical.

El estrés depende de la deformación relativa del hueso y esta relación es

bidireccional, es decir ante una mayor deformación del hueso, se produce una mayor

propagación del estrés y, ante un mayor estrés, una mayor deformación relativa del

hueso.

Por tanto, y como conclusión, a estos factores afectados por la densidad:

! Cada densidad ósea presenta una resistencia.

! Cada densidad ósea presenta un módulo de elasticidad distinto.

! Cada densidad presenta un BIC distinto (porcentaje contacto hueso-

implante).

! Cada densidad presenta una distribución distinta de deformación

relativa y por tanto de estrés en la interfase hueso-implante.

Estos cuatro factores están íntimamente relacionados entre sí, de tal forma

que una densidad baja incluye un módulo de elasticidad bajo y presenta una

resistencia menor a la fractura, produciendo que las cargas habituales de masticación

se transfieran en forma de estrés hacia el ápice, generándose microdeformaciones y

disminuyendo así el porcentaje de contacto hueso-implante (BIC).

El estrés en la interfase hueso-diente también tiene una función significativa

en cuanto a la modificación en la densidad ósea, así, cuando se pierde un diente, el

hueso alveolar empieza a disminuir su tamaño y densidad. McMillan estudió, en

1926, la separación entre trabéculas en relación con las diferentes fuerzas de

masticación, comprobando que la densidad ósea depende directamente de la tensión.

De este modo cuanto mayor sea la tensión fisiológica, mayor será la densidad

del hueso. Si se pierde un diente (y, por consiguiente, deja de transmitir las

tensiones), se empieza a reabsorber más hueso del que se forma. Si perdura esta

situación de edentulismo, más trabéculas óseas van desapareciendo. Este marco de



2. ANTECEDENTES

55

pérdida comienza al cabo de unos meses de la edentación y continúa mucho tiempo

afectando tanto al hueso cortical como al trabecular.

Dada la importancia de la densidad ósea en la implantología actual, se está

promoviendo, actualmente el adaptar el plan de tratamiento (selección del implante,

tiempo de curación, tipo de carga, tipo de preparación del lecho, etc.) a la densidad

ósea existente de tal forma que se están obteniendo éxitos similares en todos los tipos

óseos (Misch, 2009).

Estudios recientes en la literatura médica muestran, aunque con resultados

todavía no concluyentes, que en la enfermedad periodontal existe una pérdida de

densidad ósea crestal antes de producirse la deficiencia en altura ósea, ofreciendo así,

a través de los métodos de medición de la DMO, una técnica sensible para la

detección precoz de pérdidas óseas crestales (Khul, 2000).

2.3.4 Ventajas e inconvenientes en implantología

Según Mish (Mish, 2009), cada densidad ósea presenta unas ventajas y unos

incontentes, siendo fundamental analizarlos antes de colocar implantes:

Hueso TIPO I Ventajas en implantología:

! Homogéneo y denso.

! Hueso lamelar denso con sistemas Haversianos complejos capaz de

soportar cargas intensas.

! Resistencia ósea excelente durante la osteointegración.

! Característico de mandíbula anterior.

! Mayor porcentaje de BIC (contacto hueso-implante) tras la curación

inicial (superior al 80 por ciento).

! Mayor BIC final y mayor resistencia de todas las densidades.

! El estrés sólo alcanza la porción coronal, no llegando al ápice, con lo

que los implantes cortos son la elección óptima. Implantes mayores

sobrecalientan este tipo de hueso.




56

! Capacidad de carga inmediata óptima por su resistencia a los

micromovimientos.

Hueso TIPO I Inconvenientes en implantología:

! Presenta menos vascularización intraósea, con lo que depende más del

periostio.

! Peor, pues, capacidad de regeneración.

! El trauma quirúrgico resultado del sobrecalentamiento por el fresado

es la causa más habitual de fracaso.

! Mayor área de hueso no vital, que se necrosa y se remodela, tras el

fresado.

! La segunda causa de fracaso en este tipo es el exceso de torque final,

que produce necrosis ósea sobre todo a nivel crestal.

Hueso TIPO II Ventajas en implantología:

! Trabeculación de un 40-60 por ciento más resistente que el hueso tipo

III.

! En zona anterior mandibular y a veces en zona posterior de la misma.

! Curación de la interfase hueso-implante excelente y osteointegración

muy predecible.

! El aporte vascular permite una hemorragia durante la preparación del

lecho que ayuda además de a no sobrecalentar el hueso durante la

osteotomía, a la curación de la interfase hueso-implante.

! El porcentaje de BIC es del 60-70 por ciento a los 4 meses y de hueso

lamelar.

Hueso TIPO II Inconvenientes en implantología:

! Variables entre el hueso tipo II y III.

Hueso TIPO III Ventajas en implantología:

! Zona anterior maxilar y posterior de ambas arcadas.

! Aporte sanguíneo excelente para la curación inicial.



2. ANTECEDENTES

57

! Debido a la hemorragia en la preparación y a la escasez de la misma,

el sobrecalentamiento es mínimo.

Hueso TIPO III Inconvenientes en implantología:

! Dado que su preparación es más sencilla, suele ser más delicada de

manejar.

! Porcentaje de BIC es un 50 por ciento.

! Importancia de no avellanar, ya que el hueso cortical crestal

proporciona una estabilidad primaria difícil de obtener si se elimina.

! La existencia de paredes corticales vestibulares o linguales pueden

guiar la colocación del implante dentro de este hueso hacia una zona

no prevista.

! Se recomienda un período de curación más largo y carga gradual.

Hueso TIPO IV Ventajas en implantología:

! Realmente, este tipo de hueso no presenta ventajas.

Hueso TIPO IV Inconvenientes en implantología:

! Zonas posteriores del maxilar y raramente en mandíbula, aunque en

ocasiones aparece.

! El porcentaje de BIC es del 25 por ciento y las trabéculas son 10 veces

menos resistentes que el hueso tipo I.

! La obtención de estabilidad primaria constituye un desafío importante.

! La carga progresiva y los tiempos de espera para la curación

aumentados son premisa habitual.

2.3.5 Técnicas de medición de la densidad ósea

El desarrollo de los métodos de cuantificación de la masa ósea ha marcado la

evolución conceptual de la osteoporosis. Las técnicas generales de medición de la

densidad ósea son numerosas. Fueron desarrolladas en sus inicios para la medición

de la densidad ósea general del esqueleto y su evolución ha ido especializándose endeterminadas zonas del organismo.





2. ANTECEDENTES

59

del hueso, es decir, la resistencia a la fractura, no es capaz de analizarla debido a que

depende de la cantidad y distribución de la trabécula ósea y de su matriz así como de

la calidad microscópica (Lee, 2004). Para un mayor detalle, recurrimos a un análisis

estructural preciso, como es el micro-CT y la histomorfometría, ambos métodos más

invasivos. Todavía algunos autores miden la densidad del alveolo mediante

radiografías intraorales (Oltramari 2007).

En cuanto a las perspectivas futuras, recientemente se ha desarrollado un

método de medición de la densidad ósea a través de la medición de la velocidad del

sonido (SOS Speed of Sound ) en el hueso mandibular. Esta técnica in vitro, que

presenta algunas ventajas, requiere aún de estudios de validación in vivo (Al-Haffar,

2006). Además, recientes avances en MRI (imágenes de resonancia magnética), sobre

todo en el desarrollo de la resolución espacial, permiten una evaluación no invasiva

de la microarquitectura del hueso trabecular in vivo similar a la obtenida por micro-

CT ( gold standard o patrón de oro) (Boehm, 2003; Werhli, 2006; Goto, 2007; Park,

2007) e incluso por histomorfometría (Phan, 2006), con las ventajas de la no

invasividad y la no irradiación del paciente. De esta manera proporcionan una

información mucho más detallada del entramado trabecular, que se cree que tiene

una fuerte relación con la resistencia ósea (Strolka, 2005).

Aguiar, en 2008 , comparó en mandíbulas humanas secas las mediciones de

altura con MRI, con CT y con un calibre en zonas previamente marcadas y no

encontró diferencias significativas entre MRI y CT aunque los valores más próximos

a la realidad los proporcionó el CT.

En la rama máxilofacial, el MRI se ha utilizado mucho en diagnósticos de

patología de la articulación temporo-mandibular tanto a nivel muscular como detendones, discos y ligamentos. El uso de la MRI cuantitativa (QMRI) está

comenzando a extenderse sobre todo para el estudio de la osteoporosis con el fin de

entender los fenómenos que suceden a nivel de la arquitectura trabecular, además de

la progresión de la enfermedad y de su regresión (es decir cómo afectan los fármacos

a la misma) y poder así comprender mejor esta enfermedad, que incide en gran

manera a nivel de la población senil (Wehrli, 2006). Parece pues que las últimas

líneas de investigación sobre osteoporosis van enfocadas a comprender la trabéculaósea más que el análisis de la densidad propiamente dicha.




60

A pesar del número de métodos de medición de la densidad ósea existentes a

nivel del esqueleto general, en los maxilares son dos los métodos aceptados de

manera rotunda: el DEXA y el QCT ( Sturtridge, 1996; Grotz, 1997; Hopper, 2000;

Wehrli, 2006; Celenk, 2007). Particularmente se está utilizando el QCT, para la

cuantificación de la densidad ósea en los maxilares y el DXA para la cuantificación

de la densidad en la espina lumbar y cadera para evaluar osteoporosis (Lindh, 2004).

Sea cual fuere el método de medición de la densidad, se debe cumplir dos

requisitos imprescindibles; presentar un amplio nivel de precisión y de exactitud

(Planas, 2006). Ambos conceptos a veces son utilizados de forma sinónima, aunque

difieren por completo en el concepto de la estadística y de la probabilidad. En efecto,

la precisión se refiere a que la medida debe presentar pocos errores debidos al azar.

Sirve para monitorizar la variación de contenido mineral en un paciente a lo largo del

tiempo. El ejemplo típico consiste en una diana a la que se le lanzan flechas, éstas

deben dar en el blanco cerca, pero dentro de un círculo de aproximación sin que cada

una vaya por un lado totalmente distinto de la siguiente. Por otra parte , la exactitud

hace referencia a que el valor medido debe corresponderse con el valor real y sirve

para diagnosticar un déficit de densidad mineral ósea. En este ejemplo, la exactitud

es cuanto más se acerque la flecha al centro de la diana.

En cuanto a los diferentes tipos de medición, a lo largo de la historia se han

ido sucediendo numerosos y variados, siendo sólo dos de ellos los de utilización

actual más habitual, como son:

DXA, (Absorciometría dual de rayos X):

Técnica para la densitometría mineral ósea basada en los rayos X y

desarrollada en la década de los 60-70, aunque su aceptación generalizada ha sido

recientemente. En 1987, la casa comercial HOLOGIC introdujo los primeros

densitómetros óseos comercialmente disponibles de rayos x basados en la energía

dual. Es el método preferido para medir la densidad ósea general porque presenta una

mínima radiación absorbida por el paciente y unas mediciones muy precisas desde el



2. ANTECEDENTES

61

punto de vista clínico. Son muy precisas a la vez que permiten la medición tanto del

esqueleto axial como del periférico (Planas, 2006).

A pesar de algunas propuestas de denominación previa QDR (radiografía

cuantitativa digital) y DPX (absorciometría fotónica dual de rayos X), en la

actualidad la más válida en DXA (absorciometría dual de energía de rayos X) y su

medición es en gr/cm2 lo que representa ciertas limitaciones a la hora de hacer

densitometrías ya que depende del tamaño del hueso (Sato, 2005; Wehrli, 2006). Se

utilizan rayos X en dos niveles energéticos diferentes (70 Kv pico y 140 Kv pico)

para medir el contenido mineral óseo de la zona designada donde el tejido blando

contenido en el área de estudio es sustraído. Se puede utilizar esta tecnología en

cualquier área del organismo, incluso en los maxilares, y mide la suma de densidades

del hueso trabecular y cortical siendo, por tanto, menos sensible a la pérdida ósea.

Inicialmente von Wowern, en 1981, la introdujo para las mediciones del

CMO y del DMO del esqueleto axial (von Wowern, 1981; von Wowern, 1985) y

Corten, en 2003, la utilizó por primera vez para el análisis del DMO maxilar. Hoy en

día es ampliamente utilizada en la mayoría de investigaciones sobre osteoporosis en

el esqueleto en general (Yerby, 2001; Cleek, 2007), en estudios sobre torques de

inserción de implantes en ortopedia, (Cleek, 2007) y en estudios que comparan

osteoporosis general con bajos valores de DMO en mandíbula o maxilar (Elsubeihi,

2004; Amorim, 2006; Drage, 2007).

Se trata de una técnica de relativamente bajo coste, con mínima radiación y

sencilla de realizar aunque los valores se ven afectados por la composición del tejido

blando que rodea al hueso y por la constitución corporal lo que proporciona

resultados contradictorios en distintos estudio (Wren, 2007). Aún así su precisión esdel 0,5-2 por ciento (Planas, 2006). En un estudio de Elsubeihi, en 2004, en ratas

sobre regeneración de alvéolos post-extracción se promueve el uso del DEXA para el

análisis del hueso neoformado por su rapidez relativamente alta y su no invasividad,

de la misma forma que lo hace Kuhl en 2000. Aunque es una técnica muy útil, en el

campo bucal no está todavía muy extendida. Esto es debido a que no posee

información sobre cortes sagitales, que son muy útiles en planificación

implantológica, y a que el posicionamiento de los pacientes para la realización delDXA de los maxilares es bastante compleja (Drage, 2007).




62

QCT, (Tomografía computerizada cuantitativa):

Supone la utilización del CT como método de cuantificación de la densidad

ósea y de ahí su denominación QCT (Quantitative computer tomography). Nosofrece una medición volumétrica tridimensional y, por lo tanto, es la única capaz de

diferenciar el hueso cortical del trabecular. Este dato es de suma importancia ya que

es en el hueso trabecular donde se deben realizar las mediciones de densidad debido

a que su actividad metabólica es de 3 a 10 veces mayor que el hueso cortical y, por

tanto, donde mayor variabilidad de cambios en la densidad se van a producir con el

tiempo (Planas, 2006).

El progresivo desarrollo científico y tecnológico ha puesto a disposición de la

medicina, instrumentación y equipos que proporcionan más y mejor información del

cuerpo humano con procedimientos cada vez menos agresivos. Una de las técnicas

que ha evolucionado considerablemente es la tomografía computerizada (CT) y, en

especial durante la última década, con el desarrollo de la tecnología de los detectores,

la reducción del tiempo de exposición y la introducción de equipos que permiten

realizar irradiaciones en hélice alrededor del paciente. Hoy en día, gran parte de los

nuevos modelos de CT incorporan tecnología multicorte, utilizan versiones

avanzadas de software de reconstrucción y tratamiento de la imagen, ampliando su

campo de aplicación a nuevas áreas de la medicina y permitiendo el uso de modos de

funcionamiento de ahorro de dosis de radiación.

Su funcionamiento consiste en dirigir un haz colimado de rayos X, en forma

de abanico y punto focal relativamente pequeño, sobre un plano tomográfico del

objeto a estudiar. Cuando la fuente efectúa un barrido circular completo alrededor del

cuerpo, las estructuras internas atenúan el haz de rayos X según sus respectivos

valores de número atómico y densidad. La radiación emergente después de atravesar

los tejidos se recoge en una serie de detectores apilados en una posición

diametralmente opuesta a la del tubo y que cubre completamente el abanico de rayos

X.



2. ANTECEDENTES

63

Desde la aparición del CT en 1972 a partir de los estudios de G. Hounsfield y

A. Cormack (Seeram, 1994) como prueba complementaria diagnóstica en el estudio

del esqueleto en general y su mejora técnica con la aparición en 1989 del HCT

(Tomografía Computerizada Helicoidal), el empleo de ésta técnica ha ido ganando

adeptos y su utilización ha ido aumentando sin límites (Roth, 2005). De hecho, en

estudios sobre fracturas mandibulares (Wilson, 2001) la eficacia del CT en el

diagnóstico de las mismas (refutado luego por la cirugía de la fractura mandibular),

fue del 100 por ciento en comparación con la radiografía panorámica que sólamente

obtuvo un éxito del 86 por ciento. Schwartz en 1987 introdujo el uso del CT para la

evaluación ósea cuantitativa preoperatoria en pacientes que requerían implantes y,

desde entonces, su utilización no ha dejado de aumentar (Schwartz, 1987 a y b).

Hoy en día el uso del CT en odontología es de suma importancia, ya que los

cortes sagitales generados permiten una mayor precisión en la colocación del

implante y en la detección de la localización del canal dentario inferior que la

radiografía panorámica convencional (Scher, 2002; Aghaee, 2006; Naitoh, 2008).

Esto repercute a la hora de evitar lesiones del nervio dentario inferior o en el riesgo

de introducción del implante en estructuras como las fosas sublinguales o

submandibulares, que no se observan en la ortopantomografía convencional

(Gahleitner, 2001).

En cuanto a las mediciones de densidad ósea, permite la discriminación entre

el hueso cortical y el trabecular, siendo, pues, más precisas sus mediciones

(Homolka, 2002). De hecho, las valoraciones de DMO conjuntas o medias para

ambos compartimentos (trabecular y cortical) no dan información sobre el futuro

lecho implantológico, ya que estas mediciones medias no son reales ni ajustadas a lazona que queremos estudiar. Sólo las mediciones puntuales o medias pero de

pequeños ROI (Region of Interest) ajustados al tamaño del implante que queremos

colocar, y dentro del hueso trabecular de la zona específica, son las que reflejan las

propiedades del hueso de forma más precisa (Homolka, 2002). Constituye, por tanto,

el único método disponible que puede valorar únicamente el hueso trabecular óseo,

tanto en regiones del esqueleto axial como periférico (Lee, 2004). Además sus

mediciones se expresan por unidad de volumen en gr/cm3

(Sato, 2005).




64

Tradicionalmente el énfasis estaba dirigido al hueso cortical como predictor

de la osteointegración debido a su rigidez para la obtención de estabilidad primaria.

Sin embargo, el implante está en contacto en su mayor parte con hueso trabecular o

esponjoso siendo, pues, sus características mecánicas las responsables de la unión

implante-hueso y de su comportamiento mecánico (Fanuscu, 2004).

Las propiedades del hueso trabecular, así como sus cambios, no son bien

conocidas aún, existiendo un auge actual en el estudio del mismo a través de

sofisticados métodos invasivos como el micro-CT y los análisis histomorfométricos

(Rozé, 2009). En este sentido, Fanuscu y Chang, en 2004, describieron la micro-

estructura del hueso trabecular maxilar y mandibular y encontraron una gran

variación de densidades óseas independientemente de la cantidad de hueso trabecular

existente.

La tomografía computerizada ha sido ampliamente investigada en los 80 en lo

que respecta a la cuantificación no invasiva del contenido mineral. Al ofrecer una

imagen cuantitativa, permite una medición de los huesos trabecular, cortical o

ambos. Recientes mejoras en la técnica han reducido la alta dosis de radiación inicial

y han mejorado la precisión con el empleo de procedimientos automatizados en la

adquisición y análisis de datos ( software).

En los inicios, las cirugías de colocación de implantes se estudiaban a través

de radiografías panorámicas, de medición del grosor de encía con sondas

periodontales, previa anestesia, y en algunos casos a través de radiografías laterales

de cráneo. Posteriormente, aisladamente en casos de colocación de implantes en

zonas críticas, se promulgaba la realización de tomografías computerizadas para laexacta ubicación tridimensional del mismo. Sólo a partir de los últimos años es

cuando el uso del CT se ha generalizado en el estudio preimplantológico.

Entre las ventajas que ofrece el QCT, cabe destacar: no estar sometido al

efecto de la superposición de imágenes; ser independiente de la definición del área de

interés; mostrar valores de densidad de forma directa; ser además más precisa y

selectiva de hueso esponjoso; estar menos afectada por la distorsión producida por







2. ANTECEDENTES

67

2.4 TOMOGRAFÍA COMPUTERIZADA (CT)

Para comenzar a hablar del CT, conviene previamente dejar claros algunos apartados

importantes como es los antecedentes históricos del mismo:

2.4.1 Reseña Histórica

La palabra TAC (Tomografía Axial Computerizada) proviene del griego, donde

Tomos significa corte y Grafos, imagen o escritura. Axial hace referencia al eje que

puede ser el humano o el de rotación del aparato y Computerizada refiere a la

utilización mediante sistemas informáticos.El escáner de tomografía computarizada significó una auténtica revolución en

el campo de la radiología, ya que se basa en el enfoque de un haz de rayos X

colimado sobre el paciente, donde la radiación remanente atenuada es medida por un

detector cuya respuesta se transmite a un ordenador. El ordenador analiza la señal del

detector, reconstruye la imagen y la presenta en un monitor de televisión. Después se

fotografía la imagen para su posterior evaluación y archivo. Mediante algoritmos

matemáticos adaptados al procesamiento informático se efectúa una reconstrucción por ordenador de vistas sagitales y antero-posteriores de la región anatómica de

interés.

La imagen de una radiografía simple es el resultado de la radiación remanente

que emerge del paciente atravesándolo y, una vez atenuada, llega a una película,

obteniéndose una imagen en dos dimensiones. Debido a que el organismo es una

estructura en tres dimensiones, y la imagen que se obtenía lo era en dos, aparecían en

las radiografías convencionales superposición de estructuras, a lo que se le llamó

fenómeno de la sumación. Además, cada tejido del organismo que atraviesa el haz de

rayos X presenta un grado de absorción o atenuación distinto que influye de manera

diferente en la formación de la imagen.

Desde que se conoce el fenómeno de la sumación comenzó la carrera para

eliminar estas superposiciones tan molestas. La radiografía simple nació en 1895 de

la mano de Roentgen (aunque literalmente fue de la de su mujer Bertha). Fue el

físico alemán J. Radón quien en 1917 creó los algoritmos matemáticos para la




68

reconstrucción de imágenes. Veinte años más tarde del descubrimiento de la

radiación por Röetgen, Mayer y Baese intentaban eliminar superposiciones mediante

la tomografía, siendo en 1922 cuando Bocage y Vallebona crearon al tomografía

lineal. Fueron sucediendo estrategias más complejas que permitían generar grafías de

secciones cada vez más delgadas, más precisas y con mayor capacidad para borrar

proyecciones de estructuras superpuestas (tomografía multidireccional). En este

sentido, la ortopantomografía también es una tomografía cuyo plano de sección pasa

por los ejes mesio-distales de todos los dientes de acuerdo con la trayectoria de las

arcadas..

Sin embargo, la necesidad de evanescer con eficacia los tejidos situados por

delante y por detrás del objeto de interés, persistía. Los tejidos blandos encefálicos,

resultaban muy difíciles de explorar, ofrecían poca densidad al paso de los fotones y,

por el contrario, los huesos del cráneo siempre se proyectaban ostensiblemente, dada

su alta densidad radiológica (mayor capacidad de absorción). En consecuencia, el

tejido nervioso no era directamente visible. La inyección con medio de contraste en

el árbol vascular, podía monitorizar si algo adyacente a él crecía tanto como para

comprimir o desplazar su normal contorno y recorrido.

En la década de 1950, los físicos e ingenieros ya disponían de los

componentes necesarios para construir un escáner de CT, y no fue hasta 1968,

cuando un ingeniero inglés, sir Geodfrey Hounsfield, puso a punto la tomografía

axial computerizada densitométrica. Fue realmente el primero en demostrar

públicamente el funcionamiento del sistema gracias a la empresa británica en la que

trabajaba (EMI Ltd.). Si bien en un principio estaba destinada a explorar el sistema

nervioso central, en pocos años su aplicación se generalizó a todo el organismo. Por

su trabajo, G. Hounsfield recibió en 1979 el premio Nobel de Medicina, además de lafelicitación unánime de los expertos del sector y, en 1982, el premio Nobel de Física

compartido con el físico Alan Cormack de la Tufts University, autor de los

fundamentos matemáticos que condujeron a los modelos de reconstrucción de

imágenes en tomografía computerizada.

Desde entonces se han sucedido mejoras técnicas y nuevas generaciones de

aparatos han ido apareciendo en el mercado, con mayor resolución y tiempos de

adquisición más rápidos, ahorrando dosis de exposición. En los últimos 40 años no se



2. ANTECEDENTES

69

ha producido en el instrumental utilizado en rayos X ningún avance comparable al

desarrollo del escáner de tomografía computarizada (CT).

Como última generación de los aparatos de tomografía computerizada, surgió

la tomografía computerizada helicoidal (HCT) o espiral capaz de realizar un estudio

de cráneo en 90 segundos, en lugar de los 10-20 minutos que precisan los CT

convencionales. Con esa velocidad, el movimiento de la respiración apenas influye

en el estudio. Además, la nueva tecnología software permite estudiar, mediante

imágenes tridimensionales, las estructuras del organismo como si estuviéramos

dentro de ellas (realidad virtual). La tomografía proporciona una serie de imágenes

en los distintos ejes del espacio, cuyo grosor puede ser incluso inferior al milímetro.

De hecho, se ha comprobado que, cuanto más finos sean los cortes sagitales, más

eficacia tiene el CT a la hora de medir distancias, ángulos y densidades (Cowino,

1996). A continuación detallamos su funcionamiento.

2.4.2 Funcionamiento

La forma más sencilla de tomografía computerizada consiste en el uso de un

haz de rayos X finamente colimado y un único detector. La fuente de rayos X y el

detector están conectados de tal modo que se mueven de forma sincronizada. Cuando

el conjunto fuente-detector efectúa un barrido del paciente, o traslación, las

estructuras internas del cuerpo atenúan el haz de rayos X según sus respectivos

valores de número atómico y densidad de masa. La intensidad de radiación detectada

variará, así, conformará un perfil de intensidad llamado proyección. Al concluir la

traslación, el conjunto fuente-detector regresa a su posición de partida y el conjunto

completo gira para iniciar una segunda traslación. Durante ésta, la señal del detector

vuelve a ser proporcional a la atenuación del haz de rayos X de las estructuras

anatómicas, de lo que se obtiene un segundo resultado de exploración.

Si se repite este proceso un número elevado de veces, se generarán numerosas

proyecciones, que no se perciben visualmente, sino que se almacenan en un

ordenador. Después, el ordenador las procesa y estudia sus patrones de superposición




70

para reconstruir una imagen final de las estructuras anatómicas. La superposición de

tales proyecciones no se produce como podría imaginarse en primera instancia.

La señal del detector durante cada traslación se registra en incrementos de un

máximo de 1.000. El valor de cada incremento está relacionado con el coeficiente de

atenuación de los rayos X, que corresponde al trayecto total de la radiación por el

tejido. Mediante el empleo de ecuaciones simultáneas se obtiene, finalmente, una

matriz de valores representativa de la sección transversal de la estructura sometida a

examen.

EL CT precisa de un generador de rayos X que trabaje en el rango del alto

kilovoltaje. Este se soporta en una estructura anular monitorizada que le permite dar

vueltas alrededor del paciente (gantry). Emite un estrecho haz que atraviesa el cuerpo

del paciente de forma precisa por un plano determinado y cuya radiación remanente

(la que emerge del paciente) es cuantificada por detectores de centelleo, dispuestos

ortogonalmente a la fuente (receptores electrónicos de radiación cientos de veces más

sensibles que la película radiográfica). Así se determina la densidad de cada una de

las unidades de volumen en que está teóricamente constituida la imagen

representativa de este corte (voxel ). Mediante un giro angular del gantry, tubo y

detectores vuelve a estimar densidades de los voxel desde otro punto de vista,

obviando estructuras superpuestas. En un barrido de 360º, siempre dentro del mismo

plano de corte, la información generada y procesada matemáticamente (se realizan

unos 250 millones de operaciones en la reconstrucción de una imagen) corresponde a

la densidad media real de cada uno de los voxel de esta sección, sin ninguna

superposición.

A partir de aquí se produce la grafía del corte correspondiente. La densidad

de cada voxel queda numéricamente cuantificada en unidades Hounsfield (HU),

donde el 0 por convención se asigna al agua, y el – 1000 al aire. Una zona con un

valor de 100 HU posee un coeficiente de atenuación lineal que es un 1 por ciento

más grande que el coeficiente de atenuación lineal del agua. En total, la escala de

atenuación oscila entre -1000 (aire) y +3095 (esmalte) HU reflejados en una escala

de grises.



2. ANTECEDENTES

71

La conversión en unidades HU responde a la siguiente regla (Birgul, 2008):

CT (HU) = 1000" µ material#µ agua

µ agua

Donde µagua es el coeficiente de atenuación lineal del agua destilada (luego el

valor HU para el agua es 0), 1000 es un valor constante y µmaterial es el coeficiente de

atenuación lineal del objeto investigado.

De esta forma se obtiene un mapa de coeficientes de atenuación lineal para

cada objeto investigado a través del CT. Los valores más representativos son

(Turkylmaz, 2008):

! Aire, -1000 HU.

! Grasa, de -100 a -60 HU.

! Esmalte dental según cada escáner, a valores de +3095HU.

! Músculo, de 35-70 HU.

! Tejido fibroso, de 60-90 HU.

! Cartílago, de 80-130 HU.

! Hueso 150-1800 HU.

Un pequeño desplazamiento del paciente basta para iniciar el estudio de un

nuevo plano. La exploración se da por terminada cuando se han obtenido suficientes

cortes capaces de dar la información necesaria de la zona objeto de estudio. Con un

número suficiente de cortes axiales, a veces separados entre sí por sólo 1-3 mm, el

ordenador puede generar nuevas imágenes seccionales de acuerdo con otros planos

del espacio (coronales o sagitales) y también realizar la reconstrucción multiplazos

en tres dimensiones. Una vez obtenido el modelo 3D, éste se puede rotar en tiempo

real para ser visualizado desde cualquier punto de vista (Chimenos, 2005).




72

2.4.3 Componentes del sistema

Sea cual sea el tipo de escáner que se utilice, en su diseño a pesar de presentar un

número importante de componentes, cabe distinguir tres principales: el gantry, elordenador y la consola del operador.

El Gantry, contiene un tubo de rayos X, la matriz de detectores, el generador

de alta tensión, la camilla de soporte del paciente y los soportes mecánicos. Estos

subsistemas se controlan mediante órdenes electrónicas transmitidas desde la consola

del operador y transmiten, a su vez, datos al ordenador con vistas a la producción y

análisis de las imágenes obtenidas. Estos componentes en su conjunto, permiten

producir un mapa bidimensional de los coeficientes de atenuación lineal de un

cuerpo tridimensional a partir de un número muy grande de medidas de transmisión,

denominadas proyecciones. En la mayoría, se usan rotores de alta velocidad para

favorecer la disipación del calor. Los escáneres de CT diseñados para imágenes con

alta resolución espacial contienen tubos de Rx con punto focal pequeño.

Los primeros escáneres de CT tenían un solo detector. Los más modernos

utilizan numerosos detectores, en disposiciones que llegan hasta contener 2.400elementos de dos categorías: detectores de centelleo y detectores de gas.

En CT a veces se utilizan dos colimadores. El primero se monta en la cubierta

del tubo o en sus proximidades y limita el área del paciente que intercepta el haz útil,

determinando así el grosor del corte y la dosis de radiación recibida por el paciente.

Este colimador pre-paciente suele constar de varias secciones que permiten obtener

un haz de rayos X casi paralelo. Un ajuste inapropiado de los colimadores pre-

paciente origina un exceso innecesario de dosis de radiación en el paciente durante la

CT. El segundo colimador (post-paciente) restringe el campo de rayos X visto por la

matriz de receptores. Este colimador reduce la radiación dispersa que incide sobre

los detectores.

Todos los escáneres de CT funcionan con alimentación trifásica o de alta

frecuencia. Así, admiten velocidades superiores del rotor del tubo de rayos X y los

picos de potencia característicos de los sistemas pulsátiles.



2. ANTECEDENTES

73

En cuanto a la camilla de CT, ésta sostiene al paciente en una posición

cómoda y está construida con un material de bajo número atómico, como fibra de

carbono. Dispone de un motor que acciona la camilla con suavidad y precisión para

lograr una posición óptima del paciente durante el examen, en particular en técnicas

de CT espiral. Si la posición del paciente no es exacta, tal vez se efectúen barridos

repetidos de un mismo tejido, o se dejen secciones anatómicas sin examinar.

Por otro lado, la tomografía computerizada no sería posible si no se dispusiera

de un ordenador digital ultrarrápido. Se requiere resolver simultáneamente del orden

de 30.000 ecuaciones, por tanto, es preciso disponer de un ordenador de gran

capacidad. Con todos estos cálculos el ordenador reconstruye la imagen. La mayoría

de los ordenadores requieren un entorno especial y controlado; en consecuencia,

muchas instalaciones de CT incluyen una sala contigua dedicada al equipo

informático donde se mantengan condiciones de humedad y temperatura.

Numerosos CT presentan dos consolas, una para el técnico que dirige el

funcionamiento del equipo y la otra para el radiólogo que consulta las imágenes y

manipula su contraste, tamaño y condiciones generales de presentación visual. La

consola del operador contiene dispositivos de medida y control para facilitar laselección de los factores técnicos radiográficos adecuados, el movimiento mecánico

del gantry y la camilla del paciente y los mandatos de comunicados al ordenador

para activar la reconstrucción y transferencia de la imagen. La consola de

visualización del médico acepta la imagen reconstruida desde la consola del operador

y la visualiza con vistas a obtener el diagnóstico adecuado.

2.4.4 Almacenamiento de las imágenes.

Existen numerosos formatos de imágenes útiles en el campo de la radiología.

Los escáneres actuales almacenan los datos de las imágenes en discos duros del

ordenador. En cuanto a las fases más importantes del almacenamiento de las

imágenes, podemos distinguir;




74

1. Construcción de la imagen.

Aunque la imagen obtenida en la pantalla del ordenador es bidimensional,

corresponde en la realidad a un volumen. El soporte donde se crea la imagen es una

MATRIZ , un concepto abstracto y matemático que, por tanto, no se ve, se ve sólo la

imagen. La matriz es una rejilla cuadrada compuesta de un número variable de

cuadraditos, cada uno de los cuales recibe el nombre de PIXEL como se representa

en la siguiente figura, (Fig. 7), y cada uno de estos tiene una absorción característica.

Como la imagen obtenida es una representación bidimensional de un cierto

volumen de tejido, esta matriz no es plana si no que tiene un grosor, que recibe el

nombre de grosor de corte.

El tubo de rayos X gira alrededor del paciente y da una información a los

detectores, estos datos hay que ordenarlos para crear la imagen, pues donde el

ordenador plasma el resultado es en la matriz.

Ahora nos fijaremos en un solo píxel , como si lo sacáramos de la matriz,

vemos que el píxel tiene un grosor de corte. Así pues al píxel + el grosor de corte sele denomina VOXEL, como mostramos también el la próxima figura (Fig. 8).

Figura. 7: Esquema

representativo de unPÍXEL

Figura 8: Esquemarepresentativo de unVÓXEL



2. ANTECEDENTES

75

Una vez que el ordenador ha obtenido la imagen tomográfica, a cada píxel se

le otorga un valor, gracias a que el ordenador a digitalizado los datos. Este valor

corresponde a la media de atenuación que sufrieron los distintos fotones de rayos X

que, después de atravesar al paciente, llegaron a los detectores y que se representan

en dicho voxel . Es decir, el coeficiente de atenuación representado en un píxel es la

media de todos los coeficientes de atenuación que existan en el volumen del voxel .

No se puede representar algo más pequeño que el voxel .

Dependiendo del tamaño del objeto a representar y el tamaño de la matriz que

vayamos a utilizar, cambiará la resolución espacial de la imagen. La imagen obtenida

de una estructura geométrica regular con un borde nítido puede ser borrosa. El grado

de borrosidad de dicha imagen es una medida de la resolución espacial del sistema.

El ordenador, después de computar toda la información, otorga un valor

numérico a cada píxel (que se corresponde con el coeficiente de atenuación), este

número del píxel se correlaciona con un color en una escala de grises que tenemos si

hacemos esto con todos los píxel tendremos una amplia gama de grises capaz de

representar cualquier imagen.

Para crear la imagen, pues, necesitamos saber todos los coeficientes de

atenuación que existen en el volumen del voxel para así calcular la media de todos

ellos. Los métodos para su obtención son dos: iterativo y analítico.

El primero se utiliza en CT de primera generación. El ordenador calcula

intentos de sumas en vertical, horizontal y diagonal, hasta que obtiene la

coincidencia de todos los datos. Este método esta hoy en día en desuso y no podía

reconstruir la imagen el ordenador hasta que tuviera todos los datos.

En relación con el método analítico, aunque tiene varias posibilidades, la más usadaes el método de retroproyección filtrada. El método analítico se trata de empezar a

reconstruir la imagen según se van recibiendo los datos, así se crea una imagen

unidimensional y se representa a continuación en la matriz, esto se repite

sucesivamente con todos los disparos; después de todas las reconstrucciones se crea

finalmente la imagen.

Esta imagen es posteriormente filtrada mediante un filtro KERNEL, que enrealidad lo único que va a hacer es una superposición de una determinada curva,




76

correspondiente a una determinada formula matemática (filtro) a la curva obtenida

mediante la adquisición de los datos de los detectores; esto es, multiplicando el valor

obtenido por los detectores por un filtro Kernel para así obtener el resultado. Su

finalidad es resaltar los datos de la imagen que puedan tener alguna importancia

diagnostica.

Los filtros Kernel son diferentes fórmulas matemáticas seleccionadas en

función de lo que más nos interese ver. Los filtros más importantes son:

! Sharp: Realza bordes de estructuras de muy distinto coeficiente de

atenuación.

! Realce de bordes: enfatiza la diferencia entre bordes, acusando más la

diferencia de contraste entre estructuras de no muy distinto coeficiente

de atenuación.

! Suavizado: Lo que hace es disminuir los artefactos debidos al ruido

estático, va a limar diferencias.

2. Calidad de la imagen

Como las imágenes de CT están constituidas por valores de píxeles discretos

que se convierten después a formato de película, existen numerosos métodos para

medir la calidad de imagen (Carro, 2007). Estos métodos se aplican sobre cuatro

características a las que se asignan magnitudes numéricas: la resolución espacial, laresolución de contraste, la linealidad y el ruido (Guerreiro, 2004).

La resolución espacial se define como la capacidad de todo método de

imagen, de discriminar imágenes de objetos pequeños muy cercanos entre

sí. Depende del tamaño del píxel, a menor tamaño mayor resolución espacial, del

grosor de corte (voxel ), a mas fino el grosor de corte mayor resolución espacial y por

último del algoritmo de reconstrucción



2. ANTECEDENTES

77

En relación con la resolución de contraste, es la capacidad para distinguir

estructuras de diferente densidad, sean cuales sean su forma y su tamaño, se

denomina resolución de contraste. Traduce la exactitud de los valores de absorción

de los rayos X por el tejido en cada voxel o píxel . Depende del contraste del objeto y

del ruido de fondo del equipo el cual es inherente. La resolución de contraste

suministrada por los escáneres es considerablemente superior a la de las radiografías

convencionales, principalmente debido a la colimación del haz en abanico, que

restringe drásticamente la presencia de radiación dispersa. Sin embargo, la capacidad

de mejorar los objetos de bajo contraste con un escáner está limitada por el tamaño y

la uniformidad del objeto y por el ruido del sistema.

En cuanto al ruido del sistema, cabe mencionar que la resolución de contraste

del sistema no es perfecta. La variación de los valores de representación de cada

píxel sobre un mismo tejido por encima o por debajo del valor medio se denomina

ruido del sistema. Si todos los valores de píxeles fueran iguales, el ruido del sistema

sería cero. Cuanto mayor es la variación en estos valores, más nivel de ruido

acompañará a la producción de las imágenes en un sistema dado. Es el granulado que

existe en la imagen, que puede oscurecer y difuminar los bordes de las estructuras

representadas con la consiguiente perdida de definición. Depende del número de

fotones que llegan a los detectores (colimación, miliamperaje) y de ruidos inherentes

al equipo (electrónico, computacional). El ruido es perceptible en la imagen final por

la presencia de grano. Las imágenes producidas por sistemas de bajo ruido se ven

muy lisas, mientras que en sistemas de niveles de ruido elevados parecen manchadas.

Por tanto, la resolución de objetos de bajo contraste está limitada por el ruido del

equipo de CT.

Por último, la linealidad hace referencia a que el escáner de CT debe

calibrarse frecuentemente para comprobar que la imagen de agua corresponda a un

número de CT igual a cero, y que otros tejidos se representen con su valor adecuado.




78

3. Concepto de Ventana

Como ya hemos explicado, el ordenador después de computar toda la

información, otorga un valor numérico a cada píxel (que se corresponde con el

coeficiente de atenuación), que además se correlaciona con un color en una escala de

grises definida. Si hacemos esto con todos los píxel tendremos una amplia gama de

grises capaz de representar cualquier imagen. Con la antigua escala de atenuaciones

conocida había gran disparidad de opiniones, hasta que una serie de investigaciones

dieron con una nueva escala. Esta nueva escala tomó como referencia el agua. Para

hallar la nueva unidad, habría que aplicar la fórmula:

CT ( HU) = 1000" µ material#µ agua

µ agua

Donde a esta unidad de absorción se llamó Unidades Hounsfield (HU) o valor

de CT. Es decir, el equipo informático del aparato asigna a cada punto una posición

en la imagen y una densidad, medida en unidades Hounsfield (HU). Esos valores

numéricos están relacionados con los coeficientes de atenuación que, a su vez,

dependen de los coeficientes de atenuación lineales locales del objeto y se

corresponden con un valor específico de cada sustancia o materia.

Debemos tener en cuenta que nuestra escala consta de un número superior a

4.000 unidades HU y que lo tenemos que representar en escalones de grises de forma

que el más denso con una unidad HU más alta se aproxime al blanco, mientras que el

menos denso con unidad HU baja se aproxime al negro. Por otro lado, sabemos que

el ojo humano no es capaz de distinguir más de 40 escalones de grises

aproximadamente. En efecto, nuestro ojo, si ve 100 unidades HU con la misma

tonalidad de gris, creerá que todo lo que está en el rango entre 0 y 100 es de la misma

materia, lo cual es grave, ya que para nuestra vista será lo mismo cartílago, hígado,

intestino, etc. Afortunadamente existe un truco para que esto no ocurra así y es

representar en escalones de gris, solamente la parte de la escala que nos interesa.



2. ANTECEDENTES

79

Supongamos que vamos a mostrar en nuestro monitor la parte

correspondiente al rango entre 0 y +80. El gris medio corresponderá al 40; por

encima de 80 todo será blanco y por debajo de 0 todo será negro. Ahora podemos ver

diferencias entre cada dos unidades (ya que suponemos que nuestro ojo diferencia

cuarenta escalones de gris). A esta anchura o cantidad de valores HU, que podremos

seleccionar libremente en nuestro escáner, la llamaremos ventana.

Supongamos que ahora lo que queremos es ver, con nuestra ventana de 80, la

zona de grasa, simplemente la trasladamos de forma que su límite superior será -20.

Todo lo que tenga una HU superior a este valor, será blanco. El límite inferior será -

100 y todo lo que esté por debajo de este valor será negro. Este truco de la ventana

todavía es algo ambiguo, ya que sólo nos dice qué cantidad de unidades vamos a ver

en escalones de gris, pero no nos dice en qué zona de nuestra escala está situado. Se

introduce así lo que llamaremos centro o nivel . Este centro, o lo que es lo mismo el

gris medio, nos va a indicar en qué valor HU se encuentra la mitad de la ventana.

Intentemos ahora aclararlo en la siguiente figura. (Fig 9)

Resumiendo, cuando representamos nuestra imagen en alguna parte del

monitor, vamos a constatar dos valores: la ventana, que nos indicará cuantas

unidades CT representamos, y el centro, que nos dirá en qué parte de la escala nosencontramos.

Figura 9: Esquema representativo delas distintas ventanas, según losdistintos órganos




80

4. Factores seleccionables en un CT

Los valores que se pueden seleccionar en un CT son varios:

! Campo de medición FOV (Field Of View): Existen dos tipos de campos el

campo medido y el campo representado:

• El campo medido: es el tamaño de apertura en el gantry, esto es,

preparar los detectores necesarios para hacer la medición, los demás detectores sólo

están preparados para recibir densidad aire. Si estos detectores recibieran rayos X

aparecerían artefactos por fuera de campo.

• El campo representado: se refiere a la parte del campo de medición

que va a ser representada por el ordenador en el monitor. Una vez elegido el campo

de medición ahora decidimos si se representa todo o una parte. El campo de

representación debe ser lo más pequeño posible ya que determinara junto con la

matriz el tamaño del píxel .

! Tamaño de la matriz: Es la cuadricula donde se representa la imagen, su

tamaño viene dado por el número de píxel e influye en la resolución espacial.

Consiste en el conjunto de píxeles usados en la reconstrucción de la imagen

ordenados en filas y columnas. La mayoría de los sistemas de imagen digital de RXofrecen tamaños de matrices de 512 x 512 o bien de 1.024. A mayor tamaño mayor

resolución.

! Grosor de corte: Es la 3ª dimensión en un corte de un CT. Voxel = tamaño

píxel + grosor de corte. Influye en la resolución espacial, es decir a grosor de corte

más fino mejor resolución espacial, por el contrario a cortes más finos mayor número

de cortes, mayor tiempo de reconstrucción, más ruido, y más calentamiento del tubo

de rayos X.

! Tiempo de corte: Es un valor que el técnico debe de valorar según sea el

paciente y el estudio a realizar. Se puede acortar el tiempo de corte si el barrido del

tubo de rayos X es incompleto o si la reconstrucción de la imagen se hace posterior a

los cortes y no al mismo tiempo.

! Kilovoltaje (Kv) y Miliamperaje (mA): El Kv siempre es alto de 100 Kv a 150

Kv. El mA es lo único que se modifica en la práctica para evitar el ruido. A mas mA

menor ruido.



2. ANTECEDENTES

81

! Punto focal

! Matriz de reconstrucción: A mayor tamaño mayor es la resolución espacial

5. Artefactos

Pasemos a comentar la importancia de los artefactos que pueden aparecer en

una imagen CT y de cómo evitarlos. Estos son parte integrante de nuestro sistema de

exploración (naturaleza de los rayos X, física del sistema detector) y de las

estructuras que vamos a encontrar en el cuerpo humano. El conocimiento de todas

estas circunstancias y de cómo anularlas, va a redundar en la calidad de nuestra

exploración. Vamos a dividir estos artefactos en tres grandes grupos: por razones

físicas, por movimiento y por razones técnicas. A continuación las describimos;

! Artefactos debidos a razones físicas

En este primer grupo vamos a encontrar varias causas físicas del haz de rayos

X por las que pueden aparecer artefactos.

Evidentemente, poco podríamos hacer en contra de este artefacto en cuanto a

modificar algún parámetro en la exploración. Afortunadamente, en los equipos

modernos este problema ha desaparecido casi en su totalidad. En unos, empleando

filtros metálicos a la salida del haz de formas más o menos sofisticadas; en otros,

corrigiendo matemáticamente la curva de atenuación real a la ideal de un sistema

monocromático. Un método óptimo para disminuir este tipo de artefactos, es

disminuir el grosor de corte.

! Artefactos debidos al movimiento

Estos artefactos pueden ser debidos al movimiento del paciente o al

movimiento del sistema. El más habitual es el primero; en el segundo poco podremos

hacer, ya que será causado por una avería y habrá que proceder a su reparación. Para

evitar el artefacto de movimiento, se podrán utilizar varios métodos o una

combinación de ellos, como por ejemplo: inmovilización del paciente, sedación y




82

tiempos de corte más rápidos. Para la inmovilización, los dispositivos disponen de

un sistema de fijación del área a estudiar del paciente. De todas formas, si existe una

duda de que el artefacto es debido a una u otra razón, lo aconsejable es repetir el

corte.

! Artefactos debidos a razones técnicas

Este último grupo se subdivide en tres tipos:

• El error de falta de linealidad: Un sistema es lineal cuando, para un

objeto de atenuación homogénea y constante, es leído por todos los

detectores en cada proyección el mismo valor de atenuación; para objetos

del mismo material de doble, triple, etc., grosor que el primero,corresponderán atenuaciones leídas en la misma proporción.

El defecto de esta característica de linealidad producirá una variación de

densidad del centro hacia afuera, al explorar un objeto homogéneo,

siempre que el defecto sea de todo el conjunto detector; si fuese de sólo

algún elemento detector, aparecerían anillos parciales o rayas en la

imagen. Pese a ser una avería del sistema, se puede corregir parcialmente

disminuyendo la colimación.

• El error de estabilidad: Un sistema deja de ser estable cuando sufre

variaciones de sensibilidad en algunos de sus elementos detectores; como

con secuencia de esta alteración de sensibilidad, aparecerán anillos totales

(como una diana) o rayas según el tipo de explorador y, en general, un

posible aumento de ruido. La solución a este problema es calibrar el

aparato; algunas máquinas tienen un sistema de autocalibración, que se

puede realizar tan frecuentemente como lo considere el operador.

• Error aliasing: Este error es el típico que se produce en una exploración

donde hay un elemento de gran densidad, como por ejemplo una prótesis

metálica. Este error es muy palpable en los escáneres de maxilares con

prótesis dentales metálicas dentro de la zona a estudiar.



2. ANTECEDENTES

83

Este último artefacto es reconocible ya que el elemento de alta atenuación

produce un halo de falsa alta absorción, en una o varias direcciones, creando una

sombra donde realmente no existe. La reducción de este efecto se realiza situando el

material hiperdenso lo más cerca posible del centro del campo de medición, y

aumentando el número de proyecciones, para así corregir esta falsa medición un

número de veces mayor.

2.4.5 Tipos de CT

El tipo de escáneres ha ido variando a lo largo del tiempo, mejorando en su

funcionamiento así como en la reducción de tiempo y de radiación a la que se le

somete al paciente (Mishima, 2001). Se podrían clasificar en:

! Escáneres de primera generación (Tipo I Translación-

rotación)

El funcionamiento se basa en un tubo de rayos X y un detector en posiciones

opuestas, este sistema hace el movimiento de translación rotación. Rotan ambos y

recorren otra zona sobre el mismo eje realizando los cálculos de esta zona y repiten

el proceso hasta conseguir los correspondientes a un ángulo de 180º sobre el mismo

eje (Guzobad, 2006). Para obtener un corte tomográfico son necesarias muchas

mediciones y, por tanto muchas rotaciones del sistema, lo que nos lleva a tiempos de

corte muy grandes (superiores a 5 minutos). Se usaba para hacer tomografías de

cráneos. Un ejemplo de su funcionamiento se representa en la siguiente figura (Fig.

19).

Figura 10: Escáner de 1ªGeneración




84

! Escáneres de segunda generación (Tipo II Translación-

rotación)

En esta generación se utilizan treinta detectores y un haz de rayos X en

abanico (lo que aumentaba la radiación dispersa), con lo que se consigue que el

tiempo de corte se reduzca entre 20 y 60 segundos y que el número de rotaciones por

barrido pase de 180 a 6.

La principal limitación de los sistemas de imagen de segunda generación era

el tiempo de exploración, debido al complejo movimiento mecánico de la traslación-

rotación y a la enorme masa que constituía el gantry. Esta limitación fue superada

por los sistemas de imagen de tercera generación. La siguiente figura ilustra su

funcionamiento (Fig. 11).

! Escáneres de tercera generación (Rotación-rotación)

En ellos existe un tubo de rayos X y la matriz de detectores giran en

movimientos concéntricos alrededor del paciente. Como equipos de sólo rotación, los

escáneres de tercera generación, como muestra la siguiente figura, son capaces de

producir una imagen por segundo supliendo el gran inconveniente de los de segundageneración (Guzobad, 2006),(Fig 12).





2. ANTECEDENTES

85

El escáner de tomografía computerizada de tercera generación utiliza una

disposición curvilínea que contiene múltiples detectores y un haz en abanico. El

número de detectores y la anchura del haz en abanico, de entre 30 y 60° y el haz en

abanico y la matriz de detectores permiten ver al paciente completo en todos los

barridos. Esta geometría de los detectores se traduce en una longitud constante de la

trayectoria del conjunto fuente-detector, lo que ofrece ventajas a la hora de

reconstruir las imágenes. Esta característica de la matriz de detectores de tercera

generación permite además obtener una mejor colimación del haz de rayos X, con la

reducción de la radiación dispersa.

Una de las principales desventajas de los escáneres de tercera generación es la

aparición ocasional de artefactos, debida a un fallo de algún un detector. Las

correcciones del software en los algoritmos de reconstrucción de la imagen

minimizan estos artefactos.

! Escáneres de cuarta generación (Rotación-estacionaria)

Los escáneres de cuarta generación poseen sólo movimiento rotatorio. El tubo

de rayos X gira, pero la matriz de detectores no. La detección de la radiación serealiza mediante una disposición circular fija de detectores. El haz de rayos X tiene

forma de abanico, con características similares a las de los haces usados en equipos

de tercera generación. Estas unidades alcanzan tiempos de barrido de 1 segundo y

pueden cubrir grosores de corte variables, así como suministrar las mismas

posibilidades de manipulación de la imagen que los modelos de generaciones

anteriores. En la siguiente figura mostramos su detalle (Fig. 13).

Figura 13: escáner de 4ªGeneración




86

La matriz de detectores fijos de los escáneres de cuarta generación no

produce una trayectoria de haz constante desde la fuente a todos los detectores, sino

que permite calibrar cada detector y normalizar su señal durante cada barrido. El

principal inconveniente de los escáneres de de cuarta generación es la alta dosis que

recibe el paciente, bastante superior a la que se asocia a los otros tipos de escáneres.

Aunque se han realizado múltiples comparaciones en cuanto a la calidad de

la imagen, no es posible generalizar, ni es fácil decidir claramente cuál proporciona

mejor imagen. Gran parte de la calidad final de la imagen depende de los procesos

matemáticos de reconstrucción, y estas técnicas evolucionan en forma continua.

! Escáneres de quinta generación (Estacionario-

estacionaria)

En esta clase de CT hay múltiples fuentes fijas de rayos X que no se mueven

y numerosos detectores también fijos. Son muy caros, muy rápidos y con tiempos de

corte muy pequeños. Apenas se utilizaron en ningún lugar el mundo excepto en

Estados Unidos.

! Escáneres de sexta generación

Se basan en un chorro de electrones. Es un cañón emisor de electrones que

posteriormente son reflexionados (desviados) que inciden sobre láminas de

tungsteno. El detector esta situado en el lado opuesto del gantry por donde entran los

fotones. Consigue ocho cortes contiguos en 224 ms. Apenas se utilizaron en ningún

lugar el mundo excepto en EEUU, eran carísimos y enormes, poco útiles.

! CT Helicoidal

Fue introducida por Siemens en el año 1990 y, actualmente, casi todos los

equipos de CT que se venden son helicoidales. Los tiempos de exploración son de

0.7 y 1 segundos por ciclo, y entre sus características diferenciales cabe destacar:



2. ANTECEDENTES

87

! Velocidad y rendimiento, mejorando la resolución temporal y facilitando la

visualización de estructuras en movimiento. El tiempo total de exploración

del estudio se reduce drásticamente por medio de la eliminación de la pausa

inter-scan, en comparación con la tomografía convencional.

! Mayor resolución.

! Adquisición de imágenes sin discontinuidad entre cortes, obteniendo mayor

cobertura anatómica.

! Colimación flexible. Después de haber realizado el examen se puede elegir el

espesor de corte, independiente del grosor de colimación inicial.

! Optimización del contraste endovenoso por la rapidez de adquisición de las

imágenes. Esta función permite monitorear la llegada del medio de contraste

a la región de interés. Esto es extremadamente útil para obtener excelentes

estudios contrastados, especialmente cuando es necesario captar las distintas

fases del contraste (fases arterial y venosa).

! Posibilidad de lograr visión endoscópica no invasiva (endoscopía virtual) en

órganos huecos como el colon, traquea, vejiga, entre otros. Una de las

grandes innovaciones son las aplicaciones cardíacas, que abren un gran

campo de investigación y aplicación, haciendo el estudio seguro y rápido,

permitiendo evaluar no sólo la luz de la arteria sino también la pared de la

misma. Esto permite analizar las obstrucciones coronarias y aportar una

visualización tridimensional exacta para poderlas tratar.

! Información para una rápida adopción de tratamientos preventivos

Diseño del CT helicoidal

En estos sistemas el tubo de rayos X y los detectores se montan sobre anillosdeslizantes y no se necesitan cables para recibir electricidad o enviar información

recibida. Estos conducen la electricidad y las señales eléctricas a través de anillos y

escobillas, situadas en una superficie que gira sobre un soporte fijo. En la siguiente

figura podemos observar un detalle de su funcionamiento (Fig. 14). La superficie fija

forma un anillo fijo, sobre el que rota la segunda superficie con escobillas, que

barren la primera, esto permite un giro continuo de la grúa (tubo) sin interrupción y

evita, así, la necesidad de tener cables eléctricos. Las escobillas están compuestas pormaterial conductor, como aleación de plata y grafito, y han de sustituirse anualmente.




88

Esto permite una rotación completa y continua del tubo y detectores, tras la

camilla de exploración, se desplaza con una velocidad constante. El haz de rayos X

traza un dibujo en forma de hélice sobre la superficie del paciente, mientras se

adquieren inmediatamente los datos de un volumen de su anatomía, por esto se

denomina CT volumétrico o helicoidal. Las imágenes o cortes axiales se

reconstruyen a partir de los datos obtenidos en cada uno de los ciclos del CT

helicoidal, también puede funcionar como un CT convencional.

! En CT convencional el tubo de rayos X, recibe la energía para una rotación,

que normalmente dura 1s y los intervalos de 6 – 10 s, esto permite al tubo

enfriarse entre un barrido y el siguiente.

! En el CT helicoidal, el tubo de rayos x, se somete a un estado térmico

importante, ya que recibe energía durante unos 30 seg sin interrupción. Porello, el tubo del CT helicoidal se caracteriza por su elevada capacidad

térmica, por sus altas tasas de enfriamiento y por su gran tamaño. Todos

condicionantes técnicos incrementan el ruido del sistema. Además, se

utilizan mayoritariamente detectores de estado sólido, ya que su eficacia

global es de 80 por ciento.

Figura 14: CTHelicoidal



2. ANTECEDENTES

89

En cuanto a los detectores, su eficacia consiste en:

• Disminuir la dosis de radiación, que recibe el paciente.

• Permitir tiempos de barridos rápidos

• Aumentar la RSR, por lo tanto la calidad de la imagen

Generadores de alta tensión

En CT helicoidal, se necesitan generadores de potencia de aproximadamente

50 Kw, que pese a su gran tamaño deben caber en la grúa rotatoria, además los

anillos deslizantes de alta tensión deben de ir provisto de un aislante térmico.

Parámetros en TC helicoidal

Los parámetros que hay que valorar, son los siguientes:

! Capacidad de concentración de respiración del paciente.

! Volumen de tejido de imagen, que a su vez depende de :

• Tiempo de examen.

• Movimiento de camilla.

• Pitch.

• Colimación.

• Tiempo de rotación.

! Algoritmo de reconstrucción.

! Tiempo de barrido: la mayoría de los CT son capaces de tomar imágenes

durante 60 s sin interrupción. Casi todos los pacientes por otro lado, son

capaces de mantener la respiración durante 40 s, por consiguiente hay una

diferencia de 20 s. Si se requiere más de 40 s, para obtener el estudio será

preciso utilizar saltos de barrido con intervalos de descanso entre cada

barrido, para dejar respirar al paciente.

! Resolución del eje z: La resolución transversal (eje x, y) viene determinada

por la matriz y FOV, mientras la resolución longitudinal del eje z se establece

según la combinación de varios factores, como la colimación de cortes finos,

pitch 1:1, velocidad de la camilla lento, reconstrucción de interpolación de

180º.




90

Características del CT helicoidal

Entre las ventajas que presenta el CT helicoidal, cabe destacar:

! Disminución de artefactos por movimiento, porque elimina los errores de

registro debidos a la respiración.

! Mejor detección de lesiones, no hay pérdida de información por no existir

intervalos de corte, con lo que habrá más información en el eje z y, a partir de

ahí, se puede realizar reconstrucciones multiplanares 2D y en 3D.

! Disminución o ausencia de volumen parcial, no hay intervalo de corte.

! Mejor resultado diagnóstico por contraste intravenoso, por su bajo tiempo de

barrido, podemos seleccionar el pico de actividad del contraste y así poder

disminuir la dosis de radiación del paciente.

! La comodidad del paciente y un menor tiempo de exploración.

Por otro lado, como inconvenientes destacan:

! Ligera reducción de la resolución axial, por los algoritmos de reconstrucción.

! Ligero aumento del ruido, por las limitaciones técnicas del tubo.

! Aumento del tiempo de procesado de datos, al haber mayor información y másdatos.

! CBCT ( Cone Beam CT ) o CT de Haz de cono

Reciente y novedoso sistema de escáner enfocado al ámbito odontológico que

permite al clínico adquirir imágenes volumétricas en 3D con una sola rotación del

tubo y con una menor dosis de radiación. Su utilización comenzó en el campo de laradioterapia y, utilizando mega voltajes, hoy en día sigue aplicándose en este campo

a través de la radioterapia guiada, que permite al oncólogo desarrollar, simular y

verificar planes de tratamiento (Pouliot, 2003). Otras aplicaciones posteriores han

sido la espacial, defensa, industria automovilística, etc. (Sarkar, 2004).

Mozzo et al presentaron el primer CT de haz de cono comercial NewTom

DVT 9000, (Quantitative Radiology, Verona, Italy) y, recientemente, esta compañía

sacó un nuevo modelo NewTom 3G. Posteriormente se crearon cuatro modelos más



2. ANTECEDENTES

91

que actualmente están en uso I-CAT (Imaging Sciences International, Hatfield,

USA), 3D Panoramic X-ray CT scanner PSR 9000N (Asahi Roentgen, Kyoto,

Japan), CB MercuRay (Hitachi Medico Technology Corporation, Kashiwa, Chiba,

Japan), y 3D Accuitomo (J. Morita, Kyoto, Japan). La última máquina 3D Accuitomo

(Scanora, Soredex, Helsinki, Finland,) está teniendo una amplia aceptación para la

evaluación prequirúrgica de los implantes dentales.

2.4.6 Tomografía Computerizada en Implantología

Quizá uno de los avances técnicos que más ha mejorado la habilidad de los

clínicos en el diagnóstico y planificación pre-implantológica ha sido la tomografía

computerizada o CT Scan. Aunque la tomografía axial computerizada ha estado

disponible en el campo médico desde 1972, no fue hasta 1987 cuando estuvo

disponible para aplicaciones dentales de la mano de Swarz, pasándose a llamar Denta

Scan (Azari, 2008).

Desde su creación el Denta Scan ha provisto multitud de mediciones

cuantitativas en distintos ámbitos de la biología, como traumatología facial,

desarrollo dental (Kaepler, 1997) y desórdenes temporomandibulares entre otros.

Una de las mayores y más prometedoras ventajas que ofrece el CT al formado clínico

es el alto grado de precisión que proporcionan su mediciones en comparación con

otros métodos. No existen magnificaciones causadas por distorsiones geométricas

como ocurre, por ejemplo, con la ortopantomografía, o con la tomografía lineal.

Butterfield en 1997 estudió la localización exacta del canal dentario inferior a

través la utilización de la tomografía lineal y luego las comparó con Denta Scan delas mismas mandíbulas humanas, hallando unas diferencias altamente significativas

en la localización del canal utilizando un método u otro. Otros autores como Mora en

2007 lo utiliza para el diagnóstico de fracturas verticales en dientes, el cual es

procedimiento bastante dificultoso con otra técnicas.

En cuanto al grado de precisión de los distintos métodos complementarios de

diagnóstico radiográfico, parece ser que el menos exacto se atribuye a laortopantomografía con un 17 por ciento de precisión, seguido de la tomografía lineal




92

o convencional con un 39 por ciento, de las radiografías intraorales con un 53 por

ciento, estando en primer lugar de precisión la tomografía computerizada helicoidal

(Denta Scan) con un 95 por ciento de precisión (Azari, 2008). Numerosos factores

afectan a la eficacia de las radiografías panorámicas convencionales, como por

ejemplo la forma del plano focal, los factores diferenciales de magnificación vertical

y horizontal, y el error dependiente del operador en cuanto al posicionamiento del

paciente (Tronje, 1981; Mckee, 2001; Laster, 2005; Monlleó, 2005).

La tomografía convencional, en el pasado utilizada y también llamada

tomografía lineal, es la generada por los mismos aparatos ortopantomógrafos que

sirven para realizar las radiografías panorámicas. Se ha comprobado que éstas

imágenes son igual de inexactas que la técnica de estimación del hueso disponible

mediante la utilización de un calibre en un modelo de escayola del paciente (Pérez,

2005).

A partir de los grandes avances conseguidos en la implantología, entre ellos

en análisis de la DMO prequirúrgica, y el afán por la obtención de la excelencia por

parte de los profesionales de la materia, el CT se ha convertido en una herramienta

imprescindible para el diagnóstico y tratamiento implantológico (Potter, 1997;

Turkyilmaz, 2009), permitiendo la visualización de imágenes de un grosor hasta de

0,5 mm que son lo suficientemente finas para poder planificar de forma detallada

nuestros casos quirúrgicos. Sólo en aquellos casos en los que se desee estudiar la

trabécula ósea de forma pormenorizada, deberemos ir a los micro-CT, los cuales

permiten un grosor de imagen entre 0,1-0,01 mm (Fajardo, 2002).

Hoy en día, el análisis densitométrico prequirúrgico está siendo generalizado

para la evaluación preimplantológica de la calidad del hueso subyacente a través deun coeficiente de atenuación lineal (Bassi, 1999; Verdonck, 2008). Numerosos

estudios promueven la utilización de esta técnica de medición de la densidad ósea

mediante la tomografía computerizada, como un método factible a la hora de valorar

tanto el DMO como el grosor de las corticales y la altura ósea, siempre asociado a un

método de calibración adecuado.

A partir de su generalización, se abrió un gran debate científico sobre suutilización masiva debido a las dosis de radiación absorbida por el paciente que era



2. ANTECEDENTES

93

considerablemente mayor que con otras técnicas radiográficas convencionales. A

pesar de ello, la American Academy of Oral and Maxillofacial Radiology (AAOMR) y

la European Association for Osseointegration (EAO), no sólo recomendaron su

utilización en pacientes que van a recibir implantes dentales debido a la mejor

relación riesgo-beneficio que se obtiene (Tyndall, 2000; Myoung, 2001; Harris,

2002; Quirynen, 2003; Monlleó, 2005), sino que lo catalogaron como el mejor

método radiográfico para el estudio del lecho implantario. Aun así, los escáneres han

ido evolucionando con el fin de disminuir las dosis de radiación y el tiempo de

exposición desde los primeros CT, hasta los actuales helicoidales o los de aún menor

dosis llamados haz de cono, CBCT (Cone Beam CT) (Hanazawa, 2004 ).

El CT es el único método justificable de análisis y evaluación prequirúrgica

(Miyamoto, 2005; Ulm, 2009). El examen radiográfico convencional sólo permite un

análisis de la calidad ósea en los tramos edéntulos de forma limitada. El CT ofrece el

mejor método para el análisis morfológico y cuantitativo del hueso residual

(Martínez, 2001), y su utilización permite un establecimiento más exacto del lugar de

colocación del implante (Naitoh, 2004). Esto aún cobra mayor sentido cuando el

escáner se realiza con guías radiográficas colocadas en boca para poder así obtener

una planificación implantológica con la dirección oclusal óptima y pudiendo predecir

la estabilidad primaria que vamos a obtener exactamente en el área donde se va a

colocar el implante (Smolka, 2006). Independientemente del tipo de CT a utilizar (las

dos actualmente en auge son la helicoidal y de haz de cono), las imágenes producidas

permiten una mejor localización de las estructuras que las convencionales técnicas

radiográficas bidimensionales que presentan distorsiones geométricas y

superposiciones de estructuras (Lou, 2007).

Hoy día, se están investigando nuevas técnicas de imagen tanto para la

medición en vivo como para las densitometrías. Como la RMN 3D con la cual parece que en los reciente estudios in vitro, da una fiabilidad muy parecida a la del

CT en cuanto a la medición de las estructuras óseas de forma exacta para su

utilización en cirugía ortognática, donde se requiere una precisión sin igual a la hora

de delimitar estructuras (todavía no desarrollada en cuanto a las mediciones de las

DMO), pero con la ventaja de la nula radiación ionizante como la que presenta el CT.

Todavía son necesarios más estudios, sobre todo in vivo, para evaluar su

reproducibilidad (Tazuko, 2007 ).




94

Su uso sí es importante para la detección de plexos vasculares y nerviosos en

la zona anterior de la mandíbula a los cuales se les atribuye numerosos casos de

hemorragias y hematomas postoperatorios tras la colocación de implantes en estas

zonas. Entre ellos destacan los plexos del canal geniano, del canal espinal y del plexo

del canal incisivo que se ramifica del mentoniano de forma intraósea hasta llegar a

los dientes incisivos contralaterales (Jacobs, 2007).

La necesidad creciente de una mayor precisión en los diagnósticos y

tratamientos dentales ha provocado un aumento en la demanda de técnicas de imagen

cada vez más precisas. Esta situación ha puesto de manifiesto las limitaciones que las

radiografías dentales y las tomografías convencionales (tomografía lineal) presentan

respecto a su capacidad para proporcionar información cualitativa y tridimensional

precisa, identificándose entre sus defectos la distorsión, la borrosidad y la falta de

referencia a estructuras adyacentes. El desarrollo de programas informáticos

específicos ha propiciado la creciente utilización de la tomografía computerizada en

el campo de la Odontología.

A pesar de estar demostrado que el CT es el único método que permite la

visualización tridimensional del hueso sin distorsiones geométricas aún hay algunos

autores que rechazan su utilización por la dosis de radiación que supone para el

paciente. Hoy en día gracias a los avances técnicos en el empleo del CT, se ha

podido reducir en gran manera la radiación absorbida por el paciente sin merma en la

calidad de la imagen. Además se promueve seguir un protocolo de actuación, con el

fin de su utilización de forma racional, para la solicitud de esta prueba

complementaria y así disminuir al máximo la dosis recibida:

! Limitar , en la orden al radiólogo, el área a explorar diferenciando en

la petición la demanda de un estudio intermaxilar o intramaxilar, eliminando de la

imagen la zona de las coronas clínicas que, además, suponen una fuente enorme de

artefactos por la presencia de coronas u obturaciones metálicas. Para ello es

conveniente hacer constar la importancia de que el paciente separe bien ambos

maxilares en la exploración.



2. ANTECEDENTES

95

! Demandar el CT adecuado para cada caso. En grandes exploraciones

pediremos CT helicoidal y para áreas pequeñas donde necesitemos menos detalles

solicitaremos CT de haz de cono (CBCT), donde se puede reducir la dosis en un 76

por ciento sin merma acusada de la calidad de imagen.

! Solicitar esta prueba complementaria de forma concienzuda y siempre

y cuando el clínico tenga una preparación previa suficiente para sacarle el máximo

partido a la misma.

! Tal vez, el mejor aval de la fiabilidad diagnóstica del CT venga del

ámbito legal, al considerarla como la prueba más adecuada para la valoración y el

seguimiento implantológico, puesto que es el método de imagen que con mayor

precisión muestra la anatomía dental y la calidad del hueso subyacente.

! Precisar la importancia de la colocación e inmovilización del paciente

a la hora de la realización de la prueba, así como del Scout o topograma, siendo esta

primera radiografía lateral la que nos va a informar sobre si el paciente está bien

situado o no.

! En aquellos casos en los que no se requiera una precisión exacta de las

mediciones (por ejemplo en la visualización de lesiones, quistes…) o en la

densitometrías, se pude solicitar un CBCT con el fin de limitar la dosis de radiación

absorbida por el paciente sin merma en la calidad de imagen, además de reducirse el

coste del mismo (Schulze, 2004; Loubele, 2006; Ludlow, 2007).

En cuanto a la utilización del CT helicoidal o el CT de haz de cono, vamos aintentar aportar algo de luz sobre las ventajas e inconvenientes de cada uno de ellos

para, de esta forma, que el clínico solicite en un prescripción uno u otro según mejor

convenga.




96

Ct helicoidal Vs ct de Haz de Cono (CBCT):

Existe controversia en los diferentes estudios sobre cuál es el mejor método

para el estudio pre-implantológico dando datos contradictorios según cada estudio

analizado;

En un estudio diferencial de Loubele, en 2008, entre CT helicoidal y CT de

haz de cono para mediciones en maxilar superior no se encontraron diferencias

significativas entre ambos, siendo exactas las medidas cuando las comparaban con

una medición física a través de un calibre. Aunque se advierte que esta técnica de haz

de cono es útil para diagnósticos de campos reducidos, por el contrario, para

maxilares completos se recomienda el CT helicoidal , ya que el CT de haz de cono

proporciona imágenes de ambos maxilares de forma conjunta (Loubele, 2008). Por

otro lado, Naitoh, en 2009, confirmó las ventajas del CBCT como menor dosis de

radiación, mayor nivel de resolución y una mayor exactitud en mediciones lineales,

además de su idoneidad para clínicas dentales por sus dimensiones compactas.

Agbaje, en 2007, estudió el volumen de alvéolos post-extracción en

mandíbula humanas secas y los comparó con una medición volumétrica física del

alvéolo a través del método de desplazamiento de agua (tomando previamente una

impresión del volumen del lecho) que es considerado como el patrón de oro o gold

standard . Concluyó que no hay diferencias significativas entre ambos métodos.

Kamburoglu, en 2009, estudió la utilización del CT de haz de cono en

mandíbulas humanas y comparó distintas mediciones (altura, anchura, distancia al

nervio) con las de un calibre digital y no observó diferencias estadísticamente

significativas (aunque no estudió densidades), y concluyó que el uso del CBTC es

una herramienta muy útil en la evaluación prequirúrgica de los pacientes para evitar

daños al paquete vásculo-nervioso del maxilar inferior. Por el contario, Yavuz, en2009, explicó que el CBCT no permite una correcta visualización de la zona

sinfisaria, muy útil a la hora de estudiar los injertos de mentón, y tiene una resolución

de contraste limitada por lo que no se utiliza para estudios muy detallados.

Lo que sí está demostrado y de común acuerdo es la menor dosis de

radiación de los CBCT respecto de los helicoidales, lo que además conlleva a un

mayor ruido y presencia de artefactos en la imagen, además de un menor coste y un

menor tiempo de exposición (Guerrero, 2006). La dosis de radiación de un CT de hazde cono es 1/15 la dosis de un CT convencional y 6 veces menor que la de un CT






98

siendo más preciso que las grafías en acetatos tradicionales donde la sistematización

del revelado (tiempo de revelado, temperatura y estado de los líquidos, etc.) influye

en gran medida en las escalas de grises obtenidas.

! El procesamiento por ordenador permite discriminar muchos más

grados de atenuación radiográfica que los tradicionales aire, grasa, hueso y metal. Se

permite observar calidades de hueso según el grado de atenuación y se miden en una

escala de unidades HU, donde según una amplia escala de grises, se discierne entre

aire (- 1000 HU) que sería el negro absoluto hasta llegar al hueso cortical (+ 1000

Hu) que sería el blanco absoluto. La generación del hardware afecta al grado de

precisión y eficacia de la imagen (Guerrero, 2005).

! El aparato emite un barrido de rayos X creando unos cortes axiales

normalmente cada 1 mm de la zona a tratar con un paso o salto entre cortes de 1 mm

también y a partir de aquí el ordenador reconstruye mediante cortes perpendiculares

a este plano los otros dos, el sagital y el coronal. Naitoh, en 2008, comprobó que el

grosor de corte óptimo y más preciso es el de 0,9 mm, a partir de ahí, cuanto más

grueso sea menos exactitud confiere. En la siguiente figura (Fig. 15) se muestra un

esquema de los planos que permite la tomografía computerizada.

Figura 15:Representaciónde cortes

permitidos por elCT



2. ANTECEDENTES

99

! Una vez colocado el paciente en la camilla de exploración radiológica,

se le posiciona correctamente en base al estudio a realizar y se le inmoviliza la

cabeza con diferentes sistemas según el tipo de escáner, limitando así los errores por

movimientos involuntarios del paciente. Por ejemplo, uno de los requisitos no del

todo conocidos, aunque sí demostrados en las investigaciones sobre cirugías guiadas

por ordenador, es la necesidad obligatoria de la inmovilización cefálica durante la

realización del CT (Ewers, 2004; Hoffmann 2005).

! El radiólogo posiciona al paciente tumbado y, a través de una primera

radiografía lateral de cráneo de baja radiación (llamada scout o topograma), observa

la correcta posición del mismo. Si el paciente no está correctamente posicionado se

le corrige su posición y se le vuelve a realizar esta proyección lateral, y así

sucesivamente hasta que se consiga la correcta situación del mismo (se suele realizar

una media de 2-3 scouts por paciente) y estableciéndose así un plano axial de

referencia. Este plano en maxilar superior suele ser, por consenso y tal y como

aparece en la siguiente ilustración, el plano que conforma el paladar duro y, en el

maxilar inferior, el que conforma el hueso basal o basilar del cuerpo mandibular

(Aguiar, 2008) (Fig. 16).

Este plano es la base a través de la cual comienza la fase de reformateo o

reconstrucción multiplanar . Es decir, sobre este plano axial primario se crean los

cortes antero-posteriores (coronales) y, mediante los cortes perpendiculares a tal

plano, se crean los cortes sagitales, permitiendo observar la dimensión buco-lingual y

Figura 16:Planos dereferenciaaxialhabituales:A: ParamaxilarsuperiorB: Paramaxilarinferior




100

obteniendo al final la reconstrucción 3D en los tres planos del espacio. Esto es

realizado por los programas de software incorporados al ordenador del CT.

! Para los cortes sagitales, el radiólogo crea una curva o parábola

marcando con el puntero del ratón 6 puntos a través de cuya unión se crea una curva

o parábola alrededor de la zona de interés en el corte axial y, a partir de la cual, se

generan los sucesivos cortes sagitales y coronales perpendiculares a dicha curva. El

resto de los cortes axiales, simplemente son una sucesión de cortes paralelos al plano

axial de referencia. Esto es algo de enorme importancia en la planificación

implantológica para poder obtener una imagen de corte lo más parecido al corte real

donde queremos situar el implante.

Es, pues, de suma importancia saber pedirle al ordenador cómo debe

seleccionar los datos para crear el reformateo o reconstrucción de las imágenes. Es

fundamental por parte del odontólogo transmitirle al radiólogo qué información es la

requerida para que éste sepa como ha de diseñar esa curva o parábola sobre la cual se

va a realizar la reconstrucción informática del resto de imágenes.

La orientación del plano de referencia axial determina las medidas realizadas

sobre los cortes sagitales oblicuos y aquí radica la importancia de su correcta

elaboración así como de la realización de la curva. Así, en un mismo maxilar con un

plano de referencia alterado, parece obvio pensar que se van a generar cortes

sagitales distintos con mediciones y densidades obviamente distintas también.

Cuando el plano de referencia es paralelo a la basal en maxilar inferior o al paladar

duro en maxilar superior, las distancias medidas en los cortes sagitales van a ser las

distancias anatómicas, es decir, las mínimas posibles. Cuando hacemos la planificación pre-implantológica, el plano de referencia que nos interesa es el plano

oclusal o, en su defecto, el plano perpendicular al eje longitudinal de las raíces de los

dientes adyacentes. De esta forma el eje de inserción de los implantes queda oblicuo

al eje del hueso basal o borde inferior de la mandíbula, consiguiendo que se aumente

la distancia útil necesaria para la colocación de implantes y acercándose así más a la

realidad de nuestros casos.



2. ANTECEDENTES

101

Se compara con la forma de cortar un salchichón, donde si cortamos las

rodajas con el cuchillo perpendicular a su eje las obtenemos circulares, pero si

orientamos el cuchillo de forma obliga, las lonchas saldrán oblicuas y por tanto más

largas (Arana-Fernández, 2006). Y sin embargo en ambos casos, la exactitud del CT

es la misma (relación 1:1,07), simplemente que estamos midiendo cortes distintos en

base a nuestras necesidades, que en este caso es la planificación implantológica de

unos implantes que queremos insertar protésicamente guiados, es decir,

perpendiculares al plano oclusal para una correcta distribución de cargas, y no

perpendiculares al plano basal.

En una tesis doctoral publicada, se proclama que aunque el CT que es capaz

de medir cambios en el contenido mineral trabecular con gran precisión y

sensibilidad, la extracción de esta información cuantitativa de la imagen requiere un

correcto posicionamiento del paciente, así como una cuidadosa monitorización

técnica (Cruz, 1994), unido a una sofisticada calibración.

En cuanto a la precisión y exactitud de los datos obtenidos por el CT, pocos

son los estudios realizados (Cavalcanti, 1998; Yang, 1999) y, en un gran número de

los existentes, hay sesgos por la falta de precisión en las comparaciones, o falta de

calibración de las técnicas e, incluso, por deficiencia de protocolización del estudio.

Menos literatura existe aún en cuanto a la precisión y exactitud de las densidades

obtenidas por el CT, aunque la existente sí dogmatiza de forma consensuada la

necesidad de una calibración para, de esta forma, poder hallar unos valores HU

reales independientemente de las variables que puedan afectarle.

2.4.8 Calibración del CT

Las mediciones con QCT, pero utilizando un sofisticado sistema de

calibración y un programa informático específico que permita referenciar los valores

de la atenuación de los rayos X de un tejido a una norma de calibración, permiten la

cuantificación exacta de las propiedades del tejido estudiado (Capiglioni, 2006).

La calibración es un método fundamental para poder obtener los datos, tanto

geométricos como densitométricos, de forma lo más precisa posible. Pocos autores




102

son los que utilizan la calibración en sus mediciones, tanto en radiografías

convencionales como en el CT. La utilización de fantomas de calibración con

distintos materiales, diferentes concentraciones y utilizados de forma conjunta con el

paciente, permiten medir los coeficientes de atenuación del hueso al paso de la

radiación X y convertirlos en medidas equivalentes de DMO reales (López-Quiles,

2010).

Tradicionalmente existen dos técnicas de calibración, las simultáneas y las no

simultáneas, dependiendo del momento de su realización antes de situar al paciente o

con el paciente in situ.

Las no simultáneas son las obligatorias a realizar por cada centro radiológico

como mínimo una vez al año, mediante un fantomas de calibración que proporciona

la propia casa comercial del tomógrafo. Su utilización simplemente evita los posibles

errores derivados de defectos técnicos del propio aparato.

La simultánea fue introducida, por primera vez, por Cann y Genant, en 1980,

(Cann, 1980) y es la que se utiliza actualmente en la mayoría de las aplicaciones

clínicas. Estos autores descubrieron que las mediciones de densidad HU variaban

entre diferentes CT e incluso dentro del mismo escáner con diferentes energías

(cambiar de 120 a 100 kv en un scanner implicaba una variación de la relación HU y

DMO de un 10 por ciento de tal forma que los escáneres de baja dosis daban

imágenes con HU incrementados). Para la calibración simultánea, el paciente se

colocaba encima de un fantomas de calibración que tenía insertados unos

dispositivos con densidades minerales orientadas perpendicularmente al plano axial

de corte del CT y con densidades conocidas. El patrón Cann-Genant se utiliza en

más de 500 centros de todo el mundo. En su inicio, disponía de canales cilíndricos

con soluciones de fosfato de hidrógeno dipotásico ( K 2HPO4 ) de 50, 100 y 200mgr/cm3 existiendo también canales de agua y grasa. Este fosfato tiene unas

características de atenuación de los rayos X similares a las de la hidroxiapatita de

calcio existente en el hueso humano, Ca10(PO4)6(OH)2. Ya que las densidades de

fosfato son conocidas, se determina de forma exacta el contenido mineral óseo

vertebral. Debido a que las soluciones acuosas con el tiempo se podían cargar de

burbujas, impurezas y residuos y afectar pues a la exactitud del sistema, actualmente

se utilizan fantomas de calibración en estado sólido, ya que son más estables a lo



2. ANTECEDENTES

103

largo del tiempo y resistentes al daño. Este tipo de calibración corrige en gran

medida la inestabilidad del escáner.

Posteriormente, las mediciones con QTC desarrolladas en la Universidad de

California, San Francisco, a nivel de la columna lumbar, se empezaron a realizar con

la utilización de un mineral estándar para la calibración simultánea.

Inicialmente, para su utilización en implantología y no con fines

densitométricos, algunos autores comenzaron, incluso, a calibrar las radiografías

periapicales además de las ortopantomografías (Pramono, 2006; Ramírez 2010), con

bolas radiográficas de acero (de medidas conocidas, normalmente 5mm), de tal

forma que a través de una sencilla regla de tres se obtienen mediciones exactas y

ajustadas a la realidad (Pérez, 2005):

Medida real de la bola(5mm)----------------------------Medida radiográfica de la bola(A)

Medida real del hueso (X)-------------------------------Medida radiográfica del hueso(B)

De tal forma que Medida real del hueso (X)= (5xB)/A

En el año 2000, Khul, en un intento inicial de calibrar las radiografías periapicales mediante una técnica que denominaron método de absorciometría

radiográfica, colocaba encima de la radiografía un artefacto de resina epoxi de

densidad conocida de manera que quedara en un plano oclusal a la zona a estudiar y

con otros chips de hueso cortical de densidad conocida también, en las zonas apicales

a la zona a estudiar para de esta forma poder comparar a través de una escala de

grises la densidad del hueso real. El estudio concluyó que la técnica no resultaba

precisa ni reproducible, aunque ya a aparecen inquietudes clínicas sobre la necesidadde calibración de las densidades óseas.

López-Quiles, en 2010, comenzó en su reciente artículo, a comprender la

necesidad de calibración de los CT de los maxilares debido a la selección de ROIs

normalmente más pequeños de lo requerido, para dar mediciones fiables.

La calibración es necesaria debido a ;




104

! Factores objeto-dependiente: la superposición de tejido blando y otros

factores de dispersión existentes en boca (prótesis, amalgamas, etc.) producen

contaminación en la imagen obtenida in vivo y sólo puede suprimir adaptando el

diseño de calibración (Kitagawa, 2000).

! Factores máquina-dependientes: está demostrado que la escala de

unidades HU varía según el tipo de escáner utilizado (Norton, 2001), debido a la falta

de uniformidad del haz de rayos X. Se subsana mediante la calibración del aparato de

escáner, que permite una normalización de la escala de grises, la cual es compleja

incluyendo linealización, adaptación del brillo y contraste, optimización de

contrastes, y se debe realizar por cada centro de forma periódica (Markov, 1990).

Kimpe en 2007 en un concienzudo estudio sobre escalas de grises en

tomografía computerizada, estableció que las imágenes médicas producidas por

detectores de rayos X (scanner, CT, etc.) contienen entre 12-16 bits/píxel lo que

corresponde de 4.096 a 65.536 tipos o escalas de grises. Por otra parte, los monitores

médicos que se disponen para visualizar estas imágenes sólo son capaces de

visualizar entre 256 y 1.024 escalas de grises. Lo común son 8 bits o 256 grises en el

ámbito del CT y 10 bits o 1024 grises las pantallas de alta resolución para

mamografías. Los radiólogos, para suplir esta amplia diferencia entre las imágenes

originales y las tratadas, aplican ventanas, de tal forma que se elabora un mapa de

grises donde cada estructura varía dentro de un rango (Kimpe, 2007). Además sería

importante analizar cuantos grises es capaz el ser humano de discernir, ya que lo

mismo que sucede con las cámaras fotográficas que ofrecen 10 millones de píxeles

por ejemplo, al pasar las fotos al ordenador, éste sólo es capaz de ofrecer una calidad

de hasta 3 millones de píxeles, con lo que se están desperdiciando información paraeste uso en particular. Pues si el ojo humano tiene una limitación en cuanto a

capacidad de discernir grises, necesitamos o ajustarlo a nuestra escala humana o

disponer de un software que nos transforme esos múltiples grises en valores

numéricos.

Obviamente no necesitamos más información en las imágenes de la que

somos capaces de discernir. El ser humano es capaz de diferenciar entre 720 y 870tipos de grises, es decir, entre 9 bits (512 grises) y 10 bits (1024 grises) bits. De aquí



2. ANTECEDENTES

105

la importancia de los programas informáticos, para que sean ellos los que les den

valores numéricos a las densidades, quedando pues obsoleta la medición de la

densidad mediante radiografías convencionales de forma subjetiva a través del ojo

humano, que diferencia una escala de grises limitada.

Es por ello por lo que se enfatiza la importancia de la calibración de los

dispositivos para que se adapten a estas condiciones identificables por el ser humano,

y por la pérdida de información que acontece tras la compresión, descompresión, tipo

de pantalla donde se observan las imágenes, softwares utilizados…

! Factores derivados de la digitalización y compresión de las imágenes:

actualmente las imágenes de CT están digitalizadas (pocos son los casos en los que

se analizan las imágenes en acetatos, ya que los actuales softwares permiten un

amplio abanico de posibilidades a la hora de hacer mediciones, visualizaciones 3D,

etc.).

Los actuales sistemas de compresión de imágenes, como son el ZIP, el JPEG

o el DICOM que a pesar de ser necesarios para el archivado, transmisión de

información y para el funcionamiento rápido de los programas, tienen una pérdida de

información inherente en mayor o menor medida, que en ocasiones afecta a la escala

de grises sobre la cual se sustentan las imágenes. Esto provoca que se altere la

precisión en las mediciones sobre todo en las de densitometrías, las cuales dependen

totalmente del grado de gris (Clunie, 2000).

Jonasson, en 2006, calibró mediante la escala de grisas las radiografías debido

a las diferentes condiciones que pueden existir en la exposición o el procesado.

Concluyó que para el análisis cuantitativo de la densidad (densitometrías),mediciones de tamaños de la lesión, cuantificación de volúmenes y asistencia guiada

por ordenador, las imágenes deben ser interpretadas por observadores no-humanos y

los sistemas de compresión con pérdida de información afecta en gran medida a éstos

métodos automatizados. Una calibración in situ a cada exploración radiográfica

realizada puede disminuir esta merma de información en la digitalización de las

imágenes.




106

! Factores derivados del software utilizado: actualmente hay multitud

de softwares capaces de medir densidades, tanto particulares y de coste elevado,

como otros de libre disposición. La comparación en cuanto a la medición de

densidades en unidades HU por los distintos programas es difícil de realizar debido a

los diferentes enfoques que se pueden dar, como la inclusión de hueso cortical en los

ROI (Region Of Interest) , la utilización de distintos métodos de compresión de

imágenes con pérdida de información, la inclusión de imágenes reformateadas como

son los cortes sagitales y el tamaño del R.O.I.

De Oliveira, en 2008, encontró diferencias estadísticamente significativas en

las mediciones de densidad utilizando ROI del mismo tamaño y posición, en CT de

56 pacientes, según se utilice un programa u otro (en este caso Denta CT y efilm

Workstation ) y corroboró la necesidad de una calibración.

Shakakura, en 2006, midió la densidad del hueso alrededor de los implantes

mediante una escala de grises de 256 niveles a través de un programa de uso habitual

en informática como es el Adobe Photoshop 6.0 (AdobeSystems Incorporated, San

José, CA, USA). Mediante este programa se le asigna un valor de gris a la zona que

queremos medir (R.O.I) y se divide entre el valor de gris que posee el implante. De

esta forma calibra la imagen y es posible compararlas con otras. Este método fue

utilizado e iniciado por Taba-Junior, en 2003.

! Factores derivados de los parámetros: tiempo de exposición,

kilovoltaje y miliamperaje. Alteraciones o fluctuaciones en estos parámetros se

traducen en imprecisiones en la estimación de la masa ósea (Hihdebolt, 1997;

Homolka, 2002).

Gulsahi, en 2007, postuló que minimizar las variaciones en la geometría y

densitometría de las imágenes radiográficas causadas por la exposición y el

procesamiento es fundamental en el análisis cuantitativo de los cambios en el hueso

alveolar. Para ello se ha de colocar en cada exposición un aditamento, en este caso

aluminio, que corrija las posibles variaciones en la densidad. Se utiliza el aluminio

porque su número atómico es similar al de hueso, por ello presentan una atenuación

de los rayos X similar. El tejido mineralizado como el hueso, produce una densidadradiográfica similar al mismo grosor de aluminio.



2. ANTECEDENTES

107

! Factores dependientes del receptor: dentro de este punto podemos

hablar de los artefactos producidos por elementos adyacentes a la zona a estudiar

como por ejemplo obturaciones metálicas, puentes con contenido metálico etc. En

este punto cabe subrayar la importancia de la realización del escáner con la boca

abierta y los maxilares bien separados con el fin de evitar artefactos metálicos de un

área a otra. Aun así, siempre existen materiales ajenos e incluso propios del paciente

(como el esmalte dental) que debido a su gran absorción de rayos X, artefactan en

parte las imágenes, afectando a la escala de grises.

! Factores dependientes del operador: cabe mencionar la gran

variabilidad interoperador, según el técnico radiólogo que realice los escáneres, y

como sea capaz de disminuir los factores anteriormente expuestos.

Marechal, en 2005, demostró que la evaluación de una regeneración ósea

guiada bajo una membrana reforzada con titanio, mediante micro-CT presenta un 16

por ciento de error en las mediciones volumétricas con respecto al análisis

histomorfométrico que es el considerado como estándar de oro (Schielephake, 2006).

Este error es debido al efecto de artefacto que produce el titanio en la imagen, y lo

hace con un radio de acción mayor o menor, por lo que se deben desechar siempre

los pixeles cercanos a la zona artefacto con el fin de evitar distorsiones y errores en

las mediciones.

! Factores derivados del posicionamiento del paciente: en las regiones

posteriores de la mandíbula, el corte axial primario realizado por el centro

radiológico, normalmente es paralelo al plano basal, que difiere en gran medida del

paralelo al plano oclusal. El correcto posicionamiento del plano axial, según el findel estudio solicitado, influye en gran medida en la distorsión de las mediciones. Un

mal posicionamiento del paciente puede incurrir en errores de lectura de las

densidades óseas (Gómez, 2009).

Las ventajas, pues, de la calibración o de la existencia de una referencia

externa es la normalización de la escala de grises, permitiendo una determinación

cuantitativa de las mediciones, así como de pequeños cambios en el volumen ydensidad ósea (Du Tré, 2005).




108

La desviación de los valores de los números densitométricos en el agua o en

material tisular equivalente y en materiales de densidades diferentes en una posición

coherente en el campo debe ser inferior a ±20 HU o el 5 por ciento según los criterios

de aceptabilidad de las instalaciones radiológicas europeas (Frigren, 1998).

Todo este conjunto de factores analizados, como ya se ha demostrado, pueden

afectar a los resultados. El equipo, en primer lugar, debe ser sometido a un riguroso

control de calidad, y se deben realizar calibraciones y barrido con fantomas

periódicamente. Es importante revisar e imprimir los datos de calibración, ya que un

coeficiente de variabilidad mayor a 0,6 podría indicar una menor precisión y menor

reproducibilidad de los datos (Carrillo, 2007). En segundo lugar y siendo además

objeto de estudio de este trabajo, es el informar sobre la necesidad de calibración

simultánea sobre cada paciente de la tomografía computerizada.

En lo referente a los distintos tipos de calibración que han devenido a lo largo

de la historia, numerosos son los autores que han venido calibrando tanto los

aparatos de DXA como los CT de forma simultánea en la medición de DMO de la

columna vertebral, estableciendo un consenso de utilización para este tipo específico

de densitometría con fines diagnósticos de osteoporosis (Homolka, 2002; Tishya,

2007). Diferentes materiales de calibración se han venido utilizando, como el

carbonato cálcico CaCO3 o la hidroxiapatita Cálcica (HA) en bases de poliuretano o

de agua, siendo ésta última la más generalizada (Homolka, 2002) para minimizar los

factores dependientes del aparato de escáner, influyentes en las mediciones del

DMO.

Beer, en 2003, calibró los CT realizados a mandíbulas humanas postmortem

mediante un fantomas de calibración con tres compartimentos de densidades

conocidas de hidroxiapatita (0, 75, 150 mgr / cm3), de forma que se convierten los

valores Hounsfield en valores DMO. Lo importante es que se calibró cada CT a cada

mandíbula de forma independiente, eliminando así el posible error dependiente de las

condiciones del aparato.

Naitoh, en 2007/2009, calibró los CT mandibulares de mujeres con

osteoporosis, con 5 bloques de hidroxiapatita de densidades conocidas 0, 100, 200,



2. ANTECEDENTES

109

300 y 400 mgr/cm3 (Kyoto Kagaku Co. Kyoto Japan). De esta forma, los valores

totales de densidad (DMO) obtenidos por un software (Simplant, Materialise N.V.,

Leuven, Belgium) son transformados en cocientes de densidad (DMOq) dividiendo

el valor de densidad peri-implantaria por el valor de densidad peri-implantaria del

fantomas de calibración (Todisco, 2005). Concluyeron además, que los valores del

fantomas de calibración, que deberían ser absolutos, presentan un amplio rango de

variabilidad una vez analizados con el software específico. Es decir, que calculando

valores absolutos de DMO con el CT y el software Simplant no es posible tener una

medición real de la densidad de hueso a no ser que se co-escanee un fantomas de

calibración de densidades conocidas.

Además de la calibración, un factor muy importante a tener en cuenta ya

mencionado, es el posicionamiento y la estabilización del paciente. Pocos son los

centros radiológicos y menos los estudios que analizan este dato muy importante

para la reproducibilidad de los CT.

Baumert, en 2005, diseñó una máscara facial con un bloque de mordida para

poder reproducir los CT y de esa forma en radioterapia poder hacer tomografías de

comprobación para ver la evolución de la lesión de manera fiable y precisa. Con este

dispositivo observaron que se evitaba la realización de los 2–4 scouts previos que se

le hacían rutinariamente al paciente para comprobar su correcta alineación. Y es aquí

donde radica la importancia de fijar en una posición determinada al paciente; se evita

radiación innecesaria, con la ventaja añadida de tener al paciente situado de tal forma

que el plano de referencia que se va a obtener sea el requerido para que los cortes

sagitales en el reformateo lo más semejantes posible con la realidad a la hora de la

colocación de implantes. Y además la reducción de radiación al centrar la dosis en la

zona que queremos (maxilar superior o inferior), ya que lo podemos comprobar de

forma extraoral antes de la realización de la tomografía.Serhal, en 2001, en un estudio sobre la localización del nervio dentario

inferior en cabezas humanas mediante el CT helicoidal, concluyó afirmando la

importancia del posicionamiento del paciente para la estimación exacta de las

mediciones. Colocando al paciente de forma que su plano basal mandibular quede

paralelo al plano de referencia, las mediciones, para posteriormente colocar

implantes, están subestimadas (miden menos de lo que realmente miden al

comprobarlo con un calibre digital), y a nivel del tercer molar donde cambia lacurvatura de la basal, las distancias están sobreestimadas apareciendo además un




110

canal dentario oval en vez de circular. Termina exponiendo que el plano de

referencia axial a utilizar debe ser paralelo al plano oclusal (Serhal, 2001).

Birgul, en 2008, ratificó la importancia de la calibración de los escáneres,

incluso con fines industriales como se desprende de su estudio, de forma rutinaria y

diaria mediante fantomas de calibración. Cuando el escáner está bien calibrado, el

agua presenta un valor de entre -3 y +3 HU, dentro de un rango -1024 y 3071 HU.

Vamos a continuación a aportar algo de luz a la estrecha relación existente entre

densidad ósea, estabilidad primaria y osteointegración exitosa de los implantes.



2. ANTECEDENTES

111

2.5 Estabilidad primaria; IMPORTANCIA

2.5.1 estabilidad primaria

La estabilidad primaria (Martínez, 2001; Wijaya, 2004; Sevimay, 2005; Buchter,

2006; de Santis, 2006; Ertugrull, 2006; Lioubavia, 2006; Beer, 2007; Turkyilmaz,

2009) es uno de los factores más importantes a tener en cuenta a la hora de valorar el

pronóstico de nuestros implantes y las posibilidades de carga inmediata (Kahraman,

2009). Otros factores serían la morfología del lecho óseo, el control de la infección y

un adecuado tiempo de espera mientras sucede la curación (Lang y Nymann, 1994).Es considerada esencial para la osteointegración y necesaria para la óptima

función de los implantes dentales a largo plazo, tanto para prevenir la formación de

tejido conectivo entre el implante y el hueso (encapsulación fibrosa) (Lioubavia,

2006), como para favorecer la curación del hueso circundante, llegando a ser incluso

imprescindible en casos de huesos de baja densidad (Tabassum, 2009). Queda,

además, definida tras una extensa revisión bibliográfica (Molly, 2006) como la

medida de la dificultad que demuestra un objeto o sistema en su estado de equilibrio

a ser desplazado. La estabilidad primaria en el momento de la inserción del implante,

se consigue por la congruencia física entre el lecho óseo creado y la superficie del

implante (Rodrigo, 2009).

Clásicamente la estabilidad primaria era muy subjetiva y se basaba en la

percepción táctil del cirujano. Se podían diferenciar tres situaciones (Orenstein,

1998):

! Implante no móvil.

! Implante parcialmente móvil: implante estable horizontalmente pero rota.

! Implante móvil: implante con movilidad vertical y/o lateral, el cual debe

ser eliminado de la boca.

En ortopedia, bien es conocida para los implantes de cadera, que la




112

estabilidad primaria juega un papel decisivo en la pérdida prematura y aséptica de

éste tipo de prótesis, y el micromovimiento en un predictor del fallo temprano

(Cristofolini, 2007).

Ya Albrektsson, en 1979, la consideraba esencial como factor influyente en el

tipo de interfase hueso-implante y como el único factor realmente imprescindible.

Clínicamente la estabilidad primaria no está bien definida. Vendría a ser la

falta de movilidad de un implante tras su colocación antes de que las células

osteogénicas actúen produciendo osteointegración. Ganales, en 2004 y Trisi, en

2009, (Akça, 2006) establecieron que el umbral de micromovimiento tolerable para

los implantes es de 50-150 micras, mientras que Brunski, en 2000, las delimitó a 100

micras. El problema reside en que no existen métodos actualmente que permitan

medir in vivo la cantidad de micromovimiento que se está produciendo en un

implante recién insertado.

Engelke, en 2004, desarrolló un método de medición in vitro a través de una

cámara endoscópica y estableció que para huesos tipo III y tipo IV, el límite de 100

micras se llega con una fuerza lateral de tan sólo 30 Ncm.

La estabilidad primaria debe ser bien diferenciada de la osteointegración, que

supone una conexión directa estructural y funcional entre el hueso vivo, ordenado, y

la superficie de un implante sometido a carga funcional, es decir debe existir

contacto directo entre el hueso y el titanio al menos bajo la observación de la interfaz

al microscopio óptico. A la estabilidad generada tras la osteointegración la llamamos

estabilidad secundaria (Branemark, 1977).

2.5.2 Estabilidad secundaria

El proceso de la transformación de la estabilidad primaria en secundaria está

bien documentado y se sabe que no sólo existe aposición ósea, sino además

remodelación. Clínicamente se traduce en un descenso de la estabilidad primaria

conforme va aumentando la secundaria, hasta que llega a establecersedefinitivamente. Durante este proceso de transición, el riesgo de micromovimientos y



2. ANTECEDENTES

113

el potencial de fracaso de la osteointegración está aumentado (Oates, 2007). Con el

fin de minimizar estos riesgos, sería conveniente disponer de armas preoperatorias

que nos permitan prever la estabilidad primaria que vamos a obtener (Rodrigo,

2009).

La estabilidad secundaria es debida a la formación y unión secundaria de

hueso alrededor del implante, creando un índice de unión hueso-implante

denominado BIC (Bone to Implant Contact). Conforme se sucede la

osteointegración, este hueso secundario aumenta mientras el primario va

disminuyendo (Cochran, 1998) y, con el tiempo, independientemente de si se ha

colocado el implante en hueso duro o blando, al final (por consenso establecido al

año de carga) la estabilidad secundaria es la misma en uno que en otro (Friberg,

1999).

Esto es importante ya que en huesos blandos se ha comprobado que, tras 8

meses de curación, la estabilidad secundaria que se obtiene es similar a la de otro

implante colocado en un hueso de mejores características. Este hecho es indicativo

de que el grado de anclaje de un implante en hueso tipo IV tras un período de

curación largo, es mucho mayor que el de un implante colocado en hueso denso. De

hecho, los implantes colocados en la zona anterior mandibular (zona de hueso denso

por excelencia) presentan menos diferencias de estabilidad desde su colocación hasta

el año de carga. Luego la estabilidad primaria que ofrece un implante en la zona

anterior mandibular es prácticamente la estabilidad secundaria del mismo.

La estabilidad secundaria se ve afectada entre otros factores por la pérdida

marginal del hueso con el paso del tiempo (Friberg, 1999) y, de las dos, la estabilidad

primaria es la que ejerce mayor repercusión en el éxito de la osteointegración de losimplantes (Engelke, 2004). Al igual que en traumatología, la estabilidad primaria

puede ser dividida en tres fases o momentos;

! Estabilidad adaptativa (estabilidad anatómica del implante).

! Estabilidad formativa (estabilidad para un provisional sin carga oclusal).

! Estabilidad de carga (se puede cargar la prótesis sin limitación) acaba

donde empieza la estabilidad secundaria.




114

Y según la fuerza aplicable, también se puede dividir en (Wang, 2009 ):

! Lateral (dirección buco-lingual)

! Axial (dirección corono-apical)

! Rotacional

Desafortunadamente, en la actualidad no existe ningún método que sea capaz

de medir la estabilidad en estas tres direcciones.

Por tanto, uno de lo pre-requisitos para la consecución de la osteointegración,

es la obtención de estabilidad primaria del implante en el momento de su instalación.

Ésta depende del contacto mecánico y de la fricción con el hueso que lo rodea.

Durante la curación del hueso, una serie de acontecimientos como reabsorción del

hueso traumatizado y formación concomitante van teniendo lugar (Abrahamsson,

2004), consecuentemente la estabilidad primaria se va transformando en fijación

biológica durante la curación, llamándose osteointegración. Para revelar este tipo de

fenómeno, detectar cambios tempranos en la osteointegración, o determinar cuando

se puede someter al implante a carga, se han estudiado una gran variedad de métodos

no invasivos que permitan evaluar la estabilidad primaria.

2.5.3 Técnicas de medición

La estabilidad primaria puede ser medida tanto por métodos no invasivos

(torque de inserción, radiografías, Periotest", Ostell", timbre de percusión, Dental

Fine Tester " y métodos vibratorios) como por otros invasivos (torque de remoción

de implantes o estudio histomorfométrico) (Bischof, 2004; Turkyilmaz, 2006),

aunque no existe ninguno catalogado como estándar de oro para la cuantificación de

la estabilidad primaria (Cerehli, 2009).

En cuanto a los no invasivos, que son aquellos que se pueden realizar en

clínica sin perjuicio o detrimento para el paciente, destacando:



2. ANTECEDENTES

115

! Periotest " (Siemens, AG, Bensheim, Germany)

Instrumento vibratorio inicialmente creado con el fin de valorar la movilidad

de los dientes a través de las características amortiguadoras del ligamento periodontal. Cuando se aplica a los implantes, tiene un rango de actuación muy corto,

por lo que se ha demostrado su falta de sensibilidad en la medición de la estabilidad

primaria de los implantes. Con valores de -8 a +50 en dientes, pero en implantes los

valores no sobrepasan de -5 a +5 e incluso de -6 a +2, de ahí su escasa sensibilidad.

Aún así se ha venido utilizando frecuentemente (Schultes, 2002; Lachmann, 2006).

Se trata de un método que cuantifica la movilidad de un implante como

respuesta a un impacto, compuesto por una pieza de mano controlada

electrónicamente, que contiene un percutor que impacta al pilar del implante con una

fuerza de 8 gr. Este percutor, impacta a razón de 4 impactos por segundo. El

aplicador posee además un sensor para registrar la respuesta al impacto, es decir el

tiempo entre el impacto y el rebote. De esta forma cuanto mayor es el tiempo, peor es

la estabilidad. Mediante un microprocesador, se transforman los valores de tiempo en

valores Periotest, siendo la escala a seguir:

• Un tiempo de 0,4 a 0,5 ms corresponde a un valor PTV de 0

(movilidad no discernible).

• Un PTV de –8 a +4, representaría una movilidad palpable o tipo I.

• Un valor entre +4 y +9 correspondería a una alta probabilidad de fallo

del implante (movilidad II-III).

Además de tener un rango de actuación corto, presenta problemas de

medición influenciados por:

• Angulo de impacto.

• Tipo y longitud del pilar sobre el que se impacta.

• Interposición de tejido blando.

• Fallo de la batería.

• Fuerza de apriete del pilar.




116

• Longitud del implante, calidad ósea, bicorticalización, etc.

En muchos estudios se confirma, debido a estos inconvenientes, la falta de

fiabilidad del Periotest para la medición de la movilidad del implante (Brunski,

2000).

! Timbre de percusión

Es una prueba clínica utilizada habitualmente en la que se valora el sonido

que emite un implante al ser percutido con un elemento metálico. Si el tono obtenido

con esta maniobra es de timbre metálico (de alta frecuencia y que se escucha conclaridad), se considera un buen signo de estabilidad. Se trata de un sonido que se

transmite con continuidad desde el metal del implante hacia el hueso y depende, no

sólo de la estabilidad, sino también de la calidad ósea (cuanto más compacto sea el

hueso mejor timbre y mayor estabilidad). Es evidentemente un método clínico,

subjetivo, que también se ve afectado por la agudeza auditiva del operador (Sánchez,

2005).

! Ostell

Meredith (Meredith, 1996) introdujo un nuevo método de análisis de la

frecuencia de resonancia (RFA) en el cual, mediante un dispositivo, la transformaba

en valores ISQ ( Implant Stability Quotient ) con el fin de estandarizar unos valores

que reflejaran la estabilidad primaria, donde 100 es el máximo valor ISQ de

estabilidad.A través de un transductor conectado al implante se generan unas ondas

vibratorias y se analiza la respuesta del implante en base a la rigidez que presenta el

mismo a ser movido de su contacto al hueso. El RFA proporciona un método clínico

no invasivo de medición de la estabilidad primaria (Friberg, 1999; Huang, 2000;

Nedir, 2004; Boronat, 2006; de Santis, 2006; Lachmann, 2006) y los cambios en

RFA se han relacionado clínicamente con fracasos de implantes y con cambios de

estabilidad durante la fase de curación u osteointegración de los mismos.



2. ANTECEDENTES

117

Algunos estudios de histomorfometría sugieren que el RFA evalúa bien el

contacto hueso-implante (BIC) (Huang, 2002; Ito 2008; Pérez, 2008), aunque otros

(Bischof, 2004; Schielephake, 2006; Rodrigo, 2009) explican que el RFA no es

capaz de medir la osteointegración ni la estabilidad primaria tanto como el torque de

inserción, sobre todo en las fases iniciales de curación que es donde sucede una

disminución de la estabilidad primaria, es decir, entre las semanas 4ª y 6ª de la

implantación (Huwiler, 2007). Esto se confirma también en los estudios de Buchter

en 2006 donde se comprobó un incremento de la osteointegración al mes de un 10

por ciento mientras los valores del RFA permanecían estables. Pattijn, en 2006,

concluyó que el Ostell permite medir la estabilidad en un implante en un seguimiento

a largo plazo, pero no admite la comparación entre estabilidades de diferentes

implantes.

Numerosos estudios clínicos demuestran variaciones en los valores RFA

durante la osteointegración de los implantes. Parece que éstos pudieran reflejar

cambios en el anclaje o fijación del implante al hueso. Se han propuesto además,

según los diferentes estudios, múltiples factores que afectan a los valores RFA, como

longitud y diseño del implante, dónde se encuentra situado el primer contacto con el

hueso, el grado de BIC, grosor de las corticales, situación estructural del hueso

trabecular y densidad ósea. Y sin embargo la relación de muchos de ellos con los

valores RFA aún permanecen inciertos.

Por ello, cabe mencionar un reciente estudio de Abrahamsson, en 2009, en el

que estudió la relación de la RFA con las fases tempranas de curación u

osteointegración de implantes con diferentes superficies colocados en mandíbulas de

perro labrador. El estudio abarcaba 160 implantes colocados con una buena

estabilidad primaria en todos ellos y el análisis de sus valores de RFA en un períodode 12 semanas, comparándolos con el estudio histomorfométrico en los mismos

períodos de tiempo. Concluyó que el análisis de RFA revela pequeños cambios

durante la curación en esas 12 semanas, pero no revela los cambios en el nivel o

altura de contacto con el hueso ni en la densidad del mismo, afirmando que el RFA

no predice la estabilidad primaria del implante durante el tiempo siendo cuestionable

el momento en el que se debe cargar el mismo.

Huwiler, en 2007, comprobó que el RFA no refleja la naturaleza de la interfasehueso-implante ni el grado de anclaje mecánico, analizado el hueso mediante micro-




118

CT, sin embargo mide estabilidad, creyendo que como la estabilidad primaria es

multifactorial, otros factores, como por ejemplo el grosor de las corticales, pudieran

influir. Además, este autor aboga por una necesaria calibración de este tipo de

aparatos para poder hacer estudios comparativos multicéntricos.

Parece pues que el análisis del RFA es efectivo una vez alcanzada la

osteointegración y no lo es en sus fases previas, siendo incapaz de predecir una

pérdida prematura del implante, hasta que se produce un descenso llamativo de sus

valores una vez instaurado ya el fracaso (Huwiler, 2007). Parece también que el RFA

sólo es capaz de medir la rigidez del implante con el hueso en su tercio coronal

(Nkenke, 2003; Gedrange, 2005; Miyamoto, 2005), y sólo ante fuerzas laterales, no

axiales (Wang, 2009). Realmente lo que mide el Ostell parece ser incierto aún. Los

valores ISQ no miden la osteointegración ya que se ha comprobado que implantes

con distintos BIC poseían similar estabilidad primaria (Rasmusson, 2001).

Además, la dificultad inherente en la comparación de estudios de

investigación, está creando numerosos resultados contradictorios debido a que el

RFA depende de variables como la longitud, diámetro del implante o la profundidad

del lecho, etc. (Bischof, 2004), además de otras como la densidad ósea y el tipo de

hueso (Huang, 2002).

Recién aparecido el Ostell sin cable (vía wifi), denominado Ostell Mentor ",

su utilización está siendo estudiada y todavía necesita de mayor soporte y validación

científica. (Kahraman, 2009; Ohta, 2009 ;Tözum, 2008; Tözum, 2010).

En la conferencia de consenso de la EAO ( European Association for

Osseointegration), se concluyó que, debido a la falta de una normativa en los valores

del Periotest y de RFA y a la gran variabilidad de rangos existentes tanto en

implantes estables como en aquellos que están en vías de fracaso, no existe una

justificación actual para el uso clínico rutinario del Periotest o del análisis del RFA

(Trisi, 2009).



2. ANTECEDENTES

119

! Torque de inserción

Se ha sugerido, debido a los numerosos estudios que los correlacionan, que el

torque de inserción pueda ser también un método de medición de la estabilidad primaria. Este supone la medida de la resistencia al corte que ofrece la mandíbula.

Desarrollado inicialmente por Johanson y Strid, en 1994, y mejorado por

Friberg, en 1995, donde se cuantifica el torque inicial, en Ncm, requerido para

asentar el implante en su lecho durante la cirugía y medido a través de un dispositivo.

La mayor parte de los aparatos actuales de fresado y colocación de implantes

incorporan un sistema de evaluación del torque o resistencia que ofrece la fresa o

conector, a ser desplazada. De esta manera y mediante motores calibrados periódicamente, podemos medir tanto el torque de inserción como el torque de corte

de la fresa, el cual también nos da una idea de la estabilidad que se va a obtener.

El torque se mide en Newton x centímetro (Ncm), es decir, es el torque

generado por una fuerza de un Newton en un centímetro de longitud, pudiéndose

medir intraoperatoriamente (Homolka, 2002). Esta medición sólo es posible durante

o después de la implantación y no sirve para la planificación pre-operatoria. Debido a

los numerosos estudios que correlacionan el torque de inserción con la densidad

ósea, éste se considera una medida propia de densidad similar a la obtenida por el CT

salvo que ésta es pre-operatoria y el torque de inserción no (Schielephake, 2006).

Este torque supone la fricción o fuerza que desarrolla el contacto de la

superficie del implante con el lecho óseo y expresa la resistencia que presenta el

hueso a su inserción, por lo tanto, la estabilidad de dicho implante. Es importante

este método para medir los distintos valores de estabilidad a lo largo de la inserción

del implante, tanto en su tercio coronal, medio, como apical y poder así efectuar

comparaciones de implantes en cuanto a su diseño macroscópico y microscópico. De

esta forma podemos prever un implante óptimo según la densidad del hueso

subyacente para así obtener torques de inserción óptimos que varían entre 35 y 42

Nw/cm2.

Diversos autores utilizan la medición del torque de inserción del implante

(descrito por Johanson y Strid (Johansson, 1994), tanto con valores medios

(midiendo varios puntos al inicio, medio y fin de la colocación), como por el valor




120

máximo de inserción al final de la colocación del implante (Muñoz, 2009).

Turkyilmaz, en 2006, encontró una fuerte relación entre el torque de inserción de 60

implantes y la estabilidad primaria de los mismos.

Sabemos que los torques de inserción recomendables para los implantes está

entre 35 y 45Nw (siendo >40Nw lo recomendable para carga inmediata) aunque al

ser multifactorial este valor no indica que tengamos suficiente estabilidad primaria

(Dilek, 2008 ). Trisi, en una conferencia sobre consenso en carga inmediata (Wang,

2006), explicó que en huesos corticales torques de inserción mayores a 100Nw/cm

ofrecen una gran ventaja en cuanto a la estabilidad primaria por reducción

considerable de los micromovimientos sin que la compresión sea negativa a nivel de

la osteointegración, y proporcionando un mejor BIC. En cambio, en huesos

trabeculares el exceso de compresión sí puede producir necrosis ósea y el exceso de

torque no supone una mejora considerable en la reducción de micromovimiento por

lo que la estabilidad de los implantes debe conseguirse ferulizando implantes.

Cerehli, en 2009, concluyó que el torque de inserción es el mejor método de

medición de la estabilidad primaria por encima del RFA, aunque la precisión de este

método es desconocida por su difícil calibración.

En la Conferencia de Consenso de Carga Inmediata de la Universidad de

Nápoles en Mayo de 2006 (Wang, 2006), se concluyó que el principal factor que

determina si un implante se puede cargar de forma temprana, es la estabilidad

primaria y medida por el torque de inserción. El resto de métodos (RFA, torque de

desinserción, etc.) todavía necesitan de mayor evidencia científica.

! Elementos finitos (FEM)

Recientes estudios (Bardyn, 2006; Cehreli, 2006; Stefan 2008) están

intentando a través de la extracción de los voxel del CT de la zona a implantar y de

su transformación en módulos de Young, la transformación de los mismos a un

modelo 3D donde se le pueda colocar un implante virtual y aplicársele cargas de tal

forma que por el estudio de elementos finitos se pueda analizar la estabilidad que va



2. ANTECEDENTES

121

a obtener el futuro implante colocado en esa zona. Este novedoso método incorpora

la posibilidad de predecir la estabilidad primaria de los implantes antes de su

colocación a través de modelos matemáticos (Olsen, 2005). Es un método elegante

de planificación de los implantes al que todavía le queda por corroborar en un

ambiente in vivo (Bardyn, 2008).

Inicialmente originado para solventar problemas en la industria aeroespacial,

el FEM (Finite Element Model) (Farah, 1988) se ha convertido en una herramienta

muy útil para el análisis del estrés tanto en el implante como en el hueso una vez

sometido a carga, ambos factores importantes en el éxito de los implantes (Ihde,

2008). Estos modelos matemáticos son muy útiles para valorar cargas y estrés en

prótesis fija pero menos en estabilidades primarias, ya que los modelos matemáticos

parten de la premisa que el hueso es homogéneo y no lo es. Por ello se aconseja que

en casos complicados de atrofias crestales, se prescinda de este método y se opte por

la utilización del CT (Olsen, 2005).

! Análisis de la DMO (Unidades Hounsfield HU )

La evaluación cuantitativa del DMO mediante la utilización del QTC permite

la planificación pre-operatoria detallada de la colocación de implantes, conociendo

uno de los parámetros más importantes de la calidad del hueso, es decir, la densidad

ósea (Bassi, 1999). Método establecido en osteología por Cann y Genant (Genant,

1985; Cann,1988). Esto no sólo nos va a ayudar a predecir la estabilidad sino además

a permitir elegir el implante óptimo, la localización óptima y la técnica quirúrgica a

utilizar (Beer, 2003; Choi, 2008; Verdonck, 2008).

Tanto los valores de torque de inserción como de desinserción están

gobernados por el espesor y por la densidad del hueso los cuales se miden con el

análisis del DMO (Yerby, 2001; Hitchon, 2003).

Hitchon, en 2003 afirmó la influencia de la densidad ósea en el torque de

desinserción de tornillos en columna vertebral de cadáveres y en el funcionamiento

final del implante, siendo tanto o más importante que la longitud del mismo en




122

cuanto a la estabilidad primaria. Además enfatizó que los factores que aseguran un

buen contacto entre el implante y el hueso son: diámetro, diseño y longitud del

implante y DMO del hueso.

Wittwer, en 2006, promovió la utilización de los CT con fines de obtención

de la DMO en las cirugías guiadas por ordenador, con el fin de obtener una mejor

estabilidad primaria para la carga inmediata de los implantes. Una pobre fijación, es

decir, una pobre estabilidad primaria, produce micromovimiento durante la curación

del hueso pudiendo producir encapsulación fibrosa y por tanto fracaso del implante

(Szmukler-Moncler, 1998; Dilek, 2008).

Numerosos han sido los esfuerzos por predecir y mejorar la estabilidad

primaria de nuestros implantes. Engelke, en 2002, por ejemplo, diseñó un tipo de

implantes al que llamó “implantes satélite”, que simplemente consiste en miniplacas

de titanio unidas a la supraestructura del implante y que consideró útiles al colocarlas

por vestibular y por lingual, ancladas al hueso cortical, de los implantes post-

extracción inmediata. De esta forma proporciona una estabilidad adicional, sobre

todo horizontal, en zonas donde se prevé que va a existir un déficit de estabilidad

primaria.

En cuanto a los métodos invasivos, es decir, aquellos realizados con

perjuicio del paciente cabe destacar :

! Torque de remoción o torque reverso

Gracias a la tecnología, hoy en día la gran mayoría de motores quirúrgicos

para la colocación de implantes son capaces de registrar tanto las revoluciones a las

que gira la fresa o implante, como el torque al cual gira. Algunos autores utilizan esta

medición para comprobar la osteointegración una vez transcurrido el tiempo de

espera. Se intenta remover el implante a un torque de 20Nw y si no gira es que está

correctamente integrado, aunque no se considera un buen método de seguimiento

longitudinal (Sánchez, 2005; de Riu, 2007; Fernandes, 2007).

Con este método se mide la resistencia que ofrece el implante a ser extraído

(torque de remoción), aunque obviamente esto solo se puede realizar en estudios in



2. ANTECEDENTES

123

vitro debido a la invasividad del procedimiento. Es pues un método de análisis de la

estabilidad secundaria o de la osteointegración bastante apto (Elías, 2008), aunque

otros autores consideran su utilización peligrosa por poner en riesgo de daño el tejido

óseo nuevo creado en la osteointegración, pudiendo conducir al fracaso de la misma

(Huang, 2002).

2.5.4 Factores Condicionantes de la Estabilidad

Primaria

La estabilidad primaria, la cual es considerada como la llave de la

osteointegración (Nedir, 2004; Tözum, 2010), es multifactorial y viene definida

claramente por seis factores (Sennerby, 1988; Martínez, 2001; Xu, 2005; Ertugrull,

2006; Gulsahi, 2007; Dilek, 2008; Mesa, 2008; Verdonck, 2008; Kahraman, 2009;

Wang, 2009; Merheb, 2010) la cual y, por tanto, su estudio resulta imprescindible en

la obtención y consecución de la osteointegración.

El estudio minucioso de estos parámetros va a permitir la cirujano, antes de la

cirugía, conocer cuál es la mejor situación del implante, el torque de inserción que va

a obtener (estabilidad primaria), así como las propiedades mecánicas del implante y

su capacidad de carga (cuánto y cuando) y, por ende, poderlas modificar previamente

para mejorarlas, cambiando la localización del implante ante carga inmediata, por

ejemplo, o realizar modificaciones en la técnica quirúrgica ajustadas al DMO local

(Homolka, 2002; Uribe, 2005). Vamos a analizar estos seis factores de forma

detallada, con el fin de aportar algo de luz a la predicción de la estabilidad primaria

y, por tanto, al éxito de nuestros implantes:

! Macro y micro geometría del implante

! Técnica de preparación del lecho

! Técnica de inserción del implante

! Cantidad ósea

! Rigidez

! Calidad ósea

! Macro y micro geometría del implante




124

El primer apunte sobre la importancia de la morfología del implante y su

influencia en la osteointegración vino de la mano de Albrektsson en 1981

(Albrektsson, 1981; Brånemark, 1981). Diferentes estrategias a lo largo de los años

se han ido realizando, sobre todo mediatizadas por las casa comerciales, con el fin de

modificar esta geometría y mejorar de una forma significativa la estabilidad primaria:

• En cuanto a la Macro-geometría :

La topografía superficial (rugosidad y textura) puede considerarse el factor

más importante de las propiedades superficiales que influyen en la respuesta del

organismo a la presencia del implante (Blanco, 2008; Dilek, 2008; Elías, 2008). El

aumento de la rugosidad superficial incrementa la respuesta osteoblástica in vitro y la

fijación mecánica in vivo (Brunette, 2001). Atrás quedaron las superficies pulidas de

los implantes para dar paso a las rugosas con un mayor porcentaje de aposición ósea

y mayor tasa de éxito (Wennerberg, 1996). Además numerosos han sido los estudios

basados en los distintos métodos para obtener de la superficie de los implantes una

rugosidad óptima para la aposición ósea y el contacto hueso-implante. Una rugosidad

moderada del implante permite la estabilización del coágulo favoreciendo la

osteointegración (Al-Nawas, 2008).

En cuanto a la forma de los implantes se han venido realizando diseños de

implantes cónicos (Bütcher 2006), los cuales presentan mayor capacidad de

estabilidad primaria que los cilíndricos debido a su mayor superficie friccional

produciéndose compresión además de anclaje en su colocación (Martínez, 2001;

Kahraman, 2009). Existen también implantes anatómicos adaptados a los lechos

postextracción, implantes con avellanado en la cabeza para fijar mejor el implante, eimplantes autorroscantes con el fin de evitan el aterrajado previo lo cual disminuye

mucho la estabilidad primaria.

Referente al diámetro del implante, éste tiene un gran efecto positivo no sólo

en una mayor estabilidad protésica, mayor soporte de fuerzas horizontales, menor

aflojamiento de tornillos y una mejor distribución de fuerzas y stress periimplantarioasí como estabilidad primaria en huesos de baja densidad (Ertugrull, 2006; Dilek,



2. ANTECEDENTES

125

2008; Tözum, 2008). Aunque esto no lo confirma el análisis mediante RFA en el

cual los implantes anchos no presentarían mayor estabilidad primaria (Bischof,

2004), pues parece ser que el RFA mide la rigidez de flexión del complejo hueso-

implante más que la rigidez en sí del BIC. Incluso se han propuesto técnicas en base

a la modificación de la anchura del implante según las densidades óseas:

El diámetro del implante y su importancia fue introducido inicialmente por

Langer, en 1987, quien desarrolló un implante de 5 mm de diámetro con el fin de

obtener mayor estabilidad primaria gracias al aumento de la superficie de contacto

con el hueso. Este tipo de implantes sólo se puede utilizar si la anchura de la cresta lo

permite dejando suficiente hueso vestibular y lingual/palatino para que no se

produzca reabsorción.

El diámetro tiene más influencia en la distribución del stress tensional que la

longitud del mismo (Brink, 2007). En este sentido, Brink en un estudio en perros de

2007, colocó 20 implantes estándar y 20 anchos en la mandíbula de éstos. Tras el

período de osteointegración, se sacrificaron los perros y se analizó con

histomorfometría los bloques de hueso seccionado correspondiente a cada implante.

Concluyendo que dado que el hueso reacciona a la carga moderada creando

aumentando su densidad, se observó que en 1 mm2 de hueso alrededor del ápice de

los implantes standard aumentaba la densidad de hueso adyacente al mismo, mientras

que alrededor de los implantes de diámetro ancho no. Tanto el BIC como la densidad

ósea a 3 mm del implante permanecía sin diferencias significativas entre ambos

implantes. Esto viene a corroborar la mejor distribución del stress en los implantes

anchos debido a su mayor superficie y por tanto deberían tener un mayor

mantenimiento a largo plazo aunque son necesarios un mayor número de estudios

clínicos.

En cuanto a la longitud del implante se pensó en un principio que influía de

manera decisiva en la estabilidad primaria, aunque recientemente se ha comprobado

que tiene una influencia débil comparado con otros factores como la densidad ósea,

el diámetro del implante o la superficie del mismo en la obtención de estabilidad

primaria (Miyamoto, 2005).

Otros estudios se han centrado en la modificación de la forma del implante y

de las espiras, aunque los resultados histológicos no muestran unas ventajassignificativas (Brink, 2007). En cuanto a las espiras del implante, en general los




126

implantes roscados son los preferidos en la implantología actual con respeto a los

cilíndricos impactados ya que presentan dos ventajas fundamentales:

• Las roscas del implante mejoran la estabilidad primaria, que es

fundamental para evitar micromovimientos, factor imprescindible sobre

todo en casos de hueso de densidad baja. En estos casos los implantes

roscados presentan mayor BIC que los maquinados de superficie lisa.

• Las roscas del implante mejoran la transmisión de cargas una vez

osteointegrado el implante (Cohran, 1998).

Battula, en 2008, analizó el resultado de los implantes autorroscantes en la

mejora de la estabilidad primaria en huesos osteoporóticos, a través de fijaciones en

ortopedia. Definió torque de inserción como la fuerza rotacional requerida para

implantar una fijación dentro del hueso. Si estas fuerzas son excesivas se puede

dañar el hueso y, por tanto, fracasar la implantación por causa iatrogénica. La

magnitud del torque depende de la rigidez del hueso, del tamaño del lecho, de la uni

o bicorticalización y de la inserción continua o intermitente.

Ese tipo de fijaciones autorroscantes proporciona no sólo un aumento del

torque de inserción, sino además de desinserción, cosa que puede ser negativa por el

exceso de fricción en huesos más densos. Aún considerando todos estos factores, la

estabilidad primaria parece depender más de la calidad del hueso que del diseño del

implante (Bischof, 2004).

• En cuanto a la Micro-geometría:

Numerosas superficies han ido apareciendo con el fin de mejorar la

estabilidad primaria, creando superficies del titanio mecanizado inicial, a las

superficies más rugosas con diferentes métodos (chorreado, grabado ácido, oxidación

anódica, etc.) y de esta forma aumentar el área de contacto entre el implante y el

hueso, con lo que se obtiene una mejora sustanciosa de la estabilidad primaria (Lee,

2005, Zagury, 2007; Veltri, 2010).



2. ANTECEDENTES

127

Akça, en 2006, en un estudio sobre mandíbulas humanas concluyó que la

micromorfología del implante tiene un efecto más significativo en la estabilidad

primaria que el diseño del implante en sí.

Desde inicios de 1980 hasta los últimos años, el tema de la superficie del

implante ha atraído un interés tanto comercial como científico con el fin de mejorar

la estabilidad primaria y obtener un mayor BIC. Estudios previos en animales

confirmaron que cierta rugosidad superficial en el implante favorecía el BIC

evaluado con el torque de remoción del mismo (Veis, 2007). Más tarde se comprobó

en humanos que implantes de superficie rugosa tenían mayor estabilidad primaria (y

por tanto mejor capacitación para la carga temprana) y posteriormente mayor área de

fijación al hueso que los implantes de superficie lisa o maquinados (Shibli, 2006).

Pero aún así se concluye una gran variabilidad de datos según los valores previos

analizados de densidad ósea en cada caso (Veis, 2007).

! Técnica de preparación del lecho

Los últimos avances en mejora de la estabilidad primaria, vienen dados

enfocados en la modificación de las pautas de fresado de los neo-alvéolos con el fin

de estabilizar mejor el implante. Una técnica precisa (tamaño de fresa adecuado y

lenta velocidad de giro) de fresado sin generación de calor ( 47º en 30 seg. o 40º en 7

minutos) (Pedemonte, 2004), permite una mayor aproximación entre el implante y el

hueso, con lo que se reducen los micromovimientos en las fases iniciales de

osteointegración y, por consiguiente, una mayor colonización osteoblástica (Brunski,

1972). Un fresado defectuoso o una inserción incorrecta del implante influyen demanera negativa en la estabilidad del implante (Dilek, 2008).

De esta manera, se proponen pautas de fresado modificadas no

estandarizadas como especifican las casas comerciales, adaptadas tanto a la

densidad ósea como al diámetro del implante que queremos colocar. Así, a menor

densidad ósea, se realizará un fresado menor en anchura obteniendo una mayor

fricción torque de inserción y asegurando así la ganancia en estabilidad primaria

(Tabassum, 2009).




128

Okazaki, en 2008, concluyó en un estudio sobre estabilidad primaria en

miniimplantes ortodóncicos que la disminución del diámetro del lecho en huesos de

baja densidad, aumenta drásticamente la estabilidad primaria y, con ello, la

probabilidad de osteointegración. Por el contrario, si se aumenta el diámetro del

lecho receptor, disminuye la estabilidad primaria.

En cuanto a las técnicas especiales de preparación del lecho, en huesos poco

densos como los representativos de las zonas tuberositarias, se promueven técnicas

de preparación mediante osteotomos y osteodilatadores con el fin de conseguir la

menor pérdida de hueso posible y aumentarla densidad del hueso existente. Esta

técnica de osteotomos la introdujo Summers, en 1994, en el campo de la

implantología para mejorar la estabilidad primaria así como el éxito clínico de los

implantes colocados en huesos de baja calidad como en el caso del maxilar posterior

(Summers, 1994). Su finalidad consiste en preservar el máximo de hueso

minimizando su eliminación característica en las secuencias de fresado. El resultado

es un hueso más denso que permite una mejor estabilidad primaria (Martínez, 2001).

De esta forma se transforman huesos de baja calidad, en huesos más densos, con lo

que la tasa de éxito se equipara a la de otras regiones de hueso con mejor calidad. Y

la mayor tasa de éxito en estas zonas se debe a la mejora en al estabilidad primaria

producida por la osteocompresión del hueso periimplantario (Blanco, 2008).

Esta técnica de osteotomos no debe ser utilizada en huesos tipo I o II, ya que

produce mayor reabsorción ósea debido al exceso de fuerza de compresión en el

hueso que lo traumatiza y acelera su reabsorción y alarga el tiempo de

osteointegración (Strietzel, 2002 ; Abrahamsson, 2004). La técnica de preparación

del lecho mediante osteotomos ha sido ampliamente utilizada en los últimos años, por contribuir a la mayor condensación de huesos de baja calidad y aumentar así su

densidad mejorando la estabilidad primaria. Sin embargo recientemente, se ha

concluido que esta mayor densidad no es homogénea, concentrándose más a nivel

apical siendo el porcentaje de éxito cuestionable e incluso menor debido a la mayor

aparición de líneas de fractura y gaps (huecos) que contribuyen al fracaso del

implante (Fanuscu, 2007; Proff, 2008).



2. ANTECEDENTES

129

En un estudio de Blanco, en 2008, de colocación de 24 implantes en

tuberosidades y posteriormente un análisis histomorfométrico del hueso

periimplantario, se concluyó que la técnica de osteotomos consigue un aumento muy

significativo de la densidad de huesos previa, aunque sobre todo en el tercio apical.

Cehreli, en 2009, comprobó que el osteotomo, aún del mismo diámetro que la

fresa, produce lechos más anchos debido a la rotura del entramado trabecular durante

la expansión, disminuyendo la capacidad de anclaje del hueso trabecular en las

primeras fases de curación ósea.

Otra técnica desarrollada es la condensación ósea mediante instrumentos

manuales o motorizados llamados osteodilatadores u osteocondensadores, que

mejora la densidad y la estabilidad primaria de los implantes reduciendo el fracaso en

el maxilar superior (Nkenke, 2001; Tabassum, 2009).

En huesos muy compactos (>1000 HU) se dejará un sobrefresado (holgura)

para que a la hora de insertar el implante nunca lo coloquemos a más de 70-75

Nw/cm2 (Anitua, 2007). Por el contrario en casos de huesos de baja densidad (< 400

HU) la pauta de fresado será de 1-1,5 mm inferior a la pauta de fresado

convencional, de esta manera el implante al ser insertado compactará el hueso

produciéndose un incremento de la estabilidad inicial por encima de los 40 Nw/cm2.

Dilek, en 2008, comprobó que fuerzas de inserción >35 Nw necesitaban

torques de desinserción de más de 50 Nw y fuerzas entre 30-35Nw los requerían de

entre 35 y 50Nw en huesos bovinos una vez consolidada la osteointegración.

Concluyó que en algunos implantes a pesar de tener torques de inserción altos, la

estabilidad primaria no lo era, y esto es debido a que ésta es multifactorial.Disponemos de dispositivos (Periotest, Ostell) que nos pueden dar valores de

estabilidad tras la inserción, pero no los tenemos para previos a la cirugía. Sabemos

que los torques de inserción recomendables para los implantes está entre 35 y 45Nw

(siendo >40Nw lo recomendable para carga inmediata) aunque al ser multifactorial

este valor de forma aislada no indica que tengamos suficiente estabilidad primaria.

En cuanto a la profundidad de inserción, en implantes sumergidos, el fresar

unos milímetros menos de la longitud total unido a un no avellanado de la cresta, permite dejar el cuello acampanado de los implantes en contacto directo con la




130

cortical crestal lo que se traduce en una mejoría de la estabilidad primaria. Un

avellanado en huesos III o IV puede comprometer la estabilidad del implante al

eliminar el poco hueso cortical existente. Esta técnica, además de permitir el uso de

implante más largos, reduce la pérdida ósea cervical y mejora el ratio de la corona

con respecto al perfil de emergencia. En contraposición se ve afectada la estética por

transparencias o exposiciones del cuello del implante, luego sólo es factible en

sectores posteriores.

Como resumen se podría protocolizar (Martínez, 2001):

! Técnica quirúrgica precisa sobretodo en implantes anchos.

! Respetar la dirección del implante durante toda la secuencia de fresado.

! Con fresas anchas, no se recomienda fresar toda la longitud del implante.

! Uso de condensación con dilatadores en huesos poco densos.

! Evitar fuerzas excesivas al introducir el implante.

! Avellanado mínimo o nulo sobre todo en huesos poco densos.

Y es remarcar pues en este estudio que en algunos implantes, a pesar de tener

torques de inserción altos, la estabilidad primaria no lo era y esto es debido a que ésta

es multifactorial.

Por ello es primordial establecer unos criterios que definan tanto la

estabilidad primaria necesaria para nuestros implantes (tanto para el éxito como para

protocolos de carga inmediata) como pronosticar prequirúrgicamente la estabilidad

que vamos a poder obtener y así poder establecer actuaciones para aumentarla

(preparación total o parcial del lecho según la densidad, tamaño del implante, tipo deimplante, etc.) y, sobre todo, que sean técnicas preoperatorias, ya que tenemos

elementos para comprobar la estabilidad primaria pero siempre una vez colocados los

implantes, como son el Ostell, el Periotest (Meredith, 1996), el torque de inserción y

de remoción y la sensación táctil intraoperatoria (Dilek ,2008).

En cuanto a la velocidad de fresado, novedosas técnicas de fresado a bajas

revoluciones (20-50 Rev./min ) aseguran un mayor control de dirección del fresado(ya que se visualizan mejor las marcas de longitud) y, por tanto, un mayor ajuste






132

ejercer el cuello del implante sobre el hueso cortical, ya que está demostrado que

valores altos de torque de inserción en esa última fase de inserción del implante, que

es la correspondiente al cuello, puede ocasionar daño celular llegando a producir

necrosis y por tanto reabsorción de esa zona comprimida (O´Sullivan, 2004).

! Técnica de inserción del implante

Una inserción del implante a bajas revoluciones (50 rev./min.) permite un

mayor control tanto visual como táctil de la colocación del mismo, evitando

movimientos bruscos o angulaciones excesivas que pueden modificar la amplitud del

lecho receptor en casos de huesos de baja calidad. Además, permite un fresado sin

irrigación debido al nulo calentamiento óseo, con las ventajas adicionales de mejor

visibilidad del campo y tacto más fino a la hora de confeccionar el lecho. La

tecnología ha permitido la fabricación de nuevos sistemas o motores quirúrgicos que

proporcionan un control total tanto de las revoluciones como del torque de inserción.

Estos aparatos reciben calibraciones periódicas incluso por el clínico, para así tener

siempre un control exacto de la inserción del implante.

En cuanto al traumatismo quirúrgico, el hueso responde a la injuria o herida

mecánica, aumentando el volumen y la densidad (Amsel, 1969; Slotte, 2003). Este

aumento es, sin embargo, transitorio hasta que la arquitectura normal del hueso se

restaura, pudiendo durar este proceso años (Wang, 2000). Numerosos autores han

observado alteraciones en el hueso mandibular tras un trauma quirúrgico a las 8

semanas, e incluso algunos promulgan el mejorar la actividad del tejido óseo

produciendo una agresión quirúrgica en él 2 semanas antes de la colocación deimplantes (Ogiso, 1995).

Slotte, en 2003, en un estudio con conejos demostró que la colocación de

implantes per se produce un incremento de un 33 por ciento en la densidad maxilar,

aunque no encontró ventajas en la justificación de una intervención previa (4

semanas antes de la colocación de implantes) en cuanto al aumento de densidad ósea

del maxilar. Parece pues que el aumento de densidad debido al trauma es

impredecible y depende del grado de traumatismo y del número de traumatismos quese hayan realizado en ese estudio en concreto. No sucede así con la colocación de



2. ANTECEDENTES

133

implantes, ya que en todos los estudios se observa un aumento de la densidad del

hueso receptor de acuerdo con la Ley de Wolf (Wolff, 1892 ) e incluso un aumento

continuo relacionado con la carga y funcionalidad de los mismos (Gotfredsen, 2001).

En cuanto a la carga del implante, el hueso necesita una cantidad suficiente

que lo refuerce induciendo formación ósea y remodelado en las zonas adyacentes a

una herida. Si este umbral no se alcanza o se excede ampliamente, el hueso inicia una

actividad osteoclástica produciéndose una remoción del mismo (Van Schoiack,

2006).

En los dientes naturales, debido a la acción del ligamento periodontal, hay

una pérdida de energía cinética de 0.10 por ciento que es la que controla la carga de

los dientes. Esto no sucede en los implantes debido a la falta de ligamento alrededor

de los mismos, de ahí la importancia en el diseño de éstos para la correcta disipación

de fuerzas a través de los tejidos circundantes y también la importancia de la calidad

del hueso subyacente, que ha de ser lo suficientemente estable para que tras la

colocación del implante sea capaz de disipar fuerzas.

En referencia a la bicorticalización como técnica de obtención de una mayor

estabilidad primaria, inicialmente fue Branemark y su equipo los que la propusieron

intentando obtener un anclaje cortical doble, tanto crestal como apical, aunque este

último era muy difícil de obtener, sobre todo a niveles del maxilar inferior a nivel

posterior, donde existía un gran riesgo de lesiones nerviosas. Posteriormente apareció

otra forma de anclaje bicortical, que consistía en la colocación de implantes más

anchos y ligeramente desplazados hacia lingual o bucal, con lo que el implante se

desplazaba hacia la cortical lingual o bucal anclándose en ella (Martínez, 2001). Secree que este tipo de anclaje tiene beneficios en la estabilidad primaria de implantes

inmediatos aunque un detrimento en el micromovimiento de la interfase hueso-

implante en las fases iniciales de curación. Esta forma de bicorticalización es

hipotética sin tener suficiente base científica ni empírica (Wang, 2009).

Sennerby, en 1992, demostró en conejos que implantes anclados sólo 3

espiras en hueso cortical presenta un mayor porcentaje de BIC y necesita mayorfuerza de remoción que implantes totalmente sumergidos en hueso trabecular. De ahí




134

que no sólo la bicorticalización, sino la cantidad de hueso cortical existente en

contacto con el hueso es importante para la estabilización óptima del implante.

Obviamente un anclaje en dos corticales es mejor que en una.

Wang, en 2009, ha demostrado in vitro que la bicorticalización produce un

aumento de la estabilidad primaria, tanto axial como lateral, medida a través de un

modelo de elementos finitos, siendo este aumento de estabilidad más significativo

incluso que el de aumentar el diámetro de los implantes. Algunos autores incluso

consideran que el aumento del diámetro del implante produce un aumento de la

estabilidad gracias a que se produce una bicorticalización.

En cuanto al torque de inserción en la colocación de los implantes, no sólo es

un método de medición de la estabilidad primaria, sino también un método en sí de

obtención de la misma. La optimización del torque de inserción conlleva a una

reducción de los tratamientos fallidos, de hecho, un torque de inserción bajo no

garantiza una correcta estabilidad primaria, y un torque excesivo puede conllevar a

necrosis ósea producida por daño térmico y mecánico (Orienti, 1999). Un torque de

inserción óptimo garantiza un micromovimiento dentro del umbral tolerable (50-100

micras), asegurando así el éxito de los implantes. Se ha visto que en los implantes

cargados de forma inmediata, los fracasos son originados más por el

micromovimiento que por la acción de la carga en sí (Szmuckler, 1998).

Del mismo modo que en la curación de fracturas óseas una fijación estable de

la misma no permite micromovimientos de los fragmentos y se consolida la unión,

mientras que sí existen micromovimientos, se crea un gap o espacio por donde entran

los osteoclastos y comienzan a producir reabsorción para alejar a las células nuevas

formadas de la zona de tensión (Perren, 2002). Y si continúa la tensión, el gap, por la

acción de los osteoclastos, va siendo mayor produciéndose a su vez mayormicromovimiento, originando al final el fracaso de la osteointegración.

Trisi, en 2009, correlacionó el torque de inserción de 120 implantes colocados

en huesos correspondientes a tres densidades óseas (duro, medio y blando) con el

micromovimiento y comprobó que aumentando el torque de inserción, disminuye en

gran medida el micromovimiento, excepto en huesos blandos, donde no se pudo

llegar a un torque mayor de 35N/cm, y el micromovimiento fue consistentementemayor. Ratificó, además, que al no existir ningún método actual que nos proporcione



2. ANTECEDENTES

135

información sobre el micromovimiento que acontece en nuestros implantes, el torque

de inserción puede ser el método más fiable para garantizarnos un óptimo

micromovimiento, dentro del umbral, según el tipo de hueso que tengamos en cada

ocasión. De manera que en huesos duros, con torque de inserción entre 20 y 100

N/cm, se obtiene un micromovimiento entre 24-34 micras cuando se aplican fuerzas

laterales de 20 N y suben de 38-53 micras cuando las fuerzas son de 30 N. En hueso

normal el rango de micromovimiento fue ligeramente mayor aunque dentro del

umbral tolerable. Sólo en hueso blando, donde el torque no pudo ser mayor de 35

N/cm, el micromovimiento superó el umbral de las 100 micras cuando se le aplicaron

fuerzas laterales de 30N. Se concluyó en este estudio, que se debe incrementar el

torque de inserción para disminuir drásticamente el micromovimiento. Con 100

N/cm de torque de inserción, el micromovimiento siempre permanece por bajo del

umbral, aunque con un mínimo de 45 N/cm ya no hay diferencias estadísticamente

significativas de micromovimiento.

En cuanto al efecto negativo de un exceso de torque, Trisi, en 2007 , en un

estudio en animales, confirmó que torques por encima de 110 N producen

remodelación ósea pero nunca fibrosis del lecho del implante y este proceso puede

afectar a la curación del hueso periimplantario. Por eso, torques elevados parecen ser

útiles para la carga inmediata, aunque contraindicados para la carga diferida. En

huesos blandos, la carga inmediata sin ferulización supone un gran riesgo debido a

que las fuerzas laterales de la masticación (20 N laterales y 800 N verticales) (Van

Eijden, 1991) pueden producir un micromovimiento superior al tolerable.

Obviamente en este estudio sólo se ha relacionado torque y calidad ósea, pero en la

estabilidad primaria hay otros factores a considerar que pueden dar valores distintos

de micromovimiento según longitud, diseño del implante, etc.




136

! Cantidad ósea

La cantidad ósea junto a la calidad es uno de los factores que va a repercutir

de forma directa en la técnica quirúrgica, en el tiempo de curación y en el tipo decarga que se la va a dar a la prótesis (de Oliveira, 2008). La cantidad ósea a menudo

es entendida como la cantidad de hueso (altura y anchura de la cresta alveolar )

disponible para la instalación del implante. Obviamente, una mayor cantidad de

hueso nos va a permitir colocar implantes tanto de mayor longitud como de mayor

anchura, repercutiendo de manera directa en la estabilidad primaria, como ya se ha

explicado anteriormente. Una suficiente cantidad de hueso se requiere para la

colocación de implantes dentales y para su éxito a largo plazo, de hecho las

reabsorciones verticales y horizontales que ocurren tras la pérdida de dientes,

comprometen la colocación de implantes (Lioubavina, 2006).

Numerosos son los esfuerzos de la comunidad científica en establecer

máximos y mínimos en las mediciones de altura y anchura ósea para la colocación de

implantes. Así, Fenner, en 2009 concluyó, en su estudio sobre altura de hueso

remanente en elevaciones de seno con colocación de implantes, que la altura mínima

empírica para la colocación de los mismos de forma simultánea en elevaciones de

seno es de 5 mm aunque lo recomendable para la obtención de una óptima

estabilidad primaria son 6 mm o más, siendo la máxima estabilidad primaria la

obtenida con crestas residuales de 8 mm.

Dentro de este apartado, podemos hablar también de la importancia del

grosor de las corticales (Nkenke, 2003; Miyamoto, 2005; Rozé, 2009; Merheb,

2010), que juegan un papel fundamental según distintos estudios en la consecución

de la estabilidad primaria. Este papel es mucho más importante incluso que el del

hueso trabecular en la consecución de la estabilidad primaria, aunque éste último es

el que juega una función decisiva en la curación y posterior osteointegración. Esto

podría explicar el por qué los implantes fallan tres veces más en el maxilar que en la

mandíbula.



2. ANTECEDENTES

137

Miyamoto, en 2005, explica que el análisis del ratio cortical/canceloso del

hueso local donde se va a colocar el implante es extremadamente importante a la

hora de poder predecir de forma prequirúrgica la estabilidad primaria del mismo, y

esto es crítico para el éxito del tratamiento. Se explica así por qué en huesos blandos

es difícil de obtener estabilidad primaria, ya que en este tipo de huesos a parte de

existir un gran área de hueso esponjoso, presenta finas corticales. Y es en estos

huesos de baja densidad donde se concentran una mayor tasa de fracasos

implantológicos.

! Rigidez

La rigidez es un parámetro muy útil en la evaluación de la estabilidad

primaria. Hace referencia a tres parámetros: (Gedrange, 2005; Turkyilmaz, 2009).

• Rigidez del implante. La geometría y composición del implante

juegan un papel fundamental en éste aspecto.

• Rigidez de la unión hueso-implante. El hueso existente entre la

superficie del implante y el hueso circundante. Es el llamado BIC

(Bone to Implant Contact)

• Rigidez del hueso. Es un factor dependiente de la calidad del hueso, y

entre sus varios factores, depende de el ratio hueso trabecular/cortical

y la densidad ósea. Hace referencia al módulo de elasticidad del

hueso, el cual varía con la edad y con las enfermedades, como la

osteoporosis.

Por último, y sólo en casos de carga inmediata, se puede hablar de la

consecución de una mejor estabilidad primaria mediante la ferulización de implantes

en casos de huesos poco densos ya que esto provoca una mayor rigidez del sistema

en sí. Esta ferulización en huesos blandos además produce una mayor formación de

nuevo hueso, y por tanto un mayor BIC, una vez transcurrido el período de curación

(Matsuzaka, 2007).




138

! Calidad ósea

El concepto de calidad ósea como tal es un aspecto determinado por

múltiples factores y confundida habitualmente con el concepto de densidad ósea,

debido a que es esta la que presenta un papel más relevante en la calidad del hueso.

La calidad o el estado del hueso receptor es un dato que el clínico debe valorar

cuidadosamente antes de realizar la intervención, ya que en algunos casos es sencillo

prever el fracaso de la implantación. Su evaluación va a ser posible gracias a la

utilización del CT, como bien se ha explicado anteriormente. De todos los factores

enunciados anteriormente, éste es el que afecta en mayor medida a la estabilidad

primaria (Hsu, 2007; Turkyilmaz, 2008) y el que representa una relación directa con

el pronóstico de los implantes (Monlleó, 2005).

La calidad ósea es un término con una definición no tan clara como la

cantidad ósea, abarcando varios aspectos de la fisiología ósea, grado de

mineralización y propiedades óseas tales como arquitectura y morfología (Ichikawa,

1997; de Oliveira, 2008), no sólo el concepto de densidad ósea (Tabassum, 2009). Su

importancia en implantología no está claramente comprendida, a pesar de sí

conocerse su gran magnitud en cuanto a garante del éxito implantológico (Monlleó,

2005). Aunque lo que sí está claro es que el análisis concienzudo de la calidad ósea

sitio-específica nos va a dar una predicción más que fiable de la estabilidad primaria

que vamos a obtener en nuestro implante, así como el tiempo de espera de curación

para la posterior carga del mismo, debido a la estrecha relación existente entre

calidad ósea y los parámetros de estabilidad primaria (Turkyilmaz, 2008).

La masa ósea (grado de mineralización de la matriz y propiedadesremodelativas), las propiedades estructurales del hueso (macro y microarquitectura,

grosor de la capa cortical y la distribución del entramado trabecular respectivamente)

y las propiedades biomecánicas (módulo de elasticidad, densidad ósea (DMO),

contenido mineral óseo (CMO), arquitectura trabecular, etc.) constituyen la

competencia mecánica del hueso, la cual habitualmente es referida como calidad

ósea en implantología (Majumdar, 2002), donde el DMO es un excelente predictor

de la misma (Wehrli, 2006), mejor y más sensitiva, que el CMO (Gulsahi, 2007).



2. ANTECEDENTES

139

El comportamiento mecánico (calidad ósea) del hueso es un factor crítico en

el logro y mantenimiento de la osteointegración (Fanuscu, 2004) y, para su análisis y

evaluación, se hace referencia casi exclusivamente al CMO, al DMO y a la

arquitectura del hueso trabecular. De forma que una baja calidad de hueso es una de

las causas de fracaso temprano de los implantes, además de influir en el fracaso

tardío de los mismos (Esposito, 1998). Clínicamente además también parece

observarse una mayor tasa de fracaso en aquellos implantes donde se aprecia una

pobre calidad de hueso, y esto suele ser más frecuente en el maxilar superior

(Turkyilmaz, 2008).

Se parte de la premisa de que la colocación de implantes en huesos con mayor

calidad ósea, es decir, anchura de sus corticales y mayor densidad de su núcleo

trabecular, reduce la concentración de estrés en el implante y disminuye los

micromovimientos, permitiendo una mejor estabilización del implante y por tanto

mejor osteointegración (Sevimay, 20005).

El papel de la micro-arquitectura del hueso trabecular en la estabilidad

primaria, todavía no está bien definido en base a los estudios de histomorfometría y

micro-CT (Rozé, 2009), aunque se concluye que la calidad de hueso analizada por

histomorfometría decrece de mesial a distal, siendo mayor este patrón en el maxilar

que en la mandíbula. No existe relación entre la atrofia maxilar en altura y la calidad

del hueso remanente del mismo (Ulm, 2009).

El tipo de hueso y su arquitectura son además factores que deben ser

evaluados a la hora de cargar de forma temprana nuestros implantes (Turkyilmaz,

2007). Se ha observado en estudios recientes un elevado número de fracasos de

implantes de carga temprana asociados a densidades pobre de hueso.

La distribución del estrés está directamente relacionada con la cantidad de

hueso en contacto con el implante (BIC) y a su vez con la calidad ósea, de forma que

a mayor densidad, mayor cantidad de hueso en contacto, y por tanto mejor

distribución de estrés. La mayor cantidad de contacto entre hueso e implante se

produce pues en el hueso cortical ya que es este el que presenta mayor densidad. Los

clínicos con el fin de disminuir el estrés, colocan mayor número de implantes o

aumentan la superficie de contacto con el hueso mediante técnicas de aumento de ladensidad o aumentando el diámetro del implante. Mientras que en huesos de baja




140

densidad, al existir un menor BIC, aparece un mayor estrés tensional cuando se

somete a carga el implante. Luego huesos tipo III y IV presentan mayor estrés en

cuello y ápice que huesos tipo I y II que lo distribuyen mejor y lo presentan sólo a

nivel de cuello al existir hueso cortical alrededor de él (Sevimay, 2005; Akça, 2008).

Muchos estudios científicos exponen el éxito de los implantes utilizando

métodos de cuantificación de la calidad ósea mediante clasificaciones óseas (como

la subjetiva de la percepción de resistencia intraquirúgica de fresado de Lekholm y

Zarb), o mediante métodos de interpretación radiográfica convencional,

densitometría a través de CT o a del DEXA, o incluso a través de resistencia o torque

de inserción, muchos de los cuales o son poco prácticos para el clínico general o

resultan invasivos en exceso.

Actualmente, novedosos y mejorados sistemas de CT permiten una medición

de la densidad de hueso mediante la absorción de radiación que incide en el paciente

y transformación a través de una escala de grises a un sistema de unidades

internacionales llamada Hounsfield (de Oliveira, 2008). Y gracias al trabajo de

Norton y Gamble se ha podido clasificar el hueso en base a tales unidades. El CT

resulta pues un método no invasivo y muy útil que puede ser utilizado para

determinar la calidad del hueso regional previo a la cirugía de implantes

(Turkyilmaz, 2008), y si además se calibra mediante técnicas simultáneas de

coescaneado junto al paciente, obtenemos un método fiable, preciso y exacto de

cuantificación de la densidad ósea y por tanto de la calidad ósea existente.

La amplia literatura científica demuestra la directa relación entre la calidad

ósea y el éxito en la terapia implantológica, (Cox, 1987; Engquist, 1988; Jemt, 1993;

Monlleó, 2005) cuando en un principio se pensaba que la mejor calidad ósea para

implantar estaba en los hueso tipo I y II de Lekholm y Zarb, actualmente parece sermás significativo el éxito en los huesos tipo II y III (Monlleó, 2005).

Debido a la mayor tasa de éxito de los implantes en la mandíbula que en el

maxilar superior, se ha pensado que la diferencia sea posible debido a las

condiciones del hueso alrededor del implante (Turkyilmaz, 2006). De hecho,

pequeños cambios en la densidad ósea producen tres veces más cambios en el

módulo de elasticidad del hueso cortical que los mismo cambios en el huesotrabecular y este hecho está íntimamente ligado a la estabilidad primaria (Rho, 1995).



2. ANTECEDENTES

141

Se promulga, pues, una evaluación prequirúrgica inicial de la densidad ósea

por parte del clínico, para el tratamiento con implantes y poder obtener así un

elevado porcentaje de éxito en los mismos. Este mismo autor (Turkylmaz, 2007),

realizó un estudio con 72 pacientes y 131 implantes donde hicieron una valoración

prequirúrgica de la DMO estableciendo una norma corroborada por otros autores

también:

! Hay diferencias significativas de DMO en maxilar superior respecto del

inferior.

! Hay diferencias significativas de DMO en zona anterior respecto de

posterior tanto superior como inferior.

! Hay diferencias significativas de DMO anteroinferior con posterosuperior

y no significativas entre anterosuperior y posteroinferior.

! Hay diferencias significativas en DMO de adultos jóvenes masculinos y

femeninos

Este estudio demuestra una fuerte relación de DMO y las 4 zonas de la

cavidad oral. Posteriormente Norton y Gamble le dieron valores a estas diferencias

estableciendo así una clasificación del hueso en unidades HU;

! Antero-inferior; 970 HU

! Antero-superior; 696 HU

! Postero-inferior; 669 HU

! Postero-superior; 417 HU

Numerosa literatura revisada (Friberg, 1999; Choel, 2003; Akça, 2006;

Palarie, 2008), enfatiza la decisiva influencia de la calidad ósea en la estabilidad del

implante. La DMO es un factor importante de predicción de la osteointegración y los

parámetros óseos son considerados como posibles causantes de la pérdida de

implantes tanto tempranas como tardías.

Homolka, en 2002, en un estudio sobre torque de inserción en mandíbulashumanas, concluyó que existe una relación significativa entre los valores de DMO




142

hallados a través de QTC y el torque de inserción obtenido posteriormente en la

colocación de 25 implantes sobre los lechos previamente analizados. Este estudio

enfatizó aún más la importancia del análisis preimplantológico del DMO para la

consecución de una óptima estabilidad primaria y garantizarnos así un éxito en la

osteointegración.

Se establece además la importancia del estudio de la micro-arquitectura ósea

tanto trabecular como cortical, ya que difieren mucho tanto en forma como en

función y varían además según sexo, edad, incluso intra-individualmente según la

localización en un mismo maxilar y que la organización del hueso trabecular

depende directamente de la carga biomecánica aplicada al mismo. El hueso cortical

no sólo es importante para dar una estabilidad extra al implante (no la principal pues

no suele llegar a tener más de 1-3 mm de grosor) sino además para la distribución de

las cargas ya que se ha observado una elevada concentración de estrés en la zona del

cuello de los implantes de zonas óseas con corticales comprometidas a ese nivel,

mientras que huesos con corticales intactas la distribución del estrés era mucho mejor

concentrándose más hacia apical y por tanto teniendo menor pérdida ósea marginal

con el paso del tiempo (Akça, 2008).

Sennerby, en 1991, estudió la importancia de la existencia de hueso cortical en

la zona de colocación de implantes demostrando una fuerte relación entre la

existencia de hueso cortical y el torque de remoción de implantes, concluyendo que

el hueso cortical proporciona mejor fijación a los implantes que el hueso denso

trabecular y que los implantes conectados tan sólo por unas cuantas espiras al hueso

cortical, tienen una mejor estabilidad primaria y una mejor distribución de cargas

oclusales que los anclados puramente en hueso trabecular (Sennerby, 1991;

Sennerby, 1992).

La evaluación de la masa ósea sólo con la valoración de la DMO a través del

DXA o del QTC resulta insuficiente para la correcta evaluación de la resistencia

biomecánica del hueso trabecular. De hecho, el análisis del DMO sólo revela de un

60-80 por ciento de la resistencia biomecánica (Bohem, 2003). Es, pues, de suma

importancia la evaluación conjunta, tanto de la arquitectura trabecular como de la

DMO, aunque las técnicas para evaluar la microarquitectura trabecular están menosdesarrolladas que aquellas para medir DMO.



2. ANTECEDENTES

143

Fanuscu, en 2004, realizó un estudio sobre cadáveres comparando el micro-

CT con técnicas de medición de densidad QTC y estableció que ambas ofrecen

resultados similares en cuanto al análisis de la densidad ósea aunque, para poder

evaluar de forma más precisa pequeños cambios microestructurales y de

comportamiento biomecánico del hueso, se debe realizar el micro-CT, que provee

una cuantificación del hueso detallada y objetiva la cual cuando se utiliza en todo su

potencial, se puede prever y por tanto mejorar el comportamiento biomecánico de los

implantes.





2. ANTECEDENTES

145

2.6 planificación en implantología

El tratamiento con implantes osteointegrados constituye una de las alternativas más predecibles para la sustitución de dientes perdidos, cumpliendo en muchos casos las

expectativas funcionales (estéticas, masticatorias y fonatorias) de los pacientes.

Antes de 1965, muchos implantes que se colocaban en los maxilares fallaban por

falta de biocompatibilidad de los materiales. Fue a partir de 1985 cuando el profesor

Branemark acuñó el término de osteointegración.

A pesar de los avances en las técnicas quirúrgicas, en superficies de los

implantes etc., el índice de fracasos sigue siendo entre comillas elevado, variando deun 5 a un 10 por ciento según los estudios y según el maxilar tratado. Gracias al auge

implantológico de la última década, las numerosas investigaciones basadas en la

ganancia de tasa de éxito han sido numerosas y gratificantes.

Una planificación precisa es un requisito fundamental para el éxito en

implantología dental (Ruppin, 2007; Misch, 2009), ya que un posicionamiento

deficiente del implante conlleva a un mayor riesgo de fracaso, tanto por sobrecarga

mecánica como por fracaso estético. Sólo una comprensiva y exhaustiva evaluación

radiográfica puede proporcionar la información necesaria para determinar la

localización óptima, longitud y diámetro de los implantes a colocar. La selección de

la técnica radiológica va a depender de la evaluación beneficio-coste en base a qué

calidad de imagen y precisión necesitamos versus dosis de radiación que va a recibir

el paciente (Guerrero, 2005), siguiendo siempre el criterio ALARA (as low as

reasonably achievable) (tan bajo como sea razonablemente posible).

Las técnicas convencionales de radiografía que proporcionan una imagen

bidimensional solo pueden valorar la altura y la longitud de las estructuras a medir y,

por ello, no son suficientes en la valoración prequirúrgica del tratamiento con

implantes. Para un posicionamiento preciso de los implantes es imprescindible la

visualización de los cortes sagitales y así poder analizar el plano buco-lingual. Por

esto, el estudio a través del CT es esencial (Akça, 2001).




146

La tomografía computerizada, como hemos podido contrastar anteriormente,

es un método muy común de diagnóstico por imagen que permite captar la

información a través de la emisión de radiación de movimiento espiral mediante

detectores situados alrededor de la zona de interés. A través de diversos softwares

destinados a fines maxilofaciales se reformatean las imágenes axiales generadas,

proporcionando cortes antero-posteriores y sagitales (Guerrero, 2005).

Los programas de CT básicamente consisten en, partiendo de un escáner

previo que realiza en el maxilar del paciente a estudiar, generar unos cortes axiales o

transversales de normalmente 1 mm de espesor, a partir de los cuales se reformatea el

resto de cortes sagitales y ortoradiales. Estas imágenes primarias axiales deben ser

paralelas a la cresta ósea o al plano oclusal (Abrahams, 2001). A partir de aquí el

técnico en radiología elige una de las imágenes axiales en las que se observe toda la

curva del maxilar y que además corresponda a la zona media del espesor total de la

cresta alveolar. Traza entonces una curva depositando el cursor en 6 puntos a lo largo

de la misma, quedando así marcado el centro de las imágenes panorámicas, a partir

de la cual se van a reformatear el resto de imágenes ortoradiales paralelas a la curva

(normalmente a 1 mm o a 2 mm) y las imágenes sagitales perpendiculares a ella

(también a 1 o 2 mm).

Además el uso del CT permite una evaluación de la densidad ósea de la zona

a tratar haciendo un mapeo densitométrico del hueso para identificar las zona de

mejor densidad ósea y poder colocar allí nuestros implantes, obteniendo así mayor

estabilidad y mejor resistencia a las fuerzas de masticación (Sammartini, 2004). El

éxito clínico y la tasa de supervivencia de los implantes está muy relacionado con la

calidad y cantidad de hueso disponible en la zona de colocación de los mismos(O´Sullivan, 2004; Wijaya, 2004; Ertugrull, 2006; Beer, 2007).

Recientemente, la American Academy of Oral and Maxillofacial Radiology

hizo una revisión de las técnicas radiográficas existentes y, comparando los riesgos

radiobiológicos con los beneficios, recomienda el uso del CT cuando sean necesarias

técnicas de aumento óseo, suponiendo un gran beneficio para el devenir de la clínica.

Esta técnica asociada a la utilización de los diferentes software de planificación prequirúrgica ha supuesto un gran avance. Numerosos estudios demuestran la validez



2. ANTECEDENTES

147

de la planificación con CT respecto de la panorámica convencional y Wong, en 2007,

demostró las ventajas evidentes del uso del CT cuando evaluamos futuros lechos

implantarios. Además se comprobó que las planificaciones con CT evitan

modificaciones de ultima hora en la fase quirúrgica.

Incluso dentro del ámbito de la cirugía endodóntica, en un estudio de Velvart,

en 2001, se concluyó que el CT permite visualizar un 21 por ciento más de lesiones

apicales que ni siquiera con las radiografías periapicales se pudo observar

recomendando así el uso del CT para verificar lesiones imperceptibles con otros

métodos pero que persisten en su sintomatología. En este mismo estudio se concluyó

(corroborado por otros autores) que con las radiografías periapicales en un 39 por

ciento de los casos no es posible visualizar el nervio dentario inferior debido

probablemente a que el paquete neurovascular no siempre está rodeado por un canal

osificado.

En un reciente estudio de Mesa, en 2008, retrospectivo con un análisis de

1084 implantes colocados en diez años, se concluyó que el fracaso de la estabilidad

primaria de los implantes se da más en mujeres que en hombres, que el tabaco no

influye en la misma, que es más importante la longitud que la anchura del implante y

que de todos los factores la calidad del hueso, es decir el lugar de colocación del

implante es el factor que muestra la relación más fuerte con la estabilidad primaria.





2. ANTECEDENTES

149

2.7 protocolos de actuación

La determinación de la densidad ósea es, por tanto, uno de los factores másimportantes a tener en cuenta en el análisis prequirúrgico de la implantología ya que

es un marcador fidedigno de la calidad del hueso, aunque frecuentemente olvidado

(López-Quiles, 2010), que nos permite predecir la estabilidad primaria de una forma

pre-quirúrgica y, por tanto, establecer actuaciones con el fin de mejorarla,

garantizándonos así un éxito mayor en la terapia implantológica.

Es pues de extrema necesidad tanto estudios densitométrico pormenorizadosde la situación existente tanto en la zona donde queremos colocar el implante, como

en la adyacente ya que en ocasiones las cirugías a mano alzada incluyen errores de

posicionamiento final que puede afectar a la estabilidad primaria prevista en la

planificación prequirúrgica (Hüfner, 2005; Miller, 2006), como estudios sobre

capacidad de mejorar la calidad del hueso, así como las propiedades estructurales del

mismo ya que son éstas las que influyen de manera más decisiva en la estabilidad del

implante (Akça, 2006).

Algunos autores como Anitua, en 2007, establecieron un protocolo de

actuación según la densidad de hueso existente con el fin de mejorar la estabilidad

primaria, concluyendo que:

! Hueso de calidad inferior a 300 HU se dejarán los implantes

sumergidos en dos fases quirúrgicas y se esperará entre 3-4 meses para la segunda

cirugía y más de 4 meses si la calidad ósea es inferior a 250 HU.

! Hueso de calidad superior a 350 HU y torque de inserción mayor a 45

Nw/cm podemos dejar los implantes en un solo tiempo quirúrgico.

! Hueso de calidad superior a 550Hu y torque de inserción superior a 45

Nw/cm se pueden realizar protocolos de carga inmediata siempre ferulizando

implantes.




150

! Hueso de densidad superior a 650 HU y torque de inserción entre 55 -

75Nw/cm con implantes de diámetro adecuado, se pueden realizar protocolos de

carga inmediata individual.

Así, en casos de densidad ósea baja, con un mayor riesgo de

microdeformaciones, las actuaciones van encaminadas a (Misch, 2009):

! Disminuir la incidencia del estrés:

• Disminuyendo voladizos.

• Aumentando la longitud de los implantes.

• Aumentando el diámetro de los implantes (por cada 0,5mm de

aumento se obtiene una aumento del 10-15 por ciento de la

superficie del implante).

• Ferulización de implantes.

• Tablas oclusales más estrechas.

• Axialidad en las cargas.

! Aumentar el BIC:

• Aumento del número de implantes.

• Aumento del número y profundidad de las espiras.

• Aumento de la rugosidad de la superficie del implante.

A lo largo de los años se ha ido demostrando la relación existente entre los

valores densitométricos y el torque de inserción, lo que nos permite predecir laestabilidad primaria de nuestros implantes una vez colocados así como establecer

pautas para mejorar ésta y garantizar así el éxito de los mismos .

Pero la calidad del hueso no es sólo dependiente de la densidad o DMO,

aunque sea el factor de calidad más importante (Molly, 2006), sino que influyen

otros parámetros como el volumen del hueso trabecular, el volumen del hueso

cortical, el conectivo intertrabecular (trabecular bone pattern factor ), tamaño y

disposición de las trabéculas, metabolismo óseo, turnover celular, mineralizaciónósea. Estos parámetros sólo se pueden estudiar a través de histomorfometrías aunque



2. ANTECEDENTES

151

éstas por no ser factible realizarlas in vivo, quedan relegadas a pocos estudios

(Nociti, 2002; Nkenke, 2003).

Molly, en 2006, en una extensa revisión de artículos en los que se

relacionaban las DMO con la estabilidad primaria concluyó que:

! Una correcta evaluación prequirúrgica de la DMO y una medición de

la estabilidad intraquirúrgica pueden ayudar en gran medida al éxito de los implantes.

La medición de la estabilidad intraquirúrgica parece ser más fiable con el torque de

inserción que con métodos de análisis de frecuencia de resonancia ya que revela

mejor el BIC.

! El gold stándard o patrón de oro del análisis del DMO es el estudio

histomorfométrico.

! El QCT es el método más utilizado en la actualidad para medir DMO

en la espina dorsal y para el diagnóstico de la osteoporosis, siendo además gracias a

HOUNSFIELD ganador del Premio Nobel en 1980, el método de elección en la

cuantificación densitométrica de los maxilares actualmente en todo el mundo.

Además Aranyarachkul, en 2005, certificó que el CT de haz de cono hace una

sobreestimación de los valores de densidad, siendo éstos más altos de lo normal.

! La utilización del DXA en mandíbulas humanas lo promulgó

Denissen, en 1999, en muestras trefinas óseas hallando semejanza con los valores del

QCT preoperatorio y aunque el DXA es el gold standard para el estudio de la

osteoporosis en otras zonas del cuerpo, en mandíbulas se ha utilizado poco.

! Cray, en 1996, utilizó la RNM para evaluar la cantidad y calidad ósea

previa a la colocación de implantes aunque no hay más estudios serios que avalen

ésta técnica.

! En 1985, Lekholm y Zarb, a través del análisis de ortopantomografías

y teleradiografías, establecieron una clasificación ósea que se ha utilizado en todo el




152

mundo debido a su sencillez y en la cual aparece una relación significativa entre

huesos tipo IV y fracaso de implantes.

! Johanson y Strid, en 1994, describieron una técnica en la cual analizan

la densidad del hueso según la resistencia al fresado, es decir la resistencia que ofrece

el hueso al penetrar de la fresa y luego descomponiendo las fuerzas para eliminar las

de vibración y las friccionales. A partir de este estudio se empezó a considerar el

torque de inserción de los implantes para evaluar la estabilidad primaria en Nw/cm.

Debido a que en la colocación del implante aparecen distintos valores de torque

conforme se introduce, unos autores utilizan el valor más alto y otros el valor medio

aunque no hay evidencias científicas de que el torque sea un valor válido para definir

la estabilidad primaria (torque seria definido como la compresión que aplica la

superficie del implante al hueso circundante y la fricción que aplica la interfase

hueso-implante).

Por tanto y según todo lo anteriormente expuesto, se puede concluir que un

factor clave para el éxito clínico de los implantes es el diagnóstico previo de la

densidad ósea en la zona del futuro implante. De esta forma se puede variar o

modificar el protocolo y técnicas de tratamiento en función de la misma,

compensando así los huesos blandos para obtener tasas de éxito similares en todas las

densidades óseas (Monlleó, 2005; Misch, 2009). Y esta evaluación prequirúrgica,

carecería de todo su valor si careciesen de exactitud las mediciones obtenidas. Es,

pues, en base al análisis de la exactitud que presenta el CT en las mediciones de

densidad ósea, con lo que realizamos la investigación que a continuación se detalla.



3. HIPÓTESIS DE TRABAJO Y OBJETIVOS





3. HIPÓTESIS DE TRABAJO Y OBJETIVOS

155

Partiendo, pues, de la premisa de la importancia que tiene la determinación de

la densidad ósea maxilar de forma previa a la cirugía de colocación de implantes,

nuestra hipótesis de trabajo se basa en la creación de un dispositivo extraoral al

paciente, que permita tanto su ubicación precisa en la camilla del escáner como la

calibración simultánea de las mediciones de densidad ósea. Está establecido por la

literatura científica, que éstas mediciones obtenidas del CT, son un método

contrastado y fiable de obtención de las mismas, aunque no existen estudios que

validen tales mediciones con un patrón de oro o gold standard como pueden ser las

obtenidas a través de un sistema de calibración establecido.

En algunos trabajos se que calibran los escáneres lumbares en diagnóstico de

osteoporosis (Díez, 2003), donde las variaciones de densidad pueden afectar a la hora

de clasificar al paciente en un tipo u otro de osteoporosis y por tanto asociarle un tipo

de tratamiento u otro. En base, pues, a la importancia que tiene la calibración

densitométrica en otras ramas de la medicina pretendemos, en el presente estudio de

investigación, determinar si para la rama de la implantología puede afectarnos el

hecho de obtener unas mediciones menos fiables y exactas.

Por tanto, si conseguimos demostrar que las mediciones de densidad ósea que

obtenemos de forma rutinaria con los CT mandibulares son inexactas, cabría pensar

que los protocolos de tratamiento adaptados a las condiciones de densidad, que

actualmente se preconizan, también lo serían y por ende no estaríamos garantizando

el éxito de los implantes dentales de nuestros pacientes. En tal caso, la colocación de

un dispositivo de posicionamiento y calibración en todos los pacientes a la hora de

realizar el CT, sería un método sencillo, rápido y eficaz que nos aporte un escalón

más en la realización de tratamientos implantológicos cada vez más exitosos y

fiables.

El objetivo general de este trabajo, consiste, pues, en introducir un nuevo

dispositivo de fácil utilización y coste no elevado, que permita situar al paciente de

forma correcta a la hora de realizar el topograma inicial, así como calibrar de forma

automática las medidas de densidad ósea del CT que, como hemos podido observar

en los antecedentes, pueden sufrir artefactos que influyan en sus valores.




156

Como objetivos específicos, podemos destacar:

! Establecer la influencia de la correcta elección del plano axial de referencia

como paso previo a la realización de un CT preciso y exacto con fines

implantológicos.

! Estudiar las posibles diferencias en las densitometrías obtenidas mediante el

CT utilizado, dependiendo del tipo de plano axial de referencia.

! Determinar la necesidad de calibrar en cada paciente el CT de manera

simultánea, con el fin de obtener una densitometría ósea exacta y sitio-

específica, así como investigar si existen diferencias entre las densitomerías

óseas obtenidas y las calibradas aplicándoles un factor de corrección hallado.



4. MATERIAL Y MÉTODOS






159

4.1 MODELO DE CADÁVER

Con el fin de cubrir los objetivos planteados en el presente estudio, se obtuvieron un

total de 70 mandíbulas de cadáver humanas desecadas, cuya causa de defunción era

desconocida. El rango de defunción variaba entre los 60 y 95 años y fueron

obtenidas, previa autorización del Servicio de Sanidad del Ayuntamiento de Murcia,

del Cementerio Municipal, solicitud realizada por la Cátedra de Cirugía Bucal del

Departamento de Dermatología, Radiología, Medicina Física y Estomatología de la

Universidad de Murcia, para investigación y entrenamiento científico-médico.

Las mandíbulas se limpiaron someramente de restos de tejidos y, aquellas en

las que todavía presentaban dientes, estos fueron extraídos. La finalidad de esta

actuación es evitar el efecto de artefacto producido por el tejido dentario, de manera

que las mediciones de densidad ósea sean más cercanas a la realidad, eliminando

posibles causas de distorsión de las mismas. Además, esta técnica permite

estandarizar el estudio ya que no todas las mandíbulas poseían dientes. En definitiva

se organizaron las 70 mandíbulas con tejido óseo como único componente

estructural.

El estudio en cuestión está basado en mandíbulas desecadas, sin ninguna

sustancia de fijación, como puede encontrarse en otros trabajos de la literatura

científica (Cavalcanti, 2002; Van Asche, 2007; Pietrokovski, 2007; Rozé, 2009), aun

sabiendo de antemano que las mediciones de densidad ósea son más reales en huesos

vivos o en cadáveres conservados en formol. Sin embargo, trabajar con mandíbulas

desecadas brinda la posibilidad de obtención de una mayor muestra y menorestrámites burocráticos. Además, aunque el hueso desecado es más frágil y menos

resistente que el hueso vivo, con el fin de comparar distintas mediciones de densidad

dentro de un rango de escalas de grises y valorar la necesidad de una calibración

eficaz, este hecho carece de relevante trascendencia.




160

4.2 ELABORACIÓN DE UN PLANO OCLUSAL Y FÉRULA

RADIOGRÁFICA

Una vez limpias y preparadas todas las mandíbulas de la muestra, el siguiente punto

del trabajo de investigación, supuso la elaboración de un plano oclusal en las

mandíbulas a estudiar.

Desde un punto de vista protésico, el plano oclusal (Okeson, 1999) es un

plano imaginario delimitado por los bordes incisales de los dientes anteriores

mandibulares y la punta de las cúspides vestibulares de los premolares y molares

inferiores, o como señala el diccionario de términos prostodóncicos que lo define

como, el plano promedio formado por las superficies incisales y oclusales de los

dientes. Por último, cefalométricamente, sería aquel plano que une los puntos de

máxima intercuspidación de los primeros molares y de los incisivos (Fernández,

2003).

En la literatura científica, así como en las prescripciones para CT

(Tomografía Computerizada), se aboga por el posicionamiento del paciente de tal

forma que el maxilar superior o la mandíbula queden perpendiculares al plano

horizontal del sistema, como explica en su tesis el Dr. Monlleó, en 2005. Sin

embargo, como se hemos podido dejar constancia en el transcurso del presente

estudio, el plano de oclusión es una referencia imprescindible y más precisa, a partir

de la cual debe planificarse la colocación de implantes. La razón fundamental es que

la colocación de los mismos de manera perpendicular a dicho plano permite una

mejor distribución de las fuerzas masticatorias sobre los mismos y sobre el hueso

subyacente, asegurando la correcta distribución y disipación de cargas y, por tanto,

evitando la reabsorción en su estructura y promoviendo el mantenimiento a largo

plazo de las estructuras protésicas (corona, tornillo e implante). Por este motivo, el

plano oclusal es un término fundamental, tanto para odontología como implantología

(Sherhal, 2001; Naitoh, 2004; Sato, 2005; Arana-Fernández, 2006; Codesal, 2007).

De todas las mandíbulas analizadas en el presente trabajo, muchas de ellas

carecían totalmente de plano oclusal al no disponer de dientes en la mandíbula. Otras




161

sin embargo, sí disponían de un plano oclusal que fue respetado antes de someterlas a

la edentación total.

Para la elaboración de un plano oclusal ficticio en las mandíbulas

desdentadas, utilizamos la técnica de Passamonti de 1983, mediante la cual se

colocan rodetes de cera ( Base Plate Wax®) rosa rectangular a lo largo de todo el

reborde óseo mandibular de 10 mm de altura y con la inclinación siguiendo la curva

de Spee necesaria.

Antes de continuar, consideramos importante definir algunas características

claves sobre el plano de oclusión con el fin de asentar las bases sobre las cuales

vamos a seguir desarrollando la investigación:

Según Okeson, en 1999, el plano oclusal es una superficie, realmente no

plana, que une todas las puntas de las cúspides bucales y bordes incisales de los

dientes mandibulares. No es plano debido a que una superficie oclusal plana no

permitiría el contacto simultáneo en más de un área de la arcada durante los

movimientos complejos mandibulares. Además, es perpendicular al eje longitudinal

de los dientes. Este eje, no es igual en unos dientes que en otros. De hecho, si

miramos la mandíbula de perfil, tal y como se muestra en la siguiente representación,

(Fig. 17), observamos que tanto los dientes anteriores como los posteriores, tienen

una inclinación mesial diferente (por ejemplo, el segundo y tercer molar inferior

están más inclinados hacia mesial que los premolares), creando la llamada curva de

Spee que coincide con la superior cuando las arcadas entran en contacto entre sí.

Figura 17:Vista lateralmandibular




162

Este plano, que realmente no lo es aunque por razones técnicas lo

consideraremos como tal, en maxilares desdentados se establece, según Passamonti,

por dos puntos, tal y como podemos observar en la siguiente ilustración (Fig.18);

! El borde incisal de los dientes mandibulares anteriores.

! El triángulo o trígono retromolar.

La altura del borde incisal de los incisivos inferiores esta determinado en la

boca por las exigencias estéticas y fonéticas del paciente y, por tanto, directamenterelacionado con la posición de los dientes maxilares anteriores. De esta manera, se

establece un plano de oclusión en cada una de ellas, de forma que en aquellas en las

que existían dientes (suficiente con un incisivo y un molar) se crea el propio plano de

oclusión del paciente, y en aquellas edéntulas se ha creado un plano de oclusión

ficticio e ideal de la forma descrita en 1983 por el Dr. Passamonti : A fin de

determinar el punto posterior del plano oclusal, se divide el triángulo retromolar en

tres partes; superior, media e inferior. Luego se elige un punto medio en la unión dela parte media y el tercio superior del triángulo, siendo este el punto posterior del

plano. Desde este punto se coloca un rodete de cera hasta el borde incisal de los

dientes anteriores. Este plano puede inclinarse ligeramente hacia delante o atrás y

elevarse o descenderse en función de la reabsorción y relación de las dos crestas

desdentadas y/o de la cantidad de espacio disponible para la prótesis.

En cuanto al punto de referencia anterior en las mandíbulas desdentadas, de

forma generalizada y siguiendo las directrices, se insertó un pin incisal de 10 mm de

Figura 18:Simulaciónde planooclusal




163

longitud en el reborde anterior de la mandíbula a nivel del incisivo central, a partir

del cual se llevó el rodete de cera hacia el punto posterior del plano previamente

marcado en el trígono como se ha explicado. Una vez realizado el plano de cera se

extrajeron los dientes que quedaban tal y como se detalla en la siguiente ilustración

(Fig. 19). Figura 19:Extraccióndentaria yelaboraciónde planooclusal




164

Una vez conformado este plano en el conjunto de las mandíbulas, fabricamos

una férula radiográfica con el fin de poder localizar posteriormente zonas óseas

específicas y precisas analizando así la densidad ósea justo bajo cada marcador

radiográfico, tal y como podemos apreciar en la siguiente ilustración (Fig. 20).

Las férulas radiográficas utilizadas en este estudio corresponden a las que

contienen tiras de plomo de 2 mm de grosor como marcadores para el proceso de la

tomografía computerizada (el plomo no genera artefacto por su absorción total de la

radiación que le llega), aunque sin plancha de termovacio, ya que la propia cera es la

que se encarga de mantener en su sitio estos marcadores sin que se muevan (que esrealmente la función de esta plancha en la boca del paciente). Cada mandíbula se

preparó con una media de 20-25 tiras de plomo (según el tamaño de la misma) de 2

mm de grosor y 5 mm de espacio entre ellas. Esta preparación la podemos ver

ilustrada en las siguientes imágenes (Fig. 21).

Figura 20: Confecciónde férula radiográfica

Figura 21: Tiras de plomo situadas en laférula radiográfica




165

4.3 PREPARACIÓN DE LA MUESTRA PREVIO A CT

Una vez preparadas todas las mandíbulas con sus planos de oclusión

correspondientes, se colocaron en cajas de metacrilato transparente cúbicas de

20x20x20 cm lo suficientemente grandes para que cupiesen cada una de las

mandíbulas según su diferente tamaño. Además se fijan a la base de la misma

mediante una silicona tipo Putty, o cualquier otro medio de fijación (por ejemplo,

plastilina), ya que no va a influir en el resultado final debido a que queda fuera del

campo a irradiar.

Esta fijación se efectuó en tres puntos de la mandíbula, los más sobresalientes

de las mismas, con el fin de estabilizarla en las cajas. Estos puntos normalmente

resultan ser los ángulos mandibulares ( gónion) y el borde inferior del mentón. De

esta forma evitamos movimientos de la mandíbula durante el proceso radiográfico y

nos aseguramos, en segundo lugar de que todas y cada una de ellas tiene situado su

plano basal (es decir, el plano correspondiente al borde inferior de la mandíbula)

paralelo al borde inferior de la caja y, por ende al suelo, ya que la caja se coloca en la

camilla de examen de manera que quede plana y estable.

La metodología descrita está sustentada en los estudios de Baumert, en 2005, quien consolidó la importancia de la fijación y posicionamiento exacto de los

pacientes con el fin de garantizar la reproducibilidad del CT, evitar errores de

distorsión por movimiento del paciente y limitar la radiación a las zonas que nos

interesan.

Posteriormente estas cajas fueron rellenadas con un gel acuoso, utilizado

también para las ecografías, con el cual se disminuye la radiación dispersa cuando laradiación ionizante atraviesa la mandíbula, asemejándose así más a la realidad por

tener un coeficiente de atenuación similar al de los tejidos blandos que rodean a la

mandíbula en un paciente real. De esta forma, las mediciones de DMO (Densidad

Mineral Ósea) tienen lecturas más próximas a las fisiológicas (Butterfield, 1997;

Yerbi, 2001; Beer, 2003; Lascala 2004; Loubele, 2006; Aguiar, 2008).

Una vez colocadas en estas cajas y rellenas de la sustancia de base acuosa, las

mandíbulas de la muestra estuvieron preparadas para la realización de la tomografía




166

computerizada. En ese momento se realizaron dos tomografías a cada mandíbula

simulando posicionamientos distintos del paciente en la camilla del escáner:

1º. Una de ellas se realizó de tal forma que el corte axial primario, es

decir, el corte principal que genera la máquina a partir del cual se generan los demás

cortes axiales paralelos a éste, y se reformatearon tanto sagitales como antero-

posteriores, sea paralelo a la base de la mandíbula o plano basal. Según la posición

en la que hemos colocado la mandíbula, corresponde a la base de la caja de

metacrilato y por tanto paralelo al suelo.

2º. La otra tomografía se realizó mediante la colocación de un dispositivo

de posicionamiento y calibración, de tal forma que el corte axial primario sea

paralelo al plano oclusal. Tal y como muestra la siguiente fotografía (Fig. 22), en la

de la izquierda podemos observar en línea roja, el plano basal del hueso, mientras

que en la de la derecha observamos coloreada la línea correspondiente al plano

oclusal.

Plano Basal Plano oclusal

Figura 22: Planosde referencia axial




167

4.4 DISPOSITIVO DE POSICIONAMIENTO Y CALIBRACION

Este dispositivo consiste en un artilugio de metacrilato (por su nulo efecto de

artefacto) similar a un tradicional Plano de Fox, tal y como se muestra en la siguiente

ilustración, en el que coinciden una estructura en U con ángulos de 90º, a cuyo

extremo más corto, va unida una unidad de mordida que determina el plano oclusal

del paciente al estabilizarla en el maxilar superior o inferior, según sea la zona a

estudiar (Fig.23).

Sobre la unidad de mordida rígida se colocó un rodete de mordida de

termoendurecimiento (material tipo Godiva) con el fin de acoplarlo a los dientes

remanentes del paciente (en caso de poseerlos) o a la férula radiológica fruto de un

montaje de dientes, en casos de pacientes totalmente edéntulos.

El dispositivo, permite un correcto posicionamiento del paciente en base a su

plano oclusal, ya que el extremo más largo (que reproduce fielmente el plano oclusal

bucal del paciente) quedaría situado por fuera de la cara del paciente permitiendo al

técnico radiólogo una óptima colocación y estabilización del paciente al hacer

coincidir los punteros láser de que dispone el aparato con este extremo extraoral. Un

ejemplo de ello queda ilustrado en la siguiente figura (Fig.24).

Figura 23: Dispositivode posicionamiento ycalibración




168

Además, y con el fin de poder calibrar de forma simultánea la densidades, se

le incorporó en el eje de la estructura principal un conjunto de 4 cilindros de

hidroxiapatita cálcica, que permitiesen obtener una calibración fiel de las unidades

Hounsfield de densitometría ósea. Con el fin de identificar cada uno de esta

estructuras de calibración, la empresa Cirs de

Norfolk. Virginia. USA, ha asignado a

cada cilindro un código de color correspondiente a una densidad determinada. De

esta forma poseemos un abanico de calibración desde huesos de baja densidad ahuesos más compactos. En la siguiente figura podemos ver un detalle del sistema de

calibración (Fig.25).

En la tabla siguiente (Tabla 6), se especifican las densidades tanto

electrónicas y físicas como sus correspondencias en unidades Hounsfield.

Figura 24:Posicionamiento deldispositivo en el

paciente

Figura 25: Detallede los cilindros deHA en eldispositivo






170

4.5 REALIZACIÓN DE TOMOGRAFÍAS COMPUTERIZADAS

Para la realización de las tomografías computerizadas se utilizó un escáner

TOSHIBA AQUILION TSX-101A (Toshiba Medical Systems Corporation) de

cuerpo entero, con sistema de exploración CT de corte múltiple y con capacidad de

corte de hasta 0.5mm.

El escáner, en la reconstrucción de las imágenes, emplea una técnica de

reconstrucción helicoidal TCOT con el fin de disminuir los artefactos producidos.

Además, dado que realiza una media de entre 64-80 cortes por segundo, es capaz de

explorar una zona de 30 cm en 7,5 s disminuyendo el tiempo de permanencia inmóvil

del paciente. Para todas las mandíbulas se aplicaron los mismos parámetros de

intensidad y de potencia: 120 Kv, 150 mA, 1mm de grosor de corte y 1 mm de

incremento de corte.

Los datos fueron generados en formato DICOM (Digital Imaging and

Communications in Medicine), grabados en un DVD, y transferidos a un Software de

planificación implantológica SIMPLANTTM (Materialise Dental, Leuven Belgium).

La elección de este tipo de programa, responde a su amplia justificación en laliteratura científica que sustenta su utilización, sin atender a ningún otro motivo, ni

poseer conflicto de intereses con ésta o alguna otra compañía que se mencione en el

presente estudio. Además es un programa con gran versatilidad y sencillez de

utilización en cuanto a mediciones longitudinales y densitométricas (Monlleó, 2005;

Verdonck, 2008).

De este modo se introdujeron las mandíbulas de la muestra de una en una enla caja de metacrilato llena del gel de base acuosa, con el fin de simular tejidos

blandos y evitar las dispersiones de los rayos X.

La primera tomografía se realizó con los parámetros establecidos de

antemano y situando el corte axial primario paralelo al plano basal del hueso

mandibular, que coincide con la base de la caja de metacrilato. Una vez terminada

ésta, se repitió una segunda tomografía (ejecutada por el mismo técnico y con el

mismo aparato de escáner) con los mismos parámetros de kilovoltaje y miliamperaje




171

y con el plano axial paralelo al plano oclusal de las mandíbulas, que era el

establecido por los rodetes de cera.

Este plano oclusal era visualizado gracias al dispositivo de posicionamiento y

calibración, que permitía conocer la inclinación de dicho plano oclusal desde fuera

de la caja de metacrilato, tal y como podemos observar en las siguientes ilustraciones

(Fig. 26).

Las imágenes obtenidas se grabaron en formato DICOM, de forma

individualizada en DVD de grabación. De esta forma pudimos valorar la influencia

del posicionamiento del paciente en la exactitud y reproducibilidad de las

mediciones, así como la exactitud de las mediciones densitométricas, al poderlas

comparar con unos cilindros de medidas conocidas.

Figura 26:Posicionamientodel dispositivoen la mandíbula




172

4.6 PROGRAMA DE VISUALIZACIÓN Y MEDICIÓN DE

IMÁGENES TOMOGRÁFICAS

Las imágenes generadas por el escáner fueron almacenadas en formato DICOM

( Digital Imaging and Communications in Medicine ), un tipo de formato

ampliamente extendido por su generalización de uso en diversas áreas como

medicina, radiología, informática, así como en implantología etc. (Norton, 2001;

Monlleó, 2005; Olsen, 2005; Ruppin, 2007; Birgull, 2008; Verdonck, 2008; Merheb,

2010).

Estas imágenes en formato DICOM fueron transformadas a través del centro

radiológico TESLA de Elche (Alicante), a cargo del Dr. Julio Sáez, a un formato

compatible con el programa SIMPLANT TM (Materialise Medical, Leuven, Belgium),

comprimiéndose las imágenes originales de 12 bits a 8 bits. De esta forma, tuvimos

las imágenes de las mandíbulas en un programa que nos permite visualizarlas a la

vez que realizar en ellas mediciones, tanto longitudinales como densitométricas, a

través del posicionamiento de pequeños R.O.I. (Region of Interest) circulares de área

conocida. Estas regiones de interés nos proporcionan la información objetiva de la

densidad mineral ósea contenida en su área interior, así como la desviación típica de

la misma (Verdonck, 2008 ).

La utilización de programas informáticos para el manejo de las imágenes de

las CT, está ampliamente abastecida en la literatura científica, de hecho Martínez, en

2001 confirma que los programas de CT facilitan la evaluación de la densidad de

hueso en unidades HU.




173

4.7 SELECCIÓN DE R.O.I. (REGION OF INTEREST)

La elección de los ROI oportunos es un tema de suma importancia y analizado

concienzudamente por diversos autores (Buroni, 2004; Capiglioni, 2006; Katsumata,

2007; etc.), en lo que se refiere a tamaño, localización y situación exacta dentro de

corte sagital. Estos ROI consisten en unas determinadas áreas (ya sean circulares o

rectangulares) de mediciones conocidas en mm2, las cuales se sitúan en el corte

tomográfico a estudiar, y el programa informático le asigna un valor densitométrico

en unidades HU (Hounsfield) generado sobre la base a una escala de grises.

La selección del ROI debería realizarse en el plano axial, ya que es el más

sensible a los cambios de mineralización ósea del hueso trabecular (Capiglioni,

2006) y porque el plano axial es el que realmente proporciona el escáner al emitir la

radiación; el resto de cortes son un reformateo informático de las imágenes previas.

Luego este es el plano más exacto de los contenidos en una tomografía

computerizada.

Se recomienda el uso de cortes axiales de 1mm como máximo, ya que cortesmás anchos harían aumentar el tamaño del Voxel, creando más ruido en las imágenes

y distorsionando la medición de la densidad (Katsumata, 2007). Aunque, por razones

de utilidad en implantología y por no necesitar ver evoluciones o cambios en DMO

sino datos concretos, nosotros los seleccionamos en los cortes sagitales. Cabe señalar

que no hay estudios que demuestren una relevancia significativa en la elección de un

corte u otro para la medición de la densidad ósea, siquiera sobre las zonas concretas

en las cuales se debe analizar la DMO maxilar.

Dadas estas premisas, se seleccionaron para nuestro estudio y teniendo en

cuenta los marcadores radiopacos de plomo, unos 20-25 cortes sagitales por

mandíbula y se localizó y se analizó la densidad de una región de interés (ROI) por

corte sagital de las mandíbulas del primer escaneado para luego compararla con la

densidad correspondiente al mismo ROI pero de las mandíbulas del segundo

escaneado.




174

El programa informático es capaz de calcular en estas pequeñas regiones de

interés (ROI), la densidad contenida en el mismo (Buroni, 2004), debido a que se

puede calcular, conociendo gracias a la tomografía computerizada, la intensidad

emitida y recibida, la atenuación o porción de energía absorbida por el hueso, que

será proporcional a la densidad del mismo atravesado. El resultado final de la

reconstrucción de cada sección es una matriz de números, a cada uno de los cuales le

es asignado un elemento de la imagen llamado píxel ( picture element ), formándose

un mapa de píxeles correspondientes a coeficientes de atenuación lineal de los tejidos

(Verdonck, 2008).

La visualización de la imagen se realiza utilizando una escala de grises. Los

valores almacenados en esta matriz son proporcionales al coeficiente de atenuación

del tejido situado espacialmente en la misma posición que el píxel correspondiente.

A estos valores se los denomina números CT y son calculados de acuerdo con la

siguiente expresión:

"# $ % ! &'()*+', - . / ! '01' - . 2 3 4

donde E representa la energía efectiva del haz de rayos X.

µ material y µ agua son los coeficientes lineales de atenuación del agua y del material en estudio

respectivamente.

K es una constante que depende del diseño del equipo.

Universalmente se ha adoptado la escala Hounsfield , que asigna el valor cero

(0) al agua y el -1024 al aire. De esta forma, los materiales más densos como el tejido

cortical óseo o los metales permanecen en un rango que abarca desde cero hasta 1000

o 3000 unidades Hounsfield (HU), dependiendo de la escala utilizada por el

tomógrafo. El tejido graso obtendría un valor de 110 HU, mientras que el músculo

alrededor de 40.

Las imágenes de CT son procesadas seleccionando un “centro” (level ) y

definiendo un “ancho de ventana” (window) que incluya el rango de valores

Hounsfield de interés (determinado por la densidad del tejido en estudio). En estesentido, a todos los valores que estén por encima del máximo de unidades HU se les






176

! Situamos el cursor en la ventana de cortes axiales a nivel del ángulo supero-

vestibular de la tira radiográfica contenida en la cera. El software Simplant permite

visualizar el corte sagital correspondiente a dicha localización como observamos en

la siguiente figura (Fig.29).

! Ya en este momento, tal y como se muestra en la figura anterior, se intenta

siempre situar el ROI en hueso trabecular excluyendo el cortical (Naitoh, 2009). Este

mismo procedimiento es el que realizamos en cada mandíbula dos veces, la primera

analizando los ROI en los cortes sagitales con el plano de referencia paralelo al

hueso basal y, la segunda, los mismos ROI (tamaño y localización) en los cortessagitales, pero con el plano de referencia paralelo al plano oclusal.

! El tamaño del ROI en superficie en los distintos cortes a comparar ha de ser el

mismo o parecido para ambos cortes sagitales, ya que las densidades obtenidas son

densidades medias del área del ROI, por lo que pequeñas variaciones de tamaño no

van a influir en el resultado.

! El posicionamiento del ROI ha de ser simétrico en ambos cortes. Para ello se

tomaron puntos de referencia comunes existentes, como el nervio dentario inferior, el

hueso cortical crestal, el hueso cortical basal o el inicio de la tira radiográfica. En la

siguiente ilustración, podemos observar las referencias comunes utilizadas (Fig.30).

Figura 29: Cortesagital del CT






178

4.8 CALIBRACIÓN DE LAS TOMOGRAFÍAS

COMPUTERIZADAS

El objetivo de esta segunda fase del estudio fue evaluar la precisión de las

densitometrías obtenidas. La precisión es la capacidad del sistema a tener resultados

consistentes, similares en evaluaciones repetidas (Díez, 2003). Los cambios de

variación que presentan los estudios de densitometría ósea pueden afectar el criterio

de tratamiento del paciente.

En cuanto a las unidades de medición de la densidad , no hay un consenso

específico sobre cual es la ideal. Tenemos autores que miden en mgr/cm3 (expresa

densidad mineral física de un volumen), otros en mgr/cm2 (expresa un área por lo

que realmente no es una unidad de densidad), otros lo miden como densidad

electrónica (debido a que es la masa densa de electrones del hueso la que produce la

atenuación al paso de la radiación y otros en unidades Hounsfield (HU), que hace

referencia a la densidad fotográfica (según la escala de grises de la Tomografía

Computerizada)

La escala Hounsfield es una escala estandarizada y aceptada para informar y

visualizar sobre los valores de densidad en el CT. Aunque probablemente no sea la

medida ideal de la densidad, sí nos proporciona un marco único e integral con un

lenguaje de comunicación común a todos los profesionales de la rama médica. Sobre

esta escala hay un amplio campo de estudio, habiéndose establecido numerosos

protocolos quirúrgicos concretos para la consecución de un mayor éxito en

implantología. En realidad, no supone mayor problema el uso de una escala u otra, lo

que realmente importa es que utilicemos siempre la misma y que los valores sean

reproducibles, fiables y precisos. En definitiva, es de unidades Hounsfield de lo que

vamos a hablar, que hacen referencia a las distintas atenuaciones que experimentan

los rayos X según la densidad electrónica que atraviesen (Thomas, 1999; Meyer,

2010).




179

Existe una relación entre los valores de CT obtenidos en unidades HU y la

densidad electrónica, de tal forma que para HU<100, siguen el patrón " e= HU/1000

+1,00. Para HU>100, donde estaría el hueso , " e= HU/1950 +1,00) (Thomas, 1999),

del mismo modo que una relación entre la densidad física (mgr/cm

3

) y las unidadesHounsfield. Este dato es importante también, ya que la mayoría de las mediciones de

densidad en el organismo en general con fines de diagnóstico de la osteoporosis, se

realizan en mgr/cm3, por lo que disponemos de un mismo lenguaje a la hora de

hablar de osteoporosis general y osteoporosis mandibular.

Una vez comparadas las densidades sitio-específicas de las dos tomografías

computerizadas, nos dispusimos a averiguar cuál era el patrón de oro o el gold

standard, con el fin de poder establecer una regla de densitometría precisa en cada

una de nuestras mediciones, eliminando errores causados por artefactos, compresión

y descompresión de imágenes, alteraciones en kilovoltaje y miliamperaje, etc. Para

ello, introdujimos en este estudio, un nuevo parámetro, la calibración. Como se ha

venido explicando a lo largo del presente texto, la calibración puede ser no

simultánea, (realizada al aparato de CT mediante unos dispositivos llamados

fantomas de calibración) o simultánea que es la que se realiza en cada paciente de

forma individual. En este estudio, la calibración que se hizo fue simultánea o

intraoperatoria de cada mandíbula, y es la que nos permitió saber si las mediciones

que obtuvimos de la densidad mineral ósea en cada corte eran reales o no. Cabe decir

que la posible inexactitud de los valores obtenidos, por pequeña que sea, necesita ser

cuantificada, debido a la gran importancia que tiene la densidad ósea en la

planificación implantológica prequirúrgica, como hemos podido comprobar

previamente.

Algunos autores, previamente, han utilizado la calibración de la tomografía

computerizada con fines dentales (Bassi, 1999; Homolka, 2002; Beer, 2003;

Verdonck, 2008; Naitoh, 2009) de forma similar a la expuesta en el presente estudio.

Otros, como Ramírez, en 2010, lo han utilizado de forma más rudimentaria para

radiografías de acetato, a las cuales se les hace una fotografía digital para

almacenarlas. Incluso en estos casos se ha estado realizando la calibración tanto de

las mediciones longitudinales como de las densidades.




180

López-Quiles, en un reciente artículo de 2010, estableció la necesidad de

calibrar los escáneres maxilares, primero, a través de una calibración del aparato en

sí y, posteriormente, de forma individual a cada maxilar escaneado debido a la

variabilidad de datos densitométricos que se obtienen al seleccionar en implantología

unos ROI no lo suficientemente grandes como para que el programa informático

produzca datos fiables. De esta forma, se pueden comparar los valores obtenidos en

el fantomas con los reales y, así, poder calcular un factor de corrección.

Utilizaron, además, un fantomas de uso habitual en exploraciones de

columna, con las consiguientes dificultades de posicionamiento junto al paciente,

teniéndolo que situar en la camilla de manera que se les imposibilitaba la utilización

del cefalostato (necesario en el posicionamiento e inmovilización de la cabeza del

paciente ).

Por una parte, Slotte, en 2003, midió la densidad ósea mediante

histomorfometría con el microscopio óptico pero calibró cada medición con una

regla que contienen un calibrador conocido. En cambio Naitoh, en 2007, utilizó un

sistema de calibración similar al propuesto en el presente estudio mediante la

utilización de bloques de hidroxiapatita de 0, 100, 200, 300 y 400 mgr/cm3.

En este sentido, Denissen, en 1999, estableció dos términos de suma

importancia en calibración:

! Precisión; según el cual un método es preciso cuando presenta una mínima

variación aleatoria obtenida por la repetición de la medición en el mismo

espécimen.

! Exactitud; es decir, un instrumento es exacto cuando tiene la habilidad de dar

los mismos valores que los obtenidos por otro método independiente.

Un método no invasivo de medición de la exactitud de un aparato es la

utilización del mismo de forma conjunta con un fantomas de calibración de medidas

conocidas. Las densidades obtenidas mediante DEXA o CT deben ser corregidas por

las conocidas del fantomas de calibración. Esto crea un factor de corrección (!):

!= DMO real del fantomas/DMO obtenida del fantomas




181

De tal forma que:

DMO real ósea = DMO ósea obtenida x ! (factor de corrección)

Otros estudios confirman la linealidad de este factor de corrección (Denissen,

1999; Verdonck, 2008).

Analizando la literatura existente, hemos encontrado cinco patentes de

dispositivos publicadas para calibrar los aparatos de radiodiagnóstico, entre ellos el

CT. Vamos a presentar algunos de los estudios más relevantes:

! Arnold, en 1994, diseñó un dispositivo a base de sulfato cálcico con el fin de

colocarlo al lado de la zona a irradiar de cada paciente y, de esa forma, al escanearlo

conjuntamente, corregir y calibrar las densidades al obtener un mismo espectro de

atenuación. Postuló la obligación de la calibración, al existir factores que

distorsionan la precisión de las mediciones, como cantidad de músculo y grasa de

cada paciente, artefactos, propiedades del haz de rayos x de cada aparato…Opina

además que la hidroxiapatita cálcica supondría un mejor elemento de calibración.

! Kalender, en 1993, diseñó en su patente un fantomas de calibración con

forma de vértebra lumbar para calibrar tanto los DEXA como los CT en las

densitometrías lumbares para el control de la osteoporosis. Cada parte de la vértebra

se medía con una densidad determinada y con diferenciación tanto de cortical como

de trabecular. Utilizó hidroxiapatita cálcica con valores de 0-800 mgr/cm3, de esa

forma poder calibrar tanto esponjosa como cortical.

! Gohno, en 1996 y Ozaki, en 1991, diseñaron unos dispositivos a base de

hidroxiapatita cálcica para situar en la camilla del paciente y poderlo escanear

conjuntamente.

! Fivez, en 1996, diseñó un artilugio a base de una mezcla de componentes en

tubos a base de aluminio y policarbonato otorgando un espectro policromático de

atenuaciones.




182

Para la calibración intraoperatoria de cada tomografía helicoidal, como se ha

mencionado anteriormente, se colocaron en el dispositivo de posicionamiento y

calibración diseñado, 4 cilindros de hidroxiapatita cálcica de 5 mm de diámetro y 50

mm de longitud. Estos cilindros (CIRS Tissue Simulation and phantom technology.

Norfolk. Virginia. USA) están construidos expresamente para la calibración de las

densidades óseas en los escáneres, presentando densidades conocidas y diferenciadas

por una sencilla guía de colores.

Así, en cada tomografía computerizada realizada a cada una de las 70

mandíbulas, se colocó dicho posicionador, obteniendo un total del 70 escáneres de

mandíbulas paralelos al hueso basal con calibración simultánea y otros 70 escáneres

de mandíbulas paralelos al plano oclusal con calibración simultánea.

Vamos a detallar a continuación el método empleado para la calibración y

ajuste de las medidas obtenidas:

La calibración de las tomografías se llevó a cabo comparando los valores HU

de los aditamentos de hidroxiapatita con los valores teóricos de los mismos, tal y

como postula Taylor, en 2002 y confirmaron en su estudio Naitoh, en 2007 y

Verdonck, en 2008 en el que se extrapolan los valores HU a valores de BMD en

mgr/cm3.

De esta forma, en cada escáner, se obtuvo el factor de corrección (!)

necesario para hallar la DMO real:

!= DMO real del fantomas / DMO obtenida del fantomas


1º. En cada tomografía computerizada mandibular se seleccionaron los

cortes sagitales donde se visualizaba el cilindro de hidroxiapatita y, mediante la

incorporación de un ROI de las mismas dimensiones que los obtenidos

anteriormente, se obtuvo la densidad del aditamento de hidroxiapatita en dicho CT.

Con el fin de obtener una mayor precisión, se colocaron 10 ROI en cada aditamento,

los cuales proporcionaron 10 mediciones de densidad, calculando posteriormente la

media aritmética de los mismos tal y como se muestra a continuación (Fig. 31).






184

3º. Por último, una vez calculado el factor de corrección (!) en cada

Tomografía Computerizada mandibular, se obtuvo el valor real de densidad ósea, el

gold standard que nos permitía averiguar si los datos densitométricos obtenidos en

los escáneres de nuestros pacientes eran precisos y/o exactos o no. Este valor real, se

calculó mediante la fórmula;


En resumen, se han analizado 70 mandíbulas en cómputos globales a una

media de 22 cortes por mandíbula, dando un total de 1540 datos densitométricos para

el plano basal y otros 1540 datos para el plano oclusal. Estos 3080 datos, fueroncomparados con sus respectivos 3080 datos de densidad reales del patrón de oro o

gold standard hallado.




185

4.9 ANÁLISIS ESTADÍSTICO

Para conseguir los objetivos propuestos, analizamos los datos obtenidos en las 70

mandíbulas mediante PASW Statistics 18 versión 18.0.0. y Forest Plot Viewerversión 1.1, en colaboración con el Departamento de Psicología de la Salud de la

Universidad Miguel Hernández (UMH) de Elche. Teniendo en cuenta que se

midieron los DMO de 22 cortes sagitales para cada una de ellas en cuatro

condiciones, el plano de referencia (basal y Fox) y el tipo de medida (calibrada y

estimada), nuestra matriz de datos de partida contenía 88 variables en 70 mandíbulas.

Como paso previo al análisis de los datos, se procedió a la inspección de estos a

fin de detectar posibles anomalías y depurar la matriz. De este modo, realizamos unanálisis exploratorio de cada una de las 88 variables mencionadas.

Tras los estudios exploratorios de las matrices de datos, nos planteamos, de

forma inicial, un análisis para averiguar si existían diferencias significativas en todas

las condiciones estudiadas, tanto en el tipo de plano de referencia axial utilizado

(basal y Fox), en el tipo de medidas (calibradas y estimadas), en las 20 áreas de

densidad registradas, así como posibles efectos de interacción significativos en todas

ellas. Dado que todas las mandíbulas pasaron por todas las condicionesexperimentales, se procedió a un análisis de medidas repetidas con los factores intra-

sujetos plano, tipo y áreas, con dos, dos y 20 niveles, respectivamente. Para la

interpretación de todos los resultados se utilizó un nivel de significación # = 0,05.

Con el fin de obtener los intervalos de confianza de los tamaños del efecto,

además de una estimación combinada del efecto global , entendido como el grado en

que el efecto del tratamiento está presente en la población (Glass, 1976), se recurrió a

procedimientos propios del meta-análisis, técnica que, desde hace algunas décadas,

se ha convertido en una importante fuente de pruebas en todas las disciplinas

médicas (Wallace, 2009). Una vez obtenidas las medidas estandarizadas del tamaño

del efecto en cada experimento, el meta-análisis las combina obteniendo una

estimación media del tamaño del efecto global. Además, en nuestro caso, como las

medidas de densidad se han tomado de forma incidental dentro de un campo más o

menos concreto, como puede ser el corte sagital de donde proceden, asumimos la

elección de un modelo de efectos aleatorios para el análisis.





5. RESULTADOS





5. RESULTADOS

189

A lo largo de las páginas siguientes vamos a mostrar los principales resultados

obtenidos tras los análisis de los datos.

Como resultado de la exploración se observó que las mandíbulas 31 y 32carecían de un número importante de datos: 32 omisiones en la primera y 36 en la

segunda. Estas ausencias correspondían a condiciones concretas: basal para la

primera y basal calibrada en la segunda. Cabe decir que, aunque el análisis

multivariante no exige diseños equilibrados, la carencia de datos no podía

considerarse aleatoria, con lo que decidimos eliminar el registro de estas mandíbulas.

Por otro lado, con respecto a las áreas de densidad medidas, la 22 fue

descartada de todos los análisis por tratarse de una constante. Por su parte, la medida21 sólo fue observada en 19 de las 70 mandíbulas, por lo que también se eliminó de

los análisis.

Teniendo en cuenta lo anterior, se realizó de nuevo la exploración de la

matriz sin las variables ni las mandíbulas mencionadas. Las pruebas de Kolmogorov-

Smirnov y de Shapiro-Wilks no arrojaron alejamientos estadísticamente significativos

de la normalidad. Así mismo, no se detectó caso extremo alguno.

Además, para el análisis posterior de comparaciones de las condiciones basal

estimada, basal calibrada, Fox estimada y Fox calibrada, se combinaron los datos

de las 68 mandíbulas en estas cuatro situaciones. A continuación se realizaron

nuevos análisis exploratorios de las variables, obteniendo las medias, las

desviaciones típicas, las medias recortadas, los valores extremos, las pruebas de

normalidad y los gráficos de Tukey. Las cuatro condiciones analizadas no mostraron

casos extremos ni alejamientos estadísticamente significativos de la distribución

normal. Los resultados se muestran a continuación:













5. RESULTADOS

195

Ante esta situación de incumplimiento del supuesto, podemos plantearnos dos

alternativas. La primera de ellas consiste en basar nuestras decisiones sobre la

igualdad de medias en la aproximación multivariada, tratándose de una elección

apropiada ya que no exige esfericidad. De este modo, presentamos en la siguiente

tabla los estadísticos Pillai, Wilks, Hotelling y Roy resultantes de los contrastes

multivariados:

CONTRASTES MULTIVARIADOS

Contrastes multivariadosb

Efecto Valor F Gl de la hipótesis Gl del error Sig.

Traza de Pillai ,065 3,323a 1,000 48,000 ,075

Lambda de Wilks ,935 3,323a 1,000 48,000 ,075

Traza de Hotelling ,069 3,323a 1,000 48,000 ,075

Plano

Raíz mayor de Roy ,069 3,323a 1,000 48,000 ,075

Traza de Pillai ,073 3,782a 1,000 48,000 ,058

Lambda de Wilks ,927 3,782a 1,000 48,000 ,058

Traza de Hotelling ,079 3,782a 1,000 48,000 ,058

Tipo

Raíz mayor de Roy ,079 3,782a 1,000 48,000 ,058

Traza de Pillai ,737 4,418a 19,000 30,000 ,000

Lambda de Wilks ,263 4,418a 19,000 30,000 ,000

Traza de Hotelling 2,798 4,418a 19,000 30,000 ,000

Áreas

Raíz mayor de Roy 2,798 4,418a 19,000 30,000 ,000

Traza de Pillai ,002 ,092a 1,000 48,000 ,763

Lambda de Wilks ,998 ,092a 1,000 48,000 ,763

Traza de Hotelling ,002 ,092a 1,000 48,000 ,763

Plano * tipo

Raíz mayor de Roy ,002 ,092a 1,000 48,000 ,763

Traza de Pillai ,322 ,750a 19,000 30,000 ,741

Lambda de Wilks ,678 ,750a 19,000 30,000 ,741


Plano * Áreas


Traza de Pillai ,694 3,587a 19,000 30,000 ,001

Lambda de Wilks ,306 3,587a 19,000 30,000 ,001

Traza de Hotelling 2,272 3,587a 19,000 30,000 ,001

Tipo * Áreas

Raíz mayor de Roy 2,272 3,587a 19,000 30,000 ,001

Traza de Pillai ,385 ,988a 19,000 30,000 ,500

Lambda de Wilks ,615 ,988

a

19,000 30,000 ,500

Plano * Tipo * Áreas





196


a. Estadístico exacto

b. Diseño: Intersección

Diseño intra-sujetos: Plano + Tipo + Áreas + Plano * Tipo + Plano * Áreas + Tipo * Áreas + Plano * Tipo * Áreas

La primera inspección de la tabla nos lleva al análisis del efecto de

interacción de segundo orden plano x tipo x áreas. Dado que no es estadísticamente

significativo, procedemos al examen de los efectos de interacción de primer orden.

En este caso, sólo la condición tipo x áreas resulta estadísticamente significativa

(señalada en negrilla), no así las condiciones plano x tipo ni plano x áreas. Debido a

la presencia un efecto de interacción significativo, los factores principales plano, tipo y áreas no se pueden, ni deben, interpretar. Los resultados obtenidos indican que las

densidades dependen del tipo de medida; en otras palabras, no se pueden interpretar

aisladamente las diferencias entre las áreas de densidad registradas sin tener en

cuenta si han sido tomadas de forma calibrada o estimada.

La otra alternativa al incumplimiento del supuesto de esfericidad consiste en

utilizar los estadísticos F univariados aplicando el factor de corrección épsilon, que

expresa el grado en que la matriz de varianzas-covarianzas se aleja de la esfericidad(en condiciones de esfericidad perfecta, este índice es igual a 1).

La siguiente tabla ofrece dos estimaciones de épsilon: Greenhouse-Geisser y

Huynh-Feldt . Un tercer valor, Límite inferior , nos proporciona el valor que adoptaría

épsilon en el caso de incumplimiento extremo del supuesto de esfericidad. Para poder

utilizar los estadísticos F univariados en este caso se deben ajustar los grados de

libertad utilizando las estimaciones de épsilon. Estos valores corregidos y sus

correspondientes significaciones se presentan en la siguiente tabla:

PRUEBAS DE EFECTOS INTRA-SUJETOS

Origen Suma de

cuadrados tipo III gl

Media

cuadrática F Sig.

Esfericidad asumida 371772,496 1 371772,496 3,323 ,075Plano

Greenhouse-Geisser

371772,496 1,000 371772,496 3,323 ,075






198

Límite-inferior 1612394,125 1,000 1612394,125 1,266 ,266

Esfericidad asumida 6,115E7 912 67052,601

Greenhouse-

Geisser

6,115E7 591,938 103308,092

Huynh-Feldt 6,115E7 810,502 75449,497

Error(Plano*Áreas)

Límite-inferior 6,115E7 48,000 1273999,414

Esfericidad asumida 317921,536 19 16732,712 6,669 ,000

Greenhouse-

Geisser

317921,536 10,850 29302,037 6,669 ,000

Huynh-Feldt 317921,536 14,257 22299,732 6,669 ,000

Tipo * Áreas

Límite-inferior 317921,536 1,000 317921,536 6,669 ,013

Esfericidad asumida 2288172,717 912 2508,961

Greenhouse-

Geisser

2288172,717 520,791 4393,650

Huynh-Feldt 2288172,717 684,324 3343,700

Error(Tipo*Áreas)

Límite-inferior 2288172,717 48,000 47670,265

Esfericidad asumida 9301,753 19 489,566 ,821 ,683

Greenhouse-

Geisser

9301,753 9,887 940,795 ,821 ,607

Huynh-Feldt 9301,753 12,659 734,797 ,821 ,635

Tipo * Subtipo * Medidas

Límite-inferior 9301,753 1,000 9301,753 ,821 ,369

Esfericidad asumida 543955,715 912 596,443

Greenhouse-

Geisser

543955,715 474,582 1146,180

Huynh-Feldt 543955,715 607,629 895,210

Error(Tipo*Subtipo*Medidas)

Límite-inferior 543955,715 48,000 11332,411

De nuevo, los resultados nos muestran que el efecto de interacción de

segundo orden plano x tipo x áreas no es estadísticamente significativo. Tampoco lo

son las interacciones de primer orden plano x áreas ni plano x tipo. Sin embargo, sí

existe un efecto de interacción estadísticamente significativo, tipo x áreas (señalado

en negrilla), por lo que las 20 áreas de densidad medidas en su conjunto muestran

diferencias en función de si se toman de forma calibrada o estimada. Los efectos

principales, plano, tipo y áreas, como antes, no pueden ser interpretados, por tanto,

aisladamente. Como podemos apreciar, tanto la solución multivariada comounivariada nos llevan a las mismas conclusiones.






200

ESTADÍSTICOS DESCRIPTIVOS DEL EFECTO SUBTIPO POR MEDIDAS

Intervalo de confianza 95%Tipo Áreas

Media Error típ. Límite inferior Límite superior

1 -103,568 48,685 -201,457 -5,680

2 -40,346 50,099 -141,078 60,385

3 -18,036 43,292 -105,080 69,009

4 17,793 45,047 -72,781 108,367

5 77,932 56,202 -35,069 190,933

6 132,826 56,904 18,413 247,240

7 ,171 55,612 -111,644 111,987

8 79,832 59,432 -39,664 199,328

9 133,794 56,957 19,274 248,314

10 231,033 71,384 87,505 374,561

11 365,261 65,095 234,378 496,144

12 296,084 58,512 178,438 413,730

13 153,894 57,978 37,321 270,467

14 51,209 54,847 -59,067 161,486

15 -51,925 44,592 -141,583 37,733

16 -51,796 50,921 -154,180 50,588

17 3,466 50,324 -97,718 104,650

18 28,143 48,640 -69,654 125,939

19 -33,761 47,690 -129,648 62,126

Calibrada

Estimada

20 -94,332 57,699 -210,343 21,679

1 -87,635 41,587 -171,252 -4,018

2 -34,138 43,415 -121,430 53,154

3 -12,161 36,650 -85,851 61,528

4 15,038 38,751 -62,876 92,952

5 67,207 48,166 -29,638 164,052

6 111,799 48,433 14,418 209,180

7 1,219 47,631 -94,549 96,987

8 67,746 50,571 -33,934 169,426

9 114,987 49,409 15,643 214,330

10 199,262 61,822 74,961 323,563

11 312,348 56,468 198,811 425,884

12 255,778 50,595 154,049 357,507

13 135,372 51,092 32,644 238,099

Estimada Estimada

14 41,582 47,640 -54,205 137,370










204

TAMAÑOS DEL EFECTO EN LA CONDICIÓN Calibrada / Ajustada

95% Intervalo deconfianza para la

diferenciadiferencia

de medias DT

error típico

de la media inferior superior |d| % r

Par 1 Estimada1 - Calibrada1 -16,44 62,70 5,38 -27,08 -5,81 0,26 60,34 -0,13

Par 2 Estimada 2 - Calibrada2 -7,96 55,72 4,78 -17,41 1,49 0,14 55,68 -0,07

Par 3 Estimada 3 - Calibrada3 -4,89 59,61 5,11 -15,00 5,22 0,08 53,27 -0,04

Par 4 Estimada 4 - Calibrada4 3,66 64,63 5,54 -7,30 14,63 0,06 52,26 0,03


Par 6 Estimada 6 - Calibrada6 22,53 64,81 5,56 11,54 33,52 0,35 63,59 0,17


Par 8 Estimada8 - Calibrada8 10,66 63,27 5,42 -,06 21,39 0,17 56,69 0,08

Par 9 Estimada9 - Calibrada9 24,25 67,75 5,81 12,76 35,74 0,36 63,98 0,18Par 10 Estimada10 - Calibrada10 38,15 79,02 6,78 24,75 51,55 0,48 68,54 0,23

Par 11 Estimada11 - Calibrada11 45,45 70,62 6,06 33,47 57,42 0,64 74,01 0,31



Par 14 Estimada14 - Calibrada14 6,80 66,05 5,66 -4,40 18,00 0,10 54,10 0,05

Par 15 Estimada15 - Calibrada15 -7,03 54,81 4,70 -16,33 2,26 0,13 55,10 -0,06






TAMAÑOS DEL EFECTO EN LA CONDICIÓN Basal Estimada / Basal Calibrada


diferenciadiferenciade medias DT

error típicode la media inferior superior |d| % r

Par 1 Basal Estim1 - Basal Calib1 -18,24 67,07 8,13 -34,48 -2,01 0,27 60,72 -0,13

Par 2 Basal Estim2 - Basal Calib2 -12,43 58,08 7,04 -26,49 1,62 0,21 58,48 -0,11

Par 3 Basal Estim3 - Basal Calib3 -3,30 60,76 7,37 -18,01 11,40 0,05 52,17 -0,03

Par 4 Basal Estim4 - Basal Calib4 1,80 71,45 8,67 -15,49 19,10 0,03 51,01 0,01


Par 6 Basal Estim6 - Basal Calib6 24,46 64,19 7,78 8,92 40,00 0,38 64,84 0,19



Par 9 Basal Estim9 - Basal Calib9 24,61 71,78 8,70 7,23 41,98 0,34 63,41 0,17

Par 10 Basal Estim10 – Basal Calib10 38,91 79,87 9,69 19,58 58,24 0,49 68,70 0,24




5. RESULTADOS

205


Par 13 Basal Estim13 – Basal Calib13 15,39 66,66 8,08 -0,74 31,53 0,23 59,13 0,11

Par 14 Basal Estim14 – Basal Calib14 10,78 70,68 8,57 -6,33 27,89 0,15 56,06 0,08

Par 15 Basal Estim15 – Basal Calib15 -8,90 56,43 6,84 -22,55 4,76 0,16 56,26 -0,08






TAMAÑOS DEL EFECTO EN LA CONDICIÓN Fox Estimada/ Fox Calibrada


diferencia

diferenciade

medias DT

Error típicode la

media inferior superior |d| % r

Par 1 Fox Estimada1 - Fox Calibrada1 -14,64 58,45 7,09 -28,79 -0,49 0,25 59,87-

0,12

Par 2 Fox Estimada2 - Fox Calibrada2 -3,48 53,30 6,46 -16,38 9,42 0,07 52,79-

0,03

Par 3 Fox Estimada3 - Fox Calibrada3 -6,48 58,84 7,14 -20,72 7,77 0,11 54,38-

0,05

Par 4 Fox Estimada4 - Fox Calibrada4 5,53 57,48 6,97 -8,38 19,44 0,10 53,98 0,05


Par 6 Fox Estimada6 - Fox Calibrada6 20,59 65,83 7,98 4,66 36,53 0,31 62,17 0,15



Par 9 Fox Estimada9 - Fox Calibrada9 23,89 63,99 7,76 8,40 39,38 0,37 64,43 0,18

Par

10

Fox Estimada10 - Fox

Calibrada10 37,39 78,75 9,55 18,33 56,45 0,47 68,08 0,23

Par

11


Calibrada11 44,55 68,02 8,25 28,08 61,01 0,65 74,22 0,31

Par

12


Calibrada12 26,86 62,47 7,58 11,74 41,98 0,43 66,64 0,21

Par

13


Calibrada13 13,66 65,00 7,88 -2,08 29,39 0,21 58,32 0,10

Par

14


Calibrada14 2,82 61,33 7,44 -12,03 17,67 0,05 51,99 0,02

Par

15


Calibrada15 -5,17 53,50 6,49 -18,12 7,78 0,10 53,98-

0,05

Par

16


Calibrada16 -15,49 52,30 6,39 -28,25 -2,73 0,30 61,79-

0,15

Par

17


Calibrada17 -11,68 53,38 6,52 -24,70 1,34 0,22 58,71-

0,11

Par18

Fox Estimada18 - FoxCalibrada18 -8,28 54,82 6,91 -22,09 5,53 0,15 55,96

-0,07




206

Par

19


Calibrada19 -4,44 46,46 6,10 -16,66 7,78 0,10 53,98-

0,05

Par

20


Calibrada20 -9,27 72,27 10,32 -30,03 11,49 0,13 55,17-

0,06

Como se puede observar, en la comparación entre las medidas estimadas y

calibradas, hay 10 tamaños de efecto que superan el valor 0,15. Concretamente, en la

condición Basal Estimada / Basal Calibrada hay 14 y 11 en Fox Estimada / Fox

Calibrada.

Antes de obtener los intervalos de confianza y la estimación del efecto global,

se analizó la homogeneidad de los tamaños de los efectos para determinar si la

variabilidad observada en los resultados puede explicarse como meras fluctuaciones

aleatorias. Para ello, se utilizó la prueba Q (Cochran, 1954), la razón R B (Birge,

1932) y el índice I 2 (Higgins, 2002). La primera de ellas, Q, es una prueba de

significación que se obtienen mediante un sumatorio de diferencias cuadráticas de

cada tamaño del efecto con respecto al promedio ponderado, con una distribución %2k

-; la segunda compara la Q con sus grados de libertad, de forma que valores mayores

que uno indican una varianza entre los tamaños de efecto mayor de la esperada por

error de muestreo y, por último, I2, que compara la diferencia entre Q y sus grados delibertad con el propio valor de Q, es un índice que proporciona el porcentaje del total

de la variabilidad que es debida a la verdadera heterogeneidad entre los estudios, en

otras palabras, se trata de una medida de la magnitud de la verdadera heterogeneidad

en meta-análisis. Los resultados de las pruebas para las tres condiciones estudiadas se

muestran en la siguiente tabla:

PRUEBAS DE HOMOGENEIDAD

Condición Q %219 Rb I2

Estimada - Calibrada 19,15521 30,14 1,00816 0,81030

Basal Estimada – Basal Calibrada 19,19769 30,14 1,010405 1,02976

Fox Estimada – Fox Calibrada 19,01366 30,14 1,000719 0,07184



5. RESULTADOS

207

Dada la falta de heterogeneidad de los tamaños de los efectos en las tres

condiciones analizadas, se procedió a la obtención de los intervalos de confianza y a

la estimación del tamaño del efecto global. Los resultados, para cada una de las tres

condiciones, así como el global, se muestran en las siguientes tablas, en las que

aparece el tamaño de efecto, el error máximo de estimación y los límites de

confianza. Las figuras corresponden a los gráficos de efecto ( forest plot ) del análisis

de efectos aleatorios estimados.

INTERVALOS DE CONFIANZA EN LA CONDICIÓN Estimada - Calibrada

di Error máximo Límite inferior Límite superior

Estimada1 - Calibrada1 -0,26 0,5012 -0,7612 0,2412Estimada 2 - Calibrada2 -0,14 0,5009 -0,6409 0,3609

Estimada 3 - Calibrada3 -0,08 0,5008 -0,5808 0,4208

Estimada 4 - Calibrada4 0,06 0,5008 -0,4408 0,5608




Estimada8 - Calibrada8 0,17 0,5009 -0,3309 0,6709



Estimada11 - Calibrada11 0,64 0,5037 0,1363 1,1437




Estimada15 - Calibrada15 -0,13 0,5009 -0,6309 0,3709









208

GRÁFICO DE EFECTO EN LA CONDICIÓN Estimada - Calibrada

INTERVALOS DE CONFIANZA EN LA CONDICIÓN Basal Estimada-Calibrada

di Error máximo Límite inferior Límite superiorBasal Estim1 - Basal Calib1 -0,27 0,5032 -0,7732 0,2332

Basal Estim2 - Basal Calib2 -0,21 0,5028 -0,7128 0,2928

Basal Estim3 - Basal Calib3 -0,05 0,5022 -0,5522 0,4522

Basal Estim4 - Basal Calib4 0,03 0,5022 -0,4722 0,5322






Basal Estim10 – Basal Calib10 0,49 0,5055 -0,0155 0,9955

Basal Estim11 – Basal Calib11 0,63 0,5077 0,1223 1,1377




Basal Estim15 – Basal Calib15 -0,16 0,5025 -0,6625 0,3425







5. RESULTADOS

209


GRÁFICO DE EFECTO EN LA CONDICIÓN Basal Estimada - Basal Calibrada

INTERVALOS DE CONFIANZA EN LA CONDICIÓN Fox Estimada – Fox Calibrada

di Error máximo Límite inferior Límite superior

Fox Estimada1 – Fox Calibrada1 -0,25 0,5150 -0,7650 0,2650



Fox Estimada4 – Fox Calibrada4 0,1 0,5143 -0,4143 0,6143



Fox Estimada7 – Fox Calibrada7 0,01 0,5142 -0,5042 0,5242Fox Estimada8 – Fox Calibrada8 0,18 0,5146 -0,3346 0,6946



Fox Estimada11 – Fox Calibrada11 0,65 0,5200 0,1300 1,1700





Fox Estimada16 – Fox Calibrada16 -0,3 0,5171 -0,8171 0,2171Fox Estimada17 – Fox Calibrada17 -0,22 0,5165 -0,7365 0,2965




210




GRÁFICO DE EFECTO EN LA CONDICIÓN Fox Estimada - Fox Calibrada

TAMAÑOS DE EFECTO GLOBALES E INTERVALOS DE CONFIANZA

Condición di Error máximo Límite inferior Límite superior

Estimada – Calibrada 0,2139 0,1125 0,1009 0,3269

Basal Estimada – Basal Calibrada 0,2150 0,1133 0,1020 0,3280

Fox Estimada – Fox Calibrada 0,2133 0,1159 0,0973 0,3293



6. DISCUSIÓN





6. DISCUSIÓN

213

6.1 discusión de material y método

En el presente estudio se eligieron 70 mandíbulas humanas para la determinación de

las densidades óseas. La explicación de la utilización de mandíbulas humanas en vez

de maxilares, radica en el hecho de que al estar desecadas y con un período de

defunción elevado, las características del hueso están muy mermadas, habiendo

perdido en la mayor parte de los casos una porción importante del contenido

trabecular. De esta forma, debido al mayor grosor de corticales y mayor densidad

ósea de las mandíbulas frente a los maxilares, se optó por elegir las primeras. El

contenido de hueso trabecular presente en maxilares superiores desecados es bastante

inferior al encontrado en mandíbulas.

Además de lo anterior, a nivel de importancia implantológica, el maxilar

inferior presenta unas condiciones de hueso mejores que las del maxilar superior

garantizando una mayor tasa de éxito implantológico (Turkyilmaz, 2006), a la vez de

ser la muestra más prevalente para los numerosos autores que estudian la influencia

de la condición ósea maxilar, y en especial la densidad ósea, en implantología (Akça,

2001; Beer, 2003; Choel, 2003; Agbaje, 2007; Aguiar, 2008; Hua, 2009).

Para poder realizar las mediciones de densidad mineral ósea (DMO) en los

mismos cortes sagitales y así comparar un mismo corte en las dos tomografías

realizadas, se utilizaron férulas radiográficas con marcadores de plomo situados a lo

largo del plano oclusal de cera y separados una distancia de 5 mm entre ellos.

La utilización de férulas radiográficas es un método que ha surgido

recientemente a partir del desarrollo y mejora de las planificaciones prequirúrgicas.

Es a partir de los últimos años, cuando el uso del CT se ha generalizado en el estudio preimplantológico unido de forma inherente a la utilización de guías radiográficas

(Almog, 2002). La utilización de las férulas radiográficas de forma conjunta con la

tomografía computerizadas del paciente, aporta una información extra, como es la

dimensión exacta del hueso sobre el cual va a ir emplazado el implante, además de la

correlación existente entre los ejes del hueso, corona e implante. Aunque todavía no

está descrita la tasa de éxito de implantes colocados con férula o sin ella.




214

En cuanto a las férulas radiográficas, se referencian numerosas de ellas en la

literatura revisada. Turkyilmaz, en 2009, presenta varios estudios sobre la

densitometría ósea en los que utiliza de forma repetida las férulas con marcadores

radiopacos en su interior como puede ser la gutapercha. En el presente estudio se

aboga por la utilización de tiras de plomo en las férulas radiográficas, debido a su

facilidad de ejecución, a la completa visualización de todo el contorno de la pieza a

construir, así como a su facilidad de transformación en una férula quirúrgica. El

plomo es un material radiopaco que por su gran absorción de radiación ionizante con

mínima radiación dispersa, permite la visualización clara en las imágenes así como la

nula creación de artefacto.

La importancia del grosor de las tiras de plomo (2 mm) radica en que de esta

forma los cortes sagitales, que suelen ser de 1 mm de grosor y 1 mm de paso, van a

permitir la visualización completa de la tira. De forma contraria, si eligiésemos tiras

de 1 mm, sería bastante probable que en algún corte sagital de 1mm se nos escapase

parte de la visualización de la tira perteneciendo ésta al siguiente corte.

En este estudio se utilizó para la cuantificación de las densidades óseas un

tomógrafo helicoidal . La investigación sobre los distintos medios de cuantificación

de la densidad ósea es abundante en la literatura científica.

Aunque los métodos densitométricos óseos por excelencia biológica son la

histomorfometría (es decir el estudio al microscopio de cortes o secciones del tejido,

en este caso, óseo) (Martínez, 2001), y en segundo lugar se podría citar la micro-

Tomografía computerizada (micro-CT) (técnica de imágenes en 3D de alta

resolución que permite la evaluación eficiente y cuantitativa de la arquitectura

trabecular del hueso, un detallado análisis tridimensional de la arquitectura ósea y de

su relación con la fuerza del hueso) (Capiglioni, 2006), ambos métodos tienen ciertos

inconvenientes:

! Son invasivos y no es posible su utilización rutinaria en clínica ya que

requieren muestras óseas seccionadas para poderlas analizar y prácticamente

sólo se utilizan en estudios in vitro. Estas técnicas suponen pues, un deterioro

de las condiciones óseas de la zona donante por el propio hecho de la toma dela biopsia (Ulm, 1999).



6. DISCUSIÓN

215

! La biopsia del hueso y su estudio histomorfométrico no es un método útil ya

que no proporciona conclusiones sobre las zonas vecinas y está demostrado

que existe una gran variabilidad de densidades según la zona a estudiar dentro

de un mismo maxilar.

! Estos métodos son útiles más que para analizar la DMO, para estudiar la

arquitectura y micro-morfología de la trabeculación ósea, ya que dos huesos

pueden tener la misma DMO pero distinta arquitectura trabecular (Grotz,

1997). Phan, en 2006, observó, en una amplia revisión bibliográfica,

numerosos casos de fragilidad ósea con valores de DMO normales pero con

alteraciones en la microarquitectura ósea.

Schwartz, en 1987 introdujo el uso del CT para la evaluación ósea

cuantitativa preoperatoria en pacientes que requerían implantes y desde entonces su

uso no ha dejado de aumentar. Tradicionalmente el énfasis estaba dirigido al hueso

cortical como predictor de la osteointegración debido a su rigidez para la obtención

de estabilidad primaria. Sin embargo, el implante está en contacto en su mayor parte

con hueso trabecular o esponjoso siendo pues sus características mecánicas las

responsables de la unión implante-hueso y de su comportamiento mecánico

(Fanuscu, 2004).

La ventaja que presenta el CT, frente a otros métodos, reside en que es capaz

de medir y discernir tanto el hueso cortical como el hueso trabecular, siendo pues

más real la medición de la densidad ósea que pretendemos, ya que el éxito

densitométrico depende críticamente del método utilizado para discriminar estos doscompartimentos (Homolka, 2002). Por lo que se afirma que la utilización de la

tomografía computerizada es un método ampliamente recomendado para la

estimación de la densidad ósea en implantología (Merchán, 2009).

Desde la introducción de la implantología moderna y la concienciación de la

importancia de la evaluación de la calidad y cantidad de hueso en la planificación

prequirúrgica, el CT se ha convertido en una herramienta imprescindible para eldiagnóstico y tratamiento implantológico gracias a su avance y precisión en la




216

medición de la densidad mineral ósea (DMO), siendo ésta la clave de la estabilidad

primaria y por tanto de la osteointegración de los implantes (Bassi, 1999; Verdonck,

2008; Turkyilmaz, 2009). Una ventaja adicional consiste en que sólo el CT es capaz

de dar información del DMO de cada sitio específico donde se va a colocar el

implante, con un ROI lo suficientemente pequeño como lo es el tamaño del implante

que vamos a colocar (Homolka, 2002).

Existen multitud de métodos para el análisis de la calidad del hueso maxilar,

aunque todos ellos tienen un alto rango de subjetividad y dependen en mayor o

menor medida de la práctica del operador. Sin embargo, el análisis de las unidades

HU a través de las imágenes del CT, supone un método objetivo y confiable estando

estrechamente relacionado con los valores de histomorfometría ósea, es decir con la

estructura del hueso y sus propiedades mecánicas (Merheb, 2010).

Beer, en 2003, concluye en su estudio comparativo entre torque de inserción

y análisis de DMO mediante QTC en la colocación de 45 implantes en mandíbulas

humanas postmortem, que la evaluación no invasiva del DMO mediante QCT con

protocolos de baja dosis, puede ser utilizado para predecir la estabilidad primaria,

elegir el diseño del implante a utilizar y el tipo de preparación a efectuar. Esto puede

ayudar al cirujano a seleccionar la óptima posición del implante, tipo de implante y

técnica quirúrgica.

El CT es actualmente el único método diagnóstico justificable que permite

una aproximación a la estructura y a la densidad de los maxilares antes de la cirugía

(Miyamoto, 2005; Ulm, 2009) gracias a su capacidad de diferenciar la distribución

relativa del hueso cortical y trabecular, y el que más ampliamente se utiliza es el CThelicoidal (Lou, 2007). Además, el CT define en cada punto la anchura y

profundidad de hueso útil, la calidad del hueso medular y evidencia cualquier

accidente ya sea medular o cortical, o cualquier artefacto que nos podamos encontrar

(Monlleó, 2005).

Partimos, pues, de la premisa que el CT es el único método que permite la

visualización tridimensional del hueso sin distorsiones geométricas. A pesar de quela mayoría de autores lo señalan como el método ideal de planificación pre-



6. DISCUSIÓN

217

implantológica, aún hay algunos autores que rechazan su utilización por la dosis de

radiación que supone para el paciente. Hoy en día gracias a los avances técnicos en el

empleo del CT, se ha podido reducir en gran manera la radiación absorbida por el

paciente sin merma en la calidad de la imagen, incluso se ha reducido aún más la

dosis con la aparición del tomógrafo de haz de cono (Cone Beam CT). A pesar de las

posibles controversias existentes, la American Academy of Oral and Maxillofacial

Radiology (AAOMR) y la European Association for Osseointegration (EAO)

recomendaron la utilización del CT helicoidal en pacientes que van a recibir

implantes dentales debido a la mejor relación riesgo-beneficio que se obtiene.

(Tyndall, 2000; Myoung, 2001; Harris, 2002; Quirynen, 2003; Monlleó, 2005)

aunque bajo la responsabilidad del clínico prescriptor el ajustar esta técnica a las

necesidades de cada paciente.

En cuanto a la posibilidad de utilización de una tomografía de menor dosis de

radiación como puede ser la de haz de cono (CBCT), existe en la literatura científica

abundante información a favor y en contra de uno u otro método.

El CBCT o escáner de haz de cono, aporta algunas ventajas como ya se ha

dicho sobre su menor dosis de exposición, menor tiempo de realización y por tanto

de inmovilización del paciente (lo que siempre es una ventaja), además de consistir

en aparatos de menor coste con lo que actualmente se están incorporando ya en las

propias clínicas dentales.

Sin embrago, sus limitaciones son una mayor dispersión de la radiación,

mayor visualización de los artefactos, la obligatoriedad de visualizar ambos

maxilares conjuntos en los cortes sagitales, presentando además un rango más

limitado de los detectores de rayos X (Loubele, 2008).

Se ha comprobado además que el CBCT no es un método válido para lamedición de la densidad ósea debido al endurecimiento del haz (beam hardening )

cuando atraviesa determinadas estructuras, provocando que los valores HU se alteren

en ciertas áreas como tejido blando y hueso (Hua, 2009). Al poseer además un solo

detector, la anchura del haz de rayos X es mayor, causando una no-uniformidad en la

distribución angular del haz (conocido como efecto talón) y produciendo además no-

uniformidad en los valores HU.

El CBCT posee mayor radiación dispersa que el CT helicoidal, traduciéndoseen un mayor ruido y por tanto una menor detección de contraste y mayor número de




218

artefactos sobre todo en una parcela como la boca donde hay numerosas estructuras

artefactables (empastes, prótesis…) que pueden favorecerlo. Por todo esto, las

mediciones HU de densidad ósea en el CBCT, no son precisas ni confiables (Hua,

2009). En cuanto a la calidad del CT de haz de cono en la reconstrucción

tridimensional para la colocación de implantes, parece ser similar a la del CT

helicoidal (Van Assche, 2007).

Katsumata, en 2007, puso ya en entredicho el CBTC, presentando algunas

cuestiones en lo referente a la medición de la densidad ósea. En primer lugar, los

CBTC comerciales no disponen de medición en unidades HU. Estas unidades, son la

escala estándar de medición de los valores de densidad del CT. Sin las unidades HU,

sería difícil analizar la calidad del hueso y el procesamiento de las imágenes 2D y 3D

utilizando los distintos softwares en formato DICOM. En segundo lugar, la

proyección discontinua de datos del CBTC produce artefactos que alteran los valores

de densidad de las imágenes, hasta tal punto que los tejidos blandos y duros de

alrededor de la zona a escanear producen tales artefactos, descritos como unas

bandas brillantes alrededor del campo de visión de la zona a estudiar (como por

ejemplo los tejidos blandos linguales que afectan en mayor medida que los músculos

vestibulares como el bucal). En los CT helicoidales, toda la proyección de datos es

constante durante el giro de 360º con lo que no aparecen tales artefactos.

Aranyarachkul, en 2005, certificó que el CT de haz de cono hace una

sobreestimación de los valores de densidad, siendo estos más altos de los reales.

Naitoh, en 2009, concluyó sin embargo que los valores de densidad obtenidos

con el CBCT si pueden ser utilizados para determinar la DMO, aunque con unas

modificaciones realizadas previamente en el aparato o también llamado calibración.

Por lo general, analizando todos los artículos revisados, se puede afirmar que

el CBCT actualmente no presenta una exactitud en las mediciones HU equiparables

a las del CT helicoidal, aunque serían necesarios estudios comparativos de ambos.

Se concluye que las imágenes de la mandíbula obtenidas mediante CBTC sin

la calibración oportuna de las unidades HU, puede conllevar a una medición de la

densidad inestable, dificultando la cuantificación de la calidad del hueso.



6. DISCUSIÓN

219

Parece ser, pues, que el CT helicoidal es el gold standard o patrón de oro, en

diagnóstico por imagen para la planificación implantológica (Loubele, 2006), y sólo

en determinados casos en los que no se requiera una precisión en las medidas exacta

(ejemplo para ver quistes apicales, senos…) o precisión en las densitometrías, se

puede solicitar un CT de haz de cono (CBCT) en el cual se reduce considerablemente

la dosis de radiación emitida sin merma la calidad de imagen, además de reducirse el

tiempo de exposición y el coste del mismo (Schulze, 2004; Loubele, 2006; Ludlow,

2007).

En el presente estudio, es importante reseñar que en la realización de las dos

tomografías computerizadas a cada una de las 70 mandíbulas, ha sido a través del

mismo aparato tomógrafo y mediante el mismo operador. Este factor es clave como

veremos posteriormente para la normalización de la escala de grises y por tanto en la

exactitud de las densitometrías (Norton 2001; Du tré, 2005).

En cuanto a la elección del programa informático o software, los datos se

generaron y grabaron en formato DICOM ( Digital Imaging and Communications in

Medicine), en un DVD VerbatimR y se transfirieron a un Software de planificación

implantológica SIMPLANTTM ( Materialise Dental Leuven, Belgium).

La utilización de programas informáticos para el manejo de las imágenes del

CT está ampliamente abastecida en la literatura científica, de hecho, Martínez, en

2001, confirmó que los programas informáticos de tomografía computerizada

facilitan la evaluación de la densidad de hueso en unidades HU.

El formato DICOM ( Digital Imaging and Communication in Medicine) es el

estándar reconocido mundialmente para el intercambio de imágenes médicas,

pensado para el manejo, almacenamiento, impresión y transmisión de imágenes

médicas. Es un tipo de ficheros ampliamente utilizado por numerosos autores en el

área de planificación implantológica que compete a este estudio (Norton, 2001;

Monlleó, 2005; Olsen, 2005; Ruppin, 2007; Birgull, 2008; Verdonck, 2008; Merheb,

2010).




220

La elección del programa SIMPLANTTM ( Materialise Dental, Leuven

Belgium), como Software de planificación, responde simplemente a que es uno de los

programas con más artículos publicados que sustentan su utilización, sin atender a

ningún otro motivo ni poseer conflicto de intereses con ésta o alguna otra compañía

que se mencione en el presente estudio, además de ser un programa con gran

versatilidad y sencillez de utilización en cuanto a mediciones longitudinales y

densitométricas (Monlleó 2005; Verdonck, 2008).

Se comprimen, pues, las imágenes originales de 12 bits a 8 bits y

SIMPLANTTM utiliza una escala de 256 niveles de grises por defecto, la cual permite

visualizar un amplio rango de tejidos desde el aire de los senos maxilares hasta el

denso hueso cortical (Verdonck, 2008 ).

Las mandíbulas, una vez preparadas, limpias y con su plano de oclusión y

férula radiográfica colocadas, se inmovilizaron en el interior de unas cajas

transparentes de metacrilato. Esta metodología está sustentada en los estudios de

Baumert, en 2005, quien consolidó la importancia de la fijación y posicionamiento

exacto de los pacientes con el fin de garantizar la reproducibilidad del CT, evitar

errores de distorsión por movimiento del paciente y limitar la radiación a las zonas

que nos interesan. Ewers, en 2004, confirmó la importancia de una correcta

inmovilización cefálica para la obtención de unos resultados precisos.

En nuestro caso, las mandíbulas se fijaron al fondo de la caja de metacrilato

con el fin de obtener un correcto posicionamiento y fijación espacial. El hueso basal

mandibular quedó en íntimo contacto con la base de la caja, de tal manera que el

plano basal óseo coincidiese con la base plástica de la caja.

En cuanto a la metodología de realización de los cortes tomográficos, existe

disparidad de criterios en base a cual es el grosor óptimo en el cual se pueden

conseguir imágenes más fiables, más exactas y más útiles a la vez.

Se han realizado estudios sobre el grosor necesario de corte para la mejor

visualización de estructuras como el canal de nervio dentario inferior y se ha

concluido que el grosor optimo es de 0.9 mm aunque no hay diferencias

significativas con respecto a otros grosores de corte (Naitoh, 2008).



6. DISCUSIÓN

221

Está establecido que, tanto la generación del hardware, la adquisición de los

datos, el grosor del corte como el intervalo de reconstrucción, puede determinar la

resolución de la imagen y, por tanto, su precisión y eficacia (Guerrero, 2005). En este

estudio se nos evidencia un dato muy importante, y es que es imprescindible la

correcta realización de la tomografía computerizada, no debiendo fiarnos

exclusivamente de la reconstrucción y remodelación de imágenes generadas

posteriormente por los diversos programas informáticos.

El protocolo utilizado es muy importante a la hora de validar un estudio, por

ejemplo los CT generados en cortes más finos y en paso o intervalos de separación

más estrechos dan resultados menos distorsionados (Aguiar, 2008), unido a los 6

otros puntos desarrollados previamente como son el posicionamiento del paciente,

inmovilización cefálica, separación de maxilares, plano axial de referencia idóneo, y

sobre cortes y paso de separación finos.

Gulsahi, en 2007, explicó que las variaciones en parámetros como el grosor

de cortes del scanner afectan también en gran medida a la exactitud de las

mediciones, así cuanto más pequeño sea el grosor de corte, más exacta es la

medición, por lo que se deben utilizar cortes de 1 mm o menores.

Sobre la base de estos trabajos, se confirma en el presente estudio un grosor

de corte y paso de separación de 1 mm con el fin de obtener unos resultados

densitométricos más fiables.

Referente a la utilización de los planos de referencia axial , por parte del

radiólogo, sobre el cual se van a reformatear el resto de cortes sagitales y antero- posteriores, Aguiar en 2008, estableció que en el maxilar superior suele, por

consenso, ser el plano que conforma el paladar duro y en el maxilar inferior el que

conforma el hueso basal o basilar del cuerpo mandibular (Aguiar, 2008). Sin

embargo, Arana-Fernández, en 2006, estableció que para la planificación

implantológica de unos implantes que queremos colocar protésicamente guiados, es

imprescindible que se encuentren perpendiculares al plano oclusal para una correcta

distribución de cargas, y no perpendiculares al plano basal.




222

Son los cortes sagitales perpendiculares al plano oclusal los que nos van a ser

útiles para la colocación de implantes y no los cortes paralelos al hueso basal, que no

tiene mayor interés en implantología. Siendo en estos casos las medidas en altura

inexactas, cuando las utilizamos para la colocación de implantes (Naitoh, 2004;

Codesal, 2007). Es fundamental, pues, situar al paciente de forma que sea el plano

oclusal el plano de referencia axial sobre el cual se reformateen el resto de las

imágenes sagitales y antero-posteriores. Este hecho está muy poco estudiado en la

literatura científica y supone, sin embargo, un dato de tal relevancia que incluso

puede llevar a errores en las mediciones sitio-específicas de nuestros implantes. La

comparación típica, ya mencionada, podría ser la de un salchichón que se le quiere

filetear. No resultan del mismo tamaño las rodajas realizadas con el cuchillo

perpendicular totalmente al salchichón, que las realizadas de forma oblicua al mismo.

Serhal, en 2001, estableció que las medidas longitudinales utilizando un plano

de referencia basal, están subestimadas apareciendo además un canal dentario oval, y

ratificó la obligatoriedad de elegir el plano oclusal como plano de referencia axial.

Por lo anteriormente expuesto, en el presente estudio se enfatiza la utilización

del plano de referencia paralelo al plano oclusal del paciente.

Sato, en 2005, en un estudio sobre densidad ósea en cráneos humanos,

certificó la importancia del correcto posicionamiento del plano de referencia

debiendo ser paralelo al plano oclusal, considerando éste como el plano que va desde

el punto medio de los dos incisivos centrales inferiores hasta las cúspides mesio-

bucales de ambos primeros molares.

Abrahams, en 2001, explicó también la importancia del plano oclusal como

referencia para la realización de tomografías de interés implantológico, a la vez que

comentó que, si el técnico en radiología no crea una curva (determinación de curva o parábola) correcta en el centro del espesor del maxilar, o no crea suficientes puntos

con el cursor o incluso si el corte axial primario no es totalmente perpendicular a la

zona de interés para la colocación del implante, se van a generar unas imágenes que

no van a medir realmente lo que queremos y el corte sagital elegido para nuestro

implante va a tener una variación importante con las consiguientes repercusiones

quirúrgicas que esto puede suponer.



6. DISCUSIÓN

223

En cuanto a la precisión y exactitud de los datos obtenidos por el CT, pocos

son los estudios realizados que los valoren (Cavalcanti, 1998; Yang, 1999) y, en un

gran número de los existentes, hay sesgos por la falta de precisión en las

comparaciones o falta de calibración de las técnicas, e incluso por deficiencia en la

protocolización del estudio.

La utilización de la tomografía computerizada (CT) permite una visualización

tridimensional del hueso, especialmente en sentido buco-lingual (parámetro que no

está permitido en las radiografías panorámicas convencionales), y permite además

asignar al hueso unos valores Hounsfield, que reflejen el grado de mineralización

ósea, eso sí, siempre y cuando se haya realizado una calibración previa (Cruz, 1994;

López-Quiles, 2010; Merheb, 2010). Las mediciones con CT, pero utilizando un

sofisticado sistema de calibración y un programa informático específico que permita

referenciar los valores de la atenuación de los rayos X de un tejido a una norma de

calibración, permiten la cuantificación de las propiedades del tejido estudiado

(Capiglioni, 2006).

La calibración es un método fundamental para poder obtener los datos tanto

geométricos como densitométricos de forma lo más precisa posible. Pocos autores

son los que utilizan la calibración en sus mediciones tanto radiográficas

convencionales como en las tomografías computerizadas.

Existen numerosos factores que pueden afectar a la exactitud de los datos

obtenidos, como bien se ha constatado en el presente estudio. Entre ellos, las causas

más comunes son:

! Factores objeto-dependientes:

La superposición de tejido blando inherente a la realización de escáneres en

pacientes vivos y los factores de dispersión producidos por materiales de distinto

grado de atenuación de los rayos X (dientes, empastes, metales, cerámicas...) produce

contaminación en la imagen obtenida in vivo y la efecto artefacto, pudiéndose

suprimir adaptando el diseño con una calibración (Kitagawa, 2000).

En este estudio se eliminaron todos los factores anatómicos que pudiesenartefactar de esta manera.




224

! Factores máquina-dependientes:

Los estudios de Norton, en 2001, demostraron que la escala de unidades HU

varía según el tipo de escáner utilizado. Esto es debido a los factores intrínsecos

relacionados con la uniformidad del haz de rayos x, los cuales alteran la distribución

de los valores de gris en las imágenes con lo que las densitometrías se ven afectadas

en gran medida. Se subsana restableciendo con la calibración la escala de grises

asignada a cada unidad densitométrica. A esto se le llamó normalización.

La normalización de la escala de grises es compleja incluyendo linealización,

adaptación del brillo y contraste, optimización de contrastes y se debe realizar por

cada centro de forma periódica (Markov, 1990) permitiendo una determinación

cuantitativa de las mediciones así como de pequeños cambios en el volumen y

densidad ósea (Du Tré, 2005).

En este estudio el escáner utilizado del Hospital General Virgen de la

Arrixaca de Murcia, estaba sometido a calibraciones anuales mediante fantomas por

el servicio técnico competente.

! Factores derivados de la digitalización y compresión de imágenes:

En un amplio estudio de Clunie, en 2000, donde se analizaron 3.769 imágenes

radiográficas de todo tipo (CT, RM, mamografías, etc.), se concluyó que los actuales

sistemas de compresión de imágenes, como son el ZIP, el JPEG o el DICOM que a

pesar de ser necesarios para el archivado, transmisión de información y para el

funcionamiento rápido de los programas, tienen inherente una pérdida de

información en mayor o menor medida, que en ocasiones afecta a la escala de grisessobre la cual se sustentan las imágenes. Esto provoca que se altere la precisión en las

mediciones sobre todo en las de densitometrías, las cuales dependen totalmente del

grado de gris.

En informática todo proceso de compresión y descompresión de imágenes y

transformación de unos archivos a otros, suponen una merma de información que

puede afectar a la exactitud de los valores obtenidos.



6. DISCUSIÓN

225

! Factores derivados del Software utilizado:

En un magnífico artículo de de Oliveira, en 2008, se encontraron diferencias

estadísticamente significativas en las mediciones de densidad utilizando ROI del

mismo tamaño y posición, en CT de 56 pacientes, según se utilizase un programa u

otro (en este caso Denta CT y efilm Workstation) y corroboró firmemente la

necesidad de una calibración.

Martínez, en 2001, expuso que la utilización de los programas de CT (es decir

el software) son muy beneficiosos en la valoración de la calidad de hueso a través de

la unidades HU, aunque estas sólo son útiles en la determinación de la densidad si se

incluyen unas referencias estándares en la adquisición de la imagen para la

calibración de la misma. En el presente estudio se realizaron todas las mediciones

con un único programa (SimplantTM), con lo que se podría plantear para futuras

investigaciones, la realización de las mismas mediciones pero a través de otros

programas existentes en el mercado.

! Factores derivados de los parámetros: (t, Kv, mA)

Como son tiempo de exposición (t), kilovoltaje (Kv) y miliamperaje (mA).

Alteraciones o fluctuaciones en estos parámetros se traducen en imprecisiones en la

estimación de la masa ósea (Hihdebolt, 1997; Homolka, 2002).

Este dato es de suma importancia, ya que las dosis de exposición medidas en

kilovoltajes y miliamperajes cambian constantemente de un paciente a otro según sea

más o menos corpulento, con lo que cabe esperar una alteración en las unidades HU

obtenidas. De hecho, en los distintos centros radiológicos, se están utilizando dosis

de exposición diferentes, sin existir un consenso que disminuya la inexactitud en lasdensitometrías.

! Factores dependientes del receptor :

En este apartado se incluyen prótesis, obturaciones, restos radiculares e

incluso el titanio de los implantes que artefactan afectando directamente a la escala

de grises por distorsión en la imagen. En el presente estudio se ha eliminado estefactor, sustrayendo todo tipo de restos dentarios de las mandíbulas en cuestión.




226

! Factores de pendientes del operador :

Está demostrada la variabilidad interoperador en la generación de las

tomografías. En este caso el mismo operador fue encargado de la realización de las

dos tomografías computerizadas. Esta variabilidad difícilmente eludible en la clínica

diaria, si se puede suprimir mediante la calibración en cada paciente.

! Factores derivados del posicionamiento del paciente:

Además, para poder obtener imágenes óptimas de CT, es muy importante el

correcto posicionamiento de la cabeza del paciente en el craneostato del sistema

(Monlleó, 2005). Un mal posicionamiento del paciente puede incurrir en errores de

lectura de las densidades óseas (Gómez, 2009).

A principios de 1985, McBroom realizó estudios cuantitativos de tomografías

computarizadas con el fin de investigar la precisión que esta técnica ofrecía. Sus

resultados demostraron que los CT ofrecen una información precisa sobre las

propiedades mecánicas, siempre y cuando éstas hayan sido correctamente calibradas

(McBroom, 1985).

Un primer intento de calibrar las densidades óseas (DMO) en micro-CT

(subtipo más preciso del CT) fue a través de Phil Salmon, en 2003, quien postuló la

creación de un fantomas de calibración que al ser coescaneado simultáneamente en

cada estudio, reprodujese fielmente la distribución de densidades del objeto a

estudiar, de tal forma que parámetros como el Kv y mA, no afectasen negativamente

a los datos obtenidos. Utilizó fantomas de Hidroxiapatita para su estudio.

La utilización de fantomas de calibración con distintos materiales, diferentes

concentraciones y utilizados de forma conjunta con el paciente (es decir

coescaneados de forma simultánea o inmediata), permiten medir los coeficientes de

atenuación del hueso al paso de la radiación X y convertirlos mediante un programa

informático en medidas equivalentes de DMO reales, ya que estos calibradores van a

servir de medidas de referencia exactas con las cuales se pueden ajustar el resto devalores de densidad ósea que son susceptibles de sufrir alteraciones debido a



6. DISCUSIÓN

227

artefactos, diferentes picos de energías, tipo de software utilizado, etc. (López-

Quiles, 2010).

En el año 2000, Khul desarrolló un esbozo de calibración de las radiografías

periapicales mediante una técnica que denominaron método de absorciometría

radiográfica. Mediante esta técnica se colocaba encima de la radiografía un artefacto

de resina epoxi de densidad conocida de manera que quedara en un plano oclusal a la

zona a estudiar y con otros chips de hueso cortical de densidad conocida también en

las zonas apicales a la zona a estudiar para de esta forma poder comparar a través de

una escala de grises la densidad del hueso real. El estudio concluyó que la técnica no

resultaba precisa ni reproducible, aunque ya a aparecían inquietudes clínicas sobre la

necesidad de calibración de las densidades óseas.

Wyatt, en 2001, también publicó un estudio en el que se utilizaron las

radiografías periapicales calibradas a través de un software para mediciones de

longitud y anchura en el lecho de los implantes.

Posteriormente López-Quiles, en 2010, comenzó, en su reciente artículo, a

comprender la necesidad de calibración de los CT de los maxilares debido a la

selección de ROIs normalmente más pequeños de lo requerido, para dar mediciones

fiables.

En cuanto al material del que se encuentran compuestos los fantomas de

calibración, de muy diferente clase se han venido utilizando, como el carbonato

cálcico CaCO3 o la Hidroxiapatita Cálcica (HA) en bases de poliuretano o de agua,

siendo ésta última en base de agua la más generalizada (Homolka, 2002) para

minimizar los factores dependientes del aparato de escáner, influyentes en lasmediciones del DMO.

Bassi, en 1999, también realizó una comparación de los valores obtenidos de

densidades óseas en 108 pacientes analizados mediante QTC, con los valores de los

aditamentos de densidades conocidas de K 2HP04 de un fantomas de calibración.

Para una medición más exacta Lee, en 2004, construyó un fantomas de

calibración consistente en un artilugio de K 2HPO4 donde la regla de conversión era;




228

Contenido óseo = K 2HPO 4 " HUhueso#HUagua

HU K 2 HPO 4

Naitoh, en 2007 y en 2009, calibra los CT mandibulares de mujeres conosteoporosis, con 5 bloques de hidroxiapatita de densidades conocidas 0, 100, 200,

300 y 400 mgr/cm3 (Kyoto Kagaku Co. Kyoto Japan).

En un artículo reciente, Verdonck, en 2008, calibró los QTC obtenidos de la

cabeza de cerdos minipig mediante un fantomas ( Image Analysis, Inc, Columbia,

USA) situado en la cabeza del cerdo con unas densidades de HA conocidas. En el

presente estudio se siguen las directrices tomadas por Verdonck, en 2008, fabricando

el dispositivo de posicionamiento y calibración con cilindros de calibración de

hidroxiapatita de densidades conocidas.

En lo referente a la selección de los R.O.I ( Region of Interest ), la densidad se

evalúa seleccionando áreas de interés en el hueso llamadas ROI, y para cada

localización del implante debe evaluarse una DMO específica (sitio-específica) ya

que existe una gran variabilidad de densidades óseas en zonas adyacentes o vecinas

dentro de un mismo maxilar (de Oliveira, 2008). Quedando a su vez demostrado que

a través de los softwares de planificación implantológica, sólo las mediciones

puntuales o medias pero de pequeños ROIs ajustados al tamaño del implante que

queremos colocar, y dentro del hueso trabecular de la zona específica, son las que

reflejan las propiedades del hueso de forma más precisa (Homolka 2002).

En cuanto al tamaño del ROI , según Taguchi, éste debe ser como mínimo de

1 cm2 de área para que sea una medición de densidad exacta en el CT, lo cual es

bastante difícil de obtener por su elevado tamaño en los cortes habituales de

mandíbula (Taguchi, 1991). Unos tamaños de ROI menores conllevan a errores en

las mediciones de densidad que pueden afectar en gran medida a los estudios

prequirúrgicos (de Oliveira, 2008). De ahí que López-Quiles en 2010 enfatice la

importancia de la calibración con el fin de reducir su efecto negativo en la medición

de las densidades óseas, que de forma casi obligatoria se realiza a partir de ROI más

pequeños a 1 cm2.



6. DISCUSIÓN

229

En el presente estudio se han seleccionado los ROI de forma automática

mediante el software de planificación quirúrgica SIMPLANTTM en el que se generan

unas áreas circulares de superficie conocida, de tal forma que en cada corte sagital

pudiésemos crear un ROI de las mismas dimensiones, evitando así errores de forma

en la metodología.

La selección del ROI debería realizarse en el plano axial ya que es el más

sensible a los cambios de mineralización ósea del hueso trabecular (Capiglioni,

2006) y, porque el plano axial es que realmente proporciona el escáner al emitir la

radiación, el resto de cortes son un reformateo informático de las imágenes previas.

Katsumata, en 2007, también confirmó el uso de ROI debe realizarse en el

plano axial que es el plano real que capta el escáner, ya que el resto son

reformateados y es considerado el plano óptimo para el entendimiento y desarrollo

de las relaciones entre la forma de los objetos y el efecto de los artefactos. Además se

recomienda el uso de cortes axiales de 1mm como máximo, ya que cortes más

anchos harían aumentar el tamaño del vóxel creando más ruido en las imágenes y

distorsionando la medición de la densidad.

Aunque por razones de utilidad en implantología y por no necesitar ver

evoluciones o cambios en DMO sino datos concretos, los vamos a seleccionar en los

cortes sagitales. No hay estudios que demuestren una relevancia significativa en la

elección de un corte u otro para la medición de la densidad ósea.

Es importante destacar, tal y como menciona Homolka, en su estudio de

2002, que la determinación de una región de interés en un corte axial o incluso

sagital, supone el estudio de la densidad ósea en una sección de 1mm de la

mandíbula y que, dado que lo óptimo es analizar la densidad que va a ocupar elcilindro del implante, deberíamos situar un número suficiente de ROI a lo largo de

toda la anchura y longitud del implante a colocar, estudiando así una densidad

correspondiente a un volumen 3D del implante, y calculando posteriormente la

densidad media de todos los valores obtenidos.

Actualmente, en la extensa bibliografía consultada, no hay ningún estudio que

explique en qué zonas concretas se debe estudiar la densidad del hueso en el lechoimplantológico. Cabe pensar que si se va a realizar una pauta de fresado estándar,




230

deberíamos analizar la densidad ósea 1-2 mm exteriores al diámetro y longitud del

implante a colocar, ya que el hueso interior va a ser eliminado en el fresado,

quedando el hueso perimetral como el único que va a proporcionar la estabilidad

primaria al implante. Lo obvio pues, sería estudiar tanto el interior como el exterior

del lecho implantológico para de esta forma adaptar el protocolo de actuación a las

condiciones de ambos.

En referencia a la localización de los ROI , estos se localizaron en zonas de

hueso trabecular debido a la importancia de éste en implantología y donde las

diferencias de densidad van a ser más constatables que en el hueso cortical. El hueso

trabecular responde más rápidamente a los estímulos metabólicos debido a su mayor

turnover , el hueso cortical debe ser separado del trabecular a la hora de medir la

DMO y, para esto, el CT cumple ampliamente las indicaciones con alta precisión y

reproducibilidad.

Stoppie, en 2006, realizó un estudio en 24 mandíbulas humanas donde se

relacionaban los parámetros estructurales con los radiográficos del hueso, llegando a

la conclusión que con la actual tecnología de los CT, las predicciones de las

propiedades del hueso basadas en las unidades HU para la mandíbula, sólo son

validas para huesos con finas corticales. Si las mandíbulas tienen corticales mayores,

disminuyen significativamente la predicción. Por lo tanto, huesos mandibulares con

corticales amplias, la medición de la densidad en unidades HU no es un parámetro de

predicción de las propiedades mecánicas del hueso. Solo válida para hueso trabecular

con finas corticales. Esto se obtuvo analizando la densidad ósea primero con CT,

luego con DEXA y por último analizando con micro CT bloques de trefina

previamente analizados con CT.

Estos datos fueron ya descritos previamente por Hangartner, en 1987, quién

explicó que esto puede ser debido a que el hueso cortical puede causar errores en las

mediciones del CT debido a artefacto. Una vez más, se confirma férreamente la

necesidad de una calibración en cada tomografía computerizada realizadas con fines

densitométricos.



6. DISCUSIÓN

231

En el trabajo de Bassi, en 1999, de la misma manera que en el resto que

utilizan calibraciones, se enfatizó la importancia de trazar los ROI siempre dentro del

volumen trabecular sin incluir el hueso cortical (los valores de DMO son medios y el

hueso cortical hace aumentar en gran medida ese valor, dándonos una idea errónea

de la densidad del hueso, por ejemplo en zona sinfisaria), ya que es éste el que nos va

a dar la información sobre la calidad ósea y la estabilidad primaria que vamos a

encontrar.

Parece ser pues que la importancia de la densidad ósea como parámetro

cuantificable a la hora de predecir la estabilidad primaria de nuestros implantes,

recae en el hueso trabecular. Obviamente, la existencia de corticales densas nos va a

permitir técnica adicionales para suplementar tal estabilidad, como puede ser la

bicorticalización, aunque nos va a dificultar las mediciones de densidad ósea.

Por último, en cuanto a por qué analizamos la densidad ósea en el presente

estudio, Miller, en 2006, establece que es de extrema necesidad estudios sobre la

capacidad de mejorar la calidad del hueso así como las propiedades estructurales del

mismo, ya que son éstas las que influyen de manera más decisiva en la estabilidad

del implante más que cualquier otro factor (Akça, 2006), además de promover

estudios densitométrico pormenorizados de la situación existente tanto en la zona

donde queremos colocar el implante, como en la adyacente ya que en ocasiones las

cirugías a mano alzada incluyen errores de posicionamiento final que puede afectar a

la estabilidad primaria prevista en la planificación prequirúrgica (Miller, 2006).

Algunos autores como Anitua, en 2007, conscientes de la importancia de la

densidad ósea en implantología, establecieron un protocolo de actuación según la

densidad de hueso existente con el fin de mejorar la estabilidad primaria. Así, para

cada tipo de hueso, se puede confeccionar un tipo de técnica adaptada.

Misch, en 2009, también promueve la adaptación del plan de tratamiento

según la densidad ósea existente.

Molly, en 2006, en una amplia revisión bibliográfica resumió que la DMO

parece ser el factor de calidad ósea más importante que influye de forma decisiva en

la estabilidad primaria y por tanto en la predictibilidad de los implantes.




232

Vamos ahora a explica algunos puntos de relevancia en el desarrollo del

análisis estadístico del presente estudio.

En cuanto a la utilización del tamaño del efecto en el presente estudio, resulta

conveniente una pequeña reflexión en relación con las pruebas estadísticas designificación. Mediante un contraste de hipótesis afirmamos, con una determinada

probabilidad de error, si una hipótesis nula es falsa. Sin embargo, no podemos

conocer si el efecto estudiado posee o no alguna relevancia. En otras palabras,

obtener resultados estadísticamente significativos no quiere decir que sean

clínicamente relevantes, ya que la probabilidad asociada a un estadístico, que

determina la prueba de significación, está directamente relacionada con el tamaño

muestral escogido, con el error típico o con el efecto estudiado. Por ejemplo, cuandolos grados de libertad no son elevados, la prueba de significación puede resultar

insuficientemente sensible para detectar un cambio clínicamente relevante en los

datos.

También puede ocurrir al revés, es decir, podemos obtener resultados

estadísticamente significativos debido al uso de muestras muy grandes, sin que el

aumento o disminución en las medias tenga importancia alguna. En este sentido,

como señalan diversos autores (Frías, 2000; Borges, 2001), la interpretación de lasignificación estadística deja de tener sentido cuando el tamaño de la muestra es tan

grande que cualquier diferencia detectada, por pequeña que sea, permita rechazar la

hipótesis de nulidad de las diferencias.

Tanto si la prueba estadística no es capaz de obtener resultados

estadísticamente significativos, como si las probabilidades asociadas a los

estadísticos de contraste se encuentran muy cercanas al nivel alfa del que parte el

investigador (como nos acaba de suceder) o, y esto es lo más importante, se haobtenido un resultado significativo con muestras grandes, hacen que sea

absolutamente necesario complementar los resultados con otras opciones, dentro del

análisis paramétrico de los datos. Como ya decía Glass, en 1976, “la significación

estadística es la menos interesante de los resultados. Estos se deberían describir en

términos de la magnitud de la medida; no sólo cómo afecta el tratamiento a los

sujetos, sino cuánto les afecta.” (pág. 4)



6. DISCUSIÓN

233

Entre las medidas alternativas a la prueba de significación estadística, la más

ampliamente utilizada desde hace décadas en otras áreas de conocimiento dentro de

la medicina, de la psicología o de la ingeniería, pero menos conocida en la nuestra, es

la medida del tamaño del efecto, un concepto elaborado por Jacob Cohen (Cohen,

1988; Cohen, 1990), que nos proporciona una dimensión de la importancia real y de

la relevancia de un resultado estadístico. Algunos autores se refieren a ella como el

impacto del tratamiento (Frías, 2002). La idea de este método es muy básica: liberar

al estadístico de contraste del tamaño de la muestra utilizada en la investigación. De

este modo, podremos evaluar un efecto sin depender de los grados de libertad:

En la expresión anterior, µ0 se refiere al valor de µ propuesto en la hipótesis

nula H0; µ1 a la media propuesta en la hipótesis alternativa H1 y estimada mediante

la media la muestra $X y & a la desviación típica poblacional, estimada mediante la

desviación típica insesgada de la muestra cuando es desconocida. Así pues,

tenemos la llamada d de Cohen:

o bien

Lo que realmente se calcula es una diferencia tipificada: la diferencia entre

las dos medias dividida por una desviación típica, lo que equivale a una puntuación

típica. En otras palabras, lo que nos dice es cuántas desviaciones típicas hay entre las

dos medias.

Si suponemos que la distribución es normal en la población y, por ejemplo,

hemos obtenido una d = 2 entre dos grupos, esto quiere decir que la media del grupo

con media mayor se aparta dos desviaciones típicas de la media del grupo con media

más pequeña. La media más pequeña ahora es una puntuación típica Z = 0 y la media

mayor es una puntuación típica Z = 2. Según las proporciones de la distribución

normal, el sujeto medio (en nuestro caso, se referiría a las mandíbulas) del grupo con

media mayor supera al 97,72 por ciento de los sujetos del grupo con media menor.

En otras palabras, la misma puntuación que en un grupo (el de media menor)





6. DISCUSIÓN

235

! Un resultado estadísticamente no significativo, sobre todo en muestras

pequeñas, pero clínicamente relevante, constituye una buena justificación

para proponer hipótesis que podríamos verificar con muestras grandes.

! Al contrario de lo anterior, un resultado estadísticamente significativo puede

deberse únicamente a los grados de libertad utilizados. Una medida del

tamaño del efecto nos indicará si es o no relevante. Por ejemplo, si es

pequeño, aun habiendo encontrado diferencias estadísticamente significativas,

nos hablará de la irrelevancia del resultado de la prueba de significación.

! Además, podemos comparar diferencias entre grupos en variables distintas.

No podemos llegar a una interpretación en puntuaciones directas, pero sí

desde el momento en que transformamos estas diferencias en tamaños del

efecto.

! Como todos los valores del tamaño del efecto son comparables entre sí,

podemos promediar los obtenidos en estudios diferentes y resumir todos los

resultados en un único dato. En esto consiste precisamente el procedimiento

cuantitativo del meta-análisis, pero, sin necesidad de llegar a él, cualquier

investigador que haya realizado varios estudios comparando diversas medias

en la misma variable con el mimo instrumento, puede calcular la media de los

tamaños del efecto para dar una síntesis de sus resultados, en lugar de

limitarse a señalar cuántas veces ha habido un resultado significativo.

Muchos investigadores, a modo de recetario valoran la magnitud del tamaño

del efecto como grande, medio o pequeño según su cuantía. Sin embargo, lo cierto es

que se trata de una orientación, tal como propone su autor J. Cohen, en 1988. Son del

todo arbitrarios y no pueden ser interpretados como una norma. Por ejemplo, untamaño del efecto pequeño, en principio es una referencia útil y, por supuesto,

mostraría una relevancia práctica nula o escasa. Sin embargo, puede ser de gran

interés en áreas nuevas de investigación, o si se trabaja con instrumentos en período

de experimentación, o en estudios exploratorios en los que se plantea su continuidad,

etc. (Frías, 2000; Erdfelder, 2007). En este sentido, Cohen propone interpretar como

efecto mediano aquel detectable a ojo desnudo o perceptible en la práctica diaria sin

necesidad de medirlo formalmente; grande sería aquel de magnitud tal que

probablemente no se justifique hacer una investigación para demostrar algo tan




236

evidente y, pequeño, aquel que, no cumpliendo las condiciones de uno mediano, sí es

lo suficientemente importante para justificar el estudio y su continuidad. Por esto,

como asegura su autor, lo que realmente es de gran utilidad es la propia

interpretación de d y la comparación de los valores obtenidos con las mismas o

semejantes variables y en el mismo contexto, o en distintas condiciones

experimentales, o bien, la verificación de los resultados de diferentes estudios sobre

el mismo constructo. Lo que sí se debe mostrar de forma rutinaria, nos aconseja, es la

proporción de sujetos del grupo inferior superados por el sujeto medio del grupo con

mayor media, ya que este dato ancla cualquier otra valoración.

Glass, en 1981 y Coe, en 2002, nos aportan también otra sugerencia

importante facilitar para su valoración. Se trata de tener en cuenta los costos ybeneficios. Su planteamiento es que una innovación que produce un ligero aumento o

beneficio y no supone un coste importante bien puede merecer la pena tenerla en

cuenta. Por tanto, además de tener en cuenta el valor absoluto y relativo del tamaño

del efecto, deberemos analizar la razón coste/beneficio.

Otra medida muy utilizada para medir el tamaño del efecto en los diseños de

medidas repetidas es el coeficiente de correlación biserial-puntual , propuesto por H.

Friedman en 1968, entre las puntuaciones de la variable dependiente y la variablegrupo. Su atractivo reside en que su valor cuadrático nos aporta la proporción de

varianza de la variable dependiente que viene explicada por la pertenencia a uno de

los dos grupos y, al poseer un máximo y un mínimo, facilita en gran medida la

valoración del tamaño del efecto encontrado.

La preferencia por d o r depende del investigador. Bien es cierto que el uso de

d está más difundido en la literatura científica (Pardo, 1994), tal vez por su facilidad

de interpretación, ya que se trata de una distancia tipificada. En cambio, lacomprensión de r es menos automática, para el lector profesional no experto en

estadística, al tratarse de una proporción de varianza explicada. En cualquier caso,

ambas medidas del tamaño del efecto son intercambiables, como enseguida se verá,

dado que una se puede transformar en la otra.

Existen otros procedimientos para obtener el tamaño del efecto para variables

cuantitativas, además de d y r, pero todos ellos son variaciones de los presentados,

conformando, así, las llamadas familia d y familia r , respectivamente. Además,



6. DISCUSIÓN

237

habría una tercera, llamada familia de las Ratio, derivadas de la estimación del riesgo

calculado en tablas 2 x 2, muy utilizadas en estudios epidemiológicos en

biomedicina (Iraurgi, 2009). Todas ellas pueden consultarse, por ejemplo, en

Ledesma, 2008, donde, además, se presenta un recorrido histórico y de desarrollo

desde su aparición hasta hoy.

En cuanto a la utilización del meta-análisis el beneficio que proporciona éste

es el descubrimiento de los efectos de tratamiento aunque sean pequeños. Por

ejemplo, Manso, en 2008, refiriéndose a la Ingeniería del Software Empírico,

concluyeron que la detección de una disminución mínima de tiempo en la realización

de una tarea que se repite varias veces al día por muchas personas supondría unahorro importante. Desde ese punto de vista el meta-análisis es una bala de plata

para el investigador, que le permite obtener conclusiones del esfuerzo realizado en

decenas de experimentos por otros investigadores, o en los suyos propios.

Existen diferentes modos de realizar esa combinación, siendo el más

utilizado, cuando se trata de integrar los resultados de varios estudios en uno único,

el cálculo de la media de los distintos tamaños del efecto, pues todos los datos vienen

ya en una métrica común. En este caso hay fórmulas correctoras para tener en cuentael error introducido por el distinto número de sujetos que puede haber en cada

estudio o experimento (se puede consultar Hedges, 1985; Rosenthal, 1987,

Rosenthal, 1991).

Una cuestión importante en meta-análisis es la elección de un modelo

estadístico de efectos fijos o de efectos aleatorios. El primero asume la estimación de

un único tamaño del efecto paramétrico o poblacional, ', por lo que sólo hay una

variabilidad debida al error de muestreo aleatorio. El modelo de efectos fijos seformula como:

T j = ' + ( j

donde T j es el j-ésimo tamaño del efecto de un conjunto de k tamaños de efecto

independientes que están estimando un mismo efecto poblacional, ' y ( j es el error

de muestreo aleatorio a que están sometidas las estimaciones del tamaño del efecto,

T j.





6. DISCUSIÓN

239

necesariamente se tienen que restringir a esas medidas específicas, entonces el

modelo se puede considerar aleatorio, aunque no se haya llevado a cabo el muestreo

de medidas.

En nuestro caso se eligió un modelo de efectos aleatorio donde otrosinvestigadores, incluso el mismo investigador si repitiese la elección de las áreas de

densidad dentro del mismo corte sagital, podría obtener otros resultados distintos,

aunque esto no tendría relevancia, ya que las conclusiones a las que llegamos no

están restringidas a esas medidas en concreto.

6.2 DISCUSIÓN DE RESULTADOS

Como paso previo a analizar los datos obtenidos se inspeccionó la muestra

seleccionada, detectando que las mandíbulas 31 y 32 así como los cortes sagitales 21

y 22 debían ser eliminados del registro. Este hecho fue ocasionado por el elevado

grado de destrucción que presentaban tales mandíbulas, siendo una de ellas incluso

una hemimandíbula.

El corte sagital número 22 fue eliminado debido a que sólo lo presentaba unade las mandíbulas debido a su gran tamaño. A su vez, el corte 21 sólo lo presentaban

por el mismo motivo, 19 de las 70 mandíbulas, por lo que se descartó.

El análisis exploratorio arrojó los siguientes valores medios en las 68

mandíbulas:

! 48,15 HU para la condición basal estimada (308,12 HU max/-117,01HU min)

! 41,50 HU para la condición basal calibrada (261,77HU max/-98,31HU min)

! 53,85 HU para la condición fox estimada (347,73 HU max/-117,90 HU min)

! 48,31 HU para la condición fox calibrada (303,18 HU max/-103,26 HU min)

Sólo con este análisis, se puede observar una sobrevaloración en las medias

estimadas, pudiendo ya, en un principio, plantear la hipótesis de que el software de

medición de densidades nos está proporcionando unos datos valorados por exceso, y

cuando calibramos las medidas con el dispositivo de posicionamiento y calibración,




240

se corrige tales medias a unas inferiores. Este error como hemos comentado, no sólo

es achacable al software, sino además al resto de factores que pueden producir

artefacto.

Este hecho es de suma importancia, pues como hemos podido observar a lo

largo de la exposición del presente estudio, las diferencias entre unas densidades u

otras valoradas de forma pre-quirúrgica, nos va a influir a la hora de establecer un

protocolo de actuación quirúrgico, un tiempo de espera de osteointegración

necesario, así como prever el éxito de la terapia implantológica.

Además es importante destacar los valores máximos y mínimos. En pacientes

vivos, es bastante difícil encontrar valores negativos en las densidades óseas, puesto

que corresponden a un valor inferior a la densidad del agua.

Realmente son posibles ya que dentro de una escala de grises, el ordenador

asigna unos valores u otros según su interpretación del grado de gris. En el presente

estudio, puesto que son mandíbulas desecadas, si que se dieron numerosos valores de

gris negativos, que si bien son igual de útiles para determinar la necesidad de

calibración, es necesario otorgarles mención y análisis independientes como

posteriormente veremos.

Por otro lado, no se encontró un efectos estadísticamente significativo de

interacción entre plano x tipo y plano x áreas. Este hecho no nos permite afirmar que

la utilización del posicionador como tal, es decir como mero instrumento para poder

situar el plano de referencia axial del paciente a la hora de realizar la tomografía

computerizada, no proporcione una ventaja a la hora de medir densidades. En otra

palabras, no hemos encontrado diferencias significativas entre las densidades

obtenidas en los mismos puntos utilizando un plano de referencia axial o uno de fox.

En un estudio de tesis doctoral reciente, en la Universidad de Murcia, se han

encontrado diferencias significativas empleando un plano u otro de referencia pero

en mediciones de longitud, pudiendo demostrar que la anatomía del corte sagital

utilizado es distinta según consideremos un plano de referencia u otro. No ocurre lo

mismo con las mediciones de densidad, que a pesar de no existir bibliografía al

respecto, podemos aventurarnos a explicarlo de forma que el área de interés (R.O.I)

que seleccionamos en la medición, es bidimensional sin volumen alguno, con lo que pequeños cambios en la anatomía del corte sagital no van a tener repercusión alguna



6. DISCUSIÓN

241

la medida de la densidad. Sin embargo, si el R.O.I seleccionado fuese tridimensional

ya sea cilíndrico o cúbico, abarcaría un campo mayor de densidad ósea, con lo que

tal variación podría registrarla. Esto abre futuras vías de investigación mediante la

selección de unos R.O.I mayores y ajustados al volumen del implante que se va a

seleccionar.

Por otro lado si que se ha encontrado un efecto estadísticamente significativo

en la interacción tipo x áreas, entre las mediciones de densidad obtenidas de forma

estimada, es decir, las propias que el programa informático nos ofrece, con las

obtenidas una vez calibrado el sistema y aplicando un factor de corrección. Este dato

pone de manifiesto que el posicionador en su función de calibración supone una

ayuda más que válida a la hora de obtener unas mediciones lo más exactas posible de

la densidad de hueso mandibular.

Por tanto y sobre la base de los resultados mostrados por las soluciones

estadísticas multivariadas como univariadas, se puede concluir que los datos

densitométricos obtenidos mediante tomografía computerizada a los maxilares

inferiores de paciente humanos desecados, difieren de forma significativa si se

obtiene de forma estimada o a través de un sistema de calibración individual y

simultánea. Parece evidente pues afirmar que las densidades obtenidas a partir de un

programa informático como SIMPLANTTM, difieren de forma significativa si se

obtienen de forma estimada o calibrada, con lo que la introducción de un novedoso

dispositivo que permita la calibración in situ a cada uno de los pacientes podría ser

no sólo viable, sino necesaria debido a la gran importancia que tiene el análisis de la

densidad ósea de forma preoperatoria en implantología. Obviamente, se abren nuevas

vías de investigación en base a la utilización de otros sistemas informáticos

existentes en el mercado, así como el estudio de la utilización del dispositivo decalibración en sujetos vivos.

En el análisis de la figura representativa de las medias marginales estimadas

de las áreas de medida, mostrada en el apartado de resultados pág. 202, podemos

destacar también algunos datos interesantes:

Se observa una tendencia a la sobrevaloración de la media de la densidadcuando la realizamos de forma estimada, siendo esta media inferior al calibrar el




242

sistema. Este hecho destaca sobre todo en las medias positivas (que como hemos

comentado son las habituales en pacientes vivos). En las medias negativas se observa

al contrario, una infravaloración de las medias estimadas, con lo que se podría

concluir, sobre la base de la realización de estudios en pacientes vivos, que las

mediciones de densidad ósea en CT maxilares mediante programas informáticos,

tienden a dar unos valores mayores que los reales calibrados, con la importancia

inherente a este dato ya que no es lo mismo preparar la colocación de implantes en

un hueso tipo III que en unos tipo IV de menor densidad. Este hecho se observa

además en el gráfico de perfil mostrado en los resultados pág. 199.

Además se observa, que las diferencias entre las medidas estimadas y

calibradas, son más acusadas cuanto mayor es el valor de densidad obtenida. Luego

parece que a mayor densidad ósea obtenida, menor es la precisión de los datos

obtenidos, con lo que se reafirma la necesidad de realizar estudios de precisión

densitométrica en paciente vivos donde las medias de densidad van a ser mayores

que en el presente estudio.

En cuanto al análisis del tamaño del efecto en las diferencias en las

mediciones de densidad según se realicen de forma estimada o calibrada, podemos

concluir que de las 20 mediciones realizadas por mandíbula, en las 68 escaneadas, el

50 por ciento de las mismas nos ofrecen un tamaño de efecto mayor a 0,15, por lo

que la utilización de un dispositivo de calibración en las densitometrías óseas de los

CT tiene una función clínica relevante, observando una distribución de estas

diferencias relevantes sobre todo a nivel del sector antero-inferior, es decir en zonas

óseas de mayor densidad. Parece pues así, que la calibración inmediata es eficaz

sobre todo en zonas de mayor densidad pero sin irnos a extremos. Este hecho resulta

trascendental puesto que son estas áreas de densidad las más importantes para la

implantología, ya que es donde mayor tasa de éxito se consigue y donde mayor

número de estudios se realiza.

Es importante destacar en esta valoración, que en los sectores mandibulares

posteriores, que es donde menor densidad existe, los resultados otorgaron también un

tamaño de efecto importante, pero la calibración dio valores menores a la estimación

(infravaloración) al contrario que en el resto. Como ya se ha explicadoanteriormente, la relevancia clínica de estos datos podríamos suprimirla, puesto que



6. DISCUSIÓN

243

en pacientes vivos no se encuentran valores negativos en hueso a no ser que exista la

presencia de quistes o masas radiolúcidas diversas.

Cuando valoramos las diferencias existentes entre la condición basal

estimada y basal calibrada observamos un patrón similar al comentado

anteriormente en la condición general. Se confirma la presencia de un tamaño de

efecto relevante, en un 70 por ciento de los cortes. En sectores posteriores con una

diferencia negativa (el valor estimado está por encima del calibrado) y todo el sector

antero-inferior hasta premolares, presenta unas diferencias importantes de

sobrevaloración de los datos estimados frente a los calibrados. Luego los valores

reales, calibrados, son inferiores a lo que medimos en nuestras planificaciones pre-

quirúrgicas.

Las mismas conclusiones se pueden obtener de las diferencias en la condición

Fox estimada y fox calibrada donde las diferencias persisten, en un 55 por ciento de

los casos, en el sector antero-inferior mandibular.

6.3 RESUMEN

Por tanto, y como resumen a lo anteriormente expuesto, podemos concluir

que la determinación de la densidad ósea de forma preoperatoria en implantología es

unos de los apartados más importantes que garantizan, mediante las variaciones en

los protocolos de actuación, tanto la predicción de la estabilidad primaria como el

éxito de nuestros implantes dentales. Siendo, además, fundamental el concienciar al

implantólogo de la importancia del análisis densitométrico previo, obviando

recomendaciones técnicas comerciales, así como de las técnicas de mejora de la

densidad existentes.La densidad ósea, dentro del concepto de calidad ósea, es el factor que influye

de forma más directa en la estabilidad primaria de los implantes, la cual es

considerada como la llave de la osteointegración, por lo que su estudio resulta

imprescindible para la consecución de la misma. Por tanto, podemos afirmar de

forma rotunda que una planificación precisa previa es un requisito fundamental para

el éxito en implantología, y dentro de ella la determinación de la densidad ósea es

uno de los factores más importantes a tener en cuenta.




244

Entre los diferentes métodos de medición de la densidad ósea, se aboga por

uno que sea preciso, exacto y fiable (entendiendo como tal la probabilidad de buen

funcionamiento), además de que permita una medición fácil, no costosa y sobre todo

preoperatoria. La utilización de la Tomografía Computerizada Helicoidal, ha

demostrado ser el instrumento más eficaz y justificable a la hora de realizar las

densitometrías óseas maxilares, junto con la utilización de programas informáticos de

reformateo de imágenes capaces de delimitar R.O.I y medir densidades en cualquier

zona maxilar. Desde su introducción por medio de Swarz, en 1987, como método de

cuantificación ósea, su utilización no ha dejado de aumentar.

Este tipo de evaluación prequirúrgica implantológica, se realiza a través de la

determinación del coeficiente de atenuación lineal que presenta el hueso, y los

valores obtenidos se expresan en unidades Hounsfield (HU).

Por otro lado, estas mediciones obtenidas mediante el CT, pero utilizando de

forma conjunta y simultánea un sofisticado sistema de calibración que permita

referenciar los valores de atenuación de los rayos X de un tejido a una norma de

calibración, otorga la posibilidad al sistema de la cuantificación exacta de las

propiedades del tejido estudiado. La calibración es un método fundamental para

poder obtener los datos densitométricos de forma lo más precisa posible, siendo su

uso aún poco frecuente entre los profesionales del sector, y permitiendo una

disminución considerable de la merma de información producida por la

digitalización de imágenes. Es importante, además, concienciar a los centros

radiológicos de la utilización de estos sistemas de calibración simultánea con el fin

de disminuir la merma de información producida por numerosos factores que afectan

al CT.

Se presenta, así, un estudio de determinación de la densidad ósea sobre

mandíbulas humanas desecadas mediante la incorporación de un dispositivo de

posicionamiento y calibración que permite según los resultados obtenidos, la

disminución de la dosis de radiación a la que es expuesto el paciente, debido a la

reducción considerable del número de topogramas iniciales así como la obtención de

unos valores de densidad más exactos y, por tanto, ajustados a la realidad debido a la

supresión de la distorsión por artefacto a la que está sometido constantemente el CT.



6. DISCUSIÓN

245

Es por nuestra inquietud plasmada en la justificación del presente estudio, por

todos los estudios recientes nombrados, y por todos aquellos previos que han hecho

posible el avance en la terapéutica implantológica, por lo que queremos aportar algo

más de luz y de predictibilidad a nuestros implantes. En definitiva, de los datos

obtenidos en el presente estudio sobre 70 mandíbulas humanas desecadas, a pesar de

no existir en la literatura científica otros que estudien la exactitud de las

densitometrías óseas en CT, podemos expresar las siguientes conclusiones.





7. CONCLUSIONES





7. CONCLUSIONES

249

En cuanto a las conclusiones que se pueden obtener del presente estudio;

! Se presenta un dispositivo de posicionamiento y calibración para tal fin, que

permite una correcta colocación del paciente de forma inmediata, reduciendo

la necesidad de sucesivos scouts o topogramas y, por tanto, disminuyendo

tanto la dosis de radiación innecesaria al paciente, como el tiempo de

inmovilización del mismo. El dispositivo presentado permite, además, la

calibración del sistema de una forma sencilla a través del operador, previendo

que en un futuro sea el propio programa informático el que recalcule los datos

obtenidos o estimados transformándolos de forma inmediata en calibrados.

Simplemente consiste en calcular un factor de corrección y de esta forma se

transforman las mediciones estimadas en reales o calibradas. El coescaneado

del paciente junto con un dispositivo de calibración basado en hidroxiapatita

cálcica, ha demostrado ser necesario con el fin de obtener unas medidas de

densidad lo más ajustadas a la realidad.

! Podemos generalizar los datos obtenidos, exponiendo la necesidad de

calibración de los CT en pacientes de forma simultánea e inmediata, debido al

gran número de artefactos al que está sometido el sistema, así como a lasventajas que este procedimiento aporta. La calibración es más eficaz en

densidades a partir de los 200-300 HU, con lo que se sugiere la realización de

nuevos estudios que calibren directamente los CT de pacientes reales, en los

que, salvo excepcionalmente en sectores postero-superiores, las densidades

suelen superar estos rangos.

!

La importancia del dispositivo presentado, radica en la favorable relacióncoste-beneficio; el coste en términos económicos no resulta elevado

(alrededor de los 500 ") y el beneficio enorme no sólo basado en la menor

dosis de radiación a los pacientes, sino además en que al obtener unos valores

precisos de densidad ósea, vamos a poder prever la estabilidad primaria de los

implantes, la cual es la llave de la osteointegración, y mejorarla aumentando

así las tasas de éxito y satisfacción tanto del paciente y del profesional,

haciendo así de la implantología una ciencia predecible, segura y eficaz.





8. REFERENCIAS BIBLIOGRÁFICAS






253

1.- Aaron J, Makinsb N, Sagreiyam K. The Microanatomy of Trabecular

Bone Loss in Normal Aging Men and Women. Edinburgh, Churchill

Livingstone 1987; 260-271.

2.- Abascal JM. Estudio de la osteoporosis inducida por la deprivaciónandrogénica en pacientes con cáncer de próstata. Tesis Doctoral 2008.

3.- Abrahams J. Dental CT Imaging: A Look at the Jaw. Radiology 2001;

219: 334–345.

4.- Abrahamsson, I., Berglundh, T., Linder, E., Lang, N.P. & Lindhe, J. Early

bone formation adjacent to rough and turned endosseous implant surfaces.

An experimental study in the dog. Clinical Oral Implants Research 2004; 15:381–392.

5.- Abrahamsson I, Linder E, Lang NP. Implant stability in relation to

osseointegration: an experimental study in the Labrador dog. Clin. Oral

Impl. Res. 2009; 20: 313–318.

6.- Agbaje J, Jacobs R, Maes F, Michiels K, van Steenberghe D. Volumetric

analysis of extraction sockets using cone beam computed tomography: a

pilot study on ex vivo jaw bone. J Clin Periodontol 2007; 34: 985–990.

7.- Aghaee A. Accuracy of spiral tomography and panoramic radiography

in localization of mandibular canal. OOOOE 2006; 105 (4): Abstracts E47.

8.- Aguiar MF, Marques AP, Carvalho AP, Cavalcanti MGP. Accuracy of

magnetic resonance imaging compared with computed tomography for

implant planning. Clin. Oral Impl. Res. 2008; 19:362–365.

9.- Akça K, Iplikçioglu H. Evaluation of the Effect of the Residual Bone

Angulation on Implant-Supported Fixed Prostheses in Mandibular Posterior

Edentulism. Part I: Spiral Computed Tomography Study. Implant Dentistry

2001; 10: 216-222.

10.- Akça K, Chang T, Tekdemir I, Fanuscu M. Biomechanical aspects of initial

intraosseous stability and implant design: a quantitative

micromorphometric analisys. Clin Oral Impl Res. 2006; 17: 465-472.




254

11.- Akça k, Fanuscu M, Caputo A. Effect of Compromised Cortical Bone on

Implant Load Distribution. Journal of Prosthodontics 2008; 17: 616–620.

12.- Al Haffar I, Padilla F, Nefussi R, Kolta S, Foucart J-M, Laugier P.

Experimental evaluation of bone quality measuring speed of sound incadaver mandibles. Oral Surgery, Oral Medicine, Oral Pathology, Oral

Radiology, & Endodontics. 2006; 102(6): 782-791.

13.- Albrektsson T, Brånemark P-I, Hasson HA, Lindstrom J. Osseointegrated

titanium implants. Requirements for ensuring a longlasting direct bone to

implant anchorage in man. Acta Orthopaedica Scandinavica 1981; 52: 155-170.

14.- Albrektsson T. Linder L. A method for short- and long-term in vivo studyof the bone-implant interface. [Journal Article] Clinical Orthopaedics &

Related Research. 1981; 159: 269-73.

15.- Almog D, Torrado E, Moss M, Meitner S, Lamar F. Use of imaging guides

in preimplant tomography. Oral Surg Oral Med Oral Pathol Oral Radiol Endod

2002; 93: 483-7

16.- Al-Nawas B, Groetz KA, Goetz H, Duschner H, Wagner W. Comparative

histomorphometry and resonance frequency analysis of implants with

moderately rough surfaces in a loaded animal model. Clin. Oral Impl. Res.

2008; 19: 1–8.

17.- Amorim M, Tkayama L, Jorgetti V, Pereira R. Comparative study of axial

bone minerall density and parameters of mandibular bone quality in

patients receiving dental implants. Osteoporos Int 2006; 17: 1494-1500.

18.- Amsel, S., Maniatis, A., Tavassoli, M. & Crosby, W.H. The significance ofintramedullary cancellous bone formation in the repair of bone marrow

tissue. Anatomical Record 1969; 164: 101–111.

19.- Anitua E, Nadía I, Carda C. BTI:un nuevo protocolo para el fresado,

colocación de implantes y obtención de hueso autólogo. Dental Dialogue 2004;

1: 20-27.

20.- Anitua E, Andia I. Un nuevo enfoque en la regeneración ósea. Ed. Eduardo

Anitua. Puesta al día publicaciones, Vitoria 2000.




255

21.- Anitua E. Nuevos protocolos para la inserción de implantes dentales de

manera predecible. Dental Dialogue 2007; 3: 6-16.

22.- Arana-Fernández de Moya E, Buitrago-Vera P, Benet-Iranzo F, Tobarra-

Pérez E. Tomografía computerizada: introducción a las aplicacionesdentales. RCOE, 2006; 11(3): 311-322.

23.- Arnold B. Calibration Phantom and improved method of quantifying

calcium and bone density using same. United States Patent (5.335.260) 1994.

24.- Azari A, Nikzad S. Computer-assisted implantology: historical

background and potential outcomes – a review. Int J Med Robotics Comput

Assist Surg 2008; 4: 95–104.25.- Bardyn T , Gédet P, Hallermann W, Büchler P. Numerical prediction of

dental implant stability : in vitro validation. Short Talk ST-24 Bone and

Dental 2006.

26.- Bardyn T, Nkenke E, Hallermann W, Olsen S. Preoperative assessment of

primary implant stability with finite element-enhanced planning: an in vitro

study. Oral Presentations 2008; 09: 15-09.

27.- Barone A, Covani U, Cornelini R, Gherlone E. Radiographic bone density

around immediately loaded oral implants. A case series. Clin. Oral Impl. Res.,

2003; 14: 610–61.

28.- Bassi F, Procchio M, Fava C, Schierano G, Preti G. Bone density in human

dentate and edentulous mandibles using computed tomography. Clin Oral

Impl. Res. 1999; 10: 356-361.

29.- Battula S Schoenfeld A, Sahai V, Vrabec G, Tank J, Njus G. The Effect of

Pilot Hole Size on the Insertion Torque and Pullout Strength of Self-Tapping

Cortical Bone Screws in Osteoporotic Bone. Journal of Trauma-Injury

Infection & Critical Care. 2008; 64(4): 990-995.

30.- Baumert B, Egli P, Studer S, Dehing C, Davis J. Repositioning accuracy of

fractionated stereotactic irradiation: assessment of isocentre alignment for

different dental fixations by using sequential CT scanning. Radiotherapy and

Oncology 2005; 74: 61–66.




256

31.- Beer A, Gahleitner A, Holm A, Tschabitscher M, Homolka P. Correlation

of insertion torques with bone mineral density fron dental quantitative CT

in the mandible. Clin Oral Impl. Res. 2003; 14: 616-620.

32.- Beer A, Gahleitner A, Holm A, Birkfellner W, Homolka P. Adaptedpreparation technique for screw-type implants:explorative in vitro pilot

study in a porcine bone model. Clin Oral Impl Res. 2007; 18: 103-107.

33.- Bethesda. Prueba de la densidad ósea: lo que significan los números.

Institutos Nacionales de la Salud Centro Nacional de Información sobre la

Osteoporosis y las Enfermedades Óseas 2006.

34.- Birkfellner W, Solar P, Gahleitner A, Huber K, Kainberger F, Kettenbach J,Homolka P, Diemling M, Watzek G, Bergmann H. In-vitro assessment of a

registration protocol for image guided implant dentistry. Clin. Oral Impl.

Res. 2001; 12: 69–78.

35.- Birge, R.T. The calculation of errors by the method of least squares.

Physical Review, 1932; 40: 207-227.

36.- Birgul R. Monitoring macro voids in mortar by X-ray computed

tomography. Nuclear Instruments and Methods in Physics Research 2008; 596:

459–466.

37.- Bischof M, Nedir R, Szmukler-Moncler S, Bernard J-P, Samson J. Implant

stability measurement of delayed and immediately loaded implants during

healing. A clinical RFA study with SLA ITI implants. Clin. Oral Impl. Res.

2004; 15: 529–539.

38.- Blanco J, Suárez J, Novio S, Villaverde G, Ramos I, Segade L.Histomorphometric assessment in human cadavers of the peri-implant bone

density in maxillary tuberosity following implant placement using osteotome

and conventional techniques. Clin. Oral Impl. Res. 2008; 19: 505–510.

39.- Boehm H, Raeth C, Monetti R, Mueller D, Newitt D, Majumdar S,

Rummeny E, Morfill G, PhD, Link T. Local 3D Scaling Properties for the

Analysis of Trabecular Bone Extracted from High-Resolution Magnetic

Resonance Imaging of Human Trabecular Bone Comparison with Bone




257

Mineral Density in the Prediction of Biomechanical Strength In Vitro. Invest

Radiol 2003; 38: 269–280.

40.- Borges del Rosal, A., San Luis, C., Sánchez, A. y Cañadas, I. El juicio

contra la hipótesis nula: muchos testigos y una sentencia virtuosa. Psicothema, 2001; 13(1): 173-178.

41.- Boronat López A, Peñarrocha Diago M, Martínez Cortissoz O, Mínguez

Martínez I. Resonance frecuency analysis after the placement of 133 dental

implants. Oral Surgery Oral Medicine Oral Pathology 2006; 11: 272-276.

42.- Branemark PI, Hansson BO, Adell R, Breine U, Lindström J, Hallen O,

Öman A. Osseointegrated implants in treatment of edentulous jaw.Experience from a 10-year period. Scand J Plast Reconstr Surg 1977;

11(16): 1-132

43.- Brink J, Meraw SJ, Sarment DP. Influence of implant diameter on

surrounding bone. Clin. Oral Impl. Res. 2007; 18: 563– 568.

44.- Brunette DM, Tengvall P, Textor M, thomsem P. Titanium in Medicine:

material science, surface science, engineering, biological responses and

medical applications. Springer Verlag, Berlin 2001.

45.- Brunski JB, Moccia AFJ, Pollack SR, Korostoff E, Trachtenberg DI. The

influence of functional use of endosseous dental implants on the tissue-

implant interface. Histological aspects. J Dent Res 1972; 58: 1953-1969.

46.- Brunski JB, Puelo D, Nanci A. Biomaterials and biomechanics of oral and

maxillofacial implants: Current status and future development. Int J Oral

Maxillofac Implants. 2000; 15: 15–34.

47.- Buroni F, Commisso B, Cisilino A, Sammartino M. Determinación de las

constantes elásticas anisótropas del tejido óseo utilizando tomografías

computadas. Aplicación a la construcción de modelos de elmentos finitos.

Mecánica computacional vol. 23. G. Buscaglia, E. Dari, O. Zamonsky (Eds.).

Bariloche (Argentina) 2004.

48.- Bütcher A, Joos U, Wiesmann H-P, Seper L, Meyer U. Biological and

biomechanical evaluation of interface reaction at conical screw-type




258

implants. Head & Face Medicine, 2006; 2-5.

49.- Butterfield K, Dagenais M, Clokie C, Sharon L. Linear tomography's

clinical accuracy and validity for presurgical dental implant analysis. Oral

Surgery, Oral Medicine, Oral Pathology, Oral Radiology & Endodontics 1997;84(2): 203-209.

50.- Cann, C.E. Quantitative CT for determination of bonemineral density: A

review. Radiology 1982; 166: 509–522.

51.- Cann CE, Genant HK. Precise measurement of vertebral mineral content

using computed tomography. J Comput Assist Tomogr, 1980; 4: 493-500.

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

53.- Cañadas, I. Análisis de la varianza. Tenerife: Resma. 1998.

54.- Capiglioni R. Evaluación del hueso trabecular por TAC y RMN. Actualiz

Osteología 2006; 2(1): 9-11.

55.- Carrillo MC, Romero J, Rivero O. Como leer una osteodensitometría. Rev

Colomb Radiol. 2007; 18(3): 2183-90.

56.- Carro C. Generación de imágenes tridimensionales en tomografía

helicoidal. Tesis Doctoral 2007.

57.- Cavalcanti, M.G.P., Yang, J., Ruprecht, A., Vannier, M.W. Validation of

spiral computed tomography for dental implants. Dentomaxillofacial

Radiology 1998; 27: 329–333.

58.- Cavalcanti M, Ruprecht A, Johnson W, Southard Th, Jakobsen J. The

contribution of trabecular bone to the visibility of the lamina dura: An in

vitro radiographic study. Oral Surg Oral Med Oral Pathol Oral Radiol Endod

2002; 93: 118-22.

59.- Cebamanos J. Estudio experimental en el conejo del proceso de

reparación de los defectos osteocondrales mediante el empleo de un injerto

de periostio y un biomaterial. Tesis doctoral 1992.

60.- Cehreli M, Akkocaoglu M, Akca K. Numerical simulation of in vivo




259

intraosseous torsional failure of a hollow-screw oral implant. Head & Face

Medicine 2006; 2: 36-43.

61.- Cehreli MC, Kökat AM, Comert A, Akkocaoglu M, Tekdemir I, Akça K.

Implant stability and bone density: assessment of correlation in freshcadavers using conventional and osteotome implant sockets. Clin. Oral Impl.

Res. 2009; 20: 1163–1169.

62.- Celenk C, Celenk P. Evaluation by quantitative magnetic resonance

imaging of trabecular bone quality in the dentate and edentulous mandible.

Clin. Oral Impl. Res. 2008; 19: 15–18.

63.- Checa MA. Evaluación de la densidad ósea en la monitorización de lamujer menopausica que realiza tratamiento hormonal sustitutivo en el área

de Barcelona. Tesis Doctoral 2000.

64.- Chimenos E. Radiología en medicina bucal. Ed. Masson 2005: 75-80

65.- Cho P. Schneider GB. Krizan K. Keller JC. Examination of the bone-

implant interface in experimentally induced osteoporotic bone. Implant

Dentistry. 2004; 13(1): 79-87.

66.- Choel L, Duboeuf F, Bourgeois D, Briguet A, Lissac M. Trabecular

alveolar bone in the human mandible: a dual-energy x-ray absorptiometry

study. [Evaluation Studies. Journal Article] Oral Surgery Oral Medicine Oral

Pathology Oral Radiology & Endodontics. 2003; 95(3): 364-70.

67.- Choi BH, Li J, Kim HS, Ko ChY, Jeong SM, Xuan F. Comparison of

submerged and nonsubmerged implants placed without flap reflection in the

canine mandible. Oral Surg Oral Med Oral Pathol Oral Radiol Endod 2008; 105:561-5.

68.- Cleek T, Reynolds K, Hearn T. Effect of Screw Torque Level on Cortical

Bone Pullout Strength. J Orthop Trauma 2007; 21: 117–123.

69.- Clunie D. Lossless Compression of Grayscale Medical Images -

Effectiveness of Traditional and State of the Art Approaches. Quintiles

Intelligent Imaging 521 Plymouth Road, Suite 115, Plymouth Meeting PA 2000.




260

70.- Cochran DL,Schenk RK, Lussi A, Higgingbottom FL, Buser D. Bone

response to unloaded and loaded titanium implants with a sandblasted and

acid etched surface. A histometric study in canine mandible. J Biomed Mater

Res 1998; 40: 1-11.

71.- Cochran, W.G. The combination of estimates from different experiments.

Biometrics, 1954; 10:101-129.

72.- Codesal M, Ouazzani W, Arévalo X, Caro L, Frnach M, Muela R, Fortes V,

Rodrigue M, Aparicio C. Petición de Tac e instrucciones para el radiólogo.

Fichas Técnicas Gaceta Dental 2007; 181: 150-162.

73.- Coe, R. It's the Effect Size, Stupid. What effect size is and why it isimportant. Paper presented at the Annual Conference of the British Educational

Research Association, University of Exeter, Inglaterra, 12-14 de Septiembre

2002.

74.- Coen Pramono. Surgical Technique for Achieving Implant Parallelism

and Measurement of the Discrepancy in Panoramic Radiograph. J Oral

Maxillofac Surg 2006; 64: 799-803.

75.- Cohen J.Statistical power analysis for the behavioural sciences. London:

Lawrence Erlbaum Associates 1988.

76.- Cohen, J. Things I have learned (so far). American Psychologist, 1990;

45(12): 1304-1312.

77.- Corten, F.G., Van’t Hof, M.A., Buijs, W.C., Hoppenbrouwers, P., Kalk, W.

& Corstens, F.H. Measurement of mandibular bone density ex vivo and in

vivo by dual-energy X-ray absorptiometry. Archives of Oral Biology 1993;38: 215–219.

78.- Corral L, del Pino J, Díaz M et al. Protocolos de Osteoporosis. 2002: 1-

153.

79.- Cowino SW, Mitnick RJ, Shprintzen RJ, Cisneros GJ. The accuracy of

measurements of three dimensional computed tomography reconstructions.

J Oral Maxillofac Surg 1996; 54: 982–90.




261

80.- Cox, J.F, Zarb, G.A. The longitudinal efficacy of osseointegrated dental

implants. A 3- year report. International Journal of Oral & Maxillofacial

Implants 1987; 2: 91–100.

81.- Cristofolini L, Varini E, Viceconti M. In-vitro method for assessingfemoral implant–bone micromotions in resurfacing hip implants under

different loading conditions. J. Engineering in Medicine 2007; 221(8): 943-950.

82.- Cruz Díaz MM. Cambios de densidad ósea vertebral y de los factores que

la modifican en diferentes enfermedades metabóloicas. Tesis doctoral 1994.

83.- De Oliveira R, Rodrigues C, Martins Normanha L, Lindh C, Ribeiro-Rotta

R. Assessments of trabecular bone density at implant sites on CT images.Oral Surgery, Oral Medicine, Oral Pathology, Oral Radiology, & Endodontics.

2008; 05(2): 231-238.

84.- De Riu G, De Riu N, Spano G, Pizzigallo A, Petrone G, Tullio A. Histology

and stability study of cortical bone graft influence on titanium implants. Oral

Surgery, Oral Medicine, Oral Pathology, Oral Radiology, & Endodontics. 2007;

103(4): e1-e7.

85.- De Santis G, Pinelli M, Baccarani A, Pedone A, Spaggiari A, Jacob V.

Clinical and instrumental evaluation of implant stability after free fibula

flaps for jaw reconstruction. Eur J Plast Surg. 2006; 29: 53–66.

86.- Denissen H., Eljsink-Smeets R., Van Lingen A., Van Waas R. Assessing

mineral density in small trephined jawbone biopsy specimens. Clin. Oral

Impl. Res. 1999: 20; 320-325.

87.- Devlin H, Horner K. A study to assess the relative influence of age andedentulousness upon mandibular bone mineral density in female subjects.

Oral Surg Oral Med Oral Pathol Oral Radiol Endod. 2007; 104: 117-21.

88.- Díez MP, Franco E, Valdez R, Quintana A, Ruiz L, Chávez E. Precisión en

los estudios de densitometría ósea en columna vertebral de ratas. Revista

Mexicana de Medicina Física y Rehabilitación 2003; 15: 34-36.

89.- Dilek O, Tezulas E, Dincel M. Required minimum primary stability and

torque values for immediate loading of mini dental implants: an




262

experimental study in nonviable bovine femoral bone.Oral Surgery Oral

Medicine Oral Pathology Oral Radiology & Endodontics. 2008; 105(2): e20-7.

90.- Drage N, Palmer R, Blake G, Wilson R, Crane F, Fogelman I. A

comparison of bonemineral density in the spine, hip and jaws of edentuloussubjects. Clin. Oral Impl. Res, 2007; 18: 496–500.

91.- Du Tré F, Jacobs R, Styven S, Van Steenberghe D. Development of a novel

digital subtraction technique or detecting subtle changes in jawbone density.

Clin Oral Invest. 2006; 10: 235–248.

92.- Elías CN, Oshida Y, Cavalcanti Lima JE, Muller CA. Relationship between

surface properties (roughness, wettability and morphology) of titanium anddental implant removal torque. Journal of the mechanical behaviour of

biomedical materials 2008; 1(3): 234-242.

93.- Elsubeihi E, Heerscheb J. Quantitative assessment of post-extraction

healing and alveolar ridge remodelling of the mandible in female rats.

Archives of Oral Biology 2004; 49: 401-412.

94.- Engelke W, Decco O, Rau MJ, Massoni Mclara, Acosta B, Schwarzwaller

W. In Vitro Evaluation of Horizontal Implant Micromovement in Bone

Specimen With Contact Endoscopy. Implant Dentistry. 2004; 13(1): 88-94.

95.- Engelke W, Stahr S, Schwarzwaller W. Enhancement of Primary Stability

of Dental Implants Using Cortical Satellite Implants. Implant Dentistry. 2002;

11(1): 52-57.

96.- Engquist, B., Bepgendal, T., Kallis, T. & Linden, U. A retrospective

multicenter evaluation of osseointegrated implant supporting overdentures. International Journal of Oral & Maxillofacial Implants 1988; 3: 129–134.

97.- Esposito M, Hirsch JM, Lekholm U, Thomsen P. Biological factors

contributing to failures of osseointegrated oral implants. (I). Success criteria

and epidemiology. Eur J Oral Sci 106 1998; 1: 527–551.

98.- Estrada M, Espallargues M, Sampietro-Colom M, del Rio L, Solá M,

Granados A. La densitometría ósea. Notes técniques AATM 1999: 1-6.




263

99.- Ewers R, Schicho K, Truppe M, Seemann R, Reichwein A, Figl M, et al.

Computer aided navigation in dental implantology: 7 years of clinical

experience. J Oral Maxillofac Surg 2004; 62: 329-34.

100.- Fajardo RJ, Ryan TM, Kappelman J. Assessing the Accuracy of High-Resolution X-Ray Computed Tomography of Primate Trabecular Bone by

Comparisons With Histological Sections. American Journal of Physical

Antrophology 2002; 118: 1–10.

101.- Fanuscu Mete I., Chang Ting-Ling. Three-dimensional morphometric

analisys of human cadaver bone: microstructural data from maxilla and

mandible. Clin Oral Impl. Res. 2004; 15: 213-218.

102.- Fanuscu, M.I., Chang, T.L. & Akca, K. Effect of surgical techniques on

primary implant stability and peri-implant bone. Journal of Oral and

Maxillofacial Surgery 2007; 65: 2487–2491.

103.- Farah, J. W., Craig, R. G, Meroueh, K. Finite element analysis of a

mandibular model. Journal of Oral Rehubilitation 1988; 15: 615-624.

104.- Fenner M, Vairaktaris E, Stockmann P, Schlegel KA, Neukam FW, Nkenke

E. Influence of residual alveolar bone height on implant stability in the

maxilla: an experimental animal study. Clin. Oral Impl. Res. 2009; 20: 751–

755.

105.- Fernandes Ede L, Unikowski IL, Teixeira ER, da Costa NP, Shinkai RS.

Primary stability of turned and acid-etched screw-type implants: a removal

torque and histomorphometric study in rabbits. International Journal of Oral

& Maxillofacial Implants. 2007; 22(6): 886-92.

106.- Fernández JP, Olay S, González P, González M. Relación morfofuncional

del plano oclusal con el músculo masetero. RCOE 2003; 8(5): 513-520.

107.- Fivez C et al. Radiographic calibration phantom. United States Patent

(5.493.601) 1996.

108.- Frías, M.D., Pascual, J. y García, J.F. Tamaño del efecto del tratamiento y

significación estadística. Psicothema, 2000; 12(1): 236-240.




264

109.- Frías, M.D., Pascual, J. y García, J.F. La hipótesis nula y la significación

práctica. Metodología de las Ciencias del Comportamiento, V.E 2002: 181-185.

110.- Friberg, B., Sennerby, L., Roos, J., Lekholm, U. Identification of bone

quality in conjunction whith insertion of titanium implants, A pilot study in jaw autopsy specimens. Clinical Oral Implants Research 1995: 23–219.

111.- Friberg B, Sennerby L, Meredith N, Lekholm U. A comparison between

cutting torque and resonance frequency measurements of maxillary

implants: A 20-month clinical study. International Journal of Oral and

Maxillofacial Surgery, 1999; 28(4): 297-303.

112.- Friberg B., Sennerby L., Linden B., Grondahl K., Lekholm U. Stabilitymeasurements of one-stage Branemark implants during healing in

mandibles. A clinical resonance frequency analysis study. International

Journal of Oral and Maxillofacial Surgery 1999; 28: 266–272.

113.- Frigren S. Criterios para la aceptabilidad de instalaciones radiológicas

(incluyendo radioterapia ) y medicina nuclear. Protección radiológica nº 21,

1998.

114.- Gahleitner A, Hofschneider U, Tepper G, Pretterklieber M, Schick S, Zauza

K, Watzek G. Lingual Vascular Canals of the Mandible: Evaluation with

Dental CT. Radiology 2001; 220: 186–189.

115.- Gedrange T, Hietschold V, Mai R, Wolf P, Nicklisch M, Harzer W. An

evaluation of resonance frequency analysis for the determination of the

primary stability of orthodontic palatal implants. A study in human

cadavers. Clin. Oral Impl. Res. 2005; 16: 425–431.

116.- Genant, H.K., Ettinger, B., Cann, C.E., Reiser, U., Gordan, G., Kolb, F.O.

Osteoporosis: assessment by quantitative computed tomography. Orthopedic

Clinics of North America 1985; 16: 557–568.

117.- Gijbels F, Jacobs R, Debaveye D, Verlinden S, Bogaerts R, Sanderink G.

Dosimetry of digital panoramic imaging. Part 1: patient exposure.

Dentomaxillofac Radiol 2005; 34: 145–149.

118.- Glass, G.V. Primary, secondary, and meta-analysis. Educational Research,




265

1976; 5:3-8.

119.- Glass, G.V., McGaw, B. y Smith, M.L. Meta-analysis in social research.

Beverly Hills, CA: Sage, 1981.

120.- Gómez G, Bernardino J. Métodos de determinación de la densidad

mineral ósea. Protocolos de medicina interna Servicio de Metabolismo Óseo

y Mineral. Revista clinica española 2009; 209(1): 53-73.

121.- Gohno M. Method for quantitatively determining bone mineral mass by

Ct system. United States Patent ( 5.521.955 ) 1996.

122.- Gotfredsen, K., Berglundh, T. & Lindhe, J. Bone reactions adjacent to

titanium implants subjected to static load. A study in the dog (I). ClinicalOral Implants Research 2001; 12: 1–8.

123.- Goto T, Nishida S, Nakamura Y, Tokumori K, Nakamura Y, Kobayashi K,

Yoshida Y, Yoshiura K. The accuracy of 3-dimensional magnetic resonance

3D vibe images of the mandible: an in vitro comparison of magnetic

resonance imaging and computed tomography. Oral Surg Oral Med Oral

Pathol Oral Radiol Endod 2007; 103: 550-559.

124.- Grotz WH, Mundinger F, Müller C et al. Trabecular bone architecturein

female renal allograft recipients assessed by computed tomography. Nephrol

Dial Transplant 1997; 12: 564-569.

125.- Guerreiro M. Tomografía axial computada en el diagnóstico de

patologías pulmonares. Tesis Doctoral 2004.

126.- Guerrero ME, Jacobs R , Loubele M, Schutyser F, Suetens P, Van

Steenberghe D. State-of-the-art on cone beam CT imaging for preoperative

planning of implant placement. Clin Oral Invest. 2006; 10: 1–7.

127.- Gulsahi A, Paksoy Candan S, Yazcoglu N, Arpak N, Kucuk O, Terzioglu H.

Assessment of bone density differences between conventional and bone-

condensing techniques using dual energy x-ray absorptiometry and

radiography. Oral Surgery, Oral Medicine, Oral Pathology, Oral Radiology, &

Endodontics. 2007; 04(5): 692-698.




266

128.- Guzobad AV. Procedimientos de Adquisición Tomográfica para

Planificaciones de Tratamientos de Radioterapia. Proyecto final integrador,

Escuela de ciencia y tecnología UNSAM, 2006.

129.- Hanazawa T, Sano T, Seki K, Okano T. Radiologic measurements of themandible: a comparison between CT-reformatted and conventional

tomographic images. Clin. Oral Impl. Res. 2004; 15: 226–232.

130.- Hangartner, T.N,, Battista, J.J., Overton, D.R. Performance evaluation of

density measurement of axial and peripheral bone with X ray and gamma

ray computed tomography. Physics il Medicine and Biology 1987; 32: 1393–

1406.

131.- Harris D, Buser D, Dula K, et al. European Association for

Osseointegration (EAO) guidelines for the use of diagnostic imaging in

implant dentistry. A consensus workshop organized by the European

Association for Osseointegration in Trinity College Dublin. Clin Oral Implant

Res 2002; 13: 566–570.

132.- Hedges, L.V. y Olkin, I. Statistical methods for meta-analysis. Orlando:

Academic Press 1985.

133.- Heo M, Han D, Yi W, Lee S, Choi S. Optimal gray scales of digital

radiograph for determination of endodontic file positioning. OOOOE

Abstracts E10, 2006.

134.- Higgins, J.P.T. y Thompson, S.G. Quantifying heterogeneity in a meta-

analysis. Statistics in Medicine, 2002; 21: 1539-1558.

135.- Hitchon P, Brenton M, Coppes J, From A, Torner J. Factors Affecting thePullout Strength of Self-Drilling and Self-Tapping Anterior Cervical Screws.

SPINE 2003; 28(1): 9–13.

136.- Hoffmann J, Westendorff C, Gomez-Roman G, Reinert S. Accuracy of

navigation-guided socket drilling before implant installation compared to

the conventional free-hand method in a synthetic edentulous lower jaw

model. Clin Oral Impl. Res. 2005; 16: 609-614.

137.- Hohlweg-Majert B, Schmelzeisen R, Pfeiffer B, Schneider E. Significance




267

of osteoporosis in craniomaxillofacial surgery: A review of the literature.

Osteoporos Int 2006; 17: 167–179.

138.- Homolka P, Beer A, Birkfellner W, Nowotny R, Gahleitner A, Tschabitscher

M, Bergmann H. Bone mineral density measurement with dental quantitativeCT prior to dental implant placement in cadaver mandibles: pilot study.

Radiology. 2002; 224(1): 247-52.

139.- Hopper K, Wang M-P, Kunselman A.The Use of Clinical CT for Baseline

Bone Density Assessment. Journal of Computer Assisted Tomography. 2000;

24(6): 896-899.

140.- Horner K, Devlin H, Harvey L. Detecting patients with low skeletal bonemass. J Dent 2002; 30: 171-5.

141.- Hounsfield, G.N. Nobel lecture, 8, December 1979. Computed medical

imaging. Journal of Radiology 1980; 61: 459–468.

142.- Hsu JT, Chang C-H, Huang H-L, Zobitz ME, Chen W-P, Lai K-A, An K-N.

The number of screws, bone quality, and friction coefficient affect

acetabular cup stability. Medical Engineering & Physics 2007; 29: 1089–1095.

143.- Hua Y, Nackaerts O, Duyck J, Maes F, Jacobs R. Bone quality assesmment

based on cone beam computed tomography imaging. Clin. Oral Impl. Res.

2009; 20 : 767-771.

144.- Huang H-M, Pan L-C, Lee S-Y, Chiu C-L, Fan K-H, Ho K-N. Assessing the

implant/bone interface by using natural frequency analysis. Oral Surgery,

Oral Medicine, Oral Pathology, Oral Radiology, & Endodontics. 2000; 90(3):

285-291.

145.- Huang H-M, Lee S-Y, Yeh C-Y, Lin C-T. Resonance frequency

assessment of dental implant stability with various bone qualities: a

numerical approach. Clin. Oral Impl. Res. 2002; 13: 65–74.

146.- Hüfner T, Geerling J, Oldag G, Richter M, Kfuri M Jr, Pohlemann T, Krettek

C. Accuracy study of computer-assisted drilling: the effect of bone density,

drill bit characteristics, and use of a mechanical guide. Journal of Orthopaedic

Trauma. 2005; 19(5): 317-22.




268

147.- Huwiler MA, Pjetursson BE, Bosshardt DD, Salvi GE,Lang NP. Resonance

frequency analysis in relation to jawbone characteristics and during early

healing of implant installation. Clin. Oral Impl. Res. 2007; 18: 275–280.

148.- Ichikawa T, Kanitani H, R. Wigianto, Kawamoto N and Matsumoto N.Influence of bone quality on the stress distribution: an in vitro experiment.

Clin Oral Impl Res 1997; 8: 18-22.

149.- Ihde S, Goldmann T, Himmlova L, Aleksic Z. The use of finite element

analysis to model bone-implant contact with basal implants. Oral Surg Oral

Med Oral Pathol Oral Radiol Endod 2008; 106: 863-72.

150.- Iraurgi, I. Evaluación de resultados clínicos (II): Las medidas de lasignificación clínica o los tamaños del efecto. Norte de Salud Mental, 2009; 34:

94–110.

151.- Issever A, Walsh A, Lu Y, Burghardt A, Lotz J, Majumdar S. Micro-

Computed Tomography Evaluation of Trabecular Bone Structure on

Loaded Mice Tail Vertebrae. SPINE 2003; 28 (2): 123–128.

152.- Ito Y, Sato D, Yoneda S, Ito D, Kondo H, Kasugai S. Relevance of

resonance frequency analysis to evaluate dental implant stability:simulation

and histomorphometrical animal experiments. Clinical Oral Implant Research

2008; 19: 9-14.

153.- Jacobs R, Lambrichts I, Liang X, Martens W, Mraiwa N, Adriaensens P,

Gelan J. Neurovascularization of the anterior jaw bones revisited using

high-resolution magnetic resonance imaging. Oral Surg Oral Med Oral Pathol

Oral Radiol Endod 2007; 103: 683-93.

154.- Jemt, T., Lekholm, U. Oral implant treatment in posperior partially

edentulous jaws: a 5-year follow-up report. International Journal of Oral &

Maxillofacial Implants 1993; 8: 635–640.

155.- Jensen, O. Site classification for the osseointegrated implant. Journal of

Prosthetic Dentistry 1989; 61: 228–234.

156.- Johansson P, Strid KG. Assessment of bone quality from placement

resistance during implant surgery. Int J Oral Maxillofac Implants. 1994; 9:




269

279–288.

157.- Jonasson G, Bankvall G, Kiliaridis S. Estimation of skeletal bone mineral

density by means of the trabecular pattern of the alveolar bone, its

interdental thickness, and the bone mass of the mandible. Oral Surg Oral MedOral Pathol Oral Radiol Endod 2001; 92: 346-52.

158.- Jonasson G, Jonasson L, Kiliaridis S. Changes in the radiographic

characteristics of the mandibular alveolar process in dentate women with

varying bone mineral density: A 5-year prospective study. Bone 2006; 38:

714–721.

159.- Kaeppler, G, Farman, A.G., Ruprecht, A., Gibbs, S.J. & Scarfe, W.C.Localization of the mandibular nerve and the impacted lower third molar on

transversal tomograms. Eds. Advances in maxillofacial imaging, Amsterdam:

Elsevier Science B.V 1997: 189-196.

160.- Kahraman S, Bal B, Asar N, Turkyilmaz I, Tözum T. Clinical study on the

insertion torque and wireless resonance frequency analysis in the assessment

of torque capacity and stability of self-tapping dental implants. Journal of

Oral Rehabilitation 2009; 36: 755–761

161.- Kalender W. Calibration Phanton for bone mineral measurementon the

lumbar spine. United States Patent. ( 5.235.628 ) 1993.

162.- Kamburoglu K, Kılıç C, Özen T, Yüksel S. Measurements of mandibular

canal region obtained by conebeam computed tomography: a cadaveric

study. Oral Surg Oral Med Oral Pathol Oral Radiol Endod 2009; 107: e34-e42.

163.- Katsumata A, Hirukawa A, Okumura S, Naitoh M, Fujishita M, Ariji E,Langlais R. Effects of image artifacts on gray-value density in limited-volume

cone-beam computerized tomography. Oral Surg Oral Med Oral Pathol Oral

Radiol Endod 2007; 104: 829-36.

164.- Kimpe T. Tuytschaever T. Increasing the number of gray shades in

medical display systems--how much is enough?. Journal of Digital Imaging.

2007; 20(4): 422-32.

165.- Kitagawa H, Farman AG, Sheetz JP , Brown WP, Lewis L, Benefiel M,




270

Kuroyanagi K. Comparison of three intraoral storage phosphor systems

using subjective image quality. Dentomaxillofac Radiol 2000; 29: 272–276.

166.- Kuhl E, Nummikoski P. Radiographic absorptiometry method in

measurement of localized alveolar bone density changes. Oral Surgery, OralMedicine, Oral Pathology, Oral Radiology and Endodontics 2000; 89(3): 375-

381.

167.- Lachmann S, Jäger B, Axmann D, Gomez-Roman G, Groten M, Weber H.

Resonance frequency analysis and damping capacity assessment. Part 1: an

in vitro study on measurement reliability and a method of comparison in the

determination of primary dental implant stability. Clin. Oral Impl. Res. 2006;

17: 75–79.

168.- Langer, B., Langer, L., Herrmann, I. & Erug, M. The wide fixture: a

solution for special bone situations and rescue for the compromised implant.

Part 1. International Journal of Oral and Maxillofacial Implants 1993; 8: 400–

408.

169.- Lascala CA. Panella J. Marques MM. Analysis of the accuracy of linear

measurements obtained by cone beam computed tomography (CBCT-NewTom). Dento-Maxillo-Facial Radiology. 2004; 33(5): 291-4.

170.- Laster WS, Ludlow JB, Bailey LJ, Hershey HG. Accuracy of

measurements of mandibular anatomy and prediction of asymmetry in

panoramic radiographic images. Dentomaxillofac Radiol 2005; 34: 343-9.

171.- Ledesma, R., Macbeth, G., y Cortada De Kohan, N. Tamaño del efecto:

revisión teórica y aplicaciones con el sistema estadístico Vista. Revista

Latinoamericana de Psicología, 2008; 40: 425–439.

172.- Lee J, Shin H, Kim S. Fractional Quantitative Computed Tomography

for Bone Mineral Density Evaluation: Accuracy, Precision, and Comparison

to Quantitative Computed Tomography. Journal of Computer Assisted

Tomography. 2004; 28(4): 566-571.

173.- Lee JH, Ryu H-S, Lee D-S, Hong K-S, Chang B-S, Lee C-K. Biomechanical

and histomorphometric study on the bone-screw interface of bioactive




271

ceramic-coated titanium screws. Biomaterials 2005; 26: 3249-3257.

174.- Lekholm, U. Zarb, G.A. Patient selection and preparation In Branemark,

P.I., Zarb, G.A. Albrektsson, T., eds. Tissue Integrated Prostheses

Osseointegration in Clinical Dentistry. Chicago: Quintessence Publ Co 1985:199-209.

175.- Lindh C, Obrant K, Petersson A. Maxillary bone mineral density and its

relationship to the bone mineral density of the lumbar spine and hip. Oral

Surg Oral Med Oral Pathol Oral Radiol Endod 2004; 98: 102-9.

176.- Linkow LI, Chercheve R: Theories and techniques of oral implantology,

vol. 1. St. Louis, Mosby 1970.177.- Lioubavina-Hack N, Lang NP, Karring T. Significance of primary stability

for osseointegration of dental implants. Clin. Oral Impl. Res. 2006; 17: 244–

250.

178.- López-Quiles J. Densitometría ósea de los maxilares y del espacio

periimplantario. Tesis Doctoral 1998.

179.- López-Quiles J, Arena S, Ortega R, Santos J, Martínez-González JMª.Densidad mineral ósea de los maxilares Valoración con tomografía

computarizada cuantitativa. JADA 2010; 5(2): 86-90.

180.- Lou L, Lagravere M, Compton Sh, Major P, Flores-Mir C. Accuracy of

measurements and reliability of landmark identification with computed

tomography (CT) techniques in the maxillofacial area: a systematic review.

Oral Surg Oral Med Oral Pathol Oral Radiol Endod 2007; 104: 402-11.

181.- Loubele M, Schutyser F, Debaveye D, Jacobs R, Bogaerts R, Maes F, van

Cleynenbreugel J, Vandermeulen D, Marchal G, Suetens P. Radiation dose

versus image quality for low- dose CT protocols of the head for maxillofacial

surgery and dental implant planning. Radhat Prot Dosim (International

workshop on optimisation of dose and performance in interventional and

digital imaging. DIMOND III, March 25– 27, Leuven, Bedgium 2004.

182.- Loubele M, Maes F, Schutyser F, Marchal G, Jacobs R, Suetens P.

Assessment of bone segmentation quality of cone-beam CT versus multislice




272

spiral CT: a pilot study. Oral Surg Oral Med Oral Pathol Oral Radiol Endod

2006; 102: 225-34.

183.- Loubele M, Van Assche N, Carpentier K, Maes F, Jacobs R, van

Steenberghe D, Suetens P. Comparative localized linear accuracy of small-field cone-beam CT and multislice CT for alveolar bone measurements. Oral


184.- Ludlow JB, Brooks SL, Davies-Ludlow LE, Howerton WB. Dosimetry of 3

CBCT units for oral and maxillofacial radiology. 15th Interfational Congress

of DentoMaxilloFacial Radiology. 2005: 22- 52

185.- Ludlow J, Laster W, See M, Bailey L, Hershey H. Accuracy ofmeasurements of mandibular anatomy in cone beam computed tomography

images. Oral Surg Oral Med Oral Pathol Oral Radiol Endod 2007; 103: 534-42.

186.- Majumdar, S. Magnetic resonance imaging of trabecular bone structure.

Topics in Magnetic Resonance Imaging 2002; 13: 323–334.

187.- Manso M.E., Cruz-Lemus J.A., Genero M. y Piattini, M. Uso de Meta-

Análisis para Integrar Resultados Experimentales. Actas de los Talleres de las

Jornadas de Ingeniería del Software y Bases de Datos, 2008; 2(1): 37-47.

188.- Mardini S, Nummikoski P, Bruder J, Mc David D, Paunovich E, Prihoda T.

Relationship of mandibular bone density and central bone mineral density

in men. OOOOE Abstracts E10, 2006.

189.- Maréchal M, Luyten F, Nijs J, Postnov A, Schepers E, Van Steenberghe D.

Histomorphometry and microcomputedtomography of bone augmentation

under atitanium membrane. Clin. Oral Impl.Res. 2005; 16: 708–714.

190.- Markov VT, Fetisov GV, Zhukov S . Corrections for absorption and beam

inhomogeneity in X-ray single-crystal diffractiometry: method of analytical

integration. J Appl Crystallogr 1990; 23: 94–98.

191.- Martínez A, Mitjavila J, Montroig A. La densitometría ósea. JANO 1682,

2008: 41-44.

192.- Martinez H, Davarpanah M, Missika P, Celletti R, Lazzara R. Optimal




273

implant stabilization in low density bone. Clin. Oral Impl. Res. 2001; 12: 423–

432.

193.- Matsuzaka K, Nakajima Y, Soejima Y, Kido H, Matsuura M, Inoue T. Effect

on the Amount of Bone-Implant Contact When Splinting Immediate-LoadedDental Implants. Implant Dentistry. 2007; 16(3): 309-316.

194.- McBroom R.J., Hayes W.C., Edwards W.T., Goldberg R.P. Prediction of

vertebral body compressive fracture using quantitative computed

tomography. J. Bone Joint Surg, 1985; 67-A: 1206-14.

195.- Mckee IW, Gdover KE, Williamson PC, Lam EW, Heo G, Major PW. The

effect of vertical and horizontal head positioning in panoramic radiographyon mesiodistal tooth angulations. Angle Orthod 2001 ;71: 442-51.

196.- Mellado A, Ferrer JC, Calvo J, Labaig C. Tratamiento implantológico en el

paciente con osteoporosis. Med Oral Patol Oral Cir Bucal 2010; 15: 45-50.

197.- Merchán S, Moncada R, Andrés M, Barona C, Martínez-González JM.

Tomografía computerizada cuantitativa como técnica denistométrica en

implantología bucal. Comunicaciones orales - SECIB 2009 - Almería (e 220).

198.- Meredith N, Ahleyne D, Cawley P. Quantitative determination of the

stability of the implant-tissue interface using resonance frequency analysis.

Clin Oral Implants Res 1996; 7: 21-7.

199.- Merheb J, Van Asche N, Coucke W, Jacobs R, Naert I, Quirynen M.

Relationship between cortical bone thickness or computerized tomography-

derived bone density values and implant stability. Clin. Oral Impl. Res. 2010;

21: 612-617.

200.- Mesa F, Muñoz R, Noguerol B, Luna JD, Galindo P, O’Valle F.

Multivariate study of factors influencing primary dental implant stability.


201.- Meyer J. Visualization of osseointegration of maxilla and mandible

dental implants. Int J CARS 2010; 5: 69–76.

202.- Miller R, Bier J. Surgical Navigation in Oral Implantology. Implant




274

Dentistry 2006; 15 : 41-47.

203.- Misch, C.E. Density of bone: effect on treatment planning, surgical

approach and healing. Contemporary Implant Dentistry, 1993: 469–485.

204.- Misch, C.E. Misch bone density classification. In: Misch, C.E., ed.

Contemporary Implant Dentistry, 1999: 113–114.

205.- Misch, C.E. Implantología contemporánea 3ª ed.. Elsevier

España.Barcelona 2009: 647-664.

206.- Mishima A, Kobayashi K, Yamamoto A, Kilura Y, Tanaka M. Comparison

of patient radiation dose from dental CT and spiral CT. Symposium of high

technology research center in Tsurumi University School of Dental Medicine. Nagasue Shoten, Yokohama, Japan, 2001: 171–172.

207.- Miyamoto I, Tsuboi Y, Wada E, Suwa H, Iizuka T. Influence of cortical

bone thickness and implant length on implant stability at the time of

surgery—clinical, prospective, biomechanical, and imaging study. Bone

2005; 37: 776–780.

208.- Molina F. Efecto del plasma rico en factores del crecimiento en laregeneración en tejidos blandos y tejido óseo. Estudio experimental en

conejos albinos de Nueva Zelanda. Tesis Doctoral 2008.

209.- Molly L. Bone density and primary stability in implant therapy. Clin

Oral Impl Res. 2006; 17(2): 124-135.

210.- Monlleó P. Valor pornóstico de la Tomografía Axial Computerizada en

implantología oral. Tesis doctoral 2005.

211.- Mora M, Mol A, Tyndall D, Rivera E. In vitro assessment of local

computed tomography for the detection of longitudinal tooth fractures. Oral


212.- Mozzo P., Procacci C., Tacconi A., Martini P. T, Andreis, I. A. A new

volumetric CT machine for dental imaging based on the cone-beam

technique: preliminary results. European Radiology 1998; 8: 1558–1564.

213.- Muller-Karger C, Carrolaza M. Un nuevo método para la simulación de la




275

estructura ósea mediante la versión P de elementos finitos. IMME, 2001(39);

3: 23-54

214.- Muñoz P, Madrigal C, Ortega R, Rodríguez C, Martín M, González B.

Estudio comparativo entre la densidad ósea medida mediante tomografíacomputerizada y el torque de inserción. Comunicaciones orales - SECIB 2009

- Almería ( e 188 ).

215.- Myoung H. Kim YY. Heo MS. Lee SS. Choi SC. Kim MJ. Comparative

radiologic study of bone density and cortical thickness of donor bone used in

mandibular reconstruction. Oral Surgery Oral Medicine Oral Pathology Oral

Radiology & Endodontics. 2001; 92(1): 23-9.

216.- Naitoh M, Hirukawa A, Ariji E. Evaluation of voxel values in mandibular

cancellous bone; relationship between cone-beam computed tomography

and multislice helical computed tomography. Clin. Oral Impl. Res. 2009; 20:

503-506.

217.- Naitoh M, Katsumata A, Nohara E, Ohsaki C, Ariji E. Measurement

accuracy of reconstructed 2-D images obtained by multi-slice helical

computed tomography. Clin. Oral Impl. Res. 2004; 15: 570–574.

218.- Naitoh M, Kurosu Y, Inagaki K, Katsumata A, Noguchi T, Ariji E.

Assessment of mandibular buccal and lingual cortical bones in

postmenopausal women. Oral Surg Oral Med Oral Pathol Oral Radiol Endod

2007; 104: 545-50.

219.- Naitoh M, Katsumata A, Hiraiwa Y, Aimiya H, Ohsaki Ch, Ariji E. Can

Mandibular Depiction Be Improved by Changing the Thickness of Double-

Oblique Computed Tomography Images?. Implant Dentistry 2008; 17: 271-

277.

220.- Nedir R, Bischof M, Szmukler-Moncler S, Bernard J-P, Samson J.

Predicting osseointegration by means of implant primary stability. A

resonance-frequency analysis study with delayed and immediately loaded

ITI SLA implants. Clin. Oral Impl. Res. 2004; 15: 520–528.

221.- Nkenke E, Kloss F, Schultze-Mosgau S, Neukam FW. Why is bone




276

condensing so successful [abstract] 9th International Friadent Symposium;

2001 Mar 23-24; Strasbourg, France. Friascience Implant Dentistry in Focus.

Mannheim, Germany: Friadent GmbH: 2001: 35.

222.- Nkenke E, Hahn M, Weinzierl K, Radespiel-Tröger M, Wilhelm F, EngelkeK. Implant stability and histomorphometry:a correlation study in human

cadavers using stepped clinder implants. Clin Oral Impl Res. 2003; 14: 601-

609.

223.- Nociti FH Jr. Stefani CM. Sallum EA. Duarte PM. Sallum AW.Nicotine and

bone density around titanium implants: a histometric study in rabbits.

Implant Dentistry. 2002; 11(2): 176-82.

224.- Norton MR, Gamble C. Bone classification:an objective scale of bone

density using the computerized tomography scan. Clin. Oral Impl. Res. 2001;

12: 79–84.

225.- O’Sullivan D, Sennerby L, Meredith N. Influence of implant taper on the

primary and secondary stability of osseointegrated titanium implants. Clin.

Oral Impl. Res. 2004; 15: 474–480.

226.- Oates, T.W., Valderrama, P., Bischof, M., Nedir, R., Jones, A., Simpson, J.,

Toutenburg, H. & Cochran, D.L. Enhanced implant stability with a chemically

modified sla surface: a randomized pilot study. The International Journal of

Oral & Maxillofacial Implants 2007; 22: 755–760.

227.- Ogiso, M., Tabata, T., Lee, R.R. & Borgese, D. Delay method of

implantation enhances implant-bone binding. J of Oral and Maxillofacial

Implants 1995; 10: 415–420.

228.- Ohta K, Takechi M, Minami M, Shigeishi H, Hiraoka M. Influence of

factors related to implant stability detected by wireless resonance frequency

analysis device. Journal of Oral Rehabilitation 2009; 37: 131–137.

229.- Okabe S, Morimoto Y, Ansai T, Yoshioka I, Tanaka T, Taguchi A, Kito S,

Wakasugi-Sato N, Oda M, Kuroiwa H, Ohba T, Awano S, Takata Y, Takehara T.

Assessment of the relationship between the mandibular cortex on panoramic

radiographs and the risk of bone fracture and vascular disease in 80-year-




277

olds. Oral Surg Oral Med Oral Pathol Oral Radiol Endod 2008; 106: 433-42.

230.- Okazaki J, Komasa Y, Sakai D, Kamada A, Ikeo T, Toda I, Suwa F, Inoue

M, Etoh T. A torque removal study on the primary stability of orthodontic

titanium screw mini-implants in the cortical bone of dog femurs. International Journal of Oral and Maxillofacial Surgery. 2008; 37(7): 647-650.

231.- Okeson J. Tratamiento de oclusión y afecciones temporomandibulares.

Cuarta ed. Ed. Harcourt Brace 1999: 67-90.

232.- Olsen S, Ferguson S, Sigrist C, Fritz W-R, Nolte L, Hallermann W,

Caversaccio MA. A novel computational method for real-time preoperative

assessment of primary dental implant stability. Clinical Oral ImplantsResearch. 2005; 6(1): 53-59.

233.- Olsen S, Ferguson SJ, Sigrist C, Fritz W-R, Nolte LP, Hallermann W,

Caversaccio M. A novel computational method for real-time preoperative

assessment of primary dental implant stability. Clin. Oral Impl. Res. 2005; 16:

53–59.

234.- Oltramari P, de Lima R, Castanha J, Taga R, Cestari T, Janson G, Mauro J.

Evaluation of bone height and bone density after tooth extraction: an

experimental study in minipigs. Oral Surg Oral Med Oral Pathol Oral Radiol

Endod 2007; 104: e9-e16.

235.- Orenstein, I.H., Tarnow, D.P., Morris, H.F. & Ochi, S. Factors affecting

implant mobility at placement and integration of mobile implants at

uncovering. Journal of Periodontology 1998; 69: 1404–1412.

236.- Orienti L, Fini M, Rocca M, Giavaresi G, Guzzardella M, Moroni A,Giardino R. Measurement of Insertion Torque of Tapered External Fixation

Pins: A Comparison Between Two Experimental Models. J Biomed Mater

Res (Appl Biomater) 1999: 48; 216–219.

237.- Ozaki M et al.Tomographic image diagnostic method and apparatus

including automatic ROI stteing means. United States Patent (5.034.969) 1991.

238.- Palarie V, Bicer C. Primary stability of the endooseos dental implants.

State University of Medicine and Pharmacy N. Testemuitanu, Orhei, Moldova.




278

2008: 36(1): P217.

239.- Pardo, A. y San Martín, R. Análisis de datos. Madrid: Pirámide, S.A, 1994.

240.- Parfitt A, Mathews C,Villanueva A, Kleerekoper M, Frame B, Rao D.

Relationships between Surface, Volume, and Thickness of Iliac Trabecular

Bone in Aging and in Osteoporosis. J. Clin. Invest 1983; 72 : 1396-1409.

241.- Park Ch, Abramson Z, Taba M, Jin Q, Chang J, Kreider J, Goldstein S,

Giannobile V. Three-Dimensional Micro-Computed Tomographic Imaging of

Alveolar Bone in Experimental Bone Loss or Repair. J Periodontol. 2007;

78(2): 273–281.

242.- Passamonti G. Atlas de prótesis completas. Espaxs, S.A. Barcelona 1983.

243.- Pattijn V, Van Lierde C, Van der Perre G, Naert I, Vander Sloten J. The

resonance frequencies and mode shapes of dental implants: Rigid body

behaviour versus bending behaviour. A numerical approach. Journal of

Biomechanics 2006; 39: 939–947.

244.- Pedemonte E. Valoración in vitro del calentamiento del suero fisiológico

de refrigeración en implantología para el control de la temperatura delhueso y de la efectividad de refrigeración de las fresas según su diseño. Tesis

Doctoral 2004.

245.- Perez LA. Brooks SL. Wang HL. Eber RM. Comparison of linear

tomography and direct ridge mapping for the determination of edentulous

ridge dimensions in human cadavers. Oral Surgery Oral Medicine Oral

Pathology Oral Radiology & Endodontics. 2005; 99(6): 748-54.

246.- Pérez MA, Moreo P, García-Aznar JM, Doblaré M. Computational

simulation of dental implant osseointegration through resonance frequency

analysis. Journal of Biomechanics 2008; 41: 316–325.

247.- Perren, S.M. Evolution of the internal fixation of long bone fractures.

The scientific basis of biological internal fixation: choosing a new balance

between stability and biology. Journal of- Bone and Joint Surgery (Br) 2002;

84: 1093–1110.




279

248.- Phan C, Matsuura M, Bauer J, Dunn T, Newitt D, Lochmueller E, Eckstein

F, Majumdar S, Link Th. Trabecular Bone Structure of the Calcaneus:

Comparison of MR Imaging at 3.0 and 1.5 T with Micro- CT as the

Standard of Reference. Radiology 2006; 239(2): 488-496.

249.- Pietrokovski J, Starinsky R, Arensburg B, Kaffe I. Morphologic

Characteristics of Bony Edentulous Jaws. J Prosthodont 2007; 16: 141-147.

250.- Planas J, Morote J. La densitometría ósea: Un nuevo método diagnóstico

para el urólogo. Arch. Esp. Urol. 2006; 59(10): 1.031-1.040.

251.- Potter BJ, Shrout M, Russell C, Sharawy M. Implant site assessment using

panoramic cross-sectional tomographic imaging. Oral Surgery, Oral Medicine,Oral Pathology, Oral Radiology, & Endodontics. 1997; 84(4): 436-442.

252.- Pouliot J, Xia P, Aubin M, Verhey L, Bani-Hashemi A, Ghelmansarai F,

Mitschke M, Svatos M. Low-dose megavoltage cone beam CT for dose-guided

radiation therapy. Int J Rad Onc Biol Phys 2003; 57:183-184.

253.- Pramono C. Surgical Technique for Achieving Implant Parallelism and

Measurement of the Discrepancy in Panoramic Radiograph. J. Oral

Maxillofac Surg 2006; 64: 799-803.

254.- Proff P, Bayerlein T, Rottner K, Mai R, Fanghänel J,Gedrange T. Effect of

bone conditioning on primary stability of FRIALIT-2 implants. Clin. Oral

Impl. Res. 2008; 19: 42–47.

255.- Quirynen M, Mraiwa N, van Steenberghe D, Jacobs R. Morphology and

dimensions of the mandibular jaw bone in the interforaminal region in

patients requiring implants in the distal areas. Clin. Oral Impl. Res, 2003; 14:280–285.

256.- Ramírez E. Calibración de Imágenes Radiográficas. Lecturas en Ciencias

de la Computación ISSN 1316-6239, 2010.

257.- Rasmusson, L., Kahnberg, K.E. & Tan, A. Effects of implant design and

surface on bone regeneration and implant stability: an experimental study in

the dog mandible. Clinical Implant Dentistry & Related Research 2001; 3: 2–8.




280

258.- Rho JY, Hobatho MC, Ashman RB. Relations of mechanical properties to

density and CT number in human bone. Med. Eng. Phys. 1995; 17: 347-355.

259.- Rodrigo D, Aracil L, Martin C, Sanz M. Diagnosis of implant stability and

its impact on implant survival: a prospective case series study. Clin. OralImpl. Res, 2009; 10: 1-7.

260.- Rosenthal, R. Judgement Studies: Design, Analysis, and Meta-analysis.

Cambridge, MA. Cambridge University Press. 1987.

261.- Rosenthal, R. Meta-analytic procedures for social research (revised).

California: Sage, 1991.

262.- Roth F, Kokoska M, Awwad E, Martin D, Olson G, Hollier L, HollenbeakCh. The Identification of Mandible Fractures by Helical Computed

Tomography and Panorex Tomography. Brief clinical Notes The journal of

Craniofacial Surgery 2005; 16: 394-399.

263.- Rozé J, Babu S, Saffarzadeh A, Gayet-Delacroix M, Hoornaert A, Layrolle

P. Correlating implant stability to bone structure. Clin. Oral Impl. Res. 2009;

20: 1140–1145.

264.- Ruppin J, Popovic A, Strauss M, Spüntrup E, Steiner A, Stoll C. Evaluation

of accuracy of three different computer-aided surgery systems in dental

implantology: optical tracking vs. stereolithographic splint systems. Clin

Oral Impl Res 2008; 19: 1-8.

265.- Sakakura CE, Giro G, Gonc¸alves D, Pereira RMR, Orrico SRP,

Marcantonio Jr E. Radiographic assessment of bone density around

integrated titanium implants after ovariectomy in rats. Clin. Oral Impl. Res.2006; 17: 134–138.

266.- Salmon P. Calibration of thickness and BMD measurement in micro-CT

imaging of bone. Skyscan user meeting. Ter Elst Hotel, Edegem, Belgium. 2003.

267.- Sánches Garces MA. Evaluación de la actividad osteoblástica en la

interfase de implantes dentarios con diferentes superficies mediante

gammagrafía ósea con Tc99 HMDF. Estudio en un modelo animal. Tesis

Doctoral 2005.




281

268.- Sarkar PS, Sinha A, Kashyap Y, More MR, Godwal BK. Development and

characterization of a 3D cone beam tomography system. Nucl Instr Meth A

2004; 524: 377–384.

269.- Sato H, Kawamura A, Yamaguchi M, Kasai K . Relationship betweenmasticatory function and internal structure of the mandible based on

computed tomography findings. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2005; 128:

766-73.

270.- Scher E. Risk Management when Operating in the Posterior Mandible.

Implant dentistry 2002; 11: 67-72.

271.- Schliephake H, Sewing A, Aref A. Resonance frequency measurements ofimplant stability in the dog mandible: experimental comparison with

histomorphometric data. International Journal of Oral and Maxillofacial

Surgery, 2006; 35(10): 941-946.

272.- Schultes G, Gaggl A, Karcher H. Stability of dental implants in

microvascular osseous transplants. Plastic & Reconstructive Surgery. 2002;

109(3): 916-21.

273.- Schulze D, Heiland M, Thurmann H, Rother UJ. Radiation exposure

during midfacial imaging using 4- and 16-slice computed tomography, cone

beam computed tomography systems and conventional radiography.

Dentomaxillofac Radiol 2004; 33: 83-3.

274.- Schwarz, M.S., Rothman, S.L.G., Rhodes, M.L, Chafetz, N. Computed

tomograph: part I. Preoperative assessment of the mandible for endosseous

implant surgery. International Journal of Oral & Maxillofacial Implants 1987a;

2: 137–141.

275.- Schwarz, M.S., Rothman, S.L.G., Rhodes, M.L, Chafetz, N. Computed

tomograph: part II. Preoperative assessment of the maxilla for endosseous

implant surgery. International Journal of Oral & Maxillofacial Implants 1987b;

2: 143–148.

276.- Seeram E. Computed Tomography. Physical principles, clinical

applications and quality control. WB Saunders Company 1994.




282

277.- Sennerby L. On the bone tissue response to titanium implants. Thesis,

University of Goteborg, Goteborg, Sweden, 1991.

278.- Sennerby, L., Thomsen, P., Ericsson, L. A morphometric and biomechanic

comparison of titanium implants inserted in rabbit cortical and cancellousbone. International. Journal of Oral & Maxillofacial Implants 1992; 7: 62–71.

279.- Sennerby L., Roos J. Surgical determinants of clinical success of

osseointegrated oral implants: a review of the literature. International Journal

of Prosthodontics 1998; 11: 408–420.

280.- Sevimay M, Turhan F, Kilicxarslan MA, Eskitascioglu G. Three-

dimensional finite element analysis of the effect of different bone quality onstress distribution in an implant-supported crown. J Prosthet Dent 2005; 93:

227-34.

281.- Sherhal C. Bou, Van Steenberghe D., Quirynen M., Jacobs R. Localisation

of the mandibular canal using conventional spiral tomography: a human

cadaver study. Clin Oral Impl. Res. 2001; 12(3): 230-236.

282.- Shibli J, Grassi S, de Figueiredo LC, Feres M, Marcantonio E, Lezzi G,

Piatelli A. Influence of implant surface topography on early

osseointegration: A histological study in human jaw. J Biomed Mater Res Part

B: Apppl Biomater. 2007; 80: 377-385.

283.- Slotte C, Lundgren D, Sennerby L, Lundgren AK. Influence of preimplant

surgical intervention and implant placement on bone wound healing. Clin.

Oral Impl. Res. 2003; 14: 528–534.

284.- Smolka W, Eggensperger N, Carollo V, Ozdoba C, Iizuka T. Changes in thevolume and density of calvarial split bone grafts after alveolar ridge

augmentation. Clin. Oral Impl. Res. 2006; 17: 149–155.

285.- Stefan, Goldmann T, Himmlova L, Aleksic Z. The use of finite element

analysis to model bone-implant contact with basal implants. Oral Surgery,

Oral Medicine, Oral Pathology, Oral Radiology, & Endodontics. 2008; 106(1):

863-872.

286.- Stoppie N, Pattijn V, Van Cleynenbreugel T, Wevers M, Vander Sloten J,




283

Naert I. Structural and radiological parameters for the caracterization of

jawbone. Clin Oral Implant Res. 2006; 17: 124-13.

287.- Strietzel F.P., Nowak M., Küchler I., Friedmann A. Peri-implant alveolar

bone loss with respect to bone quality after use of the osteotome technique.Results of a retrospective study. Clinical Oral Implants Research 2002; 13:

508–513.

288.- Strolka I., Toffanin R., Guglielmi G, Frollo I. Image registration in the

T2n measurements of the calcaneus used to predict osteoporotic fractures.

Measurement Science Review 2005; 5: 79– 81.

289.- Sturtridge W., Lentle B., Hanley D. The use of bone density measurementin the diagnosis and management of osteoporosis. CMAJ Canadian Medical

Association Journal. 1996; 155(7): 924-929.

290.- Summers, R.B. A new concept in maxillary implant surgery: the

osteotome technique. Compendium of Continuing Education in Dentistry 1994;

15: 152–158.

291.- Szmukler-Moncler, S., Salama, H, Reingewirtz, Y, Dubruille, J.H. Timing

of loading and effect of micromotion on bone-dental implant interface: a

review of experimental literature. Journal of Biomedical Material Research

(Applied Biomaterials) 1998; 43: 192–203.

292.- Taba-Junior, M., Novaes, A.B. Jr, Souza, S.L., Grisi, M.F., Palioto, D.B. &

Pardini, L.C. Radiographic evaluation of dental implants with different

surface treatments: an experimental study in dogs. Implant Dentistry 2003;

12: 252–258.

293.- Tabassum A, Meijer GJ, Wolke JGC, Jansen JA. Influence of the surgical

technique and surface roughness on the primary stability of an implant in

artificial bone with a density equivalent to maxillary bone: a laboratory

study. Clin. Oral Impl. Res. 2009; 20: 327–332.

294.- Taguchi A, Tanimoto K, Ogawa M, Sunayashiki T, Wada T. Effect of size

of region of interest on precision of bone mineral measurements of the

mandible by quantitative computed tomography. Dentomaxillofac Radiol




284

1991; 20: 25-9.

295.- Taguchi A, Tsuda M, Ohtsuka M, Kodama I, Sanada M, Nakamoto T, et al.

Use of dental panoramic radiographs in identifying younger postmenopausal

women with osteoporosis. Osteoporos Int 2006; 17: 387-94.

296.- Taylor W, Roland E, Ploeg H, Hertig D, Klabunde R, Warner MD, hobatho

MC, Rakotomanana L, Clift SE. Determination of orthotropic bone elastic

constants using FEA and modal analysis. Journal of Biomechanics 2002; 35:

767–773.

297.- Thomas S. Relative eletron density calibration of CT scanners for

radiotherapy treatment plannig. The British Journal of Radiology 1999; 72:781-786.

298.- Todisco, M. & Trisi, P. Bone mineral density and bone

histomorphometry are statistically related. International Journal of Oral &

Maxillofacial Implants 2005; 20: 898–904.

299.- Torres García-Denche. Influencia del plasma rico en plaquetas en la

regeneración ósea: estudio densitométrico y morfométrico en calota de

conejas osteoporóticas. Tesis doctoral, 2006.

300.- Tözüm T, Turkyilmaz I, McGlumphy E. Relationship between dental

implant stability determined by resonance frequency analysis measurements

and peri-implant vertical defects: an in vitro study. Journal of Oral

Rehabilitation 2008; 35: 739–744.

301.- Tözüm T, Turkyilmaz I, Gulay G, Tulunoglu I. Which device is more

accurate to determine the stability ⁄mobility of dental implants? A humancadaver study. Journal of Oral Rehabilitation 2010; 37(3): 217-224.

302.- Trisi, P. & Rao, W. Bone classification: clinical histomorphometric

comparison. Clinical Oral Implant Research 1999; 10: 1–7.

303.- Trisi, P., Todisco,M., Consolo, U., Travaglino, D. High vs. low insertion

torque. A histologic and biomechanical in vivo study. International Journal of

Oral & Maxillofacial Implants. 2007; 22: 399-407.




285

304.- Trisi P, Perfetti G, Baldoni E, Berardi D, Colagiovanni M, Scogna G.

Implant micromotion is related to peak insertion torque and bone density.


305.- Tronje G, Eliasson S, Julin P, Welander U. Image distortion in rotationalpanoramic radiography. II. Vertical distances. Acta Radiol Diagn (Stockh)

1981; 22: 449-55.

306.- Turkyilmaz I. A comparison between insertion torque and resonance

frequency in the assessment of torque capacity and primary stability of

Branemark system implants. Journal of Oral Rehabilitation 2006; 33: 754–759.

307.- Turkyilmaz I, Mc Glumphy EA. Is there a lower threshold value of bonedensity for early loading protocols of dental implants?. Journal of Oral

Rehabilitation 2008; 35(10):775-781.

308.- Turkyilmaz I, Tözüm Tf, Tumer C. Bone density assessments of oral

implant sites using computerized tomography. Journal of Oral Rehabilitation

2007; 34: 267-272.

309.- Turkyilmaz I, Tözüm TF, Tumer C, Ozbek N. Assessment of correlation

between computerized tomography values of the bone and maximun torque

and resonance frequency values at dental implant placement. J of oral rehab

2006; 33: 881-888.

310.- Turkylmaz I, Tumer C, Ozbek EN, Tözüm TF. Relations between the bone

density values from computerized tomography, and implant stability

parameters:a clinical study of 230 regular platform implants. J Clin

Periodontolo 2007; 34: 716-722.

311.- Turkylmaz I., Aksoy U., Mc Glumphy E. Two alternative surgical

techniques for enhancing primary implant stability in the posterior maxilla:

A clinical study including bone density, insertion torque and resonance

frequency analysis data. Clin Impl dentistry 2008: 10; 231-237.

312.- Turkyilmaz I, Mc Glumphy EA. Influence of bone density on implant

stability parameters and implant success: a retrospective clinical study.

BMC Oral Health 2008, 8: 32-40-




286

313.- Turkyilmaz I, Sennerby L, Mc Glumphy EA, Tözüm TF. Biomechanical

aspects of primary implant stability; a human cadaver study. Clinical

Implant Dentistry and Related Research 2009; 11(2): 113-119.

314.- Tyndall D, Sharon L. Selection criteria for dental implant site imaging: Aposition paper of the American Academy of Oral and Maxillofacial

Radiology: American Academy of Oral and Maxillofacial Radiology. Oral

Surgery, Oral Medicine, Oral Pathology, Oral Radiology & Endodontics 2000;

89(5): 630-637.

315.- Ulm C., Kneissel M., Hahn M, Solar P., Matejka M., Donath K.

Characteristic of the cancellous bone of edentulous mandibles. Clin Oral Impl

Research 1997; 8: 125-130.

316.- Ulm C., Kneissel M., Schedle A., Solar P., Matejka M., Schneider B.,

Donath K. Characteristic features of trabecular bone in edentulous maxillae.

Clin Oral Impl. Res 1999: 10; 459-467.

317.- Ulm C, Tepper G, Blahout R, Rausch-Fan X, Hienz S, Matejka M.

Characteristic features of trabecular bone in edentulous mandibles. Clin.

Oral Impl. Res. 2009; 20: 594–600.

318.- Uribe R, Peñarrocha M, Balaguer J, Fulgueiras N. Inmediate loading in

oral implants. Present situation. Med. Oral Patol. Oral Cir. Bucal 2005; 10(2):

E143-53.

319.- Van Assche N., Van Steenberghe D, Guerrero ME, Hirsch E., Schutyser F,

Quirynen M., Jacobs R. Accuracy of implant placement based on pre-surgical

planning of three-dimensional cone-beam images: a pilot satudy. J. Clin

Periodontol 2007; 34: 816-821.

320.- Van Eijden, T.M. Three-dimensional analyses of human bite-force

magnitude and moment. Archives of Oral Biology 1991; 36: 535–539.

321.- Van Schoiack L , Jean C. Wu, Cherilyn G. Sheets, James C. Earthman.

Effect of bone density on the damping behavior of dental implants: An in

vitro method. Materials Science and Engineering 2006; 26: 1307 – 1311.

322.- Veis AA, Papadimitriou S, Trisi P, Tsirlis AT, Parissis NA, Kenealy JN.




287

Osseointegration of Osseotites and machined-surfaced titanium implants in

membranecovered critical-sized defects: a histologic and histometric study

in dogs. Clin. Oral Impl. Res. 2007; 18: 153–160.

323.- Veltri M, Ferrari M, Balleri P. Stability values of titanium dioxide-blasteddental implants in edentulous maxillas: a 3-year pilot study. Journal of Oral

Rehabilitation 2010; 37: 63–68.

324.- Velvart P, Hecker H, Tillinger G. Detection of the apical lesion and the

mandibular canal in conventional radiography and computed tomography.

Oral Surg Oral Med Oral Pathol Oral Radiol Endod 2001; 92: 682-8.

325.- Verdonck HWD, Meijer GJ, Nieman FH,Stoll C, Riediger D, de Baat C.Quantitative computed tomography bone mineral density measurements in

irradiated and non-irradiated minipig alveolar bone: an experimental study.


326.- Verhoeven J.W., Ruijter JM., Cune MS., De Putter C. Densitometric

measurements of the mandible: Accuracy and validity of intraoral versus

extraoral radiographical techniques in an in vitro study. Clin Oral Impl. Res

1998; 9: 333-342.

327.- Von Wowern N. Dual photon absorptiometry of mandibles: in vitro test

of a new method. Scand Dent Res 1981; 93(8) : 169–177.

328.- Von Wowern N. In vivo measurement of bone mineral content of

mandibles by dual-photon absorptiometry. Scand J Dent Res 1985; 93(2):

162–168.

329.- Wallace, B.C., Schmid, C.H., Lau, J. y Trikalinos, T.A. Meta-Analyst:software for meta-analysis of binary, continuous and diagnostic data. BMC

Medical Research Methodology, 2009.

330.- Wang, J. Spatial orientation of themicroscopic elements of cortical repair

bone. Clinical Orthopaedics and Related Research 2000; 374: 265–277.

331.- Wang H-L, Ormianer Z, Palti A, Perel M, Trisi P, Sammartino G.

Consensus Conference on Immediate Loading: The Single Tooth and Partial

Edentulous Areas. Implant Dentistry. 2006; 5(4): 324-333.




288

332.- Wang K, Li D, Guo J, Liu B, Shi S. Effects of buccal bi-cortical

anchorages on primary stability of dental implants: a numerical approach of

natural frequency analysis. Journal of Oral Rehabilitation 2009; 36: 284–291.

333.- Wehrli F, Kwon Song H, Punam K, Wright S, A Wright. Quantitative MRIfor the assessment of bone structure and functiony. NMR Biomed. 2006; 19:

731–764.

334.- Wehrli F, Saha P, Gomberg B, Kwon Song H, Snyder P, Benito M, Wright

A, Weening R. Role of Magnetic Resonance for Assessing Structure and

Function of Trabecular Bone. Topics in Magnetic Resonance Imaging 2006;

13(5): 335–356.

335.- Wennerberg A, Albrektsson T, Lausmaa J. Torque and histomorphometric

evaluation of c.p. titanium screws blasted with 25 and 75pm sized particles

of Al2O3. Journal of Biomedical Materials Research 1996; 30: 251-260.

336.- Wilson I, Lokeh A, Benjamin Ch, Hilger P, Hamlar D, Ondrey F, Tashjian J,

Thomas W, Schubert W. Prospective Comparison of Panoramic Tomography

(Zonography) and Helical Computed Tomography in the Diagnosis and

Operative Management of Mandibular Fractures. Plastic and ReconstructiveSurgery 2001; 107: 1369-1375.

337.- Wittwer G, Adeyemo W, Schicho K, Gigovic N, Turhani D. Computer-

guided flapless transmucosal implant placement in the mandible: A new

combination of two innovative techniques. Oral Surg Oral Med Oral Pathol

Oral Radiol Endod 2006; 101: 718–723.

338.- White, S.C. Oral radiographic predictors of osteoporosis.

Dentomaxillofacial Radiology 2002; 31: 84–92.

339.- Wijaya S, Oka H, Saratani K, Sumikawa T, Kawazoe T. Development of

implant movement checker for determining dental implant stability. Medical

Engineering & Physics 2004; 26: 513–522.

340.- Wolff, J. Das Gesetz der Transformation der Knochen. Berlin. A.

Hirschwald. 1892.

341.- Wong N, Huffer-Charchut H, Sarment D. Computer-Aided




289

Design/Computer-Aided Manufacturing Surgical Guidance for Placement of

Dental Implants: Case Report. Implant Dentistry 2007; 16: 123-130.

342.- Wren T, Kim P, Janicka A, Sánchez M, Gilsanz V. Timing of peak bone

mass: Discrepances between CT and DXA. J Clin Endocrinol Metab, 2007;92(3): 938-941.

343.- Wyatt CCL, Bryant SR, Avivi-Arbjer L, Chaytor DV, Zarb GA. A

computer-assisted measurement technique to assess bone proximal to oral

implants on intraoral radiographs. Clin. Oral Impl. Res. 2001; 12: 225–229.

344.- Xu H, Shimizu Y, Ooya K. Histomorphometric study of the stability of

newly formed bone after elevation of the floor of the maxilay sinus. BritishJournal of Oral and Maxillofacil Surgery, 2005; 43: 493-499.

345.- Yamazaki M, ShirOta T, Tokugwa X, Motohasha M, Khnk I, Michi K,

Yamaguchi A. Bone reactions to titanium screw implants in ovariectomized

animals. Oral Surg Oral Med Oral Pathol Oral Radiol Endod 1899; 87(4): 411–

418.

346.- Yavuz M,Buyukkurt M, Tozoglu S, Dagsuyu I, Kantarci M. Evaluation of

volumetry and density of mandibular symphysis bone grafts by three-

dimensional computed tomography. Dental Traumatology 2009; 25: 475–479.

347.- Yang J, Cavalcanti M, Ruprecht A, Vannier M. 2D and 3D reconstructions

of spiral computed tomohgraphy in localization of the alveolar canal for

dental implants. Oral surgery,Oral medicine,Oral pathology, Oral radiology and

endodontics, 1999; 87(3); 369-374.

348.- Yang Seung-Min, Shin Seung-Yun, Kye Seung-Beom. Relationshipbetween implant stability measured by resonance frequency analysis (RFA)

and bone loss during early healing period. Oral Surgery, Oral Medicine, Oral

Pathology, Oral Radiology, & Endodontics. 2008; 105(2): e12-e19.

349.- Yerby S, Corey C, Evans N, Messing K, Carter D. Effect of Cutting Flute

Design on Cortical Bone Screw Insertion Torque and Pullout Strength.

Journal of Orthopaedic Trauma 2001; 15(3): 216–221.

350.- Zagury R, Harari ND, Conz MB, de Almeida Soares G, Maciel Vidigal G.




290

Histomorphometric Analyses Of Bone Interface With Titanium-Aluminum-

Vanadium and Hydroxyapatite-Coated Implants by Biomimetic Process.

Implant Dentistry 2007; 16 (3): 290-296.



Date post:	07-Aug-2018
Category:	Documents
Upload:	santiago-f-solarte-f
View:	214 times
Download:	0 times

Tesis Densitometría Osea

Documents