Evaluación mecánica de la conexión externa e interna en...

Arismendi Echavarría JA, Giraldo DH, Loaiza Valderrama A.Evaluación mecánica de la conexión externa e interna en implantes de titanio

59AVANCES EN PERIODONCIA/

Evaluación mecánica de la conexión externa e internaen implantes de titanio1

Mechanical evaluation of external and internal connection titaniumimplants

ARISMENDI ECHAVARRÍA JA*GIRALDO DH**LOAIZA VALDERRAMA A***

RESUMEN

Introducción: El objetivo de este estudio fue comparar, in vitro, la resistencia mecánica de sistemashexagonales de conexión interna y externa en implantes dentales sometidos a fuerzas estáticascompresivas, de flexión y de compresión-flexión.Materiales y métodos: Fueron conformados 18 ensambles, nueve de cada tipo de conexión, externa(CE) e interna (CI), de la casa comercial Lifecore® Los implantes utilizados eran de 3,75 mm dediámetro y 13 mm de longitud en ambos grupos. Las pruebas se realizaron en una máquina univer-sal Instron®, con carga vertical estática progresiva en diferentes angulaciones hasta producir ladeformación máxima del sistema (0º: compresión, 45º: compresión-flexión y 90º: flexión).Resultados: Los mayores valores registrados para carga elástica límite se presentaron en las prue-bas realizadas con cargas a 0º en los grupos de CI (1733.5 N) y CE (1619.5 N) y los valores másbajos fueron registrados para las cargas aplicadas a 90º en CI y CE con 267 N y 226 N respectiva-mente. El grupo de conexión interna, en los diferentes grupos de aplicación de la carga, presentóresultados más homogéneos de acuerdo con el coeficiente de variación (<20%) mientras el grupode CE presentó mayor coeficiente de variación.Discusión: Se observa que la conexión interna tiende a poseer una mayor carga elástica límite.Además, las zonas de fractura tienen diferente apariencia, lo cual puede indicar que los sistemasresponden diferente a las cargas. Estas diferencias deben influir en el comportamiento de los siste-mas en otras exigencias como aflojamiento y cargas cíclicas.

PALABRAS CLAVE: Implantes dentales, titanio, conexión interna, conexión externa, biomecánica.

SUMMARY

Abstract: The purpose of this study was to compare, in vitro, mechanical strength ofive tlat internaland external hexagonal systems used as dental implants submitted to compressive, flexion andcompression-flexion forces.Material and methods: 18 assemblies were used, nine internal hex Renova® implants (IC) and nineexternal hex RBM® implants (EC) (3.75×13 mm). Samples were tested in an Instron® universal machine.A static progressive load with the sample positioned relative to the axis machine at vertical (0º),angular (45º) and horizontal (90º) positions until deformation occurs.Results: The greatest values for elastic limit load were obtained for a vertical load (0º) in the ICgroup (1733.5N) and EC (1619.5N). On the other hand, minimum values were obtained for horizon-

Arismendi Echavarría JA, Giraldo DH, Loaiza Valderrama A. Eva-luación mecánica de la conexión externa e interna en implantes detitanio. Av Periodon Implantol. 2016; 28, 2: 59-69.

1 Trabajo presentado como requisito de grado para optar al título de Especialista en Odontología Integral del Adulto.* Odontólogo. Especialista Odontología Integral del Adulto. Profesor Titular. Grupo POPCAD. Facultad de Odontología.

Universidad de Antioquia. Medellín, Colombia.** Ingeniero mecánico. Profesor Departamento Ingeniería Mecánica. Facultad de Ingeniería. Universidad de Antioquia.*** Odontóloga. Estudiante de postgrado. Odontología Integral del Adulto de la Facultad de Odontología. Universidad de

Antioquia.

Volumen 28 - Nº 2 - Agosto 2016

60 /AVANCES EN PERIODONCIA

INTRODUCCIÓN

La reafirmación de la oseointegración como procedi-miento clínico final de la rehabilitación anatómica yfuncional de arcadas parcial o totalmente edéntulasmediante protocolos para prótesis sobre implantes haconducido a una mayor necesidad de información delas bases biológicas y mecánicas que presiden el lo-gro y el mantenimiento, a través del tiempo, del ancla-je a hueso del implante.

La investigación en implantes se ha enfocado a los re-querimientos para el éxito de la oseointegración ycomportamiento a largo plazo de los componentes ra-diculares. En contraste, las uniones protésicas y téc-nicas diseñadas para el tratamiento protésico han evo-lucionado sobre la base de la experiencia individualy opinión profesional, con mínima evidencia de prue-bas de laboratorio y clínicas prospectivas publicadas(1,2).

La interfase implante-aditamento protésico es descri-ta generalmente como una conexión externa o inter-na, diferenciándose una de otra por un acople supe-rior (externa) o inferior (interna) a la superficie coronaldel implante. La literatura reporta complicaciones clí-nicas con el uso de conexiones hexagonales externas,caracterizadas principalmente por aflojamiento deltornillo, en un intervalo de 6% a 48% (2). La vida delhexágono externo se ha extendido debido a un incre-mento en sus dimensiones, mejor diseño del acople,modificación en plataformas de carga, modificacionesen el tornillo y la alta aplicación de torque. Las conexio-nes internas disponibles hoy en día son más estables,resistentes, fáciles de restaurar y proveen excelenteestética. Los diseños de conexión interna ofrecen unaplataforma con altura vertical reducida para los com-ponentes protésicos; la distribución de las cargas la-terales profundas dentro del implante; un tornillo pro-

tésico protegido; enganche con paredes internas lar-gas que crean un cuerpo rígido, unificado, que resisteel desplazamiento; enganche con las paredes del im-plante que minimiza las vibraciones; posibilidad de unselle microbiano y de llevar la interfase restauradoraa un nivel estético, más submarginal (2).

Mecánicamente, las juntas roscadas presentan un com-portamiento que, por su compleja dinámica, dependede diversos factores: los materiales involucrados, lascaracterísticas superficiales de las piezas, las propie-dades del ambiente y las solicitaciones mecánicas queactúan sobre la junta. Sobre este último aspecto se hanrealizado una cantidad significativa de estudios porparte de profesionales del área de la odontología quehan permitido analizar diversos fenómenos que tomanparte en el comportamiento de este tipo de implantesdurante su vida útil. Sin embargo, no se han realizadoestudios sistemáticos que analicen aspectos fundamen-tales del comportamiento mecánico de los elementosque toman parte en los implantes como su respuestabajo solicitaciones de compresión o flexión y, en es-pecial, la deformación y la fractura que se presentanen situaciones críticas (3).

El aflojamiento del tornillo protésico es una complica-ción frecuente en el tratamiento con implantes (1,4).Los tornillos suelen aflojarse con mayor frecuencia enlas restauraciones sobre implantes en casos de dien-tes aislados, pero también se han dado casos en res-tauraciones de varios dientes. Se han sugerido muchosproductos, componentes y técnicas para mantener lafijación de los tornillos, como el uso de compuestosantivibraciones para la rosca, la fijación mecánica di-recta, diferentes modificaciones en el diseño de lostornillos y mecanismos para controlar el par de tor-sión, pero ninguna de ellas ha logrado eliminar el pro-blema por completo (5). En un estudio sobre dientesaislados, un 65% de los tornillos se aflojaron tras un

tal load (90º) in IC and EC with 267N and 226N respectively. The IC group showed more homogeneousresults in agreement with the variation coefficient (<20%), meanwhile the EC group showed thegreater variation coefficient.Discussion: The IC tends to have higher elastic limit load. Besides, the fractured zones showed differentshapes indicating that each system have different responses under load. In that way, this differencecould be representative under cyclic load..

KEY WORDS: Dental implants, titanium, internal hex, external hex, biomechanics.

Fecha de recepción: 24 de septiembre de 2013.Fecha de aceptación: 30 de octubre de 2013.



período de tres años, a pesar de fijar directamente lascoronas al hexágono externo de los implantes (6). Tam-bién se pueden producir problemas aún más graves,como la pérdida de tejido óseo o la fractura del im-plante, si se piensa únicamente en mantener los torni-llos apretados sin controlar las fuerzas oclusales (5).En un estudio prospectivo a 5 años con 107 implantesBrånemark para rehabilitación de diente único, se re-portó que un tornillo protésico se fracturó a los tresaños (7).

Aunque existe una gran variedad de materiales, geo-metrías y mecanismos usados en los implantes dispo-nibles actualmente en el mercado, los profesionalesdel área de la salud no cuentan con un soporte experi-mental que les permita justificar la selección con baseen el comportamiento mecánico de los implantes. Apesar de los grandes progresos en el diseño de losimplantes dentales y sus conexiones, la ausencia deevaluación con pruebas in vitro y controles clínicosantes del lanzamiento de nuevos productos no han per-mitido una evaluación segura por medio de métodosy documentación científica sino basada en la especu-lación, opinión profesional y en necesidades de ventade los fabricantes (2). Debido a los anteriores hallaz-gos, el objetivo de este estudio es comparar, in vitro, laresistencia mecánica, de sistemas hexagonales de co-nexión interna y externa en implantes dentales some-tidos a fuerzas estáticas compresivas, de flexión y decompresión-flexión.

MATERIALES Y MÉTODOS

Se conformaron 18 ensambles implante-pilar protési-co de cada tipo de conexión, externa (CE) e interna

(CI), de la casa comercial Lifecore® (Figura 1), referen-cias RBM® (hexágono externo) y Renova® (hexágonointerno), sin restauración protésica sobre el pilar, a loscuales se les realizaron pruebas in vitro. Los implantesutilizados eran de 3,75 mm de diámetro y 13 mm delongitud en ambos grupos, Para el control del par deapriete sugerido (30 Ncm) se utilizó la herramienta(torquímetro) que la casa comercial suministra de talmanera que la magnitud de la precarga también que-da establecida en el valor recomendado por el fabri-cante. Los implantes fueron colocados hasta el nivelde la plataforma (Figura 1) en cilindros de polietilenode ultra-alto peso molecular (UHMWPE), que poseepropiedades de resistencia a la penetración por torni-llo similares a la del hueso, de acuerdo a la norma ASTMF1717-04, y posteriormente se colocaron en un dispo-sitivo de acero inoxidable diseñado para cada tipo defuerza (Figuras 2 y 3), dejando expuesto el aditamentoprotésico para montarse directamente sobre el dispo-sitivo de sujeción de la máquina. Este dispositivo ga-rantiza que la carga ejercida por la base de la máqui-na sea siempre vertical y, por lo tanto, el momentoflector que se aplica sobre el ensamble implante-pilarsea constante durante el ensayo. Adicionalmente, elmontaje garantiza que las fuerzas se concentren en lainterfase entre el tornillo protésico y el implante deacuerdo con los objetivos del estudio.

La máquina universal Instron® se programó para reali-zar las pruebas con un desplazamiento de 0,5 mm porminuto, equipada con una celda de carga de 10 KN conpoder de resolución de 40 N, y un sensor de desplaza-miento con resolución de 0,001 mm; el aditamento pro-tésico de cada montaje se sometió a carga vertical es-tática progresiva en diferentes angulaciones hastaproducir la deformación máxima del sistema (0º: com-

Fig 1: Implantes Lifecore® deconexión externa e interna.



presión, 45º: compresión-flexión y 90º: flexión). La má-quina registró los valores de carga aplicada con el finde obtener las curvas de carga-desplazamiento paracada sistema.

De las curvas obtenidas se identificaron las cargas alas cuales se iniciaba la deformación plástica (cargaelástica límite) y la carga máxima (máximo valor detensión que soporta el material antes de fracturarse)soportada por el sistema.

Los implantes se dividieron en seis grupos con tresensambles cada uno:— Grupo 1: Implantes con conexión interna someti-

dos a fuerzas de compresión (0º).

Fig. 2: Esquemas dedispositivo paraensayos a 45º(compresión-flexión).

— Grupo 2: Implantes con conexión externa someti-dos a fuerzas de compresión (0º).

— Grupo 3: Implantes con conexión interna someti-dos a fuerzas de compresión-flexión (45º).

— Grupo 4: Implantes con conexión externa someti-dos a fuerzas de compresión-flexión (45º).

— Grupo 5: Implantes con conexión interna someti-dos a fuerzas de flexión (90º).

— Grupo 6: Implantes con conexión externa someti-dos a fuerzas de flexión (90º).

Se realizó una prueba piloto sobre un sistema ensam-blado con cargas a 90º, para verificar la calibraciónde la máquina, la lectura de los resultados, entrenarel operario, probar el instrumento de recolección de

Fig 3: Esquemas dedispositivo paraensayos a 90º (flexión).



los datos y la metodología a utilizar en el experimen-to. Los montajes y torque de apriete fueron realizadospor un autor (A.L.) y los ensayos por otro operador ex-terno.

Los sistemas fueron examinados con microscopía elec-trónica de barrido después de las pruebas con la má-quina Instron, usando el equipo JEOL instalado en elLaboratorio de Microscopía Avanzada de la Universi-dad Nacional de Colombia, sede en Medellín, paraestablecer el modo de falla de los elementos y rela-cionar los resultados encontrados con los mecanismosde fracaso de los implantes durante su vida útil. Parael estudio microscópico se realizó a cada muestra unbaño de oro por plasma, que elimina la humedad yvuelve la muestra más conductora.

ANÁLISIS ESTADÍSTICO

En cada grupo se calcularon medidas descriptivascomo promedio, desviación estándar y coeficiente devariación. Para comparar la diferencia entre el límiteelástico y la carga máxima, según la dirección de lafuerza y tipo de conexión, se usó la prueba t de Stu-dent, con un nivel de significancia del 5% (p<0,05). Losdatos se calcularon en el programa Epidat versión 3.0.

RESULTADOS

Un total de 18 ensambles fueron probados en este es-tudio. Los resultados de carga elástica límite y cargamáxima se analizaron (Tabla 1) para buscar diferen-cias biomecánicas entre las dos conexiones al aplicardiferentes direcciones de carga. Los valores de cargamáxima de fractura no se registraron porque no todoslos sistemas se fracturaron. En las pruebas de compre-sión (0º) y en compresión-flexión (45º) no hubo fractu-ras. Las muestras con cargas de 45º se llevaron manual-mente con la máquina Instron® hasta la fractura parapoder observar el modo de falla en el microscopio.

Los mayores valores registrados para carga elástica lí-mite se presentaron en las pruebas realizadas con car-gas a 0º en los grupos de CI (1.733,5 N) y CE (1.619,5N) y los valores más bajos fueron registrados para lascargas aplicadas a 90º en CI y CE con 267 N y 226 Nrespectivamente.

Al comparar los valores de carga elástica límite paralos ensambles de conexión interna y externa en lasdiferentes posiciones de aplicación de la carga, 0º (t1,1109, p 0,46), 45º (t 1,6765, p 0,16) y 90º (t 0,9660, p0,38), no se encontraron diferencias significativas en-tre los tres grupos. Al analizar los valores correspon-

TABLA 1.- CARGA ELÁSTICA LÍMITE Y CARGA MÁXIMA PARA CADA GRUPO DECONEXIÓN PROTÉSICA, DE ACUERDO CON EL ÁNGULO DE APLICACIÓN DE LA

CARGA

Propiedades Carga elástica límite (N) Carga máxima (N)

Fuerzas CE CI CE CI

Compresiva (0º) Prom. = 1.619,5 Prom. = 1.733,5 Prom = 3.081,87 Prom = 5.392,5(7,0) (144,9) (22,09) (190,9)

[0,43%] [8,36%] [0,71%] [3,54%]

Compresión-flexión (45º) Prom = 633,3 Prom = 473,6 Prom = 716,6 Prom = 537,3(160,4) (38,4) (189,2) (34,4)

[25,32%] [8,11%] [26,41%] [6,40%]

Flexión (90º) Prom = 226,1 Prom = 267 Prom = 318,5 Prom = 398,8(69,3) (23,5) (70,1) (18,7)

[30,65%] [8,81%] [22,02%] [4,70%]

Prom: Promedio.(DE): Desviación estándar.[CV]: Coeficiente de variación.



dientes para carga máxima en los grupos de CI y CE a0º (t 17,0022, p 0,003) se presentaron diferencias esta-dísticamente significativas. Para los grupos de 45º y90º de aplicación de la fuerza no se presentaron dife-rencias estadísticamente significativas (t 1,3182, p 0,31y t 1,9162, p 0,12) en la variable carga máxima. El gru-po de conexión interna en los diferentes grupos deaplicación de la carga, presentó resultados más homo-géneos de acuerdo con el coeficiente de variación(<20%) mientras el grupo de CE presentó mayor co-eficiente de variación (CV).

El gráfico 1 muestra que la conexión interna tiende aposeer mejores propiedades mecánicas bajo compre-sión que la conexión externa aunque no se encontródiferencia estadísticamente significativa entre los re-sultados de ambas conexiones. La variación encontra-da en la conexión interna es muy amplia, lo cual difi-culta la diferenciación entre ambos resultados.

El gráfico 2 muestra que la conexión externa tiende aposeer mejores propiedades mecánicas bajo compre-sión-flexión que la conexión interna aunque no se en-contró diferencia estadísticamente significativa entrelos resultados de ambas conexiones. La variación en-contrada en la conexión externa es muy amplia, lo cualdificulta el análisis de los resultados. Por ser el tipo deaplicación de carga más representativa de la exigen-cia que se presenta durante la masticación, éste es elresultado más relevante para considerar en la discu-sión final del trabajo.

En el gráfico 3 se observa que la conexión interna tien-de a poseer mejores propiedades mecánicas bajo

flexión que la conexión externa aunque no se encon-tró diferencia estadísticamente significativa entre losresultados de ambas conexiones. La variación encon-trada en la conexión externa es muy amplia, lo cualdificulta la diferenciación entre ambos resultados.

Las observaciones en el microscopio electrónico debarrido mostraron tendencias de fractura diferentespara los sistemas de CI y CE, sin importar la direcciónde carga aplicada. En los sistemas de CI las fracturasdel tornillo de fijación fueron más apicales con un des-prendimiento interno del tornillo. En los sistemas de

Gráfico 3: Valores de carga elástica límite y desviación estándarpara la carga flectora en ambos grupos experimentales (CE, CI).

Gráfico 2: Valores de carga elástica límite y desviación estándar paracarga compresiva-flectora en ambos grupos experimentales (CE, CI).

Gráfico 1: Valores de carga elástica límite y desviación estándarpara carga compresiva en ambos grupos experimentales (CE, CI).



CE, las fracturas del tornillo de fijación fueron máscoronales y periféricas.

Análisis de las superficies de fractura de acuerdocon la imagen obtenida en el SEM

Conexión interna sometida a compresión-flexión(Figura 4)

A partir del análisis de las superficies de fractura sepropone el siguiente mecanismo por el cual se ha frac-turado el cuello del tornillo de conexión: La fracturase ha iniciado en el exterior del cuello debido a unatensión de tracción, posterior a la deformación plásti-ca por flexión (Figura 2). Esta deformación plástica porflexión induce la tensión de tracción en la superficieque es la que inicia la fractura.

Al hacer un barrido de la superficie de fractura, desdela periferia de origen hasta el extremo opuesto, se notaque la superficie se divide básicamente en tres regio-

nes. Una primera región, en la que la fractura apareceuniforme, lo cual sugiere que el progreso inicial de lafractura en esa región se debió fundamentalmente auna tensión de tracción. La siguiente región, la centralde la superficie, aparece en forma de franjas, detallecaracterístico de una fractura debida a una tensión decizalladura. Estas franjas son consecuencia de la for-ma ovalada de las microcavidades debido a la tensiónde cizalladura con la que progresa la fractura en esaregión. Finalmente, la tercera región, vuelve a ser ca-racterística de una fractura uniforme debida fundamen-talmente a una tensión de tracción, como al inicio dela propagación pero, esta vez, justo antes de la fractu-ra definitiva del cuello del tornillo.

Conexión externa sometida a compresión-flexión(Figura 5)

De la superficie que se observa en las diferentes imá-genes de SEM se pueden diferenciar claramente 3 re-giones:

Fig. 4: Conexión internacompresión-flexión.

Fig. 5: Conexión externacompresión-flexión.



— Una región central de líneas concéntricas que co-rresponden a marcas de mecanizado durante el pro-ceso de fabricación del tornillo.

— Una región circular intermedia delgada, en la peri-feria de la región central.

— Una región circular periférica, más gruesa que laanterior, de rugosidad aproximadamente uniforme.

A partir de estas diferentes regiones y siguiendo elmismo análisis utilizado hasta ahora, es claro que lafractura del cuello del tornillo se ha iniciado de aden-tro hacia afuera, teniendo en cuenta la ubicación de labanda de cizalladura. Esto se explica debido a la pre-sencia inicial de las marcas de mecanizado en el inte-rior del tornillo, las cuales se comportan como concen-tradores de tensiones, facilitando el inicio de la fracturaa través de la formación de la banda de cizalladura.

Conexión interna sometida a flexión pura (Figura 6)

Realizando el mismo análisis de la figura 4, es posibleproponer el siguiente mecanismo: Nuevamente es evi-dente que la fractura del cuello del tornillo se ha ini-ciado en la superficie del mismo, como lo corrobora lapresencia de la banda de deslizamiento por cizalladu-ra justo en la periferia que coincide con la mayor árearemanente debido a la deformación plástica previa porflexión en esa zona (Figura 6).

A diferencia de lo observado en la superficie de frac-tura por compresión-flexión, en este caso se observandos regiones claramente dividas por una franja en elcentro de la superficie. Se puede apreciar que ambasregiones corresponden a una fractura debida a ten-sión de tracción, teniendo en cuenta la uniformidadde la fractura. La presencia de una sola franja de sepa-

ración es completamente coherente con el paso de unatensión combinada compresión-flexión en el caso an-terior, donde el componente cizallante es mayor, a unade flexión pura donde la tensión cizallante es menor.En consecuencia, la franja de fractura por cizalladurase ve drásticamente reducida, tal que se presenta máscomo un límite definido entre las dos regiones de frac-tura por tracción.

Conexión externa sometida a flexión (Figura 7)

En este caso, se aprecia que las superficies de fracturason básicamente iguales a las identificadas en el casode compresión-flexión. Sin embargo, coherentementecon lo expuesto anteriormente sobre el papel de latensión de tracción en la fractura, se ha observado quela resistencia durante el ensayo de flexión pura esmucho menor a la resistencia observada para el ensa-yo de compresión-flexión (633 N contra 226 N respec-tivamente). Esta diferencia es consistente con la ma-yor tensión de tracción que induce el ensayo de flexiónpura en el cuello del tornillo, permitiendo que éste sefracture a una carga menor.

DISCUSIÓN

En la práctica clínica, las restauraciones sobre implan-tes tienen que soportar continuamente fuerzas quetienden a separar la unión. Estas fuerzas son: contac-tos por movimientos laterales, contactos céntricos des-centrados del eje, contactos interproximales, contac-tos en voladizo y estructuras no pasivas (5).

La falla de implantes dentales puede estar relacionadacon restauraciones soportadas por implantes o periim-

Fig. 6: Conexión interna,flexión.



plantitis. La primera, resulta de problemas técnicos ypuede ser dividida en dos grupos: los relacionados conlos componentes del implante y los relacionados con laprótesis (8-11). Los problemas técnicos relacionados conlos componentes del implante incluyen fracturas deltornillo protésico (2). El reporte de estas complicacio-nes ha aumentado (12-15) y la razón primaria se haatribuido al aflojamiento no detectado del tornillo, quepuede ser debido a bruxismo, sobrecarga o mal dise-ño protésico. Durante seguimientos de rutina se encon-tró aflojamiento de tornillos en el 25% de los pacientes(15). Muchos estudios clínicos reportan como un pro-blema frecuente el aflojamiento del pilar protésico endientes únicos, especialmente en molares, debido a quepresentan una mayor susceptibilidad a sobrecargas yestrés en la unión implante aditamento protésico (5).Por lo tanto, el número, posición, dimensión diseño delos implantes y de la prótesis son factores críticos aconsiderar durante la planeación del tratamiento.

Datos experimentales sobre fuerza de mordida en hu-manos muestran que las fuerzas axiales durante la mas-ticación pueden estar en el intervalo de 77 a 2.400 N.Los componentes de fuerza lateral son menores a 100N. “Uno puede seleccionar un valor promedio de 250 Ncomo valor típico para el componente axial, pero con elentendimiento que cualquier paciente puede ejercer sig-nificativamente más o menos fuerza” (16). El promediode fuerza masticatoria es reportado entre 450 N y 550 Nen pacientes completamente dentados en zona de pre-molares. Una disminución de la fuerza oclusal a nivelesde 200 a 300 N fue registrada para pacientes con próte-sis fijas y removibles implanto soportadas (11,17).

Los valores encontrados en este estudio correspon-dientes a fuerzas axiales (compresivas), tanto para car-

ga elástica límite como para carga máxima, superanlos valores típicos reportados clínicamente, con unadiferencia estadísticamente significativa (carga máxi-ma) entre los grupos, aunque a nivel clínico podría noser representativo. Un estudio in vitro aplicó cargasverticales y horizontales de 30 N a dos grupos de im-plantes de conexión interna y externa y encontró casiel mismo patrón de distribución de fuerzas bajo cargavertical en ambos sistemas (18).

Para las fuerzas laterales a 45º, con un componente decompresión-flexión, que son el tipo de aplicación decarga más representativa de la exigencia que se pre-senta durante la masticación, los valores de resisten-cia de los sistemas también fueron superiores a losencontrados en la literatura, aún teniendo en cuentalos amplios coeficientes de variación. En esta prueba,la conexión externa reportó un mejor resultado de re-sistencia a cargas estáticas, con valores promedio decarga máxima de 716 N. Un valor de 966 N fue reporta-do para implantes de conexión externa, bajo cargasaplicadas a 30º, hasta producir el doblamiento del tor-nillo protésico (19).

Se ha recomendado mejorar la estabilidad de la unióndel tornillo centrando los contactos oclusales, redu-ciendo la inclinación cuspídea, aumentando el diáme-tro en el tornillo del pilar, estrechando la amplitudbucolingual de la restauración y reduciendo la colo-cación de prótesis con extremos libres. Sin embargo,no hay reportes de la estabilidad de la unión del torni-llo del sistema de hexágono externo bajo cargas cícli-cas laterales (20).

Al observar los datos obtenidos en las pruebas a 90º,se encontró una mayor resistencia mecánica para los

Fig. 7: Conexión externa,flexión.



sistemas de CI, tanto para carga elástica límite, comopara carga máxima, aunque estadísticamente no seencontraron diferencias significativas entre ambos gru-pos. En un estudio con aplicación de cargas a 90º, laconexión externa presentó un incremento en la ten-sión a nivel de la zona cervical bajo cargas horizonta-les y en la conexión interna la tensión se ubicó en lazona apical del implante (18).

En el diseño de conexión externa, el tornillo protésicoes el único elemento que mantiene el pilar y el implan-te ensamblados. Esta situación hace el diseño inheren-temente débil a las fuerzas de torsión. En la conexióninterna, la fricción juega un papel importante en elmantenimiento de la integridad a nivel de la conexión,además del torque (precarga) aplicado durante elapretamiento del pilar (21).

Un estudio sobre la evaluación in vitro de la fuerza dela unión del implante cónico al pilar en 2 sistemas deimplantes comercialmente disponibles (ITI Straumanncon una conexión interna de 8º y Astra Tech ST conuna conexión interna de 11º), reportó que los implan-tes ITI presentaron fractura en la cabeza del tornillomientras que los implantes Astra sólo sufrieron defor-mación del cono interno y suave torsión dentro delcuello del implante (21). Dentro de las situaciones deriesgo se dice que la conexión interna, en combina-ción con un plan de tratamiento inadecuado y sobre-carga, puede llevar a la fractura de la pared del im-plante (2).

Aunque se han descrito ventajas y desventajas mecá-nicas, clínicas y microbiológicas, entre otras, para am-bos sistemas de conexión interna y externa, las influen-cias biomecánicas reales alrededor de los implantestodavía están por ser examinadas en detalle (18). Sesugiere que los nuevos diseños deberían ser desarro-llados usando métodos científicos que incluyan eva-luación clínica y que no estén basados simplementeen especulación y una opinión profesional (1). Por úl-timo, una revisión sistemática de la literatura, trabajan-do con la hipótesis nula de que no hay diferencia en elcomportamiento clínico entre varios tipos de implan-tes dentales oseointegrados con forma radicular, hizouna búsqueda de todos los estudios controlados quecompararan implantes oseointegrados con diferentesmateriales, formas, conexiones protésicas y caracte-rísticas superficiales, con un seguimiento de 1 a 3 años.Los resultados mostraron, en diez estudios analizados,428 pacientes y 9 tipos diferentes de implantes, queno se encontraron diferencias estadísticamente signi-ficativas para fracasos, cambios en el nivel óseo mar-

ginal y periimplantitis. Como conclusión se definió queno había evidencia que alguno de los sistemas de im-plantes evaluado fuera superior a otro (22).

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CORRESPONDENCIA

Jorge Alberto Arismendi EchavarríaProfesor titular. Facultad de OdontologíaUniversidad de AntioquiaMedellín. Colombia

Correo electrónico: [email protected]

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