Evaluación mecánica de la conexión externa e interna en implantes de titanio¹

Mechanical evaluation of external and internal connection titanium implants

Arismendi Echavarría J.A.*, Giraldo D.H.** y Loaiza Valderrama A.***

* 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.

Dirección para correspondencia

RESUMEN

Introducción: El objetivo de este estudio fue comparar, in vitro, la resistencia mecánica de sistemas hexagonales de conexión interna y externa en implantes dentales sometidos a fuerzas estáticas compresivas, 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 de diámetro y 13 mm de longitud en ambos grupos. Las pruebas se realizaron en una máquina universal Instron^®, con carga vertical estática progresiva en diferentes angulaciones hasta producir la deformación máxima del sistema (0^o: compresión, 45^o: compresión-flexión y 90^o: flexión).
Resultados: Los mayores valores registrados para carga elástica límite se presentaron en las pruebas realizadas con cargas a 0^o en los grupos de CI (1733.5 N) y CE (1619.5 N) y los valores más bajos fueron registrados para las cargas aplicadas a 90^o en CI y CE con 267 N y 226 N respectivamente. El grupo de conexión interna, en los diferentes grupos de aplicación de la carga, presentó resultados más homogéneos de acuerdo con el coeficiente de variación (<20%) mientras el grupo de 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 sistemas responden diferente a las cargas. Estas diferencias deben influir en el comportamiento de los sistemas en otras exigencias como aflojamiento y cargas cíclicas.

Palabras clave: Implantes dentales, titanio, conexión interna, conexión externa, biomecánica.

Abstract: The purpose of this study was to compare, in vitro,mechanical strength ofive tlat internal and external hexagonal systems used as dental implants submitted to compressive, flexion and compression-flexion forces.
Material and methods: 18 assemblies were used, nine internal hex Renova^® implants (IC) and nine external 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 (0^o), angular (45^o) and horizontal (90^o) positions until deformation occurs.
Results: The greatest values for elastic limit load were obtained for a vertical load (0^o) in the IC group (1733.5N) and EC (1619.5N). On the other hand, minimum values were obtained for horizontal load (90^o) in IC and EC with 267N and 226N respectively. The IC group showed more homogeneous results in agreement with the variation coefficient (<20%), meanwhile the EC group showed the greater variation coefficient.
Discussion: The IC tends to have higher elastic limit load. Besides, the fractured zones showed different shapes indicating that each system have different responses under load. In that way, this difference could be representative under cyclic load.

Key words: Dental implants, titanium, internal hex, external hex, biomechanics.

Introducción

La reafirmación de la oseointegración como procedimiento clínico final de la rehabilitación anatómica y funcional de arcadas parcial o totalmente edéntulas mediante protocolos para prótesis sobre implantes ha conducido a una mayor necesidad de información de las bases biológicas y mecánicas que presiden el logro y el mantenimiento, a través del tiempo, del anclaje a hueso del implante.

La investigación en implantes se ha enfocado a los requerimientos para el éxito de la oseointegración y comportamiento a largo plazo de los componentes radiculares. En contraste, las uniones protésicas y técnicas diseñadas para el tratamiento protésico han evolucionado sobre la base de la experiencia individual y opinión profesional, con mínima evidencia de pruebas de laboratorio y clínicas prospectivas publicadas (1,2).

Mecánicamente, las juntas roscadas presentan un comportamiento que, por su compleja dinámica, depende de diversos factores: los materiales involucrados, las características superficiales de las piezas, las propiedades del ambiente y las solicitaciones mecánicas que actúan sobre la junta. Sobre este último aspecto se han realizado una cantidad significativa de estudios por parte de profesionales del área de la odontología que han permitido analizar diversos fenómenos que toman parte en el comportamiento de este tipo de implantes durante su vida útil. Sin embargo, no se han realizado estudios sistemáticos que analicen aspectos fundamentales del comportamiento mecánico de los elementos que toman parte en los implantes como su respuesta bajo solicitaciones de compresión o flexión y, en especial, la deformación y la fractura que se presentan en situaciones críticas (3).

El aflojamiento del tornillo protésico es una complicación frecuente en el tratamiento con implantes (1,4). Los tornillos suelen aflojarse con mayor frecuencia en las restauraciones sobre implantes en casos de dientes aislados, pero también se han dado casos en restauraciones de varios dientes. Se han sugerido muchos productos, componentes y técnicas para mantener la fijación de los tornillos, como el uso de compuestos antivibraciones para la rosca, la fijación mecánica directa, diferentes modificaciones en el diseño de los tornillos y mecanismos para controlar el par de torsión, pero ninguna de ellas ha logrado eliminar el problema por completo (5). En un estudio sobre dientes aislados, un 65% de los tornillos se aflojaron tras un período de tres años, a pesar de fijar directamente las coronas al hexágono externo de los implantes (6). También se pueden producir problemas aún más graves, como la pérdida de tejido óseo o la fractura del implante, si se piensa únicamente en mantener los tornillos apretados sin controlar las fuerzas oclusales (5). En un estudio prospectivo a 5 años con 107 implantes Brånemark para rehabilitación de diente único, se reportó que un tornillo protésico se fracturó a los tres años (7).

Aunque existe una gran variedad de materiales, geometrías y mecanismos usados en los implantes disponibles actualmente en el mercado, los profesionales del área de la salud no cuentan con un soporte experimental que les permita justificar la selección con base en el comportamiento mecánico de los implantes. A pesar de los grandes progresos en el diseño de los implantes dentales y sus conexiones, la ausencia de evaluación con pruebas in vitro y controles clínicos antes del lanzamiento de nuevos productos no han permitido una evaluación segura por medio de métodos y documentación científica sino basada en la especulación, opinión profesional y en necesidades de venta de los fabricantes (2). Debido a los anteriores hallazgos, el objetivo de este estudio es comparar, in vitro, la resistencia mecánica, de sistemas hexagonales de conexión interna y externa en implantes dentales sometidos a fuerzas estáticas compresivas, de flexión y de compresión-flexión.

Materiales y métodos

Se conformaron 18 ensambles implante-pilar protésico de cada tipo de conexión, externa (CE) e interna (CI), de la casa comercial Lifecore^® (Figura 1), referencias RBM^® (hexágono externo) y Renova^® (hexágono interno), sin restauración protésica sobre el pilar, a los cuales se les realizaron pruebas in vitro. Los implantes utilizados eran de 3,75 mm de diámetro y 13 mm de longitud en ambos grupos, Para el control del par de apriete sugerido (30 Ncm) se utilizó la herramienta (torquímetro) que la casa comercial suministra de tal manera que la magnitud de la precarga también queda establecida en el valor recomendado por el fabricante. Los implantes fueron colocados hasta el nivel de la plataforma (Figura 1) en cilindros de polietileno de ultra-alto peso molecular (UHMWPE), que posee propiedades de resistencia a la penetración por tornillo similares a la del hueso, de acuerdo a la norma ASTM F1717-04, y posteriormente se colocaron en un dispositivo de acero inoxidable diseñado para cada tipo de fuerza (Figuras 2 y 3), dejando expuesto el aditamento protésico para montarse directamente sobre el dispositivo de sujeción de la máquina. Este dispositivo garantiza que la carga ejercida por la base de la máquina sea siempre vertical y, por lo tanto, el momento flector que se aplica sobre el ensamble implante-pilar sea constante durante el ensayo. Adicionalmente, el montaje garantiza que las fuerzas se concentren en la interfase entre el tornillo protésico y el implante de acuerdo con los objetivos del estudio.

La máquina universal Instron^® se programó para realizar las pruebas con un desplazamiento de 0,5 mm por minuto, equipada con una celda de carga de 10 KN con poder de resolución de 40 N, y un sensor de desplazamiento con resolución de 0,001 mm; el aditamento protésico de cada montaje se sometió a carga vertical estática progresiva en diferentes angulaciones hasta producir la deformación máxima del sistema (0^o: compresión, 45^o: compresión-flexión y 90^o: flexión). La máquina registró los valores de carga aplicada con el fin de obtener las curvas de carga-desplazamiento para cada sistema.

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

Los implantes se dividieron en seis grupos con tres ensambles cada uno:

— Grupo 1: Implantes con conexión interna sometidos a fuerzas de compresión (0^o).

— Grupo 2: Implantes con conexión externa sometidos a fuerzas de compresión (0^o).

]]> — Grupo 3: Implantes con conexión interna sometidos a fuerzas de compresión-flexión (45^o).

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

— Grupo 5: Implantes con conexión interna sometidos a fuerzas de flexión (90^o).

— Grupo 6: Implantes con conexión externa sometidos a fuerzas de flexión (90^o).

Se realizó una prueba piloto sobre un sistema ensamblado con cargas a 90^o, para verificar la calibración de la máquina, la lectura de los resultados, entrenar el operario, probar el instrumento de recolección de los datos y la metodología a utilizar en el experimento. Los montajes y torque de apriete fueron realizados por un autor (A.L.) y los ensayos por otro operador externo.

Los sistemas fueron examinados con microscopía electrónica de barrido después de las pruebas con la máquina Instron, usando el equipo JEOL instalado en el Laboratorio de Microscopía Avanzada de la Universidad Nacional de Colombia, sede en Medellín, para establecer el modo de falla de los elementos y relacionar los resultados encontrados con los mecanismos de fracaso de los implantes durante su vida útil. Para el estudio microscópico se realizó a cada muestra un baño de oro por plasma, que elimina la humedad y vuelve la muestra más conductora.

Análisis estadístico

En cada grupo se calcularon medidas descriptivas como promedio, desviación estándar y coeficiente de variación. Para comparar la diferencia entre el límite elástico y la carga máxima, según la dirección de la fuerza y tipo de conexión, se usó la prueba t de Student, con un nivel de significancia del 5% (p<0,05). Los datos se calcularon en el programa Epidat versión 3.0.

Un total de 18 ensambles fueron probados en este estudio. Los resultados de carga elástica límite y carga máxima se analizaron (Tabla 1) para buscar diferencias biomecánicas entre las dos conexiones al aplicar diferentes direcciones de carga. Los valores de carga máxima de fractura no se registraron porque no todos los sistemas se fracturaron. En las pruebas de compresión (0^o) y en compresión-flexión (45^o) no hubo fracturas. Las muestras con cargas de 45^o se llevaron manualmente con la máquina Instron^® hasta la fractura para poder observar el modo de falla en el microscopio.

Los mayores valores registrados para carga elástica límite se presentaron en las pruebas realizadas con cargas a 0^o en los grupos de CI (1.733,5 N) y CE (1.619,5 N) y los valores más bajos fueron registrados para las cargas aplicadas a 90^o en CI y CE con 267 N y 226 N respectivamente.

Al comparar los valores de carga elástica límite para los ensambles de conexión interna y externa en las diferentes posiciones de aplicación de la carga, 0^o (t 1,1109, p 0,46), 45^o (t 1,6765, p 0,16) y 90^o (t 0,9660, p 0,38), no se encontraron diferencias significativas entre los tres grupos. Al analizar los valores correspondientes para carga máxima en los grupos de CI y CE a 0^o (t 17,0022, p 0,003) se presentaron diferencias estadísticamente significativas. Para los grupos de 45^o y 90^o de aplicación de la fuerza no se presentaron diferencias estadísticamente significativas (t 1,3182, p 0,31 y t 1,9162, p 0,12) en la variable carga máxima. El grupo de conexión interna en los diferentes grupos de aplicación de la carga, presentó resultados más homogéneos de acuerdo con el coeficiente de variación (<20%) mientras el grupo de CE presentó mayor coeficiente de variación (CV).

El gráfico 1 muestra que la conexión interna tiende a poseer mejores propiedades mecánicas bajo compresión que la conexión externa aunque no se encontró diferencia estadísticamente significativa entre los resultados de ambas conexiones. La variación encontrada en la conexión interna es muy amplia, lo cual dificulta la diferenciación entre ambos resultados.

El gráfico 2 muestra que la conexión externa tiende a poseer mejores propiedades mecánicas bajo compresión-flexión que la conexión interna aunque no se encontró diferencia estadísticamente significativa entre los resultados de ambas conexiones. La variación encontrada en la conexión externa es muy amplia, lo cual dificulta el análisis de los resultados. Por ser el tipo de aplicación de carga más representativa de la exigencia que se presenta durante la masticación, éste es el resultado más relevante para considerar en la discusión final del trabajo.

En el gráfico 3 se observa que la conexión interna tiende a poseer mejores propiedades mecánicas bajo flexión que la conexión externa aunque no se encontró diferencia estadísticamente significativa entre los resultados de ambas conexiones. La variación encontrada en la conexión externa es muy amplia, lo cual dificulta la diferenciación entre ambos resultados.

Las observaciones en el microscopio electrónico de barrido mostraron tendencias de fractura diferentes para los sistemas de CI y CE, sin importar la dirección de carga aplicada. En los sistemas de CI las fracturas del tornillo de fijación fueron más apicales con un desprendimiento interno del tornillo. En los sistemas de CE, las fracturas del tornillo de fijación fueron más coronales y periféricas.

Conexión interna sometida a compresión-flexión (Figura 4)

A partir del análisis de las superficies de fractura se propone el siguiente mecanismo por el cual se ha fracturado el cuello del tornillo de conexión: La fractura se ha iniciado en el exterior del cuello debido a una tensión de tracción, posterior a la deformación plástica por flexión (Figura 2). Esta deformación plástica por flexión induce la tensión de tracción en la superficie que es la que inicia la fractura.

Al hacer un barrido de la superficie de fractura, desde la periferia de origen hasta el extremo opuesto, se nota que la superficie se divide básicamente en tres regiones. Una primera región, en la que la fractura aparece uniforme, lo cual sugiere que el progreso inicial de la fractura en esa región se debió fundamentalmente a una tensión de tracción. La siguiente región, la central de la superficie, aparece en forma de franjas, detalle característico de una fractura debida a una tensión de cizalladura. Estas franjas son consecuencia de la forma ovalada de las microcavidades debido a la tensión de cizalladura con la que progresa la fractura en esa región. Finalmente, la tercera región, vuelve a ser característica de una fractura uniforme debida fundamentalmente a una tensión de tracción, como al inicio de la propagación pero, esta vez, justo antes de la fractura definitiva del cuello del tornillo.

Conexión externa sometida a compresión-flexión (Figura 5)

De la superficie que se observa en las diferentes imágenes de SEM se pueden diferenciar claramente 3 regiones:

— Una región central de líneas concéntricas que corresponden a marcas de mecanizado durante el proceso de fabricación del tornillo.

— Una región circular intermedia delgada, en la periferia de la región central.

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

A partir de estas diferentes regiones y siguiendo el mismo análisis utilizado hasta ahora, es claro que la fractura del cuello del tornillo se ha iniciado de adentro hacia afuera, teniendo en cuenta la ubicación de la banda de cizalladura. Esto se explica debido a la presencia inicial de las marcas de mecanizado en el interior del tornillo, las cuales se comportan como concentradores de tensiones, facilitando el inicio de la fractura a 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 posible proponer el siguiente mecanismo: Nuevamente es evidente que la fractura del cuello del tornillo se ha iniciado en la superficie del mismo, como lo corrobora la presencia de la banda de deslizamiento por cizalladura justo en la periferia que coincide con la mayor área remanente debido a la deformación plástica previa por flexión en esa zona (Figura 6).

A diferencia de lo observado en la superficie de fractura por compresión-flexión, en este caso se observan dos regiones claramente dividas por una franja en el centro de la superficie. Se puede apreciar que ambas regiones corresponden a una fractura debida a tensión de tracción, teniendo en cuenta la uniformidad de la fractura. La presencia de una sola franja de separación es completamente coherente con el paso de una tensión combinada compresión-flexión en el caso anterior, donde el componente cizallante es mayor, a una de flexión pura donde la tensión cizallante es menor. En consecuencia, la franja de fractura por cizalladura se ve drásticamente reducida, tal que se presenta más como un límite definido entre las dos regiones de fractura por tracción.

Conexión externa sometida a flexión (Figura 7)

En este caso, se aprecia que las superficies de fractura son básicamente iguales a las identificadas en el caso de compresión-flexión. Sin embargo, coherentemente con lo expuesto anteriormente sobre el papel de la tensión de tracción en la fractura, se ha observado que la resistencia durante el ensayo de flexión pura es mucho menor a la resistencia observada para el ensayo de compresión-flexión (633 N contra 226 N respectivamente). Esta diferencia es consistente con la mayor tensión de tracción que induce el ensayo de flexión pura en el cuello del tornillo, permitiendo que éste se fracture a una carga menor.

Discusión

La falla de implantes dentales puede estar relacionada con restauraciones soportadas por implantes o periimplantitis. La primera, resulta de problemas técnicos y puede ser dividida en dos grupos: los relacionados con los componentes del implante y los relacionados con la prótesis (8-11). Los problemas técnicos relacionados con los componentes del implante incluyen fracturas del tornillo protésico (2). El reporte de estas complicaciones ha aumentado (12-15) y la razón primaria se ha atribuido al aflojamiento no detectado del tornillo, que puede ser debido a bruxismo, sobrecarga o mal diseño protésico. Durante seguimientos de rutina se encontró aflojamiento de tornillos en el 25% de los pacientes (15). Muchos estudios clínicos reportan como un problema frecuente el aflojamiento del pilar protésico en dientes únicos, especialmente en molares, debido a que presentan una mayor susceptibilidad a sobrecargas y estrés en la unión implante aditamento protésico (5). Por lo tanto, el número, posición, dimensión diseño de los implantes y de la prótesis son factores críticos a considerar durante la planeación del tratamiento.

Datos experimentales sobre fuerza de mordida en humanos muestran que las fuerzas axiales durante la masticación pueden estar en el intervalo de 77 a 2.400 N. Los componentes de fuerza lateral son menores a 100 N. "Uno puede seleccionar un valor promedio de 250 N como valor típico para el componente axial, pero con el entendimiento que cualquier paciente puede ejercer significativamente más o menos fuerza" (16). El promedio de fuerza masticatoria es reportado entre 450 N y 550 N en pacientes completamente dentados en zona de premolares. Una disminución de la fuerza oclusal a niveles de 200 a 300 N fue registrada para pacientes con prótesis fijas y removibles implanto soportadas (11,17).

Los valores encontrados en este estudio correspondientes a fuerzas axiales (compresivas), tanto para carga elástica límite como para carga máxima, superan los valores típicos reportados clínicamente, con una diferencia estadísticamente significativa (carga máxima) entre los grupos, aunque a nivel clínico podría no ser representativo. Un estudio in vitro aplicó cargas verticales y horizontales de 30 N a dos grupos de implantes de conexión interna y externa y encontró casi el mismo patrón de distribución de fuerzas bajo carga vertical en ambos sistemas (18).

Para las fuerzas laterales a 45^o, con un componente de compresión-flexión, que son el tipo de aplicación de carga más representativa de la exigencia que se presenta durante la masticación, los valores de resistencia de los sistemas también fueron superiores a los encontrados en la literatura, aún teniendo en cuenta los amplios coeficientes de variación. En esta prueba, la conexión externa reportó un mejor resultado de resistencia a cargas estáticas, con valores promedio de carga máxima de 716 N. Un valor de 966 N fue reportado para implantes de conexión externa, bajo cargas aplicadas a 30^o, hasta producir el doblamiento del tornillo protésico (19).

Se ha recomendado mejorar la estabilidad de la unión del tornillo centrando los contactos oclusales, reduciendo la inclinación cuspídea, aumentando el diámetro en el tornillo del pilar, estrechando la amplitud bucolingual de la restauración y reduciendo la colocación de prótesis con extremos libres. Sin embargo, no hay reportes de la estabilidad de la unión del tornillo del sistema de hexágono externo bajo cargas cíclicas laterales (20).

Al observar los datos obtenidos en las pruebas a 90^o, se encontró una mayor resistencia mecánica para los sistemas de CI, tanto para carga elástica límite, como para carga máxima, aunque estadísticamente no se encontraron diferencias significativas entre ambos grupos. En un estudio con aplicación de cargas a 90^o, la conexión externa presentó un incremento en la tensión a nivel de la zona cervical bajo cargas horizontales y en la conexión interna la tensión se ubicó en la zona apical del implante (18).

En el diseño de conexión externa, el tornillo protésico es el único elemento que mantiene el pilar y el implante ensamblados. Esta situación hace el diseño inherentemente débil a las fuerzas de torsión. En la conexión interna, la fricción juega un papel importante en el mantenimiento de la integridad a nivel de la conexión, además del torque (precarga) aplicado durante el apretamiento del pilar (21).

Un estudio sobre la evaluación in vitro de la fuerza de la unión del implante cónico al pilar en 2 sistemas de implantes comercialmente disponibles (ITI Straumann con una conexión interna de 8^o y Astra Tech ST con una conexión interna de 11^o), reportó que los implantes ITI presentaron fractura en la cabeza del tornillo mientras que los implantes Astra sólo sufrieron deformación del cono interno y suave torsión dentro del cuello del implante (21). Dentro de las situaciones de riesgo se dice que la conexión interna, en combinación con un plan de tratamiento inadecuado y sobrecarga, puede llevar a la fractura de la pared del implante (2).

Aunque se han descrito ventajas y desventajas mecánicas, clínicas y microbiológicas, entre otras, para ambos sistemas de conexión interna y externa, las influencias biomecánicas reales alrededor de los implantes todavía están por ser examinadas en detalle (18). Se sugiere que los nuevos diseños deberían ser desarrollados usando métodos científicos que incluyan evaluación clínica y que no estén basados simplemente en especulación y una opinión profesional (1). Por último, una revisión sistemática de la literatura, trabajando con la hipótesis nula de que no hay diferencia en el comportamiento clínico entre varios tipos de implantes dentales oseointegrados con forma radicular, hizo una búsqueda de todos los estudios controlados que compararan implantes oseointegrados con diferentes materiales, formas, conexiones protésicas y características superficiales, con un seguimiento de 1 a 3 años. Los resultados mostraron, en diez estudios analizados, 428 pacientes y 9 tipos diferentes de implantes, que no se encontraron diferencias estadísticamente significativas para fracasos, cambios en el nivel óseo marginal y periimplantitis. Como conclusión se definió que no había evidencia que alguno de los sistemas de implantes evaluado fuera superior a otro (22).

Bibliografía

1. Watson PA. Development and manufacture of prosthodontics components: do we need changes? Int J Prosthodont 1998;11(5):513-6.         [ Links ]

2. Binon PP. Implants and components: entering the new millennium. Int J Oral Maxillofac Implants 2000;15 (1): 76-94.         [ Links ]

3. Shigley JE, Mischke CR. Diseño en ingeniería mecánica. 6^a ed. México: McGraw Hill; 2002.         [ Links ]

4. Adell R, Eriksson B, Lekholm, Brånemark PI and Jemt T. A Long-term follow-up study of osseointegrated implants in the treatment of totally edentulous jaws. Int J Oral Maxillofac Implants 1990;5:347-59.         [ Links ]

5. McGlumphy EA, Mendel DA, Holloway JA. Implant screw mechanics. Dent Clin North Am 1998;42:71-89.         [ Links ]

6. Jemt T, Laney W, Harris D, Henry PJ, Krogh P, Polizzi G, et al. osseointegrated implants for single tooth replacement: a 1-year report from a multicenter prospective study. Int J Oral Maxillofac Implants 1991;6(1):29-36.         [ Links ]

7. Henry PJ, Laney WR, Jemt T, Harris D, Krogh PH, Polizzi G, et al. Osseointegrated implants for single-tooth replacement: a prospective 5-year multicenter study. Int J Oral Maxillofac Implants 1996;11:450-5.         [ Links ]

8. Carlson B, Carlsson GE. Prosthodontic complications in osseointegrated dental implant treatment. Int J Oral Maxillofac Implants 1994;9:90-4.         [ Links ]

9. Brägger U, Aeschlimann S, Bürgin W, Hammerle CH, Lang NP. Biological and technical complications and failures with fixed partial dentures (FPD) on implants and teeth after four to five years of function. Clin Oral Implants Res 2001;12:26-34.         [ Links ]

10. Möllersten L, Lockowandt P, Lindén LA. Comparison of strength and failure mode of seven implant systems: an in vitro test. J Prosthet Dent 1997;78:582-91.         [ Links ]

11. Brunski JB, Puleo DA, Nanci A. Biomaterials and biomechanics of oral and maxillofacial implants: current status and future developments. Int J Oral Maxillofac Implants 2000;15:15-46.         [ Links ]

12. Bakaeen LG, Winkler S, Neff PA. The effect of implant diameter, restoration design, and occlusal table variations on screw loosening of posterior single-tooth implant restorations. J Oral Implantol 2001;27:63-72.         [ Links ]

13. Sato Y, Shindoi N, Hosokawa R, Tsuga K, Akagawa Y. A biomechanical effect of wide implant placement and offset placement of three implants in the posterior partially edentulous region. J Oral Rehabil 2000;27: 15-21.         [ Links ]

14. Eckert SE, Meraw SJ, Cal E, Ow RK. Analysis of incidence and associated factors with fractured implants: a retrospective study. Int J Oral Maxillofac Implants 2000; 15:662-7.         [ Links ]

15. Wie H. Registration of localization, occlusion and occluding materials for failing screw joints in the Brånemark implant system. Clin Oral Implants Res 1995; 6:47-53.         [ Links ]

16. Brunski J. Biomechanics of dental implants. In: Block M, Kent J, Guerra L, editores. Filadelfia: Saunders Company 1997; p. 64.         [ Links ]

17. Mericske-Stern R, Assal P, Mericske E, Bürgin W. Occlusal force and oral tactile sensibility measured in partially edentulous patients with ITI implants. Int J Oral Maxillofac Implants 1995;10:345-54.         [ Links ]

18. Maeda Y, Satoh T, Sogo M. In vitro differences of stress concentrations for internal and external hex implant-abutment connections: a short communication. J Oral Rehabil 2006;33:75-8.         [ Links ]

19. Boggan RS, Strong JT, Misch CE and arren M. Influence of hex geometry and prosthetic table width on static and fatigue strength of dental implants. J Prosthet Dent 1999;82:436-40.         [ Links ]

20. Khraisat A, Hashimoto A, Nomura S, Miyakawa O. Effect of lateral cyclic loading on abutment screw loosening of an external hexagon implant system. J Prosthet Dent 2004;91:326-34.         [ Links ]

21. Engquist B, Åstrand P, Dahlgren S, Engquist E, Feldmann H, Gröndahl K. Marginal bone reaction to oral implants: a prospective comparative study of Astra Tech^® and Brånemark System^® implants. Clin Oral Implants Res 2002;13:30-7.         [ Links ]

22. Esposito M, Worthington HV, Thomsen P, Coulthard P. Interventions for replacing missing teeth: different types of dental implants. Cochrane Database Syst Rev 2005;1: CD 003815.         [ Links ]

Dirección para correspondencia:
Jorge Alberto Arismendi Echavarría ]]> Profesor titular. Facultad de Odontología
Universidad de Antioquia
Medellín. Colombia
Correo electrónico: jorgearismendi@une.net.co

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