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Cleide Gisele Ribeiro
RESISTÊNCIA DE TRÊS DIFERENTES
INTERFACES IMPLANTE-PILAR AO
TESTE DE FADIGA
Florianópolis
2009
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1
Cleide Gisele Ribeiro
RESISTÊNCIA DE TRÊS DIFERENTES
INTERFACES IMPLANTE-PILAR AO
TESTE DE FADIGA
Tese apresentada ao Curso de Pós-graduação em Odontologia do
Centro de Ciências da Saúde da Universidade Federal de Santa
Catarina, como requisito parcial para a obtenção do título de DOUTOR
em ODONTOLOGIA, área de concentração Implantodontia.
Orientador : Antônio Carlos Cardoso
Co-orientador : HW Anselm Wiskott
Florianópolis
2009
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Cleide Gisele Ribeiro
Esta tese foi julgada adequada para a obtenção do título de “Doutor em
Odontologia”, área de concentração Implantodontia, e aprovada em sua forma
final pelo Programa de Pós-graduação em Odontologia.
Florianópolis, 05 de fevereiro de 2009
________________________________________
Prof.Dr. Ricardo de Sousa Vieira
-Coordenador do Programa-
BANCA EXAMINADORA:
_________________________
Prof.Dr. Antônio Carlos Cardoso
-Orientador-
__________________________
Prof.Dr. Walter Lindolfo Weingaertner
-Membro-
__________________________
Prof.Dra. Neuza Maria Souza Picorelli Assis
-Membro-
__________________________
Prof.Dr. Wilson Andriani Junior
-Membro-
__________________________
Prof.Dr. Ricardo de Souza Magini
-Membro-
3
Dedico este trabalho a minha família,
Sebastião, Laura, Cássio e Cléber, todos os dias eu agradeço a
oportunidade de fazer parte desta família e todos os objetivos
alcançados e que eu ainda vou alcançar eu devo inteiramente a
vocês.
Muito obrigada!!!!!!
“ O mundo inteiro se abre quando vê passar um homem que sabe onde
vai”
Antoine de Saint-Exupery
4
AGRADECIMENTOS
Ao meu orientador professor Antônio Carlos Cardoso por sempre estar
ao meu lado na luta pela realização deste trabalho, por toda a amizade, por
todos os ensinamentos, pelas palavras amigas e pelas broncas. Muito
obrigada.
Ao meu co-orientador professor Anselm Wiskott, por ter aberto as portas
do seu laboratório para a realização desta pesquisa, por ter me orientado, e por
ter me dado a oportunidade de viver uma experiência totalmente nova.
Ao professor Walter Lindolfo Weingaertner por estar sempre disposto a
me ajudar, por torcer sempre pelo meu sucesso e pela realização dos meus
sonhos e pelos trabalhos que ainda vamos realizar juntos.
Ao professor Ricardo de Souza Magini por ter me mostrado, mesmo sem
saber, o caminho da docência de uma forma diferente, por ter me feito querer
ser uma docente.
Ao Prof. Wilson Andriani Junior, pelo seu amor incondicional à profissão,
pela sua inesgotável capacidade de ensinar e pela sua bondade sem fim.
Obrigada por ter me ensinado o que de mais importante eu aprendi em
Florianópolis.
A Profa. Neuza Maria Picorelli por toda a amizade, por toda a torcida,
pelos tantos momentos passados juntos e por todos que ainda vamos passar
juntas. Muito obrigada.
A Profa. Susanne Scherrer pela recepção tão calorosa na fria Genebra,
pela ajuda na realização de todas as avaliações no MEV, pelo incentivo e por
estar sempre torcendo por um melhor trabalho.
5
A Maria Luiza pela sua amizade durante o tempo que passei em
Genebra, pela realização de todos os testes iniciais do trabalho e por todos os
momentos vivido em Genebra.
Aos meus amigos do laboratório de Biomateriais da Universidade de
Genebra, Stephane, Fabianne, Anna, Maria, Philippe e Jean Perriard,
sinceramente, não tenho palavras para dizer o que vocês representaram e
sempre representarão na minha vida.
Ao Prof. Pascal Magne, por ter me mostrado o caminho da Universidade
de Genebra.
A Conexão Sistemas de Prótese, pelo total apoio dado a essa pesquisa,
João Vaiano, Jochen, Thaís e Dr. Rodolfo Candia Alba, que sempre que
precisei, não mediram esforços para realização deste trabalho.
A amiga Cimara Fortes Ferreira por ter me ajudado tanto nas correções
do trabalho, revisando toda a parte relacionada ao inglês, e principalmente por
sua amizade.
A minha grande amiga, Aline Franco Siqueira, por sua amizade, suas
palavras de carinho e de incentivo, mesmo nos momentos mais difíceis. Nossa
amizade é para sempre!!!
Ao meu grande amigo Salatiel, agradeço por todo o apoio para a
concretização deste sonho. Esta realização, pode ter certeza, eu devo a você.
Às funcionárias do CEPID Miriam, Gisella e Dolores, pela amizade e
carinho.
Ao coordenador da pós-graduação, prof. Ricardo de Souza Vieira, pelo
seu trabalho nesta instituição.
À funcionária da Pós-graduação, Ana, pela dedicação em sua função.
6
A Universidade Federal de Juiz de Fora, na figura do coordenador do
curso Renato Francisco Visconti Filho, pelo estímulo e pela oportunidade de
colocar em prática os conhecimentos que obtive em Santa Catarina.
Aos meus grandes amigos: Angélica, César e Magal. Muito obrigada
por vocês fazerem parte da minha vida. Essa amizade é para sempre, pode
passar muito tempo e quando nos encontrarmos novamente, tenho certeza de
que será como se não tivesse passado um só minuto. Obrigada por tudo.
Aos meus amigos de doutorado, João Rodrigo, Ricardo, César e Aline
pela oportunidade de passar tantos momentos maravilhosos com vocês. Nunca
vou me esquecer de todos esses momentos...
Aos amigos do mestrado, Gabriela, Elisa, Gisele, Leonardo e André por
dividirmos tantos dias de alegria e outros não tão alegres. Vocês fazem parte
da minha vida!!!
Aos colegas de doutorado, Cimara, Dirci, Gustavo, Titi e Hiron, foi muito
bom conviver com vocês. Espero que possamos nos encontrar muitas vezes.
Muito obrigada.
Aos meus grandes amigos de Juiz de Fora, Paulo Sérgio e Danielle,
obrigada por tudo e por todo o apoio.
À minha enorme família, que eu amo muito, obrigada por seu grande
amor por mim. Eu sei o quanto vocês já fizeram por mim e o que fariam em
qualquer necessidade. Muito obrigada !!
À Deus que me deu a oportunidade de conviver com todas as pessoas
acima citadas e que dividiram muitos momentos comigo. Que Deus as
abençoem! Amém.
7
RIBEIRO, Cleide Gisele. Resistência de três diferentes interfaces implante-pilar ao
teste de fadiga. 2009. 75f. Tese (Doutorado em Odontologia – Área de concentração
Implantodontia) – Curso de Pós Graduação em Odontologia, Universidade Federal de
Santa Catarina, Florianópolis.
RESUMO
Introdução: O desenho da interface implante-pilar e as propriedades retentivas das
junções parafusadas afetam o comportamento mecânico dos implantes. Vários
estudos têm sido realizados com o objetivo de comparar a eficácia de diferentes
mecanismos de fixação entre o pilar e o implante. Objetivo: comparar três interfaces
implante-pilar (hexágono externo, hexágono interno e cone em cone) em relação a
resistência à fadiga, avaliar o correspondente modo de falha e comparar os resultados
deste estudo com dados obtidos em estudos prévios sobre conectores Nobel Biocare
e Straumann. Materiais e métodos: para duplicar os padrões da carga intra-oral
alternantes e multivetoriais, as amostras foram submetidas a um teste rotacional em
cantilever. Os implantes, pilares e análogos da restauração giravam ao redor do seu
longo eixo enquanto uma força perpendicular era aplicada à porção terminal externa.
O objetivo foi determinar o nível de força no qual 50% das amostras falhavam a 10
6
ciclos de carga. O nível de força médio no qual ocorreram 50% de falhas e o intervalo
de confiança de 95% foram determinados através da técnica “staircase”. Resultados:
A interface hexagonal externa apresentou resultado superior comparado com as
interfaces cone-morse e hexagonal interna. Não houve diferença estatística entre as
interfaces hexagonal interna e cone em cone. Conclusão: Apesar das conexões
internas serem clinicamente favoráveis, este estudo não demonstrou qualquer
vantagem em relação à fratura de parafuso. A interface hexagonal externa usada
neste estudo apresentou resultado similar ao obtido em estudos prévios sobre os
conectores Nobel Biocare e Straumann. No entanto, as interfaces internas (cone em
cone e hexagonal interna) revelaram resultados inferiores comparados aos resultados
prévios.
Palavras-chave: Implantes dentais. Fadiga. Falha. Parafuso.
8
RIBEIRO, Cleide Gisele. Resistance of three different implant-abutment interface
to fatigue testing. 2009. 75f. Tese (Doutorado em Odontologia – Área de
concentração Implantodontia) – Curso de Pós Graduação em Odontologia,
Universidade Federal de Santa Catarina, Florianópolis.
ABSTRACT
Introduction: The design and retentive properties of implant-abutment connectors
affect the mechanical resistance of implants. A number of studies have been carried
out to compare the efficacy of different connecting mechanisms between abutment and
fixture. Purpose: 1) to compare 3 implant-abutment interfaces (external hexagon,
internal hexagon and cone-in-cone) regarding fatigue resistance, 2) evaluate the
corresponding mode of failure and 3) to compare the results of this study with data
obtained in previous studies on Nobel Biocare and Straumann connectors. Materials
and Methods: to duplicate the alternating and multivectorial intraoral loading pattern,
the specimens were submitted to the rotating cantilever beam test. The implants,
abutments and restoration analogs were spun around their longitudinal axes while a
perpendicular force was applied to the external end. The objective was to determine
the force level at which 50% of the specimens survived 10
6
load cycles. The mean
force levels at which 50% failed and the corresponding 95% confidence intervals were
determined using the staircase procedure. Results: The external hexagon interface
presented superior result compared to the cone-in-cone and internal hexagon
interfaces. There was no significant difference between the cone-in-cone and internal
hex interfaces. Conclusion: Although internal connections are clinically favored, this
study did not show any advantage in terms of strength. The external hexagon
connector used in this study yield results similar to those obtained in a previous study
on Nobel Biocare and Straumann systems. However, the internal connections (cone-in-
cone and internal hexagon) were mechanically inferior compared to previous results.
Key words: Dental implants. Fatigue. Failure. Screw.
9
SUMÁRIO
RESUMO 7
ABSTRACT 8
INTRODUÇÃO 10
ARTIGO – Versão em português do artigo 14
MANUSCRIPT – Versão em inglês do artigo 36
BIBLIOGRAFIA CONSULTADA 53
APÊNDICE 60
METODOLOGIA EXPANDIDA 60
10
INTRODUÇÃO
11
INTRODUÇÃO
O conhecimento dos tipos de complicações que podem ocorrer nos
procedimentos odontológicos é um importante aspecto do plano de tratamento, da
comunicação dentista e paciente, do consentimento informado e do cuidado pós
tratamento (Goodacre et al, 1999). Com relação aos implantes osseointegrados,
observações clínicas têm demonstrado que as maiores causas das falhas são: (a)
osseointegração deficiente, (b) complicações dos tecidos moles vizinhos (mucosite e
peri-implantite) e (c) complicações mecânicas (Huang et al, 2005) . Entre os problemas
mecânicos, afrouxamento de parafuso, rotação do pilar e fratura do pilar são as
principais ocorrências (Kano et al, 2007). Todos os componentes da implantodontia
(implante, parafusos e o pilar) são susceptíveis à fratura. Uma revisão sistemática
demonstrou um índice de fratura de implante de 0.4% em 5 anos e 1.8% em 10 anos
(Pjetursson et al, 2004). Com relação aos parafusos, a heterogeneidade das
aplicações clínicas, a duração dos testes e os diferentes sistemas dificultam a
possibilidade de obtermos estimativas corretas.
Os componentes protéticos intra-orais raramente falham após um ciclo único
de carga. Tipicamente, como as fraturas ocorrem após um grande número de ciclos de
mastigação, sugerindo que um pequeno defeito na superfície de um componente se
transforma gradualmente em uma fissura, muitos ciclos de carga são necessários
antes que a fissura atinja um tamanho crítico e ocorra a fratura (Wiskott et al, 2007).
O afrouxamento do parafuso ocorre quando forças externas que tendem a
separar as peças são maiores que as forças que tentam mantê-las unidas. Implantes
do tipo hexágono externo (interface “junta de topo”) têm demonstrado uma incidência
de afrouxamento de parafuso de 38%. Para resolver alguns desses problemas
inerentes, soluções tais como utilização de torquímetro, tecnologia da superfície do
parafuso, tamanho da plataforma e materiais têm sido investigados para obter uma
pré-carga (força necessária para manter os componentes unidos) fixa e aumentar as
forças de fixação (Ding et al, 2003). Além das condições de carga, existe um número
de fatores que são importantes para estabilidade do parafuso do pilar e da prótese,
tais como: número e posição dos implantes, precisão e rigidez da infra-estrututa,
comprimento da extremidade livre, desenho oclusal, aperto do parafuso, mostrando
que durante a mastigação, a carga axial é dominante, mas é sempre acompanhada de
carga lateral (Hanses et al, 2002).
Desde a introdução do implante Branemark (Nobelpharma AB, Goteborg,
Suécia), a extensão hexagonal usinada na parte coronal do implante tem
gradualmente sido transformada de um mecanismo de transferência de torque para
12
um mecanismo de indexação e anti-rotacional. Pesquisadores relataram que um dos
objetivos do hexágono é a orientação da colocação do implante durante a cirurgia.
Outros sugerem que este desenho direciona o posicionamento do pilar sobre o
implante. Outros sugerem ainda que o hexágono fornece uma importante relação entre
o pilar e o implante e auxilia na transferência de carga para o implante e para o osso
de suporte (Binon, 1996; Cibirka et al, 2001).
Apesar da interface hexagonal externa oferecer inúmeras vantagens e ter se
tornado um padrão industrial, ainda apresenta inúmeras dificuldades (Binon, 1996).
Pesquisadores têm relatado uma alta incidência de afrouxamento de parafuso como a
principal desvantagem das próteses unitárias e múltiplas (Binon, 1996; Martim et al,
2001; Coelho et al 2007).
Ainda sobre o desenho da junção implante-pilar, pode-se afirmar que as
propriedades retentivas das junções dos parafusos afetam o comportamento mecânico
dos implantes. No sistema Branemark, o pilar é conectado sobre um hexágono externo
usinado no centro de uma plataforma. Os implantes ASTRA (ASTRA Tech AB,
Molndahl, Suécia) e ITI (Instituto Straumann AG, Waldenburg, Suíça) têm 11 e 8º de
conicidade interna, respectivamente, que promovem uma tolerância grande à
usinagem e resistência. Alta incidência de afrouxamento e fratura do parafuso do pilar
foram relacionados aos implantes Branemark, enquanto episódios insignificantes de
complicações protéticas foram relacionados aos implantes dos sistemas ASTRA e ITI
(Cehreli et al, 2004).
A longevidade das próteses fixas implanto-suportadas está diretamente
relacionada à transmissão de carga para o tecido ósseo na interface do implante e
entre os componentes dentro do complexo implante-pilar-prótese. O desenho da
interface entre os componentes dentro deste complexo pode ter grande influência na
função em longo prazo das próteses implanto-suportadas. Uma avaliação in vitro de
implantes de 3.5 mm de diâmetro, utilizando uma conexão interna cônica demonstrou
um aumento na resistência à inclinação na interface implante-pilar e na interface
cilindro de prótese-pilar, quando comparado com implantes de diâmetro padrão (3.75
mm) de hexágono externo (Norton, 1997).
Com o objetivo de se avaliar a resistência à fadiga dos materiais in vitro, dois
protocolos têm sido usados na literatura odontológica: teste de fadiga unidirecional e o
teste rotacional. O teste unidirecional é usado em restaurações dentais assimétricas
tais como pinos e núcleos de coroas, além de conectores de próteses fixas e sistemas
de adesão dentinária (Quek et al, 2006). Nos testes rotacionais, amostras simétricas
podem ser testadas de forma mais rápida. Esta metodologia tem sido usada para
testar sistemas de reparos de porcelana, coroas com diferentes ângulos de
13
convergência cimentadas de várias formas, além de implantes e sistemas de pilares
(Quek et al, 2006; Wiskott et al, 2004, Wiskott et al, 2007; Khraisat et al, 2002).
Para resolver algumas das limitações inerentes ao desenho do hexágono
externo, uma variedade de conexões alternativas tem sido desenvolvida. Portanto, os
objetivos deste estudo foram: (1) avaliar a resistência à fadiga de três interfaces
implante-pilar (hexágono externo, “cone em cone” e hexágono interno) e (2)
determinar seus respectivos modos de falha e 3) comparar os resultados deste estudo
com dados prévios obtidos dos conectores Nobel Biocare – Replace e Straumann ITI.
14
ARTIGO
RESISTÊNCIA DE TRÊS DIFERENTES
INTERFACES IMPLANTE-PILAR AO TESTE DE
FADIGA
Este artigo esta formatado de acordo com as normas de elaboração de artigos do
Journal of Applied Oral Science
15
RESISTÊNCIA DE TRÊS DIFERENTES INTERFACES IMPLANTE-PILAR AO TESTE
DE FADIGA
Cleide Gisele Ribeiro – DDS, MSc, PhD, Estudante graduada, Departmento de
Implantodontia Dental, Universidade de Santa Catarina, Florianópolis, Brasil.
Maria Luiza Cabral Maia- DDS, Estudante graduada, Departamento de Prótese –
Biomateriais, Universidade de Genebra, Suíça.
Susanne S Scherrer- DDS, PhD, Professor, Departamento de Prótese –
Biomateriais, Universidade de Genebra, Suíça.
Antonio Carlos Cardoso- DDS, MSc, PhD, Professor titular, Departamento de
Implantodontia Dental, Universidade de Santa Catarina, Florianópolis, Brasil.
HW Anselm Wiskott – DDS, MSc, PhD, Professor, Departamento de Prótese –
Biomateriais, Universidade de Genebra, Suíça.
Correspondência
Universidade Federal de Santa Catarina – Centro de Ensino e Pesquisa em Implantes
Dentários ( UFSC-CEPID)
Centro de Ciências da Saúde – CCS
Campus universitário Trindade
88040-970
Florianópolis – SC
Brasil
Tel.: + 55 48 3331 9077
Fax: + 55 48 3234 1788
e-mail : cleidegr@yahoo.com.br
16
RESISTÊNCIA DE TRÊS DIFERENTES INTERFACES IMPLANTE-PILAR AO TESTE
DE FADIGA
RESUMO
Introdução: O desenho e as propriedades retentivas dos conectores implante-pilar
afetam a resistência mecânica dos implantes. Vários estudos têm sido realizados com
o objetivo de comparar a eficácia de diferentes mecanismos de fixação entre o pilar e
o implante. Objetivo: 1) comparar três interfaces implante-pilar (hexágono externo,
hexágono interno e “cone em cone”) em relação a resistência à fadiga, 2) avaliar o
correspondente modo de falha e 3) comparar os resultados deste estudo com dados
obtidos em estudos prévios sobre conectores Nobel Biocare e Straumann. Materiais e
métodos: para duplicar os padrões da carga intra-oral alternantes e multivetoriais, as
amostras foram submetidas a um teste rotacional em extremidade livre. Os implantes,
pilares e análogos da restauração giravam ao redor do seu longo eixo enquanto uma
força perpendicular era aplicada à porção terminal externa. O objetivo foi determinar o
nível de força no qual 50% das amostras sobreviveram a 10
6
ciclos de carga. O nível
de força médio no qual ocorreram 50% de falhas e o intervalo de confiança de 95%
foram determinados através da técnica “staircase”. Resultados: A interface hexagonal
externa apresentou resultado superior comparado com as interfaces cônica e
hexagonal interna. Não houve diferença estatística entre as interfaces hexagonal
interna e cônica. Conclusão: Apesar das conexões internas serem mecanicamente
favoráveis, este estudo não demonstrou qualquer vantagem em relação à resistência.
A interface hexagonal externa usada neste estudo apresentou resultados similares aos
obtidos em estudos prévios sobre os conectores Nobel Biocare e Straumann. No
entanto, as interfaces internas (cônica e hexagonal interna) revelaram resultados
mecanicamente inferiores comparados aos trabalhos prévios.
Palavras-chave: Implantes dentais. Fadiga. Falha. Parafuso.
INTRODUÇÃO
A implantodontia tem revolucionado a terapia para pacientes totalmente e
parcialmente edêntulos e a integração bem sucedida tem sido bem documentada para
pacientes com essas condições clínicas. Com a alta taxa de sucesso dos implantes
osseointegrados, o conceito de osseointegração e terapia com implantes têm
prosperado como modalidade de tratamento previsível
1
.
17
Observações clínicas têm demonstrado que as maiores causas das falhas dos
implantes são: (a) osseointegração deficiente, (b) complicações dos tecidos moles
vizinhos (peri-mucosite e peri-implantite) e (c) complicações mecânicas
2
. Entre os
problemas mecânicos, afrouxamento de parafuso, rotação do pilar e fratura do pilar
são as principais ocorrências
3
. Em uma investigação prospectiva multicêntrica, Henry
et al
4
trataram 92 pacientes com 107 implantes. Os autores relataram que a
intercorrência mais freqüente durante o primeiro ano estava relacionada ao
afrouxamento de parafusos. Os dois mecanismos envolvidos no afrouxamento do
parafuso são: flexão excessiva (a deformação plástica que ocorre quando uma carga
maior que o limite de resistência do parafuso é aplicada) e assentamento (quando
cargas externas aplicadas a interface parafusada criam micromovimentação entre as
duas superfícies). Uma vez que as superfícies se desgastam, se tornam mais fixadas
5
. Os fatores que contribuem para a instabilidade do parafuso são: a falta de
adaptação da prótese, torque insuficiente, assentamento do parafuso, sobrecarga
mecânica e combinação inadequada entre o material e o desenho do parafuso
6
.
Um número de estudos tem sido conduzido para comparar a eficácia de
diferentes mecanismos de conexão que interligam o pilar à cabeça do implante
7
. O
desenho da interface implante-pilar e as propriedades retentivas das conexões
parafusadas afetam a resistência mecânica do complexo implante-pilar
8,9
. A interface
implante-pilar é também influenciada por fatores tais como adaptação do componente,
precisão da usinagem, contaminação pela saliva e a pré-carga do parafuso
10,11
.
Os desenhos atuais são derivados de dois projetos iniciais: “ junta de topo”
(consistindo em duas superfícies retas paralelas em contato)
8
e o projeto do “ cone-
em cone” ou cone interno. O último foi introduzido pelo sistema de implante ITI
(Instituto Straumann AG, Waldenburg, Suíça) e oferecido como uma alternativa
confiável, estável e uma interface auto retentiva
12,13
. Estudos recentes indicam uma
vantagem mecânica potencial dos conectores cônicos sobre aqueles em forma de
“junta de topo”
9,14
. Além disso, os mecanismos do “cone em cone” da ITI resultaram
em menores índices de complicações mecânicas
9
, especificamente, afrouxamento e
fratura do parafuso do pilar, quando comparados com os dados relatados para o
implante em “ junta de topo”
15,16
. Com poucas exceções, a maioria dos dados clínicos
sobre os implantes em longo prazo está relacionada aos de hexágono externo. Isto
está principalmente relacionado ao grande uso, ao enorme número de aplicações
clínicas, ao número de complicações clínicas relatadas e aos esforços resultantes na
busca de soluções (aplicação de torque específico aos parafusos dos pilares)
8
. O
levantamento das indústrias mostrou que os implantes de hexágono externo
continuam a dominar o mercado da Europa
17
.
18
Fadiga é uma alteração progressiva, localizada e permanente que ocorre em
um material submetido a uma tensão trativa repetitiva ou flutuante.
Experimentalmente, três modos de carga podem ser usados para provocar as falhas
por fadiga: carga axial direta (a amostra é submetida a uma tensão uniforme através
da sua seção transversal), flexão plana (a maior parte da amostra é submetida a uma
tensão em flexão uniforme) e carga através de uma amostra rotacional (a amostra é
girada de forma simétrica e submetida a uma carga através de um peso enquanto
rolamentos giratórios permitem a rotação)
18
. Com o objetivo de aplicar o padrão de
forças multivetoriais da boca, um teste laboratorial foi desenvolvido por Wiskott et al
19
usando o princípio de uma amostra rotacional. O teste consiste em girar uma amostra
enquanto está fixa em um mandril rotativo em uma parte final e submetida à carga em
outra extremidade. As amostras são então submetidas a um campo de tensões de
tração em 360º de tensão e compressão. Os sistemas de teste de fadiga guiados por
um acionador são incapazes de reproduzir o padrão complexo de forças que são
clinicamente ativas. Em virtude disso, dados obtidos usando o teste de fadiga
rotacional têm pertinência superior aos testes que utilizam um único eixo
20
.
Para resolver algumas das limitações inerentes ao desenho do hexágono
externo, uma variedade de conexões alternativas tem sido desenvolvida. Portanto, os
objetivos deste estudo foram: (1) avaliar a resistência à fadiga de três interfaces
implante-pilar (hexágono externo, “cone em cone” e hexágono interno) e (2)
determinar seus respectivos modos de falha e 3) comparar os resultados deste estudo
com dados prévios obtidos dos conectores Nobel Biocare – Replace e Straumann ITI.
MATERIAIS E MÉTODOS
Três geometrias de interface implante-pilar foram avaliadas. Trinta implantes de
4mm de diâmetro e de 13 mm de comprimento de cada tipo de interface foram
conectados aos pilares Micro-unit (Conexão Sistemas de Prótese, SP, Brasil) e
submetidos a um torque de 30 Ncm usando um torquímetro calibrado. Os pilares
Micro-unit são componentes protéticos usinados industrialmente. Estes componentes
são usados em próteses parciais e totais fixas em todas as profundidades de sulco
gengival e em todos os tipos de plataformas. Foram desenhados para fornecer
versatilidade e aperfeiçoar a estética de restaurações múltiplas parafusadas. Portanto,
a única diferença entre os grupos foi a variação na geometria da interface entre a
plataforma do implante e o pilar Micro-unit. O pilar Micro-unit “cone em cone” usado
neste estudo apresenta uma modificação interna (hexágono interno) localizada no
fundo do cone que permite o reposicionamento angular dos pilares.
Os grupos foram divididos em :
19
Grupo A (implante de hexágono externo + pilar micro-unit + análogo da
restauração)
Grupo B (implante “cone em cone” + pilar micro-unit + análogo da restauração)
Grupo C (implante de hexágono interno + pilar micro-unit + análogo da
restauração)
Para reproduzir o padrão de força multivetorial da boca, as amostras (implante,
pilar e análogo da restauração) foram configuradas como feixes rotacionais em
cantilever (figura 1). O princípio da amostra rotacional necessita que um arranjo
concêntrico entre todos os componentes seja estabelecido. Uma extremidade da
amostra é fixada dentro de uma pinça e girada, enquanto uma força perpendicular é
aplicada a outra extremidade através de um rolamento de esferas. Esta força
perpendicular submete as amostras a tensões alternantes sinusais de tensão e
compressão que, dependendo da magnitude da carga aplicada, causa fratura dos
componentes dentro de um número determinado de ciclos. A resistência à fadiga dos
componentes é expressa como o nível de força no qual 50% das amostras
sobreviveram a 10
6
ciclos de carga sem danos e 50% falharam.
Figura 1
Análogo da restauração
Os pilares Micro-unit usados apresentavam cinta de 1mm de altura. Para
permitir comparações válidas com os estudos anteriores, o análogo da restauração
apresentava 20 mm de comprimento. Este valor possibilitava uma distância de 11.3
mm entre o meio do rolamento de esferas e a emergência do implante da pinça (figura
2). O torque recomendado pelo fabricante foi de 20 Ncm para o parafuso do pilar e
20Ncm para o parafuso protético. Usando este torque, no entanto, ambos os
parafusos se afrouxavam durante o curso do experimento. Optou-se, então, por um
torque de 30 Ncm para o parafuso do pilar e um torque de 25Ncm para o parafuso
protético para induzir a fratura do parafuso e não o seu afrouxamento.
Figura 2
Procedimento experimental e análise dos dados
20
As três interfaces implante-pilar foram avaliadas com relação a resistência à
fadiga em 10
6
ciclos (um número arbitrariamente estabelecido cuja base teórica e
prática foi previamente explicada
19
). O procedimento experimental necessitou que um
número de amostras fosse testado em sequência. Para este efeito, as amostras foram
submetidas à carga através de um rolamento de esferas e giradas a 1000 rpm
(rotações por minuto) em uma freqüência de 16.7Hz. Após 10
6
ciclos, checou-se se a
amostra estava intacta ou se havia fraturado. Se estivesse intacta, uma nova amostra
era submetida a magnitude prévia acrescida de 5N. A mesma carga era subtraída (5N)
da carga aplicada anteriormente se a amostra anterior tivesse falhado. Isto leva a uma
característica up-and-down de sucesso e falha chamada procedimento staircase. Após
um arranjo adequado dos dados, a média (50% de falhas e 50% de sucessos) e o
desvio padrão foram calculados (tabela 1). Quando se utiliza o procedimento staircase,
o pesquisador deve estabelecer um valor incremental adequado F
incr
(5N). Se este
valor for muito grande, o teste perde seu potencial discriminatório. Neste experimento,
F
incr
usado foi determinado em estudos prévios
20- 21
.
Durante a realização dos testes, os resultados foram graficamente projetados
como na figura 3. Após o final de todos os testes, os dados foram organizados como
demonstrado na tabela 1. Considerando A e B da tabela 1, F
50
foi calculada da
seguinte forma:
F
50
= F
0
+ F
incr
Utilizando: + se o teste for baseado em sucessos
- se o teste for baseado em falhas
Sempre que o número de sucessos e falhas diferirem, a avaliação dos dados
foi baseada no evento de menor freqüência.
O desvio padrão correspondente foi calculado como:
1.62F
incr if
e
0.53F
incr if
Onde F
50
era o nível da carga médio no qual 50% das amostras foram bem sucedidas
e 50% falharam; F
0
foi o valor da menor carga onde houve falha; F
incr
o valor
21
incremental, que é 5N; n= n
i
(n
i
:o número de falhas de cada valor de carga) (veja
tabela 1); A = in
i
(i sendo o nível de carga) e B = i
2
n
i
.
Para avaliar se os valores de F
50
de cada grupo foram estatisticamente
diferentes, as médias foram fixadas com 95% de intervalo de confiança usando o
método descrito por Collins
22
. Médias com sobreposição dos intervalos foram
consideradas equivalentes.
Avaliação através de estereomicroscópio e microscópio eletrônico de varredura
( MEV)
Dez parafusos protéticos de cada interface foram aleatoriamente selecionados
e avaliados no estereomicroscópio (Wild, M3Z, Heerbrugg, Suíça) com o objetivo de
se observar o desgaste das roscas, fratura e defeitos em baixa magnificação. O
estereomicroscópio é frequentemente usado para conduzir observações preliminares
de partes fraturadas. Após esta avaliação, 3 amostras dos parafusos fraturados
(selecionadas aleatoriamente) de cada interface foram revestidos com ouro e
examinadas no microscópio eletrônico de varredura (Philips XL Series - XL 20; Philips,
Eindhoven, Holanda).
RESULTADOS
A resistência à fadiga de cada interface expressa como o nível de carga médio
no qual 50% das amostras sobreviveram a 10
6
ciclos e 50% falharam (F
50
) está
demonstrado na tabela 2, que detalha também o intervalo de confiança de 95%.
Estatisticamente, a interface hexagonal externa apresentou resultado superior
comparada às interfaces cônica e hexagonal interna. Não houve diferença estatística
entre as interfaces cônica e hexagonal interna.
Avaliação através de estereomicroscópio e microscópio eletrônico de varredura
Análise dos parafusos demonstrou que o modo e a região da fratura foram os
mesmos para 24 dos 30 (fratura na parte rosqueada – figuras 4 e 5) parafusos
avaliados. Seis parafusos apresentaram danos nas duas últimas roscas mas não
apresentaram fratura (figura 6). Na análise através do MEV, pode-se observar estrias
de fadiga (figura 7). Tais estrias são indicação absoluta de falha por fadiga. Uma zona
de “sobrecarga” ou de fratura rápida, que é a porção do componente na qual ocorre
22
uma falha catastrófica final também pode ser observada. A configuração desta zona foi
a mesma para todos os grupos ( figuras 8a, 8b e 8c).
Figura 3
TABELA 1: Exemplo do arranjo dos dados para análise por “staircase” ( interface hexagonal
externa)
Carga
aplicada em
Newtons
Nível da
carga (i)
N° de falhas
(n
I
)
i n
I
i
2
n
I
65 5 1 5 25
60 4 4 16 64
55 3 6 18 54
50 2 1 2 4
45 1 1 1 1
40 0 0 0 0
n=13 A=42 B=148
n= n
I
, A= in
I
, B= i
2
n
I
TABELA 2: Resistência a fadiga dos conectores submetidos ao teste rotacional
IC
F
50
DP
Superior
Inferior
Interface hexagonal
externa
53.5 7.80
49.5
57.5
Interface “cone em
cone”
44.0 2.49
42.3
45.7
Interface hexagonal
interna
45.0 3.40
43.1
46.9
F
50=
Nível médio de falha (nível de carga no qual 50% das amostras sobrevivem e 50%
falham antes de 10
6
ciclos). Quando as interfaces com sobreposição dos intervalos de
confiança foram combinados, um grupo foi identificado: grupo A – interface hexagonal
externa.
figura 4 figura 5
23
figura 6 figura 7
Figura 8a, 8b e 8c
DISCUSSÃO
O efeito do desenho do conector sobre a resistência mecânica da conexão
parafusada dos implantes dentais ainda apresenta incertezas. Isto é evidenciado
através das inúmeras configurações disponíveis no mercado atual. Vários sistemas
têm sido usados clinicamente, principalmente o hexágono externo, o hexágono interno
e as conexões cônicas. De acordo com Binon
8
, os sistemas de implantes atuais estão
configurados com cerca de 20 diferentes geometrias da interface implante-pilar.
Cada interface implante-pilar apresenta vantagens e desvantagens. De acordo
com Maeda et al
7
, a interface hexagonal externa apresenta vantagens tais como
adequação ao procedimento de dois estágios, mecanismo antirotacional,
reversibilidade e compatibilidade entre diferentes sistemas. A interface hexagonal
externa fornece uma maior versatilidade para o técnico laboratorial na solução de
problemas relacionados ao perfil de emergência e a estética, uma vez que possibilita
ao técnico colocar a porcelana, numa coroa metalo-cerâmica, bem próxima ao nível do
implante
23
. No entanto, um aumento no índice de afrouxamento de parafuso, fratura
de componentes, e dificuldade de assentamento dos componentes em tecidos
subgengivais profundos são problemas comuns que ocorrem com os implantes de
hexágono externo
12
.
Com relação ao sistema de hexágono interno, suas vantagens são: a facilidade
na fixação do pilar, adequação para uso em um único estágio, maior estabilidade e
indicação para uso em casos unitários, maior resistência às cargas laterais devido ao
centro de rotação estar posicionado mais inferiormente e melhor distribuição das
forças
7
. Uma revisão sistemática conduzida por Theoharidou et al
24
demonstrou
conexões parafusadas estáveis para implantes de conexão interna bem como para
conexões para implantes de hexágono externo quando foram utilizados materiais para
os parafusos (alterando as ligas dos parafusos e suas superfícies) e pré-carga
aperfeiçoados. Conexões com interface cônica apresentam melhor selamento no
fechamento do micro-fenda em relação ao sistema de hexágono interno. A maioria dos
estudos in vitro tem demonstrado que as conexões internas são mecanicamente mais
estáveis que as conexões de hexágono externo
7,9,13,25
. O foco geral está claramente
nas conexões internas profundas, nas quais o parafuso sofre pouca ou nenhuma
carga e promove um contato íntimo com as paredes dos implantes para resistir ao
micromovimento
8
.
24
Os dados obtidos neste estudo estão de acordo com o trabalho realizado por
Piermatti et al
26
no qual foi relatado resultado inferior para as conexões de hexágono
interno quando comparadas com as conexões de hexágono externo. Steinebrunner et
al
27
avaliaram a influência da carga dinâmica em longo prazo sobre a resistência à
fratura de diferentes interfaces implante-pilar. As conexões de hexágono externo
apresentaram melhores resultados comparadas às conexões de hexágono interno,
ainda que as conexões internas tubo e tubo com fixação cam-lot obtiveram resultados
superiores com relação à longevidade e resistência à fratura. Pesquisa padrão foi
capaz de demonstrar que existe uma correlação entre a quantidade de desajuste dos
componentes e o afrouxamento de parafusos
10
. Binon e McHugh
10
apontaram as
tolerâncias na usinagem dos componentes como a razão para o afrouxamento dos
parafusos das partes pré-fabricadas e afirmaram a importância de um
aperfeiçoamento por parte dos fabricantes na adaptação dos componentes.
A pré-carga protege o parafuso da fratura durante a carga cíclica. Se a
interface é comprimida, a pré-carga será perdida e o parafuso e a interface estarão
sujeitos à deformação plástica e a conexão poderá se separar
28
. A pré-carga ótima
recomendada para um parafuso é 60-80% do limite de resistência do material para o
qual o parafuso é projetado
29
. Em níveis de tensão superiores ao valor da resistência
do parafuso, este vai funcionar na sua zona de deformação plástica com resultante
perda da pré-carga e função ineficiente. Ao contrário, tensão dentro do limite de
deformação elástica do material é mais apropriada a resistir às forças de separação
induzidas durante a carga oclusal
30
. Então, quanto maior a força de aperto ( pré-
carga), maior a fixação da conexão. No entanto, valores de pré-carga não podem ser
muito altos e devem permanecer dentro do limite elástico, caso contrário o parafuso
pode afrouxar ou quebrar sob cargas funcionais repetitivas
31
. O torque usado foi de
30Ncm no parafuso do pilar e 25Ncm no parafuso protético. Análises através do MEV
dos parafusos submetidos aos torques citados anteriormente demostraram que os
valores estavam abaixo do limite elástico do material. O nível de tensão em que o
parafuso começa a deformação plástica e a resistência à fratura dos parafusos não
são comumente relatados pelos fabricantes.
A literatura demonstra um grande número de estudos que analisaram a
resistência à fadiga de implantes dentais e componentes protéticos. No entanto, não
existe uma padronização das forças aplicadas: 300N
28,32
; 100-150N
33
; 10-250N
34
20-
200N
35
; 100-450N
36
; 50N
37
; 120N
27
e no modo de aplicação da carga ( ângulo) e ainda
se é de forma simples ( apenas fadiga) ou combinada ( fadiga mais carga
monotônica). Este estudo foi realizado usando diâmetros comparáveis de implantes,
pilares e distância de aplicação da carga idênticos tornando possível a comparação
25
entre os grupos. Os resultados demonstraram que a resistência à fadiga da interface
hexagonal externa usada neste estudo apresentou o mesmo resultado obtido em
pesquisas anteriores com Replace Select Nobel Biocare usando o pilar Multi-unit e
com Straumann ITI, usando o pilar Standard. No entanto, as conexões internas (cônica
e hexagonal interna) revelaram resultados inferiores aos estudos prévios
20-21
.
O parafuso protético que conecta a prótese fixa dental ao pilar tem o objetivo
de ser o elo fraco do sistema, uma vez que em caso de sobrecarga oclusal, este
parafuso é projetado para fraturar primeiro e então proteger o implante e o tecido
ósseo de danos provocados pela tensão excessiva
15,38
. Isto é justificado pela menor
incidência de fratura do parafuso do pilar e do implante em relação ao afrouxamento e
fratura do parafuso protético
38-39-40-41
. No entanto, de acordo com Sutter et al
12
, no
sistema de dois estágios é o parafuso do pilar que normalmente fratura. Esta aparente
incoerência do parafuso do pilar mais massivo falhar antes do pequeno parafuso
protético pode ser explicada através de um mecanismo simples. No sistema de dois
estágios, o parafuso do pilar fixa o pilar ao implante. A interface é submetida a uma
maior tensão uma vez que está localizada próxima à crista óssea que é onde a
alavanca é maior. O parafuso do pilar é então submetido a uma maior carga que o
parafuso oclusal quando os vetores de força são não axiais. Sendo então mais
susceptíveis à falha por fadiga apesar de uma estrutura mais massiva
42
. O presente
estudo confirma que o parafuso protético falhou mais frequentemente que o parafuso
do pilar e esta falha variou de acordo com a interface analisada.
CONCLUSÃO
Apesar das conexões internas serem clinicamente favoráveis, este estudo não
demonstrou qualquer vantagem em termos de fratura de parafuso. Conexões internas
requerem tolerância e usinagem precisas e a razão para estes resultados pode ser a
ausência de precisão dos componentes que permitem a micromovimentacao na
interface do conector. Não houve diferenças notáveis com relação ao modo e
localização das falhas dos parafusos fraturados avaliados.
Os testes demonstraram que a resistência à fadiga da interface hexagonal
externa usada neste estudo apresentou resistência comparável a aquela determinada
em estudos prévios sobre implantes Nobel Biocare e Straumann quando pilares e nível
de torque similares foram usados. No entanto, as conexões internas (cônica e
hexagonal interna) revelaram resultados inferiores comparados aos resultados prévios.
AGRADECIMENTO
26
Nosso agradecimento à empresa Conexão Sistemas de Prótese (São Paulo,
SP) pelo desenho e usinagem dos implantes e componentes usados neste estudo.
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LEGENDAS
Figura 1: Desenho esquemático da amostra ( grupo C- interface hexagonal interna)
Figura 2: Análogo da restauração usinado
Figura 3: Dados do “ staircase” para as interfaces implante-pilar analisadas
Figura 4: Imagem obtida através do estereomicroscópio da superfície fraturada do
parafuso protético
Figura 5: MEV da superfície fraturada do parafuso protético
Figura 6: MEV demonstrando danos nas roscas do parafuso sem a ocorrência de
fratura
Figura 7: MEV demonstrando as estrias de fadiga
Figura 8a, 8b e 8c: Imagens do MEV do parafuso protético demonstrando o mesmo
modo de fratura em todos os tipos de interface implante-pilar (a- “cone em cone”; b-
hexagonal externa e c-hexagonal interna)
30
Figura 1
Figura 2
1.analogo da restauração
2.rolamento de esfera
3.pilar micro-unit
4.parafuso do pilar
5.mandril de alumínio
6.parafuso protético
7.implante
31
Figura 3
32
Figura 4
Figura 5
33
Figura 6
Figura 7
34
Figura 8a
Figura 8b
35
Figura 8c
36
MANUSCRIPT
RESISTANCE OF THREE DIFFERENT IMPLANT-
ABUTMENT INTERFACES TO FATIGUE TESTING
This manuscript if formatted according with the author’s guidelines for the Journal of
Applied Oral Science
37
RESISTANCE OF THREE DIFFERENT IMPLANT-ABUTMENT INTERFACES TO
FATIGUE TESTING
Cleide Gisele Ribeiro – DDS, MSc, PhD, Graduate student, Department of Dental
Implantology, University of Santa Catarina, Florianópolis, Brazil
Maria Luiza Cabral Maia- DDS, Graduate student, Department of Prosthodontics
–Biomaterials, University of Geneva, Switzerland.
Susanne S Scherrer- DDS, PhD, Senior lecturer, Department of Prosthodontics –
Biomaterials, University of Geneva, Switzerland.
Antonio Carlos Cardoso- DDS, MSc, PhD, Head professor, Department of Dental
Implantology, University of Santa Catarina, Florianópolis, Brazil.
HW Anselm Wiskott – DDS, MSc, PhD, Senior lecturer, Department of
Prosthodontics –Biomaterials, University of Geneva, Switzerland.
Correspondence
Universidade Federal de Santa Catarina – Centro de Ensino e Pesquisa em Implantes
Dentários ( UFSC-CEPID)
Centro de Ciências da Saúde – CCS
Campus universitário Trindade
88040-970
Florianópolis – SC
Brasil
Tel.: + 55 48 3331 9077
Fax: + 55 48 3234 1788
e-mail : cleidegr@yahoo.com.br
38
RESISTANCE OF THREE DIFFERENT IMPLANT-ABUTMENT INTERFACES TO
FATIGUE TESTING
ABSTRACT
Introduction: The design and retentive properties of implant-abutment
connectors affect the mechanical resistance of implants. A number of studies have
been carried out to compare the efficacy of different connecting mechanisms between
abutment and fixture. Purpose: 1) to compare 3 implant-abutment interfaces (external
hexagon, internal hexagon and cone-in-cone) regarding fatigue resistance, 2) evaluate
the corresponding mode of failure and 3) to compare the results of this study with data
obtained in previous studies on Nobel Biocare and Straumann connectors. Materials
and Methods: to duplicate the alternating and multivectorial intraoral loading pattern,
the specimens were submitted to the rotating cantilever beam test. The implants,
abutments and restoration analogs were spun around their longitudinal axes while a
perpendicular force was applied to the external end. The objective was to determine
the force level at which 50% of the specimens survived 10
6
load cycles. The mean
force levels at which 50% failed and the corresponding 95% confidence intervals were
determined using the staircase procedure. Results: The external hexagon interface
presented superior result compared to the cone-in-cone and internal hexagon
interfaces. There was no significant difference between the cone-in-cone and internal
hex interfaces. Conclusion: Although internal connections are clinically favored, this
study did not show any advantage in terms of strength. The external hexagon
connector used in this study yield results similar to those obtained in a previous study
on Nobel Biocare and Straumann systems. However, the internal connections (cone-in-
cone and internal hexagon) were mechanically inferior compared to previous results.
Key words: Dental implants. Fatigue. Failure. Screw.
INTRODUCTION
Implant dentistry has revolutionized therapy for edentulous and partially
edentulous patients, and successful implant integration has been well documented for
patients with those clinical conditions. With the high rate of implant success for
edentulous, the concept of osseointegration and implant therapy has flourished as a
predictable treatment modality
1
.
39
Clinical observations have indicated that the major causes of implant failure are
(a) deficient osseointegration, (b) complications of the neighboring soft tissues (peri-
mucositis and peri-implantitis) and (c) mechanical complications
2
. Among the
biomechanical problems, screw loosening, abutment rotation, and abutment fracture
are the major issues
3
. In a prospective multicenter investigation, Henry et al
4
treated 92
patients with 107 implants. The authors reported that the problems most frequently
experienced during the first year was related to loose screws. The two mechanisms
involved in screw loosening are: excessive bending ( plastic deformation that takes
place when a load larger than the yield strength of the screw is applied) and settling
(when external loads applied to the screw interface create micromotion between both
surfaces). As the mating surfaces wear, they “settle” closer together
5
. The factors that
contribute to screw instability are: misfit of the prosthesis, insufficient tightening force,
screw settling, mechanical overload, and mismatch in screw material and design
6
.
A number of studies have been conducted to compare the efficacy of different
connecting mechanisms securing the abutment to the implant head
7
. The design of the
implant-to-abutment mating surface and the retentive properties of the screw joints
affect the mechanical resistance of the implant-abutment complex
8-9
. The implant-
abutment connection is also influenced by factors such as component fit, machining
accuracy, saliva contamination and screw preload
10-11
.
Current designs are derived from two basic designs: the "butt-joint" (consisting
of 2 parallel flat surfaces contacting)
8
and the internal "cone-in-cone" design. The latter
was introduced in the ITI implant system (Institute Straumann AG, Waldenburg,
Switzerland) and offered an alternative sound, stable, and self-locking interface
12-13
.
Recent studies indicate a potential mechanical advantage of conical connectors over
butt-joint designs
9,14
. Indeed, the mechanics of the ITI cone-in-cone
9
resulted in lower
incidences of mechanical complications, specifically abutment screw loosening and
fracture, in comparison with those reported for butt-joint implants
15-16
. With few
exceptions, most of the long- term clinical data on implant performance involve external
hexagons. This is primarily the result of their extensive use, the broad number of
prescribed clinical applications, the level of complications reported, and the resultant
efforts to find solutions (specific torque application to abutment screws)
8
. Industry
surveys have shown that external hex implants still dominate the European market
17
.
Fatigue is a progressive, localized and permanent structural damage that
occurs in a material subjected to repeated or fluctuating strains. Experimentally, three
modes of loading may be used to duplicate fatigue failures: direct axial loading (the
specimen is submitted to a uniform stress through its cross-section), plane-bending
(the majority of the specimen is subjected to a uniform bending stress) and rotating-
40
beam loading (the specimen is rotation-symmetric and is subjected to dead-weight
loading while swivel bearings permit rotation)
18
. In order to duplicate the multivectorial
force pattern of the mouth, a laboratory test was developed by Wiskott et al
19
using the
rotating beam principle. The test consists in spinning a specimen while holding it at one
end and loading it at the protruding end. The samples are thus subjected to a 360-
degree field of transverse tensile and compressive force vectors. Actuator-driven
fatigue testing systems are unable to reproduce the complex force patterns that are
active clinically. Hence data obtained using rotational fatigue testing have a superior
pertinence relative to single-axis testing designs
20
.
To overcome some of the inherent design limitations of the external hex
connector, a variety of alternative connections have been developed. Therefore the
goals of this study were: (1) to evaluate the fatigue resistance of 3 implant-abutment
connectors (external hexagon, internal hexagon and cone-in-cone) and 2) to determine
their respective failure mode and (3) to compare the results of this study with previous
data generated from Nobel Biocare-Replace and Straumann-ITI connectors.
MATERIALS AND METHODS
Three geometries of implant-abutment interfaces were evaluated. Thirty
implants, 4.0mm in diameter and 13mm in length of each connector type were
connected to Micro-unit abutments (Conexão Sistemas de Prótese, SP, Brazil) and
torqued to 30Ncm using a calibrated torque controller. The Micro-unit abutments are
industrially machined prosthetic components. They are intended for use in fixed partial
and total implant prostheses at all sulcus depths and for all platforms. They were
designed to provide versatility while optimizing the esthetics of multiple unit, screw
retained, restorations. The sole differences between groups, therefore, were the
variations in the interface geometry between the implant head and the Micro-unit
abutment. The cone-in-cone Micro-unit abutment used in this study presents an
internal modification (internal hexagon), that is located at the bottom of the cone to
allow the angular repositioning of the abutments.
The groups were set up as follows:
group A (external hex implant + micro-unit abutment + restoration analog)
group B (cone-in-cone implant + micro-unit abutment + restoration analog)
group C (internal hex implant + micro-unit abutment + restoration analog)
41
To duplicate the mouth's multivectorial force pattern, the specimens (implant,
abutment and restoration analog) were configured as rotating cantilever beams (figure
1). The rotating beam principle demands that a concentric arrangement be established
between all the components. One end of the test specimen is clamped into a collet and
rotated, while a perpendicular force is applied to the other end via a ball bearing. This
perpendicular force submits the specimens to alternating sinusoidal tension-
compression stresses which, depending on the magnitude of the load applied, cause
breakage of the components within a predetermined number of cycles. The fatigue
resistance of the connectors is expressed as the force level at which 50% of the
specimens survive 10
6
load cycles without breakage and 50% fail.
Figure 1
Restoration analog
The Micro-unit abutments used were 1-mm-high collar platforms. To allow valid
comparisons with previous data, the restoration analog was 20mm in length. This
provided a 11.3mm distance between the midplane of the ball bearing and the
emergence of the implant from the collet (figure 2). The torque recommended by the
manufacturer was 20Ncm for the abutment screw and 20Ncm for the prosthetic screw.
At this torque, however, both screws loosened during the course of the experiment. It
was therefore decided to torque the abutment screw to 30Ncm and the prosthetic
screw to 25Ncm to induce failure by screw breakage and not by screw loosening.
Figure 2
Experimental procedure and data analysis
The three implant-abutment interfaces were evaluated regarding their fatigue
resistance at 10
6
cycles (an arbitrarily set number whose theoretical and practical basis
has been previously explained)
19
. The experimental procedure required that a number
of specimens be tested in sequence. To this effect, the specimens were loaded via the
ball bearing and spun at 1.000 rpm (16.7Hz). After 10
6
cycles, the experimenter
checked whether the specimen was intact or whether it had broken. If it was intact, the
next specimen was loaded at the previous magnitude plus 5N. The same force (5N)
was subtracted from the former load magnitude if the previous specimen had failed.
This leads to the characteristic up-and-down pattern of run-outs and failures that
characterizes the staircase procedure. After suitable arrangement of the data, the
42
mean F
50
(at which 50% of the samples failed and 50% ran out) and the standard
deviation were calculated (Table 1). When applying the staircase procedure, the
examiner must set an appropriate force increment (or decrement) (F
incr.
) - 5N in the
present test series. If it is too large, the test looses its discriminating potential. In this
experiment, F
incr
was taken from previous studies
20-21
.
During testing, the results were graphically charted as in figure 3. After all tests
were completed, they were arranged as shown in table 1. Taking A and B from table 1,
F
50
was calculated as
F
50
= F
0
+ F
incr
with: + if the test is based on runouts,
- if the test is based on failures
Whenever the number of run-outs and failures differed, data analysis was
based on the least frequent event.
The corresponding standard deviation was taken as:
1.62F
incr if
and
0.53F
incr if
Where F
50
was the mean force level at which 50% of specimens ran-out and
50% failed; F
0
was the lowest load level at which failure occurred; F
incr
was the chosen
force increments or decrement, that is, 5N; n= Ʃ n
i
(n
i
: the number of failures of each
load level) (see table 1); A = Ʃ in
i
(i being the load level) and B = Ʃ i
2
n
i
.
To assess whether the F
50
’s of each group were significantly different, the
means were fitted with 95% confidence intervals using a method described by
Collins
22
. Means with overlapping intervals were considered equivalent.
Stereomicroscope examination and scanning electron microscope (SEM)
Ten prosthetic screws of each interface were randomly selected and evaluated
using a stereomicroscope (Wild, M3Z, Heerbrugg, Switzerland) to inspect thread wear,
defects and the fractured surfaces at low magnification. Stereomicroscopy is often
used to conduct preliminary observations of fractured components. After this
43
evaluation, 3 samples of fractured screws of each interface were gold-sputtered and
examined with a scanning electron microscope (Philips XL Series - XL 20; Philips,
Eindhoven, The Netherlands).
RESULTS
The fatigue resistance for each connector expressed as the mean force level at
which 50% of the samples survived 10
6
cycles and 50% failed (F
50
) is shown in table 2,
which also details each mean’s 95% CI. Statistically, the external hexagon interface
presented superior result compared to the conical and internal hexagon interfaces.
There was no significant difference between the conical and internal hex interfaces.
Stereomicroscope examination and scanning electron microscope (SEM)
Analysis of the fractured screws demonstrated that the mode and the region of
fracture were the same for 24 of the 30 screws evaluated (fracture of the threaded part-
figures 4, 5). Six screws presented damages in the last two threads but no fracture
(figure 6). On the SEM micrographs fatigue striations were evidenced (figure 7). Such
striations are an absolute indication of fatigue failure. “Overload" or fast fracture zone,
that is, the portions of the components where final catastrophic failure occurred were
also seen. The surface structure of this zone was similar for all groups (figures 8a, 8b
and 8c).
Figure 3
44
TABLE 1: Example of data arrangement for staircase analyses ( external hexagon interface)
Applied forces
in newtons
Force level (i) N° of failures
(n
I
)
i n
I
i
2
n
I
65 5 1 5 25
60 4 4 16 64
55 3 6 18 54
50 2 1 2 4
45 1 1 1 1
40 0 0 0 0
n=13 A=42 B=148
n=Ʃ n
I
, A= Ʃ in
I
, B= Ʃ i
2
n
I
TABLE 2: Fatigue resistance of the connectors subjected to the rotating-bending test
CI
F
50
SD Upper Lower
External hex interface 53.5 7.80
49.5
57.5
Cone-in-cone interface 44.0 2.49
42.3
45.7
Internal hex interface 45.0 3.40
43.1
46.9
F
50=
mean failure level (force level at which 50% of the samples survive and 50% fail
before 10
6
cycles). When the interfaces with overlapping CIs were combined, 1 group
was identified: group A – external hex interface.
figure 4 figure 5
figure 6 figure 7
Figure 8a, 8b and 8c
DISCUSSION
The effect of connector design on the mechanical resistance of a dental
implant's screw joint is still fraught with uncertainties. This is evidenced by the
numerous configurations available in today’s market. Several systems are in clinical
use, most notably the external hexagon, the internal hexagon and the tapered joints.
45
According to Binon
8
contemporary implant systems are configured with about 20
different implant/abutment interface geometries.
Each implant-abutment interface has its pro's and con's. According to Maeda et
al, the external hex interface has advantages such as suitability for the two stage
method, provision of an anti-rotation mechanism, retrievability and compatibility among
different systems
7
. The external hex interface provides more versatility for the
laboratory technician in solving problems related to emergence profile and esthetics,
since the technician is able to bring the porcelain of a porcelain- fused-to-gold crown
closer to the implant interface
23
. However, increased screw loosening, component
fracture, and difficulty in seating abutments in deep subgingival tissues are problems
commonly experienced with external hexagon connectors
12
.
Regarding the internal hex system, according to Maeda, its advantages are:
ease in abutment connection, suitability for one stage implant installation, higher
stability and suitability for single-tooth restoration, higher resistance to lateral loads due
to the lower centre of rotation and better force distribution
7
. A systematic review
conducted by Theoharidou et al
24
demonstrated stable abutment screw connections for
internal-connection implants as well for external-connection implants with improved
screw materials (altering the screw alloys and their surfaces) and preload. Tapered
joint connections with a conical interface, have advantages of better sealing capabilities
in closing the micro-gap on top of those in an internal hex system. Most in vitro studies
have demonstrated that internal connections are more stable mechanically than
external flat connections
7,9,13,25.
The general focus is clearly on deep internal
connections, in which the screw takes little or no load and provides intimate contact
with the implants walls to resist micromovement
8
.
The present data are in agreement with Piermatti’s et al
26
study in which he
reported inferior results for the internal hex connections when compared to external
connections. Steinebrunner et al
27
evaluated the influence of long-term dynamic
loading on the fracture strength of different implant-abutment connectors. External hex
connections yield better results compared to internal hex connections. And yet the
internal tube-and-tube connections with a cam indexing system obtained the superior
results with regard to longevity and fracture strength. Former research was able to
show that there is a direct correlation between the amount of misfit of the components
and screw loosening
10
. Binon and McHugh
10
pointed towards manufacturing tolerances
as a reason for the screw loosening of the prefabricated parts and requested the
manufacturers to improve the fit of their implant components.
46
Preload protects the screw from breakage during cyclic loading. If the joint is
compressed, preload will be lost, the screw and the interface are subjected to plastic
deformation and the joint may separate
28
. The optimum preload force recommended
for an implant screw is 60% - 80% of the yield strength of the material from which the
screw is machined
29
. At stresses at or beyond yield, the screw will function in its plastic
deformation zone with resulting loss of preload and inefficient function. Conversely
stresses within the elastic region of the material are most appropriate to resist the
separation forces induced during occlusal loading
30
. Thus, the greater the clamping
force (preload), the tighter the clamped joint. However, preload values should not be
too high and should be within the elastic domain, else retaining screws may yield or
break under repeated functional bite forces
31
. The torque used in this study was 30Ncm
in the abutment screw and 25Ncm in the prosthetic screw. SEM analysis of screws
tightened to 25 Ncm and to 40 Ncm demonstrated no damages in the screw
morphology thereby indicating that the torque applied was below the elastic limit of the
material. The yield strength and the breakage strength of screws are not commonly
reported by manufacturers.
The literature provides an abundance of studies that analyzed the fatigue
resistance of dental implants and prosthetic components. However, there was no
standardization of the applied forces 300N
28,32
; 100-150N
33
; 10-250N
34
; 20-200N
35
;
100-450N
36
; 50N
37
; 120N
27
and in the mode of loading (angle of load application) and
simple (fatigue only) or combined (fatigue plus monotonic load). The loading
frequencies were different also. The present study was carried out using comparable
implant diameters, identical abutments and levers therefore rendering intergroup
comparisons possible. The results demonstrated that the fatigue strength of the
external hex interface used in this study was of the same magnitude as the Nobel
Biocare Replace Select, multi-unit abutment and the Straumann ITI, standard
abutment. The internal connections though (conical and internal hexagon) revealed
inferior results compared to the previous data
20-21
.
The prosthetic screw that connects the FDP (Fixed Dental Prosthesis) to the
abutment is intended as the weak link, that is, in case of occlusal overload, it is
designed to break first and thus protect the implant and the bone from damage due to
excessive stresses
15,38
. This is supported by the finding that the incidence of abutment
screw and implant fracture is much lower than that of prosthetic screw loosening or
fracturing
38-39-40-41
. Conversely, according to Sutter et al
12
, in the two-stage system it is
the abutment screw that most frequently fractures. This apparent incrongruity of the
47
more massive abutment screw failing before the smaller occlusal screw might be
explained by simple mechanics. In a two-stage system, the abutment screw secures
the abutment to the implant. This interface is subject to a higher level of stress because
its located near the alveolar crest, that is, where the applied lever is greatest. The
abutment screw therefore, is subjected to much greater forces than the occlusal screw
when the force vectors are nonaxial in nature. It is thus more susceptible to fatigue
failure, although it is a more massive structure
42
. The present study confirms that the
prosthetic screw failed more frequently than the abutment screw and failure varied
according to the type of interface analyzed.
CONCLUSIONS
Within the limitation of this study, the following conclusions can be drawn:
1. This study demonstrated the superior fatigue resistance of external hex
interface. In flat-to-flat connectors, the load bearing zone is that which is
perpendicular to the vector of screw tightening. The zones that are parallel to
the screw are there for indexing (i.e. they do not transfer forces). The quality of
the surface machining of the flat-to-flat mating surfaces (mainly, the machining
accuracy of the screw and thread) that determined the superior resistance of
the connector.
2. The mode and region of fracture in prosthetic screws observed in this study
suggested that failure of these screws occurred by fatigue (presence of fatigue
striations) and involved the threaded part. Therefore, it may indicates the screw
was loose before fatigue crack initiation and fracture occurrence.
3. The present tests demonstrated that the fatigue strength of the external hex
interface used in this study was of comparable strength as that determined in a
previous study on Nobel Biocare and Straumann implants when similar
abutments and level torque were used. However, the internal connections
(cone-in-cone and internal hexagon) revealed inferior results compared to the
previous results. Internal connections require accurate machining and
tolerances and the reason for the present results may be a lack of precision of
the components that allowed micromovement at the connector interface.
ACKNOWLEDGMENTS
48
Our gratitude is expressed to Conexão Sistemas de Prótese (São Paulo, SP)
for designing and machining the implants and components used in this study.
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52
LEGENDS
Figure 1: Schematic drawing of the sample (internal hexagon interface- group C).
Figure 2: Machined restoration analog
Figure 3 : Staircase data for the implant abutment interfaces analysed.
Figure 4: Stereomicroscope image of the prosthetic screw at the fractured surface
Figure 5: SEM of the screw abutment at the fractured surface
Figure 6: SEM demonstrating damages in the screw threads without fracture
Figure 7: SEM showing fatigue striations
Figure 8a, 8b and 8c: SEM images of prosthetic screws showing the same mode of
fracture to all the types of implant-abutment interfaces (a- cone-in-cone; b- external
hexagon and c-internal hexagon)
FIGURES
Refer to the following pages:
Figure 1- page 30
Figure 2- page 30
Figure 3- page 31
Figure 4- page 32
Figure 5- page 32
Figure 6- page 33
Figure 7- page 33
Figures 8a, 8b and 8c- pages 34 and 35
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60
APÊNDICE
METODOLOGIA EXPANDIDA
61
Três geometrias de interface implante-pilar foram avaliadas. Trinta implantes
de 4mm de diâmetro e de 13mm de comprimento de cada tipo de interface foram
conectados aos pilares Micro-unit (Conexão Sistema de Próteses, SP, Brasil) e
submetidos a um torque de 30Ncm usando um torquímetro calibrado. Os pilares Micro-
unit são componentes protéticos usinados industrialmente. Estes componentes são
usados em próteses parciais e totais fixas em todas as profundidades de sulco
gengival e em todos os tipos de plataformas. Foram desenhados para fornecer
versatilidade e otimizar a estética de restaurações múltiplas parafusadas. Portanto, a
única diferença entre os grupos foi a variação na geometria da interface entre a
plataforma do implante e o pilar Micro-unit. O pilar Micro-unit “cone em cone” usado
neste estudo apresenta uma modificação interna (hexágono interno) localizada no
fundo do cone que permite o reposicionamento angular dos pilares.
Os grupos foram divididos em :
Grupo A (implante de hexágono externo + pilar micro-unit + análogo da
restauração)
Grupo B (implante “ cone em cone” + pilar micro-unit + análogo da restauração)
Grupo C (implante de hexágono interno + pilar micro-unit + análogo da
restauração)
62
Figura 1- desenho esquemático do grupo A ( implante de hexágono externo)
Figura 2- desenho esquemático do grupo B (implante “cone em cone”)
63
Figura 3- desenho esquemático do grupo C ( implante de hexágono interno)
Para reproduzir o padrão de forca multivetorial da boca, as amostras (implante,
pilar e análogo da restauração) foram configuradas como feixes rotacionais em
cantilever. O princípio do feixe rotacional necessita que um arranjo concêntrico entre
todos os componentes seja estabelecido. Uma extremidade da amostra é fixada
dentro de uma pinça e girada, enquanto uma força perpendicular é aplicada a outra
extremidade através de um rolamento de esferas. Antes de serem fixados nos
mandris, os implantes foram inseridos em um mandril de alumínio especialmente
preparado. Uma fenda de 0.5mm de largura foi feito dentro dos tubos para permitir
alguma maleabilidade durante o apertamento (figura 4). A carga é aplicada aos
análogos da restauração (figura 5). Esta força perpendicular submete as amostras a
tensões alternantes sinusais de tensão e compressão que, dependendo da magnitude
da carga aplicada, causa fratura dos componentes dentro de um número determinado
de ciclos. A resistência à fadiga dos componentes é expressa como o nível de força no
qual 50% das amostras sobreviveram a 10
6
ciclos de carga sem danos e 50%
falharam.
64
Figura 4 – implante “cone em cone” inserido no mandril de alumínio (observe a
presença da fenda)
Análogo da restauração
Os pilares Micro-unit usados apresentavam cinta de 1 mm de altura. Para
permitir comparações válidas com os estudos anteriores, o análogo da restauração
apresentava 20 mm de comprimento (figura 6). Este valor possibilitava uma distância
de 11.3 mm entre o meio do rolamento de esferas e a emergência do implante da
pinça. O torque recomendado pelo fabricante foi de 20 Ncm para o parafuso do pilar
20 Ncm para o parafuso protético. Usando este torque, no entanto, ambos os
parafusos se afrouxavam durante o curso do experimento. Optou-se, então, por um
torque de 30 Ncm para o parafuso do pilar e um torque de 25 Ncm para o parafuso
protético para induzir a fratura do parafuso e não o seu afrouxamento.
65
Figura 5- análogo da restauração, micro-unit posicionado no implante no interior
do mandril de alumínio
Figura 6: desenho esquemático do análogo da restauração
66
Procedimento experimental e análise dos dados
As três interfaces implante-pilar foram avaliadas com relação à resistência a
fadiga em 10
6
ciclos (um número arbitrariamente estabelecido cuja base teórica e
prática foi previamente explicada
19
). O procedimento experimental necessitou que um
número de amostras fosse testado em sequência. Para este efeito, as amostras foram
submetidas à carga através de um rolamento de esferas e giradas a 1000 rpm
(rotações por minuto) em uma freqüência de 16.7 Hz. Após 10
6
ciclos, o pesquisador
checou se a amostra estava intacta ou se havia fraturado. Se estivesse intacta, uma
nova amostra era submetida a magnitude prévia acrescida de 5N. A mesma carga era
subtraída (5 N) da carga aplicada anteriormente se a amostra anterior tivesse falhado.
Isto leva a uma característica up-and-down de sucesso e falha chamada procedimento
staircase. Após um arranjo adequado dos dados, a media (50% de falhas e 50% de
sucessos) e o desvio padrão foram calculados (tabela 1). Quando se utiliza o
procedimento staircase, o pesquisador deve estabelecer um valor incremental
adequado F
incr
(5N). Se este valor for muito grande, o teste perde seu potencial
discriminatório. Neste experimento, F
incr
usado foi determinado em estudos prévios
20-
21
.
Durante a realização dos testes, os resultados foram graficamente projetados
como na figura 3. Após o termino de todos os testes, os dados foram organizados
como demonstrado na tabela 1. Considerando A e B da tabela 1, F
50
foi calculada da
seguinte forma:
F
50
= F
0
+ F
incr
Utilizando: + se o teste for baseado em sucessos
- se o teste for baseado em falhas
Sempre que o número de sucessos e falhas diferirem, a analise dos dados foi
baseada no evento de menor freqüência.
O desvio padrão correspondente foi calculado como:
1.62F
incr if
e
0.53F
incr if
67
Onde F
50
era o nível da carga médio no qual 50% das amostras foram bem sucedidas
e 50% falharam; F
0
foi o valor da menor carga onde houve falha; F
incr
o valor
incremental, que é 5N; n= n
i
(n
i
:o número de falhas de cada valor de carga) (veja
tabela 1); A = in
i
(i sendo o nível de carga) e B = i
2
n
i
.
Avaliação através de estereomicroscópio e microscópio eletrônico de varredura
( MEV)
Dez parafusos protéticos de cada interface foram aleatoriamente selecionados
e avaliados sobre o estereomicroscópio ((Wild, M3Z, Heerbrugg, Suiça) com o objetivo
de se observar o desgaste das roscas, fratura e defeitos em baixa magnificação. O
estereomicroscópio é frequentemente usado para conduzir observações preliminares
de partes fraturadas. Após esta avaliação, 3 amostras dos parafusos fraturados
(selecionadas aleatoriamente) de cada interface foram jateados com ouro e
examinadas no microscópio eletrônico de varredura (Philips XL Series - XL 20; Philips,
Eindhoven, Holanda).
68
IMAGENS OBTIDAS ATRAVÉS NO
ESTEREOMICROSCÓPIO DOS
PARAFUSOS PROTÉTICOS
69
“ CONE EM CONE”
70
HEXÁGONO EXTERNO
71
HEXÁGONO INTERNO
72
IMAGENS OBTIDAS ATRAVÉS DO
MEV DOS PARAFUSOS
PROTÉTICOS
73
“CONE EM CONE”
AMOSTRA NÚMERO 3
AMOSTRA NÚMERO 22
74
HEXÁGONO EXTERNO
AMOSTRA NÚMERO 16
AMOSTRA NÚMERO 19
75
HEXÁGONO INTERNO
AMOSTRA NÚMERO 15
AMOSTRA NÚMERO 11
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