Mechanical properties of three different

Transcript

1 Mechanical properties of three different commercially availble miniscrews for skeletal anchorage
Mechanical properties of three different
commercially availble miniscrews for
skeletal anchorage
Aldo Carano*, Pietro Lonardo**, Stefano Velo*, Cristina Incorvati*
Author’s affiliation:
*Department of Orthodontics, University of Ferrara, Italy
** Department of Production Engineering, University of Genoa, Italy.
Correspondence to:
Dr. Stefano Velo
Via Previtali, 30 - 35031 Abano Terme (PD)
Telephone: +39.(0)49.667.655
Fax: +39.(0)49.667.586
E-mail: [email protected]
Background: During the last 5 years, anchorage control with self-tapping
Introduction
The advantages of skeletal anchorage in orthodontics are clear17, particularly with self-tapping miniscrews8-11.
During the last 5 years, anchorage control with self-tapping miniscrews has become an important part of the clinical management of the orthodontic patients,
but no studies have been performed for measuring mechanical
properties of the currently available system. The orthodontic literature has focused its attention
on biocompatibility of these methods12-16 and their clinical applications, disregarding some important expects of their mechanical features. In order to find some
information about the mechani-
82
miniscrews has become an important part of the clinical management of
orthodontic patients. Yet, no studies have been performed for measuring
mechanical properties of the currently available systems. Objectives: The
purpose of this study is the evaluation of mechanical properties of three
commercially available self-tapping screw systems used in orthodontic
treatment. Materials: three systems with a 1.5 mm diameter and 11 mm
length screw (Leone, Firenze, Italy; M.A.S. Micerium, Avegno, Italy;
Dentos, Korea) were examined. The results compared the resistance to
bending, torque, pullout of each screw and the insertion moments needed to screw down each sample. Conclusions: All three miniscrews have mechanical properties that contribute to their safe use as skeletal anchorage in orthodontics. Although stainless steel has demonstrated to be
more resistant to failure than titanium, its overall performance as material for miniscrews could be inferior to titanium. In order to facilitate the
insertion, the asymmetric profile of the thread should be preferred to the
symmetric cut. The ratio between the diameter of the drill and the diameter of the corresponding miniscrew is pivotal for the successful implantation and resistance of the miniscrews. Looking at the mechanical
properties evaluated in this study, a cylindric shape of the screw is better than a conic one. The conic shape could be preferred in case the site of insertion is iterradicular and therefore limited to 2.5-3.5 millimetres.
Carano A, Lonardo P, Velo S, Incorvati C. Mechanical properties of three different commercially availble miniscrews for skeletal anchorage. Prog Orthod 2005;6(1):82-97.
PROGRESS in ORTHODONTICS 2005; 6(1):82-97
Mechanical properties of three different commercially availble miniscrews for skeletal anchorage
Table 1
Type
Lot of production
Micerium MAS 15
03CBZW
03CCZW
14
4
Leone
03091201
03072101
03062701
Not identified
7
6
5
20
Dentos
N° Samples
Background: Durante gli ultimi 5 anni, il controllo dell’ancoraggio con le miniviti autofilettanti è diventato una parte importante della gestione clinica dei
pazienti ortodontici, nonostante manchino alcune informazioni. Obiettivi: Lo
scopo di questo studio è di valutare le proprietà meccaniche di tre sistemi di
microviti autofilettanti disponibili in commercio in ortodonzia. Materiali: Tre
sistemi di microviti autofilettanti disponibili in commercio in ortodonzia con
uguali dimensioni, 1,5 mm di diametro e 11 mm di lunghezza (Leone, Firenze,
Italia; M.A.S. Micerium S.p.A. Avegno, Italia; Dentos, Corea) sono stati testati
per valutare la resistenza alla flessione, alla torsione, alla tenuta alla rimozione
e per esaminare i momenti di inserzione necessari per l’avvitamento di ogni
campione. Conclusioni: Le tre microviti hanno dimostrato proprietà meccaniche che contribuiscono al loro sicuro utilizzo come ancoraggio scheletrico in
ortodonzia. Sebbene l’acciaio ha dimostrato essere più resistente alla rottura del titanio, la sua totale performance come materiale per le microviti potrebbe essere inferiore del titanio. Per facilitare l’inserzione, il taglio asimmetrico della filettatura è da preferirsi a quello simmetrico. Il rapporto tra il diametro della fresa ed il diametro della corrispondente microvite è molto importante per il successo dell’impianto e per la resistenza delle microviti. Guardando alle proprietà meccaniche delle microviti valutate in questo studio, una
forma cilindrica della vite è migliore di quella conica. La forma conica potrebbe
essere preferita nei casi in cui il sito di inserzione sia interradicolare ed inoltre limitato a 2.5-3.5 mm.
Key words: Miniscrews, Skeletal anchorage, Mechanical properties.
2
cal and biomechanical measurements of self-tapping screws, we
should refer to the orthopedic and
maxillofacial surgery literature.
During the last two decades, surgical management of bone trauma with self-tapping screws has
become an important part of
ostheosinthesis17,18. It has been
shown that self-tapping screws
had more holding power than
pretapped screws in bone 19 .
Stripping of the thread is, however, common during insertion with
a 2 mm self-tapping screw, and
therefore some authors indicate
that the screws should be inserted
into tapped holes using a torquelimiting device to prevent failure
when they were being inserted20.
Another option is to know the
stress limits of the screws
used20,21 and to verify that the
pressure force applied, the shearoff force, and the peak and minimum torque is then below the
yield stress of the screw.
The purpose of this study is the
evaluation of mechanical properties of three commercially
available self-tapping screw
systems in orthodontics: systems
with a 1.5 mm diameter and 11
mm length screw (Leone, Firenze; M.A.S. Micerium S.p.A. Avegno, Italy; Dentos, Korea). The
mechanical properties examined
and compared were the resistance to bending, torque and pullout of the screws. Another test
was performed to evaluate the insertion moments needed to screw
down each sample.
83
Table 2.
External diameter [mm]
Core diameter [mm]
Thread interval [mm]
Length of the body [mm]
Length of the head [mm]
Material
MAS 15
DENTOS
1.50 max
1.10 min
1.00 max
0.50
8.00
25.00
Ti Grade V
1.50 max
1.10 min
1.00max
0.50
8.00
30.00
Ti ?
Materials and methods
Table I shows the components used
and their lot numbers and dimensions. Two miniscrews were manufactured from commercially pure
titanium (Dentos, Titanium grade
IV; M.A.S., Titanium grade V) and
one screw was made of stainlesssteel (Leone, surgical stainless
steel). It was not possible to determine the number of the lot for the
Dentos, because it is not reported
on the package. The dimension of
all screws was 1.5 in diameter
and 11 mm in length. Each manufacturer proposed a specific drill
that was slightly different from the
others. The different shapes of the
miniscrews are illustrated in Fig 1.
In Table 2, the morphological
characteristics of each screw are
reported. The stainless steel (Leone) screw has a cylindric shape
84
LEONE
1.50
1.05
0.50
8.00
40.00
Surgical
Stainless steel
ISO 5832/1
Fig. 1 The three different shapes of
the miniscrews used in this study.
Pendant les dernières 5 années, l'anchrage avec les mini-vis auto-filettantes a joué un rôle important dans la gestion clinique des patients ortodontiques, mais il n'y a pas des études sur les propriétés méchaniques.
Objectives: le but de ce travail est celui d'évaluer les propriétés méchaniques des trois mini-vis auto-filettantes en production. Materiels: On
a étudié trois mini-vis auto-filettantes de 1.5 mm de diameter et 11 mm
de longueur (Leone, Florence, Italie; M.A.S. Micerium, Avegno, Italie;
Dentos, Korea) pour ce qui concerne la resistance à la flession, à la torsion, à l'extraction et pour examiner les moments d'insertion pour l'insertion. Conclusions: Toutes les trois mini-vis auto-filettantes ont des propriétés méchaniques valides pour leur utilisation comme anchrage
squelletique en orthodontie. Meme si l'acier a montré d'être plus resistent du titanium à la rupture, sa performance totale comme materiel
pour les minivis peut être inferieur au titanium. Pour faciliter l'insertion
il est mieux préferir le profil asymmetrique du coup plutôt que la morfologie symmetrique. Le rapport entre le diametre de la frese et le diametre de la vis est très important pour les succès d'implant et de resistence de la vis.Pour ce qui concerne les propriétés méchaniques la forme cilindrique est meilleure de celle conique.Au contraire il est mieux
de choisir une forme conique limité à 2.5-3.5 millimetres si le site d'insertion est interradiculaire.
(tradotto da Maria Giacinta Paolone)
Fig. 2 All the screws have the same
self-tapping configuration, although
the shape of the cutting thread is different. The miniscrews Leone have a
symmetric cut (a), while the Dentos
and MAS have an asymmetric cut of
the thread (b).
a
b
Experiencia: Durante los últimos 5 años, el control del anclaje con los mini
implantes ortodonticos, ha jugado un papel muy importante en la gestión clínica del paciente ortodontico, a pesar de que falte información al respecto.
Objetivos: La intención de este estudio es de evaluar las propiedades mecánicas de los tres sistemas de implantes ortodonticos disponibles en el comercio. Materiales: Tres sistemas de implantes ortodonticos disponibles en
el comercio con una dimensión igual de, 1.5 mm de diámetro y 11 mm de
longitud (Leone, Firenze; M.A.S. Micerium s.p.a. Avegno, Italia; Dentos, Corea) fueron estudiadas para valorar la resistencia a la flexión, torsión, al mantenimiento en sede, al desmontaje (remoción) y además durante la inserción
el numero de activaciones en cada ejemplar que eran necesarias para el ensamblaje (inserción). Conclusiones 1: Los tres mini implantes demostraron propiedades mecánicas que contribuyen a una aplicación segura como anclaje esquelético en ortodoncia. A pesar de que el acero demuestra mayor resistencia a la fractura que el titanio, la calidad “performance” en los mini
implantes de acero podría ser inferior a la del titanio. Para facilitar la inserción del mini implante, el corte de la parte activa del tornillo o es mejor que
sea asimétrico. El diámetro del mini implante y el diámetro de la fresa son
muy importantes para poder obtener un buen resultado en términos de resistencia. Observando las propiedades mecánicas de los mini implantes, evaluados en este estudio, la forma cilíndrica es mejor de la forma cónica. También se concluye que es preferible la forma cónica en zonas interadiculares
y limitadas a 2.5-3.5 mm.
(tradotto da Santiago Isaza Penco)
4
except for the very end of the tip
that is conic. Both titanium screws
(Dentos and MAS) are conic but
the core of the screw was thinner
in the MAS than in the Dentos. All
the screws have the same selftapping configuration, although
the shape of the cutting thread is
different. Both Dentos and MAS
screws have a symmetric cut of
the thread (although the MAS
screws have sharper cutting
thread than Dentos screws), while the Leone screws has an asymmetric profile (Fig. 2). Also the
heads are very different. The Dentos screws have a large neck with
a thin cone on the top with a hole in the middle, and an external
prism for the insertion of the screw
driver. The heads of the MAS
screws have a shape of two spheres that are fused together, with
an internal hexagon for the insertion of the screw driver; there
is a 0.6 mm aperture placed perpendicular to the length of the
screw. The heads of the LEONE
screws are bigger than the others
with a prismatic shape with a hole in the middle.
Three methods were chosen to
test these screws mechanically,
considering three potential modes of failure: bending strength,
torsional strength, and pullout
strength. Another test was directed to evaluate the insertion moments necessary to screw down
the different miniscrews. All tests
were performed at the Department of Production Engineering
of the University of Genoa.
85
Fig. 3 The mechanical tests were performed on the universal testing machine Galdabini SUN 5, illustrated in the
photo.
Fig. 4 The miniscrews were kept horizontally with a specific fixture in the
fixed crosshead of the machine.
Bending Tests
cal force perpendicular to the long
axis of the screw (Fig. 5) at a speed
of a 1 mm per minute. The forces as
a function of displacement of the
head were displayed and recorded.
The tests were repeated 6 times for
each system under evaluation.
Bending forces result in a curvature of the screw and consequently
in a deflection of its head.
The bending tests were performed
on the universal testing machine
Galdabini SUN 5, adequately set
for the test of bending (Fig. 3). The
miniscrews were kept horizontally
with a specific fixture in the fixed
crosshead of the machine (Fig. 4).
A prismatic bar, connected to the
mobile crosshead, applied a verti-
Torsion
Torsion tests were performed by
placing the screw into a tapped
brass block at a thread depth of
6 mm. An axial torque was applied to the screw head through
a spindle rotating at a speed of
0.5 rev/min.
The torque was measured by a
dynamometer mounted between
the screw head and the spindle
(Fig. 6). The maximal torque at
failure and the site of failure were recorded. Tests were repeated
6 times for each system under
evaluation.
Insertion moments
The tests performed for evaluating
the torsional moments needed for
the insertion of the screws after the
preparation of the sites, are clinically important. They explain how
much effort is necessary to screw
down the screw and gives information about the best cuts and the best
drill-screw ratio for easy insertion.
After different pilot tests, it was decided to use a material composed
of a powder of wood, defined as
“medium density”, with an elastic
Fig. 5 (left) In the bending tests a prismatic bar, connected to the mobile crosshead, applied a vertical
force perpendicular to the long axis of the screw.
Fig. 6 The torque was measured by a
dynamometer mounted between the
screw head and the spindle.
86
Fig. 7 In order to measure the insertion
moments for each sample, the different screws were inserted into a material with mechanical properties similar
to bone. In the figure a sample during
preparation with the tool for the MAS
miniscrew is shown.
6
stened to the testing machine by
a series of threaded bolts. Pullout
tests were performed with screws
placed at thread depths of 8 mm.
The forces were recorded as a
function of displacement.
Test were repeated 3 times for
each system under evaluation.
Results
Bending tests
module similar to the bone and
without deformations at the changes of temperature or modifications of its consistency that could
happen during drilling. This material was homogeneous and uniform to allow comparative tests.
Each sample of the “medium density” material was drilled with the
appropriate tool for each type of
miniscrew. Only for the MAS, a
comparative test was made using
the tool suggested by the manufacturer and the tool of another miniscrew (Dentos).
In Figure 7 a sample during preparation with the tool for the MAS
miniscrew is shown.
Each sample of the “medium density” material was inserted in a vice that did not allow rotational movements, but only axial movements
to follow the screwing down of the
screws. Since the vice was free to
move, any axial pressure applied
to the screws would move the vice.
Accordingly, the pressure would
not affect the force measurements.
Therefore, only the torquing moments would be recorded. The applied torque was measured by the
dynamometer. Each screw was turned down into the material block till
reaching its total length. Tests were
repeated 3 times for each system
under evaluation.
Pullout
Pullout strength was tested on a
universal testing machine (Galdabini SUN 5) set in axial tension.
A synthetic bone substitute model
(poliesther termoplastic resin, Idroplast, Micerium S.p.A., Avegno,
Italy) was used for this test to
avoid heterogenity between and
within cadaveric bone samples22.
Screw holes were predrilled and
the screws were placed according to the manufacturers’ indications. The holes were cut perpendicularly to the surface of the
blocks. The blocks were housed
securely in a frame that was fa-
As indicated, bending forces result in a deflection of the head of
the screw.
Figure 8 shows the mean values of
the forces as a function of the displacement of the screw head. The
first change in the slope of the curves indicates the occurrence of the
yield point, i.e. where permanent
deformations begin to occur. The
overall slope defines the ability of
the screw to resist deformation.
The curves refer to the three different miniscrews tested in this research. The behaviours of the
screws in titanium were very similar (Dentos and MAS), while a
different type of curve was registered with the stainless steel
screw (Leone). Although the stainless steel screws reach the failure
load at values twice as high as titanium, they started to bend
(yield point) at intermediate levels of forces. Although these considerations could be oriented towards one type or another, it is
important to remember that all
three screws have shown values
that give them enough resistance
87
B end ing tests
300
250
200
D entos
Leone
F (N) 150
M as 15
100
50
0
500
0
1000
1500
2000
2500
3000
3500
4000
D isplaceme nt [m icrom etri]
MAS), while a different type of
curve was registered with the
stainless steel screw (Leone). The
stainless steel screws are able to
sustain much higher elastic-plastic
deformations than titanium. All
three screws have shown values
that give them enough resistance
to failures during insertion, application and removal in orthodontics. In order to break the screws
during rotation it is necessary to
applied moments higher than 40
Nm (approximately 4 Kg).
Fig. 8 This graph shows the mean values of the forces as a function of the displacement of the screw head during the bending tests.
Insertion moments
Torsion
to failures during insertion, application and removal in orthodontics. In order to break the
screws it is necessary to apply
forces higher than 120 N
(around 12 Kg), or 80 N
(around 8 Kg) for the MAS13.
In Figure 9 the angle of torsion in
relation to the couple applied to
the screws is recorded. The behaviour of the screws in titanium
was ver y similar (Dentos and
Torsion
120
100
80
D entos
Leone
60
M as 15
40
20
0
0
20
40
60
80
100
120
140
160
180
200
A ngle of torsion [°]
Fig. 9 In this graph the angle of torsion in relation to the couple applie to the screws
are reported during the torquing tests.
88
These tests were done with the purpose of comparing the torsional
moments required for the insertion
of each miniscrew. In Fig. 10 the
graphs of the torquing moments for
the four cases are reported. The
data are expressed in N x cm as
a function of the tapping of the
screw, expressed in numbers of cutting threads engaged in the material. It appeared that the predominating factor influencing the moment in torsion is the relationship
between the diameter of the drill,
adopted for preparing the hole,
and the diameter of the miniscrew
(Tab. 3). In fact, in the tests where
the MAS screws were coupled
with the Dentos drill, the curves are
similar to those of the Dentos
screws, screwed down with their
own drill. The bur of the Dentos
system has a smaller diameter than
the one of the MAS system, and
this explained why, after the preparation of a smaller hole (prepa-
This is explained by the fact that
drill and screw of Leone are cylindric in shape, while the other
screws tested are conic in shape.
orthopedics are not able to strip
out the screws from their sites. The
pullout test in relation with the test
for insertion are important for better analysing the morphology of
the thread as a function of its insertion and stability.
In Figure 11 the graphs of the forces (N) in function of the displacement of the crosspiece of the machine, expressed in mm, are reported. In each graph the forces
have an increasing pattern until a
value of axial displacement of 500
mm (0.5 mm), and then decrease
with an asintotic pattern, with the
values tending toward zero.
The pulling force of the Leone
screws is very high in relation to the
torquing moment required for insertion. This result is explained by
the geometry of the cutting thread,
that is asymmetric (Figs 2 a, b).
This geometry facilitates insertion
while obstructing removal. Also the
MAS screws required a higher pulling force when compared to the
Dentos screws when the Dentos
drill is used for the preparation of
the sites for both screws, although
the required torquing moment for
the MAS screw insertion is lower.
This result is explained by the better shape of the thread of the MAS.
Pullout
Discussion
These tests do not have a direct
clinical involvement, because it is
almost impossible to apply a sufficient pullout force to the miniscrew on the patient. The forces
used in orthodontics and also in
There are no reports in the orthodontic literature focusing on the
mechanical properties of the miniscrews used as skeletal anchorage, while the orthopedic and
maxillo-facial literature have par-
Tests of ns
i erti
on
12
10
8
dentos
cou ple [N .cm]
leone
6
MAS15 fresa dentos
MAS15 fresa micerium
4
2
0
0
1
2
3
4
5
6
7
8
9
10
11
12
13
14
Nu m b ers of cutti
ng thread s en ga g ed in t
h e m aterial
Fig. 10 In this graph the torquing moments for the four cases are reported for measuring the insertion moments of each sample.
Table 3.
Dentos
Leone
MAS 15 Dentos
MAS 15 Micerium
Diameter screw
Diameter Drill Torquing moment
1.5-1.0
1.5-1.5
1.5-1.0
1.5-1.0
1.10
1.30
1.10
1.25
red with the Dentos drill), both
screws need similar amount of torquing moments for the insertion.
The miniscrew of Leone has the
largest drill, therefore explaining
the lowest moment needed for insertion. Another peculiarity of the
Leone sample is that, while with the
other screws the curves indicate
increasing values of moments, with
the Leone screw, the maximum is
reached between the tenth and
the eleventh cutting thread and after that it is maintained constant.
8
10.3
4.0
10.2
8.0
SD
SD
SD
SD
1.4
0.3
1.2
0.9
89
P U LL -O U T
400
350
300
250
Dent os
force [N
Le on e
200
MAS 15
MAS 15 f.D.
150
100
50
0
0
500
1000
2000
150
0
A xial mo vem en t [microm eters]
2500
3000
Fig. 11 In the graph the forces (N) in function of the displacement of the crosspiece
of the machine, expressed in mm, are reported during the pullout tests.
tially addressed these issues.
The screws are one of the most
commonly used implants in orthopaedic surgery and are used by
nearly all orthopaedic surgeons.
Comparable screws are available
now in stainless-steel, titanium or
bioresorbable materials. Despite
the wide propagation and use of
screws made from a variety of materials by various manufacturers,
little has been reported regarding
the comparative biomechanical
properties of miniscrews in the orthopaedic literature. Stainless steel
remains the most common material used in the manufacture for
fracture fixation screws. However,
newer alloys have been introduced that may have theoretical advantages in certain circumstances
compared with stainless steel. Titanium devices could have the ad-
90
vantage over Ss of high bioactivity
and more flexibility (lower elastic
modulus) that may improve integration and mechanical fixation26.
Because screw geometry and material composition are significant
factors in the screw’s biomechanics, altering these items could
change the screw’s mechanical
strength. The modulus of elasticity,
the yield point, thread diameter
and length of the screw are the
most important variables in determining the mechanical performances of the screws28. Comparative
studies on the mechanical properties of screws fabricated from different materials, designed with different geometry or constructed by
different manufacturers could be
important for clinical application in
orthopeadics as in orthodontics.
Even though the orthodontic forces
are not large enough to break the
screws, the forces associated with
the placement and removal can
cause microscrew failure, especially if partial integration has occurred. The miniscrews are self tapping and now they tend to have
small dimensions (1.3-1.5 mm in
diameter). For this reason, in more
mineralized tissue, the tension applied in rotation may reach their
breaking point. This also applies
when the screws are removed,
especially in the mandibular bone, which is harder than the maxillary bone. The tendency to manufacture screws with a reduced
diameter could have led to a dangerous reduction of their mechanical resistance.
In the present study all three miniscrews of 11 mm of length with a
diameter of 1.5 mm have shown
behaviour in relation to the bending
properties that make their use in orthodontics very safe. Although some differences were reported, their
clinical impact is negligible. They
are important only if the objective of
the study is a detailed analysis of the
materials and morphology of the miniscrews. The behaviour of the
screws in titanium was very similar
(Dentos and MAS), while a different
type of response was registered with
the stainless steel screw (Leone). Although the stainless steel screws
reach the load at failure at values twice as high as titanium, they started
to bend (yield point) at lower levels
of forces. In considering the differences between the two materials
(titanium and stainless steel), we
should point out that it is important
not only to avoid the breakage but
also the bending during the use of
an orthodontic screw. In fact if a
screw bends during insertion, it could be difficult to complete its self-tapping and its removal.
This behaviour of the stainless steel
screws tested in this study seems to
contradict the knowledge about the
properties of stainless steel since it is
harder than titanium (higher Young
modulus) and should be deformed
with loads greater then titanium27,29,33. It is possible that the
quality of the material and the manufacturing process could have altered the mechanical properties of
the original stainless steel material.
Torque is a measure of the angular moment of force, in this case,
the rotational force required to insert a screw into bone. Functional screw failure because of torque may occur in the screw, at the
bone-screw interface, or in the bone and can be considered to be
a function of the weakest element
in the bone and screw system.
Commonly, the bone fails first in
torsion, resulting in stripping of the
bone around the screw. However,
failures at the core of the screws
can also occur, especially with
smaller screws31,32. Screw failure
in torsion is caused by the application of stress greater than the
screw can withstand. For example, if screw insertion is impeded,
the increased torque needed to
drive the screw may exceed the
torque limit of the screw, with resultant screw failure.
In the present study, all three
screws have shown values that gi-
ve them enough resistance to failures during insertion, application
and removal in orthodontics. In order to break the screws during rotation it is necessary to apply forces
higher than 40 N x cm (approximatley 4 Kg) The differences of resistance essentially depend upon
the differences in the material.
Stainless steel has an ultimate
strength higher than titanium and
has values that make its breakage
almost impossible in clinical use.
For the titanium screw, the situation
is different. Although the screws in
this test have shown ultimate
strength higher than 40 N x cm,
we should remember that it is possible for a human to apply a torsional force of more than this value
and to break the screw. This has
more potential to occur if the diameter of the screws is reduced. A
reduction of 0.2 mm might reduce
the resistance of the screws by approximatley 50%. Therefore it is
suggested to use miniscrews not
thinner than 1.5 mm. Another way
to limit the undesired inconvenience of breakage during torsion is to
reduce the torsional force applied
to the screw by using a screwdriver
of small dimension (length); in this
case the screwdriver is held by the
fingertips so that it is difficult to
exert a high level of torsional force.
If during the implantation, the self
tapping screw meets a high degree of resistance, better preparation of the hole of insertion could be
required. If during the removal, the
screws seem to be osseo-integrated, a small surgical approach could may necessary for complete re-
10
moval of the screw.
The data coming from the resistance
to torsional stress have to be combined with those relative to the performance of insertion. The Leone
screws have a better behaviour than
the other two. This does not depend
upon the material (stainelss steel vs.
titanium). It is related to the design of
the thread, the shape of the screw
and the drill-screw diameter ratio.
When inserting the Leone screws, a
drill with a larger diameter is used,
therefore simplifying the screwing
down phase. The asymmetric design of the cutting thread also improves the capability of insertion and
the cylindric shape may also facilitate the self-tapping implantation.
The MAS screws have an intermediate behaviour, while the Dentos
screws showed the highest torsional
couple. Therefore, even though the
MAS screws have lower resistance
to breakage to torsion than Dentos
screws (40 N vs. 60 N), the fact that
the MAS screws have a couple of insertion that is half that of the Dentos
screws make MAS screws less inclined to break during insertion. The
problem might remain during removal if partial osseo-integration occurred, but this will almost be equal
for the two titanium screws.
Because screw and bone are interdigitated about the screw threads,
two main areas for potential failure
exist when a screw is pulled out of
bone: the screw and the bone. Typically, materials used in orthopedic
screws are many times stronger than
bone; thus failure pullout usually occurs by shearing the bone material
around the screw29. The critical ma-
91
terial property is the shear strength of
the bone adjacent to the screw, but
screw geometry also plays a role.
For conically shaped screws, there
is a major and minor diameter and
the major diameter, major to minor
diameter ratio, and thread pitch affect pullout strength22. Major diameter is reported to be the most important screw dimension for pullout
strength because tensile resistance
corresponds to the cube of the screw’s major diameter30. Pullout test
performed on each set of screws
showed similar behaviour for the
three screws.
Conclusions
1. All three miniscrews have mechanical properties that contribute to their safe use as skeletal
anchorage in orthodontics;
2. although stainless steel has demonstrated to be more resistant to failure than titanium, its
overall performance as material for miniscrews could be
inferior to titanium;
3. in order to facilitate the insertion the asymmetric profile of
the thread should be preferred to the symmetric cut;
4. the ratio between the diameter
of the drill and the diameter of
the corresponding miniscrew
is pivotal for the successful implantation and resistance of
the miniscrews. A difference
of 0.3 mm between drill and
screw seems ideal;
5. according to the mechanical
properties evaluated in this study,
92
a cylindric shape of the screw is
better than a conic one. The conic shape could be preferred in
case the site of insertion is iterradicular and therefore limited to
2.5-3.5 mm.
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12
Proprietà meccaniche di tre differenti miniscrews disponibili in
commercio per l’ancoraggio scheletrico
Aldo Carano*, Pietro Lonardo**, Stefano Velo*, Cristina Incorvati*
Introduzione
Il vantaggio dell’ancoraggio scheletrico in ortodonzia è chiaro1-7, in particolare con le miniviti autofilettanti8-11.
Durante gli ultimi 5 anni, il controllo dell’ancoraggio con le miniviti autofilettanti
è diventato una parte importante della gestione clinica dei pazienti ortodontici,
nonostante manchino alcune informazioni. La letteratura ortodontica ha centrato
la sua attenzione sulla biocompatibilità di queste metodiche12-16 e sulle loro applicazioni cliniche, non considerando alcuni aspetti importanti delle loro caratteristiche meccaniche.
Al fine di trovare alcune informazioni sulle caratteristiche meccaniche e biomeccaniche delle viti autofilettanti, si deve fare riferimento alla letteratura chirurgica ortopedica e maxillo-facciale.
Nelle ultime due decadi la gestione chirurgica del trauma osseo con le viti autofilettanti è diventata una importante fase della osteosintesi17,18. È stato dimostrato che le viti autofilettanti hanno un maggiore potere di tenuta nell’osso delle viti non autofilettanti19. Lo stripping della filettatura è, comunque, comune durante l’inserzione delle viti autofilettanti da 2 mm, tanto che alcuni autori hanno
suggerito che le viti vengano inserite dentro fori preparati usando uno strumento
limita-torque per prevenire rotture quando esse vengono avvitate20. Un dato importante è quello di conoscere i limiti meccanici di resistenza delle viti usate20,21
e di verificare che la pressione applicata, la forza di taglio (shear-off), ed il picco di torque siano al di sotto dei valori di rottura della vite.
Lo scopo di questo studio è di valutare le proprietà meccaniche di tre sistemi di
microviti autofilettanti disponibili in commercio in ortodonzia con uguali dimensioni, 1,5 mm di diametro e 11 mm di lunghezza (Leone, Firenze; M.A.S., Italia; Micerium S.p.A. Avegno, Italia; Dentos, Corea). I test sono stati condotti per
valutare la resistenza comparativa alla flessione, alla torsione e alla tenuta alla
rimozione delle viti in relazione allo stesso diametro e lunghezza. È stato in oltre eseguito anche un test al fine di esaminare i momenti di inserzione necessari per l’avvitamento di ogni campione.
Materiali e metodi
La Tabella I mostra i campioni usati ed i loro numeri di lotto e le dimensioni. Due
microviti sono prodotte in puro titanio commerciale (Dentos, Titanio di IV grado;
M.A.S., Titanio di V grado) ed una vite è in acciaio inossidabile (Leone, acciaio
inossidabile chirurgico). Non è stato possibile determinare il numero di lotto per
le viti Dentos, perché non è riportato sulla confezione. La dimensione di tutte le
viti è di 1,5 mm di diametro e di 11 mm di lunghezza. Ogni ditta ha proposto
una specifica fresa con caratteristiche di forma e dimensioni leggermente differenti dalle altre. Le differenti forme delle microviti sono illustrate nella Fig 1.
Nella Tabella 2 sono riportate le caratteristiche morfologiche di ogni vite. La vite Leone ha una forma cilindrica ad eccezione della porzione finale della punta che è conica. Entrambe le viti Dentos e M.A.S. sono coniche.
Tutte le viti hanno lo stesso passo di filettatura, ma la forma del taglio della filetta-
93
tura è differente. Entrambe le Dentos e le M.A.S. hanno un taglio simmetrico, sebbene le M.A.S. hanno una filettatura più tagliente delle Dentos, mentre le Leone hanno un profilo asimmetrico (Fig. 2). Anche le teste sono molto differenti. Le Dentos hanno un largo collo con un cono sottile al di sopra, munito di un
foro al centro, ed un prisma esterno per l’inserzione del cacciavite. La testa delle M.A.S. ha la forma di due sfere fuse insieme, con un esagono interno per l’inserzione del giravite; c’è
una apertura di 0.6 mm posta perpendicolarmente alla lunghezza della vite. La testa delle microviti Leone è più grande delle altre con una forma prismatica ed un foro nel centro.
Sono stati scelti tre metodi per testare meccanicamente queste viti, rappresentanti tre potenziali modi di rottura: il carico
di flessione, di torsione ed il carico di rimozione forzata della vite. Un altro test è stato eseguito al fine di valutare i momenti di inserzione necessari per avvitare le differenti microviti. Tutti i test sono stati eseguiti presso il Dipartimento di Ingegneria di Produzione dell’Università di Genova.
zione ai cambiamenti di temperatura o modifiche della sua
consistenza, che potrebbero avvenire durante la preparazione con fresa del sito di inserzione. Questo materiale è omogeneo ed uniforme per permettere test comparativi.
Ogni campione del materiale di media densità è stato perforato con una fresa appropriata indicata dall’azienda per
ogni tipo di minivite. Solo per le M.A.S. è stato eseguito un
test comparativo usando la fresa suggerita dalla Micerium ed
un test con la fresa di un’altra minivite (Dentos).
Nella figura 7 è mostrato un campione durante la preparazione con la fresa per la minivite M.A.S. Ogni campione di materiale di media densità è stato inserito nei bracci di una traversa
che non permetteva movimenti rotazionali, ma era libera di scivolare assialmente per permettere l’avvitamento senza resistenza assiale. La testa di ogni vite è stata ingaggiata con una chiave che esercitava una torsione con uno strumento di registrazione. Ogni vite è stata inserita nel blocco di materiale fino al
raggiungimento della sua lunghezza totale. I test sono stati ripetuti
3 volte per ogni sistema sottoposto a valutazione.
Tests di flessione
Pullout
I tests di flessione sono stati eseguiti con la macchina Galdabini SUN 5, adeguatamente preparata per il test (Fig. 3). Le
microviti sono state mantenute orizzontalmente con specifici
bracci nella traversa fissa della macchina (Fig. 4). Una sbarra prismatica, connessa alla traversa mobile, esercitava una
forza verticale perpendicolarmente all’asse lungo della vite
(Fig. 5). La velocità di scorrimento è stata impostata ad 1 mm
per minuto. Il punto di rottura, il massimo carico alla rottura,
e la solidità sono state determinate dai risultati della curva carico-deformazione. I tests sono stati ripetuti 6 volte per ogni tipo di minivite sottoposto a valutazione.
Torsione
Il test di rottura alla torsione è stata eseguito inserendo le viti in
blocchi di ottone forati ad una profondità di filettatura di 6 mm.
Una chiave di torsione, accoppiata ad uno strumento di registrazione (Fig. 6) veniva ruotata perpendicolarmente all’asse della vite nella direzione oraria. La velocità di rotazione della testa è stata posta a 0.5 giri al minuto. Sono stati registrati il massimo valore di torque alla rottura ed il sito di rottura. I test sono stati ripetuti 6 volte per ogni sistema sottoposto a valutazione.
Momenti di inserzione
Questi test sono stati eseguiti allo scopo di confrontare i momenti torsionali richiesti per l’inserzione di ogni minivite. Dopo diversi test pilota, è stato deciso di utilizzare un materiale
composto da una polvere di legno, definita come media densità, con un modulo elastico simile all’osso e senza deforma-
94
La forza di rimozione è stata testata con uno strumento universale (Galdabini SUN 5) programmato per la trazione assiale. Un modello sostitutivo di osso sintetico (resina poliestere termoplastica, Idroplast, Micerium S.p.A., Avegno, Italia) è stata usato per il test di rimozione per ottenere l’eterogenicità tra e con i campioni di osso di cadavere22. I fori della vite sono stati preparati e le viti sono state inserite
in accordo con le indicazioni delle ditte. I fori per le viti sono stati preparati perpendicolari alla superficie dei blocchi.
I blocchi sono stati alloggiati sicuri in una struttura che è stata fissata alla macchina del test da una serie di bulloni filettati. I test di rimozione sono stati eseguiti con viti inserite
ad una profondità di filettatura di 8 mm. Sono state analizzate le registrazioni grafiche della forza per un massimo
carico al cedimento (che non è la rottura della vite, ma la
sua rimozione dal sito). Il test è stato ripetuto 3 volte per ogni
sistema sottoposto a valutazione.
Risultati
Test di flessione
Le forze di flessione risultano in una curva della vite e conseguentemente nella flessione della sua testa.
La figura 8 mostra i valori medi della forza in funzione della deformazione della testa della vite. La prima modifica di pendenza
delle curve indica il raggiungimento del punto di deformazione,
dove iniziano ad avvenire delle deformazioni permanenti. L’andamento complessivo della pendenza della curva definisce l’abilità di ogni vite di resistere alla deformazione.
Sebbene le viti in acciaio inossidabile raggiungano il carico alla rottura a valori due volte più alti di quelle in titanio, esse iniziano a piegarsi (punto di deformazione) a livelli di forza più bassi. Sebbene queste considerazioni potrebbero orientare verso un tipo o un altro, è necessario ricordare che tutte e tre le microviti hanno mostrato valori che
danno loro sufficiente resistenza alla rottura durante l’inserzione, il carico e rimozione in ortodonzia. Per rompere
le viti è necessario applicare delle forze maggiori di 120
N (circa 12 Kg).
Torsione
In figura 9 sono riportati gli angoli di torsione in relazione
alla coppia di forze applicata alle viti. Il comportamento delle viti in titanio è stato molto simile (Dentos e M.A.S.), mentre con la vite in acciaio (Leone) è stato registrato un differente tipo di curva. Le viti in acciaio sono capaci di sottostare alle deformazioni elastico-plastiche molto di più di
quelle in titanio. Le tre viti hanno mostrato valori che danno loro sufficiente resistenza alla rottura durante l’inserzione, applicazione e rimozione in ortodonzia. Per rompere le
viti durante la rotazione è necessario applicare forze maggiori di 40 N (circa 4 Kg).
Momenti di inserzione
I test eseguiti per valutare i momenti necessari per l’inserzione delle viti dopo la preparazione dei siti, sono clinicamente importanti. Essi spiegano quanto sforzo è necessario per inserire la vite e da informazioni sul migliore taglio ed il migliore rapporto fresa-vite per una facile inserzione. In figura 10 sono riportati i grafici dei momenti di torque per i quattro casi. I dati sono espressi in N x cm come
funzione dell’avvitamento della vite espressi in numero di filettature di taglio ingaggiate nel materiale. È stato riscontrato che il fattore predominante che influenza il momento
di avvitamento è la relazione tra il diametro della fresa, adoperata per preparare il foro, ed il diametro della microvite
(Tab. 3). Infatti, nei test dove le M.A.S. sono state accoppiate alle frese Dentos, le curve sono simili a quelle delle
Dentos, inserite con le loro proprie frese. La fresa delle Dentos ha un diametro più piccolo di quella della Micerium, e
questo spiega perché dopo la preparazione di un foro più
stretto (preparato con la fresa Dentos), entrambe le viti necessitano di una stessa quantità di momento di forza per l’inserzione. La microvite della Leone ha una fresa più larga,
questo spiega il più basso momento necessario per l’inserzione. Un’altra peculiarità del campione Leone è che, mentre con le altre viti le curve indicano un aumento dei valori dei momenti con il procedre con l’avvitamento, con le Leone il massimo è raggiunto tra la decima e l’undicesima fi-
14
lettatura di taglio, dopo si mantiene costante. Questo è spiegato dal fatto che la fresa e la vite Leone sono di forma cilindrica, mentre le altre viti testate sono di forma conica.
Pullout
Questi test non hanno un coinvolgimento clinico diretto, perché è alquanto impossibile applicare una forza assiale sufficiente per la rimozione della vite durante il trattamento ortodontico. Le forze più elevate usate in ortodonzia ed anche in
ortopedia non sono in grado di disinserire le viti dai loro siti.
Il test di rimozione in relazione con il test di inserzione è invece importante per meglio analizzare la morfologia della filettatura in relazione alla facilità di inserzione e stabilità.
In figura 12 sono riportati i grafici delle forze (N) in funzione al
movimento della traversa della macchina, espressa in micron.
In ogni grafico le forze hanno un pattern di aumento fino ad un
valore del movimento assiale di 500 µ (0,5 mm), e poi decresce con un modello asintotico (graduale tendenza allo zero).
Le viti Leone mostrano una forza di trazione molto alta in relazione al momento di torque richiesto per l’inserzione. Questo risultato è spiegato con la geometria della filettatura di taglio, che è asimmetrica (Figg. 2 a, b). Questa geometria facilita l’inserzione mentre ostacola la rimozione. Anche le
M.A.S. richiedono una più alta forza di trazione quando sono confrontate con le Dentos, se le frese della Dentos sono usate per la preparazione dei siti di entrambe, sebbene il momento di torque richiesto per l’inserzione è più basso. Anche
questo risultato è spiegato dalla forma migliore della filettatura di taglio delle M.A.S.
Discussione
Nella letteratura ortodontica non ci sono riferimenti sulle proprietà meccaniche delle miniviti usate come ancoraggio scheletrico, mentre la letteratura ortopedica e maxillo-facciale si è
parzialmente interessata a questi argomenti. Le viti sono tra gli
impianti più comuni utilizzati nella chirurgia ortopedica e sono usate da quasi tutti i chirurghi ortopedici. Viti comparabili
sono disponibili adesso in acciaio inossidabile, titanio o materiale bioassorbibile. A dispetto dell’ampia diffusione delle viti fatte in vari materiali da diversi produttori, poco è stato riportato nella letteratura ortopedica riguardo le proprietà biomeccaniche comparative delle viti. Nonostante l’acciaio rimane il materiale più comunemente usato per la produzione
di viti per la fissazione delle fratture, più di recente state introdotte nuove leghe che, confrontate con l’acciaio inossidabile, possono avere vantaggi in alcune circostanze. Gli strumenti in titanio potrebbero avere il vantaggio su quelli in acciaio di un’alta bioattività e maggiore flessibilità (più basso modulo elastico), che può aumentare l’integrazione e la fissazione
meccanica26.
95
Siccome la geometria della vite e la composizione del materiale sono fattori che influenzano le caratteristiche della vite,
modificando queste caratteristiche si potrebbero cambiare le
resistenze meccaniche. Il modulo di elasticità, il punto di deformazione, il diametro della filettatura, la lunghezza della vite sono le variabili più importanti nel prevedere i risultati clinici delle viti28. Studi comparativi sulle proprietà meccaniche
delle viti fabbricate in materiali diversi, disegnate con geometrie diverse o costruite da produttori diversi potrebbero essere importanti per l’applicazione clinica in ortopedia ed in
ortodonzia.
Sebbene le forze ortodontiche non sono grandi abbastanza
per rompere le viti, le forze associate per l’inserzione e la rimozione possono causare la rottura della minivite, specialmente se è intervenuta un’osteointegrazione parziale. Le miniviti sono autofilettanti ed oggi tendono ad avere piccole dimensioni (1,3-1,5 mm di diametro), così, in tessuti più mineralizzati, la tensione applicata in rotazione durante l’avvitamento può raggiungere il loro punto di rottura. Questa forza
può essere applicata anche quando le viti sono rimosse, specialmente nell’osso mandibolare, che è più duro dell’osso
mascellare. La tendenza a costruire viti con un diametro ridotto
potrebbe quindi portare a riduzioni pericolose della loro resistenza meccanica.
Nel presente studio tutte e tre le microviti di 11 mm di lunghezza con un diametro di 1,5 mm hanno mostrato un comportamento in relazione con le proprietà di deformazione, che
rende sicuro il loro uso in ortodonzia. Sebbene sono state riportate alcune differenze, il loro impatto clinico è trascurabile, mantenendo comunque un’importanza se l’obiettivo dello
studio è una dettagliata analisi dei materiali e della morfologia delle microviti. Il comportamento delle viti in titanio è stato molto simile (Dentos e M.A.S.), mentre le viti in acciaio inossidabile (Leone) hanno avuto un comportamento diverso. Le viti in acciaio raggiungano il carico di rottura ad un valore due
volte più alto di quelle in titanio, ma di contro esse iniziano a
piegarsi ad un livello di forze più basso. Considerando le differenze tra i due materiali (titanio e acciaio inossidabile), si potrebbe far notare che non solo è importante evitare la rottura
ma anche la deformazione durante l’uso di una vite ortodontica. Infatti, se una vite durante l’inserzione si piega, potrebbe essere difficile sia la sua completa inserzione che la sua
rimozione. Questo comportamento delle viti in acciaio, testate
in questo studio, sembra contraddirsi con le conoscenze sull’acciaio, che è notoriamente più duro del titanio (modulo di
Young più elevato) e quindi dovrebbe deformarsi a carichi
maggiori del titanio27,29,33. Probabilmente la qualità del materiale e le modalità di lavorazione hanno leggermente modificato le caratteristiche meccaniche delle viti, rispetto al
comportamento del materiale in cui esse sono fabbricate.
Il torque è la misura del momento angolare della forza, in questo caso, è la forza rotazionale richiesta per inserire una vite
nell’osso. Il fallimento funzionale della vite a causa del torque
d’avvitamento può avvenire nella vite, nell’interfaccia osso-vi-
96
te, o nell’osso e può essere considerata in funzione dell’elemento più debole nell’osso e nel sistema della vite. Sebbene
l’osso dovrebbe essere il primo a cedere in torsione, determinando lo stripping dell’osso intorno alla vite, anche la rottura nel nocciolo della vite può avvenire, specialmente con le
viti di più piccole dimensioni31,32. La rottura della vite in torsione è causata dall’applicazione di stress più grandi di quelli che la vite può sopportare. Per esempio, se è impedita l’inserzione della vite, l’aumento del torque necessario per inserire la vite può superare il torque limite della vite stessa, con
il risultato della sua rottura.
Nel presente studio tutte e tre le viti hanno mostrato valori che
danno loro sufficiente resistenza alla rottura durante l’inserzione, l’applicazione e la rimozione in ortodonzia. Per rompere le viti durante l’avvitamento è necessario applicare forze maggiori di 40 N x cm (4 Kg x cm). Le differenze di resistenza dipendono essenzialmente dalle differenze nel materiale. Le viti in acciaio hanno una resistenza alla rottura più alta di quelle in titanio ed hanno valori che rendono la loro rottura impossibile normalmente durante l’utilizzo clinico. Per le
viti in titanio la situazione è differente. Sebbene le viti in questo lavoro hanno mostrato una forza di rottura maggiore di 40
N x cm, è importante ricordare che per un uomo è possibile
applicare una forza torsionale più alta di questi valori (circa
4 Kg x cm) e rompere la vite. Questo può maggiormente accadere se il diametro delle viti è ulteriormente ridotto. Una riduzione di 0,2 mm porta a una riduzione di circa la metà della resistenza delle viti (dati non pubblicati). Un modo di ridurre
l’indesiderato inconveniente della rottura durante la torsione è
chiaramente quello di ridurre la forza torsionale applicata alla vite usando un giravite di piccole dimensioni (lunghezza);
in questo caso il giravite è tenuto con la punta delle dita così che è difficile esercitare un alto livello di forza torsionale.
Se durante l’inserzione la vite autofilettante mostra un alto
grado di resistenza potrebbe essere consigliabile un’ulteriore
alesaggio del foro di inserzione. Al contrario, se durante la rimozione, la vite sembra essere osseointegrata, per una completa rimozione potrebbe essere necessario un piccolo approccio chirurgico.
I dati risultanti dalla resistenza allo stress torsionale devono essere combinati con quelli relativi alla capacità di inserzione.
Le viti Leone hanno un comportamento migliore delle altre due.
Questo non dipende dal materiale (acciaio contro titanio), ma
è in relazione con il disegno della filettatura, la forma della
vite ed il rapporto del diametro fresa-vite. La Leone suggerisce
una fresa con un maggiore diametro, semplificando la fase di
avvitamento. Il disegno asimmetrico del taglio della filettatura
aumenta inoltre la capacità di inserzione e probabilmente anche la forma cilindrica facilita l’inserzione autofilettante. Le viti M.A.S. hanno un comportamento intermedio, mentre quelle Dentos mostrano una più alta coppia torsionale. Pertanto,
anche se le M.A.S. hanno una più bassa resistenza alla rottura in torsione delle Dentos (40 N x cm contro 60 N x cm),
il fatto che le M.A.S. hanno una coppia di inserzione metà del-
le Dentos le rendono meno inclini alla rottura durante l’inserzione. Il problema può invece rimanere durante la rimozione
se avviene una parziale osseointegrazione, ma questo riguarderà quasi ugualmente le due viti in titanio.
Siccome la vite e l’osso sono interdigitati attraverso la filettatura della vite, esistono due aree principali di rottura potenziale
della vite quando è disinserita dall’osso: la vite e l’osso. Tipicamente, il materiale usato per le viti ortopediche è molte volte
più duro dell’osso, così la rottura alla rimozione avviene usualmente per distacco dell’osso intorno alla vite29. La proprietà critica del materiale è la forza elastica dell’osso intorno alla vite,
ma anche la geometria della vite giocano un ruolo. Fattori come il maggiore diametro, il rapporto fra maggiore e minore diametro, e il taglio della filettatura possono condizionare la forza
di rimozione22. Il maggiore diametro è riportato essere la dimensione piu’ importante della vite per la forza di rimozione perché la resistenza tensile corrisponde al cubo del maggiore diametro della vite30. Il test di rimozione eseguito per ogni set di
viti mostra un comportamento simile per le tre viti.
16
Conclusioni
1. Tutte e tre le microviti hanno proprietà meccaniche che
contribuiscono al loro sicuro utilizzo come ancoraggio
scheletrico in ortodonzia;
2. sebbene l’acciaio ha dimostrato essere più resistente alla rottura del titanio, la sua totale performance come materiale per le microviti potrebbe essere inferiore del titanio;
3. per facilitare l’inserzione, il taglio asimmetrico della filettatura deve essere preferito a quello simmetrico;
4. il rapporto tra il diametro della fresa ed il diametro della corrispondente microvite è il cardine per il successo dell’impianto e per la resistenza delle microviti in situ. Una differenza di 0.3 mm tra fresa e vite sembra essere ideale;
5. guardando alle proprietà meccaniche delle microviti valutate in questo studio, una forma cilindrica della vite è migliore di quella conica. La forma conica potrebbe essere preferita nei casi in cui il sito di inserzione sia interradicolare ed inoltre limitato a 2,5-3,5 mm.
97

Mechanical properties of three different

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