Resumen
Debido a la creciente demanda de estética, a finales de la década de 1980 comenzaron a comercializarse las porcelanas de nueva generación: de alta resistencia y baja contracción. Estas porcelanas trataban de solventar los problemas de fragilidad y desadaptación marginal inherentes al método tradicional.
Son muchas las nuevas cerámicas que combinan la estética con la resistencia mecánica y que permiten la confección de prótesis sin estructura metálica.
A continuación se presentan diferentes materiales que pueden ser usados para la confección de puentes totalmente cerámicos, llevándose a cabo un estudio comparativo de los mismos basándose en el análisis de ocho parámetros. Resulta ineludible recurrir a citar nombres comerciales concretos para la mejor comprensión del objetivo buscado en este trabajo.
Palabras clave
Cerámica dental, puentes totalmente cerámicos, restauraciones cerámicas, cerámica sin metal, sistemas íntegramente cerámicos.
Introducción
Desde la aparición de las primeras restauraciones en prótesis fija, los esfuerzos de los profesionales dentales y técnicos de laboratorio han ido encaminados a perfeccionar las condiciones de resistencia, ajuste marginal, estética y biocompatibilidad de las restauraciones, con el fin de aumentar su durabilidad1.
Las porcelanas feldespáticas son las más usadas dentro de las cerámicas dentales pero la resistencia a la flexión de las mismas es de 60 a 70 MPa, por lo que necesitan una subestructura metálica para su refuerzo tanto en coronas como en puentes. Desafortunadamente, el metal limita la transmisión de la luz y disminuye la reproducción de la profundidad de color y vitalidad del diente natural2.
En las dos últimas décadas ha habido un gran desarrollo en el campo de las cerámicas dentales, debido en gran parte a la elevada demanda de estética por parte de los pacientes y también en un intento de mejorar las propiedades mecánicas de las cerámicas convencionales1.
Las investigaciones más recientes se centran en el campo de las cerámicas sin metal en las que se busca la sustitución de la cofia metálica sin que por ello haya un detrimento importante de las propiedades mecánicas, solventando así los inconvenientes que presentaban las porcelanas convencionales de baja resistencia a la fractura, o la contracción sufrida durante las sucesivas cocciones, que se traducía en ajustes marginales inadecuados3.
Los sistemas íntegramente cerámicos desarrollados en los últimos años resultan especialmente adecuados para imitar la conductividad lumínica y la translucidez de los dientes naturales y presentan, por tanto, ventajas estéticas con respecto a las restauraciones ceramometálicas convencionales. Estas piezas íntegramente cerámicas presentan, además, una buena biocompatibilidad (no tienen problemas en cuanto a la corrosión), un muy buen ajuste marginal y aceptables propiedades mecánicas, criterios más importantes a tener en cuenta en las restauraciones dentales4.
Evolución histórica de la cerámica dental
La cerámica es, probablemente, el primer material artificial desarrollado por el hombre. La aparición de las primeras porcelanas se remonta al año 100 a.C., pero fue hacia el año 1.000 d.C., en China, cuando se consiguió un material cerámico más resistente. Sin embargo, la historia de las porcelanas como material dental no se extiende a más de 200 años5.
En 1728, Pierre Fauchard (1678-1761), “padre de la Odontología moderna”, pensó en la utilización de las porcelanas para la sustitución de dientes perdidos. Pero fue un boticario francés, Alexis Duchateau (1714-1792), quien, en 1774, sugirió la idea de emplear porcelanas para la fabricación de dentaduras completas5-8.
En 1903, Charles H. Land (1847-1919) fabricó la primera corona completa de porcelana empleando para ello una cerámica feldespática que se fundía sobre una matriz de platino en un horno de gas6.
Los principales problemas que presentaban estas restauraciones eran la fragilidad y los inadecuados ajustes marginales, consecuencia de los grandes cambios volumétricos que se producían tras la cocción de la porcelana. Ello hizo que su uso se restringiera a sectores anterosuperiores donde la estética fuera un factor fundamental5.
En 1965, McLean y Hughes introducen en el mercado la porcelana aluminosa, que era más resistente que la feldespática convencional. Estas porcelanas presentaban el problema de una mayor opacidad y de ser más blanquecinas, por lo que para conseguir una estética aceptable se necesitaba un tallado muy agresivo. Además no resolvían el problema de la adaptación marginal6.
En la década de los ochenta y noventa, comienzan a aparecer las nuevas porcelanas de alta resistencia y baja contracción, tales como IPS Empress® 2, Vita® In Ceram, Procera® All Ceram o Cerámica de Zirconio, que tratan de solucionar los problemas inherentes al método tradicional7.
Clasificación actual de las cerámicas dentales
Las porcelanas dentales pueden agruparse en función de tres sistemas distintos de clasificación: su temperatura de sinterización, su composición química y su técnica de confección1.9, 10.
A) Temperatura de sinterización: alta sinterización (1.290-1.400 ºC), media sinterización (1.090-1.300 ºC), baja sinterización (850 y 1.100 ºC) y muy baja sinterización (menos de 850 ºC).
B) Composición química: porcelanas feldespáticas (convencionales y de alta resistencia), porcelanas aluminosas (convencionales y de alta resistencia) y vitrocerámicas.
C) Técnica de confección: esta clasificación es, quizás, la más útil y representativa.
C.1. Técnica de sinterizado por condensación sobre modelos de revestimiento: OPTEC-HSP® (Jeneric/Pentron, Wallingford, EEUU), MIRAGE® II FIBER (Chamelon Dental Products, Kansas City, EEUU) FORTRESS® (Myron Int®), VITA® IN CERAM (Vita® Zahnfabrik, Bad Säckingen, Alemania), entre otras.
C.2. Técnica de sustitución de cera perdida:
C.2.1. Técnica de colado (vitrocerámicas): DICOR® Y DICOR PLUS® (Dentsply International, Cork, PA, EEUU) y CERAPEARL® (Kyocera Corporation).
C.2.2. Técnica de colado por inyección a presión: IPS EMPRESS® I y II (Ivoclar, Schaan, Liechtenstein) y CERESTORE® (Coors Biomedical, Lakewood, EEUU).
C.3. Técnicas de procesado por ordenador (CAD/CAM): CEREC® (Sirona, Bensheim), CELAY® (Vita® Zahnfabrik, Bad Säckingen, Alemania), PROCERA® ALL CERAM (Nobel Biocare, Göteborg, Suecia), CERCON® SMART CERAMICS (Degussa Dental, Hanau, Alemania), LAVA® SYSTEM (3M ESPE AG, St. Paul, MN, EEUU), DCS PRECIDENT® (DCS Production, Allschwil, Suiza), entre otras.
Objetivos
Con el presente trabajo se ha pretendido fundamentalmente presentar los nuevos materiales cerámicos que se pueden emplear actualmente en la confección de puentes totalmente cerámicos, así como describir sus características y propiedades más relevantes.
Material y método
Se han estudiado seis sistemas totalmente cerámicos (IPS Empress® 2, Vita® In Ceram Alumina, Vita® In Ceram Zirconia, Vita® In Ceram Blanks, Procera® All Ceram y Cerámica de Óxido de Zirconio) y se ha procedido al estudio comparativo de los mismos por análisis bibliográfico en base a ocho parámetros (resistencia a la flexión, tenacidad de rotura y fractura del puente; ajuste marginal; estética; biocompatibilidad; solubilidad química; desgaste de la restauración; resistencia a la pigmentación; cementado).
— Cerámicas estudiadas
A) Cerámica de vidrio de disilicato de litio: sistema IPS EMPRESS® 2
El sistema IPS Empress® 2 (Ivoclar, Schaan, Liechtenstein) consta de dos porcelanas: una cerámica vítrea feldespática de alta resistencia, inyectada por presión (cerámica termoinyectada), para la confección de la cofia interna de la corona o estructura interna del puente (se emplea la técnica de fabricación de la cera perdida) y otra cerámica vítrea feldespática de baja fusión que se sinteriza por técnica de capas, cubriendo a la anterior, para la conformación morfológica y estética11, 12.
La cerámica para la estructura interna tiene la siguiente composición química en peso: un 57-80 por ciento de dióxido de silicio (SiO2), entre un 11-19 por ciento de óxido de litio (LiO2), un 0-5 por ciento de óxido de aluminio (Al2O3) y el resto de óxidos de fósforo (P), potasio (K), sodio (Na), calcio (Ca) y flúor (F). Tras el tratamiento térmico se obtiene una porcelana con un 60 por ciento de su volumen cristalizado. Hölland y Schweiger desarrollaron esta microestructura altamente cristalina, formada por cristales de disilicato de litio alargados, densamente dispuestos, unidos uniformemente a una matriz vítrea y con un tamaño que oscila entre 0,5 y 4,0 µm de largo, incrementándose la resistencia a la flexión hasta los 340 ± 20 MPa y la tenacidad de rotura hasta los 3,2 MPa x m1/2 11-14 (Figuras 1a y 1b).
Para el recubrimiento por capas se emplea una cerámica vítrea feldespática sinterizada que también posee contenido cristalino (10 por ciento del volumen). Los cristales formados a través de la cristalización controlada son de fluorapatita. Estos cristales aciculares (forma de aguja) tienen idéntica forma y composición que los existentes en la estructura dental natural (esmalte) (Figura 1c). Esta cerámica vítrea sinterizada, de fluorapatita, proporciona la compatibilidad con el desgaste natural, la translucidez, fluorescencia, opalescencia y brillo presente en los dientes naturales. De ahí que este nuevo sistema funcione y se asemeje a la dentición natural en cuanto a sus propiedades físicas y ópticas11-16.
IPS Empress® 2 está indicada para puentes de 3 unidades hasta el segundo premolar y coronas unitarias en anteriores y posteriores 11,13,14,15,17,18.
B) Cerámica de alúmina infiltrada con vidrio: sistema VITA® IN CERAM ALUMINA (Slip cast technique o técnica de la barbotina).
In Ceram® (Vita® Zahnfabrik, Bad Säckingen, Alemania), un producto elaborado por el odontólogo parisino Michael Sadoun, constituye en la actualidad el modelo a seguir de las cerámicas de núcleo duro19. Se trata de una porcelana aluminosa que alcanza en su composición hasta un 85 por ciento de Al2O3 y un 15 por ciento de vidrio4.
Se caracteriza por un procesamiento fraccionado en tres pasos9,19-23:
1. Sobre el muñón se modela una primera masa de porcelana aluminosa formando una capa fina. Se lleva al horno y se sinteriza durante 2 horas a 1.120 ºC de temperatura. Se obtiene una primera capa muy resistente pero muy porosa (Figura 2a).
2. En el siguiente paso de trabajo se mezclan unos polvos de vidrio especiales (vidrio de lantano) adaptados a la coloración dental, con agua destilada, que se aplican a los armazones porosos. En la posterior cocción por infiltración, a 1.100 ºC y a lo largo de 5-6 horas, se produce una infiltración del vidrio fundido en las porosidades del armazón sinterizado. La cerámica compuesta resultante constituye una microestructura homogénea que carece prácticamente de poros y que presenta una muy elevada resistencia a la flexión de 400–600 MPa y una tenacidad de rotura de 5 MPa x m1/2. Este procedimiento es el que ha dado nombre al material In Ceram® (“Cerámica de Infiltración”). Podría equipararse gráficamente al modo en que un terrón de azúcar absorbe café (Figura 2b).
3. Después de elaborarse la cofia de núcleo duro se procede al revestimiento con cerámica convencional Vitadur® Alpha (Vita® Zahnfabrik, Bad Säckingen, Alemania) tras la eliminación de las partículas de vidrio sobrantes.
El material Vita® In Ceram Alumina presenta la siguiente composición química al peso 22:
• Polvo VITA® In Ceram ALUMINA: 100 por ciento Al2O3.
• Vidrio de infiltración VITA® In Ceram ALUMINA: 14-17 por ciento SiO2; 14-17 por ciento Al2O3; 12-15 por ciento B2O3; 3-5 por ciento TiO2; 39-48 por ciento La2O3; 2-5 por ciento CeO2; 2-4 por ciento CaO.
Debido a sus propiedades, el material Vita® In Ceram Alumina permite la confección de puentes anteriores de tres unidades con demostrada experiencia clínica. También está indicado para la fabricación de coronas individuales anteriores e incrustaciones18, 22-34.
C) Cerámica de alúmina infiltrada con vidrio y reforzada con zirconio: sistema VITA® IN CERAM ZIRCONIA (Slip cast technique o técnica de la barbotina)
El sistema Vita® In Ceram Zirconia (Vita® Zahnfabrik, Bad Säckingen, Alemania) consta de dos porcelanas3, 35:
• Núcleo: compuesto por una mezcla de óxido de aluminio (Al2O3) al 67 por ciento y óxido de zirconio (ZrO2) en forma tetragonal metaestable en el 33 por ciento restante. Esta mezcla, una vez sinterizada, se infiltra con un vidrio de lantano. Este núcleo proporciona valores elevados de resistencia a la flexión (600-800 MPa) y tenacidad de rotura (6-8 MPa x m1/2) 3,35,53.
• Recubrimiento: la porcelana de recubrimiento es Vitadur® Alpha, que se aplica mediante la técnica de modelado en capas y que tiene un comportamiento a la reflexión y a la absorción de la luz prácticamente perfecto.
La confección de las restauraciones de Vita® In Ceram Zirconia es similar a las de Vita® In Ceram Alumina por lo que el técnico familiarizado con ésta no tendrá ninguna dificultad 7, 14, 57, 71- 74. Las principales diferencias son las siguientes3,20,36:
• En Vita® In Ceram Alumina se lleva a cabo una única cocción de sinterización a 1.120 ºC durante 2 horas; en Vita® In Ceram Zirconia se procede a realizar dos cocciones de sinterización: la primera es igual que en Vita® In Ceram Alumina y la segunda a 1.180 ºC durante 2 horas.
• En Vita® In Ceram Alumina la cocción de infiltración de vidrio se produce a 1.100 ºC durante 4 horas; en Vita® In Ceram Zirconia ésta tiene lugar a 1.140 ºC durante 2 horas y 30 minutos.
La composición química del material al peso es36:
• Polvo VITA® In Ceram ZIRCONIA: 67 por ciento Al2O3; 37 por ciento ZrO2.
• Vidrio de infiltración VITA® In Ceram ZIRCONIA: 14-18 por ciento SiO2; 14-18 por ciento Al2O3; 11-15 por ciento B2O3; 2-7 por ciento TiO2; 5-12 por ciento CaO; 25-34 por ciento La2O3; 4-8 por ciento CeO2; 1-3 por ciento ZrO2.
La Figura 3 presenta el conjunto de una estructura Vita® In Ceram Zirconia infiltrada con vidrio con la técnica de barbotina. Las partículas negras longitudinales representadas en la figura son de óxido de aluminio con una proporción de aproximadamente el 67 por ciento del conjunto cristalino. La restante proporción cristalina (33 por ciento, partículas blancas redondeadas) está constituida por óxido de zirconio tetragonal. La proporción de fase de vidrio supone aproximadamente el 20-25 por ciento del conjunto global. La fase de vidrio aporta un rociado excelente de los cristales y penetra hasta los canales de poros más pequeños36.
Diversos autores avalan la posibilidad de uso de Vita® In Ceram Zirconia para puentes de tres unidades en el sector posterior3, 23, 35, 36, 53, 54.
D) Vita® In Ceram en bloques sinterizados porosos: VITA® IN CERAM BLANKS)
Para fabricar el armazón Vita® In Ceram antes de la infiltración vítrea se pueden emplear dos métodos37:
1. Sinterización gradual de una cofia de alúmina (y zirconio) aplicada sobre un troquel refractario (técnica ya comentada anteriormente)
2. Tallado de un bloque de alúmina (y zirconio) para obtener la forma del armazón mediante diseño asistido por ordenador/ mecanización integrada por ordenador.
La introducción de la técnica de rectificado y de la técnica CAD/CAM en odontoestomatología ha permitido el desarrollo y la aplicación de materiales de cerámica dental muy superiores. Mediante la elaboración industrial controlada del material cerámico se obtiene una microestructura más unificada, una densidad superior, así como una porosidad y una tensión residual menores. Con estas mejoras puede esperarse de los materiales procesables mecánicamente una mejor predicción clínica35 ,38 (Figura 4).
E. Cerámica de alúmina densamente sinterizada: sistema PROCERA® ALL CERAM
La porcelana Procera® All Ceram (Nobel Biocare, Göteborg, Suecia) es una cerámica que obtiene su resistencia de un núcleo o cofia interna con gran contenido en alúmina (99,9 por ciento), diseñado y confeccionado mediante técnicas asistidas por ordenador, y recubierto por una porcelana aluminosa convencional. Es decir, que existe un núcleo que aporta la resistencia y una porcelana que lo recubre, que es lo que le confiere la estética39.
Para su elaboración se explora el muñón del modelo con un escáner y se digitaliza la superficie del mismo para constituir una base de datos de aproximadamente 25.000-50.000 puntos de medición. Esta base de datos se transmite vía módem al centro de elaboración (Unidad Procera Sandvik AB de Estocolmo) en el que se rectifica, guiado informáticamente, un muñón computerizado y de mayor tamaño. El aumento de tamaño tiene en cuenta la contracción por sinterización del óxido de aluminio que se produce al sinterizar la cofia de la corona modelada encima del muñón agrandado. Esta técnica procesal es conducida, en gran medida, por vía informática y posibilita que la elaboración de la estructura de la corona transcurra fuera del laboratorio de prótesis dental. Al protésico dental se le hace llegar la cofia totalmente finalizada para su revestimiento mediante porcelana Procera® All Ceram Ducera (Nobel Biocare, Göteborg, Suecia) habiéndose llevado a cabo antes de dicho revestimiento la unión de las cofias con el póntico mediante porcelana aluminosa de unión específica para esta técnica. La porcelana Procera® All Ceram Ducera es una porcelana de baja fusión (funde a 910 ºC) lo que asegura que la estructura interna no se distorsione al añadirla19, 39, 40 (Figura 5).
Son muchos los estudios realizados sobre la resistencia a la flexión y resistencia a la fractura del sistema Procera® All Ceram, siendo el más significativo el realizado por Wagner y Chu. Estos autores refieren unos valores de resistencia a la flexión de 687 MPa para este sistema cerámico y una tenacidad de rotura de 4,48 MPa x m1/2.
Procera All Ceram permite la confección de puentes anteriores y posteriores de tres unidades siempre y cuando la distancia distomesial del póntico no sea superior a 11 mm24, 39, 70, 71.
F. Cerámica de óxido de zirconio parcialmente estabilizada: sistemas CERCON® y LAVA®
La cerámica de óxido de zirconio parcialmente estabilizada (“tetragonal zirconio polycristals” [TZP como también se la conoce]) es, actualmente, el material cerámico más resistente y estable del mercado. De hecho, en 1975, el inventor del óxido de zirconio parcialmente estabilizado, Ron Garvie, calificó el material como acero cerámico (“ceramic steel”)41, 42.
Este material presenta unas propiedades mecánicas excelentes (resistencia a la flexión superior a 900 MPa y tenacidad de rotura entre 7-10 MPa x m1/2) que le permiten ser usado para la confección de puentes en sectores posteriores de la cavidad bucal mediante el empleo de técnicas CAD/CAM24, 43-52. Las subestructuras pueden ser fabricadas tallando bloques densamente sinterizados (ejemplo DCS®, Celay®) o mediante el fresado de bloques presinterizados de óxido de zirconio (ejemplo Sistema Cercon® [Degussa Dental, Hanau, Alemania], Lava® System [3M ESPE AG, St. Paul, MN, EEUU]). En estos últimos casos la contracción de sinterizado es compensada por el software del sistema informático. Para el revestimiento final del armazón se emplea una porcelana feldespática convencional, que en el caso del sistema Cercon® es la Cercon® Ceram (Degussa Dental, Hanau, Alemania) y en el del sistema Lava®, la Lava® Ceram (3M ESPE AG, St. Paul, MN, EEUU)43, 46.
A diferencia de la cerámica Vita® In Ceram Zirconia, que contiene un 67 por ciento de óxido de aluminio (Al2O3) y un 33 por ciento de óxido de zirconio (ZrO2)3, 24, 35, 36, 53, la cerámica de óxido de zirconio parcialmente estabilizada está formada exclusivamente por partículas de zirconio, parcialmente estabilizadas con óxido de itrio (95 por ciento de ZrO2 estabilizado con 5 por ciento de Y2O3)24, 41, 43, 26, 54, 46. Esta cerámica entra dentro del grupo de las cerámicas policristalinas de alto rendimiento41 (Figura 6).
Este material permite la confección de coronas individuales y puentes de hasta cuatro unidades o con una longitud anatómica máxima de 38 mm 24, 43-52.
Resultados y discusión
Resistencia a la flexión, tenacidad de rotura y fractura del puente
Resistencia a la flexión
Se define como la capacidad de un material para evitar ser deformado elásticamente, es decir, para evitar ser doblado 96. Es la propiedad mecánica más comúnmente considerada y depende del examen y del método de análisis empleado, así como de las condiciones de acabado de las superficies. Las resistencias de los materiales frágiles son medidas en flexión (doblado) ya que son test sencillos de realizar. Durante la flexión, la fuerza de tensión alcanza el máximo en una superficie, mientras que la fuerza de compresión alcanza el máximo en la superficie opuesta del material. Los materiales frágiles (como las cerámicas) suelen fracturarse durante la tensión por lo que los test de flexión proporcionan información sobre la fuerza tensional. Bajo las mismas condiciones clínicas se recomienda escoger siempre un material propiamente resistente en vez de uno más débil72.
Según los autores consultados41, 43-47 el material que presenta una mayor resistencia a la flexión es la cerámica de óxido de zirconio, con valores superiores a los 900 MPa. Ello es debido en parte a su composición, con un 95 por ciento de ZrO2 estabilizado con un 5 por ciento de Y2O3, con un tamaño medio de grano de 0,4 µm, densamente sinterizados en las condiciones industriales habituales y con una microestructura final en la que se reducen al mínimo los huecos, defectos y grietas (Figura 7).
Tenacidad de rotura
Se define como la resistencia de un material a la propagación de grietas9,96. Todas las restauraciones están sujetas a millones de cargas subcríticas provocadas por el medio oral a través de la masticación (ej. fatiga cíclica). Por tanto, como cabría esperar, los materiales con más alta resistencia a la fractura son más ideales para uso clínico35, 53.
Según la bibliografía consultada41, 43-47, la cerámica de óxido de zirconio es la que presenta la mayor tenacidad de rotura con unos valores que oscilan entre 9-10 MPa x m1/2 (Figura 8a). Ello es debido, en parte, a un proceso denominado refuerzo de transformación. La configuración cristalina del óxido de zirconio parcialmente estabilizado es tetragonal. Si sobre el óxido de zirconio tetragonal incide una tensión externa puede provocar la transformación a otra configuración cristalina (fase monoclínica). El cristal monoclínico es de un 3 a un 5 por ciento mayor que el cristal tetragonal del que se ha originado. En las regiones donde existen fisuras microscópicas en el material, la transformación de fase tiene el potencial para restaurar grietas microscópicas sellándolas con el volumen adicional de cristal monoclínico. También se minimiza el potencial de propagación de grietas por la transformación de fase, que absorbe en parte las tensiones generadas por una fuente aplicada externamente y porque se provocan unas fuerzas de compresión que tienden a contrarrestar o proteger la propagación de cualquier grieta que se esté formando (se reduce tanto la energía de la grieta que se interrumpe la propagación de la misma)3, 23, 35, 41, 36, 53, 54 (Figura 8b).
Fractura del puente
Cuando una prótesis parcial fija (PPF) ceramometálica de tres unidades fracasa sólo sufre grietas en la capa de cerámica mientras que la subestructura metálica permanece intacta 26,55. En cambio, cuando una PPF totalmente cerámica se fractura lo hace completamente, es decir, hay una fractura global (del armazón y de la porcelana de revestimiento)26, 55. Además, dicha fractura siempre se produce de un modo característico: parte del lado gingival del conector y discurre en forma de curva hasta el intermediario central o póntico 14,26,41,56,57. Así lo demuestran los estudios realizados por Tinschert y cols.26 y Filser y cols.41 (Figuras 9a y 9b). En ambos trabajos se estudia la carga de rotura de armazones de puentes y puentes enchapados con cerámica de revestimiento de diferentes sistemas cerámicos obteniéndose, de nuevo, los valores más elevados en ambos casos para la cerámica de óxido de zirconio. No obstante, los valores finales de los dos estudios no coinciden cuantitativamente. Ello puede ser debido a la metodología empleada. Tinschert y cols .utilizan un modelo que reproduce las condiciones clínicas pero no simula el movimiento de los pilares dentales en el seno del ligamento periodontal. Filser y cols., en cambio, usan un modelo que permite la movilidad lateral en el soporte reproduciendo más fielmente la situación real en boca (Figura 10).
Como consecuencia, los valores medidos por Tinschert y cols. son mayores que los de Filser y cols. (Figuras 11a y 11b) ya que, bajo el efecto de una fuerza oclusal, los dientes experimentan una desviación debido a la compresión de las fibras de Sharpey; no es posible calcular la magnitud de este efecto, pero es probable que un modelo con muñones fijos produzca generalmente cargas de rotura mucho mayores que un modelo con muñones con movilidad lateral.
En estos estudios26, 41 también se pueden observar las peculiaridades que presentan los armazones y puentes de IPS Empress® 2, Vita® In Ceram Alumina y la cerámica de óxido de zirconio al ser sometidos a cargas de fractura. La Figura 12 representa sus diagramas de desplazamiento de carga. Los puentes con armazones Vita® In Ceram evidencian un aumento regular y continuado de la curva de carga hasta la rotura por fragilidad. Esto significa que la fisura que parte de la superficie gingival atraviesa la superficie límite entre la cerámica y el armazón sin desviaciones y rompe completamente los puentes. En el caso de los puentes con armazón TZP, los picos de descarga se hacen perceptibles en el diagrama de carga, cuya curva no presenta un ascenso regular y continuado hasta el fracaso de los puentes de test. Los picos de descarga deben imputarse a un mecanismo de parada de la fisura, mientras que la fisura en la superficie límite entre la cerámica y el armazón experimenta un desvío.
Hasta el fracaso completo de los puentes TZP no se observan otros daños externos al margen de la fisura, como por ejemplo desprendimientos de porciones cerámicas. Asimismo, en las superficies de rotura lo primero que llama la atención es la rugosidad (Figura 13). En la textura de Vita® In Ceram y de IPS Empress® 2 se observan claramente las irregularidades, mientras que la textura del TZP es mucho más homogénea. En todos los casos la rotura se desencadena en el lado gingival del conector. Debido a su microestructura en dos fases, en Vita® In Ceram el punto de activación de la rotura sólo puede localizarse de manera aproximada. IPS Empress® 2 presenta varios poros grandes en el punto de rotura, que actúan como desencadenante de la misma. Las superficies de rotura de los puentes enchapados evidencian el inicio de la rotura en el lado gingival del conector. En los puentes con armazones TZP, la rotura se localiza en el armazón y no se encuentra ningún espejo de fractura característico. En cambio en los puentes con armazones de Vita® In Ceram el inicio de la rotura se localiza en la zona gingival de la capa de cerámica (Figura 14).
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Ajuste marginal
Se entiende por ajuste marginal la exactitud con la que encaja una restauración de prótesis fija sobre una línea de terminación, previamente tallada en la porción cervical de la corona dentaria, mediante un instrumento rotatorio diamantado de alta velocidad1.
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| Figuras 15a, 15b y 15c. Obsérvese cómo la falta de ajuste marginal provoca las consecuencias biológicas, estéticas y mecánicas referidas en el texto (15a y 15b), frente a unas restauraciones perfectamente ajustadas que respetan al máximo los tejidos orales (15c) |
La falta de sellado marginal posee manifestaciones clínicas que pueden aparecer aisladas o combinadas y que se clasifican en biológicas (afectan a la salud de los tejidos orales gingivales y dentarios), estéticas (consecuencia de los biológicos y que afectan al aspecto del paciente) y mecánicas (afectan a la integridad, retención y durabilidad de las restauraciones)1 (Figuras 15a, 15b y 15c).
Los ajustes marginales clínicamente aceptados oscilan entre 25 y 129 µm según los autores consultados60, 73-81, con un promedio de alrededor de 70 µm para las restauraciones de prótesis fija cementadas. Para IPS Empress® 2, Solá y cols.11 refieren entre 70-90 µm; Sulaiman y cols.58, 63 µm; Pospiech59, 59-99 µm; Salido y cols.60, 70 µm. Para Vita® In Ceram Alumina y Vita® In Ceram Zirconia, Salido y cols.60 hablan de 74 µm; Sulaiman y cols58, 161 µm; Kappert61, 38 µm; Grey y cols.62, 123 µm. Para Procera® All Ceram, May y cols.63, Brunton y cols.64, Anderson y cols.40 y Ranz65 refieren menos de 70 µm; Sulaiman y cols.58, 83 µm; Wirz y Jager66, 120 µm. Para la cerámica de óxido de zirconio, Filser y cols.44, 52 señalan 60 µm y Holmes y cols.43 entre 50 y 100 µm. Por tanto, todos los sistemas cerámicos entran dentro de los valores tolerados clínicamente (Figuras 16a y 16b).
Estética
Es el conjunto formado por la armonía, color, forma, tamaño y cualquier cualidad física objetivable que induzca una impresión espiritual relativa a lo bello y agradable. Es un concepto eminentemente subjetivo y cultural, sometido a cambios según las circunstancias socioculturales del medio y la época. Hoy en día, como todos sabemos, los pacientes demandan tratamientos estéticos para conseguir una mejor adaptación social, intelectual y mantener su autoestima9, 96.
Según la bibliografía consultada, podemos observar que IPS Empress® 2 es el material restaurador más similar a la estética y a la función de la estructura dental natural, ya que su núcleo (cerámica de disilicato de litio) y la cerámica de revestimiento (de fluorapatita) proporcionan la translucidez, fluorescencia, opalescencia y brillo presentes en los dientes naturales11-13, 16. Vita® In Ceram Alumina y Vita® In Ceram Zirconia poseen más estética que las restauraciones ceramometálicas pero menos que IPS Empress® 2 y Procera® All Ceram. Su cerámica de revestimiento, Vitadur® Alpha, posee un comportamiento a la reflexión y absorción de la luz prácticamente perfecto3, 4, 20, 40, 65, 82-84. Procera® All Ceram, con su núcleo de alúmina densamente sinterizada y con su porcelana de revestimiento Procera® All Ceram Ducera, posee mayor estética que otras porcelanas aluminosas como Vita® In Ceram pero menos que IPS Empress® 2 39, 40. La cerámica de óxido de zirconio, gracias al núcleo de ZrO2 y la porcelana de revestimiento (Cercon® Ceram o Lava® Ceram, según el sistema cerámico considerado) resultan en un efecto de color armónico y mimetización natural en el ambiente oral43, 46 (Figuras 17a, 17b, 17c, 17d, 17e, 17f, 17g y 17h).
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Biocompatibilidad
Entendemos por biocompatibilidad la capacidad de un material para provocar una respuesta conveniente y adecuada en un individuo para una aplicación concreta y específica. Dicho término engloba básicamente las características de no irritante, no tóxico, no alergénico y no carcinogénico. Evidentemente, todo material colocado en boca debe ser, pues, biocompatible9, 96.
Atendiendo a los autores consultados, todos los materiales estudiados presentan una excelente biocompatibilidad y comportamiento en el ambiente oral gracias fundamentalmente a sus propiedades microestructurales que permiten, entre otras cosas, un menor sobrecontorneado de márgenes, un mínimo acúmulo de placa y una superficie perfectamente lisa3, 4, 13, 14, 20, 22, 36, 39, 40, 43, 44, 46 (Figuras 18a, 18b y 18c).
Solubilidad química
Se define como la disolución, en mayor o menor medida, de un material en agua u otro disolvente96. Es una propiedad que afecta a la resistencia y al valor estético de la restauración, ya que las irregularidades superficiales por solubilidad conducen al fallo final de la misma debido a la propagación de las grietas y actúan como nichos que retienen la placa dental. La ADA permite una pérdida máxima de peso de 0,5 por ciento para porcelanas reforzadas y la ISO 6872 una pérdida máxima de 2000 µg/cm2 9, 69.
Basándonos en la revisión bibliográfica llevada a cabo, las cerámicas estudiadas entran dentro de estos límites, siendo la cerámica de óxido de zirconio la que presenta los valores más bajos, estando éstos muy próximos a 0 µg/cm2 22, 36, 43, 44, 46, 69 (Figura 19).
Desgaste de la
restauración
Se define como el deterioro de la superficie de un material debido al arranque y pérdida de moléculas o partículas 9, 96. Como es lógico, si una restauración cerámica se desgasta más fácilmente que la dentición natural el paciente conserva ésta más tiempo. Las porcelanas convencionales presentan un mayor grado de abrasividad que las más modernas cerámicas debido, entre otros factores, a la presencia de granos de mayor tamaño en la masa del material 9,14. Los materiales estudiados tienen un tamaño de grano mínimo (IPS Empress® 2, partículas entre 0,5 y 4 µm; Vita® In Ceram Alumina, Vita® In Ceram Zirconia y Procera® All Ceram, entre 1 y 5 µm; y la cerámica de óxido de zirconio, 0,
Bibliografía
1. Salido Rodríguez-Manzaneque MP. Estudio comparativo del ajuste marginal en coronas cerámicas. Tesis doctoral. Madrid: UCM,1999.
2. Giordano RA, Pelletier L, Campbell S, Pober R. Flexural strength of an infused ceramic, glass ceramic and feldespathic porcelain. J Prosthet Dent 1995; 73 (5): 411-418.
3. Suárez MJ, Pradíes G, Serrano B, Lozano JF. In Ceram Zirconia: alternativa estética en puentes posteriores. Revista Internacional de Prótesis Estomatológica 2000; 2 (5): 407-412.
4. Fons-Font A, Solá Ruiz MF, Granell Ruiz M, Oteiza Galdón B. Cofias internas para jackets diseñadas y maquinadas por ordenador. Revista Internacional de Prótesis Estomatológica 1999; 1 (1): 74-80.
5. Jones DW. Desarrollo de la cerámica dental. Una perspectiva histórica. Clínicas Odontológicas de Norteamérica 1985; 4: 647-671.
6. Pröbster L. El desarrollo de las restauraciones completamente cerámicas. Un compendio histórico (I). Quintessence (ed. esp.) 1998; 11 (8): 515-519.
7. Benítez Hita JA, García de Sola MC, García Aragón MA. Cerámica. Recuerdo histórico: primera parte. Revista Andaluza de Odontología y Estomatología 1992; 2 (2): 63-68.
8. Benítez Hita JA, García de Sola MC, García Aragón MA. Cerámica. Recuerdo histórico: segunda parte. Revista Andaluza de Odontología y Estomatología 1992; 2 (3): 87-92.
9. Vega del Barrio JM. Porcelanas y cerámicas actuales. RCOE 1999; 4 (1): 41-54.
10. Fons-Font A, Solá-Ruiz MF, Martínez-González A, Casas-Terrón J. Clasificación actual de las cerámicas dentales. RCOE 2001; 6 (6): 645-656.
11. Solá Ruiz MF, Labaig Rueda C, Suárez García MJ. Cerámica para puentes de tres unidades sin estructura metálica: sistema IPS Empress 2. Revista Internacional de Prótesis Estomatológica 1999; 1 (1): 41-47.
12. Brix O, Mayer H, Stryczek K. Restauraciones íntegramente cerámicas con Empress 2. Quintessence técnica (ed. esp.) 2000. 11 (5): 244-261.
13. Severance G. Presentación de una nueva cerámica vítrea de disilicato de litio: IPS Empress 2. Entrevista del Dr. Gary Severance. Signature International 1998; 4 (1): 1-3.
14. Sorensen JA, Cruz M, Mito WT. Resultados de la investigación de un sistema restaurador de disilicato de litio: IPS Empress 2. Signature International 1998; 4 (1): 4-10.
15. Hornbrook DS, Culp L. Características clínicas de un nuevo sistema cerámico. Signature International 1998; 4 (1): 11-17.
16. Kohler W, Maurer S. Aspectos técnicos de utilización del sistema IPS Empress. Soproden 1996; XII (4): 287-297.
17. Ivoclar Vivadent AG. IPS Empress 2: Instructions for use. 2002.
18. Kheradmandan S, Koutayas O, Bernhard M, Strub JR. Fracture strenght of four different types of anterior 3-unit bridges after thermo-mechanical fatigue in the dual-axix chewing simulator. Journal of Oral Rehabilitation 2001; 28: 361-369.
19. Pröbster L. El desarrollo de las restauraciones completamente cerámicas. Un compendio histórico (II). Quintessence (ed. esp.) 1998; 11 (9): 587-596.
20. Reichel K. Aspectos técnicos de utilización del sistema Vita In Ceram. Soproden 1995; XI (3): 273-287.
21. Piddock V, Qualtough AJE. Actualización en cerámica dental. Archivos de Odontoestomatología 1991; 7 (1): 61-74.
22. Vita In Ceram. Vita In Ceram Alumina: Instrucciones de uso; construcción de estructuras con la técnica de barbotina. 2002.
23. McLaren EA. All ceramics alternatives to conventional metal ceramic restorations. Compend Contin Educ Dent 1998; 19 (3): 307-325.
24. Raigrodski AJ, Chiche GJ. The safety and efficacy of anterior ceramic fixed partial dentures: a review of the literature. Journal of Prosthetic Dentistry 2001; 86 (5): 520-525.
25. Morin F, Daniel X, Valentin CM. Slip casting: design and processing [abstract]. Cah Prothese 1990; (70): 18-30.
26. Tinschert J, Natt G, Mautsch W, Augthun M, Spiekermann H. Resistencia a la fractura de prótesis parciales fijas de tres unidades fabricadas a base de disilicato de litio, alúmina y circonio: estudio de laboratorio. Revista Internacional de Prótesis Estomatológica 2001; 3 (5): 382-389.
27. Sorensen JA, Kang SK, Torres TJ, Knode H. In Ceram fixed partial dentures: three year clinical trial results [abstract]. J Calif Dent Assoc 1998; 26 (3): 207-214.
28. Probster L. Survival rate of In Ceram restorations [abstract]. Int J Prosthodont 1993; 6 (3): 259-263.
29. Stocker C, Thierfelder C, Lange KP. The ceramic system In Ceram in the prosthetic dentistry: clinical and experimental results [abstract]. Dtsch Stomatol 1991; 41 (11): 411- 413.
30. Probster L, Weber H, Diehl J, Weigel E. First clinical and materials experience with full porcelain crowns and In Ceram bridge system [abstract]. ZWR 1990; 99 (10): 816-819.
31. Blatz MB. Long-term clinical success of all ceramic posterior restorations. Quintessence Internatioinal 2002; 33 (6): 415-426.
32. Vult von Steyern P, al-Ansari A, White K, Nilner K, Derand T. Fracture Strength of In Ceram all-ceramic bridges in relation to cervical shape and try-in procedure. An in-vitro study. Eur J Prosthodont Restor Dent 2000; 8 (4): 153-158.
33. Pospiech P, Rammelsberg P, Unsold F. A new design for all ceramic resin bonded fixed partial dentures. Quintessence Int 1996; 27 (11): 753-758.
34. Kern M, Strub JR. Bonding to alumina ceramic in restorative dentistry: clinical results over up to 5 years. J Dent 1998; 26 (3): 245-249.
35. McLaren EA, White SN. Cerámica infiltrada de vidrio sobre una base de óxido de zirconio y óxido de aluminio para casquillos coronales y armazones de puentes: reglas para la clínica y el laboratorio. Quintessence técnica (ed. esp.) 2001; 12 (1): 17-30.
36. Vita In Ceram. Vita In Ceram Zirconia: instrucciones de uso; elaboración de la estructura. 2002.
37. Chai J, Takahashi Y, Sulaiman F, Chong K, Lautenschlager EP. Probabilidad de fractura de las coronas totalmente cerámicas. Revista Internacional de Prótesis Estomatológica 2001; 3 (2): 87-91.
38. Rinke S, Huls A, Janh L. Marginal accuracy and fracture strenght of conventional and copy milled all ceramic crowns [abstract]. Int J Prosthodont 1995; 8: 303-310.
39. Salido Rodríguez-Manzaneque MP, Serrano Madrigal B, Suárez García MJ, Sánchez Turrión A, Pradíes Ramiro GJ. Sistema Procera All Ceram: solución estética y funcional para restauraciones fijas múltiples. Revista Internacional de Prótesis Estomatológica 2002; 4 (1): 48-55.
40. Anderson M, Razzoog ME, Odén A, Hegenbarth EA, Lang BR. Procera: una nueva fórmula para las coronas de cerámica total. Quintessence (ed. esp.) 1999; 12 (9): 567-579.
41. Filser F, Lüthy H, Kocher P, Schärer P, Gauckler LJ. Prótesis de cerámica en la zona de los dientes laterales. Análisis de materiales en cuanto a la carga máxima admisible y la fiabilidad. Quintessence técnica (ed. esp.) 2002. 13 (5): 279-291.
42. Garvie R S, Nannink RH, Pascoe RT. Ceramic Steel?. Nature 1975; 258: 703-704.
43. 3M ESPE AG. Lava All Ceramic System product report; Technical product profile. 2002.
44. Filser F. Direct Ceramic Machining of Ceramic Dental Restorations. A dissertation submitted to the Swiss Federal Institute of Technology Zurich for the degree of Doctor of Technical Science. Zurich, 2001.
45. Filser F, Lüthy H, Schärer P, Gauckler L. All ceramic dental bridges by Direct Ceramic Machining (DCM). In: Materials in Medicine, Materials Day. Department of Materials, Eds. M.O. Speidel, P.J. Uggowitzer, vdf Hochschulverlag AG, ETH Zürich, Zürich, May 1998, pp. 165-189.
46. Degussa Dental. Cercon Smart Ceramics product report 2002.
47. Schärer P, Gauckler L, Kocher P, Filser F, Loefler O, schumacher M, Lüthy H, Fehér A, Sturzenegger B. Klinische Studie von Zirkonoxidbrücken mi Seitenzahnbereich mit dem DCM-System. Acta Med Dent Helv 2000; 5 (12): 131-139.
48. Bünemann J. Clever and Smart. Cercon Smart Ceramics, el nuevo sistema CAM de Degussa Dental [separata]. Labor Dental Técnica 2001; 4 (10).
49. Filser F, Kocher P, Weibel F, Luthy H, Scharer P, Gauckler LJ. Reliability and strength of all ceramic dental restorations fabricated by direct ceramic machining (DCM) [abstract]. Int J Comput Dent 2001; 4 (2): 89-106.
50. Filser F, Lüthy H, Schärer P, Kocher P, Schärer P, Gauckler LJ. High load bearing, high reliable all ceramic dental bridges by the direct ceramic machining process. European Cells and Materials 2001; 1 Suppl 1: 7-8.
51. Gauckler L, Kocher P, Filser F. Rapid manufacturing of high tech ceramics. A case study for dental application. In: Shaping II, Proceedings of the Second International Conference on Shaping of Ceramics, Gent, Belgium, Oct 24-26, 2002, Eds. Jan Luyten, Jean-Pierre Erauw, Flemish Institute for Technological Research (Vito), ISBN 90-5857-005-5. pp. 259-264.
52. Filser F, Kocher P, Lüthy H, Schärer P, Gauckler LJ. Net-shaping of ceramic dental restorations by the direct ceramic machining (DCM). Advances in Science and Technology, 32. CIMTEC 2002-10 th International Ceramics Congress and 3 rd Forum on New Materials. 10 th International Ceramics Congress- Part C. P. Vincenzini (editor), Techna, Srl, Faenza, Italy, 2003, p. 899-906.
53. Cedillo Valencia JJ. Coronas y prótesis fijas de In Ceram Zirconia. Revista de la Asociación Dental Mexicana 2002; LIX (1): 22-27.
54. Kosmac T, Oblak C, Jevnikar P, Funduk N, Mario L. The effect of surface grinding and sandblasting on flexural strength and reliability of Y-TZP zirconia ceramic. Dent Mater 1999; 15: 426-433.
55. Castellani D, Baccetti T, Giovannoni A, Bernardini UD. Resistance to fracture of metal ceramic and all ceramic crowns [abstract]. Int J Prosthodont 1994; 7 (2): 149-154.
56. Von Steyern P, Jönsson O, Nilner K. Estudio de DPF posteriores de tres unidades totalmente cerámicas (In Ceram) durante cinco años. Revista Internacional de Prótesis Estomatológica 2002; 4 (1): 60-65.56
57. Castellani D, Baccetti T, Giovannoni A, Bernardini UD. Resistance to fracture of metal ceramic and all ceramic crowns [abstract]. Int J Prosthodont 1994; 7: 149-154.
58. Sulaiman F, Chai J, Jameson L, Wozniak W. A comparison of the marginal fit of In Ceram, IPS Empress and Procera crowns [abstract]. Int J Prosthodont 1997; 10: 478-484.
59. Pospiech P. University of Munich. Germany. Lecture in Dental Competence 2000. Berlín, 1998.
60. Salido Rodríguez-Manzaneque MP, Suárez García MJ, Pradíes Ramiro GJ, Caruana Velázquez G. Análisis comparativo del ajuste marginal en coronas cerámicas. Revista Internacional de Prótesis Estomatológica 2000; 2 (3): 225-232.
61. Kappert HF, Alvater A. Field study on the accuracy of fit and the marginal seal of In Ceram crowns and bridges [abstract]. Dtsch Zahnarztl 1991; 46 (2): 151-153.
62. Grey NJ, Piddock V, Wilson MA. In vitro comparison of conventional crowns and a new all ceramic system J Dent 1993; 21 (1): 47-51.
63. May KB, Russell MM, Razzoog ME, Lang BR. Precision of fit: the Procera All Ceram crown. J Prosthet Dent 1998; 80 (4): 394-404.
64. Brunton PA, Smith P, McCord JF, Wilson NH. Procera all ceramic crowns: a new approach to and old problem?. British Dental Journal 1999; 186: 430-434.
65. Ranz GM. A new CAD/CAM Esthetic Crown System. Compendium 1998; 19: 560-566.
66. Wirz J, Jäger K. Coronas unitarias. Una valoración. Quintessence (ed. esp.) 1998; 11: 360-367.
67. O’Brien WJ, Groh CL, Boenke KM. A new small color difference equation for dental shades. J Dent Res 1990; 69: 1762-1764.
68. Attanasi RC, Yaman P, Lang BR, Razzoog ME, Jaarda MJ. Evaluation of color stability of Procera All Ceram Porcelain [resumen 2134]. J Dent Res 1967; 75: 284.
69. Esquivel-Upshaw J, Chai J, Sansano S, Shonberg D. Resistencia a la pigmentación, resistencia a la flexión y solubilidad química de porcelanas reforzadas para coronas totalmente cerámicas. Revista Internacional de Prótesis Estomatológica 2001; 3 (5): 360-364.
70. Nobel Biocare. Procera All Ceram product report. 2002.
71. Lang BR, Wang RF, Vasilic M. Procera All Ceram Bridge. Finite Element Analysis: Load to fracture of the Procera All Ceram bridge. Disponible en: www.umich.edu/~nbumictr/restorative.html
72. Zeng K, Odén A, Rowcliffe D. Evaluación de las propiedades mecánicas de los materiales de los núcleos cerámicos en combinación con porcelanas. Revista Internacional de Prótesis Estomatológica 1999. 1 (2): 165-171.
73. Lombardía T, Álvarez A, Casado JR y cols. Valoración de la discrepancia marginal en coronas de recubrimiento total. Archivos de Odontoestomatología 1990; 6: 397-402.
74. Solá MF, Labaig C, Martínez A, Mañes JF. Estudio comparativo in vitro del ajuste marginal de restauraciones ceramometálicas y completas de cerámica. Soproden 1993; 9 (3): 67-70.
75. McLean JM, Von Fraunhofer JA. The estimation of cement film thickness by an in vivo technique [abstract]. Br Dent J 1971; 131: 107-111.
76. Martínez González A, Solá Ruiz MF, Selva Otaolaurruchi E, Fons Font A. Análisis experimental in vitro del ajuste marginal en restauraciones estéticas. Avances en Odontoestomatología 1995; 11: 369-372.
77. Pera P, Gilodi S, Bassi F, Carroza S. In vitro marginal adaptation of alumina porcelain ceramic crowns. J Prosthet Dent 1994; 2: 585-594.
78. Giordano R. Dental ceramic restorative systems. Compendium 1996; 17: 779-793.
79. Pröbster L, Diehl J. Cerámica aluminosa de colado fraccionado para restauraciones con coronas y puentes. Quintessence (ed. esp.) 1993; 6: 437-444.
80. Hung HS, Hung KS, Eick JD, Chappell RP. Marginal fit of porcelain fused to metal and two types of ceramic crowns. J Prosthet Dent 1990; 63: 26-31.
81. Weaver J, Johnson G, Bales D. Marginal adaptation of castable ceramic crowns. J Prosthet Dent 1991; 66: 747-753.
82. Suárez García MJ, López Lozano JF, De las Casas Bustamante F. Restauraciones cerámicas con el sistema Vita In Ceram. Gaceta Dental 1998; 93: 74-80.
83. Vita In Ceram. Vitadur Alpha. 2002.
84. Oden A, Andersson M, Krystek-Ondracek I, Magnusson D. Five year clinical evaluation of Procera All Ceram crowns. J Prosthet Dent 1998; 80 (4): 450-456.
85. García Barbero J. Patología y Terapéutica Dental. Editorial Síntesis. Madrid, 1997.
86. Asmussenc E, Attal J, Degrange M. Adherence of resin based luting agents assessed by the energy of fracture [abstract]. Acta Odontol Scand 1993; 51: 235-240.
87. Seghi RR, Denry IL, Rosenstiel SF. Relative fracture toughness and hardness of new dental ceramics. J Prosthet Dent 1995; 74 (2): 145-150.
88. Dwan A, Yaman P, Razzoog ME, Wang RF. Effect of cement on fracture resistance of all ceramics crowns. J Dent Res 1996; 75: 284.
89. Chalermpol L et al. In vitro study of fracture incidence and compressive fracture load of all ceramic crowns cemented with resin modified glass ionomer and other luting agents. J Prosthet Dent 1998; 80: 699-707.
90. Kern M, Thompson VP. Sanblasting and silica coating of a glass infiltrated alumina ceramic: volume loss, morphology and changes in the surface composition. J Prosthet Dent 1994; 71 (5): 453-461.
91. Kern M, Thompson VP. Bonding to a glass infiltrated alumina ceramic: adhesion methods and their durability. J Prosthet Dent 1995; 73: 240-249.
92. Sen D, Poyrazoglu E, Tuncelli B, Goller G. Shear bond strength of resin luting cement to glass-infiltrated porous aluminum oxide cores. J Prosthet Dent 2000; 83 (2): 210-215.
93. Madani M, Chu FC, McDonald AV, Smales RJ. Effects of surface treatments on shear bond strength between a resin cement and an alumina core. J Prosthet Dent 2000; 83 (6): 644-647.
94. Awliya W, Oden A, Yaman P, Dennison JB, Razzoog ME. Shear bond strenght of resin cement to densily sintered high purity alumina with various surface conditions. Acta Odontol Scand 1998; 56 (1): 9-13.
95. Saudon M, Amsussen E. Bonding of resin cements to an aluminous ceramics: a new surface treatment. Dental Materials 1994; 10: 185-189.
96. Shillinburg HT, Hobo S. Fundamentos esenciales en prótesis fija. Ed. Quintessence. Barcelona, 2000.
