Dr. Antonio Aranda Navarro. Odontólogo. Universidad Complutense de Madrid. Madrid

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).

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.

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).

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,

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