El objetivo de la inserción de implantes en el hueso maxilar es el anclaje de una prótesis que restaure la función perdida y mantenga o incluso mejore la osteointegración lograda en la fase quirúrgica (1). El proceso tradicional de construcción de la prótesis sobre implantes osteointegrados en el sistema Branëmark (2) incluía el encerado de una supraestructura sobre piezas de base cilíndrica previamente mecanizadas conocidas como cilindros de oro. Una vez sobrecolados dichos cilindros con- formarán un armazón metálico sobre el que se colocará el material oclusal y de revestimiento elegidos.

Debido a que el implante osteointegrado es incapaz de modificar su posición en el hueso para adaptarse a la prótesis, puesto que carece de ligamento periodontal, es crítico que el armazón metálico que une los implantes entre sí tenga un ajuste totalmente pasivo. Entendemos como ajuste pasivo el contacto circunferencial y simultáneo de todos los cilindros incluidos en la estructura con sus respectivos pilares.

En nuestra experiencia es posible conseguir de ajuste pasivo siguiendo el modelo de colado propuesto por White (3) para restauraciones de metal-resina. Sin embargo, existen casos de desdentación donde las necesidades estéticas o la escasa altura de corona clínica obligan al uso de restauraciones metal-porcelana. En estos casos las dificultades para conseguir ajuste pasivo del armazón son mayores que las que implica la construcción de una barra oval, regular, destinada a soportar la restauración de resina. Ello es debido a que para lograr una estratificación uniforme de la porcelana el diseño del metal precisa la coexistencia de zonas con diferentes grosores y bordes afilados que producirán diferentes contracciones del metal cuando éste solidifica. El origen de la distorsión en la confección de la prótesis ceramometálica proviene también de otras dificultades técnicas (4-7) que se derivan principalmente de tres hechos: 1) la proximidad del punto de fusión del cilindro de oro con el del metal empleado en algunas supraestructuras; 2) la necesidad de introducir la estructura ya colada sucesivas veces en el horno para sinterizar la porcelana sobre ella facilitará la liberación de tensiones residuales posibilitando su deformación, y 3) la extrema dificultad requerida para conseguir soldaduras de alta precisión.

Recientemente, basados en los trabajos de Voitik (8), varios autores han descrito procedimientos clínicos, con algunas variaciones entre ellos, encaminados a solventar el problema de conseguir ajuste pasivo en la prótesis sobre implantes oteointegrados (9-14). La esencia del método estriba en que los cilindros de oro no se sobrecuelan, sino que la unión de la supraestructura metálica con los cilindros de oro se logra mediante diferentes métodos.

El proceso de fatiga es la causa más común de fallo estructural; se produce cuando se somete un material a una tensión repetitiva y/o fluctuante. El fracaso ocurre a una tensión mucho más baja de la que sería necesaria para causar la fractura en una sola aplicación de carga (15). El fallo por fatiga ocurre además de manera insidiosa sin aviso previo. Son varios los ensayos de fatiga realizados sobre estructuras coladas según la técnica de White (3, 16); los resultados de estos ensayos indican que dentro de los límites de carga estimada en el entorno oral (17-20) el diseño de armazón posee una duración superior a las espectativas de vida del paciente. Aparicio (21, 22) ha presentado seguimientos clínicos de dos y tres años de 489 implantes, soportando 157 restauraciones, confeccionadas con el método de unir estructuras ceramometálicas sobre un diseño modificado de cilindros de oro para el pilar estético del sistema Branë mark. Dicha unión es conseguida mediante el silanizado de las superficies y la interposición de un cemento compuesto, cuya composición se detalla en la tabla I, según la técnica descrita por Musil y Tiller (23, 24) y comprobada por otros autores (25, 26).

Tras un ensayo de resistencia a la fatiga en supraestructuras construidas según la técnica anteriormente descrita, Aparicio et al (27), aplicando ciclos de fuerza equivalentes a los contactos masticatorios de una persona en condiciones normales durante veinticinco años, observan que las estructuras así obtenidas soportan las cargas masticatorias sin descementarse y concluyen que la aplicación rigurosa del método descrito permite la construcción de prótesis cemento-atornilladas, de ajuste pasivo, sin introducir factores de riesgo adicionales sobre el método tradicional. Es obvio que toda variación en el método, sea en el cementado o en las características de los metales, precisará ser individualmente comprobada.

Con el objetivo de comprobar la influencia en el resultado a largo plazo de la introducción de variables en el protocolo anteriormente descrito en este trabajo se realizan ensayos de fatiga «in vitro» sobre dos estructuras metálicas: aleación de base paladio y aleación de base cromo-níquel. En esta última se provocó que la distorsión proveniente del colado fuera superior a la que se proponía en anteriores trabajos (21, 27). La distorsión de la primera estructura se mantuvo dentro de los límites de tolerancia. El ajuste sobre sus respectivos pilares se consiguió mediante tratamiento de las superficies y técnica de cementado específicos.

MATERIALES Y MÉTODOS

Para el presente ensayo se diseñó una plataforma rectangular de acero de 10 x 6 cm. Con una disposición de arco de circunferencia y separados entre sí 10 mm se taladraron cinco agujeros cilíndricos, paralelos entre sí, de diámetro ligeramente superior al de las réplicas de acero del pilar Estheticone del sistema Branëmark (NobelBiocare Goteborg Sweden). Tras ello soldamos las réplicas del mencionado pilar a la plataforma, con lo que se creó un modelo de trabajo que reproducía la disposición de cinco implantes mandibulares colocados de forma paralela (fig. 1). El sistema de pilar utilizado posee una angulación de 15’ por cada lado y 7 mm de altura.

Fig. 1.– Modelo de trabajo consistente en una plataforma metálica sobre la que se han soldado cinco réplicas de pilar estético del sistema Branemark. Los centros de las réplicas están separados entre sí 10 mm.	Fig. 2.– Tronco de cono, mecanizado con titanio, de perfil expulsivo, diseñado para sustituir el clásico cilindro de oro de cabeza retentiva (derecha).
Fig. 3.– Los troncos de cono, casquillos, se han colocado sobre las réplicas de pilar.	Fig. 4.– Cápsulas calcinables sobre los casquillos atornillados. El patrón de cera se realizará sobre ellas.

A diferencia del método tradicional de construcción del armazón metálico mediante el sobrecolado de cilindros de oro retentivos, en este trabajo el armazón no incluyó los cilindros de oro. El cilindro tradicional fue sustituido por un diseño piloto inspirado en trabajos clínicos anteriores (21, 22, 27), que consiste en un tronco de cono de bases cilíndricas construido con titanio comercialmente puro (fig. 2). Sobre cada réplica de pilar se atornilló uno de los mencionados troncoconos (fig. 3) y sobre ellos se colocó una pieza de plástico calcinable específicamente diseñada para ellos (fig. 4). A continuación se procedió al encerado de una estructura, de sección oval, uniendo las réplicas entre sí y añadiendo una extensión de 15 mm por detrás de ambos pilares distales (fig. 5). El patrón de cera, con las cápsulas calcinables incluidas, fue liberado del modelo (fig. 6); los troncoconos quedaron entonces atornillados a sus respectivas réplicas en el modelo de trabajo. Tras el revestimiento y colado se obtuvo una supraestructura telescópica a los troncoconos mecanizados (fig. 7). El metal utilizado en el primer ensayo fue una aleación de paladio (Cerapall-6, Metalor Ibérica, S. A.) cuya composición detallamos en la tabla I. El metal utilizado para el segundo armazón fue una aleación de cromo-níquel (Good Fit, Aleaciones Denor, S. A.) (tabla I). En este último se provocó que la distorsión del colado fuera superior a lo habitual; se introdujo una galga de 0,6 mm en- tre un casquillo distal y su correspondiente cápsula calcinable (fig. 8).

Fig. 5.– El patrón de cera incluye los troncoconos de titanio atornilla- dos sobre sus réplicas y las cápsulas de acrílico calrinable. De formas redondeadas y sección oval, posee además dos extensiones de 15 mm.	Fig. 6.– Una vez completado el encerado se libera el patrón del mo- delo de trabajo; a diferencia del método tradicional, los casquillos permanecen atornillados en el modelo.
Fig. 7. Supraestructura colada y pulida, los casquillos de titanio, mesoestructura, no están incluidos.	Fig. 8.– Detalle del desajuste, > 0,5 mm, provocado en un extremo de la supraestructura de Cr-Ni.

Previamente a la unión de los troncoconos, mesoestructuras, con las supraestructuras se comprobó: 1) que en la supraestructura de paladio la distorsión del proceso, expresada en décimas de milímetro, no excedía los límites de tolerancia de resistencia del cemento (23, 24) ; 2) que la de cromo-níquel, por el contrario, sobrepasaba dichos límites, y 3) que las supraestructuras entraban y salían telescópicamente sobre los prototipos de titanio. El paso siguiente fue el tratamiento de las superficies: externa de los troncoconos; interna de ambas supraestructuras, mediante la técnica del silanizado descrita por Musil y Tiller (23, 24) y comercializada por Heraeus Kulzer España (fig. 9). Finalmente se preparó una mezcla de cemento compuesto (Attachment Bond, Kulzer España) de acuerdo a las instrucciones del fabricante y se rellenó con ella los espacios internos de las supraestructuras (fig. 10). Una vez fraguado el cemento «in situ» se consiguieron dos armazones metálicos atornillables, de ajuste totalmente pasivo, que ferulizaban todos los pilares entre sí (figs. 11, 12, 13, 14 y 15).

Fig. 9.– Detalle de la supraestructura de paladio tras el tratamiento de las superpcies internas con el método del silanizado.	Fig. 10.– El cemento, Attachment Bond Kulzer, está siendo colocado dentro de los espacios silanizados de la supraestructura.
Fig. 11.– Con los casquillos atornillados en el modelo de trabajo se posiciona sobre ellos la supraestructura rellena de cemento sin fraguar; tras presionar uniformemente para asentarla sobre los hombros de los casquillos esperamos el fraguado del cemento.	Fig. 12.– Detalle del armazón final resultado de la unión de los casquillos con la supraestructura.
Fig. 13.– Vista gingival del armazón metálico terminado; los cas- quillos no han estado en contacto con el metal líquido: no hay deformación	Fig. 14.– Detalle del ajuste conseguido, compensando la distorsión del colado mediante la unión realizada «en boca»: el ajuste es pasivo.
Fig. 15.– Imagen obtenida con microscopia electrónica de barrido de la unión casquillo-paladio. El grosor de cemento visible, en blanco, es el indicador de la compensación de la distorsión proveniente del colado.	Fig. 16.– Probeta de ensayo en posición, sujeta por la mordaza, rodeada por un contenedor de metacrilato, sumergida en saliva artificial. El actuador de la máquina Bionix se encuentra a 13 mm del centro del último pilar.

Para comprobar el comportamiento a fatiga de los armazones así construidos se utilizó una máquina de ensayos Bionix serie 358 (comercializada por MTS) a la que se le adaptó una mordaza especial para realizar el ensayo. Éste consistió en aplicar ciclos de fuerza en un determinado punto de la estructura, previamente atornillada a las réplicas de acero del modelo de trabajo. Para el atornillado de las estructuras se utilizaron tornillos de oro (NobelBiocare, Sweden) atornillados con un par de fuerza de 10 N. Siguiendo varios de los estudios publicados (17-20) se acordó que los ciclos masticatorios oscilarán entre una fuerza máxima de 55 Newtons, la cual es citada varias veces como valor medio máximo de la fuerza de masticación y una fuerza mínima de 5 N. Tal y como se realiza en el estudio de White (3), el punto escogido para la aplicación de la fuerza estuvo situado en el voladizo a 13 mm del centro del pilar más distal, zona que correspondería al primer molar inferior (fig. 16). A fin de simular lo más fielmente posible las condiciones del entorno oral, los ensayos se realizaron con los modelos rodeados por paredes de metacrilato, que conformaban un depósito estanco al que se bombeaba una solución salina previamente calentada a una temperatura de 37’ C que hacía las veces de saliva artificial (fig. 16). Una vez montada la estructura en la máquina se le aplicaron los ciclos de fuerzas máxima y mínima acordados. Estos ciclos debían de ser aplicados con una frecuencia que no falsease la respuesta del cemento utilizado, compuesto principalmente por un metacrilato (tabla I). De acuerdo con los trabajos de Heijboer (28), las propiedades mecánicas de los metacrilatos comienzan a empeorar a una frecuencia de percusión cercana a los 200 Hz, para una temperatura cercana a la de este trabajo. Con ellos en mente se acordó optar por una frecuencia de 150 Hz, que además de no falsear el trabajo, impidiendo la posibilidad de recuperación del cemento, era adecuada para la máquina utilizada.

Tras los ensayos de fatiga, y a fin de estudiar la continuidad del cemento de unión, así como su porosidad total, se realizaron diferentes cortes longitudinales a las estructuras del ensayo: supraestructuras-cemento-troncocono. Dichos cortes se realizaron utilizando un disco de diamante en una máquina de corte de alta sensibilidad Isomet-400 a una velocidad de 15 rpm, con gran flujo de lubricante para no producir daños en las superficies a observar mediante microscopia. Una vez realizado el corte las piezas se introdujeron en resina epoxi Buehler 1000 y fueron recubiertas por una fina capa de oro, lo que permitiría observar las diferentes interfases. Se empleó un microscopio electrónico de barrido Jeol 6400 utilizando una diferencia de potencial de 20 Kv y diferentes distancias de trabajo para la óptima observación de las muestras. En ocasiones, con el fin de contemplar mejor el cemento no conductor, se trabajó con la imagen de electrones retrodifundidos (figs. 15 y 20).

Finalmente se relizó un estudio de la porosidad del cemento midiendo la porosidad total, las dimensiones medias de los poros y el porcen- taje de continuidad de las interfaces: estructura-cemento y troncoconocemento. Estas determinaciones se realizaron con un equipo de análisis de imagen de alta sensibilidad Ommiwet-3 acoplado a un microscopio MEF-4 de Olympus.

RESULTADOS

Con el objetivo de estimar la resistencia a largo plazo de las prótesis así construidas se aplicaron sobre la estructura de base paladio 13 millones de ciclos de fuerza en la ménsula a 13 mm del centro del pilar distal. De forma periódica, 500.000 ciclos aproximadamente, el ensayo se detuvo para comprobar el estado de la cementación. Esta comprobación se realizaba visualmente; tras desatornillar el armazón colocar el destornillador en el troncocono de titanio sobre la base de apoyo del tornillo de sujeción y aplicar manualmente cierta fuerza (aproximadamente 10 N; en ningún caso se sobrepasó los 20 N de fuerza) tratando de expulsar el tronco de cono de su alojamiento en la supraestructura. Los 13 millones de ciclos aplicados no lograron provocar ninguna irregularidad en las uniones cementadas de los cinco casquillos con la supraestructura de paladio. El resto de los componentes: troncoconos, supraestructura y tornillos de oro, tampoco experimentaron deformaciones apreciables. Los tornillos de oro se mantuvieron apretados, sin aflojamientos indeseados, durante los períodos de ensayo.

Tras el éxito inicial del primer ensayo se pensó en aumentar la solicitación con el fin de forzar y observar algún tipo de fallo. El valor máximo de la fuerza se incrementó hasta los 250 N y el mínimo hasta los 10 N. Obviamente, el nivel de frecuencia se disminuyó para asegurarse de que no sobrepasara los límites de la máquina del ensayo. Concretamente se aplicó una frecuencia de 100 Hz. Con esta solicitación y tras 300.000 ciclos aplicados se tuvo que interrumpir el experimento al observarse que los tornillos de oro encargados de la sujeción del armazón a los pilares habían fallado (fig. 17); la unión cementada permanecía aparentemente ilesa: este segundo ensayo produjo fractura por fatiga de los tornillos (fig. 18).

Con el segundo armazón se procedió de idéntica forma que con el anterior, en cuanto a solicitación y verificación de resultados. Sin embargo, este ensayo no tuvo el éxito del primero: cuando transcurrían entre 8,5 y 9 millones de ciclos se observó que la máquina no traba- jaba de forma regular. Al desenroscar el armazón de la mordaza se comprobó que el origen de tal irregularidad provenía de la unión cementada de los dos casquillos más próximos al pilar distal consi- derado como fulcro de la fuerza aplicada (fig. 19). Uno de los tornillos, correspondiente al pilar central, resultó fracturado. La figura 20 nos muestra la imagen de microscopia electrónica de barrido correspondiente a uno de los troncoconos de titanio cementado a la estructura de aleación de paladio. A mayor magnificación, las figuras 21 y 22 nos ayudan a ilustrar los bajos índices de porosidad del cemento encontrados en los exámenes microscópicos de los diferentes cortes realizados: porosidad total del cemento en contacto con la supraestructura de base de paladio, 4,7 ± 0,5%; porosidad cemento-cromo-níquel, 1,8 ± 0,3%, siendo el diámetro medio de los poros: en cemento-paladio, de 6,4 ± 0,2 micrometros; en cemento-cromo-níquel, de 7,0 ± 0,6 micrometros. El resultado del examen de las diferentes interfases mediante microscopia de barrido muestra un contacto íntimo del cemento con ambas superficies (figs. 21 y 22). En el armazón de paladio la continuidad media del cemento contra la superficie del paladio fue del 98,7 ± 0,1%, y su continuidad sobre la superficie de titanio del 99,7 ± 0,1%. En el armazón de cromo-níquel la continuidad media del cemento contra la superficie del cromo-níquel fue del 99 ± 0,3%, y su continuidad sobre la superficie de titanio del 99,2 ± 0,2%.

Fig. 17.– Al elevar la solicitud a 200 N de fuerza máxima, tras 300.000 ciclos, se produjo fractura múltiple de los tornillos de oro. Para componer la fotografía se han colocado las cabezas fracturadas sobre la plataforma. Obsérvese la oxidación de la plataforma producida por el contacto con la saliva a 37’ C.	Fig. 18.– Detalle de un tornillo de oro fracturado. Nótese la típica progresión en oleadas de la fractura por fatiga.
Fig. 19.– Vista gingival del armazón de Cr-Ni, tras 9 millones de ciclos, se fracturó uno de los tornillos de oro y la unión de los dos cilindros próximos al pilar distal. considerado punto de fulcro de la fuerza aplicada	Fig. 20.– Imagen magnificada con electrones retrodifundidos del corte longitudinal del armazón en el que se aprecian, de fuera a dentro: paladio (gris claro), cemento (blanco), casquillo de titanio (gris oscuro), espacio vacío correspondiente al interior del casquillo.
Fig. 21.– Detalle, con microscopia eléctrónica de barrido de la interfase conseguida. De izquierda a derecha: Pd, cemento,Ti.	Fig 22.– Interfaz. magnificada x 300, de una de las uniones que tras el experimento quedaron intactas en el armazón de Cr-Ni. De izquierda a derecha: Cr-Ni, cemento, titanio. En negro, uno de los poros encontrados en el cemento.

DISCUSIÓN

El sumatorio de todos los contactos oclusales que una persona realiza, incluyendo la deglución, en condiciones normales durante un día es aproximadamente de dieciocho minutos (17). La frecuencia media de masticación de una persona con dentición natural es del orden de 80 ciclos por minuto (17). Las personas con prótesis osteointegradas no experimentan variaciones en la frecuencia de masticación (18). Así podemos concluir que los ciclos aplicados representan los contactos oclusales que reliza una persona en condiciones normales durante un período aproximado de veinticinco años de vida.

Siendo el Cr-Ni una aleación altamente susceptible de ser tratada con el procedimiento del silanizado con excelentes propiedades adhesivas (29, 30), los resultados obtenidos son aparentemente contradictorios con los trabajos de Haas y Dreher (29, 30). Sin embargo, hemos de tener en cuenta que las propiedades retentivas del cemento están estrechamente ligadas a varios parámetros bien conocidos en prótesis fija. Algunos de éstos son: la altura de las superficies a cementar, la angulación de los diferentes muñones, las características y composición de las superficies a cementar, la discrepancia o separación existente entre casquillo y munón, las propiedades específicas del cemento empleado y la ausencia de contaminaciones tanto en el cemento como en las superficies a cementar. Es muy probable que el fracaso de la cementación en la estructura de Cr-Ni transcurridos aproximadamente quince años de vida sea debido a la introducción de una modificación sobre el protocolo original: aumento de la distorsión por encima de los límites recomendados, aumento consiguiente del grosor del cemento y aumento de las posibilidades de fractura del cemento. Sería lógico asumir que si se introdujeran otras variaciones en cualquiera de los puntos antes citados los resultados a largo plazo de la técnica aquí descrita podrían variar considerablemente. Por los estudios realizados mediante microscopia electrónica de barrido de las superficies de fractura parece que la interfase entre el titanio y el cemento es la primera en fracturarse, aunque serían necesarios estudios más específicos para poder asegurar este punto.

El diseño de componentes en el sistema Branëmark tiene expresamente su punto débil en el tornillo de oro que sujeta los cilindros de oro, incluidos en la restauración, a los pilares (31). Por tanto, el hecho de que fueran éstos los que fallaron primero antes que la unión ce- mentada indica que «in vitro» esta nueva técnica de construcción de armazones metálicos, cuando se aplica según el protocolo explicado, no introduce un punto de debilidad mayor con respecto a los armazones fabricados por el método tradicional.

La construcción de armazones siguiendo el modelo descrito para el armazón de paladio (27) no tiene por qué limitarse a la prótesis metalocerámica; al contrario, es del todo aplicable en la fabricación de la restauración metal resina. En esta última el cementado de la estructura, por comodidad, se realiza en boca antes de colocar el acrilico de revestimiento y oclusal, ya que a diferencia de lo que ocurre en la restauración metalocerámica aquí el metal no se introducirá en el horno a altas temperaturas repetidas veces para sinterizar la porcelana sobre él.

CONCLUSIONES

El método descrito reduce significativamente las dificultades para la construcción de una prótesis osteointegrada de ajuste totalmente pasivo, elimina la necesidad de soldaduras postcerámicas y disminuye el tiempo de manipulado en el laboratorio. Esta nueva técnica para la obtención de ajuste pasivo, que impli- ca la fabricación de supraestructuras sin sobrecolar piezas mecanizadas y su posterior unión en boca a dichas piezas cuando se realiza según el modelo descrito, no introduce un punto de debilidad mayor con respecto a los armazones conseguidos por el método tradicional. Sin embargo, la alteración del protocolo de cementado propuesto: aumento del grosor de cemento para compensar el exceso de distorsión, conlleva alteraciones en el pronóstico a largo plazo de la restauración.

 

AGRADECIMIENTOS

Los autores agradecen la colaboración prestada por Metalor Ibérica, S. A. Estamos especialmente agradecidos a Heraerus Kulzer España por el soporte técnico brindado durante estos cinco últimos años, no sólo para este ensayo, sino también para el trabajo clínico que se desarrolla paralelo. Igual- mente destacamos la ayuda prestada por NobelBiocare Sweden en el desarrollo de los troncoconos de titanio y las cápsulas de material calcinable.

BIBLIOGRAFÍA

1. Adell R, Lekholm U, Branemark PI. A 15 year study of osseointe- grated implants in the treatment of the edentulous jaw. Int Oral Surg 1981;10:387-416.

2. Zarb G, Jansson T. Prosthodontic procedures. En: Branëmark PI, Zarb G, Albrektsson T, eds. Tissue integrated prostheses: osseointegration in clinical dentistry. Chicago: Quintessence; 1985:241-82.

3. White GE. Osseointegrated den- tal technology. Chicago: Quintessence Publ. Co; 1983.

4. Bridger DV, Niholls JI. Distortion of ceramometal fixed partial dentures during the firing cycle. J Prosthet Dent 1981;45:507-14.

5. Campbell SD, Pelletier LB. Ther- mal cycling distortion of metal ceramics. Part I. Metal collar width. J Prosthet Dent 1992;67: 603-8.

6. Campbell SD, Pellitier LB. Ther- mal cycling distortion of metal ceramics. Part II. Etiology. J Prosthet Dent 1992;68:284-9.

7. Germalmaz D, Alkumru HN. Marginal fit changes during por- celain firing cycles. J Prosthet Dent 1995;73:49-54.

8. Voitik AJ. The Kulzer Abutment Luting (KAL) technique. A direct assembly framework method for osseointegrated implant prostheses. Implant Soc 1991;2:11-5.

9. Jiménez López V, Torroba Lavina P. Diseño de prótesis sobre im- plantes para conseguir un ajuste pasivo: técnica del cilindro ce- mentado sobre prótesis atornillada. Actualidad Implantológica 1992;1(3) :27-32.

10. Ávila Crespo J. Técnica KAL: mé- todo de unión directa a estructu- ras para prótesis sobre implan- tes. Actualidad Implantológica 1992 ; 1(3) : 81-4.

11. Aparicio C, Olivé J, Falcke C, Bu- rrel J. Un nuevo método para conseguir ajuste pasivo en próte- sis ceramometálicas sobre im- plantes osteointegrados. Archi- vos de Odonto Estomatologia 1992;9(5).

12. Aparicio C, Olivé J, Falcke C, Bu- rrel J. A new method to routinely achieve passive fitting of ceramo- metal bridges over Branemark osteointegrated implants: prelimi- nary study. Presented at the 2nd Annual Meeting of the European Association for Osseointegration. Barcelona; 1993:12-13.

13. McCartney J, Doud R. Passive adaptation of the prosthesis-im- plant interface by soldering gold cylinders to the framework cas- tings. J Prost Dent 1993,70:17-20.

14. Stumpel LJ, Quon SJ. Adhesive abutment cylinder luting. J Prosthet Dent 1993;69:398-400.

15. Dieter GE. Fatigue of materials. Mechanical metallurgy. Capítu- lo 12. 3.’ ed. McGraw-Hill International Editions; 1986.

16. Patterson EA, Jones RB. Theoretical analysis of the fatigue life of fixture screws in osseointegrated dental implants. Int J Oral Maxi- llofac Implants 1992;7:26-31.

17. Bates JF, Stafford GD, Harrison A. Masticatory function-a review of the literature (II) Speed of move- ment of the mandible, rate of chewing and forces developed in chewing. J Oral Rehabilitation 1975;2:349-61.

18. Haraldson T, Carlsson GE. Bite force and oral function in patiens with osseointegrated oral implants. Scand J Dent Res 1977; 85 : 200-8.

20. Haraldson T, Carlsson GE, Ingervall B. Functional state, bite force and postural muscle activity in patiens with osseointegrated oral implant bridges. Acta Odontol Scand 1979;37:195-206.

21. Richter EJ. «In vivo» vertical for- ces on implants. Int J Oral Maxi- llofac Implants 1995;10:99-108.

22. Aparicio C. A new method to rou- tinely achieve passive fit of ceramometal prostheses over Branëmark osseointegrated implants. A two-year report. Int J Periodont Rest Dent 1994;14:405-19.

23. Aparicio C. A new method to routinely achieve passive fit of ceramometal prostheses over Branëmark osseointegrated implants. A three-year report. Pre- sentado en el 30 aniversario del Branëmark System. Goteborg (Suecia), agosto 1995.

24. Musil R, Tiller HJ. Clinical results and technological aspects of the silicoater procedure. Proc Eur Prosthodont Assoc 1986;9:25-6.

25. Musil R, Tiller HJ. Der Kunstoff- Metali-Verbund. Silicoater-Ver- fahren. Heidelerg: Huthing Buch; 1989.

26. Laufer B-Z, Nicholls JI, Towsend JD. SiOx-C coating: a composite to metal bonding mechanism. J Prosthet Dent 1988;60:320-7.

27. Caeg C, Leinfelder KF, Lacefield WR, Bell W. Effectiveness of a method used in bonding resins to metal. J Prosthet Dent 1990; 64:37-41.

28. Aparicio C, Mur A, Aparicio JJ, Gil FJ, Ginebra MP, Planell JA. Fatigue resistence in cemented-screw retained rehabilitations over osseointegrated implants. Submitted to. IJ Prosth Dent 1997.

29. Heijboer von J. Molekulare Deu- ting sekundarer Dampfungsmaxima. Kolloid-Zeitschrift 1956; 148:36-47.

30. Haas M, Wegschneider WA, Bratschko RO, Permann R, Kuderna F. Verbessert das Silicoater Verfahren den Kunstoff-metall- Verbund. Quintessenz Zahntech 1986;11:1191-999.

31. Dreher M. Der metal-kunsoffver- bund. Eine vergleichende Untersuchung zu Oberflachen konditionierungs-verfahren in Abhangigkeit von Schichtdicke und Legierungsart. Berlin: Med Diss FU; 1992.

32. Rangert B, Gunne J, Sullivan D. Mechanical aspects of a Brane- mark implant connected to a natural tooth – an «in vitro» study. Int J Oral Maxillofac Implants 1991;6:177-86.