estudio comparativo de la radiopacidad de los cementos de
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UNIVERSIDAD CATÓLICA DE VALENCIA SAN VICENTE MÁRTIR
ESTUDIO COMPARATIVO DE LA
RADIOPACIDAD DE LOS CEMENTOS DE
RESINA UTILIZADOS EN LA
ODONTOLOGÍA ESTÉTICA
TESIS DOCTORAL
Raquel Montes Fariza
Directores:
Dr. Antonio Pallarés Sabater
Dr. Manuel Monterde Hernández
Valencia
Índice
Índice
1. Introducción ………………………………………….…………………….4
1.1. Cementos resinosos ……………………….……..……………….8
1.2. Ionómero de vidrio modificado con resina ……..……………31
1.3. Adhesión …………………………………………………………….37
1.4. Radiología digital ………………………………………………….49
1.5. Radiopacidad ……………………………………………………….51
2. Objetivos …………………………………………..………………………56
3. Material y métodos ………………………………………………………58
4. Resultados ………………………………………………………………..69
5. Discusión ………………………………………………………………….81
6. Conclusiones ……………………………………………………………..97
7. Bibl iografía ………………………………………………………………100
8. Anexos ……………………………………………………………………113
9. Publicaciones derivadas ………………………………………………139
Introducción
Introducción
5
Existen diversos factores que influyen en el éxito de la prótesis fija, como
el diseño de la preparación, las fuerzas oclusales, la higiene oral, los materiales
de restauración, entre otros. No obstante, el factor clave del éxito es la elección
de un cemento adecuado y el procedimiento de cementación. (1)
El cementado constituye la fase final de las restauraciones indirectas y es
la etapa más crítica para garantizar el éxito a largo plazo de la restauración en
boca. (1)
El cemento dental se define como una sustancia que lleva a cabo la
unión de superficies yuxtapuestas, además de funcionar como un aislante
térmico, eléctrico y químico. El objetivo principal de dichas uniones es obtener el
sellado marginal, la adaptación y la adhesión estable entre la preparación y la
restauración, aumentando así la superficie de fricción y la retención. El cemento
dental además de unir superficies, debe actuar como una barrera para evitar la
filtración bacteriana y fluidos orales. Para lograrlo debe ser un material resistente
a los agentes externos. (1- 4)
En odontología disponemos de una variedad de cementos dentales, los
cuales se dividen en 2 grupos: convencionales y adhesivos. Ambos grupos
ejercen fricción entre las superficies a relacionar, sin embargo presentan
diferencias entre ellos. Los cementos convencionales tienen una retención
mecánica y no son capaces de interactuar íntimamente con los pilares dentales,
además algunos de ellos, como el cemento de fosfato de zinc y cemento de
policarboxilato, poseen una alta solubilidad favoreciendo así la microfiltración.
Los cementos adhesivos tienen la capacidad de adherirse mejor a las
irregularidades de las superficies y tejidos dentarios mejorando su capacidad de
retención y sellado marginal. (5)
Estos materiales han evolucionado a través de la historia desde el fosfato
de zinc utilizado desde principios del siglo XX, pasando por los cementos de
policarboxilato, ionómeros de vidrios, y más recientemente por los cementos de
resina y cementos ionómero de vidrio modificados con resina. En el siglo XVIII,
Jacques Guilleaume hizo las primeras referencias de los cementos como
materiales de restauración, denominándolos como rellenos de dientes vacíos. Ya
en el año 1796 Friedrich Hirsch utilizó una pasta a base de piedra con el mismo
fin. (6)
Introducción
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El cemento fosfato de zinc es considerado como el agente cementante
más antiguo, fue inventado por Peirce en 1878 y ha sido el cemento más
empleado en odontología. (2, 3, 7, 8). Sin embargo, a pesar de su buena
radiopacidad, evidenciado por Attar et al. como el cemento más radiopaco que
se encuentra en su estudio, presenta algunas propiedades indeseables tales
como su solubilidad en el medio oral, sensibilidad pulpar o la falta de adhesión,
lo cual impulsa la búsqueda de un material de cementación que contenga las
características ideales. (8,9)
A comienzos del siglo XX (1903), se desarrollaron los cementos de
silicato que pueden ser considerados como precursores de los cementos más
modernos tales como cementos de resina y cementos de ionómero de vidrio. La
durabilidad de una restauración de silicato depende críticamente del manejo del
material y de la higiene oral del paciente. (10)
En 1968, sin embargo, se produjo un nuevo tipo de cemento, usando
óxido de cinc en forma de polvo y ácido policarboxílico como componente
líquido. El resultado es el llamado cemento policarboxilato de zinc. Su presencia
supuso una novedad dentro de los materiales dentales por ser el primer sistema
desarrollado con la capacidad de adherirse al esmalte y dentina. Suplantó el
ácido ortofosfórico por el ácido poliacrílico, esto condujo a una ventaja que era la
ausencia de hipersensibilidad dentinaria, sin embargo aun persistía el problema
de la alta solubilidad en el medio bucal, y por tanto, sigue siendo una desventaja
considerable. (8,10)
Los cementos dentales continúan evolucionando y aparece un cemento
que cambio todas las expectativas dentro de los materiales restauradores:
Ionómero de vidrio, desarrollado por Wilson y Kent en 1969.Este material
contiene flúor que es utilizado por primera vez dentro de un cemento dental. Este
cemento surgió en un intento de sacar provecho a las propiedades favorables de
ambos cemento (silicato y policarboxilato). Posteriormente, en 1986, se
desarrollaron los cementos de ionómero de vidrio modificados de resina, los
cuales mejoraron las propiedades de fluidez, estética y adhesión hasta entonces
conocidas. (8,10)
Introducción
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Con la finalidad de mejorar las propiedades antes mencionadas apareció
un nuevo grupo: los cementos de resina. Estos tenían unión adhesiva tres veces
mayor que la del cemento Ionómero de vidrio. (10)
En estos últimos años, ha aumentado significativamente el uso de los
cementos de resina y de ionómero de vidrio de resina modificado, esto es
debido, en gran parte, por la evolución de los sistemas adhesivos. También se
prefiere el uso de cementos de resina sobre los cementos convencionales de
fosfato de zinc y los de ionómero de vidrio debido a sus propiedades estéticas,
contando incluso con variedad de colores, baja solubilidad, mayores propiedades
mecánicas y tienen la capacidad de unirse tanto a la pieza dentaria como a la
estructura interna de la restauración. Estos materiales tienen la gran ventaja de
adherirse, no sólo a la estructura dental, sino también a porcelana, resinas
compuestas y a las aleaciones metales, destacando su uso en restauraciones
con escasa retención por fricción gracias a su elevada fuerza de unión. Estos
cementos sin embargo son más complejos que los cementos convencionales y
son altamente técnica sensible. (2, 3, 7)
Entre otras propiedades físicas y químicas, la radiopacidad es uno de los
principales requisitos de los cementos dentales, especialmente cuando se
aplican para la cementación de restauraciones indirectas, ya que por medio de
radiografías el odontólogo puede no sólo concluir su diagnóstico, sino también
evaluar la colocación de la restauración y el seguimiento de su estabilidad a
largo plazo. En la radiografía, un material suficientemente radiopaco permite una
correcta evaluación de la unión entre los materiales y el tejido dentario en todas
las regiones, sobre todo en las zonas en las que es difícil acceder y facilita la
detección de caries secundarias, defectos marginales y voladizos de cemento.
(2, 3, 4, 8, 9,11-17)
Sin embargo, a pesar de estos avances científicos en la odontología, aún
no hay gran cantidad de investigación abordando la radiopacidad de estos
agentes cementantes.
Introducción
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1.1. Cementos resinosos
1.1.1. Concepto
Los cementos de resina son materiales utilizados para la cementación
mediante técnica adhesiva al esmalte y dentina obteniendo una buena unión a
las estructuras dentarias (1, 6,18)
Los primeros cementos de resina a base de metacrilato de metilo se
desarrollaron hacia 1950 para la cementación de restauraciones indirectas, sin
embargo presentaban malas propiedades físicas como alto grado de contracción
de polimerización, microfiltración a causa de su bajo contenido de carga, alto
nivel residual de aminas que provocaba un cambio de color de los cementos.
Estos problemas impidieron que se difundiera su uso ya que muchos dentistas
consideraban dudosa su aplicación. (1, 19, 20)
Estos cementos han presentado un gran avance en el último tiempo y su
uso se ha incrementado debido a sus buenas propiedades estéticas y
mecánicas, a la capacidad de unirse tanto a la pieza dentaria como a la
restauración, así como a la amplia variedad que existe actualmente en el
mercado y el aumento de la demanda de coronas libres de metal y
restauraciones estéticas indirectas. (19-21)
1.1.2. Generalidades y composición
La composición de los cementos de resina es muy similar a las
resinas compuestas convencionales, aunque presentan menor porcentaje de
partículas de relleno para proporcionar mayor fluidez al cemento. (6, 18)
Los cementos de resina utilizados en la actualidad constan de tres
componentes principales, una matriz orgánica, un relleno inorgánico y un agente
de enlace, además de una serie de elementos como pigmentos, opacificadores,
un sistema acelerador que actúa sobre el iniciador y permite la polimerización en
un intervalo clínicamente aceptable; un sistema de estabilizadores o inhibidores,
que maximizan la durabilidad del producto durante el almacenamiento antes de
Introducción
9
la polimerización y su estabilidad química tras la misma y por último,
absorbentes de la luz ultravioleta por debajo de los 350 nm para proveer
estabilidad del color y eliminar sus efectos sobre los compuestos amínicos del
sistema iniciador capaces de generar decoloraciones a mediano o largo plazo.
(1, 6, 18, 22)
La matriz orgánica está formada por metil-metacrilato, bis-GMA o
dimetacrilato de uretano (UDMA), que aporta propiedades adhesivas y forma el
entramado polimérico cuando polimeriza el material. (1, 6, 18, 19) El
monómero base predominantemente usado en los composites dentales ha sido
el bis-GMA (23,24), desarrollado en 1962 por Dr. Bowen, el cual combinó resinas
acrílicas (Derivados del Ácido Acrílico + Derivados del Ácido Metacrílico) con
resinas epóxicas (Eter Diglidílico de Bisfenol A), obteniendo un copolímero
Acrílico-Epóxico, la cual es la molécula Bisfenol-Glicidimetacrilato conocida como
BisGMA. Esta molécula presenta un peso molecular relativamente elevado, para
que la contracción que se produce como consecuencia de su polimerización no
sea muy alta, (5) implicando una alta viscosidad del material, lo que limita la
capacidad de incorporar grandes volúmenes de relleno en la resina, además de
provocar una baja conversión del metacrilato, que lleva a cantidades
significativas de monómero no reactivo comprometiendo la biocompatibilidad a
largo plazo. (25) Es por esto que se diluye con otros monómeros de bajo peso
molecular como el dimetacrilato de bisfenol A (Bis-MA), el etilenglicol-
dimetacrilato (EGDMA), el trietilenglicoldimetacrilato (TEGDMA), el
metilmetacrilato (MMA) o el dimetacrilato de uretano (UDMA).(22) Por lo tanto en
la elaboración de las resinas dentales se emplea una mezcla de varios
monómeros, los cuales se convierten en una matriz de polímeros con enlaces
cruzados durante el proceso de la polimerización.
Por otra parte, el relleno inorgánico está formado por pequeñas
partículas inorgánicas de sílice de cuarzo, cerámica o sílica en una proporción
del 20% al 80% del peso, que confiere sus propiedades ópticas y mecánicas
para asegurar el espesor de la fina capa de cemento, disminuir la contracción de
polimerización y proporcionar una mayor fluidez, ofreciendo una consistencia
adecuada para ser usado como cemento. Al mismo tiempo, los rellenos
minerales son los responsables de la resistencia a las fuerzas masticatorias,
además de mejorar las propiedades de manipulación de estos materiales,
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aumentan la resistencia al desgaste, y mejoran la longevidad de la restauración.
Así mismo, cabe destacar que muchas resinas remplazan parcialmente el cuarzo
por partículas de metales pesados, como el bario, estroncio, zinc, aluminio o
zirconio, aportando la fase inorgánica otras propiedades, como la radiopacidad.
(1, 6, 18, 19,22,24)
La unión entre la matriz de resina y el relleno se crea a través del agente
acoplador organosilano (silano orgánico) debido a que ambas fases son
incompatibles entre sí. Este agente de enlace consiste en largas cadenas de
moléculas capaces de unirse por sus grupos silanol (-Si-OH), por medio de un
enlace siloxano (-Si-O-Si-), a las partículas inorgánicas y por un enlace
covalente gracias a sus grupos metacrilato a la matriz orgánica, siendo
fundamental para que el material mantenga sus propiedades. (6, 26)
Actualmente, hay disponible una gran variedad de cementos de resina en
el mercado. Estos se ofrecen en diferentes formatos: sistemas polvo/líquido,
encapsulados, pasta/pasta; y se encuentran disponibles en diversos colores y
grados de translucidez. (1,18, 27)
El mecanismo de mezcla puede afectar las propiedades físicas de los
cementos de resina. Existen dos sistemas de mezcla: manual y automezclador.
En la mezcla manual, el cemento podría no ser mezclado uniformemente y
formarse burbujas de aire que quedan atrapadas en el material. En la
automezcla, la pasta podría no ser mezclada completamente ya que ésta podría
quedar limitada por la longitud y anatomía de la boquilla mezcladora.( 28)
1.1.3. Características y propiedades
Todo cemento debe cumplir unos requisitos mínimos que han sido
establecidos por la ANSI/ADA en la especificación No. 27, que se describen a
continuación. (6, 19, 27, 29) (Tabla 1)
Introducción
11
• Biocompatibilidad
El agente cementante no debe producir una respuesta indeseable en
tejidos vivos (pulpar o periodontal). (20)
Para asegurar la ausencia de reacciones biológicas desfavorables, debe
permitir también el logro de un apropiado sellado de la interfaz estructura de
soporte/restauración para evitar daños potenciales por penetración microbiana
en ella.
• Viscosidad
Existe una extensa gama de consistencias para los cementos de resina,
desde bastante fluido hasta muy espeso.
La viscosidad del material debe permitir que fluya con facilidad y forme un
mínimo espesor de película para permitir el asentamiento total de la restauración
sobre la superficie dentaria.
Los cementos de baja viscosidad, al colocar la restauración, puede refluir
por los márgenes dejándolos abiertos. Al mismo tiempo, este tipo de cementos
poseen menor relleno inorgánico, lo cual produce un desgaste más rápido
durante su uso. Este tipo de cementos se indican para cementar inlays, onlays y
coronas al permitir un mejor ajuste y adaptación de las restauraciones. Los
cementos espesos requieren mayor presión para colocarlos bajo las
restauraciones, con el consiguiente riesgo de fractura de las mismas. Son los
más adecuados para cementar carillas y son más fáciles de remover el
excedente.
Introducción
12
• Espesor de la película
Es un factor determinante en el éxito de la restauración, ya que va a
disminuir las discrepancias marginales y a determinar la interfase que existirá
entre el diente y la restauración, la cual es responsable de la microfiltración
marginal y por tanto puede suscitar caries recidivantes, sensibilidad, tinciones y
el posterior fracaso de la restauración. A su vez ayudará a reducir la
acumulación de placa y la enfermedad periodontal.
El espesor de la película depende de la correcta manipulación, de la
viscosidad del cemento, del tamaño de las partículas y de la presión ejercida
durante el ajuste de la restauración.
La mayoría de los cementos disponibles hoy en día tienen fluidez
satisfactoria, de modo que es posible obtener una película suficientemente fina
capaz de proporcionar buena adaptación de la restauración a la estructura
dental. Un gran espesor de película puede ocasionar la desadaptación de la
restauración y como consecuencia dejará más cemento expuesto el medio oral
predisponiendo la interfase adhesiva al desgaste y a la pigmentación, dificultará
además la distribución homogénea de las tensiones sobre la restauración
dejándola susceptible a la fractura y perjudicando su durabilidad clínica.
De acuerdo a lo establecido por la ADA, se considera que es necesaria
un espesor de película de 25 micras para cementos tipo I y 40 micras para el tipo
II cementos para asegurar un cementado correcto de la restauración.
Los cementos de resina han demostrado exhibir un espesor de película
algo más alta que los cementos convencionales, aunque se compensa con que
este tipo de cementos son menos solubles en los fluidos orales. No obstante, en
la sistemática de laboratorio se recomienda dejar un espacio para el
cemento de 40 micras aproximadamente, mediante la aplicación de un
espaciador. Por tanto, los ajustes clínicamente aceptables de las
restauraciones a nivel marginal son 100 micras aproximadamente. (18)
Introducción
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• Solubilidad
Un cemento ideal debe ser insoluble en los fluidos orales, manteniendo
sellada e intacta a la restauración con el paso del tiempo, a pesar de estar
sometidos a las variaciones de pH de la cavidad oral.
• Absorción del agua
El cemento de resina absorbe agua, aumentando el volumen de la matriz
de la resina, rompe los enlaces de hidrógeno, y queda agua entre los grupos
hidroxilo. Este ingreso del agua por sorción causa degradación hidrolítica de la
matriz de resina en la interfase matriz / relleno y como consecuencia se produce
pérdida de masa y desprendimiento del relleno, disminuyendo su resistencia a la
flexión. Cuanta más gruesa es la capa del cemento, mayor será la disminución
de la resistencia a la flexión (efecto plastificante), que hace que el cemento sea
incapaz de disipar las tensiones de la función masticatoria entre el diente y la
restauración. Esto puede dar lugar a la fractura de la cerámica. Por ello, es
importante que las capas de cemento de resina sea una capa delgada para
minimizar el fenómeno plastificante.
Los cementos de resina con menos relleno presentan mayor absorción
acuosa, favoreciendo la expansión, esta situación afecta negativamente a las
propiedades mecánicas. Sin embargo, existen autores que mencionan que esta
absorción acuosa es beneficiosa para contrarrestar la contracción producida
durante la polimerización.
• Radiopacidad
La radiopacidad de un agente cementante permite distinguir entre el
cemento y la restauración con el fin de poder detectar radiográficamente la
aparición de caries recidivantes y/o cambios del cemento en el tiempo. Según la
Norma ISO 4049, la radiopacidad del material debe ser igual o mayor a una
Introducción
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lámina de aluminio del mismo espesor del material de obturación con base en
polímeros. (30)
• Manipulación y tiempo de trabajo
El tiempo de trabajo es el periodo durante el cual el material posee la
suficiente fluidez para permitir el correcto asentamiento de la restauración. Se
determina desde el inicio de la mezcla hasta que se retiran los excesos del
material cementante.
Idealmente, debe disponerse de un tiempo suficiente después de la
mezcla para asentar y adaptar fácilmente los márgenes de la restauración. Así
mismo, debe ser fácil de manejar y de retirar los excesos de los márgenes de la
restauración.
El tiempo de trabajo sólo se puede controlar totalmente por el operador
en los cemento fotopolimerizables. El tiempo de trabajo de los cementos de
resina activados químicamente oscila entre 2 y 4 minutos mientras que en los
cementos duales el tiempo durante la reacción química antes de activar la
fotopolimerización oscila entre 4 y 7 minutos.
• Estética
Este aspecto es muy importante para las restauraciones en el sector
anterior. El material de cementación debe presentar translucidez y estabilidad de
color en el tiempo, por lo tanto, el tono de la restauración final debe ser igual que
la guía de tonos del fabricante. Actualmente en el mercado, existen gran
variedad de tonalidades en los cementos de resina.
Cuando el diente presenta una decoloración marcada, existen accesorios
de colores para poder corregir las tonalidades. La utilización de modificadores
del color, bien sean maquillajes u “opaquers”, obligan a un mayor tiempo de
polimerización.
Introducción
15
En la zona posterior las exigencias estéticas son menores, es por ello
que el cemento utilizado puede ser de color universal. Estos colores son
generalmente claros y con buena translucidez.
Cabe destacar que los cementos duales pueden cambiar de color a largo
plazo. Se considerada al activador químico (amina) necesario para la
polimerización, uno de los causantes de que el cemento cambie de color. La
estabilidad del color también se relaciona con fallas técnicas, como la
contaminación por humedad durante el procedimiento de cementación, o por una
fotoactivación insuficiente. Sin embargo muchos investigadores han coincidido
que los cambios de color en los cementos de resina con el paso del tiempo son
poco perceptibles.
• Adhesión al diente y a la restauración
La adhesión corresponde a la unión de 2 superficies de distinta
naturaleza. El cemento debe ser capaz de adherirse tanto a la restauración
como a los tejidos dentarios.
Los cementos de resina se utilizan en asociación con los sistemas
adhesivos y de esa forma se unen con predictibilidad. Producen una fuerza de
adhesión muy superior a los cementos convencionales, que es el factor más
importante que influye en el éxito de este tipo de cementos.
La elección de cemento de resina depende en gran medida del grado de
retención necesario. Cuanto más retención se necesita (tales como coronas
cortas, preparaciones con demasiada conicidad, etc.); cementos con la fuerza de
adhesión superiores son mejores. La importancia de esta propiedad tiene una
relación directa con evitar el desalojo de la misma, además, influye en una
posible filtración marginal.
Introducción
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• Resistencia mecánica
Los cementos deben presentar alta resistencia (comprensiva, flexural,
traccional) para impedir que pierda la capacidad de retener y sellar.
Los cementos deben tener buena resistencia a la compresión para ser
capaz de soportar las fuerzas de la masticación en la boca. Los cementos de
resina se unen tanto a la estructura del diente como a la restauración, una alta
resistencia a la compresión del cemento también aumenta la resistencia a la
fractura de la restauración, en particular los materiales frágiles tales como la
cerámica. Las resistencias a la compresión y a la tracción están relacionadas
con el tamaño y porcentaje de las partículas de relleno: A mayor tamaño y
porcentaje de las partículas de relleno, mayor resistencia a la compresión y a la
tracción.
La resistencia a la flexión es la propiedad de un material para resistir
fuerzas de flexión sin ruptura. En el conjunto de diente-cemento-restauración, el
cemento debe tener una adecuada resistencia a la flexión para ser capaz de
transmitir las tensiones entre el diente y la restauración sin romperse.
Hoy en día, los cementos de resina son los materiales de primera
elección para la fijación de restauraciones estéticas indirectas, al ofrecer muchas
ventajas en comparación con otro tipo de cementos. Se pueden mencionar:
• Mejores propiedades mecánicas
Los cementos de resina presentan una elevada resistencia a la
compresión y a la tracción y un bajo modulo elástico. (1, 26, 27) La unión que
se alcanza es tan íntima, que el diente y la restauración se comportan
como una sola unidad, reforzando la unión entre ambos. (18)
• Insolubles en fluidos orales (1, 27)
Introducción
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• Estéticos.
Los cementos de resina tienen una amplia gama de matices y
translucidez que mejoran el resultado estético final. (1, 18, 27)
• Adhesión a esmalte y dentina mediante técnica adhesiva.
La utilización de sistemas adhesivos proporciona una interacción entre el
cemento y el tejido dental lo que permite considerar que, tanto desde el punto de
vista biológico como funcional, ambas partes (restauración y diente) se
comportan como una unidad. La cementación adhesiva permite obtener a los
cementos de resina mayor retención de las restauraciones y realizar
preparaciones más conservadoras, gracias a la unión micromecánica al
esmalte, dentina, aleaciones metálicas y superficies cerámicas. (1,18) Estos
cementos son particularmente útiles en situaciones clínicas en las que la
retención de las coronas o prótesis parcial fija se ve comprometida. (27)
Sin embargo, ningún cemento es ideal y presenta las siguientes
desventajas:
• Contracción de polimerización
Es un fenómeno que se pueden producir en los cementos de resina
durante el polimerizado. La contracción de polimerización es el mayor
inconveniente de estos materiales, debido a que las moléculas de la matriz de
una resina (monómeros) se encuentran separadas antes de polimerizar por una
distancia promedio de 4 nm, al polimerizar y establecer uniones covalentes entre
sí, esa distancia se reduce a 1.5 nm (distancia de unión covalente). Ese
"acercamiento" o reordenamiento espacial de los monómeros (polímeros)
provoca la reducción volumétrica del material. Los cementos activados
químicamente se contraen menos que los cementos fotoactivados. La
contracción oscila entre el 1,35 y el 7,1% en volumen (22), lo que puede
Introducción
18
ocasionar fallas cohesivas y adhesivas, comprometiendo la integridad del sellado
marginal produciéndose como consecuencia, el paso clínicamente indetectable,
de bacterias, fluidos, moléculas o iones entre la brecha diente/restauración,
proceso denominado filtración marginal. De la misma forma predispone
sensibilidad postoperatoria, decoloración marginal, caries secundarias y en
consecuencia, el fracaso del procedimiento de restauración. (1, 27, 31,32)
• Manipulación complicada
Presenta una técnica sensible compuesta por múltiples pasos para la
unión, por lo que requiere de una gran destreza por parte del odontólogo, así
como un campo de trabajo con aislamiento absoluto. (1, 19, 27, 31, 33)
• Costo elevado
Los cementos de resina son más costosos que los cementos
convencionales de fosfato de zinc. (19, 27, 31)
• Irritantes pulpares
Esta irritación sería provocada por los monómeros del material que no
reaccionan. Sólo el 50-75% de los monómeros polimeriza, el resto permanece
como radicales libres, sobre todo las especies reactivas de oxígeno (ROS), que
tienen la capacidad de difundirse a través de los túbulos dentinarios que
constituyen un riesgo biológico para la pulpa, ya que existe una relación entre la
producción de ROS y la actividad citotóxica. También se ha demostrado que la
liberación de monómeros puede generar una respuesta inflamatoria crónica, la
resorción de la dentina y la inmunosupresión. (34)
Esta situación adquiere mayor importancia en aquellos casos donde el
grosor de la dentina es insuficiente. En dicha circunstancia, se debe recurrir a la
colocación de algún protector pulpar como base. (1, 20, 27,31)
Introducción
19
• Sensibilidad postoperatoria
La sensibilidad dental postoperatoria ha sido asociada con la
cementación desde el uso del cemento de fosfato de zinc. En el caso de los
cementos de resina, se considera que la causa de la sensibilidad es un sellado
insuficiente de los túbulos dentinarios abiertos por el ácido ortofosfórico. No
obstante, parece más probable que la combinación de una mala técnica y la falta
de un adecuado aislamiento haya llevado a este aumento de la sensibilidad, en
lugar de la irritación provocada por los cementos dentales. (1, 35)
Varios estudios clínicos demuestran que la sensibilidad postoperatoria
dentro del primer año después de la cementación de la corona con cementos de
resina se produjo en aproximadamente en el 37 % de los pacientes. (35)
Cementos de Resina
Características Desventajas Ventajas
Biocompatibilidad
Viscosidad
Espesor de la película
Solubilidad
Absorción del agua
Radiopacidad
Manipulación y tiempo de
trabajo
Estética
Adhesión al diente y a la
restauración
Resistencia mecánica
Contracción de
polimerización
Manipulación complicada
Coste elevado
Irritantes pulpares
Sensibilidad postoperatoria
Buenas propiedades mecánicas
Insolubles en fluidos orales
Estéticos.
Adhesión a esmalte y dentina
mediante técnica adhesiva.
Tabla 1 Características y propiedades de los cementos de resina
Introducción
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1.1.4. Clasificación
Los cementos de resina pueden clasificarse atendiendo al sistema de
activación o modo de curado de los mismos, o al tratamiento previo del tejido
dentario. (Tabla 2)
Clasificación de los cementos de resina
Según mecanismo de activación Según el tratamiento previo del tejido dentario
Cementos fotopolimerizables
Cementos autoplimerizables
Cementos duales
Cementos grabado acido total
Cementos autograbantes
Cementos autoadhesivos
Tabla 2 Clasificación de los cementos de resina
1.1.4.1. Según el mecanismo de activación
El mecanismo de polimerización de los cementos de resina influye en sus
propiedades mecánicas finales, pero sobre todo determinan la utilidad clínica de
estos. De acuerdo a la forma en que se activa la polimerización, se pueden
clasificar en: (1, 27)
• Cementos fotopolimerizables
Los cementos fotopolimerizables son sistemas de un solo componente. El
fraguado se inicia por efecto de la luz visible, gracias a la presencia en su
composición de uno o más fotoiniciadores como la canforoquinona, que
absorben energía lumínica y reaccionan con las aminas para formar radicales
libres. Se caracteriza por ser el odontólogo el que decide el momento de la
Introducción
21
polimerización, permitiendo un mejor control del tiempo de trabajo, eliminar
el exceso de cemento antes de polimerizar y un mejor asentamiento de la
restauración, con la contrapartida de que la atenuación y/o el alcance de la luz a
las zonas más alejadas de la irradiación lumínica está limitado. En su
composición están ausentes las aminas terciarias cuya degradación produce
tinciones, de modo que estos cementos proporcionan una estabilidad del color
excelente lo que es crucial para el cementado de carillas. (6, 18, 19, 21)
Sin embargo, su uso está limitado a la cementación de carillas e
incrustaciones, donde el grosor del material y su opacidad no interfieren en la
transmisión de luz suficiente para hacer polimerizar el cemento. (6, 18, 21, 35) Si
la profundidad de la luz no es suficiente entonces el cemento no alcanzará su
resistencia óptima, lo que podría resultar en un fracaso de la restauración. De
acuerdo con la norma ISO 4049, la profundidad de curado de los cementos de
resina debe ser mayor que 1,5 mm. (30, 37)
Algunos ejemplos de cementos fotopolimerizables son: Variolink Veneer
(Ivoclar/Vivadent), Rely X Veneer (3M ESPE) o Insure (Cosmedent),. Algunos de
los cementos duales cuya presentación es pasta-pasta para ser mezcladas
manualmente, pueden utilizarse como fotopolimerizables si únicamente se aplica
la pasta base. Ejemplos de ellos son: Calibra (Dentsply), Variolink II
(Ivoclar/Vivadent) o Nexus 3 (Kerr).
• Cementos autopolimerizables o de reacción química
Fueron los primeros cementos de resina en salir al mercado, polimerizan
de forma independiente a la irradiación lumínica y se desarrolla como un sistema
de dos componentes, polvo - líquido o dos pastas. Contiene un agente activador
(amina terciaria) y un iniciador (peróxido orgánico), al reaccionar juntos se
liberan los radicales libres que inician la reacción de polimerización base-
catalizador. Algunos de los problemas asociados a este tipo de cementos son el
tiempo de trabajo limitado que no puede ser controlado por el operador, lo que
dificulta la acomodación de la restauración indirecta por parte del odontólogo y
una menor estabilidad del color por degradación de las aminas que no
reaccionan y que cambian el color final de la restauración. (6, 18, 21)
Introducción
22
Este tipo de cemento debe utilizarse cuando no sea posible realizar un
adecuada fotopolimerización, como en el caso de restauraciones indirectas muy
gruesas (2,5 mm), en la cementación de restauraciones metal cerámicas y
pernos. (6, 18, 21)
Algunos ejemplos de cementos autopolimerizables son: C&B (Bisco),
Panavia 21 (Kuraray), Multilink (Ivoclar-Vivadent), Superbond C&B (Sunmedical),
Bisitite II SC (J. Morita), C&B Metabond (Parkell), Cement- It (Jeneric Pentron) o
Comspan (Dentsply)
• Cementos de polimerización dual
Los cementos duales se componen de dos componentes y requieren la
mezcla de ambos para la activación química, que es independiente de la
activación lumínica. La polimerización por luz (canforoquinona) permite
controlar en parte la polimerización y la activación química (peróxido-amina)
completa la polimerización en aquellas zonas donde no alcance la luz.
Ambos sistemas se solapan entre sí durante el periodo de curado. (38) Esta
reacción es muy lenta, lo que proporciona un mayor tiempo de trabajo, hasta que
el cemento se expone a la luz, acelerando el fraguado. (6, 18, 39)
No obstante, se ha demostrado que la reacción química del cemento dual
no parece ser suficiente por sí misma para que el cemento alcance el grado de
conversión adecuado (31). Por ello, diversos estudios destacan que los
cementos duales dependen de la fotoactivación para alcanzar un alto nivel de
conversión. (6, 18, 39,40)
Sin embargo, la literatura reciente indica que la cinética de curado de los
cementos duales es más compleja que lo que previamente se creía (38). Estos
cementos presentan entre ellos diferentes características de polimerización
siendo algunos más dependientes de la fotoactivación que otros (22).
Mientras la fotoactivación inmediata garantiza la estabilidad inicial
necesaria para resistir las tensiones clínicas, el curado químico garantizará el
alcance de sus máximas propiedades a través del tiempo y donde la luz no
puede llegar. (38)
Introducción
23
La fotopolimerización inmediata de algunos cementos duales parece
interferir con su mecanismo de autocurado y limita que el cemento alcance sus
máximas propiedades mecánicas (21). Por ello, se recomienda que la
fotopolimerización se demore unos minutos tras la colocación de la restauración
indirecta, con la finalidad de permitir el autocurado del cemento, ya que se ha
demostrado que cuanto más rápido sea la polimerización mayor es la
contracción de polimerización y el estrés de contracción generado, lo que puede
resultar en gaps y microfiltración. (21)
Este tipo de cementos están indicados en aquellas situaciones clínicas
en las que no sea posible asegurar el acceso de la luz y, por tanto, una
adecuada fotopolimerización como es el caso del cementado de restauraciones
indirectas con más de 2 mm de espesor, restauraciones muy opacas y en la
cementación de restauraciones metálicas y postes. (6, 18)
Los cementos duales pueden dispensarse en formato cápsula o en
formato pasta-pasta. En los primeros la mezcla de los componentes se produce
tras la activación y vibración de la cápsula mientras que el formato pasta-pasta
requiere la mezcla manual o por medio de jeringas de automezcla. La interacción
entre ambas partes se produce mediante una reacción de tipo redox (oxidación-
reducción) del peróxido de benzoilo con las aminas aromáticas terciarias. Esta
reacción redox genera como productos radicales libres que rompen los enlaces
dobles de carbono del anillo alifático para iniciar la polimerización. Tras la
mezcla de los componentes, el tiempo de trabajo se controla mediante los
inhibidores de la polimerización o mediante la cantidad de peróxido o aminas
terciaras aromáticas existente en la composición del cemento. La reacción de
fotopolimerización se desencadena a partir de la activación del fotoiniciador
canforoquinona que puede estar presente en una de las pastas o en ambas.
(18).
Algunos ejemplos de cementos duales son: Block Out (DenMat),
Ultrabond Plus (DenMat), Bisitite II DC (J. Morita), Clearfil DC Cement (Kuraray),
Duo-Link (Bisco),Fill Magic Dual Cement (Vigodent), Rely X Ultimate (3M-Espe),
Rely X Unicem (3M-Espe), Calibra (Dentsply), Variolink II (Ivoclar/Vivadent) o
Nexus 3 (Kerr).
Introducción
24
Como se ha mencionado anteriormente, dentro de los duales se debe
mencionar un subgrupo que se pueden emplear además como cementos
fotopolimerizables. Son aquellos que se comercializan en formato pasta-pasta
con mezcla manual si únicamente se aplica la pasta base., por ejemplo, Calibra
(Dentsply), Variolink II (Ivoclar-Vivadent) o Nexus 3 (Kerr),
De estos tres tipos de cementos de resina, los fotopolimerizables y
duales son los más utilizados hoy en día. (36) Sin embargo, el cemento ideal es
el dual, respecto al mecanismo de polimerización. (6)
1.1.4.2. Según el tratamiento previo del tejido dentario
Tal y como se ha mencionado anteriormente, los cementos de resina
también se pueden clasificar atendiendo al tratamiento previo del tejido dentario
donde se van a aplicar. La unión entre el cemento resinoso y los tejidos duros
del diente, han sufrido modificaciones a medida que han evolucionado los
sistemas adhesivos a partir de su introducción en 1955 (41).Hoy en día, se
pueden distinguir los cementos de resina que requieren la aplicación previa de
un sistema adhesivo, bien de grabado ácido total o autograbador, y, por otra
parte, aquellos cementos de resina que no requieren la aplicación de ningún
sistema adhesivo en el sustrato llamados autoadhesivos.
• Cementos de grabado ácido total
Son aquellos cementos que emplean ácido ortofosfórico, entre el 32% y
el 37% de concentración, para acondicionar el tejido dentario y, posteriormente,
se aplica un adhesivo tras lavar la superficie abundantemente.
En ellos, el ácido ortofosfórico desmineraliza la dentina en una
profundidad entre 3 y 5 μm desde su superficie (dependiendo de la
concentración, pH, viscosidad y tiempo de aplicación), sin dañar las fibras de
colágeno que permanecen formando una red. Este objetivo se logra a través de
soluciones ácidas. El grabado ácido permite eliminar el barrillo dentinario y los
tapones de barrillo, lo que conlleva la exposición de la malla de fibras colágenas
Introducción
25
desprovistas de hidroxiapatita, limitando la infiltración de la resina en los túbulos
dentinarios abiertos (42-44) Posteriormente, se aplica el adhesivo sobre el tejido
acondicionado y éste infiltra en la malla de colágeno, rellenando los espacios
dejados por la remoción de los componentes minerales, infiltrando los túbulos
dentinarios y estabilizando la matriz de colágeno para crear un conglomerado
híbrido, conocido como capa híbrida . La capa híbrida que se origina con este
tipo de sistemas adhesivos es de 2 μm o superior y muestra más microrretención
que los sistemas autograbadores (42,44-47).
Los sistemas de cementado que incluyen adhesivos de tres pasos, el
primer supone el segundo paso para mejorar la humectabilidad y optimizar las
características de superficie de los sustratos, y, por último, la aplicación de la
resina adhesiva que une el sustrato tratado con el material de restauración,
mientras que en aquellos sistemas de dos pasos se aplica conjuntamente el
primer con la resina adhesiva (48). Esta técnica de adhesión se basa en que los
monómeros ácidos modifiquen el barrillo dentinario y la dentina ínter-tubular y
simultáneamente infiltren las fibras de colágeno para producir un estrato híbrido
efectivo (49).
Actualmente, los adhesivos de dos pasos son mucho más empleados
que los de tres, principalmente por el ahorro en el tiempo de trabajo que
permiten. La simplificación de los tres a los dos pasos ha acarreado algunos
inconvenientes, ya que la naturaleza hidrofílica y rica en solventes de estos
sistemas los hacen más susceptibles a la absorción de agua y a la degradación
hidrolítica. Es importante destacar que cuantos más pasos tiene un sistema
adhesivo mayor será la fuerza de adhesión final al diente, pero por otro lado más
complejo es el sistema y más sensible a la técnica. (50,51)
La separación de la fase de grabado y la aplicación del adhesivo supone
el mayor inconveniente de este grupo de sistemas, pudiendo afectar
negativamente la formación de la capa híbrida, además de conducir a una
discrepancia entre la desmineralización y la infiltración (52).
Introducción
26
• Cementos autograbantes
Recientemente se han introducido los cementos autograbantes, los
cuales emplean un primer ácido que no se retira posteriormente y prepara el
tejido dentario para la adhesión posterior sin precisar de la aplicación previa de
un ácido grabador, ya que contienen monómeros acídicos de bajo peso
molecular capaces de acondicionar e infiltrar el tejido dental de forma
simultánea, por lo que el riesgo de discrepancia entre ambas maniobras
disminuye o desaparece (49,53,54). El uso de estos sistemas adhesivos ha
aumentado mucho en los últimos años ya que requieren menor tiempo de
aplicación, menos pasos y, consecuentemente, son menos sensibles a la
técnica. (21,55).
Los sistemas autograbantes desmineralizan la dentina en diferente grado
de acuerdo a su pH. Así, estos sistemas pueden tener una acidez elevada
(pH<1), intermedia (pH=1.5) o suave (pH >2) y, consecuentemente, el espesor
de la capa híbrida que van a formar está en íntima relación con este pH. Los
sistemas que presenta un pH<1 forman una capa híbrida similar a la obtenida
por los sistemas de grabado ácido total. Los de pH intermedio van a generar una
capa híbrida más estrecha y finalmente, los autograbantes suaves van a disolver
parcialmente el barrillo dentinario además de desmineralizar superficialmente la
dentina, generándose una capa híbrida más estrecha, además de promover la
interacción química de los monómeros con la hidroxiapatita residual. Por tanto,
las capas híbridas que forman oscilan entre 0.5 μm y 2 μm espesor de acuerdo a
la acidez del sistema empleado siendo, en general, inferiores a las de grabado
ácido total como se ha mencionado previamente. (46; 55)
Sin embargo, su comportamiento adhesivo no sólo está marcado por la
acidez de sus monómeros sino también por el tipo de monómero o monómeros
presentes en su composición. Los adhesivos autograbantes de un paso que
además de los monómeros acídicos contienen HEMA (2-hidroxietilmetacrilato) se
degradan hidrolíticamente por la cantidad de agua que absorben y, por tanto,
registran una nanofiltración elevada. Aquellos adhesivos autograbantes que
continen los monómeros 10-MDP (10-metacriloxidecildihidrógeno fosfato),
phenyl P (hidrogenofosfato fenil), P-HEMA (fostato-2- hidroxietilmetacrilato) y 4-
Introducción
27
MET (4 ácido metacriloxietil trimelítico) interactúan químicamente con la
hidroxiapatita de la dentina formando sales de calcio. No todos interactúan del
mismo modo, la interacción más fuerte y estable hidrolíticamente se ha
observado en aquellos adhesivos que contienen 10-MDP. (53,55)
Según el número de pasos que requiere su aplicación, los sistemas
autograbantes pueden ser de dos o de un solo paso. Los de dos pasos exigen la
aplicación de un primer autograbador que desmineraliza el sustrato dental e
infiltra y, posteriormente, la resina adhesiva. Los sistemas de un solo paso, son
los que en una sola aplicación se emplea un adhesivo autograbante que
contienen en su composición productos que graban, acondicionan y se adhieren
simultáneamente al tejido. (49). Su adhesión a los tejidos dentarios depende de
su acidez y de su capacidad de interacción química con los mismos.
A pesar del interés mostrado por estos nuevos adhesivos, se ha descrito,
una incompatibilidad química cuando son utilizados en combinación con
cementos resinosos químiopolimerizables o duales (56,57). Esto se debe a que
los grupos acídicos de estos adhesivos simplificados, debido a la presencia de
oxígeno, compiten con los peróxidos por las aminas aromáticas terciarias del
agente cementante, dando lugar a una reacción ácido-base entre el adhesivo y
el cemento. Esta reacción reduce la adecuada copolimerización entre los dos y
dificulta el curado del cemento (58).
Además, estos adhesivos simplificados pueden estar negativamente
afectados por la presencia de fluido procedente de los túbulos dentinarios en los
dientes vitales, que puede incorporarse a los monómeros hidrofílicos del
adhesivo y afectar la polimerización del material, aportando una reducción de la
durabilidad de la restauración (59).
• Cementos autoadhesivos
Los cementos autoadhesivos han sido introducidos recientemente en la
práctica clínica y han sido presentados como una alternativa innovadora a los
cementos resinosos tradicionales al unirse a la dentina sin ningún tipo de
tratamiento previo simplificando todo en un único paso.
Introducción
28
Todos los cementos autoadhesivos son cementos duales y el principal
beneficio de los cementos autoadhesivos es la simplicidad de la aplicación, al
reducir drásticamente el número de pasos, acortando el tiempo de tratamiento
clínico y disminuyendo la sensibilidad de la técnica, lo que conlleva minimizar los
errores de procedimiento a lo largo de las fases de tratamiento. Además, este
tipo de cementos reúnen en un solo producto el fácil manejo de los cementos
convencionales, la capacidad de autoadhesión y liberación de flúor de los
cementos de ionómero de vidrio y las propiedades mecánicas, estabilidad
dimensional y retención micro-mecánica alcanzada por los cementos resinosos.
(60, 61,62)
Los cementos autoadhesivos contienen monómeros acrílicos o
monómeros de diacrilato y adhesivos específicos que son suficientemente
ácidos para conseguir la desmineralización y generar un puente químico con el
ion calcio de la hidroxiapatita de la estructura dentaria, además de reaccionar
con las partículas de relleno presentes en el cemento. (37)
En un principio el cemento presenta una alta acidez e hidrofilicidad, para
alcanzar un grado aceptable de autograbado y adhesión al esmalte y dentina y
facilitar la humectación, sin embargo, en un corto período de tiempo, los
materiales se hacen más hidrófobos a medida que los grupos ácidos son
consumidos a través de la reacción con el calcio de los tejidos dentarios y una
variedad de óxidos metálicos liberados de las partículas de relleno. (60)
Los activadores e iniciadores en los cementos de resina autoadhesivos
difieren de los presentes en los cementos de resina convencionales. Esto se
debe a que tanto las aminas terciarias alcalinas (reductor) como lo es el peróxido
de benzoilo (oxidante), que son las desencadenantes de la reacción de
polimerización, tienden a generar, respectivamente, sales y radicales libres en
medios ácidos, como el que se presenta con el cemento de resina autoadhesivo
en su composición. Para evitar que se pierda tanto el activador como el iniciador
durante el periodo de almacenamiento se introduce el peróxido de
benzoilthiourea (BTU) como agente reductor en la parte no ácida del producto y
el hidroperóxido de cumena (CHP) como oxidante ácido resistente en la parte
ácida del producto. (60)
Introducción
29
El mecanismo de adhesión se basa en una retención micro-mecánica y
en mayor medida en una interacción química entre los monómeros ácidos del
cemento y el componente mineral (hidroxiapatita) de la dentina. (62) La
interacción química se produce entre los grupos ácidos y el relleno alcalino,
asegurando la neutralización de los monómeros ácidos mediante una reacción
ácido-base que libera agua, esto debería favorecer el comportamiento hidrofílico
del cemento en las fases iniciales de su aplicación, permitiendo así una mejor
adaptación a la dentina, limitando la influencia de la humedad típica de este
substrato. Posteriormente, la función del agua es la de comportarse como un
tampón necesario para que el cemento desarrolle unas propiedades más
hidrofóbicas y no incorpore el agua resultante de la transudación de fluidos a
través de los túbulos dentinarios. (64)
En relación a la resistencia adhesiva, la mayoría de los estudios con
cementos autoadhesivos, se realizan utilizando RelyX Unicem y parecen variar
con el material (65). De acuerdo a la literatura, este cemento consigue valores
de resistencia adhesiva incluso superiores a las de otros cementos de resina
convencionales mostrando menor susceptibilidad a la degradación hidrolítica
(66), En consonancia, la resistencia adhesiva se ha determinado que puede
incluso aumentar tras 24 horas de inmersión en agua (67). Esto ocurre a pesar
de que este cemento no es capaz de establecer una capa híbrida con el tejido
dentinario ni grabar eficazmente el barrillo (68).
Estudios in vitro han evidenciado que los cementos auto-adhesivos
desarrollan una fuerza de adhesión inferior cuando se utilizan sobre el esmalte
(64,69,70), por esta razón los autores recomiendan solo grabar la superficie del
esmalte con una solución de ácido fosfórico al 35% debido a que se registró una
mejoría de los valores de la unión al esmalte (63,70). A pesar de que los autores
coincidan con la evaluación del comportamiento de los cementos auto-adhesivos
sobre el esmalte, todavía siguen muchas dudas en las valoraciones realizadas a
nivel de la dentina. Algunos artículos científicos han comparado la fuerza de
adhesión de los cementos auto-adhesivos in vitro a la de sistemas adhesivos
auto-grabantes (33,69,70), mientras que otros autores han descrito una fuerza
adhesiva inferior (71).
Introducción
30
Por otro lado, el mecanismo de polimerización de los cementos
autoadhesivos es dual, es decir una parte química y otra fotopolimerizable,
basada en la adición de fotoiniciadores a los iniciadores de la reacción oxido-
reducción (60). Varios estudios han indicado la mejora substancial en la
conversión de metacrilatos cuando se comparara la polimerización dual con solo
la química (72,73). Por esta razón, es prudente fotopolimerizar los cementos
duales en los todos márgenes accesibles de restauración. Esta práctica debe
mejorar la integridad marginal, y puede aumentar la resistencia al desgaste y
reducir las manchas. (74,75).
Según los fabricantes, los cementos de resina autoadhesivos presentan
menor sensibilidad post-operatoria, ya que estos cementos se aplican sobre la
dentina cubierta con barrillo dentinario. No obstante, otros estudios no han
mostrado diferencias entre cementos autoadhesivos y los cementos de grabado
ácido total (76,77)
RelyX Unicem fue el primer cemento de resina autoadhesivo en ser
introducido en el mercado (78), ganando rápidamente popularidad debido a su
técnica simplificada de aplicación. De este modo, varios fabricantes
desarrollaron cementos autoadhesivos, los cuales difieren en términos de
sistemas de entrega, tiempos de trabajo y curado, número de colores disponibles
y composición, pero de acuerdo a los fabricantes todos los cementos
autoadhesivos liberan iones fluoruro, todos son de curado dual, radiopacos y
están indicados para la cementación adhesiva de cualquier restauración
indirecta, excepto para la cementación de carillas. (62,79)
Las indicaciones clínicas de los cementos autoadhesivos abarcan un
amplio espectro. Se emplean para la cementación de incrustaciones, coronas
metálicas o cerámicas y postes metálicos o de fibra (62). No son recomendables
para cementar carillas cerámicas debido a que sufren mayor sorción acuosa que
el resto de los cementos de resina, tienen menos variedad de colores y el tiempo
de trabajo es más limitado que el de los cementos fotopolimerizables (62).
Introducción
31
1.2. Ionómero de vidrio modificado con resina
Los ionómeros de vidrio surgieron en 1972 de la necesidad de superar
los inconvenientes clínicos que presentaban los silicatos, gracias a las
investigaciones llevadas a cabo por Wilson y Kent. (6,80,81) Posteriormente
fueron desarrollados y divulgados para su uso clínico por McLean y Wilson en
1974(80). El Ionómero de vidrio cambió todas las expectativas dentro de los
materiales restauradores. Este material contiene flúor que es utilizado por
primera vez dentro de un cemento dental.
Los ionómeros se clasifican en función de su composición química en dos
categorías: Ionómeros convencionales y Ionómeros modificados con Resinas.
(81)
Los cementos de ionómero de vidrio convencionales se someten a una
reacción química ácido-base creado por la mezcla de iones de vidrio de
fluoroaluminosilicato (polvo) con un ácido poliacrílico acuoso o ácido
policarboxilato (líquido).(81) Este avance combina las ventajas de los cementos
de silicato temprana y las propiedades adhesivas de cementos de policarboxilato
de zinc. El fraguado es solo químico y no se activa con luz, por lo tanto, no existe
contracción de polimerización. Su principal ventaja es la capacidad para unir
químicamente a la estructura dental y proporcionar un sellado marginal junto con
la liberación de fluoruro sólido y posee un módulo de elasticidad similar a la
dentina. (81) La liberación de flúor de ionómero de vidrio se ha demostrado que
ayuda a prevenir la formación de caries secundaria, mediante la creación de una
zona de inhibición, y, además, se ha encontrado que tienen un efecto preventivo
sobre los dientes adyacentes. (82) Sin embargo, tienen un fraguado muy lento,
haciéndolo altamente sensible a la humedad, lo que disminuye su resistencia y
durabilidad. (81,83)
Los cementos de ionómero de vidrio modificados con resina (CIV-RM) se
introdujeron en 1990 con el fin de mejorar las propiedades mecánicas, disminuir
el tiempo de fraguado y atenuar la sensibilidad a la humedad (81), para ello se
combinó algunas de las propiedades deseables de los cementos de ionómero de
vidrio (liberación de fluoruro y adhesión química) con alta resistencia y baja
solubilidad de las resinas compuestas. (84)
Introducción
32
Los CIV-RM son un híbrido de ionómero de vidrio (80%) y resina
compuesta (20%), y se forma mediante la sustitución de parte del ácido
poliacrílico del cemento ionómero de vidrio convencional con monómeros de
metacrilato hidrófilos (6,27,80), por lo tanto contienen acido- base y
componentes polimerizables. (81)
Se componen de polvo, cuyo componente básico es un Aluminio silicato
de vidrio que contiene flúor, y de líquido que contiene cuatro ingredientes
principales: (6, 81, 85)
• Una resina de metacrilato (bis-GMA), que permite la reacción de
polimerización.
• Un poliácido que reacciona con el vidrio para permitir la reacción ácido-
base.
• Metacrilato de hidroxi-etilo (HEMA), un metacrilato hidrófilo que permite
tanto a los componentes de resina y ácidos coexistir en una solución acuosa;
HEMA también participa en la reacción de polimerización.
• Agua, para permitir la ionización del componente ácido de modo que
puede ocurrir reacción ácido-base.
• Presentan otros componentes como activadores de polimerización y
estabilizadores
Los cementos ionómero de vidrio modificado con resina presentan
polimerización dual, es decir, se establecen por una reacción ácido-base y
fotopolimerización. La reacción acido- base es inducida al mezclar el polvo y el
líquido, interaccionando el relleno y la matriz poliácida. Este proceso es
suplementado por una reacción de polimerización de la resina de los monómeros
como el HEMA (hidroxietilmetacrilato) y el bis-GMA (bis-Glicidil dimetacrilato) o
de cadenas sobre la molécula de poliácidos iniciada por la luz visible. Los
cementos de ionómero de vidrio modificados de resina están disponibles en el
mercado en forma de polvo / líquido, capsulas o como un sistema de dos pastas.
(6,85,86)
Introducción
33
1.2.1. Ventajas: (6,86-90)
• Mejor resistencia a la compresión, tracción y a la flexión en
comparación con los cementos de fosfato de zinc, policarboxilato y cementos de
ionómero de vidrio, pero es menor que la resina compuesta.
• Menos sensible a la contaminación por humedad temprana y la
desecación durante el ajuste y menos soluble que el cemento de ionómero de
vidrio.
• Su resistencia a la abrasión y la fractura a la resistencia son mayores
que los CIV.
• Mejor estética.
• Fácil manipulación y uso.
• Espesor de película bajo.
• Libera mayores cantidades de fluoruro en comparación con los
cementos de ionómero de vidrio convencionales. Sin embargo, la investigación
no ha demostrado reducir los niveles de caries alrededor de las restauraciones
cementadas con cementos liberadores de fluoruro.
• Adhesión a esmalte y dentina, debido al grupo carboxilo.
•La polimerización no se ve afectada significativamente por los materiales
provisionales, siempre que si el cemento provisional contiene eugenol se
elimine por completo minuciosamente.
• Mínima sensibilidad post-operatoria.
• Alta fuerza de adherencia a la dentina húmeda (14 MPa).
Introducción
34
1.2.2. Desventajas: (87,89,91)
• Se ha observado la deshidratación del cemento debido al componente
de ionómero de vidrio a los 3 meses de estar en boca junto con la contracción de
polimerización. Esto puede crear fracturas por estrés en el cemento expuesto,
dando lugar a la interfaz diente-restauración.
• HEMA es responsable del aumento de la absorción de agua, posterior
plasticidad y expansión higroscópica. La absorción inicial de agua disminuye el
estrés durante la contracción de la polimerización, pero la absorción de agua
posterior conduce a un cambio sustancial de dimensiones provocando fracturas,
por tanto se contraindica su uso para la cementación de coronas de cerámica sin
metal y zonas posteriores. Sin embargo, dos estudios piloto realizado en 2003
llegó a la conclusión de que la expansión no es responsable de la fractura de las
coronas de cerámica sin metal. (92)
• Aunque es poco frecuente, puede provocar una respuesta alérgica
debido a los monómeros libres, por lo tanto, adoptar las precauciones necesarias
durante la mezcla.
• Es un cemento muy duro y difícil de eliminar. Por consiguiente, poco
después de la reacción primaria, necesitan limpiarse los márgenes.
1.2.3. Radiopacidad
Aunque los materiales basados en metales por lo general muestran una
excelente radiopacidad y se detectan fácilmente en las radiografías, los
materiales poliméricos son a menudo radiotransparente, haciéndolos difíciles de
detectar en las radiografías. Sin embargo, la adición de cargas o el uso de
radiopaco compuestos mejoran esta situación. En los materiales de ionómero de
vidrio, la radiopacidad puede lograrse mediante la incorporación de elementos
tales como estroncio, oxido de bario (BaO), trióxido de yterbiio (Yb2O3) y dióxido
de zirconio (ZrO2), entre otros. (83,93)
Una característica importante de estos cementos que brinda esta
propiedad es que permite distinguirlo radiográficamente del esmalte y dentina,
Introducción
35
facilitando el diagnostico de caries dental recidivante, presencia de burbujas en
el material y en la interfase, sobreobturaciones y adaptación deficiente. (83)
1.2.4. Mecanismo de adhesión
Tanto GI y RMGI son materiales autoadhesivos al esmalte y la dentina. El
mecanismo de adhesión es un enlace iónico entre el ionómero de vidrio y el
calcio dentro de la estructura del diente.(94,95) La adhesión de RMGI es
ligeramente diferente; se forma una zona híbrida modificada con la estructura del
diente.( 94,95)
Cuando se utiliza RMGI se recomienda, para aumentar la unión al
esmalte, biselar el esmalte y utilizar un ácido orgánico débil para acondicionar la
cavidad. Estudios recientes sobre RMGI demuestran que, a pesar de que el
grabado con ácido fosfórico no es recomendado por los fabricantes ya que
disuelve y elimina el calcio, lo que resulta una adhesión más débil y
comprometida, la interfaz de resina / dentina y esmalte grabado todavía
presentará adhesión. (97,98)
El enlace entre la dentina y el ionómero de vidrio es predecible. En
estudios clínicos, la retención de RMGI en restauraciones de lesiones cervicales
fue superior al 90% a los tres años.16 La retención de GIC convencional a que
se ha reportado en 83% para las lesiones restauradas similares diez años. (99)
Cuando se ha evaluado la resistencia al cizallamiento a la dentina se ha
observado que cuando está estresado hay una fractura cohesiva del ionómero
de vidrio, dejando el ionómero de vidrio todavía unido a la dentina. (100,101)
1.2.5. Indicaciones
Los cementos de resina y los cementos ionómero de vidrio modificados
con resina son los cementos más versátiles y en la actualidad son considerados
como la mejor alternativa para la cementación de inlays y onlays de composite o
cerámicos, carillas, coronas, prótesis fijas y puentes con fibra de vidrio, debido a
Introducción
36
la posibilidad de unirse a la porcelana y a las resinas compuestas indirectas
previo grabado ácido y silanización de esta. (6, 19) También son utilizados para
la cementación de restauraciones metálicas, como una alternativa al cemento de
fosfato de zinc e ionómero de vidrio, y para la cementación de postes en dientes
tratados endodónticamente. (37)
De la misma forma, el uso de estos cementos está indicado en
situaciones donde no hay una óptima retención y resistencia en la preparación,
así como en los casos que es necesario una mayor reducción oclusal para
proporcionar espacio para restauraciones posteriores de cerámica. En estas
situaciones garantizan mayor éxito que los cementos convencionales. (6, 102)
Para la cementación de restauraciones estéticas se prefiere el uso de
cementos de resina respecto a los cementos convencionales de fosfato de zinc y
de ionómero de vidrio debido a sus propiedades estéticas, contando incluso con
variedad de colores, baja solubilidad, mayores propiedades mecánicas y la
capacidad de unirse tanto a la pieza dentaria como a la restauración. (19, 21)
Otra aplicación de este tipo de cementos es la cementación de brackets y
bandas ortodóncicas. (91)
Introducción
37
1.3. Adhesión
El fenómeno de adhesión es el proceso que más ha revolucionado la
odontología en los últimos tiempos.
La odontología adhesiva nace en 1955 cuando Buonocore y cols.,
utilizando las técnicas de unión entre varios materiales, postularon que el ácido
ortofosfórico podría ser usado como un tratamiento de la superficie antes de la
aplicación de la resinas. Más tarde descubrieron que el grabado del esmalte con
ácido fosfórico aumentaba la duración de la adherencia bajo el agua. Por tanto,
el cambio estructural en la superficie del diente que proporciona el grabado
mediante el ácido, se sitúa en el inicio de la aplicación de sustancias y técnicas
para mejorar la adhesión, que fueron desarrolladas y mejoradas con
posterioridad. (41)
En 1963, estos autores profundizaron en sus aportaciones iniciales
cuando analizaron las diferencias de la adhesión al esmalte y a la dentina
(41,103). A finales del decenio de 1960, se suman a sus estudios los de sus
colaboradores Gwinnet y Matsui, concluyendo que el mecanismo de la adhesión
está basado en la formación de “tags” de resina, es decir, en la penetración de
resina de baja viscosidad en las microporosidades causadas sobre el esmalte
por el ataque del ácido. (104)
1.3.1. Concepto
La palabra adhesión viene del latín adhaerere, formada por ad (para) y
haerere (pegarse) que significa unir o juntar dos partes. En odontología, se
entiende por adhesión la fuerza químico-eléctrica generada entre dos materiales
de distinta composición química, tales como el esmalte dental o la dentina y los
materiales odontológicos.
La unión se consigue y se mantiene básicamente a través de dos tipos de
mecanismos: (51)
a) Mecánico o físico: Este mecanismo de adhesión también se conoce
como sistema de retención mecánica. Corresponde a la unión entre dos
Introducción
38
superficie a través de una trabazón entre las partes a unir o por la generación de
tensión entre dichas partes, y se logra a través de los efectos geométricos y
estructurales entre los substratos adherentes. Es el sistema más elemental y la
traba puede lograrse, según la magnitud de las irregularidades creadas en las
superficies de contacto, a nivel macroscópico (tallados cavitarios, retención y
anclaje, tales como paredes retentivas o surcos) o microscópico (las partes
resultan sujetas por su morfología microscópica).
b) Específico o Químico: Se consigue mediante la atracción de los
átomos y/o moléculas entre dos o más substratos, a través de enlaces iónicos,
covalentes y enlaces secundarios como podrían ser las fuerzas de Van der
Waals, las fuerzas polares, los puentes de hidrógeno, la quelación o las fuerzas
de dispersión. (42,105)
1.3.2. Factores que influyen en la adhesión
Las características de los substratos que van a unirse influyen en gran
medida en el resultado final de adhesión. Existen propiedades físicas que se
consideran determinantes para conseguir buenos resultados en la adhesión:
1. Superficie de contacto: Tanto los tejidos dentarios como las
restauraciones poseen superficies irregulares. De esta manera, al juntarlas
quedarán vacíos entre ambas superficies, es decir no se podrán adaptar tan
íntimamente como para generar adhesión específica entre ellas. Es por este
motivo que para lograr una adhesión óptima deben eliminarse estas
separaciones generadas por las irregularidades de ambas superficies,
generando así que ambas superficies que participan de la unión se mantengan
en posición. (106,107)
2. Adaptación: Las superficies que se van a unir deben, idealmente,
entrar en contacto en su totalidad, para que así quede la menor distancia entre
ambas partes de tal forma que se favorezca una unión íntima. Cuando esto no
es posible de realizar, un elemento fluido facilitará la adaptación. (106)
Introducción
39
3. Tensión o Energía superficial: Los átomos constituyentes de un cuerpo
poseen fuerzas electrostáticas de atracción entre sí. Este fenómeno hace que en
el interior del substrato exista una compensación de fuerzas, mientras que los
átomos de la superficie solo mantienen sus fuerzas de atracción en el lado que
contactan con otros átomos. Esta energía no contrarrestada en la porción
superficial, se denomina tensión superficial o energía superficial, según se trate
de líquidos o sólidos. En gran parte de los sistemas de adhesión se utilizan
líquidos para crear interfases en la unión entre sólidos. También en odontología
los adhesivos dentinarios son líquidos que ponen en relación dos sustratos
sólidos: el diente y el material restaurador. Para que haya adhesión entre un
líquido y un sólido debe haber un íntimo contacto entre las dos superficies, y
para ello, la tensión superficial del líquido debe ser menor que la energía libre del
sólido. (106-108)
4. Humectación: Es la capacidad de un líquido para mojar un sólido, es
decir, de fluir y adaptarse íntimamente a una superficie. Para ello se requiere
que el líquido adhesivo a utilizar tome contacto íntimo y fluya fácilmente por la
superficie generando una delgada capa continua, lo cual depende directamente
de las energías superficiales de cada uno de los substratos, ya que la tensión
superficial tiende a mantener el líquido en forma de gota, mientras que la energía
superficial del sólido tiende a que se extienda. Este principio se utiliza para
mejorar situaciones en las cuales siempre quedan espacios microscópicos al
poner dos superficies en contacto, dificultándose, una total e íntima unión. Así,
interponiendo un líquido entre ambas superficies de tal forma que se introduzca
por los espacios vacíos, se permite que por medio de él se genere una
coaptación total con ausencia de poros o espacios. La humectancia se valora.
Cuanto mayor es este ángulo, menos extendida está la gota, menor es la
humectancia. (106,107,109)
5. Ángulo de Contacto: Para que un líquido (adhesivo) se adapte bien a
la superficie, es decir humecte una superficie sólida, es necesario que la
superficie atraiga al líquido y que éste se deje atraer. La manera para evaluar
cómo se produce este fenómeno, es midiendo el ángulo de contacto que forma
la tangente a la gota con la superficie del sólido. Cuanto menor sea el ángulo,
más extendida está la gota y, por tanto, mejor es la humectancia y la capacidad
de adhesión. Si las moléculas del adhesivo son atraídas por las moléculas del
Introducción
40
adherente con mayor intensidad que la atracción entre ellas mismas, el líquido
adhesivo difunde completamente sobre la superficie del sólido sin formar ningún
ángulo (106,107).
Otros autores (11, 110) consideran la viscosidad y la temperatura como
factores que influirán en los ya mencionados. La viscosidad condiciona la fluidez
del material: Una baja viscosidad permite una mejor fluidez y adaptación del
material. La temperatura disminuye la viscosidad y aumenta la tensión
superficial.
1.3.3. Mecanismo de adhesión
Actualmente, los cementos deben cumplir básicamente dos propiedades,
disminuir la solubilidad y aumentar la resistencia a la estructura dentaria y a los
materiales de las restauraciones. Un cemento dental puede lograr la retención
por diversos mecanismos. (19)
El principal mecanismo de retención para cualquier cemento es la unión
mecánica entre dos superficies rugosas y paralelas, el cemento llena la interfase
diente/restauración y produce conexión mecánica al entrar en las pequeñas
irregularidades existentes en las superficies de ambos materiales. Por este
mecanismo actúan todos los cementos dentales independientemente de su
composición. (19)
Por otro lado, el mecanismo de unión molecular, el cual es llevado a cabo
por fuerzas de Van der Waals, y enlaces químicos débiles formados entre el
cemento y la estructura dentaria. Es empleado por los cementos de
policarboxilato e ionómero vidrio. (19)
Sin embargo, la adhesión de los cementos de resina o ionómero de
vidrio modificados con resina actúa por un mecanismo de unión
micromecánica. En este mecanismo el enlace ocurre en las irregularidades
microscópicas del sustrato dentario que son aumentadas por medio del grabado
ácido, lo que permite obtener una adecuada rugosidad de la superficie para
alojar el cemento, aumentando además la superficie de contacto y la
humectabilidad. (18, 19)
Introducción
41
La retención micromecánica es suficiente para lograr un buen sellado
y para evitar sensibilidades postoperatorias, pero para ello los cementos
requieren el uso conjunto de sistemas adhesivos. (18, 19, 39)
Por esta razón, es muy importante resaltar que es decisivo para una
correcta cementación de las restauraciones, no sólo seleccionar el cemento
apropiado, sino también complementar su uso con la correspondiente
preparación de la superficie. El procedimiento a realizar dependerá de las
superficies del diente y del material restaurador. (6, 18)
1.3.4. Adhesión a los diferentes sustratos
La estructura dentaria está conformada por diferentes tejidos los que
difieren en composición, orden y estructura. Esto determinará una forma
específica de adhesión al material restaurador. No obstante, el principio
fundamental de la adhesión a los tejidos dentarios consiste en el proceso de
cambio del contenido mineral (hidroxiapatita) del sustrato dental por la resina
sintética. (49)
Los cementos de resina adhesiva tienen la capacidad de unirse tanto a la
estructura dental y restauración. La integración produce refuerzo de ambas
estructuras, y reduce microfiltración, sensibilidad postoperatoria, caries
recurrentes. (30)
1.3.4.1. Adhesión al esmalte
El esmalte es una estructura cristalina altamente mineralizada. La
hidroxiapatita, en forma de retícula cristalina, es el principal componente mineral
y representa el 90-92% del volumen. Los demás componentes del esmalte
dental son una parte orgánica (1-2% del peso) y una parte de agua (4% del
peso). (52)
Introducción
42
• Matriz orgánica: el componente orgánico es de naturaleza proteica y
constituye un complejo sistema de multiagregados polipeptídicos. Estas
proteínas son: las amelogeninas, enamelinas, ameloblastinas y
tuftelinas.(111,112)
• Matriz inorgánica: está constituida por sales minerales cálcicas
básicamente de fosfato y carbonato. Estas sales se depositan en la matriz del
esmalte, dando origen rápidamente a un proceso de cristalización que
transforma la masa mineral en cristales de hidroxiapatita, calcio y fósforo. Los
cristales de sales minerales en el esmalte son más voluminosos que los
existentes en la dentina y el tejido óseo.( 111,112)
• Agua: se localiza en la periferia del cristal constituyendo la
denominada capa de hidratación, o capa de agua absorbida. El porcentaje de
agua en el esmalte disminuye progresivamente con la edad.(112)
El principio de la adhesión en el esmalte dental se basa en aplicar ácido
fosfórico a la superficie del esmalte dental, que provoca distintos grados de
disolución de los prismas del esmalte y del esmalte interprismático y se forma el
denominado patrón de grabado ácido del esmalte. El patrón de grabado ácido
del esmalte consta de microporosidades muy pequeñas e innumerables zonas
retentivas, lo que conlleva a una superficie más receptiva, que atrae el adhesivo
y aumenta el área de superficie del esmalte, así como aumenta la energía
superficial del esmalte de 28 a 72 dinas/cm, facilitando que los microporos
generados puedan ser mojados y penetrados por el adhesivo (resina sin carga
inorgánica o con poca carga) y forman los tags adhesivos, que son
prolongaciones de resina en tejido dentinario, creando una superficie más
receptiva a la adhesión y un enlace resistente y duradero después de su
polimerizacion. (105,113,114)
Con la descripción de la técnica de grabado ácido de Buonocuore en
1955(41) y el descubrimiento posterior de las primeras resinas fluidas de Bowen
en 1961), se configuró un sistema de fijación de tal eficacia que se sigue
considerando, con pocas modificaciones, uno de los pilares del éxito de la
odontología conservadora actual. (5,41) Gracias a esta sencilla sistemática,
Introducción
43
se consigue una gran fuerza de adhesión y se asegura el sellado marginal y
la integración mecánica de ambas estructuras. (6, 18, 119)
En la actualidad, existen adhesivos que no requieren la utilización previa
de un ácido independiente (autograbantes), pero se ha demostrado que logran
menores fuerzas de adhesión y se debe hacer un grabado ácido
previamente en el esmalte. (18)
1.3.4.2. Adhesión a la dentina
La unión a la dentina es más compleja, en comparación con el esmalte, al
ser menos predecible, menos fuerte y más sensible a la técnica que la
adhesión a esmalte. (6, 18) El mecanismo de adhesión al esmalte no se
cuestiona desde los trabajos iniciales de Buonocore anteriormente citados, sin
embargo la adhesión a la dentina ha sido objeto de varias hipótesis.
La dentina constituye la masa principal del diente y sus propiedades son
determinantes en casi todos los procedimientos de Odontología Restauradora.
Está constituida aproximadamente por el 75% de materia orgánica, 20% de
materia inorgánica y 5% de agua. (49, 115)
En la dentina se diferencian dos componentes básicos:
1. Matriz mineralizada formada principalmente por una matriz orgánica de
fibras colágenas mineralizada con cristales inorgánicos de hidroxiapatita, de
tamaño más pequeño que en el esmalte, con un contenido inferior de calcio y un
porcentaje de carbonates de 4-5%, que se orientan paralelos a las fibras de
colágeno. El componente orgánico está formado por colágeno tipo I, pequeñas
cantidades de colágenos tipos III, IV, V, VI, otras proteínas estructurales como
glicoproteínas y proteoglicanos e iones orgánicos como el lactato y el citrato.
También contiene flúor, carbonatos, fosfatos amorfos, sulfatos, Cu, Zn, Fe, Mg.
(116,117)
Introducción
44
2. Conductos o túbulos dentinarios son pequeñas estructuras cilíndricas
que atraviesan todo el espesor de la dentina desde la pulpa hasta la unión
esmalte- dentina y cemento- dentina, dentro de los cuales transcurre la
prolongación del odontoblasto. Estos túbulos se encuentran más separados en
las capas periféricas de la dentina y más próximos entre sí cerca de la superficie
pulpar. Los túbulos dentinarios tienen una orientación de tipo radial a partir de la
parte central del tejido pulpar. Tanto la densidad de los túbulos como sus
diámetros, disminuyen a la vez que los túbulos se alejan de la pulpa. En el
interior de dichos túbulos hay fluido dentinario que tiene un flujo permanente y
constante hacia el exterior y ejerce una determinada presión que puede
condicionar el proceso de adhesión alterando la posibilidad de penetración de la
resina en su interior y limitar la longevidad de la unión. (118)
La dentina está estructurada según el grado de calcificación en dos áreas
diferentes: (46, 52)
a) Dentina Peritubular: zona anular que rodea el espacio canalicular, de
un grosor menor a 1 μm, de alto contenido mineral y escasas fibras colágenas.
La dentina peritubular forma la pared de los túbulos dentinarios.
b) Dentina Intertubular: zona ubicada por fuera de la dentina peritubular,
que constituye la mayor parte de la dentina. Este tipo de dentina es menos
mineralizada que la peritubular. Su contenido en matriz orgánica se acerca al
50% del volumen y consta de una red de fibras colágenas sobre las que se
depositan cristales de apatita. Este tipo de dentina representa el principal
producto de secreción de los odontoblastos.
Se pueden distinguir varios tipos de dentina: primaria, segundaria,
reparativa, terciaria, transparente, cariada, desmineralizada, remineralizada o
hipermineralizada (47,49).
Introducción
45
La dentina tiene un color blanco amarillento y se relaciona con el grado
de mineralización de este tejido y consecuentemente, con la permeabilidad
dentinaria. Así mismo, depende de la vitalidad de la pulpa, de la edad del diente
y de la presencia o no de pigmentos endógenos o exógenos. En términos de
mantenimiento y preservación de la biología pulpar, cuanto menor sea la
permeabilidad dentinaria menor será la posibilidad de daño pulpar en pieza
vitales. Contrariamente a lo dicho, desde el punto de vista adhesivo, la situación
de mayor calcificación será la más desfavorable, donde una dentina de aspecto
amarillento (de mediana mineralización) es la más beneficiosa. Por tanto, la
permeabilidad dentinaria será un factor importante para considerar cuando la
dentina deba abordarse con tratamientos adhesivos. (46,47)
Al realizar una preparación cavitaria con elementos cortantes se genera
el denominado barrillo dentinario (o smear layer), que cubre superficialmente la
dentina intertubular y ocluye la entrada de los túbulos. El barrillo dentinario se
define como una película compuesta por materiales orgánicos e inorgánicos y su
espesor se estima entre 0.2 y 0.5 micrómetros. Este actúa como una barrera de
difusión que disminuye la permeabilidad de la dentina y que algunos consideran
un impedimento que debe ser removido para poder unir la resina al sustrato
dentinario. (31)
El principio de la adhesión en la dentina se basa también en el grabado
superficial mediante un ácido, no obstante, el tiempo de grabado de la
dentina es menor que el del esmalte dada su menor
mineralizaciónDependiendo del sistema adhesivo, en el proceso se puede
eliminar o disolver completamente el barrillo dentinario (los túbulos dentinarios y
las estructuras colágenas, la denominada red de fibras colágenas, quedan
expuestos como resultado) o bien se puede alterar su estructura (los túbulos
dentinarios y la red de fibras colágenas no quedan expuestos en el proceso). En
ambos casos, el objetivo del adhesivo sobre la dentina es humedecerla y
entrelazarse con las fibras de colágeno para establecerse asimismo una
unión. (6, 18).
Introducción
46
1.3.4.3. Adhesión al metal
Para obtener la unión entre la superficie metálica y el cemento se
requiere una retención micromecánica, que se obtiene gracias a un “arenado”
(partículas de alúmina con aire a presión) de las superficies metálicas. También
puede utilizarse un recubrimiento de sílice sobre aleaciones de metales nobles o
vulgares, que consiste en aplicar sílice pirógena con una llama de propano. (1,6)
1.3.4.4. Adhesión a restauraciones de composite (1,6)
Las restauraciones de composite como incrustaciones y carillas suelen
estar completamente polimerizadas, por consiguiente, es difícil obtener una
nueva unión química de una resina ya polimerizada a otra en el momento de la
cementación.
Esta situación se distingue de lo que ocurre durante una restauración
directa en resina, que se caracteriza por usar más de un incremento para
completarla. Al utilizar una técnica incremental, se garantiza la unión química
entre las diferentes porciones de resina, ya que sobre la última porción
polimerizada remanece una superficie de resina no polimerizada, inhibida por la
presencia de oxígeno. En el caso de una restauración de composite indirecta,
esta porción no polimerizada difícilmente estará presente, ya que la
manipulación de la restauración, asociada con una sobreexposición de la resina
a la luz activadora y/o al calor, es suficiente para removerla o polimerizarla. Por
esta razón, lo recomendado es el tratamiento mecánico de la superficie del
composite a través del microarenado de la misma, con óxido de alúmina, de
manera que se una química y micromecanicámente a la resina del cemento.
La asperización de la superficie permite que se consiga una mayor área
de contacto con el agente cementante, además de proporcionar,
macroscópicamente, retenciones.
Así mismo, es necesaria la utilización del agente de unión que
proporciona una mejor humectación de la superficie, garantizando un contacto
Introducción
47
más íntimo entre las partes. Este mismo agente penetra fácilmente en las fallas
que eventualmente existan en la matriz resinosa ya polimerizada.
1.3.4.5. Adhesión a cerámica (1, 16, 18)
Desde 1728, cuando Fauchard sugiere el uso de la porcelana en
Odontología, el arte de la cerámica evolucionó mucho .El acondicionamiento
ácido de la porcelana con ácido fluorhídrico hizo posible la retención mecánica
de la resina fluida en las microrretenciones creadas en la porcelana,
obteniéndose una unión mecánica de la resina a la porcelana. La introducción de
la silanización propició la unión química entre resina compuesta y porcelana,
este proceso alcanza un éxito mayor cuando está asociado al acondicionamiento
ácido de la porcelana, que aumenta el área de contacto entre el silano y la
porcelana y favorece la retención mecánica de la resina fluida. A través de estas
uniones químicas y mecánicas, las restauraciones en porcelana tienen su
resistencia intrínseca muy aumentada cuando están unidas a los dientes,
compensando en parte la fragilidad característica de éstas.
Por todo ello, las restauraciones de cerámica se recomiendan fijar con
cementos de resina, ya que las fuerzas de unión micromecánica que se crean
mejoran considerablemente el porcentaje de éxito. Además, se ha determinado
que la fuerza compresiva que se ejerce sobre la porcelana, producto de la
contracción de polimerización del cemento, ayuda a proteger la restauración
contra fuerzas de tensión.
Como se ha mencionado anteriormente, la mayoría de las cerámicas
pueden acondicionarse con soluciones de ácido fluorhídrico para crear
rugosidades en la región interna. Sin embargo, en cerámicas compuestas de
óxido de aluminio o de circonio, el patrón de grabado creado por el ácido
fluorhídrico no es suficiente y requieren diferente tratamiento, como es el
arenado de la superficie con óxido de alúmina de 50 μm para producir
microretenciones en la superficie, ya que son ácido -resistentes.
Introducción
48
1.3.4.6. Circonio (1,6)
Existe una interacción química entre superficies del circonio y ciertos
componentes de los cementos de resina que favorece la adhesión. Así tenemos
que el cemento Panavia contiene al monómero MDP y RelyX Unicem tiene un
éster fosfórico metacrilato, estos componentes son capaces de unirse al óxido
de circonio.
Introducción
49
1.4. Radiología digital
El uso de la radiografía digital ha aumentado su uso considerablemente
desde su introducción al mercado por Trophy en 1987 debido a que produce
imágenes instantáneas. En la actualidad, el odontólogo tiene a su disposición
dos sistemas radiográficos disponibles en el mercado: convencionales y
digitales. (2)
La radiación de los sistemas de detección digital ha surgido como una
alternativa a la película radiográfica dental, cuya ventaja clínica más importante
es la mayor sensibilidad del detector en comparación con la película de haluro
de plata , que se traduce en disminución de la exposición ( dosis de radiación )
de la paciente , así como proporcionar una imagen digital que puede ser
manipulada digitalmente de inmediato para editar, ampliar y ajustar el contraste y
la densidad, mientras que la imagen analógica que es inalterable . (120,121)Al
mismo tiempo, también elimina el procesamiento de la radiografía química, que
es responsable de un gran porcentaje de errores que afectan a la calidad de
imagen y requiere un tiempo de revelado y fijación de la imagen mientras las
imágenes digitales se obtienen en fracciones de segundos. ( 122)
En la imagen digital, el número de tonos de gris en la imagen digital viene
dado por el número de dígitos binarios (bits) que se utilizan para definir un píxel.
Dependiendo del sistema, los valores de gris pueden ser de 8 a 16 bits. La
escala de grises se invierte en comparación con la densidad óptica tal que el
blanco se le asigna un valor de 255 (para una imagen de 8 bits) y negro es 0. (6,
121) El valor (pixel) también se puede llamar la intensidad de la imagen y que
representa una propiedad, tales como el color, el tono, el brillo, etc. Así, en la
radiografía convencional, radiopacidad puede ser evaluada por el número de
niveles de gris que componen la imagen, mientras que en la radiografía digital, la
radiopacidad puede medirse contando píxeles. (122)
Existen dos tipos de sensores esencialmente para obtener una imagen
radiográfica digital: El dispositivo de carga acoplada (CCD) y la placa de fósforo.
(120)
El dispositivo de carga acoplada (CCD), que se lee electrónicamente
directamente, emplea como receptor de rayos X un captador rígido conectado
Introducción
50
por cable a través del cual la información captada por el receptor es enviada
directamente al ordenador. No requiere ningún tipo de escaneado tras la
exposición a los rayos X, sino que el propio sistema realiza automáticamente el
proceso informático y la obtención de la imagen casi instantáneamente en la
pantalla. (120,121)
El sistema de placa de fósforo se ve, en el exterior, como una película
periapical convencional, con una superficie y grosor similar, pero no tiene un
cable conectado a un ordenador. Este tipo de sensor almacena la información de
la imagen, y posteriormente es leído por un tipo específico de escáner, donde la
información resultante de la interacción de receptor y lector de imágenes se
convierte en lenguaje de máquina y por lo tanto se crea la imagen radiográfica
digital. (2, 120)
El material dental puede presentar una diferencia significativa en la
radiopacidad, medida en los sensores digitales en comparación con la película.
La sensibilidad de un sensor digital es mayor cuando se compara con la película,
por lo que es posible que la radiopacidad de los cementos dentales es diferente
en el sensor CCD que los reportados para las evaluaciones de la radiografía
convencional. (8)
El diagnóstico dental depende en gran medida de la radiología. Con el fin
de identificar y distinguir un material intraoralmente colocado, tal como una
resina o cemento, a partir de las estructuras anatómicas circundantes, la radio-
opacidad del material debe ser suficientemente diferente de la de tejido del
diente a ser discriminado, pero igualmente debe ser lo suficientemente radiopaco
que puede ser distinguido de un vacío. (121)
Introducción
51
1.5. Radiopacidad
1.5.1. Concepto
En los últimos años, la radiopacidad es una de las propiedades ópticas
más estudiadas. Se refiere a la capacidad que posee un determinado material de
impedir la penetración de los rayos X y desviarlos. Los materiales radiopacos, al
absorber los rayos X, producen una imagen con baja densidad de la película, y
por tanto, se observan de color blanco en la radiografía. (11, 12, 14)
Son varios los factores que pueden afectar a la radiopacidad de los
materiales, como el grosor del material, la metodología de evaluación, la
angulación del haz y el tipo de película de rayos X, la alteración de la relación
polvo / líquido de los materiales de cementación , no obstante la composición
química parece ser el factor más importante. (2, 7,11, 17)
Desde el punto de vista de la composición, la radiopacidad depende,
fundamentalmente, del tipo, concentración y tamaño de las partículas de la carga
y/o del aditivo radiopaco. La radiopacidad de un material aumenta con un mayor
porcentaje de relleno y una mayor cantidad de elementos de número atómico
alto en las partículas de carga. (2, 3, 11, 15, 123-125)
Con el fin de obtener cementos mas radiopacos se incorporan aditivos,
casi siempre óxidos de metales pesados, que se dispersan junto al relleno en la
matriz, tales como bario, estroncio, circonio, de zinc, iterbio, titanio, tántalo,
lantano, o indio. (2, 3, 123, 124). Cuanto más radiopacos sean los elementos,
más radiopaco será el material. (12, 123, 124) En varios estudios afirman que si
el volumen de carga se aumenta al 70% o más y la cantidad de óxido radiopaco
en partículas de relleno es superior al 20%, la radiopacidad del cemento
superaría la de esmalte. (2, 123)
No hay un valor definido o recomendado como límite máximo de
radiopacidad, pero el número de elementos químicos incorporados en el
cemento debe ser limitado, ya que esto afecta a otras propiedades del material,
tales como translucidez, aumentan la expansión térmica o hidrolizan el agente
de unión silano. (2, 14)
Introducción
52
1.5.2. Importancia de la radiopacidad
La radiopacidad es una propiedad física de gran interés en los cementos
de resina, ya que sirve al odontólogo como una herramienta de diagnóstico, al
proporcionar un contraste adecuado entre el esmalte/la dentina y el material de
restauración, para facilitar especialmente la detección de defectos que pueden
estar presentes en la restauración y garantizar el éxito a largo plazo de las
restauraciones. (7,8,12, 15, 124)
La radiopacidad es muy alta en el esmalte, ya que es la estructura más
radiopaca del organismo humano por su alto grado de mineralización. En
radiografías dentales aparece como un capuchón blanco y en ellas, las zonas
afectadas por caries son detectables por tener disminuida la radiopacidad
observándose una radiolucidez de tonalidad gris oscura debido a la alteración y
descalcificación del área afectada.(7,8)
El material de cementación debe ser suficientemente radiopaco para
evaluar claramente la unión diente-restauración y la adaptación de las
restauraciones, debido a que los defectos marginales y las caries secundarias
se encuentran en el parte interproximal en el 80- 90 %, donde la identificación
táctil y visual es difícil y la radiografía es a menudo la única manera para su
detección. (8,12, 126, 127) Cabe destacar que la caries secundaria es la causa
principal de fracaso en prótesis fija y la sustitución de la misma. (3, 7,15, 123)
La interfaz entre el cemento y la estructura del diente se puede detectar
radiográficamente sólo si el cemento es radiopaco; debido a que una brecha
marginal de un cemento radiotransparente puede ser mal interpretada como la
dentina descalcificada. (8)
Debido a que los cementos resinosos tienen buenas propiedades
mecánicas, puede ser difícil eliminar el exceso de material en las zonas
proximales. De este modo, el examen radiográfico, juega un importante papel en
la salud periodontal, al ayudar a detectar dichos excesos, que son tan lesivos
para los tejidos gingivales. (3, 7,15, 124) La presencia de cemento subgingival y
los márgenes de las restauraciones sobresalientes favorece la acumulación de
placa, la inflamación, y bacterias anaerobias gram-negativas en el surco gingival.
Para identificar y distinguir el material subgingival de las estructuras anatómicas
Introducción
53
circundantes radiográficamente, el material debe ser radiopaco y tener una
densidad diferente a las estructuras y los materiales circundantes, por tanto, la
radiopacidad es crítica en la detección de restos de cemento. A medida que la
radiopacidad del agente de cementación aumenta, disminuye el umbral de
detección. (128)
También debe tenerse en cuenta que los materiales con alta
radiopacidad dificulta el diagnóstico radiográfico al enmascarar defectos en
ciertas proyecciones; la literatura menciona que estos materiales pueden
perjudicar la identificación radiográfica de caries secundaria adyacentes a las
restauraciones y la adaptación marginal. (8,15)
1.5.3. Normativa sobre la radiopacidad
La Organización Internacional de Normalización (ISO) y el Instituto
Americano de Estándares Nacionales / Asociación Dental Americana (ANSI /
ADA) han emitido la normativa internacional que indica los requerimientos
mínimos y las formas de prueba estándar para los materiales de restauración a
base de resina. En esta son evaluadas varias de las características de estos
materiales incluyendo la radiopacidad y el procedimiento estandarizado para su
cuantificación. (29, 30)
En el apartado 5.5 de la Norma ISO 4049:2010, especifica que la muestra
de cemento debe tener una radiopacidad igual o mayor que el mismo espesor de
aluminio para permitir la identificación de diagnóstico, es decir, tienen que tener
la misma visibilidad en la radiografía. (30)
Para determinar si el material cumple los requisitos, según el apartado
7.14 de la norma ISO, se debe utilizar como referencia estándar una cuña de
aluminio de por lo menos 99.5% de aluminio puro. Se recomienda el uso de este
metal, ya que tiene un grado de absorción lineal similar a la de dentina. (2,8)
Además recomiendan el uso de cortes de tejidos dentales (esmalte y dentina)
como una referencia estándar secundaria. (30) Así mismo, la norma ANSI / ADA
Spec 27 (2005) especifica que la cuña de aluminio debe tener un rango de
espesor de 0,5 mm a 5,0 mm en pasos equidistantes. (29)
Introducción
54
Ambas normas establecen el siguiente protocolo el estudio de la
radiopacidad: (29, 30)
• La muestra de ensayo deberá contener material suficiente para llevar a
cabo las pruebas especificadas y ser confeccionadas con el mismo lote y
deberá tener una precisión ± 0,1 mm • La exposición radiográfica de la muestra, cuña de aluminio y muestra
dental se llevara a cabo a 65 ± 5 kV y a una distancia de la película de 400
mm durante un tiempo entre 0,3 segundos y 0,4 segundos a 10 mA. • Posteriormente, se medirá la densidad óptica de la imagen de la muestra y
la de cada escalón de la cuña de aluminio, utilizando el densitómetro. • A continuación, se deberá trazar las densidades ópticas individuales de
cada escalón de aluminio contra el espesor (mm) de cada uno, dando lugar
a la curva de calibración de la propiedad óptica de cada tramo de aluminio
respecto a su espesor, donde el eje X representa los diferentes espesores
de aluminio en mm frente a la densidad óptica en el eje Y. Mediante esta
curva de calibración se determina la radiopacidad de las muestras en mm
de aluminio a partir del valor de su propiedad óptica Hay que tener en
cuenta que, como mínimo, este valor debe ser igual o mayor que 1
milímetro.
1.5.4. Medición de la radiopacidad
La radiopacidad es el inverso de la densidad óptica de una imagen
radiográfica. El valor de densidad óptica es la medida de la relación de la
transmisión de la luz incidente a través de la imagen de la película, medido por la
densitometría de transmisión. Los valores de densidad óptica no sólo dependen
de las propiedades inherentes de absorción de rayos X de los materiales, sino
también de las características de la película (niebla y la densidad de base), sus
parámetros de exposición y las condiciones de procesamiento. (12, 14)
Antiguamente, el método más utilizado para determinar la densidad
óptica de los diversos materiales dentales, eran los espectrofotómetros y
densitómetros de rayos X convencionales. (8,11)
Introducción
55
Sin embargo, actualmente gracias al avance de la radiografía intraoral
digital, es cada vez más común este método debido a las numerosas ventajas de
esta modalidad, incluyendo menor dosis de radiación y la disponibilidad de
programas específicos para el análisis cuantitativo de las radiografías, facilitando
el diagnóstico y las decisiones de tratamiento. (8,11)
En la imagen digital se obtiene la densidad radiográfica directamente, ya
que los píxeles ya tienen sus tonos grises determinados, por lo tanto la
construcción de la imagen se basa en la conversión de la información contenida
en los sensores en píxeles. Cada píxel tendrá un valor digital equivalente a un
tono de gris, obedeciendo a una amplitud que va desde el negro absoluto
(máximo radiopacidad) a través del blanco absoluto, que presenta máxima
radiolucidez. La escala de grises se invierte en comparación con la densidad
óptica tal que el blanco se le asigna un valor de 255 (para una imagen de 8 bits)
y negro es 0. Por lo tanto, en la radiografía digital, el número de tonos de grises
(resolución de contraste) y el tamaño de los píxeles (Resolución espacial)
determina la resolución global de la imagen digital. (2, 12, 126)
De acuerdo con el protocolo explicado en el apartado anterior, la
radiopacidad de un material dental se expresa como el valor de la densidad
óptica trasformados en términos equivalentes de espesor de aluminio (mm de Al)
utilizando un curva de calibración de referencia. En consecuencia, tales
materiales deben tener nivel de radiopacidad igual o mayor que la de Al. (14)
La absorbancia de la cuña de la aleación de aluminio 1100 presenta muy
pocos cambios entre las radiografías digitales tomadas en el mismo tiempo de
exposición y misma distancia. Por lo tanto, si se utiliza una técnica digital, no es
necesario medir la absorbancia de la cuña en cada radiografía, siempre y
cuando la distancia al objetivo y la exposición permanezcan sin cambios. (12)
56
Objetivos
Objetivos
57
Los objetivos de la presente investigación fueron los siguientes:
General
Evaluar la radiopacidad de 8 cementos de resina utilizados en
odontología usando un sistema de radiografía digital.
Específicos
1. Comparar la radiopacidad de 8 cementos de resina utilizados en
odontología con esmalte y dentina humana 2. Comprobar si cumplen la Norma ISO 4049/2000 y ANSI / ADA
especificación no. 27/1993. 3. Determinar si la radiopacidad está influenciada por el espesor del
cemento utilizado.
4. Estudiar si la radiopacidad de los cementos estudiados es similar
entre ellos en función del grosor.
58
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59
Material y Métodos
60
Tabla 3. Cementos empleados. Información proporcionada por el fabricante.
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Material y Métodos
66
mide automáticamente los valores de sombra gris en la zona que se selecciona.
Se sitúa el cursor del ratón encima de la imagen digital y se midieron 5
posiciones diferentes por escalón en cada una de las radiografías tomadas a
cada muestra. Se analizaron sólo las regiones que estaban libres de burbujas de
aire u otros defectos.
En un procedimiento similar, también se midió la radiopacidad del
esmalte y la dentina en 5 regiones diferentes para cada espesor (0,5, 1 y 1,5
mm). El mismo procedimiento se llevó a cabo durante 15 exposiciones
diferentes.
En la cuña escalonada de aluminio, se midió la densidad en cada uno de
los 10 escalones de la cuña de aluminio en 15 radiografías aleatorios. Se
construyó un gráfico de la densidad con los valores medios en comparación con
el espesor de la cuña de aluminio en cada escalón. (Fig. 13)
Material y Métodos
67
Fig. 13 Medición de la radiopacidad con Digora
Para cada cemento estudiado, se calcularon los valores medios de la
escala de grises y se convirtió en milímetros de aluminio utilizando la curva de
calibración generada al correlacionar los valores medios de la escala de grises
de la cuña de aluminio. Por tanto, el valor de radiopacidad de cada cemento de
resina se expresó como valores equivalentes de aluminio (en mm). (Gráfico 1)
Gráfico 1. Curva de calibración de la cuña de Aluminio
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100
150
200
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Espesor de la cuña de aluminio (mm)
Material y Métodos
68
• Análisis estadístico
En el presente estudio se ha realizado un análisis estadístico de los datos
recogidos a un nivel de confianza del 95% considerando estadísticamente
significativos aquellos resultados de comparación para los cuales el p-valor
obtenido sea menor de 0,05.
Nuestra variable principal o variable de estudio es la radiopacidad de
cada uno de los materiales utilizados, esta es una variable cuantitativa escalar.
Además, tenemos las variables secundarias o factores material y grosor
del material, que son variables cualitativas, en función de las cuales vamos a
realizar el estudio de la variable principal.
Cada una de las variables ha sido definida (etiqueta de la variable) y en
función del tipo de variable –categórica o cuantitativa- se les ha asignado los
valores y escalas de medida correspondientes utilizando el programa informático
de análisis de datos estadísticos SSPS 18.
A través del programa SPSS, se ha utilizado la prueba T de comparación
de medias para estudiar la diferencia entre la radiopacidad de los distintos
materiales y el test de análisis de la varianza (ANOVA) con sus correspondientes
pruebas Post-Hoc para estudiar la influencia del espesor del material en la
radiopacidad obtenida en el estudio, así como las diferencias de radiopacidad
entre los distintos materiales.
69
Resultados
Resultados
70
1. Resultados
Se han tomado mediciones de la radiopacidad de 8 materiales utilizados
en odontología, así como la radiopacidad del esmalte y la dentina. (Fig. 14) En
los gráficos 2 y 3 se muestran los valores medios de radiopacidad expresados
en densidad óptica y en milímetros de Aluminio respectivamente. (Tabla 4)
Fig. 14 Radiografías de los 8 cementos utilizados
Gráfico 2 Valores medios de radiopacidad expresados en densidad óptica.
Resultados
71
Gráfico 3 Valores medios de radiopacidad expresados en milímetros de Aluminio.
1. Estudio comparativo de la radiopacidad de 8 materiales utilizados en
odontología con la radiopacidad del esmalte y de la dentina
humanas, según espesores. (Gráfico 4,5 y 6)
Se pretende comparar la radiopacidad de 8 materiales utilizados en
odontología con la radiopacidad del esmalte y de la dentina teniendo en cuenta
el espesor del escalón en el que se han tomado las medidas. Es decir, queremos
comprobar si la radiopacidad de cada uno de los materiales respecto a la
radiopacidad del esmalte y de la dentina es significativamente diferente o si por
el contrario se pueden considerar iguales.
Resultados
72
1.1. Comparación de la radiopacidad de los materiales utilizados con la del
esmalte.
En primer lugar, se evalúa si hay diferencias estadísticamente
significativas entre las medias de la radiopacidad de cada uno de los materiales
utilizados con la media de la radiopacidad del esmalte para cada uno de los
grosores estudiados, para lo cual utilizamos la prueba T – de igualdad de medias
para muestras independientes: (Tabla 5)
Observando la tabla, se puede afirmar que para todos los grosores
encontramos que hay diferencias estadísticamente significativas entre la
radiopacidad observada en el esmalte y la observada en todos los materiales, ya
que el p-valor para los estadísticos de contraste de cada uno de los materiales
por grosores es menor que 0,05.
Además, podemos certificar que para todos los grosores de estudio la
radiopacidad en todos los materiales, salvo en el Variolink Veneer, es
significativamente mayor que la radiopacidad del esmalte, mientras que la
radiopacidad del Variolink Veneer es significativamente menor que la del esmalte
para todos los grosores de estudio.
1.2 Comparación de la radiopacidad de los materiales utilizados con la de
la dentina.
Por otra parte, se valora si hay diferencias estadísticamente significativas
entre las medias de la radiopacidad de cada uno de los materiales utilizados con
la media de la radiopacidad de la dentina para cada uno de los grosores
estudiados, para lo cual utilizaremos, como en el caso anterior, la prueba T – de
igualdad de medias para muestras independientes: (Tabla 6)
La tabla muestra que para todos los grosores encontramos que hay
diferencias estadísticamente significativas entre la radiopacidad observada en la
dentina y la observada en todos los materiales, para cualquier nivel de
significación ya que el p-valor para los estadísticos de contraste de cada uno de
los materiales por grosores es igual a cero (p-valor < 0.001).
Resultados
73
Además, se evidencia que para todos los grosores de estudio la
radiopacidad en los materiales es significativamente mayor que la radiopacidad
de la dentina, salvo para el Variolink Veneer, para el que la radiopacidad es
significativamente menor también para todos los grosores de estudio.
Gráfico 4. Comparación de la radiopacidad (mm Al) de los cementos estudiados
respecto al esmalte, dentina y cuña de aluminio para espesor de 0,5 mm.
Resultados
74
Gráfico 5. Comparación de la radiopacidad (mm Al) de los cementos estudiados
respecto al esmalte, dentina y cuña de aluminio para espesor de 1 mm.
Resultados
75
Gráfico 6. Comparación de la radiopacidad (mm Al) de los cementos estudiados
respecto al esmalte, dentina y cuña de aluminio para espesor de 1,5 mm.
Resultados
76
2. Comprobación del cumplimiento de la Normativa: la muestra del material
debe tener una radiopacidad igual o mayor que el mismo espesor de
aluminio. (Gráfico 4,5 y 6)
A continuación se comprobó si los materiales cumplen la normativa
vigente o no. Esta normativa estipula que la radiopacidad de los materiales ha de
ser mayor o igual que la radiopacidad del aluminio para cada espesor
considerado. Para ello, se utilizó pruebas T de comparación de medias para
muestras independientes. (Tabla 7)
Podemos ver que las medias de radiopacidad de todos los materiales son
significativamente diferentes a la media de radiopacidad del aluminio (p-valor
<0.001).
Además observando los valores de la columna correspondiente a la
diferencia entre las medias podemos afirmar que todos los materiales, salvo el
Variolink Veneer presentan una diferencia positiva respecto al valor del aluminio,
es decir presentan una radiopacidad media mayor que la del aluminio y que el
Variolink Veneer presenta una radiopacidad media significativamente menor que
la del aluminio para todos los grosores observados.
Con esto se demuestra que todos los materiales cumplen con la normativa
vigente a excepción del Variolink Veneer.
3. Influencia del espesor del material en la radiopacidad del mismo.
En el estudio también hemos observado si hay diferencias
estadísticamente significativas entre la radiopacidad de los materiales en función
del espesor del material.
Para realizar este estudio utilizamos análisis de la varianza (ANOVA)
para cada uno de los materiales estudiados y para decidir qué tipo estadístico de
contraste hemos de utilizar realizaremos previamente un análisis de la
homogeneidad de varianzas. (Tabla 8) Este análisis determinó que para los
materiales Panavia, Insure y Block Out no existe homogeneidad de varianzas
Resultados
77
por lo que para estos materiales utilizaremos el estimador de Welch y para el
resto el estimador F. (Tabla 9)
Con la aplicación de los estadísticos de Welch y F se detectaron para
todos los materiales utilizados evidencia estadísticas para decir que la
radiopacidad del material depende significativamente del espesor de este al
obtener todos los p-valores menores que 0,001, por tanto menores que 0,05.
Los resultados de la prueba de comparaciones múltiples de Tukey, para
estudiar las diferencias anteriormente comentadas, quedan reflejados en la tabla
10. En ella se muestra que en todos los materiales se forman tres grupos
significativamente diferenciados de radiopacidad en función del grosor del
material, siendo mayor la radiopacidad cuanto mayor es el grosor del material.
(Gráfico 7)
Gráfico 7. Influencia del espesor del material en la radiopacidad del mismo
Grosor
0,5 mm
1 mm
1,5 mm
Resultados
78
4. Estudio comparativo de la radiopacidad de los materiales estudiados para
cada uno de los grosores considerados
A continuación, nos planteamos si todos los materiales presentan una
radiopacidad similar o si por el contrario existen diferencias significativas entre
las radiopacidades de los mismos.
Para 0,5 mm de grosor, los valores de radiopacidad media de los ocho
sistemas considerados, representados en el grafico 8, existen diferencias
estadísticamente significativas. Los únicos materiales que presenta radiopacidad
similares entre ellos son Panavia y Ultrabond Plus por un lado y por otro
Geristore e Insure.
Gráfico 8. Comparación de la radiopacidad para 0,5 mm de grosor.
Resultados
79
Para 1 mm de grosor, existen diferencias entre los valores medios de
radiopacidad de los distintos materiales. Los únicos materiales que presenta
radiopacidad similares entre ellos son Panavia y Ultrabond Plus por un lado y por
otro Geristore e Insure. (Gráfico 9)
Gráfico 9. Comparación de la radiopacidad para 1 mm de grosor.
Resultados
80
Para 1,5 mm de grosor, podemos ver que las diferencias entre los valores
medios de radiopacidad de los distintos materiales, que observamos en el
gráfico 10 son estadísticamente significativas.
Los únicos materiales que presenta radiopacidad similares entre ellos
podríamos agruparlos en tres grupos Panavia y Ultrabond Plus por un lado, por
otro Calibra, Geristore e Insure y finalmente Ultrabond Plus y Black Out.
Las diferencias del Ultrabond como Panavia y Black Out no son
estadísticamente significativas, pero sin embargo las diferencias entre Panavia y
Black Out si los son.
Gráfico 10. Comparación de la radiopacidad para 1,5 mm de grosor.
81
Discusión
Discusión
82
La metodología seguida en este estudio está basada en el protocolo de
evaluación de la radiopacidad establecido por la Organización Internacional de
Normalización (ISO) (30), y a su vez, se relacionó las variables con las cuales se
lograban los objetivos planteados.
Es importante tener en cuenta, que nos hemos encontrado con
limitaciones para poder comparar los resultados obtenidos aunque la sistemática
aplicada para este estudio es similar a la utilizada en la mayoría de los estudios
de radiopacidad de los materiales dentales. Esto es debido a que no existen
referencias de trabajos donde se hayan utilizado los mismos cementos, en
algunos casos la radiopacidad no es comparada con tejido dentario, no emplean
el mismo sistema radiográfico o el mismo espesor de la muestra, diferencias
importantes para poder realizar comparaciones.
Por tanto, las investigaciones realizadas, relacionadas con el problema
planteado, difieren tanto en los objetivos planteados, como en los materiales y
en la metodología utilizada. Sin embargo, se describirán trabajos, donde se han
estudiado el fenómeno de la radiopacidad de cementos de resina y cementos de
ionómero de vidrio modificado con resina, tratando de comparar con algunas
similitudes, en caso de haberlas, y con las diferencias que existan en relación
con los resultados logrados.
Los cementos a base de resina y cementos ionómero de vidrio
modificado con resina son tan solo un pequeño grupo dentro de todos los
cementos dentales. En este campo, no obstante, se han producido en los últimos
años considerables aportaciones.
Hoy en día, los cementos a base de resina y cementos ionómero de
vidrio modificado con resina tienen la gran ventaja de la adhesión, no sólo para
la estructura dental, sino también a las aleaciones de metal, de material
compuesto resinas y porcelana y que son prácticamente insolubles. (2)
Concretamente, se eligió para la realización del presente estudio 8
cementos de resina y cemento ionómero de vidrio modificados de resina
disponibles en el mercado actualmente, que se compararon con la radiopacidad
de la muestra de esmalte y dentina humano y con los valores medios de la cuña
escalonada de aluminio, que funciona como material de referencia, siendo esto
Discusión
83
imperativo para poder comparar las mediciones de radiopacidad realizadas por
diferentes investigadores. (11,14)
Se consideró importante en el presente trabajo, confeccionar la
preparación de las muestras en forma de cuña, de forma que en una misma
muestra pudiésemos comparar tres espesores de cemento (0,5, 1 y 1,5 mm), por
considerarlos espesores empleados en algunas situaciones clínicas de
restauraciones estéticas y comprobar si influye en la radiopacidad.
En relación a este aspecto del espesor de las muestras, hay que tener en
cuenta que la mayoría de los estudios realizan las muestras de 1 mm de
espesor, como en los trabajos llevados a cabo por Reis et al (3) o Antonijevic et
al (8). Sin embargo, investigaciones como la de Fernández et al (2) o Tsuge (4)
emplean muestras de 2 mm de grosor.
Pekkan et al (14) comentaban que una limitación de su trabajo era que el
espesor de las muestras de cemento (1mm) no simula los espesores en las
aplicaciones clínicas.
De la misma forma que en otros estudios similares (2, 3,8), se emplea un
molde para estandarizar las muestras y se cubre con un portaobjetos de vidrio
para permitir la salida de exceso de material y al mismo tiempo permitir el paso
de la luz.
Con respecto a la lámpara de polimerización utilizadas en esta
investigación, se ha escogido una lámpara de polimerización LED, la Bluephace
C8 ® (Ivoclar Vivadent) con una potencia de 800 mW/cm2 y una longitud de
onda de 380 nm a 515 nm
En la realización del presente estudio experimental, se utilizó una
muestra de diente humano para comparar la radiopacidad de los cementos con
el esmalte y la dentina respectivamente. Se seleccionó un tercer molar recién
extraído y libre de caries o defectos hipoplásicos como muestra del
esmalte/dentina, el cual fue extraído por motivos ortodóncicos.
La selección especifica de un tercer molar, como muestra para el estudio,
se basó exclusivamente en la facilidad de la preparación de las muestras y en
que los dientes humanos a pesar de la dificultad implícita de su obtención, son
un sustrato ideal para simular una situación clínica real.
Discusión
84
Sin embargo, existen investigaciones en las que se utilizan dientes de
origen bovino, ya que se ha constatado que no existen diferencias morfológicas
e histológicas relevantes entre el esmalte bovino y humano y no muestran
diferencia estadísticamente significativa entre los valores de radiopacidad de las
muestras bovinas y humanas. (14)
El tercer molar fue seccionado por medio de un disco de diamante de
baja velocidad (Bredent ®) para obtener las muestras mesiodistal de esmalte y
dentina de 0,5, 1 y 1,5 mm (± 0,01) de espesor.
En esta misma línea, Tsuge (4) seleccionó un molar que seccionó
mesiodistalmente para elaborar muestras de un espesor uniforme de 2 mm. De
la misma manera, Antonijevic et al (8), obtiene muestra dental de esmalte y
dentina de 1 mm de espesor a partir de molares inferiores recientemente
extraídos.
De la misma manera, existen trabajos de investigación que no usan
cortes de tejidos dentales (esmalte y dentina) como una referencia estándar
secundaria, tal como recomienda la normativa ISO. (2,3,11)
La Organización Internacional de Normalización (ISO) (30) ha publicado
un protocolo de evaluación de la radiopacidad y establece las directrices de la
radiopacidad de materiales a base de polímeros. De acuerdo con el protocolo, la
radiopacidad de un material dental se expresa como valor de densidad óptica o
en términos de aluminio (Al) espesor equivalente (en milímetros) utilizando una
curva de calibración de referencia en condiciones radiográficas controladas.
Estos materiales deben tener una radiopacidad igual o mayor que la del mismo
espesor de aluminio (Al), que es cercana a la de dentina humana. (11, 12,
14,29,30, 123, 127)
El aluminio es ampliamente utilizado como un estándar radiográfico, ya
que está establecido que la radiopacidad de aluminio puro (99,5%) es cercana a
la de la dentina humana. (29,30) Con el fin de comparar las mediciones de
radiopacidad hecho por diferentes investigadores, es imperativo que todas las
mediciones de radiopacidad se tomen con una cuña escalonada de aluminio de
alta pureza. El estándar ISO para materiales de relleno a base de resina requiere
el uso de aluminio de al menos 99,5% de pureza. Se ha demostrado que el uso
de una cuña escalonada de una aleación de aluminio con 4% de cobre dará
Discusión
85
lugar a mediciones de radiopacidad inferiores en un 50% a las tomadas con
99,5% de aluminio. Por lo tanto, se sugirió que las aleaciones con un contenido
de aluminio de al menos 98% en masa a utilizar y que las aleaciones con más de
0,05% de cobre, o 1,0% de hierro debe ser excluido. (127)
En nuestro estudio, hemos utilizado una aleación de aluminio con una
composición química de 99,889% de aluminio, 0,0001% de cobre, 0,0202 % de
Si, y 0,0687% 0,4% de hierro.
Aunque actualmente se especifica el uso de aluminio puro al 99,5%
cuando se usa la norma ISO 4049, es recomendable también utilizar los
patrones secundarios de esmalte y la dentina. (127)
La cuña de aluminio ha sido mecanizada a partir de un único bloque de Al
con 10 niveles de 0.5 mm de espesor gradual.
Es importante señalar que la radiopacidad de los especímenes de
dentina y esmalte varía, sin embargo, el Aluminio puro proporciona un valor de
referencia constante, permitiendo la comparación entre la radiopacidad de los
materiales sometidos a ensayo y de las estructuras dentales circundantes
(esmalte y dentina). (11,14)
En lo que respecta al uso de la cuña de aluminio, todos los estudios
sobre radiopacidad la han utilizado, cuya valores de pureza variaron desde
99% hasta 99,99% (4,8,13,127) ,sin embargo , no todos especifican la pureza
del aluminio.(2,3,11,14,16,17,123)
En la actualidad, existen dos sistemas radiográficos disponibles en el
mercado: convencional y digital. La radiografía digital ha surgido como una
alternativa a la película radiográfica, y hay dos tipos principales que se utilizan
hoy en día: el dispositivo de acoplamiento de carga y la placa de fósforo. (120)
En el presente trabajo, se empleó radiología digital con dispositivo de
acoplamiento de carga Sopix 2- Ace ® (Sopro Acteon) para evaluar la
radiopacidad de los materiales de cementación.
Gürdal et al (13), compararon la radiopacidad de materiales a base de
resina, empleando radiología digital y convencional. Los resultados revelaron
que la radiografía digital es más eficaz que la convencional porque los materiales
Discusión
86
se diferenciaban con mayor precisión de la caries y la dentina más precisamente
con el sistema Digital.
En los trabajos realizados por Pedrosa et al (15) y Gomes et al (122),
donde compararon la radiografía convencional y método digital, los resultados
revelaron que no hay diferencia en el comportamiento de los sistemas
observados. Se comportaban de una manera similar y no tiene influencia en el
diagnóstico.
En contraposición a lo antes señalado, en un estudio realizado por
Fernandes et al, se afirma que los valores de radiopacidad en mm de aluminio
de cada cemento eran proporcionalmente más elevados en el sistema digital que
la convencional, aunque la diferencia no era significativa. (2)
La ventaja en la utilización del sistema digital es que permite de forma
rápida y fácil la interpretación de densidad radiográfica al mismo tiempo que
proporciona un análisis más detallado de la imagen digital, reduce el potencial de
exposición del operador a la radiación y elimina la necesidad de productos
químicos para revelar la película, sin afectar a la calidad de imagen. Por lo tanto,
la digitalización, es una técnica analítica sensible, capaz de compensar la menor
resolución espacial, proporcionando valores precisos y fiables. (11, 13,14, 122)
Además, el uso del ordenador permite opciones adicionales, como el
almacenamiento de imágenes digitales y el intercambio de información
radiológica. La manipulación de la imagen y el análisis automático pueden
beneficiarse del diagnóstico. Por lo tanto, la imagen digital ciertamente tiene un
gran potencial, especialmente con respecto al aumento de la calidad del
diagnóstico y el análisis automático de la imagen. (122)
Es necesario destacar, que la absorbancia de la cuña escalonada de
aluminio sufre muy pocos cambios entre las radiografías digitales tomadas en el
mismo tiempo de exposición y de la distancia al objetivo. Como resultado, si se
utiliza una técnica digital, no es necesario medir la absorbancia de la cuña en
cada radiografía, siempre y cuando la distancia al objetivo y la exposición
permanecen sin cambios. (12, 126)
Otra ventaja respecto la radiología convencional, es que en el análisis de
la imagen digital se obtiene la densidad radiográfica directamente, ya que los
Discusión
87
píxeles ya tienen sus tonos grises determinados, proporcionando directamente
los valores en una escala de 0 a 255 a través del programa. (12,14)
En relación al estudio radiológico, en el presente estudio cada muestra de
material junto con la cuña escalonada de aluminio y las muestras de esmalte-
dentina fueron sometidas a 5 exposiciones radiográficas, a 65 kV, 10 mA, y 0,30
segundos con una distancia del objeto de enfoque de 30 cm, según el protocolo
de la normativa ISO/ ANSI.
La variabilidad en las mediciones de radiopacidad de los mismos
materiales de entre los diferentes estudios depende de una serie de factores,
incluyendo velocidad de la película de rayos X, tiempo de exposición y el voltaje
utilizado, es por ello, que la normativa ISO/ ANSI lo estandarizaron.(14,31)
A pesar de lo comentado anteriormente, cada autor emplea diferentes
valores en los estudios radiológicos.
Fernades et al (2) emplearon los valores 70 kVp,8 mA y 0,6 segundos,
con el fin de producir imágenes con niveles de contraste similares a los
obtenidos en la clínica, tanto para radiografía convencional como digital con
sensor de fósforo-placa.
En cuanto al Software Digora para Windows 2.5 (Soredex) empleado
para determinar la radiopacidad de la muestra en píxeles, es interesante
destacar que, dispone de una herramienta de "densidad de la medición" que
mide automáticamente los valores de sombra gris en la zona que se selecciona.
Salzedas et al (16), emplea el Software Digora porque es un sistema
seguro, rápido y fácil de usar para la evaluación de radiopacidad.
En lo que respecta al método de medición de la radiopacidad hemos
seguido el protocolo establecido por la norma ISO y ANSI / ADA, donde para
cada cemento estudiado, se calcularon los valores medios de la escala de grises
y se convirtió en milímetros de aluminio utilizando la curva de calibración
generada al correlacionar los valores medios de la escala de grises de la cuña
de aluminio. Por tanto, el valor de radiopacidad de cada cemento de resina se
expresó como valores equivalentes de aluminio (en mm).
Discusión
88
Se aconseja realizar la medición de la radiopacidad sólo en las regiones
que estén libres de burbujas de aire u otros defectos, de lo contrario podrían
alterar los valores resultantes del ensayo. (3)
La importancia de la utilización de materiales de resina radiopacos, es
debido a que proporciona un buen contraste entre el esmalte / dentina y el
material, facilitando el diagnóstico radiográfico de la caries recurrente, contorno
proximal defectuoso, la adaptación marginal, voladizos de cemento, el contacto
con los dientes adyacentes, y el estado general de las restauraciones existentes.
(2, 8,11, 12, 13, 14) Por lo tanto, se recomienda que los materiales sean
radiopacos. Sin embargo, algunos autores consideran que el exceso de
radiopacidad, tal como en la amalgama, puede interferir en la detección de
defectos y caries recurrentes y, en consecuencia, puede conducir a un
diagnóstico erróneo en las áreas cubiertas por la restauración (11,12,14), y un
material radiotransparente puede ocultar el diagnóstico temprano de algunas
lesiones debido a que es difícil discriminar el cemento de dentina cariada en las
radiografías. Por consiguiente, son preferibles los materiales con un moderado
grado de radiopacidad. (8,16,129)
En este estudio, los valores de radiopacidad de las muestras dentales
fueron 0,34,1,02 y 1,64 mm de Al para dentina y 1, 2,06 y 3,10 mm de Al el
esmalte, para espesores de 0,5 ,1 y 1,5 mm respectivamente. En la mayoría de
los estudios anteriores, solo estudian la radiopacidad para grosores de 1 mm de
dentina y esmalte, cuyos valores fueron 1,23,0.70,1.02 mm de Al para dentina y
1,91 , 1,55 , 1,91 mm de Al para el esmalte (8,93,127) o para 2 mm de espesor
de la muestra, como en el estudio de Tsuge (4), donde los valores de
radiopacidad para el esmalte y la dentina humana fueron 4,3 y 2,3 mm de Al,
respectivamente, 4.19 y 2,57 mm en el estudio realizado por Salzedas et al. (16)
o 3 y 2 mm de Al en trabajo llevado a cabo por Fonseca et al. (17)
La pureza del aluminio, la condición de almacenamiento y la edad de los
dientes, los métodos utilizados para las evaluaciones, y el espesor de los
especímenes son los factores más importantes que causan la variabilidad en la
radiopacidad. (4, 8)
Discusión
89
El esmalte es una estructura radiopaca al presentar un 90% de
minerales, mientras que la dentina esta menos mineralizada (75%) y por
consiguiente es menos radiopaca. (124)
Van Dijken demostró que la radiopacidad de la dentina es
aproximadamente equivalente a la del aluminio del mismo espesor y la del
esmalte es aproximadamente dos veces mayor que la del aluminio. (124) Esto
concuerda con los valores reportados por Salzedas y colaboradores. (16)
En nuestro estudio hemos alcanzado resultados similares para los tres
espesores estudiados, es decir, los valores de esmalte son aproximadamente el
doble que la dentina.
El grado de radiopacidad necesario para la ejecución clínica ideal puede
variar dentro de la misma clase de material. (17) Algunos autores consideran
que los materiales de restauración deben tener una radiopacidad equivalente a
por lo menos el mismo espesor de la dentina para permitir un correcto
diagnóstico, y han hecho hincapié en la importancia del uso de cortes de tejidos
dentales como un estándar secundario. (8, 11, 12, 17, 130)
Nuestros resultados muestran que, para cualquiera de los grosores de
estudio, los valores radiopacidad de todos los cementos, salvo Variolink Veneer,
estaban por encima del valor de radiopacidad de referencia de la dentina
(p<0,001). Por lo tanto, no conllevaría a una interpretación errónea en relación
con la presencia de caries secundaria. Sin embargo, la radiopacidad del
Variolink Veneer es significativamente menor para cualquiera de los grosores del
estudio. Este material no tiene una radiopacidad suficiente para detectar
mediante técnicas radiográficas el exceso o la falta de cemento en la adaptación
marginal de coronas protésicas.
En el trabajo realizado por Altintas et al (11), estudiaron 8 cementos, de
los cuales 7 mostraron radiopacidades similares o superiores a la de la dentina.
Y solo uno (Breeze) mostró una radiopacidad más baja que la dentina.
De igual manera en el estudio de Furtos et al (123), todos los cementos
de resina dental que analizaron, reunieron la norma ISO 4049 y sus valores de
radiopacidad fueron superiores que la de la dentina humana.
Discusión
90
Sin embargo, otros autores sugieren que los materiales de restauración
necesitan un grado de radiopacidad ligeramente superior a la del esmalte para
facilitar el diagnostico. (8, 14,17)
Pedrosa et al (15) afirman que los materiales con radiopacidades más
altas que las del esmalte favorecen el diagnóstico porque diferencian las
estructuras dentales por medio de contraste mientras que los valores de
radiopacidad entre esmalte y dentina, o inferiores a la dentina, tienden a generar
confusión en el examinador y existe una mayor susceptibilidad de diagnósticos
falsos positivos de caries secundarias.
Los valores obtenidos en el presente estudio, para todos los grosores,
determinaron que la radiopacidad de todos los cementos, a excepción del
cemento Variolink Veneer, es significativamente mayor que la radiopacidad del
esmalte.
De la misma manera, Takuma Tsuge (4) comparó la radiopacidad de
varios tipos de cementos (5 cementos convencionales, 6 ionómeros de vidrio
modificado con resina (CIV-RM), 2 metacrilato de metilo a base de resinas
acrílicas (MMA) y 9 cementos de resina). De los cuales 5 cementos de resina y 2
ionómeros de vidrio modificado con resina eran más radiopacos que el esmalte,
mientras que 3 cementos de resina y 2 ionómeros de vidrio modificado con
resina eran menos radiopacos que el esmalte y un cemento de resina y un
ionómero de vidrio modificado con resina no fueron significativamente diferentes
del esmalte. Sin embargo, solo un cemento no fue significativamente diferente
de la dentina y el resto eran más radiopaco.
En el estudio de Antonijevic et al (8), donde igualmente compararon la
radiopacidad de diversos tipos de cementos, los resultados de todos los
cementos ionómeros de vidrio (Ketac Cem Easymix, Ketac Cem Radiopaque,
Fuji I), ionómero de vidrio modificado con resina (Rely X Luting) y cemento de
resina (Rely X Unicem Automix) no fueron significativamente diferente a la del
esmalte. Los cementos fosfato de zinc, policarboxilato de zinc, y tres de los
cementos de resina tenían los valores de radiopacidad significativamente mayor
que la del esmalte.
La radiopacidad de la muestra del cemento debe estar de acuerdo con la
Norma ISO 4049 siendo igual o mayor que el mismo espesor de aluminio para
Discusión
91
permitir la identificación de diagnóstico, es decir, tienen que tener la misma
visibilidad en la radiografía. (30)
La radiopacidad de aluminio es, por lo tanto, un valor umbral utilizado
comúnmente por los fabricantes cuando declaran su material para ser opaco a la
radiación, aunque no existe una definición de un "material opaco a la radiación"
(127)
Los resultados de este estudio apoyan la hipótesis de que la radiopacidad
para cualquiera de los grosores de cementos de resina es significativamente
mayor que la radiopacidad del aluminio, de acuerdo con las normas ISO y ANSI /
ADA, para todos los materiales ensayados excepto Variolink Veneer, cuya
radiopacidad es significativamente menor para cualquiera de los espesores.
Variolink Veneer se utiliza para la cementación de carillas en la región
anterior. Concretamente, el cemento Variolink Veneer Medium Valor 0 no lleva
en su composición trifluoruro de iterbio ni pigmentos con el propósito de obtener
un cemento de alta translucidez y asegurar una tonalidad uniforme del diente, el
cemento y la restauración. Desafortunadamente, la incorporación de compuestos
de alto número atómico afecta adversamente al color del cemento, cambiándolo
de transparente a un color blanquecino o metálico. (8)
El cemento Variolink Veneer Medium Value 0 demostró valores de
radiopacidad que van desde -0.26 mm a 0.33 mm Al, lo que confirma los
resultados encontrados por Antonijevic et al (8), no cumpliendo dicho cemento
dental la recomendación ISO de radiopacidad para al menos 1 mm de Al.
En el trabajo realizado por Antonijevic et al (8), se evaluó la radiopacidad
de 3 tonos de Variolink Veneer, de los cuales Variolink Veneer Medium Value 0 y
High Value +1 tiene una radiopacidad menor que la dentina y por tanto no
cumplen con las recomendaciones de la ISO y ANSI/ ADA. El valor obtenido
para Variolink Veneer Low Value -1 fue ligeramente más radiopaco de la dentina,
pero menos radiopaco que el esmalte.
Por tanto, el uso del cemento Variolink Veneer Medium Value 0, cuyos
valores de radiopacidad fueron más bajos que el esmalte y la dentina y no
cumple la normativa ISO, debe estar contraindicada especialmente en
situaciones donde los márgenes de las restauraciones son subgingivales, de
difícil acceso y propensos al fracaso y en paciente con una alta incidencia de
Discusión
92
caries, ya que podría dar lugar a excesos de cementos y caries recurrentes difícil
de discriminar en las radiografías, así como, retención de placa y lesiones de los
tejidos gingivales o la pérdida de hueso marginal, Existen informes clínicos que
han documentado que el exceso de cemento contribuyen a más del 80% de las
enfermedades periimplante en coronas sobre implantes cementados. (3, 8, 14
,128)
En esta misma línea de investigación, Reis et al (3) recomiendan usar
con cuidado los cementos a base de ionómero de vidrio (Ketac Cem Easymix y
RelyX Luting 2) y dos cementos de resina (Fill Magic Dual y Enforce) al obtener
valores de radiopacidad por debajo del mínimo recomendado por la norma ISO.
Por otro lado, Altintas et al (11), empleando la misma metodología que
nuestro estudio, evaluaron la radiopacidad de varios cementos comparándola
con aluminio y dentina. Todos los cementos cumplieron con las
recomendaciones de la ISO y ANSI/ ADA excepto el cemento Breeze que tenía
un valor significativamente menor que radiopacidad de la dentina y por tanto, no
cumplía la normativa. El uso de este material puede conducir a incorrectos
diagnósticos.
En el presente trabajo se utilizaron tres espesores de cementos dentales
(0,5 ,1 y 1,5mm)
En base a las condiciones establecidas en esta investigación, los
resultados indicaron que los valores de radiopacidad de todos los materiales
utilizados son dependientes del espesor de este, es decir, cuanto mayor es el
grosor del material mayor es la radiopacidad del mismo.
Estos resultados concuerdan con la comparación que realiza Fonseca et
al (17), donde los valores de radiopacidad del cemento Rely-X ARC que obtiene
fue dos veces más radiopaca en su estudio (4,0 vs 2,0 mm Al) que los que
mostró el trabajo de Attar et al (9). Fonseca et al (17) explican que este es el
resultado de la utilización de muestras de 2,0 mm de espesor en contra del 1,0
mm de espesor del otro estudio. Además, las muestras de esmalte y dentina de
su estudio son más radiopacas (3.0 y 2.0 mm de Al, respectivamente) que los
resultados de otros estudios que emplearon muestras de 1,0 mm de espesor,
pero similar a Bouschlicher et al. que empleó muestras de 2,0 mm de espesor.
Discusión
93
Cabe destacar, que los resultados de los cementos obtenidos en este
apartado de la investigación no pueden contrastarse con otras investigaciones
previamente llevadas a cabo, ya que su propósito y metodología son diferentes
al estudiar en la mayoría de las investigaciones la radiopacidad de un único
grosor las muestras de los cementos.
Según la literatura, la radiopacidad de un cemento de resina se le
atribuye típicamente a la carga inorgánica, mientras que la matriz contribuye
poco a la radiopacidad del material. La radiopacidad del material está
relacionada con el tipo y la proporción de carga radiopaca, su tamaño, el nivel de
adición, la densidad del material y el número atómico de los materiales
constituyentes. (2, 3, 8,12, 123, u)
Las propiedades físicas de los cementos dentales podrían variar
considerablemente debido a las diferencias en la cantidad y la calidad de sus
componentes químicos. La inclusión de elementos con alto peso atómico en las
partículas de relleno de cementos a base de resina contribuye a un aumento de
la radiopacidad de estos materiales. (3, 7,8)
Furtos et al, comprobaron que en los cementos con mayor contenido de
relleno presentaban la radiopacidad más alta (correlación directa entre el
contenido de relleno y radiopacidad) y que fue significativamente más alta que la
del esmalte. No obstante, el cemento que tenía el porcentaje más bajo de carga,
su radiopacidad fue significativamente superior a la de la dentina. Ademes
afirma que cuando el volumen de carga es el 70% o más, y la cantidad de óxido
radiopaco en partículas de carga está por encima de 20%, la radiopacidad de un
material superaría la de esmalte humano. (123)
Al comparar la radiopacidad de los cementos estudiados, comprobamos
que, para los grosores de 0,5 y 1 mm, los materiales más radiopacos son
Geristore e Insure. Mientras que, para el grosor de 1, 5 mm, los cementos con
valores de radiopacidad más parecidos son Calibra, Geristore e Insure.
Sin embargo, en lo que se refiere a la comparación de radiopacidad entre
los cementos estudiados, se hallaron valores de radiopacidad similares entre
Panavia y Ultrabond Plus y Geristore e Insure para espesores de 0,5 y 1 mm.
Así, para 1,5 mm de grosor los únicos materiales que mostraron radiopacidad
similares entre ellos podríamos agruparlos en tres grupos Panavia y Ultrabond
Discusión
94
Plus; Calibra, Geristore e Insure y Ultrabond Plus y Black Out. Las diferencias
del Ultrabond con Panavia y Black Out no son estadísticamente significativas,
pero sin embargo las diferencias entre Panavia y Black Out si los son.
El cemento Insure está compuesto de vidrio de silicato de bario, aluminio
y boro. El alto número atómicos de bario (Z=56) contribuye a su radiopacidad. El
contenido de relleno es un 75,3 % del peso y el tamaño medio de partícula 0.7μ.
Como se ha comentado anteriormente, este material ha presentado la
radiopacidad más alta entre los cementos de este estudio junto con el cemento
Geristore del que no disponemos información sobre su composición.
Según el fabricante, el cemento calibra contiene rellenos de vidrio y
pigmentos que se puede asociar a su radiopacidad.
El cemento Panavia SA también contiene un alto porcentaje de vidrio de
bario silanizado (45 % vol.), que actúa como agente radiopaco. El tamaño de la
partícula de las cargas inorgánicas va desde 0,04 μm a 20 μm.
Rely X Ultimate contiene materiales de carga silanizada radiopacos y
rellenos radiopaco alcalinos, aproximadamente 43% volumen de relleno
inorgánico y el tamaño de la partícula 13um.
Con respecto al Variolink Veneer Medium Value 0, no lleva en su
composición trifluoruro de iterbio ni pigmentos, y ratificando la información del
fabricante, este color de Variolink Veneer no es radiopaco.
El fabricante de Block Out, Ultrabond Plus y Geristore no informa de su
composición química ni especifica la presencia de algún agente radiopaco
especifico.
Según la literatura consultada, las partículas de relleno que proporcionan
radiopacidad a los cementos de ionómero de vidrio modificados con resina y a
los cementos de resinas incluyen iterbio, óxido de zinc, óxido de magnesio,
fluoruro vidrio de silicato de aluminio, vidrio de bario, estroncio, óxido de circonio
y bismuto. La presencia o ausencia de estos elementos parecen ser los
responsables ya sea para la radiopacidad o la radiotransparencia de los
materiales de restauración estudiados. (4,8, 14)
Con respecto a la influencia de la incorporación de elementos radiopacos
en la radiopacidad de los cementos, existen estudios que así lo avalan. Como el
Discusión
95
realizado por Tsuge (4), que considera que el valor de alta radiopacidad de
Variolink II es atribuible a la incorporación de trifluoruro de iterbio (YbF3) al tener
el iterbio un número atómico de 70 y un peso molecular de 173. (4)
En las investigaciones realizadas por Antonijevic et al (8) corroboran que
los valores de mayor radiopacidad en los cementos Variolink II, Multilink Automix
y Speed Cem se deben a que contienen silicio, vidrio de bario y trifluoruro de
iterbio. Estos elementos presentan altos números atómicos de Bario (Z=56) e
Iterbio (Z=70) que contribuyen a su radiopacidad. De la misma manera, al
comparar la radiopacidad de los tres tonos de Variolink Veneer (Medium Value 0,
High Value +1 y Low Value -1), los valores de radiopacidad aumenta en función
del porcentaje de trifluoruro de iterbio que contiene (0%, 5% y 10 %
respectivamente)
Fernandes et al (2), obtienen la radiopacidad más alta en el cemento Fill
Magic Dual (Vigodent), compuesto por una carga del 61%, mientras que el
cemento Allcem (FGM), que obtiene la radiopacidad más baja, tenía una carga
del 68% en peso. Los valores más altos obtenidos en el cemento Fill Magic Dual
(Vigodent) pueden ser debido a una mayor cantidad de relleno con números
atómicos altos en comparación con Allcem (MGF), incluso con un porcentaje
menor en peso.
Por el contrario, Reis et al (3) logró los resultados más bajos de
radiopacidad con los cementos de resina Fill Magic Dual (Vigodent) y Enforce
(Dentsply), siendo valores similares al cemento de ionómero de vidrio modificado
con resina que compara (RelyX Luting 2 3M ESPE)
Esta diferencia en los resultados puede ser consecuencia del estudio de
diferentes espesores de la muestra.
En esta misma línea, existen trabajos de investigación que avalan que los
cementos de ionómero de vidrio modificados con resina, presentan los valores
más bajos, por el bajo número atómico de flúor (Z=9), aluminio (Z=13) y silicio
(Z=14) que compone el vidrio de silicato de aluminio con flúor. Esto es
comparable con los cementos de policarboxilato y fosfato de zinc que
experimentan alta radiopacidad debido al alto porcentaje de zinc (Z=30). (8,9).
Lo que confirma los resultados encontrados por Reis et al (3), Antonijevic et al
(8) o Attar et al (9) y está en contraste con los resultados reportados por Tsuge.
Discusión
96
(4) La divergencia en los resultados reportados en los diferentes estudios se
puede atribuir a la utilización de especímenes de diferentes espesores (2 mm vs
1 mm), como hemos comentado con anterioridad.
En este trabajo, los valores obtenidos en el cemento ionómero de vidrio
modificado con resina, Geristore, difiere de los resultados encontrados por Reis
et al (3) y Attar et al (9), debido a que obtuvo resultados significativamente
mayores que la mayoría de los cementos de resina estudiados. Esto puede
deberse a la evolución constante de los materiales, a estudiar cementos que han
sido introducidos en el mercado recientemente y que los estudios realizados por
estos autores difieren en la marca del cemento y, por tanto, en la composición
del mismo.
Así en el estudio llevado a cabo por Fonseca et al (17), los dos cementos
de ionómeros vidrio modificado con resina que estudia mostraron mayor
radiopacidad que el esmalte.
Como hemos mencionado anteriormente, la radiopacidad de un material
a base de resina depende principalmente de la carga inorgánica. Sin embargo,
los resultados de un estudio realizado por Pekkan et al (14), indican claramente
que tanto MDP y de HEMA podría haber influido en los valores de radiopacidad
como los componentes inorgánicos. Para ello se considera necesario más
investigaciones respecto el efecto de la matriz en la radiopacidad requiere.
La escasa información sobre la composición química correcta y detallada
de los cementos estudiados, al tratarse de datos confidenciales para la mayoría
de los fabricantes, dificulta poder conectar la correlación entre contenido de
relleno, la matriz orgánica y el tipo de radiopacidad.
97
Conclusiones
Conclusiones
98
Considerando los objetivos planteados, y los resultados obtenidos en
esta investigación, se puede concluir:
1. Para todos los grosores encontramos diferencias estadísticamente
significativas entre la radiopacidad observada en el esmalte y la dentina y la
observada en todos los materiales, ya que el p-valor para los estadísticos de
contraste de cada uno de los materiales por grosores es menor que 0,05 en el
caso del esmalte y en el estudio comparativo de la dentina con los diferente
materiales el p-valor es igual a cero (p-valor < 0.001).Por tanto, para todos los
grosores de estudio la radiopacidad en todos los materiales, salvo en el Variolink
Venner, es significativamente mayor que la radiopacidad del esmalte y la
dentina, mientras que la radiopacidad del Variolink Veneer es significativamente
menor que la del esmalte y dentina para todos los grosores de estudio.
2. Todos los materiales cumplen con la normativa ISO y ANSI/ADA para
cualquiera de los grosores de estudio a excepción del Variolink Veneer, al
presentar una diferencia positiva respecto al valor del aluminio, es decir, los
cementos presentan una radiopacidad media mayor que la del aluminio y el
Variolink Veneer presenta una radiopacidad media significativamente menor que
la del aluminio para todos los grosores observados.
3. Para todos los cementos utilizados, la radiopacidad del material depende
significativamente del espesor de este, formándose tres grupos
significativamente diferenciados de radiopacidad en función del grosor del
Conclusiones
99
material. Además observando la diferencia de medias en las tablas de
comparaciones múltiples podemos concluir que cuanto mayor es el grosor del
material mayor es la radiopacidad del mismo.
4. Para un grosor de 0,05 mm y 1 mm, el p-valor del estadístico de
contraste es menor que 0,05 por lo que encontramos diferencias
estadísticamente significativas entre las radiopacidades de casi todos los
materiales. Los únicos materiales que presenta radiopacidad similares entre
ellos son Panavia y Ultrabond Plus por un lado y por otro Geristore e Insure.
Para un grosor de 1,5 mm el p-valor del estadístico de contraste es menor que
0,05 por lo que encontramos diferencias estadísticamente significativas entre las
radiopacidades de casi todos los materiales Los únicos materiales que presenta
radiopacidad similares entre ellos podríamos agruparlos en tres grupos Panavia
y Ultrabond Plus, Calibra, Geristore e Insure y Ultrabond Plus y Black Out. Las
diferencias del Ultrabond como Panavia y Black Out no son estadísticamente
significativas, pero sin embargo las diferencias entre Panavia y Black Out si los
son.
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113
Anexo
Anexo
114
MATERIAL
GROSOR DEL MATERIAL
0,5 MILIMETROS 1,00 MILIMETRO 1,50 MILIMETROS
Densidad
óptica
Valores
en mm
de aluminio
Densidad
óptica
Valores
en mm
de aluminio
Densidad
óptica
Valores
en mm
de aluminio
Media Media Media Media Media Media
PANAVIA 101,09 1,3683 168,59 2,9693 217,08 4,1195
ULTRABOND PLUS 100,15 1,3460 169,61 2,9937 220,50 4,2007
RELY X 88,33 1,0656 140,76 2,3093 179,39 3,2256
CALIBRA 118,78 1,7880 192,63 3,5395 244,95 4,7805
GERISTORE 122,35 1,8725 199,95 3,7133 246,03 4,8061
INSURE 122,89 1,8854 193,93 3,5705 244,29 4,7650
BLOCK OUT 110,90 1,6010 179,42 3,2263 223,37 4,2687
VARIOLINK VENEER 32,25 -,2644 47,26 ,0916 57,46 ,3335
ESMALTE 85,52 ,9991 130,29 2,0610 173,99 3,0974
DENTINA 57,61 ,3371 86,20 1,0152 112,51 1,6392
Tabla 4 Valores medios de radiopacidad expresados en densidad óptica y en milímetros de Aluminio
Anexo
115
Prueba de muestras independientes
Prueba T para la igualdad de medias mm aluminio 95% Intervalo confianza para la diferencia
GROSOR 0,5 mm t gl p-valor Diferencia de medias
Error típ. diferencia Inferior Superior
PANAVIA 13,725 195,853 ,000 ,3692283 ,0269020 ,3161736 ,4222831
ULTRABOND PLUS 13,271 223 ,000 ,3469323 ,0261413 ,2954167 ,3984479
RELY X 2,461 223 ,015 ,0665718 ,0270503 ,0132649 ,1198786
CALIBRA 33,126 223 ,000 ,7888994 ,0238152 ,7419678 ,8358310
GERISTORE 34,492 223 ,000 ,8734978 ,0253248 ,8235912 ,9234044
INSURE 38,188 223 ,000 ,8863061 ,0232093 ,8405685 ,9320438
BLOCK OUT 25,339 223 ,000 ,6019924 ,0237577 ,5551742 ,6488107
VARIOLINK VENEER -67,318 223 ,000 -1,2634409 ,0187682 -1,3004267 -1,2264550
GROSOR 1,0 mm t gl p-valor Diferencia de medias
Error típ. diferencia Inferior Superior
PANAVIA 32,420 197,362 ,000 ,9082859 ,0280162 ,8530364 ,9635354
ULTRABOND PLUS 35,687 175,626 ,000 ,9326376 ,0261341 ,8810603 ,9842148
RELY X 8,754 223 ,000 ,2482606 ,0283590 ,1923746 ,3041466
CALIBRA 60,407 223 ,000 1,4784946 ,0244757 1,4302613 1,5267279
GERISTORE 60,126 223 ,000 1,6522770 ,0274801 1,5981232 1,7064309
INSURE 55,360 223 ,000 1,5094877 ,0272669 1,4557540 1,5632214
BLOCK OUT 42,344 223 ,000 1,1652435 ,0275185 1,1110140 1,2194731
VARIOLINK VENEER -89,201 110,359 ,000 -1,9694813 ,0220791 -2,0132353 -1,9257274
GROSOR 1,5 mm t gl p-valor Diferencia de medias
Error típ. diferencia Inferior Superior
PANAVIA 31,217 192,155 ,000 1,0221379 ,0327434 ,9575553 1,0867205
ULTRABOND PLUS 37,276 223 ,000 1,1032574 ,0295967 1,0449325 1,1615824
RELY X 4,222 223 ,000 ,1282416 ,0303777 ,0683776 ,1881056
CALIBRA 68,900 223 ,000 1,6831120 ,0244282 1,6349723 1,7312516
Anexo
116
GERISTORE 68,053 223 ,000 1,7087287 ,0251089 1,6592475 68,053
INSURE 60,479 223 ,000 1,6676154 ,0275734 1,6132776 60,479
BLOCK OUT 36,629 223 ,000 1,1712524 ,0319759 1,1082388 1,2342659
VARIOLINK VENEER -108,242 99,619 ,000 -2,7639152 ,0255345 -2,8145773 -2,7132532
Tabla 5 Comparación de la radiopacidad de los materiales utilizados con la del esmalte
Anexo
117
Prueba de muestras independientes
Prueba T para la igualdad de medias en mm al 95% Intervalo confianza para la diferencia
GROSOR 0,5 mm t gl p-valor Diferencia de medias
Error típ. de la
diferenciaInferior Superior
PANAVIA 42,408 218,847 ,000 1,0311512 ,0243153 ,9832291 42,408
ULTRABOND PLUS 45,842 201,846 ,000 1,0088552 ,0220074 ,9654613 1,0522490
RELY X 32,308 207,327 ,000 ,7284946 ,0225487 ,6840404 ,7729488
CALIBRA 64,804 223 ,000 1,4508223 ,0223879 1,4067033 1,4949412
GERISTORE 71,329 196,114 ,000 1,5354206 ,0215258 1,4929688 1,5778724
INSURE 71,208 223 ,000 1,5482290 ,0217423 1,5053823 1,5910756
BLOCK OUT 56,610 223 ,000 1,2639152 ,0223267 1,2199169 1,3079136
VARIOLINK VENEER -35,550 223 ,000 -,6015180 ,0169205 -,6348625 -,5681735
GROSOR 1,0 mm t gl p-valor Diferencia de medias
Error típ. diferencia Inferior Superior
PANAVIA 76,724 218,822 ,000 1,9541429 ,0254699 1,9039453 2,0043406
ULTRABOND PLUS 84,610 205,114 ,000 1,9784946 ,0233837 1,9323914 2,0245978
RELY X 54,641 207,839 ,000 1,2941176 ,0236841 1,2474257 1,3408096
CALIBRA 117,880 180,156 ,000 2,5243517 ,0214145 2,4820962 2,5666072
GERISTORE 116,492 202,920 ,000 2,6981341 ,0231615 2,6524661 2,7438021
INSURE 110,931 201,606 ,000 2,5553447 ,0230354 2,5099235 2,6007659
BLOCK OUT 95,371 203,151 ,000 2,2111006 ,0231842 2,1653881 2,2568131
VARIOLINK VENEER -51,941 223 ,000 -,9236243 ,0177823 -,9586671 -,8885815
GROSOR 1,5 mm t gl p-valor Diferencia de medias
Error típ. diferencia Inferior Superior
PANAVIA 80,284 207,303 ,000 2,4803922 ,0308952 2,4194830 2,5413013
ULTRABOND PLUS 89,593 223 ,000 2,5615117 ,0285906 2,5051694 2,6178540
RELY X 53,966 223 ,000 1,5864959 ,0293983 1,5285619 1,6444299
CALIBRA 135,410 223 ,000 3,1413662 ,0231990 3,0956489 3,1870835
GERISTORE 132,428 223 ,000 3,1669829 ,0239147 3,1198551 3,2141107
Anexo
118
INSURE 117,999 223 ,000 3,1258697 ,0264906 3,0736658 3,1780736
BLOCK OUT 92,281 185,828 ,000 2,6295066 ,0284945 2,5732924 2,6857209
VARIOLINK VENEER -56,480 106,539 ,000 -1,3056610 ,0231170 -1,3514901 -1,2598319
Tabla 6 Comparación de la radiopacidad de los materiales utilizados con la de la dentina
Anexo
119
Pruebas T de comparación de medias para una muestra
Comparación con milímetros de aluminio 95% Intervalo confianza para la diferencia
GROSOR 0,5 mm t gl p-valor Diferencia de medias
Error típ. de la
diferenciaInferior Superior
PANAVIA 45,974 149 ,000 ,8682796 ,830960 ,905599 45,974
ULTRABOND PLUS 53,528 149 ,000 ,8459836 ,814754 ,877213 53,528
RELY X 34,177 149 ,000 ,5656230 ,532920 ,598326 34,177
CALIBRA 92,997 149 ,000 1,2879507 1,260584 1,315317 92,997
GERISTORE 90,737 149 ,000 1,3725490 1,342659 1,402439 90,737
INSURE 103,956 149 ,000 1,3853574 1,359024 1,411690 103,956
BLOCK OUT 79,786 149 ,000 1,1010436 1,073775 1,128313 79,786
VARIOLINK VENEER -83,111 149 ,000 -,7643896 -,782563 -,746216 -83,111
GROSOR 1,0 mm t gl p-valor Diferencia de medias
Error típ. diferencia Inferior Superior
PANAVIA 99,563 149 ,000 1,9693232 1,930238 2,008408 99,563
ULTRABOND PLUS 117,210 149 ,000 1,9936749 1,960064 2,027286 117,210
RELY X 75,160 149 ,000 1,3092979 1,274876 1,343720 75,160
CALIBRA 179,079 149 ,000 2,5395319 2,511510 2,567554 179,079
GERISTORE 162,449 149 ,000 2,7133144 2,680310 2,746319 162,449
INSURE 155,532 149 ,000 2,5705250 2,537867 2,603183 155,532
BLOCK OUT 133,039 149 ,000 2,2262808 2,193214 2,259348 133,039
VARIOLINK VENEER -93,792 149 ,000 -,9084440 -,927583 -,889305 -93,792
GROSOR 1,5 mm t gl p-valor Diferencia de medias
Error típ. diferencia Inferior Superior
PANAVIA 115,533 149 ,000 2,6195446 2,574741 2,664348 115,533
ULTRABOND PLUS 156,333 149 ,000 2,7006641 2,666528 2,734800 156,333
RELY X 96,197 149 ,000 1,7256483 1,690201 1,761095 96,197
CALIBRA 260,057 149 ,000 3,2805187 3,255592 3,305445 260,057
GERISTORE 249,244 149 ,000 3,3061354 3,279924 3,332346 249,244
Anexo
120
INSURE 210,439 149 ,000 3,2650221 3,234364 3,295681 210,439
BLOCK OUT 143,642 149 ,000 2,7686591 2,730572 2,806746 143,642
VARIOLINK VENEER -120,333 149 ,000 -1,1665085 -1,185664 -1,147353 -120,333
Tabla 7 Comprobación del cumplimiento de la normativa
Tabla 8 Prueba de homogeneidad de varianzas
Valores en mm de aluminio
Estadístico de Levene gl1 gl2 p-valor
PANAVIA 3,190 2 447 0,042
ULTRABOND PLUS ,647 2 447 0,524
RELY X ,207 2 447 0,813
CALIBRA 1,721 2 447 0,180
GERISTORE 2,617 2 447 0,074
INSURE 3,600 2 447 0,028
BLOCK OUT 7,212 2 447 0,001
VARIOLINK VENEER
,346 2 447 0,707
Anexo
121
Valores en mm de aluminio
Estadístico Valor del
Estadístico p-valor
PANAVIA Welch 4522,918 ,000
ULTRABOND PLUS F 7355,542 ,000
RELY X F 3921,535 ,000
CALIBRA F 12285,006 ,000
GERISTORE F 9644,443 ,000
INSURE Welch 10173,882 ,000
BLOCK OUT Welch 6956,463 ,000
VARIOLINK VENEER F 996,219 ,000
Tabla 9 Pruebas de igualdad de las medias
Anexo
122
Valores en mm de aluminio
MATERIAL GROSOR Subconjunto para alfa = 0.05
1 2 3
PANAVIA
0,50 MILIMETROS 1,368280
1,00 MILIMETROS 2,969323
1,50 MILIMETROS 4,119545
ULTRABOND PLUS
0,50 MILIMETROS 1,345984
1,00 MILIMETROS 2,993675
1,50 MILIMETROS 4,200664
RELY X
0,50 MILIMETROS 1,065623
1,00 MILIMETROS 2,309298
1,50 MILIMETROS 3,225648
CALIBRA
0,50 MILIMETROS 1,787951
1,00 MILIMETROS 3,539532
1,50 MILIMETROS 4,780519
GERISTORE
0,50 MILIMETROS 1,872549
1,00 MILIMETROS 3,713314
1,50 MILIMETROS 4,806135
INSURE
0,50 MILIMETROS 1,885357
1,00 MILIMETROS 3,570525
1,50 MILIMETROS 4,765022
BLOCK OUT
0,50 MILIMETROS 1,601044
1,00 MILIMETROS 3,226281
1,50 MILIMETROS 4,268659
VARIOLINK VENEER
0,50 MILIMETROS -,264390
1,00 MILIMETROS ,091556
1,50 MILIMETROS ,333491
Tabla 10 Prueba de Tukey
Anexo
123
Estadística del “Estudio comparativo de la radiopacidad de los materiales
estudiados para cada uno de los grosores considerados”
En la siguiente tabla tenemos los valores de radiopacidad media de los ocho sistemas
considerados.
Estadisticos Descriptivos
Radiopacidad para grosor de 0,5 mm
Material
N Media Desviación
típica
Error
típico
Intervalo de confianza
para la media al 95%
Mínimo Máximo
Límite
inferior
Límite
superior
PANAVIA 150 1,368280 ,2313073 ,0188862 1,330960 1,405599 ,7495 2,0066
ULTRABOND PLUS
150 1,345984 ,1935632 ,0158044 1,314754 1,377213 ,9156 1,7457
RELY X 150 1,065623 ,2026938 ,0165499 1,032920 1,098326 ,5835 1,4611
CALIBRA 150 1,787951 ,1696197 ,0138494 1,760584 1,815317 1,3188 2,2201
GERISTORE 150 1,872549 ,1852625 ,0151266 1,842659 1,902439 1,3662 2,2676
INSURE 150 1,885357 ,1632139 ,0133264 1,859024 1,911690 1,3662 2,2676
BLOCK OUT 150 1,601044 ,1690149 ,0138000 1,573775 1,628313 1,1528 2,0066
VARIOLINK VENEER
150 -,264390 ,1126419 ,0091972 -,282563 -,246216 -,5550 -,0332
Total 1200 1,332800 ,6859318 ,0198011 1,293951 1,371648 -,5550 2,2676
Podemos ver que existen diferencias entre los valores medios de radiopacidad de los distintos
materiales.
Veamos si estas diferencias son estadísticamente significativas.
La prueba de Levene de homogeneidad de varianzas nos da un p‐valor menor que 0,001.
Anexo
124
Por tanto no podemos suponer igualdad de varianzas entre los grupos por lo que utilizaremos
un contraste de comparación de medias que emplea el estadístico de Welch.
Pruebas robustas de igualdad de las medias
Estadístico gl1 gl2 p-valor
Valores en mm de aluminio Welch 4580,666 7 508,398 ,000
El p‐valor del estadístico de Welch es menor que 0,001, por lo que encontramos diferencias
estadísticamente significativas entre la radiopacidad media de al menos dos de los materiales.
Realizamos una prueba de Games‐Howell para estudiar estas diferencias.
Prueba de homogeneidad de varianzas
Estadístico de
Levene gl1 gl2 p-valor
Valores en mm de aluminio 9,645 7 1192 ,000
Anexo
125
Comparaciones múltiples
Games-Howell
(I)
MATERIAL
(J)
MATERIAL
Diferencia
de medias
(I-J)
Error
típico p-valor
Intervalo de confianza
al 95%
Límite
inferior
Límite
superior
PANAVIA
ULTRABOND
PLUS ,0222960 ,0246265 ,985 -,052896 ,097488
RELY X ,3026565 ,0251115 ,000 ,225992 ,379321
CALIBRA -,4196711 ,0234199 ,000 -,491209 -,348133
GERISTORE -,5042694 ,0241971 ,000 -,578159 -,430380
INSURE -,5170778 ,0231145 ,000 -,587694 -,446462
BLOCK OUT -,2327641 ,0233908 ,000 -,304214 -,161314
VARIOLINK
VENEER 1,6326692 ,0210065 ,000 1,568370 1,696968
ULTRABOND
PLUS
PANAVIA -,0222960 ,0246265 ,985 -,097488 ,052896
RELY X ,2803605 ,0228840 ,000 ,210504 ,350217
CALIBRA -,4419671 ,0210139 ,000 -,506122 -,377812
GERISTORE -,5265655 ,0218768 ,000 -,593347 -,459783
INSURE -,5393738 ,0206729 ,000 -,602493 -,476255
BLOCK OUT -,2550601 ,0209814 ,000 -,319116 -,191004
VARIOLINK
VENEER 1,6103732 ,0182857 ,000 1,554457 1,666290
RELY X
PANAVIA -,3026565 ,0251115 ,000 -,379321 -,225992
ULTRABOND
PLUS -,2803605 ,0228840 ,000 -,350217 -,210504
CALIBRA -,7223276 ,0215802 ,000 -,788218 -,656437
GERISTORE -,8069260 ,0224213 ,000 -,875373 -,738479
INSURE -,8197343 ,0212483 ,000 -,884618 -,754851
BLOCK OUT -,5354206 ,0215485 ,000 -,601215 -,469626
VARIOLINK 1,3300127 ,0189337 ,000 1,272100 1,387925
Anexo
126
VENEER
CALIBRA
PANAVIA ,4196711 ,0234199 ,000 ,348133 ,491209
ULTRABOND
PLUS ,4419671 ,0210139 ,000 ,377812 ,506122
RELY X ,7223276 ,0215802 ,000 ,656437 ,788218
GERISTORE -,0845984 ,0205090 ,001 -,147208 -,021989
INSURE -,0974067 ,0192197 ,000 -,156078 -,038736
BLOCK OUT ,1869070 ,0195511 ,000 ,127225 ,246589
VARIOLINK
VENEER 2,0523403 ,0166251 ,000 2,001536 2,103145
GERISTORE
PANAVIA ,5042694 ,0241971 ,000 ,430380 ,578159
ULTRABOND
PLUS ,5265655 ,0218768 ,000 ,459783 ,593347
RELY X ,8069260 ,0224213 ,000 ,738479 ,875373
CALIBRA ,0845984 ,0205090 ,001 ,021989 ,147208
INSURE -,0128083 ,0201595 ,998 -,074354 ,048738
BLOCK OUT ,2715054 ,0204757 ,000 ,208997 ,334013
VARIOLINK
VENEER 2,1369386 ,0177032 ,000 2,082816 2,191061
INSURE
PANAVIA ,5170778 ,0231145 ,000 ,446462 ,587694
ULTRABOND
PLUS ,5393738 ,0206729 ,000 ,476255 ,602493
RELY X ,8197343 ,0212483 ,000 ,754851 ,884618
CALIBRA ,0974067 ,0192197 ,000 ,038736 ,156078
GERISTORE ,0128083 ,0201595 ,998 -,048738 ,074354
BLOCK OUT ,2843137 ,0191842 ,000 ,225752 ,342876
VARIOLINK
VENEER 2,1497470 ,0161920 ,000 2,100275 2,199219
BLOCK OUT
PANAVIA ,2327641 ,0233908 ,000 ,161314 ,304214
ULTRABOND
PLUS ,2550601 ,0209814 ,000 ,191004 ,319116
RELY X ,5354206 ,0215485 ,000 ,469626 ,601215
Anexo
127
CALIBRA -,1869070 ,0195511 ,000 -,246589 -,127225
GERISTORE -,2715054 ,0204757 ,000 -,334013 -,208997
INSURE -,2843137 ,0191842 ,000 -,342876 -,225752
VARIOLINK
VENEER 1,8654333 ,0165840 ,000 1,814755 1,916111
VARIOLINK
VENEER
PANAVIA -1,6326692 ,0210065 ,000 -1,696968 -1,568370
ULTRABOND
PLUS -1,6103732 ,0182857 ,000 -1,666290 -1,554457
RELY X -1,3300127 ,0189337 ,000 -1,387925 -1,272100
CALIBRA -2,0523403 ,0166251 ,000 -2,103145 -2,001536
GERISTORE -2,1369386 ,0177032 ,000 -2,191061 -2,082816
INSURE -2,1497470 ,0161920 ,000 -2,199219 -2,100275
BLOCK OUT -1,8654333 ,0165840 ,000 -1,916111 -1,814755
Podemos ver que las diferencias que observamos en el grafico son estadísticamente
significativas.
Los únicos materiales que presenta radiopacidad similares entre ellos son Panavia y Ultrabond
Plus por un lado y por otro Geristore e Insure.
La distribución de los valores medios de radiopacidad en sentido descendente es la siguiente:
Anexo
128
Distribución de la radiopacidad por grupos en sentido ascendente para el grosor 0,5 mm
Valores en mm de aluminio
1 2 3 4 5 6
VARIOLINK VENEER -,2644
RELY X 1,0656
ULTRABOND PLUS 1,3460
PANAVIA 1,3683
BLOCK OUT 1,6010
CALIBRA 1,7880
GERISTORE 1,8725
INSURE 1,8854
Anexo
129
4.2. COMPARACIÓN DE LA RADIOPACIDAD PARA 1 mm DE GROSOR.
En la siguiente tabla tenemos los valores de radiopacidad media de los ocho sistemas
considerados.
Estadisticos Descriptivos
Radiopacidad para grosor de 1 mm
Valores en mm de aluminio
N Media
Desviación
típica
Error
típico
Intervalo de confianza
para la media al 95%
Mínimo Máximo
Límite
inferior
Límite
superior
PANAVIA 150 2,969323 ,2422506 ,0197797 2,930238 3,008408 2,4573 3,6670
ULTRABOND PLUS 150 2,993675 ,2083214 ,0170094 2,960064 3,027286 2,4810 3,5721
RELY X 150 2,309298 ,2133518 ,0174201 2,274876 2,343720 1,7220 2,9791
CALIBRA 150 3,539532 ,1736821 ,0141811 3,511510 3,567554 3,1452 3,9042
GERISTORE 150 3,713314 ,2045637 ,0167026 3,680310 3,746319 3,1452 4,2600
INSURE 150 3,570525 ,2024174 ,0165273 3,537867 3,603183 3,0503 4,0702
BLOCK OUT 150 3,226281 ,2049497 ,0167341 3,193214 3,259348 2,6945 3,6907
VARIOLINK VENEER 150 ,091556 ,1186254 ,0096857 ,072417 ,110695 -,3178 ,3700
Total 1200 2,801688 1,1248376 ,0324713 2,737981 2,865395 -,3178 4,2600
Podemos ver existen diferencias entre los valores medios de radiopacidad de los distintos
materiales.
Veamos si estas diferencias son estadísticamente significativas.
La prueba de Levene de homogeneidad de varianzas nos da un p‐valor menor que 0,001.
Anexo
130
Prueba de homogeneidad de varianzas
Valores en mm de aluminio
Estadístico de
Levene gl1 gl2 p-valor
9,428 7 1192 ,000
Por tanto no podemos suponer igualdad de varianzas entre los grupos por lo que utilizaremos
un contraste de comparación de medias que emplea el estadístico de Welch.
Pruebas robustas de igualdad de las medias
Valores en mm de aluminio
Estadísticoa gl1 gl2 p-valor
Welch 11136,499 7 507,817 ,000
a. Distribuidos en F asintóticamente.
El p‐valor del estadístico de Welch es menor que 0,001, por lo que encontramos diferencias
estadísticamente significativas entre la radiopacidad media de al menos dos de los materiales.
Realizamos una prueba de Games‐Howell para estudiar estas diferencias.
Anexo
131
Comparaciones múltiples
Games-Howell
(I)
MATERIAL
(J)
MATERIAL
Diferencia
de medias
(I-J)
Error
típico p-valor
Intervalo de confianza
al 95%
Límite
inferior
Límite
superior
PANAVIA
ULTRABOND PLUS
-,0243517 ,0260874 ,983 -,103999 ,055296
RELY X ,6600253 ,0263571 ,000 ,579558 ,740492
CALIBRA -,5702087 ,0243380 ,000 -,644558 -,495860
GERISTORE -,7439911 ,0258884 ,000 -,823034 -,664948
INSURE -,6012018 ,0257757 ,000 -,679903 -,522501
BLOCK OUT -,2569576 ,0259088 ,000 -,336062 -,177853
VARIOLINK VENEER
2,8777672 ,0220238 ,000 2,810356 2,945178
ULTRABOND PLUS
PANAVIA ,0243517 ,0260874 ,983 -,055296 ,103999
RELY X ,6843770 ,0243470 ,000 ,610055 ,758699
CALIBRA -,5458571 ,0221455 ,000 -,613474 -,478240
GERISTORE -,7196395 ,0238389 ,000 -,792410 -,646869
INSURE -,5768501 ,0237165 ,000 -,649248 -,504453
BLOCK OUT -,2326059 ,0238610 ,000 -,305444 -,159768
VARIOLINK VENEER
2,9021189 ,0195738 ,000 2,842257 2,961981
RELY X
PANAVIA -,6600253 ,0263571 ,000 -,740492 -,579558
ULTRABOND PLUS
-,6843770 ,0243470 ,000 -,758699 -,610055
CALIBRA -1,2302340 ,0224625 ,000 -1,298823 -1,161645
GERISTORE -1,4040164 ,0241337 ,000 -1,477688 -1,330345
INSURE -1,2612271 ,0240127 ,000 -1,334530 -1,187924
BLOCK OUT -,9169829 ,0241555 ,000 -,990721 -,843245
VARIOLINK VENEER
2,2177419 ,0199317 ,000 2,156777 2,278707
CALIBRA
PANAVIA ,5702087 ,0243380 ,000 ,495860 ,644558
ULTRABOND PLUS
,5458571 ,0221455 ,000 ,478240 ,613474
RELY X 1,2302340 ,0224625 ,000 1,161645 1,298823
GERISTORE -,1737824 ,0219107 ,000 -,240680 -,106885
INSURE -,0309930 ,0217774 ,846 -,097482 ,035496
Anexo
132
BLOCK OUT ,3132511 ,0219347 ,000 ,246280 ,380222
VARIOLINK VENEER
3,4479760 ,0171731 ,000 3,395504 3,500448
GERISTORE
PANAVIA ,7439911 ,0258884 ,000 ,664948 ,823034
ULTRABOND PLUS
,7196395 ,0238389 ,000 ,646869 ,792410
RELY X 1,4040164 ,0241337 ,000 1,330345 1,477688
CALIBRA ,1737824 ,0219107 ,000 ,106885 ,240680
INSURE ,1427894 ,0234974 ,000 ,071061 ,214518
BLOCK OUT ,4870335 ,0236433 ,000 ,414860 ,559207
VARIOLINK VENEER
3,6217584 ,0193077 ,000 3,562716 3,680801
INSURE
PANAVIA ,6012018 ,0257757 ,000 ,522501 ,679903
ULTRABOND PLUS
,5768501 ,0237165 ,000 ,504453 ,649248
RELY X 1,2612271 ,0240127 ,000 1,187924 1,334530
CALIBRA ,0309930 ,0217774 ,846 -,035496 ,097482
GERISTORE -,1427894 ,0234974 ,000 -,214518 -,071061
BLOCK OUT ,3442441 ,0235198 ,000 ,272447 ,416041
VARIOLINK VENEER
3,4789690 ,0191563 ,000 3,420392 3,537546
BLOCK OUT
PANAVIA ,2569576 ,0259088 ,000 ,177853 ,336062
ULTRABOND PLUS
,2326059 ,0238610 ,000 ,159768 ,305444
RELY X ,9169829 ,0241555 ,000 ,843245 ,990721
CALIBRA -,3132511 ,0219347 ,000 -,380222 -,246280
GERISTORE -,4870335 ,0236433 ,000 -,559207 -,414860
INSURE -,3442441 ,0235198 ,000 -,416041 -,272447
VARIOLINK VENEER
3,1347249 ,0193350 ,000 3,075598 3,193852
VARIOLINK VENEER
PANAVIA -2,8777672 ,0220238 ,000 -2,945178 -2,810356
ULTRABOND PLUS
-2,9021189 ,0195738 ,000 -2,961981 -2,842257
RELY X -2,2177419 ,0199317 ,000 -2,278707 -2,156777
CALIBRA -3,4479760 ,0171731 ,000 -3,500448 -3,395504
GERISTORE -3,6217584 ,0193077 ,000 -3,680801 -3,562716
INSURE -3,4789690 ,0191563 ,000 -3,537546 -3,420392
BLOCK OUT -3,1347249 ,0193350 ,000 -3,193852 -3,075598
Anexo
133
Podemos ver que las diferencias que observamos en el grafico son estadísticamente
significativas.
Los únicos materiales que presenta radiopacidad similares entre ellos son Panavia y Ultrabond
Plus por un lado y por otro Geristore e Insure.
La distribución de los valores medios de radiopacidad en sentido descendente es la siguiente:
Distribución de la radiopacidad por grupos en sentido ascendente para el grosor 1 mm
Valores en mm de aluminio
1 2 3 4 5 6
VARIOLINK VENEER
,0916
RELY X 2,3093
PANAVIA 2,9693
ULTRABOND PLUS
2,9937
BLOCK OUT 3,2263
CALIBRA 3,5395
INSURE 3,5705
GERISTORE 3,7133
Anexo
134
4.3. COMPARACIÓN DE LA RADIOPACIDAD PARA 1,5 mm DE GROSOR.
En la siguiente tabla tenemos los valores de radiopacidad media de los ocho sistemas
considerados.
Estadísticos Descriptivos
Radiopacidad para grosor de 0,5 mm
Valores en mm de aluminio
N Media
Desviación
típica
Error
típico
Intervalo de confianza
para la media al 95%
Mínimo Máximo
Límite
inferior
Límite
superior
PANAVIA 150 4,119545 ,2776940 ,0226736 4,074741 4,164348 3,4772 4,9953
ULTRABOND PLUS 150 4,200664 ,2115759 ,0172751 4,166528 4,234800 3,6670 4,7818
RELY X 150 3,225648 ,2197031 ,0179387 3,190201 3,261095 2,6708 3,7856
CALIBRA 150 4,780519 ,1544966 ,0126146 4,755592 4,805445 4,3311 4,9953
GERISTORE 150 4,806135 ,1624582 ,0132647 4,779924 4,832346 4,3548 5,0190
INSURE 150 4,765022 ,1900227 ,0155153 4,734364 4,795681 4,0702 5,0427
BLOCK OUT 150 4,268659 ,2360654 ,0192747 4,230572 4,306746 3,5958 4,8529
VARIOLINK VENEER 150 ,333491 ,1187272 ,0096940 ,314336 ,352647 ,0617 ,6309
Total 1200 3,812460 1,4173105 ,0409142 3,732189 3,892732 ,0617 5,0427
Podemos ver existen diferencias entre los valores medios de radiopacidad de los distintos
materiales.
Veamos si estas diferencias son estadísticamente significativas.
Anexo
135
La prueba de Levene de homogeneidad de varianzas nos da un p‐valor menor que 0,001.
Prueba de homogeneidad de varianzas
Valores en mm de aluminio
Estadístico de
Levene gl1 gl2 p-valor
15,693 7 1192 ,000
Por tanto no podemos suponer igualdad de varianzas entre los grupos por lo que utilizaremos
un contraste de comparación de medias que emplea el estadístico de Welch.
Pruebas robustas de igualdad de las medias
Valores en mm de aluminio
Estadísticoa gl1 gl2 p-valor
Welch 19246,151 7 507,674 ,000
a. Distribuidos en F asintóticamente.
El p‐valor del estadístico de Welch es menor que 0,001, por lo que encontramos diferencias
estadísticamente significativas entre la radiopacidad media de al menos dos de los materiales.
Realizamos una prueba de Games‐Howell para estudiar estas diferencias.
Anexo
136
Comparaciones múltiples
Games-Howell
(I)
MATERIAL
(J)
MATERIAL
Diferencia
de medias
(I-J)
Error
típico p-valor
Intervalo de confianza
al 95%
Límite
inferior
Límite
superior
PANAVIA
ULTRABOND PLUS
-,0811195 ,0285048 ,088 -,168177 ,005938
RELY X ,8938963 ,0289117 ,000 ,805607 ,982186
CALIBRA -,6609741 ,0259465 ,000 -,740336 -,581612
GERISTORE -,6865908 ,0262687 ,000 -,766916 -,606265
INSURE -,6454775 ,0274739 ,000 -,729423 -,561532
BLOCK OUT -,1491145 ,0297591 ,000 -,239974 -,058255
VARIOLINK VENEER
3,7860531 ,0246590 ,000 3,710522 3,861584
ULTRABOND PLUS
PANAVIA ,0811195 ,0285048 ,088 -,005938 ,168177
RELY X ,9750158 ,0249043 ,000 ,898992 1,051040
CALIBRA -,5798545 ,0213906 ,000 -,645195 -,514514
GERISTORE -,6054712 ,0217803 ,000 -,671989 -,538953
INSURE -,5643580 ,0232197 ,000 -,635244 -,493472
BLOCK OUT -,0679949 ,0258832 ,150 -,147013 ,011023
VARIOLINK VENEER
3,8671727 ,0198092 ,000 3,806586 3,927760
RELY X
PANAVIA -,8938963 ,0289117 ,000 -,982186 -,805607
ULTRABOND PLUS
-,9750158 ,0249043 ,000 -1,051040 -,898992
CALIBRA -1,5548703 ,0219300 ,000 -1,621869 -1,487872
GERISTORE -1,5804870 ,0223103 ,000 -1,648633 -1,512341
INSURE -1,5393738 ,0237175 ,000 -1,611785 -1,466963
BLOCK OUT -1,0430108 ,0263308 ,000 -1,123391 -,962630
VARIOLINK VENEER
2,8921569 ,0203905 ,000 2,829779 2,954534
CALIBRA
PANAVIA ,6609741 ,0259465 ,000 ,581612 ,740336
ULTRABOND PLUS
,5798545 ,0213906 ,000 ,514514 ,645195
RELY X 1,5548703 ,0219300 ,000 1,487872 1,621869
GERISTORE -,0256167 ,0183052 ,857 -,081496 ,030263
INSURE ,0154965 ,0199963 ,994 -,045562 ,076555
Anexo
137
BLOCK OUT ,5118596 ,0230356 ,000 ,441460 ,582259
VARIOLINK VENEER
4,4470272 ,0159092 ,000 4,398440 4,495615
GERISTORE
PANAVIA ,6865908 ,0262687 ,000 ,606265 ,766916
ULTRABOND PLUS
,6054712 ,0217803 ,000 ,538953 ,671989
RELY X 1,5804870 ,0223103 ,000 1,512341 1,648633
CALIBRA ,0256167 ,0183052 ,857 -,030263 ,081496
INSURE ,0411132 ,0204126 ,474 -,021209 ,103436
BLOCK OUT ,5374763 ,0233979 ,000 ,465987 ,608966
VARIOLINK VENEER
4,4726439 ,0164294 ,000 4,422458 4,522829
INSURE
PANAVIA ,6454775 ,0274739 ,000 ,561532 ,729423
ULTRABOND PLUS
,5643580 ,0232197 ,000 ,493472 ,635244
RELY X 1,5393738 ,0237175 ,000 1,466963 1,611785
CALIBRA -,0154965 ,0199963 ,994 -,076555 ,045562
GERISTORE -,0411132 ,0204126 ,474 -,103436 ,021209
BLOCK OUT ,4963631 ,0247434 ,000 ,420807 ,571920
VARIOLINK VENEER
4,4315307 ,0182948 ,000 4,375607 4,487454
BLOCK OUT
PANAVIA ,1491145 ,0297591 ,000 ,058255 ,239974
ULTRABOND PLUS
,0679949 ,0258832 ,150 -,011023 ,147013
RELY X 1,0430108 ,0263308 ,000 ,962630 1,123391
CALIBRA -,5118596 ,0230356 ,000 -,582259 -,441460
GERISTORE -,5374763 ,0233979 ,000 -,608966 -,465987
INSURE -,4963631 ,0247434 ,000 -,571920 -,420807
VARIOLINK VENEER
3,9351676 ,0215751 ,000 3,869140 4,001195
VARIOLINK VENEER
PANAVIA -3,7860531 ,0246590 ,000 -3,861584 -3,710522
ULTRABOND PLUS
-3,8671727 ,0198092 ,000 -3,927760 -3,806586
RELY X -2,8921569 ,0203905 ,000 -2,954534 -2,829779
CALIBRA -4,4470272 ,0159092 ,000 -4,495615 -4,398440
GERISTORE -4,4726439 ,0164294 ,000 -4,522829 -4,422458
INSURE -4,4315307 ,0182948 ,000 -4,487454 -4,375607
BLOCK OUT -3,9351676 ,0215751 ,000 -4,001195 -3,869140
Anexo
138
Podemos ver que las diferencias que observamos en el grafico son estadísticamente
significativas.
Los únicos materiales que presenta radiopacidad similares entre ellos podríamos agruparlos en
tres grupos Panavia y Ultrabond Plus por un lado por otro Calibra, Geristore e Insure y
finalmente Ultrabond Plus y Black Out.
Las diferencias del Ultrabond como Panavia y Black Out no son estadísticamente significativas,
pero sin embargo las diferencias entre Panavia y Black Out si los son.
La distribución de los valores medios de radiopacidad en sentido descendente es la siguiente:
Distribución de la radiopacidad por grupos en sentido ascendente para el grosor 1,5 mm
Valores en mm de aluminio
1 2 3 4 5
VARIOLINK VENEER
,3335
RELY X 3,2256
PANAVIA 4,1195
ULTRABOND PLUS 4,2007 4,2007
BLOCK OUT 4,2687
INSURE 4,7650
CALIBRA 4,7805
GERISTORE 4,8061
139
Publicaciones Derivadas
Publicaciones Derivadas
140
Publicaciones Derivadas
141
Publicaciones Derivadas
142
Publicaciones Derivadas
143
Publicaciones Derivadas
144
Publicaciones Derivadas
145