بررسی آزمایشگاهی استحکام شکست پروتزهای پارسیل ثابت متکی بر ایمپلنت با ابعاد کانکتورهای مختلف در سیستم zir/CAD/CAM

نوع مقاله: مقاله پژوهشی

نویسندگان

1 استادیار گروه پروتز‏های دندانی دانشکده دندانپزشکی دانشگاه علوم پزشکی همدان، ایران

2 استادیار گروه پروتز‏های دندانی دانشکده دندانپزشکی دانشگاه علوم پزشکی اراک، ایران

چکیده

مقدمه: تاثیر ابعاد کانکتورهای مختلف در سیستم های تمام سرامیکی  مورد بحث است. هدف از انجام این بررسی، ارزیابی تاثیر سایز های مختلف کانکتور در مقاومت به شکست بریج های خلفی اکسیدزیرکونیوم بود.
مواد و روش ها: در این مطالعه تجربی آزمایشگاهی، 24 عدد بریج خلفی زیرکونیا و 8 عدد بریج خلفی متال سرامیک با ساپورت ایمپلنت (گروه کنترل) با تکنولوژی CAD/CAM جهت جایگزینی پره مولر دوم ساخته شدند. نمونه ها به چهار گروه با اندازه کانکتور متفاوت تقسیم شدند. نیروی شکست نمونه ها، پس از 1 روز نگهداری در بزاق مصنوعی و اعمال سیکل های حرارتی، اندازه گیری شد. تست های
Tukey HSD وANOVA  جهت آنالیز داده ها استفاده شدند.
یافته ها: مقادیر میانگین مقاومت به شکست گروه متال سرامیک به طور معنی داری بیشتر ازگروه های تمام سرامیک بود. در گروه های Zir/CAD/CAM مقادیر میانگین مقاومت به شکست گروه  با اندازه کانکتور mm 4×4  به صورت معنی داری بیشتر از گروه های با اندازه کانکتور mm3×3 و mm3×2 بود.
نتیجه گیری: مقادیر میانگین نیروی شکست نمونه های زیرکونیایی بصورت معنی داری تحت تاثیر اندازه کانکتور (001/0>P) قرار داشت.

کلیدواژه‌ها

موضوعات


عنوان مقاله [English]

Laboratory Investigation of Fracture Resistance of Implant-Supported Fixed Denture with Different Connector Sizes in Zir/CAD/CAM

نویسندگان [English]

  • Bijan Heidari 1
  • Alireza Izadi 1
  • Farnaz Firouz 1
  • Amir Saleh 2
  • Sara khazaei 1
2 Assistant Professor, Dept of Prosthodontics, School of Dentistry, Arak University of Medical Sciences, Arak, Iran.
چکیده [English]

Introduction: The effect of different connector sizes on all-ceramic systems is controversial. The aim of this investigation was to evaluate the effects of different connector sizes on fracture resistance of zirconium oxide posterior bridges.
Materials & Methods:       In this experimental–laboratory study, 24 posterior zirconia bridges and eight posterior metal-ceramic implant-supported bridges (control group) were manufactured by CAD/CAM software to replace a second premolar. The specimens were divided into four groups, each with a different connector size. After one day storing in artificial saliva and applying thermal cycling, the fracture load in specimens was measured. Tukey HSD and ANOVA were used for data analysis.
Results:The mean fracture resistance of the metal-ceramic group was significantly higher than the all-ceramic groups. In Zir/CAD/CAM groups, the mean fracture resistance of the group with 4×4 mm connector size was significantly higher compared to the groups with 3×3 mm and 2×3 mm connector sizes.
Conclusion: The mean fracture load values of zirconia specimens were significantly affected by connector size.

کلیدواژه‌ها [English]

  • connector
  • Zirconia
  • fracture resistance
  • Implant

مقدمه

در سال های اخیر گرایش به رستوریشن های تمام سرامیکی به علت زیبایی بالا و خصوصیات زیست سازگاری فوق العاده آنها، افزایش یافته است و در بسیاری از موارد به انواع متال سرامیک ترجیح داده می شوند. با این وجود اکثر سرامیک های دندانی شکننده هستند و استرس های کششی به وجود آمده توسط نیروهای خارجی  منجر به گسترش ترک هایی می شوند که در ساختار اولیه وجود داشته اند.(1) کورهای سرامیکی با استحکام بالا جهت حمایت از سرامیک پوشاننده ضعیف تر، به ویژه جهت استفاده در رستوریشن های تمام سرامیکی در نواحی خلفی گسترش یافته اند.(2) سیستم های تمام سرامیکی اکسید زیرکونیوم به دلیل خصوصیات مکانیکی بهتر نسبت به پرسلن های فلدسپاتیک و گلاس سرامیک های با پایه لیتیوم دی سیلیکات مورد توجه قرار گرفته اند.(4و3) زیرکونیا جهت فریم ورک  رستوریشن های تمام سرامیکی نسبت به سایر سرامیک های دندانی بالاترین استحکام خمشی (900 Mpa)  و (9MPa∙m1/2) Fracturetoughness را داراست،(5) با این وجود مشکلات مربوط به شکنندگی و زیبایی ماده کور همچنان باقی می باشد.(7و6) مقاومت به شکست یک خصوصیت مکانیکی مهم است که می تواند در پیشگویی کارایی مواد شکننده کمک کننده باشد.(8)

الگوی شکست کراون ها و بریج های تمام سرامیک متفاوت است.(9) کراون ها در سطح سمان شونده مجاور سطح اکلوزال دچار شکست می شوند، در حالی که مطالعات کلینیکی نشان داده اند که علت اصلی شکست پروتزهای پارسیل ثابت تمام سرامیکی شکست در ناحیه کانکتور می باشد.(11و10) همچنین مطالعات آنالیز اجزای محدود استرس Finite element در پروتزهای پارسیل ثابت خلفی سه واحدی نشان داده اند که حداکثر استرس های کششی در نواحی ژنژیوالی کانکتورها ایجاد می شوند و میزان آنها به طور قابل توجهی به شرایط بارگذاری، شکل و اندازه کانکتورها بستگی دارد.(13و12) بنابراین رستوریشن های تمام سرامیکی می بایست جهت به حداقل رساندن استرس های ایجاد شده، دارای فریم ورک هایی با ابعاد مناسب باشند.(12)

ابعاد کانکتور به طور اختصاصی برای سیستم های مختلف و به صورت کلی برای رستوریشن های تمام سرامیک بررسی شده است، با این وجود در مورد اندازه کانکتورهای زیرکونیا اتفاق نظر وجود ندارد.(16-14و11) لذا، هدف از انجام این بررسی، مقایسه مقاومت به شکست بریج های خلفی سه واحدی تمام سرامیک اکسیدزیرکونیوم با سه اندازه مختلف کانکتور بود.

مواد و روش ها

در این مطالعه تجربی- آزمایشگاهی، از یک مدل دندانی مندیبل برای شبیه سازی فک استفاده شد. پره مولر اول، پره مولر دوم و مولر اول سمت راست مدل دندانی برداشته شدند و ساکت پره مولر دوم با موم پر شد. آنالوگ های فیکسچر (Simple line II Dentium, Korea) در مرکز ساکت پره مولر اول و مولر اول (مولر اول به قطر mm 5/6 و پره مولر اول به قطر mm 8/4) قرار گرفته و با موم ثابت شدند. موقعیت و زاویه جایگذاری آنالوگ ها با توجه به قوس دندانی، با سرویور تنظیم شد.

جهت قالب گیری تری اختصاصی با آکریل خود سخت شونده (Marlic M.I.Co Iran) ساخته شد. ایمپرشن کوپینگ ها روی آنالوگ ها بسته و با آکریل اتوپلیمریزه  بهم اسپلینت شدند. بعد از 24 ساعت، قالبگیری با سیلیکون افزایشی مونوفاز (Ellite HD zhermack, Italy) به صورت Pick-up انجام پذیرفت. کست با استفاده از گچ استون نوع 4(Ellite HD zhermack, Italy) ریخته و به عنوان کست اصلی در نظر گرفته شد. اباتمنت ها با قطر  mm5/4 و طول mm 5/5 انتخاب و بر روی آنالوگ های کست بسته شدند. بعد از اسکن اباتمنت ها، اطلاعات به برنامه CAD داده شد.

فریم ورک ها در دو نوع زیرکونیایی و فلزی ساخته شدند. طرح کانکتور به صورت بیضی در نظر گرفته شد که قطر بزرگ آن موازی محور طولی دندان بود. جهت ساخت فریم ورک های فلزی، بلوک های مومی CAD/WAX توسط دستگاه  CAD/CAM (Inlab MC XL Sirona, Germany) تراش داده شدند و پس از سیلندرگذاری و حذف موم، نمونه ها کستینگ شدند. در هر گروه ندول روی نمونه ها با فرز روند کارباید برداشته شد و نشست فریم ها  با میکروسکوپ نوری با بزرگنمایی10 × ارزیابی شد.

در سیستم Zir/CAD/CAM  بلوک های سرامیکی زیرکونیایی  (Partially sintered, Vita, Germany) به دستگاه CAD/CAM(Inlab MC XL Sirona, Germany) انتقال داده شدند و سایز کانکتورها در گروه های اول تا سوم به ترتیب، 3´2، 3´3 و 4´4 میلی متر بود. فریم ورک فلزی از آلیاژ کروم - کبالت با کانکتورmm 3×2 به عنوان گروه کنترل در نظر گرفته شد (گروه چهارم).

  سپس نمونه ها جهت تکمیل  Sintering  به کوره پخت پرسلن منتقل شدند. حجم نمونه در هر گروه 8 عدد بود. تمام نمونه ها از روی اسکن مدل اصلی ساخته شدند و سپس یکی از نمونه ها به عنوان (Fix Dental Prothesis)FDP راهنما بر روی مدل اصلی که بر روی میزک سرویور مستقر شده بود، قرار داده شد و میله آنالیزور سرویور عمود بر فوسای مرکزی پونتیک با آکریل دورالی ثابت شد (شکل 1).

 

شکل 1 :FDP(Fix Dental Prothesis) راهنمای متصل به میله آنالیزور توسط دورالی

 

جهت انتقال نمونه ها به دستگاه تست یونیورسال یک  مولد آلومینیومی با ابعاد 3 cm3×5/1×2 ساخته شد. سپس مدل اصلی از روی سرویور برداشته و مولد آلومینیومی جایگزین آن شد. سپس اباتمنت های متصل به آنالوگ، توسط ماده سیلیکونی لایت بادی (Speedex, swiss) در داخل FDP راهنما اتصال یافتند. در مرحله بعد مولد با رزین آکریلی خود سخت شونده پر شد و در حالی که رزین در فاز خمیری بود، مجموعه FDP راهنما-اباتمنت- آنالوگ در راستای میله سرویور داخل آن قرار گرفت، بطوری که فاصله سطح زیرین پونتیک با رزین آکریلی mm 2 بود (شکل 2). در این شرایط  زاویه آنالوگ فیکسچرتمام FPD ها یکسان بود و زاویه وارد شدن نیرو بر نمونه ها یکسان و به موازات میله آنالیزور بود.

سپس FDP  ها با اتانول تمیز و توسط سمان زینک فسفات (Honse Dental, Oldenburg, Germany) تحت نیروی انگشت به مدت 5 دقیقه سمان شدند. پس از سمان کردن، نمونه ها در شرایط  مرطوب (محلول سدیم کلراید) برای 24 ساعت و در دمای C˚ 38 قرار داده شدند.(18)

سپس نمونه ها به دستگاه تست یونیورسال(Walte+bai  ag Testing Machine) منتقل شدند و تحت نیروی استاتیک 20 کیلونیوتن که با سرعت نیم میلی متر در دقیقه ()اعمال می شد، قرار گرفتند. محل اعمال نیروی وارده برای شکست فریم ورک ها در مرکز پونتیک و جهت آن عمود بر سطح اکلوزال بود (شکل 3). حداکثر نیرو جهت شکست فریم ورک ها بر حسب نیوتن ثبت گردید.

 

 

شکل 2 : مجموعه FDP راهنما-اباتمنت-آنالوگ در داخل رزین

 

 

شکل 3 : انجام تست شکست توسط دستگاه یونیورسال

 

یافته ها

در این تحقیق میزان مقاومت به شکست بریج های خلفی فلزی و تمام سرامیکی از جنس اکسیدزیرکونیوم با ابعاد مختلف کانکتور مورد بررسی قرار گرفت. در جدول 1، مقادیر میانگین و انحراف معیار میزان مقاومت به شکست بریج های خلفی  فلزی و تمام سرامیکی اکسیدزیرکونیوم با ابعاد مختلف کانکتور آورده شده است.

آزمون Tukey HSD نشان داد که هر چهار گروه، دو به دو با یکدیگر تفاوت معنی داری داشتند (001/0>P). میانگین مقاومت به شکست بریج های خلفی تمام سرامیکی اکسیدزیرکونیوم  با ابعاد مختلف فریم ورک به طور معنی داری با یکدیگر و با بریج های خلفی فلزی متفاوت بود (001/0P<). میانگین مقاومت به شکست فریم ورک های گروه کنترل (فریم ورک فلزی) به طور مشخصی نسبت به سایر گروه ها بیشتر است و تفاوت معنی داری با گروه اول (001/0P<)، گروه دوم (001/0P<) و گروه سوم (001/0P<) داشت. گروه اول کمترین میزان میانگین   مقاومت به شکست را نشان داد و تفاوت معنی داری با گروه دوم (001/0P<)، گروه سوم (001/0P<) و گروه چهارم (001/0P<) داشت.

گروه دوم تفاوت معنی داری با گروه سوم (001/0P<) و گروه چهارم (001/0P<) داشت و گروه سوم تفاوت معنی داری با  گروه چهارم (001/0P<) داشت.


جدول 1 : میانگین و انحراف معیار میزان مقاومت به شکست بریج های خلفی تمام سرامیکی اکسید زیرکونیوم با فریم ورک های مختلف

نوع فریم ورک

تعداد

میانگین (N)

انحراف معیار

حداقل

حداکثر

زیرکونیا3´2

8

87/1156

53/141

961

1342

زیرکونیا3´3

8

12/2300

77/229

1929

2663

زیرکونیا4´4

8

75/4133

59/412

3510

4722

فلز 3´2

8

4721

79/371

4111

5237

کل

32

93/3077

13/1476

961

5237



بحث

فرضیه صفر مبنی بر عدم تفاوت ابعاد فریم ورک های مورد مطالعه در میزان مقاومت به شکست بریج های خلفی تمام سرامیک اکسیدزیرکونیا رد شد و مقاومت به شکست گروه های تمام سرامیکی به صورت معنی داری تحت تاثیر اندازه کانکتور (001/0P<) قرارداشت. کانکتور باریک ترین بخش یک فریم ورک بوده و آسان تر از نواحی پونتیک و اباتمنت خم می شود. وقتی نیروهای اکلوزالی مستقیماً از طریق ناحیه پونتیک و در امتداد محور طولی یک FPD تمام سرامیکی وارد می شوند، استرس های فشاری در ناحیه اکلوزالی و استرس های خمشی  در ناحیه ژنژیوالی کانکتور ایجاد می شوند.(19) افزایش  سطح مقطع عرضی کانکتور به طور فزاینده ای جهت بهبود مقاومت به شکست FPD ها پیشنهاد(19و11) و توسط چندین مطالعه آنالیز اجزای محدود تایید شده است.(21و20)

افزایش اندک در ابعاد  کانکتور می تواند اثر قابل توجهی بر روی استحکام داشته باشد، به نحوی که کاهش 50 درصدی در استرس ناحیه کانکتور وقتی ارتفاع   از 3 به 4 میلیمتر افزایش یابد، گزارش شده است.(19)

 برای FPD های تمام سرامیک ابعاد کانکتور mm3×3   و mm4×4  پیشنهاد شده است.(23و22و19) پیشنهاد دیگر ابعاد کانکتور  mm4×4 در ناحیه پره مولر ها و ابعاد کانکتور  mm4×5 در ناحیه مولر ها می باشد.(25و24) با این وجود Augereau و همکاران(26) بیان کرده اند که افزایش ابعاد کانکتور لزوما باعث افزایش مقاومت به شکست نمی شود.  هم چنین مطالعات در خصوص تاثیر طرح های مختلف کانکتور بر مقاومت به شکست، نتایج متناقضی را نشان می دهند.(27و18) تحقیق Murase(28) در خصوص تاثیر مورفولوژی کانکتورهای سرامیکی بر استحکام شکست بریج های قدامی نشان داد که کانکتورهای مثلثی شکل که بزرگترین بعد را در قاعده و عرض و ارتفاع برابر  دارند، بیشرین مقاومت یه شکست را نشان می دهند. مطالعه Laksim(29) نشان داد که افزایش سایز کانکتورها تا ابعاد mm4×4  در هر دو نوع فریم ورک لیتیم دی سیلیکات و زیرکونیایی، توانایی مقابله با نیروی بایت خلفی (N 500) را دارد.

محدودیت های زیبایی و مورفولوژیکی جهت افزایش سطح مقطع عرضی کانکتور وجود دارد و کانکتور با سطح مقطع عرضی زیاد می تواند مشکل پریودنتال ایجاد کند.(30) از طرف دیگر  تکنسین های دندانی تمایل دارند که امبراژورهای تیز در ناحیه کانکتور شکل دهند تا زیبایی را افزایش دهند.(31) این فاکتورها منجر به تمرکز استرس های بزرگ تر می شوند که شکست FPD های تمام سرامیکی در ناحیه کانکتور را به ویژه در قسمت هایی که ارتفاع کانکتور ناکافی باشد تسریع می کنند.(32و19) به علاوه در شرایطی که نیروهای زیادی تولید می شود مثلاً در بریج های طویل یا اوربایت عمیق و براکسیسم، این طرح ها می توانند بکار روند.(33و18) در چنین مواردی بهتر است موادی غیر از تمام سرامیک ها مورد توجه قرار بگیرند.(18)

مقایسه میزان ظرفیت تحمل نیرو (F) برای چهار گروه مطالعه حاضر نشان داد که گروه های تمام سرامیک با اندازه کانکتور mm4×4 تقریباً 5/1 تا 2 برابر، ظرفیت تحمل نیروی بیشتری نسبت به گروه هایی با اندازه کانکتور mm3×3 داشتند. هرچند آشکار است که  ظرفیت تحمل نیرو در FPD ها به خصوصیات مواد سرامیکی وابسته است؛ با این وجود به میزان زیادی به اندازه، شکل و موقعیت کانکتورها و همچنین گستردگی پونتیک ها بستگی دارد. با افزایش مقطع عرضی در ناحیه کانکتور بین پونتیک ها حداکثر نیرو جهت شکست افزایش و بنابراین در یک مقدار بارگذاری معین، احتمال شکست کاهش می یابد. مطالعاتی که تاکنون برروی استحکام شکست کانکتورها انجام شده، بر روی اباتمنت های دندانی بوده که با یا بدون بازسازی PDL صورت گرفته است. در این مطالعه از پایه های ایمپلنتی استفاده شد که با توجه به عدم نیاز به بازسازی PDL بررسی استحکام شکست  به شرایط کلینیکی نزدیک تر شد.

در این مطالعه، نمونه ها از لحاظ شکل به صورت آناتومیکی و با ابعادی مشابه FPD های کلینیکی ساخته شدند.(34) میزان و موقعیت  تمرکز استرس در کانکتورهایی که براساس مشخصات آناتومیکی دندان ها ساخته می شوند، نسبت به دیسک ها یا بارهای مورد استفاده در آزمایش های استحکام شکست متفاوت می باشد و احتمالاً به صورت دقیق تری استرس های ایجاد شده در اثرنیروهای وارده به FPD ها را بازسازی می کنند.(35) در مورد این که آیا کورهای FPD مورد مطالعه باید با پرسلن ونیر شوند، اتفاق نظر وجود ندارد. در مطالعه ای مشاهده شد که ونیر کردن همانند Heat treatment به صورت منفی مقاومت به شکست را تحت تاثیر قرار می دهد.(36) با این وجود در مطالعه دیگری با گروه های مشابه نشان داده شده است که در بعضی موارد ونیر کردن مقاومت به شکست را افزایش داده است، اما به نظر می رسد که این تاثیر به نوع ماده زیر کونیای مورد استفاده بستگی داشته باشد.(37)Chong و Chai گزارش کرده اند که ونیرکردن، مقاومت به شکست را کاهش می دهد و علت آن را استرس های باقیمانده حاصل از پروسه Veneering در حد فاصل مواد می دانند. هم چنین بیان کردند که حین تست شکست، پرسلن ونیرینگ در معرض نیروهای کششی قرار گرفته و احتمالاً ترک در نیروهای پایین تری داخل پرسلن ونیرکننده ایجاد می شود.(38)Muller با استفاده از آنالیز اجزای محدود نشان داد که هنگام اعمال نیرو بر روی ونیر پرسلن، با کاهش ابعاد فریم ورک میزان شکست افزایش یافت و ضریب الاستیسیته ونیر بر روی استحکام شکست فریم ورک موثر بود.(39)

بنابراین در مطالعه حاضر ماده کور بدون ونیر مورد آزمایش قرار گرفت، زیرا علاوه  بر وجود اختلاف نظر، با توجه به این که مقایسه مقاومت به شکست فریم ورک های با طراحی مختلف مطرح بود، امکان داشت نتایج به دست آمده به جای مقاومت به شکست فریم ورک، مربوط به ماده ونیرینگ باشد.

Pospiech و همکاران(40)  هیچگونه اثری در رابطه با سمان کردن نمونه ها بر متوسط نیروی تحمل کننده توسط FPD ها به دست نیاوردند. هرچند سایر مطالعات نتایج متفاوتی را به دست آورده اند.(41و34) در مطالعه  حاضر نمونه ها بر روی اباتمنت ها سمان شدند.

متوسط نیروهای جونده گزارش شده بین 110 تا150 نیوتون، حداکثر نیروهای گزارش شده در ناحیه قدامی200 نیوتون، در ناحیه خلفی 350 نیوتون و در موارد پارافانکشنال 1000 نیوتون بوده اند.(42) با توجه به نتایج این مطالعه، میانگین استحکام شکست  بریج های زیرکونیایی با ابعاد کانکتورmm 3×2،  N1156 بود که پیشنهاد می شود که در موارد پارافانکشنال استفاده نشود و در صورت محدود بودن فضای اینتراکلوزال از بریج های زیرکونیایی با ابعاد کانکتورmm 3×3 و در صورتی که زیبایی مطرح نباشد از  بریج های فلزی با ابعاد کانکتورmm 3×2 استفاده شود.

مطالعه حاضر یک مطالعه In vitro  بود که با شرایط کلینیکی ایده آل متفاوت است. تمام نیروهای اعمال شده به فریم ورک ها در مرکز پونتیک و عمود بر آن وارد شدند. در حالی که در شرایط کلینیکی نواحی مختلف تماس دندان ها بر روی پونتیک و اباتمنت های مجاور آن ممکن است نیروهای متفاوتی را در جهات مختلف ایجاد کنند.

نتیجه گیری

افزایش ابعاد کانکتور به طور معنی داری مقاومت به شکست فریم ورک های تمام سرامیکی را افزایش داد، میانگین مقاومت به شکست فریم ورک های تمام سرامیکی نسبت به فریم ورک های فلزی با  ابعاد کانکتور  mm3×2 به طور معنی داری کمتر بود. در بین فریم های سرامیکی، بیشترین مقاومت به شکست مربوط به فریم ورک های با ابعاد کانکتورmm4×4 و کمترین مقاومت به شکست مربوط به فریم ورک های با ابعاد کانکتور mm3×2 بود.

تشکر و قدردانی

این مطالعه در دانشکده دندانپزشکی همدان انجام گرفته است. از جناب آقای دکترسعید موسوی که در انجام آنالیزهای آماری ما را یاری نمودند، صمیمانه تقدیر و تشکر می کنیم.

  1. Seghi RR, Denry IL, Rosenstiel SF. Relative fracture toughness and hardness of new dental ceramics. J Prosthet Dent 1995; 74(2): 145-50.
  2. Kosmac T, Oblak C, Jevnikar P, Funduk N, Marion L. The effect of surface grinding and sandblasting on flexural strength and reliability of Y-TZP zirconia ceramic. Dent Mater 1999; 15(6): 426-33.
  3. Giordano R, 2nd. A comparison of all-ceramic restorative systems: Part 2. Gen Dent  2000; 48(1): 38-40, 43-35.
  4. Kelly JR, Tesk JA, Sorensen JA. Failure of all-ceramic fixed partial dentures in vitro and in vivo: analysis and modeling. J Dent Res 1995; 74(6): 1253-8.
  5. Oh W, Gotzen N, Anusavice KJ. Influence of connector design on fracture probability of ceramic fixed-partial dentures. J Dent Res 2002; 81(9): 623-7.
  6. Kern M, Douglas WH, Fechtig T, Strub JR, DeLong R. Fracture strength of all-porcelain, resin-bonded bridges after testing in an artificial oral environment. J Dent 1993; 21(2): 117-21.
  7. Koutayas SO, Kern M, Ferraresso F, Strub JR. Influence of design and mode of loading on the fracture strength of all-ceramic resin-bonded fixed partial dentures: An in vitro study in a dual-axis chewing simulator. J Prosthet Dent 2000; 83(5): 540-47.
  8. Casucci A, Osorio E, Osorio R. Influence of different surface treatments on surface zirconia frameworks. J Dent 2009; 37(11): 891-7.
  9. Sundh A, Molin M, Sjogren G. Fracture resistance of yttrium oxide partially-stabilized zirconia all-ceramic bridges after veneering and mechanical fatigue testing. Dent Mater 2005; 21(5): 476-82.
  10. Kokich VO Jr., Kiyak HA, Shapiro PA. Comparing the perception of dentists and lay people to altered dental esthetics. J Esthet Dent 1999; 11(6): 311-24.
  11. Chong K, Palamara J, Wong R, Judge RB. Fracture force of cantilevered zirconia frameworks: An in vitro study. J Prosthet Dent 2014; 1: 8.
  12. McLean JW. Evolution of dental ceramics in the twentieth century. J Prosthet Dent 2001; 85(1): 61-6.
  13. Okabayashi SH, Nomoto S, Sato T, Miho O. Influence of proximal supportive design of zirconia framework on fracture loadof veneering porcelain. Dental Mater J 2013; 32(4): 572-7.
  14. Tinschert J, Natt G, Mautsch W, Augthun M, Spiekermann H. Fracture resistance of lithium disilicate-, alumina-, and zirconia-based three-unit fixed partial dentures: A laboratory study. Int J Prosthodont. 2001; 14(3): 231-8.
  15. DeLong R, Douglas WH. An artificial oral environment for testing dental materials. IEEE Trans Biomed Eng 1991; 38(4): 339-45.
  16. Plengsombut K, Berewer J. Effect of two connector designs on the fracture resistance of all-ceramic core materials for fixed dental prostheses. J Prosthet Dent 2009; 101: 166-73.
  17. Thompson VP, Rekow DE. Dental ceramics and the molar crown testing ground. J Appl Oral Sci 2004; 12: 26-36.
  18. Salimi H, Mosharraf R, Savabi O. Effect of framework design on   fracture resistance of zirconium oxide posterior fixed partial dentures. Dent Res J (Isfahan) 2012; 9(6): 764-9.
  19. Carrier DD, Kelly JR. In-Ceram failure behavior and core-veneer interface quality as influenced by residual infiltration glass. J Prosthodont 1995; 4(4): 237-42.
  20. Morena R, Beaudreau GM, Lockwood PE, Evans AL, Fairhurst CW. Fatigue of dental ceramics in a simulated oral environment. J Dent Res 1986; 65(7): 993-7.
  21. Kermanshah H, Bitaraf T, and Geramy A. Finite element analysis of ips empress ii ceramic bridge reinforced by zirconia bar. J Dent (Tehran) 2012; 9(4): 196-203.
  22. Malament KA, Socransky SS. Survival of Dicor glass-ceramic dental restorations over 14 years: Part I. Survival of Dicor complete coverage restorations and effect of internal surface acid etching, tooth position, gender, and age. J Prosthet Dent 1999; 81(1): 23-32.
  23. Oden A, Andersson M, Krystek-Ondracek I, Magnusson D. Five-year clinical evaluation of Procera AllCeram crowns. J Prosthet Dent 1998; 80(4): 450-6.
  24. Mori K. Influence of the design of zirconia framework on the fracture strength of veneering porcelain. Kokubyo Gakkai Zasshi 2010; 77(1): 67-70.
  25. White SN, Miklus VG, McLaren EA, Lang LA, Caputo AA. Flexural strength of a layered zirconia and porcelain dental all-ceramic system. J Prosthet Dent 2005; 94(2): 125-31.
  26. Augereau D, Pierrisnard L, Barquins M. Relevance of the finite element method to optimize fixed partial denture design. Part I. Influence of the size of the connector on the magnitude of strain. Clin Oral Investig  1998; 2(1): 36-9.
  27. Takuma Y, Nomoto S, Sato T, Sugihara N. Effect of framework designe on fracture resistance in zirconia 4- unit all ceramic fixed partial dentures. Bull Tokyo Dent Coll 2013; 54(3): 149.
  28. Murase T, Nomoto S, Sato T, Shinya A, Koshihara T, Yasud H.Effect of connector design on fracture resistance in all-ceramic fixed partial dentures for mandibular incisor region. Bull Tokyo Dent Coll 2014; 55(3): 149-55.
  29. Lakshmi RD, Abraham A, Sekar V, Hariharan A. Influence of connector dimensions on the stress distribution of monolithic zirconia and lithium-di-silicate inlay retained fixed dental prostheses A: 3D finite element analysis. Tanta Dent J 2015; 12: 56-64.
  30. Korioth TW, Waldron TW, Versluis A, Schulte JK. Forces and moments generated at the dental incisors during forceful biting in humans. J Biomech 1997; 30(6): 631-3.
  31. Denry I, Kelly JR. State of the art of zirconia for dental applications. Dent Mater 2008; 24(3): 299-307.
  32. Suttor D, Bunke K, Hoescheler S, Hauptmann H, Hertlein G. LAVA--the system for all-ceramic ZrO2 crown and bridge frameworks. Int J Comput Dent 2001; 4(3): 195-206.
  33. Raigrodski AJ. Clinical and laboratory considerations for the use of CAD/CAM Y-TZP-based restorations. Pract Proced Aesthet Dent 2003; 15(6): 469-76.
  34. Nothdurft F,Merker S. Fracture behavior of implant–implant- and implant–tooth-supported all-ceramic fixed dental prostheses utilizing zirconium dioxide implant abutments. Clin Oral Investig 2011; 15(1): 89-97.
  35. McLean JW. Evolution of dental ceramics in the twentieth century. J Prosthet Dent 2001; 85(1):61-6.
  36. Fischer H, Marx R. Fracture toughness of dental ceramics: Comparison of bending and indentation method. Dent Mater 2002; 18(1): 12-9.
  37. Sundh A, Sjogren G. Fracture resistance of all-ceramic zirconia bridges with differing phase stabilizers and quality of sintering. Dent Mater 2006; 22(8): 778-84.
  38. Chong KH, Chai J. Probability of failure of veneered glass fiber-reinforced composites and glass-infiltrated alumina with or without zirconia reinforcement. Int J Prosthodont 2003; 16(5): 487-92.       
  39. Mullers K, Patzold W. Influence of connector design and material composition and veneering on the stress distribution of all-ceramic fixed dental prostheses: A finite element study. Dent Mater 2011; 27: 171-5.
  40. Pospiech P, Rountree P, Rammelsberg P, Gernet W. The influence of tooth-mobility and cement on the fracture strength of all-ceramic resin-bonded bridges. J Dent Res 1997; 76(Special Issue): 381.
  41. Rekow D, Zhang Y, Thompson V. Can material properties predict survival of all-ceramic posterior crowns? Compend Contin Educ Dent 2007; 28(7): 362-8.
  42. Yilmaz H, Aydin C, Gul BE. Flexural strength and fracture toughness of dental core ceramics. J Prosthet Dent 2007; 98(2): 120-8.