Diplomarbeit Physiologisches Kieferknochengewebe unter
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Diplomarbeit Physiologisches Kieferknochengewebe unter Einwirkung verschiedener Kräfte Eine aktuelle Literaturrecherche eingereicht von Lukas Christoph Klapetz zur Erlangung des akademischen Grades Doktor der Zahnheilkunde (Dr. med. dent.) an der Medizinischen Universität Graz ausgeführt an der klinischen Abteilung für Kieferorthopädie Unter der Anleitung von OA. Dr. A. Muchitsch PD. Dr. in Brigitte Wendl Graz, 27. August 2014 Eidesstattliche Erklärung Ich erkläre ehrenwörtlich, dass ich die vorliegende Arbeit selbstständig und ohne fremde Hilfe verfasst habe, andere als die angegebenen Quellen nicht verwendet habe und die den benutzten Quellen wörtlich oder inhaltlich entnommenen Stellen als solche kenntlich gemacht habe. Graz, 27. August 2014 Lukas Klapetz e.h. II Genderklausel: Zur leichteren Lesbarkeit wurde auf eine geschlechtergerechte Schreibweise unter Verwendung sowohl des weiblichen als auch des männlichen Substantives verzichtet – es fand lediglich das männliche Substantiv Verwendung. Sofern keine geschlechtsspezifischen Unterschiede explizit erwähnt werden, gelten die Resultate sowohl für Frauen als auch für Männer. III Danksagung Mein Dank gebührt vor allem OA. Dr. Alfred Peter Muchitsch für die Betreuung und Unterstützung beim Erstellen dieser Arbeit. Des Weiteren gilt mein Dank PD. Dr. in Brigitte Wendl für die Bereitstellung der Betreuung bei diesem Thema. Mein ganz besonderer Dank geht an meine Eltern, die immer an mich glaubten und mir dieses Studium ermöglichten. Zudem gebührt mein Dank meiner Familie, Sophie und Jakob die mir viel Geduld entgegenbrachten. Besonders möchte ich mich auch bei meinen Studienkollegen bedanken die über die Jahre zu guten Freunden geworden sind. IV Zusammenfassung Die Frage nach den Auswirkungen unterschiedlicher Kräfte auf Knochenstrukturen ist von grundlegender Bedeutung in der Zahnmedizin. In der vorliegenden Arbeit wurden mittels Literaturrecherche die Reaktionen des Kieferknochengewebes auf physiologische und artifizielle mechanische Belastungen untersucht, Messmethoden verschiedener Art erläutert und die Ergebnisse der Publikationen kritisch gegenübergestellt. Folgen direkter und indirekter Kraftapplikationen unterschiedlicher Größe auf Kieferknochen und Parodont wurden analysiert. Dies ist von Bedeutung, da die physiologische Struktur und Belastbarkeit des Kieferknochengewebes sowohl Konsequenzen für die therapeutische Planung und das klinisches Vorgehen, als auch auf die Resistenz gegenüber traumatischen Krafteinwirkungen hat. Zur besseren Übersicht wurden die auf das Kieferknochengewebe einwirkenden Kräfte in physiologische, traumatische und iatrogen/therapeutische unterteilt. Tierversuche in diesem Zusammenhang und die Übertragung der Ergebnisse auf den Menschen, werden kontrovers diskutiert. Die Unterschiede in der Physiologie und Morphologie der verschiedenen Arten bedürfen im Einzelfall einer genauen Abschätzung. Heute nutzt man für die biomechanische Simulation von Knochenstrukturen immer öfter die Erfahrungen aus dem modernen Ingenieurswesen. So wird versucht, das individuelle Verhalten von Kieferknochengewebe mit Hilfe der Finite-Elemente-Methode zu beurteilen. V Abstract The question of the effects of various forces on bone structures is significant in the dental medicine. Through literature research this thesis examined the reaction of jawbone tissue on physiological and artificial mechanical stress and furthermore methods of measurements have been illustrated and outcomes have been critically compared. Moreover consequences of direct and indirect power applications in different sizes have been analyzed on jaw bones and periodontium. These points are essential due to the fact that physiological structure and load capacity of the jaw bone tissue effects on the therapeutic planning and clinical approach as well as the resistance against the traumatic application of a force. In order to obtain a better overview the acting forces on the jaw bow tissue have been split up into physiological, traumatic and therapeutic ones. Towards animal testing in this context it should be noted that the transmission of their results to human individuals is controversially discussed. The differences in physiology and morphology of various forms require in individual cases an exact estimation. Nowadays for the biomechanical simulation of skeletal structures more often experiences of the modern engineering are used. So it is tried to asses that individual behavior of jawbone tissue with help of the finite-element-method. VI Inhaltsverzeichnis DANKSAGUNG ................................................................................................................... IV ZUSAMMENFASSUNG ........................................................................................................ V ABSTRACT ......................................................................................................................... VI INHALTSVERZEICHNIS ..................................................................................................... VII ABBILDUNGSVERZEICHNIS.............................................................................................. IX 1 EINLEITUNG ....................................................................................................10 2 ZIELSETZUNG .................................................................................................12 3 GRUNDLAGEN ................................................................................................13 3.1 HISTOLOGISCHE UND ANATOMISCHE GRUNDLAGEN ...................................... 13 3.1.1 Aufbau von Knochengewebe ........................................................................................... 13 3.1.2 Knochenwachstum .......................................................................................................... 13 3.1.3 Der Einfluss mechanischer Faktoren auf Wachstum und Form ...................................... 15 3.1.4 Ober und Unterkieferwachstum ....................................................................................... 15 3.1.5 Maxilla-Oberkiefer ............................................................................................................ 17 3.1.6 Mandibula-Unterkiefer ..................................................................................................... 19 3.1.7 Kaumuskulatur ................................................................................................................. 21 3.1.8 Anatomie des Parodonts ................................................................................................. 21 3.1.9 Knochenqualität ............................................................................................................... 22 3.2 PHYSIKALISCHE GRUNDLAGEN ................................................................... 24 3.2.1 Mechanische Eigenschaften von Knochengewebe ......................................................... 24 3.2.2 Äußere Kraftgrößen ......................................................................................................... 25 3.2.3 Innere Kraftgrößen ........................................................................................................... 26 4 MATERIAL UND METHODE ............................................................................27 4.1 5 Literaturrecherche ............................................................................................................ 27 ERGEBNISSE ..................................................................................................28 5.1 KIEFERKNOCHENGEWEBE UNTER PHYSIOLOGISCHER BELASTUNG ................. 28 5.1.1 Die dynamische Verformung der Kieferknochen. ............................................................ 28 5.1.2 Kraft der Zunge ................................................................................................................ 29 5.1.3 Kaukräfte.......................................................................................................................... 30 5.1.4 Trajektorien ...................................................................................................................... 30 5.1.5 Trajektorien des Schädels ............................................................................................... 31 5.1.6 Trajektorien des Unterkiefers........................................................................................... 32 5.1.7 Inhomogenität und Anisotropie des Kieferknochens ....................................................... 33 VII 5.2 KIEFERKNOCHENGEWEBE UNTER THERAPEUTISCHER UND IATROGENER KRAFTEINWIRKUNG .................................................................................................. 35 5.2.1 Therapeutische Kräfte in der Kieferorthopädie ................................................................ 35 5.2.2 Kräfte für die therapeutische Zahnbewegung .................................................................. 36 5.2.3 Histologische Veränderungen bei therapeutischer und physiologischer Zahnbewegung. ......................................................................................................................................... 38 5.2.4 Kieferorthopädisch induzierte Zahnbewegungen und ihre Messung an humanen Präparaten und lebenden Tieren. .................................................................................... 39 5.2.5 Distraktionsosteogenese in der craniofazialen Medizin .................................................. 40 5.2.6 Einfluss von Pharmaka auf Knochen und Zahnbewegung. ............................................. 41 5.2.7 Iatrogene Kräfte im Bereich der Implantologie ................................................................ 44 5.2.8 Druckatrophie im Bereich der Kieferknochen .................................................................. 44 5.3 MAXIMALBELASTUNG VON KIEFERKNOCHENGEWEBE (TRAUMATA) ................ 45 5.3.1 Unterkieferfrakturen ......................................................................................................... 45 5.3.2 Mittelgesichtsfrakturen ..................................................................................................... 46 5.4 MESSMETHODEN UND BILDGEBENDE VERFAHREN ........................................ 48 5.4.1 Röntgenographie ............................................................................................................. 48 5.4.2 Computertomographie ..................................................................................................... 48 5.4.3 Ultraschall ........................................................................................................................ 48 5.4.4 Die Finite-Elemente-Methode .......................................................................................... 49 5.4.5 Piezoelektrische Druckmessung...................................................................................... 49 6 DISKUSSION....................................................................................................50 7 KONKLUSION ..................................................................................................55 8 LITERATURVERZEICHNIS ..............................................................................56 VIII Abbildungsverzeichnis Abbildung 1: Osteoid Verkalkung [16] ...................................................................... 14 Abbildung 2: Maxilla von außen betrachtet [20]. ....................................................... 18 Abbildung 3: Maxilla von der nasalen Fläche aus betrachtet [20]. ............................ 18 Abbildung 4: Mandibula von rechts vorne betrachtet [20]. ........................................ 20 Abbildung 5: Mandibula von dorsal betrachtet [20] ................................................... 20 Abbildung 6: Anatomie des Parodonts [24]............................................................... 22 Abbildung 7: Knochenqualität nach Lekholm und Zarb. [30] .................................... 23 Abbildung 8: Einteilung der Knochendichte nach Hounsfield-Einheiten HE und ihr prozentualer Durschnittsanteil im Kieferbereich. [31] ............................................... 23 Abbildung 9 :Verstärkunspfeiler des Schädels [46] .................................................. 32 Abbildung 10: Trajektorien der Mandibula [47] ......................................................... 33 Abbildung 11: Kaare Reitan [52] ............................................................................... 35 Abbildung 12: Häufigkeit von Unterkieferfrakturen nach ihrer Lokalisation [6] .......... 46 Abbildung 13: Röntgenbild eines Unterkiefers mit beidseitiger Fraktur im Bereich des Kieferwinkels [63]. .................................................................................................... 46 Abbildung 14: Typische Frakturlinien bei Mittelgesichtsfrakturen nach der Einteilung von Le Fort. [13] ....................................................................................................... 47 IX 1 Einleitung Die Reaktion von Kieferknochengewebe auf Belastung durch unterschiedliche Kräfte spielt in allen Bereichen der Zahnmedizin eine wichtige Rolle. Knochengewebe ist ein inhomogenes und anisotropes Material. Ort und Richtung der Beanspruchung spielen bei einer mechanischen Materialbeschreibung eine wichtige Rolle [1]. Bildgebende Verfahren, wie Röntgen und Computertomographie sind unerlässliche Hilfsmittel zahnmedizinischer Planung und Diagnostik. Für eine mechanische Materialbeschreibung sind sie jedoch ungeeignet, da die richtungsabhängigen Eigenschaften des Materials nicht berücksichtigt werden [2]. In dieser Arbeit werden physiologische, therapeutische und iatrogen induzierte Kräfte, die auf den Kieferknochen einwirken, beschrieben, und die Reaktion desselben auf diese Belastungen erörtert. Dabei zählen die Kaukräfte mit gemessenen Maximalwerten von 847N zu den stärksten [3]. Eine weitere physiologische Belastung entsteht durch Muskelzug an Maxilla und Mandibula. Hierbei kommt es zu dynamischen Verformungen der genannten Strukturen. Die größten Werte werden dabei im Zuge der Protrusion und der maximalen Mundöffnung beschrieben [4], [5]. Auf die oben genannten physiologischen Belastungen reagiert der Knochen mit der Bildung von Trajektorien und wird erst dadurch widerstandsfähig gegenüber Frakturen [6], [7], [2]. Außerdem passt sich Knochen durch Remodelling an die individuellen Bedürfnisse des Menschen an. Nur durch diesen individuellen trabekulären Aufbau ist es dem Knochen auch möglich, mit geringstem Materialaufwand Kräfte aufzufangen und zu übertragen. Den physiologischen Belastungen werden iatrogene und therapeutisch übertragene Kräfte und ihre Auswirkungen auf Kieferknochengewebe gegenübergestellt. So kann es bei statischer Belastung von Implantaten zu periimplantären Knochenresorptionen, oder durch Druck von Totalprothesen auf ihre Basis, den Kieferkamm, zu Druckatrophien kommen [4], [8]. Bei der Betrachtung von therapeutisch induzierten Kräften für die kieferorthopädische Zahnbewegung erkennt man deutlich, dass es an der Zugseite zu einer Knochenneubildung und an der Druckseite zu einer Resorption kommt [9], [10]. Größere Kräfte führen aber nicht zu 10 einer Beschleunigung der Zahnbewegung, da sie keinen Einfluss auf die Umbauprozesse des Knochens haben [11]. Pharmaka und körpereigene Substanzen hingegen können Zahnbewegungen indirekt über Veränderungen an Alveolarknochen, Desmodont und den Zahn selbst beschleunigen oder auch verlangsamen. Sie sollten daher in einem kieferorthopädischen Behandlungsplan anamnestisch berücksichtigt werden [12]. Unphysiologisch große Belastungen, denen meist Traumata verschiedener Art, (Verkehrsunfälle, Körperverletzung, Arbeitsunfälle, etc.) vorausgehen, lassen Kieferknochen frakturieren. Wie bereits erwähnt, findet man Widerstand gegen Frakturen nur dort, wo Knochen auch physiologisch belastet wird. Zu den Zonen mit der höchsten Frakturgefahr zählen im Unterkiefer die Gelenksfortsätze, die Kieferwinkel und die Symphyse, sowie Regionen, die durch andere anatomischen Strukturen geschwächt werden [6]. Da der Oberkiefer in direkter Verbindung mit dem Schädel steht, lassen sich hier typische Frakturverläufe wie zum Beispiel jene nach Le Fort beschreiben [13]. 11 2 Zielsetzung Im Rahmen dieser Literaturrecherche soll dargestellt werden, welche Kräfte funktionell, zahnmedizinisch und traumatisch im Bereich der Kieferknochen auftreten, welche Reaktionen sie am physiologischen Kieferknochengewebe hervorrufen und mit welchen Methoden sie gemessen werden können. Darüber hinaus wird die Bedeutung von Tierversuchen für die Erforschung von therapeutischen Kraftapplikationen behandelt. Auch werden unterschiedliche Aussagen in der Literatur einander gegenübergestellt. Bei den therapeutisch induzierten Kräften in der Zahnmedizin, wird ein gewisses Ausmaß an Übereinstimmung ihrer Größen erwartet. Diese Fragen sind von Bedeutung, da die physiologische Struktur und Belastbarkeit des Kieferknochengewebes sowohl Konsequenzen für Planung und Therapie als auch für den Widerstand gegenüber unphysiologischen Kraftapplikationen hat. Fragestellung und Zielsetzungen dieser Arbeit sind für beide Geschlechter von gleicher Bedeutung, da ihnen dieselben mechanischen Prinzipien zugrunde liegen. 12 3 Grundlagen 3.1 Histologische und anatomische Grundlagen 3.1.1 Aufbau von Knochengewebe Die wichtigsten Bestandteile für den Aufbau von Knochengewebe sind die Knochenzellen/Osteozyten, Grundsubstanz u. kollagene Fibrillen, eine Kittsubstanz sowie verschiedene Salze. Die Fibrillen zählen zu den organischen Anteilen des Knochens und deren Reduktion führt zu einer erhöhten Brüchigkeit. Hingegen zählen die Salze (Calziumphosphat, Magnesiumphosphat, Calziumcarbonat) zu den anorganischen Bestandteilen des Knochens und ein Mangel (Entkalkung) führt zu einer erhöhten Biegsamkeit desselben [14]. 3.1.2 Knochenwachstum Verantwortlich für Wachstum und Strukturveränderung des Knochens sind drei Arten von Zellen (Abb. 1) [15]. 1. Osteoblasten Osteoblasten generieren das Knochengewebe. Sie befinden sich auf der Oberfläche von wachsendem Knochen und erzeugen die Knochenmatrix. 2. Osteozyten Osteozyten befinden sich in den knöchernen Krypten und Lakunen des verkalkten Knochens. Über Fortsätze in die Kanalikuli stehen benachbarte Osteozyten in Verbindung. Sie reagieren auf mechanische Belastung und halten die extrazelluläre Matrix aufrecht 3. Osteoklasten Osteoklasten sind große bewegliche Zellen, die mineralisierten Knochen resorbieren. Sie gehören zum mononukleären Phagozytensystem, deren Vorläuferzellen Monozyten sind [7] 13 Abbildung 1: Osteoid Verkalkung [16] Wachstum und Umbau des Knochens sind Folgen von Spannung und Druck in diesem Gewebe. Dabei unterscheidet man verschiedene Formen des Wachstums. Epiphysäres Wachstum: das epiphysäre oder auch enchondrale Wachstum ist das Wachstum der langen Skelettknochen. Die Längenzunahme erfolgt in der Epiphysenfuge. Wenn der Knorpel wächst, werden seine distalen Enden durch Knochen ersetzt. Suturales Wachstum: dieses erfolgt in den Nähten, wenn benachbarte, miteinander verzahnte Plattenknochen durch Wachstumskräfte getrennt werden, die in anderen Geweben erzeugt werden, z.B. durch die Vergrößerung der Gehirnmasse. Appositionelles Wachstum: hierbei wird Knochen durch Apposition an der Außenfläche gebildet, während an der Innenfläche Abbau (Resorption) stattfindet. Knochen kann durch appositionelles Wachstum an Größe zunehmen und seine Form ändern. Translatorisches Wachstum: darunter versteht man die Verschiebung eines Knochens ohne Größenzunahme. Das eigentliche Wachstum findet hier in einem anderen Bereich statt. Als Beispiel sei das Wachstum in der Synchondrosis sphenooccipitalis genannt. Dieses verursacht eine Vorverlagerung des gesamten frontomaxillären Komplexes. 14 Remodellation: Remodellation ist ein kontinuierlicher, kompensatorischer Umbauprozess. Kortikale Drift: unter der kortikalen Drift versteht man den Umbau an der endostalen inneren und der periostalen äußeren Oberfläche des kortikalen Knochens. Dabei erfolgt an der einen Seite Apposition und an der anderen Seite Reposition. Ein interessantes Beispiel ist das Wachstum des horizontalen Unterkieferastes. Die Verlängerung des horizontalen Astes und die Vergrößerung des retromolaren Raumes werden durch Apposition am posterioren Rand und durch Resorption am Vorderrand des aufsteigenden Astes erreicht [15]. 3.1.3 Der Einfluss mechanischer Faktoren auf Wachstum und Form Kompakte und trabekuläre Knochenmuster sind biomechanisch bestimmt. Der Knochen passt sich den mechanischen Kräften an, die auf ihn einwirken. Dieses Adaptionsvermögen des Knochengewebes ist dafür verantwortlich, dass die Masse des Knochens in Richtung des funktionellen Drucks vergrößert oder verkleinert wird [15]. Der Knochen wird unter anderem in seiner inneren Struktur und äußeren Gestalt von mechanischen Belastungen geformt [17]. Kieferorthopädische Umbauvorgänge am Kieferknochen sind bereits nach 24 Stunden an den Zug und Druckseiten der Zahnwurzeln histologisch sichtbar. Einige Areale zeigen nach dieser Zeit hyalinisierte Zonen [11]. 3.1.4 Ober und Unterkieferwachstum Die Wachstumsmechanismen des Oberkiefers werden durch die Schädelbasis beeinflusst, da diese mit dem nasomaxillären Komplex in Verbindung steht [10]. Nach Auffassung von Enlow bildet die Schädelbasis eine Schablone für den Aufbau der Gesichtsstrukturen, da sie mit diesen über Suturen und Kondylen in Verbindung steht und somit das Wachstum indirekt leiten kann [18]. Postnatal ist der nasomaxilläre Komplex erst geringfügig entwickelt. Beim Durchbruch der Milchzähne dominiert die Größenzunahme in der Vertikalen durch Knochenapposition. Lediglich im Bereich des Nasenbodens und der Nasenhöhle kommt es zu resorptiven Vorgängen, die wesentlich an Gestaltung und Größe dieser Struktur beteiligt sind. Am Gaumendach erfolgt Knochenwachstum durch Apposition in kaudaler Richtung. Gleichzeitig kommt es im Bereich der Tubera maxillae zu einer Verlängerung des Palatum durum und der Alveolarfortsätze nach dorsal. Ebenfalls zu beachten ist das 15 Wachstum durch Knochenappositon in den zahlreichen Suturen des Oberkiefers. Ihr Schluss ist nach dem 4.Lebensjahr funktionsabhängig und sie stellen keinen aktiven Wachstumsbeitrag mehr da. Im Bereich des kieferorthopädisch definierten A-Punktes der Maxilla treffen Apposition und Resorption an der vestibulären Seite aufeinander. Während dessen kommt es zu einer Verschiebung des A-Punktes in dorsokaudaler Richtung. Durch das Höhenwachstum des Alveolarfortsatzes im Oberkiefer kommt es zu einer Zunahme der Vertikaldimension. Zugleich findet aber auch eine Verbreiterung des Processus alveolaris statt. Man spricht hier von einem Wachstum nach dem V-Prinzip. Postpubertär kommt es zu einer Abnahme dieser Umbauvorgänge. Es folgt eine Größenzunahme der mittleren Schädelgrube. Damit verbunden ist eine Verschiebung der Maxilla, der vorderen Schädelbasis, der Stirn und der Jochbögen nach ventral. Man spricht hier von einem sekundären Displacement. Die Maxilla wird aufgrund von expansiven Vorgängen passiv im Raum versetzt. Zur gleichen Zeit findet durch resorptive Vorgänge und Apposition an der Gegenseite ein primäres Displacement statt, das nach mesial und kaudal gerichtet ist. Bei dem postnatalen Wachstum der Mandibula werden vier Wachstumsvorgänge beschrieben: Remodelling, primäres Displacement, sekundäres Displacement, und Wachstum des Ramus ascendens in der Horizontalen. Postnatal besitzt die Mandibula kurze Rami ascendentes mit großem Kieferwinkel. Den initialen Gelenkfortsätzen stehen prominente Muskelfortsätze gegenüber. Zu Beginn wird die Mandibula durch zwei Knochenspangen gebildet, die durch eine Synarthrose in Verbindung stehen. Im 1. Lebensjahr kommt es jedoch zu einer Ossifikation und eine synostotische Verbindung entsteht. Im Laufe der Weiterentwicklung kann man eine Abnahme der Kieferwinkel beobachten. Die Längszunahme übertrifft zu diesem Zeitpunkt die Breitenentwicklung, es kommt zu einer morphologischen Ausreifung der Articulatio temporomandibularis und zu einer Höhenzunahme des gesamten Corpus mandibulae. Die Zunahme der Vertikalen beider Rami ascendentes erklärt sich durch das große Wachstum der Gelenkfortsätze, womit auch eine Verlagerung der Mandibula nach kaudoventral vonstatten geht. Gleichzeitig bestimmt die Wachstumsrichtung der Kondylen die Rotation des Unterkiefers. Bei einer brachyfazialen Wachstumstendenz entwickeln sich die Gelenkfortsätze vermehrt nach kranioventral. Damit verbunden ist eine Rotation der gesamten Mandibula nach kranial und ventral. Ist das Wachstum 16 dolichofazial, rotiert die Mandibula nach dorsal und kaudal. Früheren Vermutungen zufolge wurden die Kondylen als übergeordnete Wachstumszentren der Mandibula angesehen [10]. Einige Autoren beschrieben die Kondylen fälschlicherweise sogar als einziges Wachstumszentrum, das für das gesamte Wachstum des Unterkiefers verantwortlich sein sollte [19]. Heute weiß man, dass sie hier nur lokale Funktionen erfüllen. Experimente widerlegten die damalige Auffassung, dass der Druck der wachsenden Kondylen auf die Gelenkspfannen der Grund für die Verlagerung des Unterkiefer nach kranioventral sei. Dem Displacement der Mandibula liegt die Expansion von Weichteilen in ihrer Umgebung zugrunde. Nach der Autorotation erfolgt Wachstum in den Kondylen um die Relationen in der Articulatio temporo mandibularis nach Verlagerung des Unterkiefers nach ventral wiederherzustellen. Remodelling bewirkt, dass sich der Unterkieferkörper nach posterior verlängert, wie es gleichermaßen in den Oberkieferbasalbögen zu beobachten ist. Wie schon im Oberkiefer wird auch der Unterkiefer durch das Wachstum der mittleren Schädelgrube nach vorne und unten versetzt. Das sekundäre Displacement ist hier jedoch nicht so ausgeprägt wie im Oberkiefer, da das Wachstum der mittleren Schädelgrube größtenteils vor dem der Kondylen stattfindet [10]. 3.1.5 Maxilla-Oberkiefer Die Maxilla (Abb 2, 3) besteht aus einem stark pneumatisierten Corpus maxillae, und 4 Fortsätzen: - Processus frontalis - Processus palatinus - Processus alveolaris (zahntragend) - Processus zygomaticus Am Corpus selbst unterscheiden wir eine Facies nasalis, Facies orbitalis, Facies infratemporalis und eine Facies anterior [20]. Die Maxilla steht mit allen Knochen des Gesichtsschädels mit Ausnahme der Mandibula in direkter Verbindung. Sie stellt den Boden der Orbita sowie etwa zwei Drittel des harten Gaumens und begrenzt weite Teile der Nasenhöhle. Durch ihre Form, Größe und Stellung bestimmt sie wesentlich die optischen Eigenschaften des Mittelgesichtes [20], [21]. 17 Abbildung 2: Maxilla von außen betrachtet [20]. Abbildung 3: Maxilla von der nasalen Fläche aus betrachtet [20]. 18 3.1.6 Mandibula-Unterkiefer Vom Corpus mandibulae steigen mit einem je nach Alter unterschiedlichen Winkel die Rami mandibulae auf. Der Angulus mandibulae ist der Winkel zwischen den Tangenten an den Unterkieferköper und den Unterkieferast. Das Corpus mandibulae gliedert sich in einen unteren starken Knochenanteil, den Basalbogen (Basis mandibulae), dem oben der zahntragende Teil (Pars alveolaris) aufsitzt. Dessen freier Rand wird als Arcus alveolaris bezeichnet. Die Basis mandibulae zeigt an ihrem vorderen Umfang einen Kinnvorsprung, der cranial als unpaare Protuberantia mentalis, caudal als paariges Tuberculum mentale imponiert. Auf jeder Außenseite der Basis öffnet sich ein Foramen mentale trichterförmig nach dorsal, oben annähernd in einem Winkel von 45o. Dieses ist in der Mehrzahl der Fälle kaudal des zweiten Prämolaren oder etwas mesial davon gelegen. Der vordere Rand des Unterkieferastes setzt sich als Linea obliqua der Außenfläche des Unterkiefers fort. An der Unterfläche der Basis befindet sich beiderseits der Medianen eine flache, ovale, nach dorsal unten gerichtete Grube, die Fossa digastrica. Die Pars alveolaris der Mandibula als zahntragender Teil entspricht dem Processus alveolaris der Maxilla. Auch hier bestehen durch Septa interalveolaria getrennte Alveoli dentales, die bei mehrwurzeligen Zähnen durch Septa interradicularia in einzelne Wurzelfächer untergliedert sind. Der Ramus mandibulae bildet gegen das Corpus mandibulae den Kieferwinkel und spaltet sich nach oben in den Processus coronoideus und den Processus condylaris auf. Zwischen beiden befindet sich die Incisura mandibulae. Am Processus condylaris befinden sich das Caput mandibulae, das Collum mandibulae und die Fovea pterygoidea (Abb. 4, 5) [21]. 19 Abbildung 4: Mandibula von rechts vorne betrachtet [20]. Abbildung 5: Mandibula von dorsal betrachtet [20] 20 3.1.7 Kaumuskulatur Der Mensch besitzt vier paarig angelegte Kaumuskeln, die durch den fünften Hirnnerv (N. trigeminus) innerviert werden. Zu den Kaumuskeln im engeren Sinn zählen: - der M. masseter - der M. temporalis - der M. pterygoideus medialis - der M. pterygoideus lateralis Der Musculus masseter hat seinen Ursprung am Arcus zygomaticus und seinen Ansatz an der Außenseite des Angulus mandibulae. Seine Funktion ist der Kieferschluss und sein pars superficialis zieht die Mandibula etwas nach vorne. Der Musculus temporalis findet seinen Ursprung am Planum temporale und zieht mit einer kräftigen Sehne zum Processus coronoideus wo er ansetzt. Er ist der stärkste Kaumuskel und dient dem Kieferschluss und der Retraktion der Mandibula bei Mahlbewegungen. Der Musculus pterygoideus medialis entspringt in der Fossa pterygoidea und zieht zum Angulus mandibulae, wo er an der Tuberositas pterygoidea inseriert. Seine Funktion ist der Kieferschluss. Der Musculus pterygoideus lateralis gilt als Führungsmuskel für die Articulatio temporomandibularis und er dient nicht zum Kieferschluss. Er besteht aus zwei Anteilen, wobei sein Caput inferius an der Außenfläche der Lamina lateralis des Processus pterygoideus entspringt. Sein Caput superius hat den Ursprung an der Facies infratemporalis und der Crista infratemporalis der großen Keilbeinflügel. Ansatz des Caput superius ist der Discus articularis des Kiefergelenkes, während sein Caput inferius in der Fovea pterygoidea ansetzt [22], [23]. Darüber hinaus sei angemerkt, dass zum Kauen im engeren Sinne weitaus mehr Muskeln notwendig sind als die in anatomischen Lehrbüchern bezeichneten Kaumuskeln [23] 3.1.8 Anatomie des Parodonts Das Parodont, auch Zahnhalteapparat genannt, wird durch Gingiva, Wurzelzement, Desmodont und den knöchernen Alveolarfortsatz gebildet. Die substanziellen Aufgaben dieser Struktur/Strukturen ist die desmodontale Aufhängung des Zahnes in 21 der Alveole und die damit verbundene Überleitung und Abpufferung von Kaukräften im Kieferknochen sowie der Schutz vor äußeren Noxen durch Barrierenbildng zwischen Cavum oris und Zahnwurzel (Abb. 6) [24]. Abbildung 6: Anatomie des Parodonts [24] 3.1.9 Knochenqualität Häufig stößt man in der Literatur auf den Begriff “Knochenqualität“. Jedoch weist dieser Terminus eine gewisse Definitionsvarianz auf und es gibt dafür bis heute keine allgemein anerkannte Begriffsbestimmung [25], [26]. Standardmäßig wird jedoch meist die Klassifikation nach Lekholm und Zarb genannt [27]. Im Jahre 1985 teilten Lekholm und Zarb die Qualität des Knochens mit Hilfe von Hounsfield-Einheiten (HE) radiologisch in vier Klassen ein (Abb. 7). Seltener findet man auch bei manchen Autoren eine fünfte Klasse beschrieben (Abb. 8), die wenig mineralisierten, frisch augmentierten Knochen bezeichnet [28]. Definitionsgemäß errechnet sich die Houndsfield-Einheit aus dem linearen Schwächungskoeffizienten und ist ein Maß für die Dichte. Als Bezugsgröße gilt Wasser mit einer HE von 0. Spongiosa hat einen Wert von 300 HE und Kompakta über 1000 HE [29]. 22 Abbildung 7: Knochenqualität nach Lekholm und Zarb. [30] Abbildung 8: Einteilung der Knochendichte nach Hounsfield-Einheiten HE und ihr prozentualer Durschnittsanteil im Kieferbereich. [31] Im Jahre 2006 berichteten die Autoren Hernandez et. al. von zwei unterschiedlichen Definitionen der Knochenqualität. Die erste Definition berichtet über den Widerstand gegenüber Knochenfrakturen und integriert dabei die Summe aller Knochencharakteristika, die darauf einen Einfluss haben können. In der zweiten Definition bezieht man sich auf Faktoren, die eine Rolle bei der Knochenfraktur spielen, man rechnet jedoch nicht die Knochenquantität mit ein [26] 23 Es gibt eine Vielzahl an Faktoren, die die Knochenqualität beeinflussen können. Zu diesen Faktoren zählt man den strukturellen Aufbau, die Mineralisation des Knochens, Eigenschaften des Kollagens, die Heterogenität des Knochengewebes, den kortikalen Durchmesser, die Knochengeometrie, die Anzahl der Trabekel, die Trabekeldicke, und die trabekuläre Konnektivität [25]. Die Knochenqualität- und Quantität hat einen wichtigen Einfluss auf die Belastbarkeit von orthodontischen Mini-Implantaten sowie auf Implantate zur Überbrückung von Unterkieferdefekten. Hier spielt vor allem die Kortikalis und die mit ihr verbundene hohe Primärstabilität eine entscheidende Rolle [32], [27]. Bei Implantaten für die prothetische Versorgung hat sich eine Knochenqualität von D2 als optimal erwiesen. Die Dimension der Kortikalis fällt hier etwas geringer aus als bei D1. Aufgrund der besseren Durchblutung besteht jedoch eine ideale Situation für die Einheilung von Implantaten [28]. In der Kieferorthopädie spielt die Knochenqualität hauptsächlich bei orthodontisch durchgeführten Zahnbewegungen eine Rolle. Hier gilt, je jünger und besser durchblutet der Knochen eines Patienten ist, desto geringer ist die Wahrscheinlich einer Wurzelresorption des bewegten Zahnes [33]. 3.2 Physikalische Grundlagen 3.2.1 Mechanische Eigenschaften von Knochengewebe Im Jahre 2011 beschrieb Bartl, dass die Belastbarkeit (Festigkeit) des Knochens von mehreren Faktoren abhängt: - Knochenmasse (dual energy X-ray absorptiometry/DXA‑Messung) - Knochengeometrie (z. B. Länge des Oberschenkelhalses) - Knochenarchitektur (Spongiosa- und Kompaktastruktur) - Knochenumbau (Resorptionslakunen sind potenzielle Frakturstellen) - Knochenmineralisation (Osteomalazie) und - Knochenmatrix (Störung der Lamellierung bei Osteogenesis imperfecta) [34]. 24 Das Maß für die Festigkeit eines Knochens ist die Bruchlast pro Flächeneinheit (N/mm²). Diese beruht auf dem Gehalt an Mineralien und auf der Menge und Anordnung seiner kollagenen Fibrillen. Des Weiteren spielt die histologische Struktur des Knochengewebes (Strukturfestigkeit) eine wichtige Rolle. In der Literatur publizierte Einzelwerte sind oft sehr unterschiedlich. Häufig haben solche Daten wenig Aussagekraft, da die Festigkeitsmessungen unter Bedingungen durchgeführt wurden, die der Beanspruchung des Knochens in vivo nicht entsprechen [35]. Fest steht jedoch, dass die Druckfestigkeit (N/mm²) des Knochengewebes grösser ist als die Zugfestigkeit (N/mm²). Diese Festigkeitseigenschaft wird in der Literatur mit einem Verhältnis von 3:2 angegeben [7]. Um zu verstehen, welche Belastungsarten auf Knochengewebe einwirken können, und wann es nach Überschreiten kritischer Werte zu Frakturen kommen kann, sind einige Begriffe aus der Mechanik notwendig [7]. 3.2.2 Äußere Kraftgrößen Kraft: ist eine Ursache für eine Bewegungsänderung (Beschleunigung) eines Körpers. Die Einheit der Kraft ist Newton (N). 1 N ist die Kraft, die notwendig ist, um einen Körper von der Masse 1kg in 1 Sekunde (s) um 1m zu beschleunigen. Wirkt eine Kraft auf einen Körper (=Aktionskraft), so muss eine gleich große entgegengesetzt gerichtete Kraft (= Reaktionskraft), dieser entgegenwirken (=Kräftegleichgewicht), damit der Körper nicht bewegt (beschleunigt) wird. Da die Erdbeschleunigung 9,81 m/s2 beträgt, übt eine Masse von 1kg auf eine horizontale Unterlage eine Kraft von 9,81 N aus [7]. Die Summe aller auf einen Körper einwirkenden Kräfte ist entscheidend für seine Bewegung [36]. Drehmoment: Unter einem Drehmoment (M) versteht man das Produkt aus einer Kraft (F) und der Länge (r) eines senkrecht (normal) zur Richtung der Kraft stehenden Hebelarms (Abstand zur Drehachse), über den die Kraft an einem Körper angreift [7]. Kommt es zu Einwirkung von mehreren Drehmomenten auf einen Körper, so wirkt deren Summe. Die SI-Einheit für das Drehmoment sind die Newtonmeter [36]. 25 Axialkräfte: Diese wirken axial (in Richtung der Längsachse), also senkrecht auf den Querschnitt eines langen Knochens bzw. Zahnes (axiale Kaubelastung). Die Summe aller Axialkräfte (Aktions und Reaktionskräfte) muss 0 sein, damit keine axiale Beschleunigung stattfindet [7]. Querkräfte: Diese wirken im rechten Winkel zu Längsachse des Knochens, also in der Querschnittsebene. Für ein Gleichgewicht muss auch die Summe der Querkräfte null sein [7] Biegemomente: Wirkt auf einen langen Knochen (Balken) ein Drehmoment und ist die Drehachse senkrecht zur Längsachse des Knochens, so spricht man von einem Biegemoment. Der Knochen wird gebogen [7]. Eine wichtige Rolle spielt hier der E-Modul eines Materials, der mit dem Widerstand gegenüber der Verformung an Größe zunimmt [36]. Torsionsmomente: Wirkt auf einen langen Knochen ein Drehmoment (M) und ist die Drehachse identisch mit der Längsachse des Knochens, so spricht man von einem Torsionsmoment. Der Knochen wird torquiert oder verdrillt. [7] 3.2.3 Innere Kraftgrößen Wirken auf einen Knochen äußere Kraftgrößen, so rufen diese als Reaktion innere Kraftgrößen hervor. Bezieht man diese auf eine Flächeneinheit, so ergibt sich hieraus die Spannung, die in Kraft pro Flächeneinheit (z.B. N/cm2) angegeben wird. Nach ihrer Richtung im Körper unterscheidet man Normalspannungen, Sigma (Ϭ)Spannungen, die senkrecht zum Knochenquerschnitt wirken (Zug-oder Druckspannung), von Querspannungen, Tau (τ)-Spannungen, die parallel zur Querschnittsfläche wirken (Schub-oder Torsionsspannung) [7]. 26 4 Material und Methode 4.1 Literaturrecherche Die Inhalte der vorliegenden Arbeit wurden von mir mittels Literraturrecherche in Internetforen wie, Pubmed oder Medline eruiert. Außerdem wurden medizinische und speziell zahnmedizinische Publikationen aus meinem Privatbesitz verwendet, sowie geeignete wissenschaftliche Arbeiten an den Bibliotheken der medizinischen Universität Wien und Graz eruiert. In Einzelfällen wurden auch Fachartikel von Internetseiten verwendet. Das Erscheinungsdatum der recherchierten Literatur unterlag keiner zeitlichen Beschränkung. 27 5 Ergebnisse 5.1 Kieferknochengewebe unter physiologischer Belastung 5.1.1 Die dynamische Verformung der Kieferknochen. Die dynamische Verformung der Mandibula in ist aufgrund der komplexen Anatomie sowie der unterschiedlich starken Belastung der Kaumuskulatur und der Anisotropie des Knochens nur schwer zu beschreiben. Besondere Bedeutung haben die Studien über dynamische Verformungen im Bereich der Implantologie, wo osseointegrierte Implantate mit einem starren Aufbau verbunden sind. Kommt es zu Verformungen, treten Spannungen im Knochen auf, die weitreichende Folgen haben können. Obwohl die Implantologie im Unterkiefer generell betrachtet eine hohe Erfolgsquote aufweist, ist die klinische Bedeutung von Unterkieferverformungen bei physiologischen Bewegungsmustern, vermessen über lange Zeiträume, noch relativ unbekannt [5]. Dynamische Belastungen sind jene, die auf ein Implantat wirken, während es seinen Funktionen ausgesetzt ist. Darunter versteht man sowohl Kräfte, welche sich über die Suprakonstruktionen auf Implantate übertragen, als auch die elastischen Verformungen eines Knochens, die auf das Implantat einwirken. Erfahrungsgemäß sind diese Belastungen im Unterkiefer höher als im Oberkiefer. Dies wird schon bei Betrachtung der Biomechanik der physiologischen maximalen Mundöffnung deutlich. Im Bereich der Maxilla wird durch Anspannung der Kaumuskulatur der obere Zahnbogen im Molarenbereich um bis zu 0,2 mm verengt. In der Mandibula hingegen können diese Verformungen bei maximaler Mundöffnung 0,7 mm betragen und bei der Protrusion sogar Werte bis zu 1 mm erreichen [4]. Besondere Bedeutung hat die dynamische Verformung der Mandibula auch bei der festsitzenden Prothetik unter Einbeziehung endständiger Kronen und bei mehrstelligen, ungeteilten Unterkieferbrücken-Versorgungen. Hier kann es zu einer Dezementage der prothetischen Arbeiten kommen. Im Bereich der abnehmbaren Prothetik sollte die Verformung in die Gestaltung und Flexibilität der UnterkieferVersorgung einbezogen werden [37]. J. Al-Sukhun et al. beschrieben in einer Studie aus dem Jahre 2006 drei Bewegungsmuster (körperliche Annäherung, körperliche Rotation und dorsoventrale 28 Scherung) der Kieferverformung, die initial und gleichzeitig bei einer Unterkieferbewegung einsetzen. Die höchsten Werte der Kieferverformung wurden auch hier bei der Protrusion beschrieben. Sie lagen jedoch mit Werten zwischen 11,0µm und 57,8µm deutlich unter den zuvor postulierten 1mm. Alle zwölf Probanden dieser Studie waren Frauen zwischen 47 und 65 Jahren [5]. Andere Werte in Bezug auf die Verformung der Unterkieferspange bei dynamischer Belastung zeigt E. Piehslinger. So kommt es zu 100µm Kompression bei maximaler Mundöffnung. Bei maximaler Protrusion hingegen wurde eine anfängliche Zunahme der Distanz auf 500µm beschrieben, die dann jedoch auf 100µm zurückging. Als Grund nannte man die Zugrichtung der Mm. Pterygoidei lateralis und medialis sowie den Mm. Masseter [37]. Eine uniforme Angabe über Deformationen der Mandibula unter Bewegung steht bis heute noch aus. In einer Studie von Richter 1999 wurde erläutert, dass die Untersuchungsergebnisse bei Mundöffnung mit Werten zwischen 0,0mm und 1,5mm differierten. Bei der Protrusionsbewegung lagen die Werte zwischen 0,1mm und 1,5mm und wiesen somit eine ähnliche Schwankungsbreite auf wie in der Literatur angegeben [38]. Meijer et. al. beschrieb 1993 einen direkten Zusammenhang zwischen der Deformation des Kieferknochens unter Bewegung und dessen Atrophie. Durch die Finite-Elemente Methode wurden prothetische Versorgungen auf zwei interforaminal gesetzten Implantaten in der Mandibula mit jeweils unterschiedlicher vertikaler Knochenhöhe untersucht. Man erkannte, dass die Reduktion der vertikalen Knochenhöhe von 15mm auf 7mm neben einer erhöhten Deformation des Unterkiefers auch die Spannungswerte von verblockten Implantaten bis auf das Dreifache ansteigen lassen kann [39]. 5.1.2 Kraft der Zunge Nimmt die Zunge ihre natürliche Ruheposition ein, liegt sie hinter den oberen Schneidezähnen am harten Gaumen. Während des Schluckens erzeugt sie eine Kraft von etwa 20 bis 30 Newton. Die knöcherne Struktur des Gaumens hat keine Schwierigkeit diesem Druck standzuhalten. Kommt es jedoch zu einer unphysiologischen Lage der Zunge, oder treten falsche Schluckmuster auf und drückt die Zunge gegen die Zähne, so sind Zahnfehlstellungen das Resultat. [40]. 29 5.1.3 Kaukräfte Als Kaukräfte bezeichnen wir jene muskulären Kräfte, die zwischen den Okklusionsflächen der Ober und Unterkieferzähne auftreten und messbar sind. Physiologische Kaukräfte sind geringer als maximale Kaukräfte, die sich an parodontalen Schmerzgrenzen orientieren [41]. In der Literatur findet man Werte zu physiologischen und maximalen Kaukräften. Dabei sind physiologische Kaukräfte jene, die üblicherweise bei der Zerkleinerung von Nahrung auftreten, und mit Werten zwischen 20-70N deutlich geringer sind als jene der maximalen Kaukräfte. Diese können in der Front Werte von ca. 250N, im Seitenzahnbereich 500N bis 750N erreichen und sind bei Männern in der Regel höher als bei Frauen [8]. Eine theoretisch durch die Kaumuskulatur zu erreichende maximale vertikale Kaukraft liegt bei 1500 bis 2000N [23]. Im Jahre 2006 wurden für eine Studie von Maurer P. und Pistner H. et al. zur Unterkieferkontinuitätsresektionen Kaukraftanalyse Kontrollwerte von bei Patienten gesunden mit Probanden herangezogen. Als mittlere Kaukräfte wurden im Frontzahnbereich Werte von 105N (± 48N) und im Bereich der Molaren Werte von 340N (±154N) gemessen. Als Messapparatur diente hierbei ein Piezokraftmesselement [42]. Waltimo und Könönen postulierten in einer Studie aus dem Jahre 1993 eine mittlere maximale Kaukraft. Diese betrug bei jungen gesunden Männern 847N und bei Frauen 597N [3]. 5.1.4 Trajektorien Die innere Struktur sowie die äußere Gestalt knöcherner Organe werden unter anderem von mechanischen Belastungen bestimmt, die auf sie einwirken. Kommt es im Kieferknochen also zu Einwirkungen von äußeren oder inneren Kraftgrößen, werden sogenannte Trajektorien ausgebildet [7], [2]. Im Jahr 2010 beschrieb der Autor Géza Pap im Lexikon für Orthopädie und Unfallchirurgie, (Hrsg.) Engelhardt die Trajektorien so: “Bei Trajektorien handelt es sich um graphisch (z.B. auch radiologisch) darstellbare Linien der größten Druck und Zugbelastung im Knochen. Die Spongiosabälkchen (Trabekel) des Knochens sind diesen Hauptspannungslinien entsprechend angeordnet, die bei Belastung des Knochens entstehen. Sinn dieses trabekulären Knochenaufbaus ist es, dass der Knochen mit dem geringsten Materialaufwand die auftretenden Kräfte bestmöglich auffangen und übertragen kann (Leichtbauweise nach Pauwels). Entsprechend dem Wolff-Transformationsgesetz kann sich ein Knochen unter abnormaler 30 Beanspruchung (z.B. Fehlstellung) über längere Zeit umbauen, bis sich seine Struktur wieder genau der neuen Beanspruchung angepasst hat“ [43]. Nach Meyers-Gesetz, decken sich die Trajektorien mit den größten Zug- und Drucklinien des Knochens. Nur so kann größtmögliche Belastung bei kleinstmöglicher Materialmenge gewährleistet sein [44]. Bei einer Kaukrafteinwirkung unter einer Sekunde, ist die physiologische Reaktion eine geringfügige Auslenkung des Zahnes in seiner Alveole. Im parodontalen Spalt, werden die Kräfte durch Stoßdämpferwirkung nicht komprimierbarer Flüssigkeit und eine Verformung des Alveolarfortsatzes aufgenommen. Durch piezoelektrische Effekte im parodontalen Ligament und Weiterleitung in den alveolären Knochen, kommt es so zu einer Ionenverschiebung. Diese regt den trabekulären Knochen zum Umbau der Spongiosa an. Es kommt somit zu einer Anpassung des spongiösen Knochens an die Funktion. Kaukrafteinwirkungen von 3-5 Sekunden bewirken hingegen das Auspressen der Flüssigkeit im parodontalen Ligament. Bei starkem Druck treten Schmerzreaktionen auf. Kommt es aber zu lang anhaltenden oder wiederholten Krafteinwirkungen in geringen zeitlichen Abständen, ist die parodontale Verformung irreversibel. Die Gewebsreaktionen der Gefäße, der Fasern im Parodontium sowie der alveolären Kortikalis und Spongiosa folgen. Dies macht man sich besonders bei der orthodontischen Zahnbewegung zu Nutze [45]. 5.1.5 Trajektorien des Schädels Bei Belastungen des Oberkiefers durch Kaudruck beziehunsweise Zugkräfte der Kaumuskulatur kommt es zur Ausbildung von Trajektorien (Abb. 9), die nicht allein auf den Kieferknochen beschränkt sind [46]. Bei größeren Verformungen, wirkt selbst die harte Hirnhaut (Dura mater cranialis) über ihre, in der Schädelhöhle vernetzten Scheidewände entgegen [22]. Über den Processus frontalis, der senkrecht zwischen Tränenbein und Nasenbein nach oben zum Stirnbein steigt, besteht eine Knochenverbindung zum Neurocranium, die so unter Umgehung der Nasen und Augenhöhle eine Übertragung der Kaukraft zur festen Hirnschale ermöglicht. Der Processus zygomaticus ist ein kurzer Fortsatz mit dreieckigen Querschnitt und zieht seitlich zum Jochbein wo er den Kaudruck sowohl senkrecht zur Hirnschale als auch seitlich über den Jochbogen zum Schläfenbein überträgt. 31 Ein Processus alveolaris, der die Zähne trägt und daher dem Zahnbogen entsprechend gleich geformt ist, ist ein stark funktionell ausgerichteter Fortsatz, der bei Zahnverlust atrophiert. Diese so genannte Inaktivitätsatrophie ist irreversibel. Der Kieferkamm schrumpft und das Gewebe wird durch Osteoklasten abgebaut [46]. Abbildung 9 :Verstärkunspfeiler des Schädels [46] 5.1.6 Trajektorien des Unterkiefers In der Anatomie wird die Mandibula als Rahmenkonstruktion beschrieben die durch Trajektorien gebildet wird, die sich im rechten Winkel schneiden und in dreidimensionaler Anordnung verlaufen (Abb. 10). Ein Trajektorium dentale durchzieht den Alveolarteil und trifft im Processus condylaris auf das Trajektorium basilare das im Basalbogen des Unterkiefers liegt. Das Trajektorium posticum verstärkt den hinteren Rand des Unterkieferastes, dem sich das Trajektorium marginale am Kieferwinkel anschließt. Das Trajektorium pracceps beginnt am Processus coronoideus und zieht von dort am vorderen Rand des Kieferastes abwärts zum Basalbogen. Auf der Außenseite läuft es in der Linea obliqua und auf der Innenseite in der Linea mylohoidea aus. Dieser Verstärkungszug resultiert aus der Zugwirkung des Musculus temporalis. Ein Trajektorium copolans verstärkt die Incisura mandibulae zwischen Gelenk und Muskelfortsatz. Das Trajektorum transversum zieht in einer S- Bogenform vom Processus coronoideus zum Kieferwinkel. Ein Druckkegel unter jedem Zahn wird durch das Trajektorium radiatum dargestellt [20]. 32 Die weitere Spongiosastruktur ist individuell auf die Zugwirkung der Kaumuskulatur sowie auf den Kaudruck abgestimmt. Wie auch im Oberkiefer schwindet die individuelle Spongiosastruktur des Pars alveolaris im Unterkiefer, nach Zahnverlust (der Alveolarfortsatz atrophiert) [46]. Abbildung 10: Trajektorien der Mandibula [47] 5.1.7 Inhomogenität und Anisotropie des Kieferknochens Der Kieferknochen ist durch seine individuelle Belastung und der daraus resultierenden inneren Struktur und äußeren Gestalt in seinem Aufbau für jeden Menschen einzigartig. Auch wenn gewisse Grundzüge von Trajektorien sich gleichen, sind sie doch jedem Menschen und seinen funktionellen Bedürfnissen individuell angepasst [43]. Ein spongiöser Knochen wird aufgrund seiner Knochenbälkchen und der dazwischen liegenden Hohlräume als inhomogen bezeichnet. Dazu kommt noch, dass diese Knochenbälkchen eine Vorzugsrichtung besitzen, die diesen aus mechanischer Sicht anisotrope Eigenschaften zukommen lassen. Es gilt zu bedenken, dass bei einem inhomogenen und anisotropen Material sowohl der Ort als auch die Orientierung maßgeblich an dessen mechanischen Eigenschaften beteiligt sind [1]. 33 Im Jahre 2001 wurde am Konrad-Zuse-Zentrum für Informationstechnik durch Kober C. et al. eine Arbeit im Zuge des Workshops „ Die Methode der Finiten Elemente in der Biomedizin, Biomechanik und angrenzenden Gebieten " vorgestellt, die sich mit der anisotropen Materialmodellierung für den menschlichen Unterkiefer beschäftigt. Man kam unter anderem zum Ergebnis, dass computertomographische Datensätze eine räumliche Verteilung der Röntgendichte und damit eine gute Darstellung der individuellen Geometrie ermöglichen und damit Knochen auch in Spongiosa und Kortikalis unterteilt werden kann. Die richtungsabhängigen Informationen gehen dabei jedoch verloren. Die Erkenntnis, individuellen dass aufgrund elastomechanischen fehlender Forschungsdaten Eigenschaften knöcherner bezüglich Strukturen der viele Simulationen mit der Finite-Elemente-Methode von einem homogenen und isotropen Material ausgehen, wurde in dieser Arbeit kritisiert. Der Fehler kann in diesem Fall beträchtlich sein und bis zu 45% betragen [2]. Im Journal of Orofacial Orthopedics wurde im Jahre 2009 der Frage nachgegangen, ob es einen Zusammenhang zwischen der Behandlungszeit und dem zurückgelegten Weg einer Eckzahnkronenspitze bei der Einordnung gibt und ob daraus eine Behandlungszeitprognose abgeleitet werden kann. Dabei wurde bei 57 jugendlichen Patienten, deren Alter unter 18 Jahren lag, mindestens ein palatinal verlagerter Eckzahn mittels Orthopantogrammen ausgewertet. Neben der Position des palatinal verlagerten Eckzahnes zu seinen Nachbarzähnen wurden auch seine Achsenneigung und der Abstand zur Okklusionsebene ermittelt. Zusätzlich wurde noch eine Messstrecke eingeführt, die den zurückgelegten Weg der Eckzahnkronenspitze während der Einordnung darstellte. Man kam zu dem Ergebnis, dass es zonale Unterschiede in der Eckzahneinstellung gab und dass Patienten mit einer beidseitigen Verlagerung gegenüber Patienten mit einseitiger Verlagerung für die Einstellung mehr Zeit benötigten. Dies sei möglicherweise auf Stoffwechselvorgänge, Knochendichte und auf die Anisotropie des Knochens zurückführen. Als Schlussfolgerung müsse man, um genauere Behandlungszeitprognosen erstellen zu können, diese Variablen mit einbeziehen. Es wurde die Frage in den Raum gestellt, ob die Messung der Knochendichte mit Hilfe der Volumentomographie eine exaktere Prognose ergeben würde [17]. 34 Die Variable Anisotropie würde aber auch mit Hilfe der Volumentomografie nicht berücksichtigt werden können [2]. 5.2 Kieferknochengewebe unter therapeutischer und iatrogener Krafteinwirkung 5.2.1 Therapeutische Kräfte in der Kieferorthopädie Die Belastung von Knochen über Muskeln, Sehnen und Bänder und die damit verbundenen physiologischen Adaptionsvorgänge sind uns heute bekannt [15]. In der Kieferorthopädie macht man sich unter anderem dieses Wissen zu Nutze und korrigiert Zahn u. Kieferfehlstellungen mit Hilfe von therapeutisch induzierten Kräften. Allein die Tatsache, dass die Kräfte und die damit verbundenen Adaptionsvorgänge von einem Arzt herbeigeführt werden, macht diesen Vorgang hochsensibel. Hier sind genaue Studien und Untersuchungen der angewandten Kräfte und ihrer Einwirkung auf das Gewebe des parodontalen Halteapparates erforderlich. Dadurch kann festgestellt werden, wann es zu pathologischen, irreversiblen Schäden kommt und welche Kraftgrößen schnellstens und für den Patienten am annehmbarsten zum Erfolg führen [48]. Ein Pionier auf diesem Gebiet war der im Jahre 2000 verstorbene norwegische Kieferorthopäde „Kaare Reitan“. Kaare Reitan absolvierte das Studium der Zahnmedizin in Paris, welches er 1928 beendete. Anschließend kehrte er nach Sandefjord, Norwegen zurück, um als Zahnarzt zu praktizieren. Die dort gesehenen Malokklusionen veranlassten ihn schließlich 1937 an der Northwestern Universität von Chicago Abbildung 11: Kaare ein zweijähriges postgraduelles Masterstudium der Reitan [52] Kieferorthopädie zu absolvieren. Dort begann er auch mit seinen histologischen Forschungen, ehe er 1940 wieder nach Oslo zurückkehrte und als Kieferorthopäde arbeitete. Dank Reitan, der in seiner Praxis die Edgewise Technik einführte und durchaus gewillt war, sein Wissen an Kollegen weiterzugeben, war Norwegen zu dieser Zeit eines der führenden Länder Europas, in Bezug auf die 35 kieferorthopädische Behandlung mit festsitzenden Apparaturen. Mit einem Stipendium der Universität von Oslo im Jahre 1946 untersuchte er die Morphologie des Gewebes rund um den Zahnhalteapparat und erforschte dessen Veränderung bei kieferorthopädischer Zahnbewegung. Seine Puplikation aus dem Jahre 1951 „The initial tissue reaction incident to orthodontic tooth movement“. brachte viele neue Erkenntnisse und zählt bis heute noch zu den Klassikern auf diesem Gebiet. Es folgten über 50 weitere Publikationen, die viele klinisch relevante Fragen aufdeckten und beantworten konnten [49]. 5.2.2 Kräfte für die therapeutische Zahnbewegung Bei der kieferorthopädischen Behandlung ist die Applikation von Kräften notwendig, um orthodontische (Zahnbewegungen) oder orthopädische (skelettale) Umstellungen zu erreichen. Hierbei werden bei den orthopädischen Behandlungen weitaus höhere Kräfte appliziert als sie bei den Zahnbewegungen erforderlich sind [9]. Weiters findet man Aussagen darüber, dass schon geringe Kräfte eine Zahnbewegung bewirken und zu große Kräfte diese vermindern können, wobei zusätzlich das Risiko einer Schädigung des Zahnes und Zahnhalteapparates besteht [50]. Darüber hinaus wird beschrieben, dass die Größe der ausgeübten Kräfte keinen Einfluss auf die durchgeführte Geschwindigkeit der Zahnbewegung hat [11]. Allgemein gültig ist, dass es bei den kieferorthopädischen Zahnbewegungen an der Zugseite zu einer Knochenneubildung und an der Druckseite zu einer Resorption des Knochens kommt. Durch eine größere Kraftapplikation kann dieser Umbauprozess nicht beschleunigt werden [11], [51]. Bei der Beschreibung idealer Kraftwerte für die Orthodontie bewegen sich die Angaben in relativ ähnlichen Bereichen (siehe Tab. 1+2) [9], [45]. 36 Tabelle 1: Empfohlene Kräfte für kieferorthopädische Zahnbewegungen nach Bock J. [9]. Art der Bewegung Frontzähne, Prämolaren Eckzähne, Molaren Kippung 0,1-0,3N 0,5-0,75 körperliche Bewegung 0,4-0,5N 1,5-2,5 Intrusion u. Extrusion 0,15-0,3 0,15-0,3 Tabelle 2: Empfohlene Kräfte für kieferorthopädische Zahnbewegungen nach Harzer W. [45] Art der Bewegung Optimale Kraft (der untere Grenzwert gilt für Schneidezähne, der obere für Molaren) unkontrollierte Kippung 0,35-0,6N körperliche Bewegung (Translation) 0,7-1,2N Wurzelaufrichtung 0,5-1N Rotation 0,35-0,6N Extrusion 0,35-0,6N Intrusion 0,1-0,2N Schopf P. beschreibt im Zusammenhang mit den für die Zahnbewegungen erforderlichen Kräften, dass sie im Wesentlichen von der Größe der Wurzeloberfläche sowie von Art und Richtung der Zahnbewegung abhängig sind. Besonders schonend sind hier kontinuierliche Kräfte die die Größe von 0,2 bis 0,3 N/cm² nicht überschreiten, da in diesem Fall der applizierte Druck den kapillären Blutdruck nicht übertrifft. Des Weiteren wird beschrieben, dass für Intrusion und Extrusion die geringsten Kräfte erforderlich sind. Dem gegenüber werden für kippende Zahnbewegungen Kräfte von mittlerer Größe und für körperliche Zahnbewegungen und Torquebewegungen die größten Kräfte benötigt. [15] 37 5.2.3 Histologische Veränderungen bei therapeutischer und physiologischer Zahnbewegung. Histologische Veränderungen während der therapeutischen Zahnbewegung können Aufschluss über die Größe der Kräfte liefern. Wir unterscheiden hier zwischen einer frontalen Resorption und einer unterminierenden Resorption. Werden Kraft und Drehmoment so dosiert, dass es an der Druckseite zu einer Knochenresorption durch Osteoklasten, und an der Zugseite zu einem Knochenanbau kommt, sprechen wir von einer frontalen Resorption. Sind hingegen die therapeutischen Kräfte zu hoch angesetzt, kommt es zu einer Hyalinisierung des Knochens. Dieser Zustand ist vorerst reversibel. Aus dem umgebenden spongiösen Knochen kommt es zur Einsprossung von Gefäßen. Eine unterminierende Resorption ist die Folge. Wirken die zu hoch angesetzten Kräfte jedoch über einen längeren Zeitraum, kann dies sekundär zu Knochennekrosen führen [33]. Wird die Zahnbewegung rein therapeutisch induziert, ist die Rolle der Osteoklasten eine Reaktion auf mechanische Kräfte [52]. Eine Studie aus dem Jahre 2004 konnte keinen Zusammenhang zwischen Größe der Kraft und der Geschwindigkeit der Zahnbewegung feststellen. An Versuchstieren der Hunderasse Beagle wurden kieferorthopädische Apparaturen appliziert, die mit unterschiedlich hohen aber kontinuierlichen reziproken Kräften aktiviert wurden. In einer Kieferhälfte betrug die Kraft 25cN, in der anderen 300cN. Die Umbauvorgänge im Knochen setzten bereits nach 24 Stunden ein. Bei Zähnen, die einer Kraft von 300cN ausgesetzt waren, fand sich eine geringfügige Häufung von Hyalinisationen. Man konnte jedoch keine Auswirkung auf die Geschwindigkeit erkennen. Dies ist ein Hinweis darauf, dass die Umbauvorgänge im Knochen mit einer bestimmten Geschwindigkeit von statten gehen und nicht mit den einwirkenden Kraftgrößen in Zusammenhang stehen [11]. Während des physiologischen Zahndurchbruchs kommt es zu einer Bewegung von Zähnen, die noch nicht ausgereift sind. Diese wird durch einen von Osteoklasten induzierten Knochenabbau bewirkt. Durch diese Dynamik werden die Platzverhältnisse geschaffen, die für die endgültige Entwicklung des Zahnes notwendig sind. Die Osteoklasten zeigen hier also eine initiierende Wirkung und die Bildung der Zahnwurzeln ist direkt mit einem Knochenumbau verbunden [52]. 38 5.2.4 Kieferorthopädisch induzierte Zahnbewegungen und ihre Messung an humanen Präparaten und lebenden Tieren. Veränderungen durch kieferorthopädische Behandlungen und Messungen von Hartund Weichgewebsschäden am Zahnhalteapparat werden meist an Hand von Tiermodellen untersucht. Ob die Ergebnisse dieser Forschungen jedoch auf Menschen übertragbar sind, wird kontrovers diskutiert [53]. So ist bekannt, dass bei Ratten (Nagetieren) eine stetige Eruption der Frontzähne stattfindet und bei den Molaren ein kontinuierlicher physiologischer Drift nach distal. Würden nun die Zähne, die eine stetige Eruption zeigen, als Verankerung herangezogen, so könnten diese die Richtung der applizierten orthodontischen Kräfte verändern. Darüber hinaus werden durch den oben genannten Distaldrift Messergebnisse verfälscht. Hinzu kommt noch, dass der Molar einer Ratte im Mittel ungefähr 60-mal kleiner ist als der eines Menschen [11]. Die Auffassung nach Reitan, dass durch einen dichten Lamellenknochen die Zahnbewegung verzögert wird, wurde durch zahlreiche klinische und tierexperimentelle Untersuchungen unter anderem an Macaca mulatta Affen bestätigt. Es gilt jedoch auch hier zu beachten, dass zahlreiche dieser Studien zwar teilweise wichtige Ergebnisse, aber trotzdem keine endgültige Antwort bringen konnten, weil die Alveolareknochenstruktur und das Wachstum der Kiefer von Mensch und Macaca mulatta verschieden sind [54]. Umso wichtiger erscheinen Studien, wie sie im Jahre 2000 und 2004 in Zusammenarbeit der Universitäten München und Aachen publiziert wurden. Unter den Titeln‚ ‘‘Orthodontic Tooth Movement in the Mixed Dentition‘‘ und “Light Microscopic and SEM Findings after Orthodontic Treatment-Analysis of a Human Specimen‘‘ wurden Arbeiten vorgestellt, die mittels Trenn-Dünnschliff-Technik nach Donath und Färbung mit Toluidinblau Patienten post mortem untersuchten, die sich zum Zeitpunkt ihres Ablebens in kieferorthopädischer Behandlung befanden [53], [55]. Als Beispiel sei hier der Ober- und Unterkiefer eines 9 Jahre und 3 Monate alten Patienten angeführt, der sich zum Zeitpunkt seines Exitus 6 Monate in kieferorthopädischer Behandlung befand. Die elektronenmikroskopische Untersuchung seiner histologischen Präparate brachte wichtige Erkentnisse. Als 39 Apparatur wurden nach Applikation von Bändern und Brackets für die anfängliche Nivellierung Twist-Flex-Bögen unterschiedlicher Stärke verwendet. In den Zug und Druckzonen fand man die für die Kieferorthopädie üblichen desmodontalen Reaktionen von appositionellen und resorptiven Umbauvorgängen. Nebeneffekte, wie desmodontale Nekrosen und Wurzelresorptionen, wurden als gering angegeben. Es wurde jedoch bei einem durchbrechenden oberen Eckzahn beschrieben, dass dieser aufgrund seiner Nahebeziehung zum ersten Prämolaren, diesen durch seinen resorptiv tätigen Follikel alterierte. Sowohl deutliche Arrosionen des interradikulären Knochens als auch Wurzelresorptionen wurden in dieser Region beschrieben. Man kam zu der Schlussfolgerung, dass solche kritischen topographischen Zonen in therapeutische Überlegungen mit einbezogen werden sollten [55]. Untersuchungen des Oberkiefers eines 24-jährigen Patienten, der sich zum Zeitpunkt seines Todes seit 18 Monaten in kieferorthopädischer Behandlung mit einer StraightWire-Apparatur und superelastischen Materialien befand, brachten mit der TrennDünnschliff-Technik nach Donath und rasterelektronenoptischen Untersuchung folgende Ergebnisse: An neun Seitenzähnen traten 170 laterale Wurzelresorptionen auf. Hierbei waren besonders die Bereiche betroffen, an denen die Druckzonen mit der bukkalen und anteralen Kortikalis interferierten. Initial erschien die Anzahl der gemessenen Wurzelresorptionen sehr hoch. Dieses wurde jedoch durch die geringe mittlere Länge (979 ± 766 µm) und mittlere Tiefe (208 ± 133 µm) ihrer Lakunen, sowie das hohe Resorptionspotential nicht als ausschlaggebend für eine Beeinträchtigung angesehen. Eine mikromorphologische Untersuchung konnte bei dieser Arbeit resorptionskritische Zonen bestätigen. Als solche wurden desmodontale Druckzonen, sowie ein Naheverhältnis der Wurzeloberfläche zur bukkalen Lamelle und zur Sinuskortikalis angegeben. 43,1% der Wurzelresorptionen fanden sich in Druckzonen, 24% standen im Zusammenhang mit einer engen Wurzelbeziehung zum Antrum und 14,3% gingen mit einer Kortikalisinterferenz mit bukkalen Wurzeln einher. Lediglich 9,4 % waren in Zugzonen zu finden und 9,2 % konnten nicht eindeutig zugeordnet werden [53]. 5.2.5 Distraktionsosteogenese in der craniofazialen Medizin Bereits im Jahre 1728 wurde von Pierre Fauchard ein Expansionsbogen für die Maxilla beschrieben. Eine Metallplatte die den Zähnen anlag, löste den Engstand auf. Dies beruhte allerdings hauptsächlich auf dentalen Ursachen und weniger auf 40 skelettalen. 1859 wurde von Wescott die Auswirkung von mechanischen Kräften auf den Oberkiefer beschrieben. Bei einem jugendlichen Patienten konnte dank einer Apparatur mit zwei Doppelklammern und einem Teleskopbalken ein Kreuzbiss überstellt werden. Diese Behandlung nahm jedoch leider viel Zeit in Anspruch. Angell nahm für ein ähnliches Vorgehen Schrauben mit gegenläufiger Drehrichtung. Diese wurden zwischen den palatinalen Kronenflächen der gegenüberliegenden Prämolaren eingeklemmt. Die zu behandelte Person wurde angehalten, mittels eines Schraubenschlüssels die Apparatur täglich zu betätigen und so sehr rasch Kräfte auf die Maxilla zu übertragen. Bei Kontrolluntersuchungen nach zwei Wochen konnte ein Diastema zwischen den beiden zentralen Schneidezähnen nachgewiesen werden. Dies galt als Beweis dafür, dass sich die beiden knöchernen Teile der Maxilla voneinander getrennt hatten. Angell gilt seit damals als Begründer der forcierten Gaumennahterweiterung. Goddard kam 1893 zu neuen Erkenntnissen in der Gaumennahtdehnung. In einem Zeitraum von drei Wochen, schraubte er zweimal am Tag weiter um eine höhere Kraftapplikation zu erreichen. Danach folgte eine Stabilisierungsphase, die dazu diente, die entstandene Lücke mit Knochen zu füllen [56]. Es dauerte über 60 Jahre bis Korkhaus auf die Studien von Angell aufmerksam wurde und sich Forschungen in Richtung der forcierten Gaumennahterweiterung etablierten [57]. 5.2.6 Einfluss von Pharmaka auf Knochen und Zahnbewegung. Ein weiterer Faktor, der in der Kieferorthopädie immer mehr an Bedeutung gewinnt, sind die Nebenwirkungen Wurzelzement und den von Zahn Pharmaka selbst [12]. auf Kieferknochen, Damit in Desmodont, Verbindung stehen Beobachtungen der letzten Jahre die deutlich zeigten, dass es zu einem Anstieg des durchschnittlichen Alters erwachsener Patienten in deutschen kieferorthopädischen Praxen kam. Lag dieses wenige Jahre vor Beginn einer Studie aus dem Jahre 2010 noch zwischen 18-25 Jahren, so war im Jahre 2010 ein Anstieg des Durchschnittsalter auf 35-50 Jahre zu beobachten [58]. Damit erklärt sich die steigende Bedeutung pharmakologischer Nebenwirkungen in der Kieferorthopädie. Tatsache ist aber auch, dass die Zahl jüngerer Patienten mit Multimedikation zunimmt. Als Ziel der vorliegenden Arbeit von Bekto et. al setzte man sich, pharmakologische Substanzen, Medikamente und körpereigene Stoffe, die sich positiv oder negativ auf kieferorthopädisch induzierte Kraftapplikationen und 41 damit auf Knochen und Zahnbewegungen auswirken können, tabellarisch zusammenzufassen und zu ordnen (Tab. 3) [12]. Tabelle 3: Pharmakologische Präparate und ihre Wirkung auf Knochen und Zahnbewegung [12]. Pharmakologische Präparate und Auswirkung auf Knochen und gängige Handelsnamen Zahnbewegung Wachstumshormonpräparate hemmen die Knochenresorption und die (Genotropin®, Norditropin®, Saizen®. Zahnbewegung Omnitrope®) Vitamin D₃ und Derivate (Vigantol®, hemmt bei entsprechender Dosierung Dedrogyl®, Doss®, Rocaltrol®) die Zahnbewegung Cacitonin Präparate (Karil®) unterdrücken die Knochenresorption hemmen die Zahnbewegung Östrogen Präparate (Estrifam®, stimulieren die Knochenbildung, die Knochenresorption, Progynova®, Evista®, Novaldex®, unterdrücken Fareston®, Eve®, Miranova®, hemmen die Zahnbewegung Gravistat®) Androgen Präparate (Androtop®, stimulieren die Knochenbildung, erhöhen Testogel®, Andriol®, Deca-Durabolin®) die Knochendichte, unterdrücken die Knochenresorption, hemmen die Knochen und Zahnbewegung Insulin Präparate (Orabet®, Euglucon®, stabilisieren den Starlix®, Glucophage®, Avandia®) verlangsamt die Zahnbewegung Glukagon Präparate (GlucaGen®) relative Verlangsamung Zahnbewegung bei der entsprechender Dosierung 42 Bisphosphonat Actonel®, Präparate Skelid®, (Diphos®, hemmen die Bonefos®, hemmen Forsamax®, Aredia®) Knochenmineralisation, die Knochenresorption, hemmen die Zahnbewegung NSAR Präparate (Aspirin®, Proxen®, hemmen die Knochenresorption und Voltarent®, Dolormin®, Mobilat®, Zahnbewegung Celebrex®, Araxia®) Kortikosteroid Präparate Urbason®, (Decortin®, fördern die Zahnbewegung und Duraprednisolon®, erschweren die Retention durch instabile Celestamine®, Ultralan®, Flutide®, Knochenverhältnisse Alvesco®) Schilddrüsenhormon Präparate erhöht das Bone-remodeling, erhöht die (Euthyrox®, Thevier®, Thybon®) Knochenresorption, erniedrigt die Knochendichte, fördert die Zahnbewegung Prostagladin Ganfort®, Präparate Travatan®, (Lumigan®, stimulieren die Osteoklasten, erhöhen Prostavasin®, die Knochenresorption, Nalador®, Prepidil®) Zahnbewegung Leukotrin Präparate erhöhen (Acolate®,Singulair®) Parathormon Mimpara®) Präparate die fördern die Knochenresorption und fördern die Zahnbewegung (Forsteo®, erhöht die Knochenresorption und fördern die Zahnbewegung Die Erhebung einer genauen, allgemeinmedizinischen Anamnese, ist auch in der Kieferorthopädie von größter Bedeutung. Dazu gehört eine exakte Auflistung der vom Patienten konsumierten Pharmaka. Auf diese Weise kann die Therapie genau und individuell jedem Patienten angepasst werden [12]. Die Bedeutung der oben genannten Tabellen, wird durch Studien aus dem Jahr 2013 hervorgehoben. Hier konnte mittels Tierversuchen an Ratten nachgewiesen werden, dass es bei Hemmung der Prostaglandinproduktion zu einer deutlichen Abnahme der 43 Geschwindigkeit kieferorthopädisch induzierter Zahnbewegungen kommt. Hierfür wurde bei den Tieren mittels subperiostaler Injektion selektiver COX-2-Hemmer die Prostaglandin Produktion gehemmt [59]. 5.2.7 Iatrogene Kräfte im Bereich der Implantologie Der dynamischen Belastung von Implantaten steht die statische Belastung gegenüber. Diese tritt auf bei Divergenzen in Suprakonstruktionen, welche durch Ungenauigkeit bei der Abformung, der Modellherstellung, oder als Fehler von Gießverfahren und Keramikbrennverfahren in der Zahntechnik in Erscheinung treten. Solche Divergenzen würde ein Zahn durch seine physiologische Mobilität in der Alveole ausgleichen. Da ein Implantat, soweit es ordnungsgemäß einheilt, aber osseointegriert ist, kann es diese Divergenzen nicht ausgleichen. Es kommt über die Suprakonstruktionen zu einer permanenten Spannung im System, die sich neben der Lockerung von Schrauben, mit denen die Suprakonstruktionen auf den Implantaten befestigt ist, auch direkt auf den Kieferknochen auswirken kann und in diesem Fall eine periimplantäre Knochenresorption verursachen würde [4]. Auch bei kieferorthopädischen Verankerungen, die Kräften ausgesetzt werden, entstehen statische Belastungen [60]. Hier gilt die Quantität und Qualität des Kieferknochens als wichtiger Faktor für die Effizienz einer Verankerung wie sie z.B. durch orthodontische Mini-implantate bereit gestellt wird [32]. Es kann sich aber auch bei guten Knochenverhältnissen eine laterale Belastung auf sofortbelastete Implantate negativ auswirken und zu einem erhöhten marginalen Knochenverlust führen [60]. Eine besondere Bedeutung für die Stabilität von Mini-Implantaten ist der Kortikalisdicke zuzuschreiben. Ist diese reduziert, erhöht sich die Beweglichkeit von orthodontischen Implantaten deutlich. Einen weiteren wichtigen Faktor für die Implantatbeweglichkeit stellt der E-Modul der Spongiosa dar. Es gilt generell, dass bei einer geringen Dicke der Kortikalis und einem niedrigen E-Modul die höchsten Spannungswerte in belasteten Kieferknochen zu erwarten sind [32]. 5.2.8 Druckatrophie im Bereich der Kieferknochen Unter Atrophie versteht man allgemein eine Reduktion der Größe eines vorher zu normaler Größe entwickelten Organes oder Gewebes. Wir unterscheiden eine einfache Atrophie, bei der es zu einer Abnahme der Zellgröße kommt, von einer 44 numerischen Atrophie, bei der es zu einer Abnahme der Zellzahl kommt. Des Weiteren unterscheiden wir zwischen einer physiologischen und pathologischen Ausprägungsform der Atrophie [61]. In den alveolären Bereichen des Kieferknochens lassen sich nach Zahnverlust morphologische Veränderungen beobachten. Neben den physiologisch- resorptiven Vorgängen nach Zahnverlust, kommt es bei Totalprothesenträgern zu einem weiteren Abbau des Kieferknochens. Dieser wird durch den Druck der Prothese auf ihre Basis, den Kieferkamm verursacht [8]. Bei der sogenannten Druckatrophie kommt es zu einer Minderdurchblutung des betroffenen Gewebes. Es wird nach lang anhaltender Druckeinwirkung auch eine vollständige Resorption von Knochengewebe beobachtet [61]. 5.3 Maximalbelastung von Kieferknochengewebe (Traumata) Kommt es zu ungewöhnlich großen Belastungen der Kieferknochen, so können diese durch direkte oder indirekte Krafteinwirkung frakturieren. Einen effizienten Widerstand gegen Frakturen findet man nur dort, wo physiologische Belastungen auftreten. Dies ist auf die Leichtbauweise des Knochengewebes zurückzuführen [6]. Bei einer durch Kraft induzierten Verformung des Knochens setzt dieser einen inneren Widerstand entgegen. Dieser lässt sich durch die Parameter Zug-, Druck-, Schub-, und Biegespannungen verifizieren [62]. 5.3.1 Unterkieferfrakturen Frakturen treten gehäuft an Stellen auf, wo eine grazile knöcherne Struktur vorzufinden ist. Mit absteigender Häufigkeit sind die Gelenkfortsätze, die Kieferwinkel, die Symphyse, sowie die Eckzahn-, Prämolaren- und Molarenregion betroffen (Abb. 12). Anatomische Schwachstellen wie retinierte Zähne oder Zähne mit langen Wurzeln, können hier zu einer zusätzlichen Schwächung des Unterkiefers beitragen [62]. Weiter Schwachstellen finden sich dort, wo nur geringe physiologische Belastungen auftreten [6]. 45 Abbildung 12: Häufigkeit von Unterkieferfrakturen nach ihrer Lokalisation [6] Abbildung 13: Röntgenbild eines Unterkiefers mit beidseitiger Fraktur im Bereich des Kieferwinkels [63]. 5.3.2 Mittelgesichtsfrakturen Bei Frakturen des Mittelgesichtes lassen sich typische Bruchlinien beobachten (Abb. 14). Die Einteilungen der Mittelgesichtsfrakturen erfolgen nach deren Lokalisation. Es werden zentrale und laterale Mittelgesichtsfrakturen sowie Kombinationsfrakturen, zentrolaterale Frakturen und Frakturen der Schädelbasis beschrieben [47]. 46 Isolierte Frakturen des dentoalveolären, nasomaxillären und naso-orbito-ethmoidalen Komplexes sowie die Frakturen nach Typ Le Fort I und II (Abb. 14), zählen zu den zentralen Mittelgesichtsfrakturen [64]. Bei den Frakturen des lateralen Mittelgesichtes zählt die einfache Jochbeinfraktur mit Dislokation zu den häufigsten. Kommt es zu einer größeren Krafteinwirkung, findet man Frakturen des zygomaticomaxillären Komplexes [47]. Unter zentrolateralen Frakturen versteht man einem typischen Bruchlinienverlauf nach Le Fort III (Abb.14). Es kommt hierbei zu einem kompletten Abriss des Mittelgesichtes von der Schädelbasis [65]. Abbildung 14: Typische Frakturlinien bei Mittelgesichtsfrakturen nach der Einteilung von Le Fort. [13] Bei komplexen frontobasalen Frakturen kommt es zu einer Absprengung des gesamten Mittelgesichtes mit der Frontobasis und einer kranial-horizontal verlaufenden Frakturlinie, die durch das Os frontale und das Orbitadach bis in das Os sphenoidale verläuft. Hierbei handelt es sich um schwerste Traumata mit großer Krafteinwirkung, wie sie z. B. bei Verkehrsunfällen ohne Verwendung des Sicherheitsgurtes vorkommen [47]. 47 5.4 Messmethoden und bildgebende Verfahren 5.4.1 Röntgenographie Das bildgebende röntgenologische Verfahren kommt nicht wie sonst in der Optik üblich durch Abbildung zustande, sondern durch unterschiedlich stark absorbierende Gewebe. Das Bild entsteht durch einen sogenannten Schattenwurf. Voraussetzung für die Bildgebung in der klassischen Röntgenographie sind Gewebe und Strukturen, mit unterschiedlichen Schwächungskoeffizienten [66]. 5.4.2 Computertomographie Die Computertomographie, auch kurz CT genannt, ist ein röntgenologisches Verfahren zur Herstellung von transversalen Schnittbildern des menschlichen Körpers. Das aus mehreren Projektionen ermittelte Bild zeigt im Vergleich zu konventionellen Röntgenbildern eine geringere Auflösung von Strukturen. Was jedoch ein CT-Bild auszeichnet, ist seine hohe Kontrast- und Tiefenauflösung. Dies ermöglicht eine sehr gute Weichteilunterscheidung [66]. Eine Messung der Knochenschichtdicke und der Knochendichte ist dank HU (Houndsfield-Units) und einer entsprechenden Zuordnung der differenzierbaren Grauwerte problemlos möglich [27]. 5.4.3 Ultraschall Als Ultraschall bezeichnet man mechanische Wellen in einem Frequenzbereich von ca. 20 bis 100 kHz. In der modernen Medizin gewinnt die US-Methode immer mehr an Bedeutung. Zum einem ist sie im Gegensatz zur Röntgenstrahlung völlig gefahrlos, zum anderen bietet sie in mancher Hinsicht vergleichbare oder bessere Ergebnisse [36]. Im Jahre 2008 wurde eine Studie veröffentlicht, die sich zum Ziel setzte, mechanische Eigenschaften und Defekte im Bereich des Kieferknochens anhand von Ultraschall zu detektieren. Als Motiv für diese Arbeit, wurde das Fehlen bildgebender Verfahren zur Vorhersage von mechanischen Eigenschaften und Mängeln im Bereich der Kieferknochen genannt. Eine Beurteilung der Knochendichte wurde dabei aber nicht erstrebt. Der Weg für die Entwicklung der nichtinvasiven USMethode zur Vorhersage mechanischer Eigenschaften und Defekte im Bereich der Kieferknochen wurde damit geebnet [67]. 48 5.4.4 Die Finite-Elemente-Methode Die FEM (Finite-Element-Methode) ist die Zerlegung einer Struktur in endlich große (finite) Elemente. Jedes Teilchen verhält sich dann wie ein ihm zugeordnetes Element (zum Beispiel Knochen oder Zahnhartsubstanz) [68]. Die Finite-ElementeMethode ist als numerisches Verfahren zur Lösung partieller Differentialgleichungen bekannt. Im modernen Ingenieurswesen, wie es beispielsweise in der Autoindustrie zum Einsatz kommt, wird die FEM für die Simulationen von Festkörpern eingesetzt. Mit ihrer Hilfe können mechanische Festigkeitsberechnungen von einzelnen Teilen, oder kompletten Fahrzeug- und Karosseriestrukturen durchgeführt werden [69]. In der Medizin ist die FEM bei biomechanischen Simulationen von großem Nutzen um eine bessere Materialbeschreibung zu erlangen [17]. Dabei besteht bei der Beschreibung medizinischer Modelle eine spezielle Herausforderung, da biologische Modelle meist komplexere Geometrien und ein komplexeres Materialverhalten aufweisen als die üblichen technischen Werkstoffe [70]. Ansätze für anisotrope Materialbeschreibungen wurden von Kober et. al beschrieben [17]. 5.4.5 Piezoelektrische Druckmessung Für die Messung von Kaukräften verwendet man unter anderem die Piezoelektrische Druckmessung [3]. Durch Zug- oder Druckbelastung kann die Polarisation eines piezoelektrischen Kristalls verändert werden. Das Prinzip hinter der piezoelektrischen Druckmessung beruht auf einem physikalischen Effekt, der nur bei wenigen elektrisch nicht leitenden Kristallen wie zum Beispiel bei Quarz vorkommt. Wird auf einen Quarzkristall eine Druck- oder Zugkraft in eine definierte Richtung ausgeübt, laden sich bestimmte entgegengesetzt orientierte Flächen des Kristalls positiv oder negativ auf. Durch die Verschiebung der elektrisch geladenen Gitterbausteine entsteht ein elektrisches Dipolmoment, das sich im Auftreten der (scheinbaren) Oberflächenladung zeigt. Die Ladungsmenge ist proportional zum Betrag der Kraft, und ihre Polarität hängt von der Kraftrichtung ab. [71]. 49 6 Diskussion In der vorliegenden Arbeit wurden wissenschaftliche Studien über das Verhalten des physiologischen Kieferknochengewebes unter Belastung durch mechanische Kräfte einander gegenübergestellt. Dargelegt wurde, welche Kräfte in welchen Bereichen auftreten und wie sie sich auf physiologisches Kieferknochengewebe auswirken. Dabei wurden sowohl physiologische als auch therapeutisch angewandte Kräfte berücksichtigt. Unter Belastung durch physiologische Kräfte reagiert Knochengewebe mit der Ausbildung von Trajektorien. Es handelt sich hierbei um radiologisch darstellbare Linien, die die größte Zug- und Druckbelastung des jeweiligen Knochens widerspiegeln. Nur so kann die größtmögliche Beanspruchung bei der kleinstmöglichen Materialmenge gewährleistet werden [7], [2], [43], [44]. Bei Belastung des Oberkiefers durch Druck und Zugkräfte über die Kaumuskulatur ist die Bildung der Trajektorien nicht alleine auf den Kieferknochen beschränkt, sondern es erfolgt über die Oberkieferfortsätze die Verteilung der Kräfte auch im Cranium. Bei größeren Verformungen ist selbst die Dura mater cranialis über ihre in der Schädelhöhle vernetzten Scheidewände noch mitbeteiligt [46], [22]. Als eine durch Trajektorien gebildete Rahmenkonstruktion wird der Unterkiefer beschrieben [20]. Auch wenn gewisse Grundprinzipien wie Kraftlinien immer zu beobachten sind, sind die Knochen jedes Menschen an ihre Funktionen angepasst und individuell ausgerichtet [43]. Als eine physiologische Reaktion auf Kaukräfte mit einer Einwirkungsdauer von unter einer Sekunde gilt der Umbau von spongiösem Knochen durch piezoelektrische Effekte im parodontalen Ligament. [45]. Kieferknochengewebe ist aufgrund seines spongiösen Anteiles inhomogen. Hinzu kommt, dass die Knochenbälkchen zwischen den Hohlräumen eine Vorzugsrichtung besitzen. Aus mechanischer Sicht der auf Kieferknochen einwirkenden Kräfte, gilt es zu bedenken, dass bei einem inhomogenen und anisotropen Material sowohl der Ort als auch die Orientierung beziehungsweise die Richtung der Belastung eine maßgebliche Rolle spielen [1]. Viele Simulationen gehen heute noch von einem homogenen und isotropen Materialgesetz aus. Die Abweichungen hierbei können jedoch beträchtlich sein [2]. 50 Die Verformung der Mandibula unter Bewegung ist als Teil der dynamischen Belastung in der Implantologie Brückenversorgung von Verformungsgrößen ist und bei besonderer jedoch der festsitzenden Bedeutung. aufgrund der Eine Kronen- und Vorhersage der Anatomie, der komplexen unterschiedliche Stärke der Kaumuskulatur und der Anisotropie des Knochens nur schwer möglich [5]. Erfahrungsgemäß sind die dynamischen Verformungen im Unterkiefer größer als im Oberkiefer [4]. Die größten Verformungen der Mandibula entstehen dabei während der Protrusion, gefolgt von der maximalen Mundöffnung [5], [4], [37]. Ein direkter Zusammenhang zwischen Atrophie und Größe der Deformation unter Bewegung ist gegeben. So kann die Reduktion der vertikalen Knochenhöhe von 15mm auf 7mm eine Verdreifachung der Spannungswerte von interforaminal gesetzten und verblockten Implantaten bewirken [39]. Eine andere Form der Belastung des Kieferknochens, die in der Implantologie auftreten kann, ist die iatrogen herbeigeführte statische Belastung. Diese entsteht durch Divergenzen in Suprakonstruktionen, welche durch Ungenauigkeiten bei Abformung, Modellherstellung, Gießverfahren oder bei dem Keramikbrennverfahren auftreten können. Es kommt hier zu einer permanenten Spannung, die sich neben einer Lockerung der Schrauben zwischen Suprastruktur und Implantat auch direkt auf den Kieferknochen auswirken und hier eine periimplantäre Knochenresorption verursachen kann [4]. Auch jene Kräfte, die auf kieferorthopädische Implantate einwirken, zählen zu den statischen Belastungen [60]. Laterale Belastungen bewirken hier marginalen Knochenverlust. Besondere Bedeutung kommt hier der Kortikalisdicke und dem Elastizitätsmodul der Spongiosa zu. Höchste Spannungskurven und Verzerrungen werden bei einer geringen Kortikalisdicke und einem niedrigen Elastizitätsmodul verzeichnet [32], [60]. Eine weitere Reaktion des Kieferknochengewebes auf iatrogen/therapeutisch erzeugte Kräfte ist die Druckatrophie bei Prothesenträgern. Neben den morphologischen Veränderungen durch physiologische und resorptive Vorgänge nach Zahnverlust, treten bei schleimhautgetragenen Prothesen weitere Knochenverluste durch Druck auf das darunter liegende Gewebe auf. Zur sogenannten Druckatrophie des Kieferknochens kommt es durch Minderdurchblutung des betroffenen Gewebes [61]. 51 In der Kieferorthopädie nützt man das Wissen über Knochen und Parodont und dessen Reaktion auf Kräfte, um damit Zahn und Kieferfehlstellungen zu korrigieren [48]. Bei orthopädischen Umstellungen werden weitaus größere Kräfte appliziert, als bei orthodontischen Zahnbewegungen [9]. Bei den vorgeschriebenen Kraftwerten bezüglich therapeutischer Zahnbewegung sind die Abweichungen in der Literatur relativ gering [45], [9], [15]. M. von Böhl et al. stellte fest, dass die Umbauvorgänge im Knochen nach dem Einsetzen der Zahnbewegung mit einer bestimmten Geschwindigkeit vonstatten gehen. Diese sind unabhängig von der Größe der ausgeübten Kräfte. Es gibt hier jedoch eine große individuelle Schwankungsbreite. Diese wird auf die individuellen Unterschiede im Knochenstoffwechsel, der Knochendichte, der Morphologie sowie auf genetische Dispositionen zurückgeführt [11]. In diesem Zusammenhang konnte dargestellt werden, dass bei der Erforschung von kieferorthopädisch induzierten Zahnbewegungen häufig Tierversuche angewandt werden. Ob diese Ergebnisse jedoch auf den Menschen übertragbar sind wird kontrovers diskutiert [53]. Neben unterschiedlichen Alveolarknochenstrukturen, spielen hierbei auch noch andere physiologische und morphologische Eigenschaften eine wichtige Rolle [11], [54]. In diesem Bereich sind daher post mortem Studien an Humanpräparaten, wie sie in den Jahren 2000 und 2004 an den Universitäten München und Achen erschienen sind von umso größerer Bedeutung. Es wurden Arbeiten vorgestellt, bei denen sich Patienten zum Zeitpunkt ihres Ablebens in kieferorthopädischer Behandlung befanden. Resorptionskritische Areale wurden erkannt, und es wurde empfohlen, diese Erkenntnisse künftig in kieferorthopädische Planungen einfließen zu lassen [53], [55]. Histologische Untersuchungen bei therapeutisch induzierter und physiologischer Zahnbewegung während des Zahndurchbruchs machen deutlich, dass Osteoklasten während des Durchbruchs eine initiierende Wirkung übernehmen, während sie bei therapeutischer Zahnbewegung nur reaktiv nach Belastung durch mechanische Kräfte auftreten [52]. Aufgrund der Tatsache, dass die Zahl der Patienten mit Multimedikationen in jungen Jahren im Steigen ist und, dass Patienten die sich in kieferorthopädischer Behandlung befinden immer älter werden, ist der Einfluss von Pharmaka auf Knochen und Zahnbewegung ein an Bedeutung zunehmendes Thema [12], [58]. Als Konsequenz wird auch hier empfohlen, Medikationen von Patienten, die Einfluss auf Knochen, Desmodont und Zahnbewegung haben in der kieferorthopädischen 52 Planung mit zu erfassen um gegebenenfalls. Kräfte und Therapie individuell anpassen zu können [12]. Ein weiteres Verfahren, bei dem therapeutisch induzierte Kräfte auf den Kieferknochen einwirken, ist die Distraktionsosteogenese. Bereits 1728 wurde ein Expansionsbogen für die Maxilla beschrieben. Bis heute ist die Distraktionsosteogenese ein wissenschaftlich aktuelles Thema [47]. Wirken unphysiologisch große Kräfte auf den Kieferknochen ein, so frakturiert dieser. Wirklichen Widerstand gegenüber Frakturen findet man nur dort, wo auch physiologische Belastungen auf den Knochen einwirken (Leichtbauweise des Knochens) [6]. Kommt es durch Krafteinwirkung zu einer Verformung des Knochens, so können Zug-, Druck-, beziehungsweise Biegespannungen entstehen. Im Unterkiefer treten die Frakturen mit absteigender Häufigkeit in den Gelenksfortsätzen, Kieferwinkeln, der Symphyse sowie den Eckzahn-, Prämolarenund Molarenregionen auf [62]. Da die Maxilla fix mit dem Schädel verbunden ist, findet man hier typische Frakturverläufe im Bereich des Mittelgesichtes. Eine Einteilung in zentrale und laterale Mittelgesichtsfrakturen sowie Kombinationsfrakturen, zentrolaterale Frakturen und Frakturen der Schädelbasis wird hier vorgenommen [47]. Als Messmethode in der täglich angewandten Zahnmedizin sind die bildgebenden Verfahren Röntgenographie und Computertomographie ausreichend. In der Implantologie ist die perfekte Planung einer Arbeit ein wichtiges Erfolgskriterium. Die Beurteilung der Knochenqualität spielt hier eine wesentliche Rolle da es einer gewissen Primärstabilität bedarf um die erfolgreiche Osseointegration zu gewährleisten [28]. Derzeit erfolgt die Beurteilung der Knochendichte meist über Anfertigung einer computertomographischen Aufnahme, beziehungsweise einer dentalen Volumentomographie. Grobe Einschätzungen sind mittels Ortopantomogramm möglich. Eine intraoperative Einschätzung durch die Erfassung des Bohrwiderstandes, ist rein subjektiv und vom Geschick des Behandlers abhängig [72], [73]. Bis dato gibt es aber keine einheitliche Definition der Knochenqualität was auch deren Bestimmung nicht vereinfacht [25], [26]. Bei der biomechanischen Simulation von menschlichem Knochengewebe sind noch viele Fragen offen. Computertomographische Datensätze geben Aufschluss über 53 Röntgenopazität und Dichte des organischen Materials. Eine genaue Darstellung der Geometrie ist dadurch ebenso möglich wie eine genaue und problemlose Differenzierung von Spongiosa und Kortikalis. Richtungsabhängige Informationen des anisotropen Materials gehen hier jedoch verloren [27]. Um eine mechanisch aussagekräftige Materialbeschreibung zu erlangen, nutzt man in der Medizin immer häufiger die Finite-Elemente-Methode. Die FEM ist eine aus dem Ingenieurwesen bekannte Technik zur Simulation von Festkörpern. In der Autoindustrie wird sie zur Berechnung der mechanischen Festigkeit einzelner Teile oder kompletter Fahrzeugstrukturen eingesetzt [17], [69]. Die Beschreibung medizinischer Modelle ist jedoch aufgrund wesentlich komplexerer Geometrien und eines ebensolchen Materialverhaltens eine spezielle Herausforderung [70]. 54 7 Die Konklusion Anpassungsfähigkeit von Kieferknochen respektive Knochengewebe im Allgemeinen auf die an ihm einwirkenden Kräfte ist einzigartig. Eine Einteilung in physiologische, therapeutische und iatrogen induzierte Kräfte zeigt deutliche Unterschiede in der Reaktionsweise auf. Nur durch physiologische Belastung wird Knochen widerstandsfähig gegenüber Frakturen, während iatrogen verursachte Kräfte meist Druckbelastungen darstellen, die zur Atrophie oder gar Resorption des Knochens führen können. Eine besondere Rolle bei der funktionellen Simulation von knöchernen Organen, nimmt die Finite-Elemente-Methode ein. So sollte bei jeglichen Studien, die sich mit der Kraftübertragung auf knöcherne Organe beschäftigen daran gedacht werden, dass Knochen ein inhomogenes und anisotropes Material darstellt, bei dem Ort und Richtung der Belastung eine wichtige Rolle spielen. Bei röntgenologischen oder computertomographischen Verfahren gehen diese richtungsabhängigen Informationen verloren. Tierversuche brachten besonders im Bereich der therapeutischen Zahnbewegung wichtige Erkenntnisse, sollten heute jedoch bis auf wenige begründete Ausnahmen obsolet sein. Vorhandene Forschungsergebnisse erlauben eine weitgehende Information aus der Literatur, wodurch unnötiges Leid von Lebewesen verhindert werden kann. Aufgrund der Vielzahl von Kräften, die physiologisch, iatrogen oder therapeutisch auf Kieferknochen einwirken können, erhebt diese Arbeit keinen Anspruch auf Vollständigkeit. 55 8 Literaturverzeichnis [1] Brinckmann P., Orthopädische Biomechanik, Thieme Verlag, 2000. [2] Kober C., Sader R., Zeilhofer H.F., Prohaska S., Anisotrope Materialmodellierung für den menschlichen Unterkiefer, Veröffentlicht in dem Tagungsband des Workshops "Die Methoden der Finite Elemente in der Biomedizin, Biomechanik und angrenzenden Gebieten", Nr. ZIB- Report 01-31, 2001. [3] Waltimo A., Könönen M., A novel bite force recorder and maximal isometric bite force values for healthy young adults, Scand J Dent, 1993. [4] Schwenzer N., Zahn-Mund-Kiefer-Heilkunde in 5 Bändern, 3. zahnärztliche Chirurgie, 3 Hrsg., Thieme Verlag, 2000. [5] Al-Sukhun J., Helenius M., Lindquist C., Kelleway J., Biomechanics of the Mandible Part I: Measurement of Mandibular Functional Deformation Using Custom-Fabricated Displacement Transducers, Journal of Oral and Maxillofacial Surgeons Volume 64, pp. 1015-1022, 2006 [6] Waiss W., Frakturen von Maxilla und Mandibula, HNO Online publiziert, pp. 1079-1087, 2011. [7] Benninghoff D., Drenckhahn A., Anatomie/Makroskopische Anatomie, Histologie, Zellbiologie, 17 Hrsg., Bd. 1, Urban Fischer Verlag, 2008. [8] Strub J.R,. Kern M., Türp J.C., Witkowski S., Heydecke G., Wolfart S., Curriculum der Prothetik, 4 Hrsg., Bd. III, Quintessenz Verlag, 2011. [9] Bock J., Grundwissen Kieferorthopädie, 2 Hrsg., Spitta Fachinformationen, 2011. [10] Kahl-Nieke B., Einführung in die Kieferorthopädie, 3 Hrsg., Deutscher Zahnärzte Verlag, 2009. 56 [11] M. von Böhl., J. Maltha, Veränderungen im Desmodont nach experimenteller Bewegung von Zähnen mit starken und schwachen kontinuirlichen Kräften bei Hunden der Rasse Beagel, 74 Hrsg., Angel Orthodontist, pp. 16-25, 2004 [12] Bekto E., Weiland F., Muchitsch A.P., Pichlmayer M., Medikamentöse Nebenwirkungen und Kieferorthopädie., Information Orthodontie/Kieferorthopädie, pp. 43-50, 2009. [13] Schünke M., Schulte E., PROMETHEUS Kopf, Hals und Neuroanatomie, Lern Atlas, 3 Hrsg., Thieme Verlag, 2012. [14] Platzer W., Taschenatlas der Anatomie, Bd. 1 Bewegungsapparat, Stuttgart: Thieme Verlag, 1999. [15] Schopf P., Curriculum Kieferorthopädie, 4 Hrsg., Quintessenz Verlag, 2008. [16] Junqueira L.C.U., Carneiro J., Histologie, 5 Hrsg., Springer Verlag, 1999. [17] Schubert M., Baumert U., Kritische Analyse von Weg und Zeit bei der Eckzahneinordnung in den Zahnbogen, Journal of Orofacial Orthopedics, 2009. [18] Enlow D., Wachstum und Entwicklung der Gesichtsstrukturen, In: Schmuth GPF, Vardimon AD., Nr. 3, pp. 19-42, 1994. [19] Sergl H.G., Kiefergelenk und Unterkieferwachstum, Journal of Orofacial Orthopedics Volume 36, Issue 1, pp. 23-36, 1973 [20] Fanghänel J., Waldeyer Anatomie des Menschen, 17 Hrsg., Gruyter, 2002. [21] Rosenbauer K.A., Engelhardt J.P., Koch H., Klinische Anatomie der Kopf und Halsregion für Zahnmediziner, Thieme Verlag, 1998. [22] Lippert H., Deller T., Delventhal S., Herbold D., Rothkötter H.J., Steiniger B. et al., Lehrbuch Anatomie, 6 Hrsg., Urban & Fischer, 2003. [23] Gühring W., Barth J., Anatomie: Grundwissen für Zahntechniker, München: Neuer Merkur, 1992. 57 [24] Hellwig E., Klimek J., Attin T., Einführung in die Zahnerhaltung, 5 Hrsg., Deutscher Zahnärzte Verlag, p. 435, 2009 [25] Pitschmann P., Knochenqualität-wissenschaftliche Aspekte versus praktische Relevanz, Journal für Mineralstoffwechsel 11 (3), pp. 24-26, 2004 [26] Hernandez C.J., A biomechanical perpective on bone quality, The American Journal of Clinical Nutrition, 39, pp. 1173-1181, 2006 [27] Markwardt J., Meißner A., Weber A., Laniado M., Reitmeier B., Computertomografische auswertung von humanen Unterkiefern hinsichtlich der Schichtstärke und Knochendichte der Kortikalis, RöFo-Fortschritte auf dem Gebiet der Röntgenstrahlen, pp. 40-47, 2013. [28] Jakse N., Skriptum Implantatchierurgie, Graz: Department für für zahnärztliche Chirurgie und Röntgenologie an der Universitätsklinik für Zahn-, Mund-und Kieferheilkunde, 2012. [29] Reiser M., Kuhn FP., Debus J., Radiologie, 3 Hrsg., Stuttgart: Thieme Verlag, 2011. [30] Ludwig B., Glasl B.,, „www.zwp-online.info,“ [Online]. Available: http://www.zwponline.info/de/fachgebiete/kieferorthopaedie/miniimplantate/komplikationen-undrisiken. [Zugriff am 20 Februar 2014]. [31] Vollmer R., Valentin R., „www.zwp-online.info,“ [Online]. Available: http://www.zwp-online.info/de/fachgebiete/implantologie/gtr-undgbr/hohlzylinderosteotome-der-zahnaerztlichen-implantologie. [Zugriff am 15 Mai 2014]. [32] Stahl E., Numerical Analyses of Biomechanical Behavior of Various Orthodontic Anchorage Implants, Journal of Orofacial Orthopedics, pp. 115-127, 2009. [33] Droschl H., Kieferorthopädie-festsitzende Technik, Graz: Medizinische Universität Graz. 58 [34] Bartl R., Osteoporose, Thieme Verlag, 2011. [35] Töndury G., Tillmann B., Anatomie des Menschen, Bd. 1, Thieme Verlag., 2002 [36] Seibt W., Physik für Mediziner, 5 Hrsg., Stuttgart: Thieme Verlag, 2003. [37] Piehslinger E., Zauza K., Knaus A., Gsellmann B.,, Grundlagen der zahnärztlichen Prothetik, 2 Hrsg., Wien: Universimed, 2006. [38] Richter EJ., Prothetik Unterkieferdeformation und im Unterkiefer-In-vivo-Messungen Konsequenz für zur implantatverankerte Suprastrukturen., 2 Hrsg., Schweiz Monatsschrzahnmed, Volume 109, pp. 117126, 1999 [39] Meijer HJ.,, Acomparsion of three finite elemente models of an edentulouse mandible provided with implants, Journal of Oral Rehabilitation, Volume 20, Issue 2, pp. 147-157, 1993 [40] Informationsblatt, Die Myofunktionelle Störung, Graz: Landeskrankenhaus Universitätsklinikum Diplomierte Graz in LogopädInnen Zusammenarbeit Steiermark und mit dem dem Landesverband Bundesverband „logopädieaustria“. [41] Köber K., Zahnärztliche Prothetik, 3 Hrsg., Thieme Verlag, 1985. [42] Maurer P., Pistner H., Computergestützte Kaukraftanalyse bei Patienten mit Unterkieferkontinuitätsresektionen, Mund, Kiefer und Gesichtschirurgie, Nr. 10, 2006. [43] Zitiert nach:Pap G., Lexikon der Orthopädie und Unfallchirurgie, Engelhardt, Hrsg. [44] Roche Lexikon Medizin, 5 Hrsg., Urban & Fischer Verlag, 2003. [45] Harzer W., Checklisten der Zahnmedizin, Kieferorthopädie, Thieme Verlag, 2011. [46] Parsche E., Funktionlehre II das Kausystem, Universitätsklinik für Zahn-, Mund 59 und Kieferheilkunde, Graz, 2009. [47] Horch H.H., Neff A., Mund-Kiefer-Gesichtschirurgie, 4 Hrsg., H. Horch, Hrsg., München: Urban & Fischer Verlag, 2007. [48] Lampert U., „www.smile-ravensburg.de,“ [Online]. [Zugriff am 21 November 2013]. [49] Rygh P., In Memoriam Kaare Reitan, 1903-2000, American Journal of Orthodontics and Dentofacial Orthopedics, p. 196, 2001 [50] Williams J.K., Festsitzende Kieferorthopädische Apparaturen, Thieme Verlag, 2000. [51] Tripuwabhrut P., Mustafa M., Effect of compressive force on human osteoblastlike cells and bone remodelling: An in vitro study, Archives of Oral Biology, Nr. 58, pp. 826-836, 2013. [52] Mullender M., Effect of mechanical control set point of bone cells in mechanical control of trabecular bone architecture, Bone 22 (2), pp. 125-131, 1998. [53] Fritz U., Rudzki-Janson I., Light Microscopic and SEM Findings after Orthodontic Treatment-Analysis of a Human Specimen, Journal of Orofacial Orthopedics, pp. 39-53, 2005 [54] Duterloo H.S. Knochenstruktur und Zahnbewegung, Journal; Fortschritte der Kieferorthopädie Volume 41, Issue 3, pp. 177-189, 1980 [55] Rudzki-Janson I., Pachoset E., Orthodontic Tooth Movement in the Mixed Dentition, Journal of Orofacial Orthopedics, pp. 177-189, 2001 [56] Cope J.B., Samchukov M.L., Mandibular distraction osteogenesis: A historic perspective and future directions, American Journal of Orthodontics and Dentofacial Orthopedics, pp. 448-460, 1999. [57] Klier B., Zenk W., Stellt die Gaumennahterweiterung mittels Palatinaldistraktor eine Alternative zur chirurgisch unterstützten Erweiterung mit einer Hyrax- 60 Apparatur dar?, Kieferorthopädie 19, pp. 9-16, 2005. [58] Mindermann G., Presseinformation des Bundesverband der Deutschen Kieferorthopäden von 16. August 2010. [59] Sodagar A., Etezadi T., The Effect of Celecoxib on Orthodontic Tooth Movement and Root Resorption in Rat, Journal of Dentistry of Tehran University of Medical Sciences, pp. 303-311, 2013. [60] Ferrari DS., Wirkung einer kontinuierlichen lateralen Belastung auf sofortbelastete Implantate: eine histologische und radiologische Studie bei Hunden,“ Clin oral Implants Res., 20 01, 2014. [61] Roessner A., Pfeifer U. Pathologie für Zahnmediziner, 1 Hrsg., München: Urban & Fischer Verlag, 2004. [62] Austermann K.H., Spezielle Chirurgie, Lehrbuch zur Aus-und Weiterbildung,Frakturen des Gesichtsschädels, 3., Thieme Verlag Stuttgart New York, pp. 275-366, 2002 [63] Jend H.H., „http://www.mevis-research.de/~hhj/index.html,“ [Online]. Available: http://www.mevis-research.de/~hhj/Mittelgesichtsfrakturen/MGF.html. [Zugriff am 6 Juni 2014]. [64] Schroll K., Watzke G., Zahnärztliche Chirurgie, Ausgewählte Kapitel aus Mund-, Kiefer- und Gesichtschirurgie., Wien-München-Bern: Wilhelm Maudrich, 1998. [65] Hardt N., Kuttenberger J., Craniofacial Trauma, Diagnosis and Management, Berlin, Heidelberg: Springer Verlag, 2010. [66] Fercher A.F., Physik für Mediziner, Pharmazeuten und Biologen, 2 Hrsg., Wien: Springer Verlag, 1999. [67] A. Mahmoud, Noninvasive Assessment of Human Jawbone Using Ultrasonic Guided Waves, West Virginia University, Morgantown, 2008. [68] Bourauel C., Grundlagen kieferorthopädischer Biomechanik - Die Lage der Widerstandszentren ein- und mehrwurzeliger Zähne, Skriptum der Poliklinik für 61 Kieferorthopädie der Universität Bonn. [69] Simon U., Grundsätzliche Bemerkungen zur Verwendung von Finite-ElementeModellen in der Medizin, Expertverlag, 2010. [70] Jüngel A., Das kleine Finite-Elemente-Skript, Mainz, 2001. [71] Gaßmann E., Gries A., Elektronische Druckmesstechnik. Grundlagen, Anwendungen und Geräteauswahl, Verlag Moderne Industrie, 2009. [72] Gahada Alsaadi., A biomechanical assessment of the relation between the oralimplant stability at insertion and subjective bone quality assessment, 4, Hrsg., Journal of Clinical Periodontology, pp. 359-366, 2007 [73] Lagravere., Density conversion factor determined using a cone-beam computed tomography unit New Tom QR-DVT 9000, Dentomaxillofacial Radiology 35, pp. 407-409, 2006 62
