Experimentelle In-vitro-Untersuchung zur Belastbarkeit
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Aus dem Zentrum für Zahn-, Mund- und Kieferheilkunde der Medizinischen Hochschule Hannover Abteilung Zahnärztliche Prothetik Experimentelle In-vitro-Untersuchung zur Belastbarkeit viergliedriger Seitenzahnbrücken aus Zirkoniumdioxid Dissertation zur Erlangung des Doktorgrades der Zahnheilkunde in der Medizinischen Hochschule Hannover vorgelegt von Philipp Kohorst aus Osnabrück Hannover 2007 Angenommen vom Senat der Medizinischen Hochschule Hannover am 21.03.2007 Gedruckt mit Genehmigung der Medizinischen Hochschule Hannover Präsident: Prof. Dr. med. Dieter Bitter-Suermann Betreuerin dieser Arbeit: Prof. Dr. med. dent. Meike Stiesch-Scholz Referent: Prof. Dr. med. dent. Hüsamettin Günay Korreferent: PD Dr. med. Dr. med. dent. Martin Rücker Tag der mündlichen Prüfung: 21.03.2007 Promotionsausschussmitglieder: Prof. Dr. med. dent. Rainer Schwestka-Polly Prof. Dr. med. Robert Sümpelmann Prof. Dr. rer. nat. Theresia Kraft I Inhaltsverzeichnis Inhaltsverzeichnis 1 Einleitung...............................................................................................................1 2 Literaturübersicht .................................................................................................3 2.1 Festsitzende, zahngetragene Brücken im Seitenzahnbereich .............................. 3 2.1.1 Einführung ............................................................................................................... 3 2.1.2 Nomenklatur ............................................................................................................ 3 2.2 Keramische Werkstoffe ............................................................................................. 6 2.2.1 Definition.................................................................................................................. 6 2.2.2 Historischer Überblick.............................................................................................. 6 2.2.3 Einteilung der Dentalkeramiken .............................................................................. 8 2.2.3.1 Feldspatkeramiken.......................................................................................... 8 2.2.3.2 Glaskeramiken .............................................................................................. 10 2.2.3.3 Glasinfiltrierte Keramiken.............................................................................. 11 2.2.3.4 Polykristalline Keramiken.............................................................................. 12 2.2.3.5 Zirkoniumdioxid............................................................................................. 13 2.3 CAD/CAM-Verfahren ................................................................................................ 19 2.3.1 Definition................................................................................................................ 19 2.3.2 Dentale Systeme ................................................................................................... 19 2.3.3 Cercon®-Technologie ............................................................................................ 21 2.4 Werkstoffkundliche Parameter von Keramiken.................................................... 23 2.4.1 Biegefestigkeit ....................................................................................................... 23 2.4.2 Weibull-Analyse..................................................................................................... 24 2.4.3 Risszähigkeit ......................................................................................................... 25 2.4.4 Bruchfestigkeit ....................................................................................................... 26 2.5 Einflussfaktoren auf die Festigkeit vollkeramischer Restaurationen ................ 27 2.5.1 Mechanische Wechselbelastung........................................................................... 27 2.5.2 Korrosion ............................................................................................................... 28 2.5.3 Thermische Wechselbelastung ............................................................................. 28 2.5.4 Mechanische Vorschädigung ................................................................................ 29 2.5.5 Lagerungsart ......................................................................................................... 29 2.6 Untersuchungen zur Belastbarkeit von vollkeramischen Seitenzahnbrücken . 29 3 Problemstellung ..................................................................................................32 4 Material und Methode .........................................................................................34 4.1 Übersicht .................................................................................................................. 34 4.2 Modellherstellung .................................................................................................... 34 4.2.1 Präparation der Ausgangssituation ....................................................................... 34 4.2.2 Herstellung des Urmodells .................................................................................... 35 Inhaltsverzeichnis 4.3 Brückenherstellung ................................................................................................. 36 4.3.1 Herstellung des Brückengerüstes (Muttergerüst).................................................. 36 4.3.1.1 Superhartgipsmodell ..................................................................................... 36 4.3.1.2 Modellation des Brückengerüstes................................................................. 37 4.3.1.3 Fräsen und Sintern des Brückengerüstes .................................................... 38 4.3.1.4 Aufpassen des Brückengerüstes auf das Urmodell...................................... 39 4.3.2 Herstellung der standardisierten Brückengerüste ................................................. 40 4.3.2.1 6 Aufpassen der standardisierten Brückengerüste auf das Urmodell ............. 40 4.3.3 Vorschädigung der Brückengerüste ...................................................................... 40 4.3.4 Verblendung .......................................................................................................... 42 4.4 5 II Befestigung der Brücken auf Testmodellen ......................................................... 44 4.4.1 Herstellung der Stümpfe........................................................................................ 44 4.4.2 Zementierung der Brücken .................................................................................... 46 4.4.3 Herstellung der Modellsockel ................................................................................ 46 4.5 Alterungssimulation ................................................................................................ 48 4.6 Bruchversuche......................................................................................................... 50 4.7 Fraktographische Analyse im Rasterelektronenmikroskop (REM) .................... 51 4.8 Statistische Auswertung......................................................................................... 52 Ergebnisse...........................................................................................................53 5.1 Komplikationen nach Alterungssimulation .......................................................... 53 5.2 Bruchlast .................................................................................................................. 53 5.2.1 Einfluss der mechanischen Vorschädigung .......................................................... 54 5.2.2 Einfluss der künstlichen Alterung .......................................................................... 55 5.3 Weibull-Analyse ....................................................................................................... 57 5.4 Bruchmodus............................................................................................................. 58 5.5 REM-Untersuchung ................................................................................................. 59 Diskussion ...........................................................................................................62 6.1 Diskussion der Methodik ........................................................................................ 62 6.1.1 In-vitro-Untersuchung ............................................................................................ 62 6.1.2 Herstellung der Brücken ........................................................................................ 62 6.1.3 Modellherstellung .................................................................................................. 65 6.1.4 Simulation der Zahnbeweglichkeit......................................................................... 66 6.1.5 Alterungssimulation ............................................................................................... 68 6.1.5.1 Wasserlagerung............................................................................................ 68 6.1.5.2 Thermische Wechselbelastung..................................................................... 69 6.1.5.3 Mechanische Wechselbelastung .................................................................. 71 6.1.6 6.2 6.2.1 Untersuchung der Bruchlast .................................................................................. 72 Diskussion der Ergebnisse..................................................................................... 74 Komplikationen nach Alterungssimulation............................................................. 74 Inhaltsverzeichnis III 6.2.2 Bruchlast................................................................................................................ 75 6.2.3 Weibullmodul ......................................................................................................... 80 6.2.4 Bruchmodus .......................................................................................................... 81 7 Zusammenfassung .............................................................................................83 8 Literaturverzeichnis ............................................................................................85 9 Curriculum vitae................................................................................................100 10 Erklärung ...........................................................................................................101 11 Danksagungen ..................................................................................................103 1 Einleitung 1 Einleitung Das Streben nach ästhetischen Restaurationsmöglichkeiten mit festsitzendem Zahnersatz führte in der Zahnmedizin schon früh zur Verwendung von keramischen Werkstoffen. Neben den hervorragenden ästhetischen Eigenschaften zeichnen sich keramische Materialien durch eine hohe Biokompatibilität aus, ein Gesichtspunkt, der bei der Inkorporation von Zahnersatz in den menschlichen Organismus im Mittelpunkt des therapeutischen Interesses steht. Doch trotz dieser positiven Attribute führte die Herstellung von vollkeramischem, festsitzendem Zahnersatz lange Zeit nicht zu zufrieden stellenden Ergebnissen. Die geringe Festigkeit der verwendeten Keramiken und der ungenügende Randschluss hatten eine hohe Verlustrate der Restaurationen zur Folge. So war bis zur Mitte der achtziger Jahre des letzten Jahrhunderts die Metallkeramik das Mittel der Wahl, zahnfarbenen und dauerhaften, festsitzenden Zahnersatz herzustellen. Bei diesen metallkeramischen Systemen wird ein Gerüst aus Metall mit keramischen Massen verblendet. Die guten mechanischen Eigenschaften dieser Systeme sind weithin anerkannt, doch zeigen sie im Vergleich zu vollkeramischen Restaurationen erhebliche ästhetische Defizite. Auch die Biokompatibilität ist trotz der Verwendung von hochedlen Legierungen nicht unumstritten. Erst die Anwendung ingenieurwissenschaftlicher Erkenntnisse aus dem Bereich der technischen Keramik führte dazu, dass vollkeramische Systeme entwickelt werden konnten, deren mechanische Eigenschaften den sicheren Einsatz von Kronen- und kleinspannigen Brückenrestaurationen ermöglichen. Oxidkeramiken wie Aluminiumoxid und Zirkoniumdioxid, die aufgrund ihres mechanischen Verhaltens als Hochleistungskeramiken bezeichnet werden, lassen sogar die Anfertigung von großspannigen Brücken im Seitenzahnbereich möglich erscheinen. Insbesondere Zirkoniumdioxid ist aufgrund seiner hohen Festigkeitswerte für diesen Indikationsbereich geeignet. Zirkoniumdioxid wird dabei als Gerüstwerkstoff eingesetzt und mit Systemen, die auf der CAD/CAM- bzw. CAM-Technologie beruhen, verarbeitet. Im Milieu der Mundhöhle ist jede zahnmedizinische Restauration verschiedenen Einflüssen ausgesetzt, die zur Degradation des Werkstoffs führen. Neben der ständigen Anwesenheit des wässrigen Mediums Speichel führen Temperaturunterschiede bei der Nahrungsaufnahme und zyklische Kaubelastungen zu einer Minderung der mechanischen Festigkeit. Es ist bei der Beurteilung der Werkstoffeigenschaften einer zahnmedizinischen Restauration von herausragender Bedeutung, auch unter In-vitro- Einleitung 2 Bedingungen diese Einflussfaktoren zu berücksichtigen. Nur so ist es möglich, annähernd realistische Aussagen über die Materialeigenschaften eines Werkstoffes treffen zu können und eine Prognose für einen Indikationsbereich abzugeben. Auch iatrogene Manipulationen am Werkstück, wie z.B. unsachgemäße Handhabung durch den Zahntechniker, können zur Festigkeitsminderung beitragen. Ziel dieser In-vitro-Untersuchung war es, die Bruchfestigkeit von viergliedrigen vollkeramischen Seitenzahnbrücken aus Zirkoniumdioxid zu evaluieren. Des Weiteren wurde der Einfluss unterschiedlicher thermischer und mechanischer Wechselbelastungsparameter sowie der Einfluss einer mechanischen Vorschädigung auf die Bruchfestigkeit analysiert. Literaturübersicht 2 Literaturübersicht 2.1 Festsitzende, zahngetragene Brücken im Seitenzahnbereich 2.1.1 Einführung 3 Der Verlust oder die Nichtanlage einzelner Zähne führen in der Regel zu einer Störung des biostatischen Gleichgewichtes im orofazialen System. Gerade im Seitenzahnbereich werden als Folge des Zahnverlustes Zahnwanderungen, Elongationen der Antagonisten, eine erhöhte Inzidenz von Karies und Parodontopathien, Okklusionsstörungen sowie Abrasionen beobachtet. Des Weiteren sind die Alveolarfortsätze durch das Fehlen von Gewebe von einem primären und durch die fehlende physiologische Belastung der Parodontien sowie durch die Einlagerung muskulärer Strukturen von einem sekundären Knochenabbau betroffen [1-4]. Bedingt durch fehlende oder gewanderte Zähne kommt es oftmals zu einer horizontalen und vertikalen Verlagerung des Unterkiefers. Dieses hat eine dysfunktionelle und parafunktionelle Muskelaktivität zur Folge, einhergehend mit einer veränderten Position und Struktur der Kiefergelenke [5]. Mit abnehmender Zahl der Seitenzähne sinkt sowohl die objektiv messbare Fähigkeit zu kauen (Kaueffektivität) als auch die subjektiv empfundene Fähigkeit zu kauen (Kauvermögen). Hinzu kommen ästhetische Beeinträchtigungen, die insbesondere bei Fehlen der Prämolaren vom Patienten als störend empfunden werden [6, 7]. Eine prothetische Therapie durch festsitzende Brücken verfolgt das Ziel, die durch den Zahnverlust gestörten Funktionen wiederherzustellen und die bestehende Situation auf Dauer zu erhalten, um erneute Funktionsstörungen zu verhindern. Alternativen zur Versorgung durch festsitzende Brücken stellen die Verwendung zahnärztlicher Implantate, ein kieferorthopädischer Lückenschluss oder herausnehmbarer Zahnersatz dar. Die Brückenversorgung ist dabei einem herausnehmbaren Zahnersatz aufgrund der besseren Langzeitprognose vorzuziehen [8]. 2.1.2 Nomenklatur Die festsitzende Brücke wird auch als festsitzende Teilprothese bezeichnet. Sie ist fest auf den natürlichen Zähnen verankert und kann weder vom Patienten noch vom Zahnarzt ohne weiteres entfernt werden [9]. Bei festsitzenden Brücken lassen sich die vier 4 Literaturübersicht Elementarteile Brückenfundament, Brückenpfeiler, Brückenkörper und Brückenanker unterscheiden (Abb. 1). Abb. 1: Bezeichnung der Brückenbestandteile Das Brückenfundament nimmt die gesamten auf die Brücke einwirkenden Kräfte auf. Es wird eingeteilt in das lokale Fundament mit dem Zahnhalteapparat und das allgemeine Fundament mit den gesamten knöchernen Kieferstrukturen [10]. Als Brückenpfeiler werden die Zähne bezeichnet, auf denen die Restauration verankert ist. Sie leiten sämtliche auftretenden Kräfte über das Parodontium auf das Fundament weiter. Nach der Anordnung der Brückenpfeiler können die Brücken wie folgt eingeteilt werden: Endpfeilerbrücken: Freiendbrücken: - einspannig (Abb. 2a) - spannlos (Abb. 2c) - mehrspannig (Abb. 2b) - einspannig (Abb. 2d) - mehrspannig Der Brückenbestandteil, der die Position der zu ersetzenden Zähne einnimmt, wird als Brückenkörper bezeichnet. Die einzelne ersetzte Krone im Brückenkörper nennt man Brückenglied. 5 Literaturübersicht █ Brückenanker █ Brückenglied a b c d Abb. 2: Brückenformen Endpfeilerbrücken: a) einspannig b) mehrspannig Freiendbrücken: c) spannlos d) einspannig Bei der Gestaltung der Brückenzwischenglieder gibt es unterschiedliche Variationen. Die so genannten Schwebebrücken haben keinen Schleimhaukontakt und werden in Abhängigkeit von ihrem Abstand zur Schleimhaut in Raumbrücken (Abstand > 1 mm) und Spaltbrücken (Abstand < 1 mm) unterteilt. Bei drucklosem, punktförmigem Kontakt zur Schleimhaut spricht man von Tangentialbrücken und bei breitbasigem, ebenfalls drucklosem Kontakt von Sattelbrücken [1]. Der Brückenanker ist das Verbindungselement zwischen dem natürlichen Pfeilerzahn und dem Brückenkörper. Er leitet die auf den Brückenkörper einwirkenden Kräfte auf die natürlichen Zähne weiter und schützt gleichzeitig die präparierte Zahnhartsubstanz vor mechanischen, chemischen, bakteriellen und thermischen Einflüssen. Die Verbindungseinheiten zwischen den beschriebenen Brückenbestandteilen sind die so genannten interdentalen Verbinder oder auch Konnektoren. Als Brückengerüst bezeichnet man die stabilisierende Grundeinheit der Brücke. Es kann aus Metallen, keramischen Werkstoffen oder Kunststoffen gefertigt werden. Eine zahnfarbene Individualisierung der Gerüste ist mit mechanisch weniger stabilen Kunststoffen und keramischen Massen möglich [11]. Literaturübersicht 2.2 Keramische Werkstoffe 2.2.1 Definition 6 Ursprünglich war der Begriff Keramik (griechisch keramos: gebrannter Stoff) eng gefasst und bezog sich auf Produkte, die aus Ton durch Formen und anschließendes Brennen hergestellt wurden. Allgemeiner formuliert umfasst die Werkstoffgruppe der Keramiken verschiedene anorganische, nichtmetallische Werkstoffe, die in Wasser schwer löslich und wenigstens zu dreißig Prozent kristalliner Struktur sind [12, 13]. In der Regel werden diese Werkstoffe bei Raumtemperatur aus einer Rohmasse geformt und erhalten ihre typischen Werkstoffeigenschaften durch einen Sintervorgang bei Temperaturen, die zumeist über 800 °C liegen [14]. Bei manchen Keramiken erfolgt die Formgebung erst bei erheblich höheren Temperaturen oder über den Schmelzfluss mit anschließender Kristallisation [12, 15]. In keramischen Materialien liegen die Atome räumlich geordnet (kristallin) oder regellos (amorph) im Festkörper vor. Bei den kristallinen Anteilen zeigen die Atome eine regelmäßige Anordnung mit vorherrschenden starken Bindungsarten, z. B. kovalenten Bindungen und Ionenbindungen. Ist der atomare Aufbau dagegen unregelmäßig, spricht man von einer nichtkristallinen, das heißt amorphen Struktur. Oftmals können dieselben Atomkombinationen beide Strukturformen ausbilden, abhängig vom Herstellungsprozess und der Zeit, die zur Gruppierung der Atome zur Verfügung steht [15]. 2.2.2 Historischer Überblick Die Uranfänge der Keramik gehen vermutlich bis auf einige tausend Jahre v. Chr. zurück. Bei den ersten keramikähnlichen Massen handelte es sich um gewöhnlichen Töpferton, ein quellfähiges Aluminiumsilikat, das aus Plättchen mit weniger als 10 µm Durchmesser besteht [12, 16]. Diese Plättchen verbinden sich beim Brennen durch eine glasige Zwischenschicht, und es entsteht eine poröse Keramik, die durch eine Oberflächenbehandlung abgedichtet werden muss. So wurden schon 4.000 Jahre v. Chr. Methoden entwickelt, um die Oberfläche des Tons mit glasartigen Überzügen zu versiegeln [12]. Die heutigen dentalkeramischen Massen entwickelten sich aus dem Porzellan und aus Glasurmaterialien, die im Rahmen der Weiterentwicklung der keramischen Technologien entstanden. Das Porzellan wurde etwa 700 Jahre n. Chr. erstmals in China hergestellt und gelangte vermutlich durch die Portugiesen im 15. Jahrhundert nach Europa. In Literaturübersicht 7 Europa gelang Böttcher erstmals 1709, nach Vorarbeiten von Tschirnhaus, das Brennen von echtem Porzellan [12, 16-18]. Die erste dokumentierte Anwendung von Porzellan in der Zahnmedizin geht auf den französischen Apotheker Duchâteau zurück, der sich 1774 für den Eigenbedarf eine Prothese ganz aus Porzellan anfertigen ließ [19]. Diese Erfahrungen griff der Zahnarzt Chemant auf und stellte 1803 den ersten Stiftzahn mit Porzellankrone her [16]. 1808 entwickelte der Italiener Fonzi einzelne keramische Prothesenzähne mit eingebrannten Platinstiften (sog. Crampons) [16, 19, 20]. Bald darauf kam auch die industrielle Fertigung von Mineralzähnen in Gang. Angeregt durch seinen Onkel Stockton (1825) gründete White 1844 die erste Zahnfabrik in Philadelphia (USA), ein Unternehmen, das bis heute Bestand hat [19]. Das erste Verfahren zur Herstellung vollkeramischer Kronen wurde 1896 von Land vorgestellt [16, 21]. Dabei wurde Feldspatkeramik auf eine dem Zahnstumpf aufgepasste Platinfolie gebrannt. Die Feldspatkeramiken unterscheiden sich vom konventionellen Porzellan durch einen erhöhten Feldspatanteil zur Verbesserung der Viskosität und weiteren Zusätzen zur Beeinflussung der Farbgebung, der Schmelztemperatur und des thermischen Ausdehnungskoeffizienten [13]. In den dreißiger Jahren des letzten Jahrhunderts setzten sich diese von Brill und Lewin weiterentwickelten Keramikmantelkronen für Restaurationen im Frontzahnbereich immer stärker durch. Die Einführung verbesserter keramischer Massen, Präparationsinstrumente, Abformmaterialien und Weiterentwicklungen in der Verfahrenstechnologie, wie das 1949 von Gatzka eingeführte Vakuum-Brennverfahren, trugen ebenfalls zur weiteren Verbreitung bei. Durch die niedrigen Bruch- und Scherfestigkeiten der verwendeten Keramiken blieb das Indikationsspektrum jedoch weiterhin auf den Frontzahnbereich beschränkt. Erst durch die Entwicklung von metallkeramischen Restaurationen, 1962 patentiert durch Weinstein, Katz und Weinstein, wurde es möglich, auch mehrgliedrige Brücken für den Seitenzahnbereich herzustellen, die über eine zufriedenstellende Ästhetik verfügten. Die verwendeten Keramiken werden in ihren thermischen Expansionskoeffizienten den Gerüstmetallen angepasst und stellen über Oxide einen chemischen Haftverbund zum Metall her [15, 22]. Die erreichbare Passgenauigkeit dieser Systeme entspricht der von Vollgussrestaurationen, jedoch sind Biokompatibilität [23] und Ästhetik [24] gegenüber vollkeramischen Versorgungen eingeschränkt, da Oxidationsprodukte zu einer verminderten Gewebeverträglichkeit führen und die ästhetische Wirkung durch mangelnde Transluzenz deutlich herabgesetzt wird. Eine Erhöhung der Festigkeit und damit der klinischen Zuverlässigkeit von vollkeramischen Restaura- Literaturübersicht 8 tionen wurde 1965 durch Arbeiten von McLean realisiert. Das Hinzufügen von Aluminiumoxid zu den bekannten keramischen Massen bewirkte eine Keramikverstärkung [25]. Auch Leuzitkristalle, Glimmer, Hydroxylapatit, Doppeloxidkristalle und keramische Kurzfasern (Whisker) wurden als Verstärkung für die Keramik verwendet und sind zum Teil noch in der Anwendung [16, 26, 27]. 1975 entwickelten Garvie et al. das teilstabilisierte Zirkoniumdioxid, das sie aufgrund seiner mechanischen Eigenschaften als „ceramic steel“ bezeichneten und das als Gerüstmaterial derzeit im Mittelpunkt der dentalkeramischen Entwicklungen steht [28]. Neben den Zusammensetzungs- und Strukturveränderungen der Dentalkeramiken wurden parallel zur bewährten Sintertechnologie weitere Verarbeitungsverfahren wie das Guss-, Press- und Fräsverfahren eingeführt [16]. Die maschinelle Bearbeitung von industriell hergestellten Keramikblöcken aus Zirkoniumdioxid und Aluminiumoxid mit Hilfe von CAD/CAM-Systemen oder dem Kopierschleifverfahren macht es heute möglich, vollkeramische Restaurationen zu fertigen, die auch den mechanischen Anforderungen im Seitenzahnbereich genügen. Eine Erweiterung des Indikationsspektrums für vollkeramische Restaurationen auch auf mehrgliedrige Seitenzahnbrücken scheint somit möglich. 2.2.3 Einteilung der Dentalkeramiken Die in der Zahnmedizin verwendeten Keramiken werden nach ihrer chemischen Zusammensetzung differenziert. Dabei kann man zwei übergeordnete Gruppen unterscheiden, zum einen die mehrphasigen Silikatkeramiken, die einen hohen Glasanteil aufweisen, und zum anderen die einphasigen Oxidkeramiken, deren Glasanteil nur sehr gering ist. Die Silikatkeramiken werden weiter in Feldspat- und Glaskeramiken unterteilt, die Oxidkeramiken in glasinfiltrierte und polykristalline Keramiken [29, 30]. 2.2.3.1 Feldspatkeramiken Die Feldspatkeramiken bestehen in ihren Hauptanteilen zu 60 - 80 % aus Feldspat, zu 15 - 25 % aus Quarz und zu 0 - 5 % aus Kaolin [13, 16, 31]. Der Unterschied zum Porzellan liegt im verminderten Kaolin- und hohen Feldspatanteil. Feldspat stellt ein Mischkristallsystem dar und besteht zumeist aus Kalifeldspat (Orthoklas), Natronfeldspat (Albit) und Kalkfeldspat (Anorthit) [16, 31, 32]. Feldspate sind stark verbreitete Minerale, die nur selten in einer typenreinen Form vorkommen. Entscheidend für das Verhalten der Keramiken während des Brennvorganges ist der Gehalt an Kalifeldspat, Literaturübersicht 9 der in der schmelzflüssigen Phase Leuzitkristalle bildet, die den dentalkeramischen Schmelzen innerhalb des Schmelzintervalls ihre hohe Viskosität und Standfestigkeit verleihen. Zudem bestimmt der Anteil an Leuzitkristallen die mechanische Festigkeit und den Wärmeausdehnungskoeffizienten der Dentalkeramiken [13, 16]. Der Quarz, chemisch SiO2, ist weltweit eines der am weitesten verbreiteten Minerale und liegt in kristalliner Form vor. Man unterscheidet insgesamt sieben verschiedene Modifikationen der Kristallstruktur: Quarz (α und β), Tridymit (α, β und γ) und Cristobalit (α und β). In den keramischen Massen wird er als Magerungsmittel verwendet und trägt durch sein thermovolumetrisches Verhalten zu einer Verringerung der Sinterschwindung bei [32, 33]. Beim Kaolin, das in dentalkeramischen Massen nur geringfügig vorhanden ist, handelt es sich um ein Aluminiumsilikat, in dem Wasser in Form von Hydroxylgruppen gebunden ist. Es entsteht als Verwitterungsprodukt aus Feldspat und verleiht Porzellanmassen Plastizität und Formbarkeit [33]. Neben diesen Hauptbestandteilen gibt es eine große Anzahl weiterer Zusätze, die die Eigenschaften der dentalkeramischen Massen modifizieren [32]. Durch Flussmittelzusätze wie Kaliumkarbonat, Natriumkarbonat, Kaliumphosphat, Borax, Bleioxid, Kaliumoxid oder Magnesiumoxid können die Schmelz- und Erweichungstemperaturen erniedrigt werden. Die Anwendung der Flussmittel ist allerdings zum Teil aufgrund ihrer Toxizität eingeschränkt [25]. Weitere Zusätze sind brennfeste Metalloxide und -salze als Farbzusätze sowie Fluoreszenzbildner, wie Caesium, Samarium und Uran, die zur differenzierten Beeinflussung der optischen Eigenschaften dienen [13]. Eine Erhöhung der Bruchfestigkeiten wird durch Zugabe von gefügeverstärkenden Kristalliten zu den dentalkeramischen Massen erreicht. Hierzu werden hochschmelzende feste Oxide des Siliziums, des Aluminiums, des Magnesiums und des Zirkoniums genutzt, ebenso wie Leuzit, Glimmer und Hydroxylapatit [25, 34]. Die Verarbeitung der Feldspatkeramiken erfolgt zumeist in Form der so genannten Sintertechnologie. Dabei wird das Keramikpulver mit Flüssigkeit angemischt und auf einen feuerfesten Stumpf oder eine Platinfolie aufgetragen. Als Sintern bezeichnet man den anschließenden Vorgang des Zusammenbackens der Pulverpartikel an den Grenzflächen beim Brennen unterhalb der Schmelztemperatur. Die Verkleinerung der Zwischenräume bedingt einen Volumenschwund von 20 % bis 35 %, der bei der Verarbeitung einkalkuliert werden muss [13, 35]. Der Brennvorgang findet in Vakuumöfen statt, wodurch Literaturübersicht 10 Porositäten fast vollständig verhindert werden, was sowohl die Festigkeit als auch die Transluzenz der Werkstücke steigert [16]. 2.2.3.2 Glaskeramiken Glaskeramiken weisen ähnlich den Feldspatkeramiken im Ausgangszustand eine amorphe Glasstruktur auf. Je nach Verarbeitungstechnologie sorgen unterschiedliche Mechanismen für eine Festigkeitssteigerung der Keramiken durch Einlagerung feinkörniger Kristalle im Rahmen eines sekundären Kristallisationsprozesses [36]. Die Kristalle sorgen dafür, dass entstehende Risse, die sich durch die Glasanteile bewegen, gestoppt oder umgeleitet werden und so ihr Fortschreiten verlangsamt wird. Um eine möglichst große Steigerung der Festigkeit zu erreichen, sollten die eingelagerten Kristalle klein, jedoch in großer Menge und Dichte vorhanden sein. Des Weiteren sind eine homogene Verteilung und ein fester Verbund der Kristalle mit der Glasphase entscheidend für die Festigkeitssteigerung. Die gleichmäßige Verteilung der Kristalle erreicht man durch die Zugabe geeigneter, kristallisationskeimbildener Zusätze oder Katalysatoren [31]. Die Verarbeitung der Glaskeramiken erfolgt entweder durch Gieß- oder Pressverfahren. Die gegossenen Glaskeramiken werden ähnlich dem dentalen Metallguss im „LostWax“-Verfahren verarbeitet. Nach dem Einbetten der Wachsmodellation erfolgt der Guss der Glasrohlinge in speziellen Gusszentrifugen bei Schmelztemperaturen zwischen 1.350 °C und 1.400 °C. Die Restaurationen, die nach dem Guss eine amorphe Glasstruktur besitzen, werden anschließend zur Kristallisation bzw. zum Keramisieren in eine spezielle Einbettmasse eingebettet und sechs Stunden bei 1.075 °C getempert. Während dieses Vorganges kommt es zur feinkörnigen Kristallisation. Die so eingelagerten Kristalle verstärken im Sinne einer Rissablenkung den Werkstoff, zudem verringern sie die Transparenz der Glaskeramik. Die Farbgebung der Keramik erfolgt später durch Verblendung mit Feldspatkeramiken oder durch mehrmaliges Auftragen und Brennen von Malfarben [16, 37, 38]. Die bekanntesten Vertreter der gießbaren Glaskeramiken sind Dicor® [32] und die Hydroxylapatitkeramik Cerapearl® [16]. Der Indikationsbereich dieser Keramiken beschränkt sich auf adhäsiv befestigte Einzelkronen im Frontzahnbereich [39-41], sie haben heute jedoch klinisch kaum noch Bedeutung [42]. Pressbare Glaskeramiken wurden in der Zahnmedizin erstmals in Form des von Wohlwend [43] entwickelten Empress®-Systems angewandt. Analog zu den gießbaren Glas- Literaturübersicht 11 keramiken werden die Restaurationen im „Lost-Wax“-Verfahren hergestellt. Die Wachsmodellationen werden in einer Muffel mit spezieller Einbettmasse eingebettet und diese auf ca. 800 °C vorgewärmt. Die vorgefertigten Keramikrohlinge werden dann bei ca. 1.150 °C in einen plastisch verformbaren Zustand gebracht und mit einem Druck von 5 bar in die feuer- und druckfesten Hohlformen gepresst. Die Restaurationen können entweder schon anatoform gepresst und mit Malfarben individualisiert oder nach Gerüstherstellung mit Feldspatkeramiken verblendet werden [16, 31]. Bei den erhältlichen Presssystemen handelt es sich zumeist um leuzitverstärkte Glaskeramiken (z.B. IPS Empress®, Optec OPC®, Cerapress®, VitaPress®). Die Leuzitkristalle weisen einen mittleren Durchmesser von 3 µm bis 5 µm auf und liegen in hoher Konzentration (40 - 50 %) homogen verteilt in einem Feldspatglas vor. Durch den größeren Wärmeausdehnungskoeffizienten schwinden die Leuzitkristalle beim Abkühlen stärker als das Glas und versetzten damit die Glasmatrix unter eine innere Druckspannung, wodurch eine Festigkeitssteigerung erreicht wird [44]. Eine weiterentwickelte Presskeramik stellt das IPS-Empress®-2-System dar. Die kristalline Phase besteht hier zur Hauptsache aus länglichen Lithiumdisilicat- und Lithiumorthophosphat-Kristallen. Dies ermöglicht eine höhere mechanische Belastbarkeit [45, 46]. Indikationsgebiete konventioneller Presskeramiken sind Inlays, Teilkronen, Veneers und Einzelkronen [47-49]. Bei der Empress®-2-Keramik erweitert sich das Indikationsgebiet auf Front- und Seitenzahnbrücken mit einem Zwischenglied, wobei der endständige Pfeiler maximal ein zweiter Prämolar sein sollte [17, 27, 50-52]. 2.2.3.3 Glasinfiltrierte Keramiken Das grundlegende Prinzip der glasinfiltrierten Keramiken besteht darin, dass ein zunächst noch poröses, vorgesintertes Aluminiumoxid-Gerüst in einem speziellen Brand, dem so genannten Glasinfiltrationsbrand, mit einem mehrkomponentigen Spezialglas durchsetzt wird. Zunächst wird in der Schlickertechnik ein feinkörniges Aluminiumoxidpulver nach dem Anmischen mit einer Spezialflüssigkeit per Pinsel auf einen Gipsstumpf aufgebracht. Durch den nachträglichen Entzug der Flüssigkeit entsteht ein formstabiles Gerüst, das für zwei Stunden einem Sinterbrand bei 1.120 °C unterzogen wird. Das entstehende poröse Aluminiumoxidgerüst unterliegt dabei nahezu keiner Volumenschrumpfung und kann im Anschluss mit einer dünnflüssigen Suspension aus lanthanhaltigem Glaspulver und Wasser versehen werden. Daraufhin wird das Werkstück bei 12 Literaturübersicht 1.100 °C über vier Stunden gebrannt. Auftretende Kapillarkräfte sorgen dafür, dass das Gerüst vollständig von der Glasschmelze infiltriert wird [53-57]. Es resultiert ein hochfestes, opakes Gerüst, das anschließend mit feldspatkeramischen Verblendmassen charakterisiert werden muss. Die glasinfiltrierten Aluminiumoxidkeramiken sind bekannt unter dem Handelsnamen In-Ceram®. Man unterscheidet drei verschiedene Modifikationen des Systems [30]. Die ursprüngliche Form, In-Ceram®-Alumina, mit dem fast ausschließlichen Bestandteil Aluminiumoxid, hat sich für die Herstellung konventionell zementierter Front- und Seitenzahnkronen bewährt [57, 58]. Es wurde auch eine Verwendung für kurzspannige Brücken diskutiert [59, 60], doch wiesen klinisch insbesondere Seitenzahnbrücken aus In-Ceram®-Alumina eine erhöhte Frakturrate auf [61]. In-Ceram®-Zirconia stellt mit einem Zirkoniumdioxidanteil von 33 % eine weitere Modifikation des In-Ceram®-Systems dar. Die im enthaltenen Zirkoniumdioxidanteil begründete deutliche Festigkeitssteigerung und Erhöhung der Risszähigkeit lassen den Einsatz für kleinere dreigliedrige Brücken gerechtfertigt erscheinen [62-65]. Die Gerüste aus In-Ceram®-Zirconia sind jedoch deutlich opaker und finden daher nur im Seitenzahnbereich Anwendung [66]. Durch Beimischung von Magnesiumoxid (In-Ceram®-Spinell) erhöht sich die Lichtdurchlässigkeit der im Vergleich zur Glaskeramik opaken Oxidkeramik, wobei jedoch die geringere Festigkeit den Indikationsbereich auf das Frontzahngebiet beschränkt [26, 67]. 2.2.3.4 Polykristalline Keramiken Die polykristallinen Oxidkeramiken weisen im Gegensatz zu den Silikatkeramiken, aber auch gegenüber den glasinfiltrierten Oxidkeramiken einen nur sehr geringen Anteil einer Glasphase auf [68]. Dies bedingt die im Vergleich mit den anderen keramischen Werkstoffen verbesserten mechanischen Eigenschaften, wie erhöhte Biegebruchfestigkeit und Bruchzähigkeit [69-71]. Die dichte Sinterung dieser Massen führt jedoch zu einer vergleichsweise hohen Opazität, so dass beim oxidkeramischen Zahnersatz kaum eine Farbanpassung durch Nutzung des so genannten Chamäleoneffektes möglich ist. Vielmehr müssen Oxidkeramiken zur individuellen Charakterisierung mit keramischen Verblendmassen beschichtet werden [72]. Aluminiumoxid und Zirkoniumdioxid sind die derzeit einzigen polykristallinen Keramiken, die sich für den Einsatz als hochbelast- Literaturübersicht 13 bare Gerüstmaterialien in der Zahnmedizin anbieten. Nur sie zeigen in dieser Werkstoffklasse die nötigen farblich-ästhetischen und werkstoffkundlich-biologischen Eigenschaften. Durch ihre gelblich-weiße Farbe sind sie für den Einsatz in der Mundhöhle geeignet [73] und wiesen in zahlreichen Untersuchungen neben den guten mechanischen Eigenschaften eine hohe Biokompatibilität auf [74-78]. Insbesondere im Bereich der Hüftgelenksprothetik kommen die polykristallinen Oxidkeramiken schon seit Jahren aufgrund ihrer biologischen Verträglichkeit zum Einsatz [79, 80]. In der Zahnmedizin können Aluminiumoxidkeramiken in Form von industriell hergestellten Rohlingen im Kopierschleifverfahren (z.B. Celay®) oder mit CAD/CAMSystemen (z.B. Precident-DCS®, Cerec®) bearbeitet werden. Aufgrund der hohen Sprödigkeit des Aluminiumoxides ist das Beschleifen der Rohlinge jedoch erschwert [36, 81]. Eine weitere Technologie zur Verwendung von Aluminiumoxid als Gerüstkeramik ist das Procera-AllCeram®-Verfahren. Hierbei werden computergestützt Käppchen aus vorgepresstem Aluminiumoxid gefräst, anschließend auf Maß gesintert und mit einer konventionellen Feldspatkeramik verblendet [51]. 2.2.3.5 Zirkoniumdioxid Im Jahre 1789 isolierte der deutsche Chemiker Klaproth das Zirkoniumdioxid (ZrO2). Zirkonium (Zr) ist ein relativ weiches, biegsames, silbrig glänzendes Metall aus der vierten Nebengruppe der Elemente, der so genannten Titangruppe [82], und steht an 17. Stelle der häufigsten Elemente der Erde. Zirkoniumdioxid kann auf verschiedenen Wegen gewonnen werden. Zum einen werden Schwermineralsande verwendet, in denen sich das Inselsilikat Zirkon (ZrSiO4) aufgrund der hohen chemischen und mechanischen Resistenz angereichert hat. Zum anderen liegt monoklines ZrO2 in dem Erz Baddeleyit als freies Oxid mit geringen Verunreinigungen durch Siliziumoxid und Eisenoxid vor. Zirkon wird als Nebenprodukt bei der Gewinnung der Titanerze Ilmenit und Rutil gefördert, Baddeleyit ist ein Nebenprodukt bei der Kupfer- und Uranförderung [83]. Im Zirkon und auch im Baddeleyit treten als begleitende Elemente Hafnium (Hf) und verschiedene Lathanoide und Actinoide auf. Die Vergesellschaftung mit dem radioaktiven Hafniumoxid (HfO2) sowie Verunreinigungen mit Thorium und Uran verursachen in Abhängigkeit von der Rohstoffquelle und der Art der Aufbereitung eine geringe Rest- 14 Literaturübersicht strahlung [84, 85]. Nach den ISO-Normen 6872 und 13356 darf diese Strahlung einen Grenzwert von 0,2 Bq/g Uran- bzw. Thoriumaktivität nicht überschreiten [86, 87]. Das in technischen und medizinischen Bereichen eingesetzte Zirkoniumdioxid wird in der Regel in einem aufwendigen Prozess aus Zirkonsand gewonnen. Während dieses Vorganges können dem ZrO2 stabilisierende Oxide zugesetzt werden. Schließlich liegt es als weißes, hochschmelzendes, kristallines Pulver vor, das einen vergleichsweise hohen Brechungsindex von 2,15 aufweist. Der Schmelzpunkt von Zirkoniumdioxid liegt bei 2.680 °C, der Siedepunkt bei 5.500 °C [83]. Die besonderen und zugleich problematischen Materialeigenschaften von Zirkoniumdioxid sind in seiner Polymorphie begründet. Kristallographisch betrachtet tritt Zirkoniumdioxid in monokliner, tetragonaler und kubischer Modifikation auf (Abb. 3). Beim Abkühlvorgang einer reinen ZrO2-Schmelze kristallisiert ab 2.680 °C zuerst die kubische Phase (k) aus, die eine Dichte von 6,3 g/cm3 aufweist. Diese wandelt sich bei 2.370 °C in die tetragonale Phase (t) mit einer Dichte von 6,1 g/cm3 um. Bei einer Temperatur von 950 °C findet schließlich die schlagartige Umwandlung in die monokline Phase (m) mit einer Dichte von 5,6 g/cm3 statt [88], in der das Zirkoniumdioxid dann bei Raumtemperatur vorliegt. Diese letzte martensitische Umwandlung (t→m) geht mit einer Volumenzunahme von ca. 3 % einher, die bei vollständiger Abkühlung bis auf Raumtemperatur auf 4,9 % anwächst. [89]. In der Aufheizphase wechselt die monokline Phase bei 1.173 °C in die tetragonale Phase. Dieser Vorgang ist mit einer entsprechenden Volumenabnahme von ca. 3 % verbunden. kubisch tetragonal monoklin Abb. 3: Die drei Kristallphasen des Zirkoniumdioxides (nach Hannink et al. [90]) Die sprunghafte Volumenzunahme in der Abkühlphase macht die Herstellung von Sinterkeramiken aus reinem Zirkoniumdioxid unmöglich. Die Volumenvergrößerung führt 15 Literaturübersicht stets zu hohen Spannungen und unerwünschten Rissbildungen im Keramikgefüge. Die martensitische t→m-Umwandlung wird in der Abkühlphase in jedem Fall durchlaufen, da die Sinterendtemperatur in einem Bereich von 1.500 °C bis 1.600 °C liegt [91]. Die t→m-Umwandlung kann vermieden werden, wenn die Martensit- Umwandlungstemperatur von 950 °C unter die Raumtemperatur gedrückt wird. Dieses wird durch die Reduktion der mittleren Korngröße der tetragonalen Phase mittels Zugabe von Stabilisierungsoxiden erreicht, die in das Kristallgitter des Zirkoniumdioxides eingebaut werden. Die wichtigsten Oxide, die zur Stabilisierung von Zirkoniumdioxid eingesetzt werden, sind MgO, CaO, Y2O3 und CeO2 [92-97]. Durch die vollständige Stabilisierung der tetragonalen Phase erhält man die so genannten TZP (tetragonal zirconia polycrystals)-Keramiken. Sie zeigen den charakteristischen Mechanismus der Umwandlungsverstärkung (t→m) unter Einwirkung äußerer Belastungen bei Raumtemperatur. Dieses Konzept der Phasentransformationsverstärkung wurde erstmals von Garvie et al. für eine Zirkoniumdioxidverbindung vorgeschlagen [28]. Besonders die Dotierung mit Yttriumoxid (Y2O3) hat sich als günstig erwiesen, da die so stabilisierten Zirkoniumdioxidkeramiken eine hohe mechanische Belastbarkeit aufweisen [73]. In der Zahnmedizin findet praktisch ausschließlich mit Y2O3 stabilisiertes ZrO2 Anwendung, eine Ausnahme bildet die Infiltrationskeramik In-Ceram®-Zirconia, der CeO2 als stabilisierendes Oxid zugesetzt ist [65]. Nach Art und Gehalt der Stabilisierungsoxide lassen sich die Zirkoniumdioxidkeramiken weiter unterteilen. Beim vollstabilisierten Zirkoniumdioxid (FSZ: fully stabilized zirconia) wird die Konzentration an Fremdoxiden so hoch gewählt, dass die kubische Hochtemperaturphase bis auf Raumtemperatur stabilisiert wird. Beim Zusatz von Y2O3 ist dies bei einer Konzentration von 8 Mol % der Fall. Das kubische Gefüge zeigt jedoch nicht die Eigenschaft der Umwandlungsverstärkung und findet im zahnmedizinischen Bereich keine Anwendung. Gegenüber dem vollstabilisierten Zirkoniumdioxid weist teilstabilisiertes Zirkoniumdioxid (PSZ: partially stabilized zirconia) einen gewissen Volumenanteil an umwandlungsfähiger, tetragonaler Phase auf, die in einer Matrix aus kubischem ZrO2 eingebettet ist. Typischerweise werden als stabilisierende Oxide MgO und CaO in einer Konzentration von 8 - 10 Mol % eingesetzt [90]. Die Festigkeits- und Zähigkeitswerte liegen unter denen der TZP-Keramik [88, 98]. In Form des Materials DC-Leolux® findet teilstabilisiertes Zirkoniumdioxid Anwendung in der Zahnmedizin. Literaturübersicht 16 Wie bereits erwähnt, wird im Bereich der Dentalkeramiken nahezu ausschließlich durch Yttriumoxid stabilisiertes tetragonales polykristallines Zirkoniumdioxid (Y-TZP) eingesetzt. Zahlreiche Untersuchungen konnten zeigen, dass die mechanischen Eigenschaften von Zirkoniumdioxidkeramiken linear mit dem Gehalt an tetragonaler Phase gesteigert werden können. Die Konzentration der tetragonalen Phase ist dabei abhängig vom Yttriumoxid-Gehalt. Als besonders geeignet hat sich ein Zusatz von 3 Mol % Yttriumoxid (5,1 Gewichts-%) erwiesen, bei dieser Konzentration liegen die Zirkoniumdioxidkeramiken vollständig in Form der tetragonalen Modifikation vor [99, 100]. Neben der Anwesenheit stabilisierender Oxide sind die Korngröße und deren Verteilung von entscheidender Bedeutung für die Stabilisierung der tetragonalen Phase. Die Körner sollten möglichst homogen verteilt sein und eine Größe von 0,3 - 0,5 µm nicht überschreiten, ansonsten kann sich die metastabile tetragonale Phase spontan und ohne äußere Einwirkung in die monokline Phase umwandeln, was mit einer erheblichen Verschlechterung der mechanischen Eigenschaften einhergeht [101, 102]. Des Weiteren werden, um die hydrothermale Alterung zu vermindern, den Y-TZP-Keramiken 0,5 Gewichts-% Aluminiumoxid zugesetzt. Der Alterungsprozess kann so um das ca. 10fache verlangsamt werden [103, 104]. Insbesondere die beschriebenen Y-TZP-Keramiken weisen eine sehr hohe mechanische Belastbarkeit auf und sind weniger anfällig für die Entstehung von festigkeitsmindernden Rissen und deren Wachstum. Diese Eigenschaften beruhen auf dem Konzept der Phasentransformationsverstärkung, auch als Umwandlungsverstärkung oder martensitische Transformation bezeichnet. Grundvoraussetzung für diese Umwandlungsverstärkung ist das Vorliegen der metastabilen, tetragonalen Phase im Zirkoniumdioxidgefüge. Als Optimum ist dabei ein Gehalt an tetragonaler Phase von 100 % anzusehen, dieses wird von den Y-TZP-Keramiken im Dentalbereich erreicht. Die Phasentransformationsverstärkung lässt sich grundsätzlich auf zwei unterschiedliche Mechanismen zurückführen [105]. Zum einen kann eine lokale, spontane t→m-Umwandlung von Zirkoniumdioxid die Bildung feiner Mikrorisse hervorrufen, die durch das größere Volumen der monoklinen Kristallform bedingt ist. Ein sich ausbreitender Riss läuft sich entweder in diesen Mikrorissen tot oder wird an den Zirkoniumdioxidteilchen abgelenkt. Zum anderen kann die t→m-Umwandlung auch durch die hohen Zugspannungen induziert werden, die an der Spitze eines sich ausdehnenden Risses immer vorhanden sind. Die vorliegenden Zugspannungen vermindern den Matrixdruck auf die umgebenden Zirkoni- Literaturübersicht 17 umdioxidteilchen und es kommt zur t→m-Umwandlung. Das größere Volumen der entstehenden monoklinen Kristallform führt wiederum zu einer lokalen Druckspannung im Bereich der Rissspitze. Das weitere Risswachstum wird so durch das Zusammendrängen der Rissflanken erschwert [90, 106]. Zusätzlich können durch die Abwesenheit des hydrostatischen Drucks spontane Umwandlungen von Zirkoniumdioxidpartikeln an oder nahe der freien Oberfläche auftreten. Dadurch kann sich die Festigkeit der oberflächlichen Schichten gegenüber der des inneren Gefüges stark erhöhen und somit eine komprimierte Oberflächenschicht ausbilden [105]. Die Keramik ist damit weniger empfindlich gegenüber kleinen Oberflächendefekten, besitzt also eine gewisse Schadenstoleranz [98, 107, 108]. Dieser Effekt kann jedoch nur dann wirken, wenn die kritische Rissgröße der Defekte die Abmessungen der unter Druck stehenden Transformationszone nicht überschreitet. Bedingt durch ihre physikalischen Eigenschaften sind die Oxidkeramiken, insbesondere Y-TZP, mit herkömmlichen dentaltechnischen Verarbeitungsmethoden nur schwierig zu verarbeiten. Hohe Schmelz- und Zersetzungstemperaturen lassen die Anwendung von Sinter-, Guss-, und Presstechnologien im Dentallabor nicht zu. Für die Bearbeitung von Y-TZP kommen daher CAD/CAM-Verfahren zum Einsatz, die eine Bearbeitung von industriell hergestellten Zirkoniumdioxidrohlingen ermöglichen. Die Formgebung des Zahnersatzes kann sowohl vor als auch nach dem endgültigen Sinterprozess dieser Rohlinge erfolgen. Abhängig vom Produktionsablauf stehen sich dabei als unterschiedliche Fertigungsverfahren die Grün- und Weißbearbeitung auf der einen Seite und die Hartoder Endbearbeitung auf der anderen Seite gegenüber [109]. Grünkörper, auch als Grünlinge bezeichnet, werden in einem Verdichtungsprozess (CIP: kaltisostatisches Pressen) ohne weitere Wärmebehandlung in Form gebracht. Das Zirkoniumdioxidpulver wird dazu mit einem organischen Binder, z. B. Polyvinylalkohol, Polyethylenglykol oder Polyacrylsäure, versetzt und bei einem Druck von über 1.000 bar in die gewünschte Rohlingform gebracht. Der fertige Grünling hat eine offene Porosität von 50 - 60 Vol %, die im Sinterprozess vollständig geschlossen werden muss [110]. Diese Schwindung während des Sintervorgangs muss bei der Konstruktion von Werkstücken berücksichtigt werden. Der kreideweiche Grünling ist sehr leicht mit spanabhebenden Werkzeugen zu bearbeiten. Jedoch besitzt diese Art von Rohlingen im Vergleich zum vorgesinterten Material nur eine niedrige Eigenfestigkeit, was zu Problemen beim Handling in der Verfahrenskette führen kann. Für die Zahntechnik ist derzeit kein Zir- Literaturübersicht 18 koniumdioxid in der Grünlingsform erhältlich. Um dieses Handhabungsrisiko der weichen Grünlinge zu reduzieren und eine sichere Fräsbearbeitung zu ermöglichen, kann der Rohling in einem Vorbrand mit relativ geringer Schwindungsrate vorgefestigt werden, er wird dann als Weißkörper oder Weißling bezeichnet. Seine Endfestigkeit erhält der Weißling nach der Bearbeitung erst durch einen mehrstündigen Sintervorgang bei 1.350 °C bis 1.500 °C. Die lineare Schwindung beträgt dabei etwa 25 % und muss bei der Konstruktion der Restaurationen berücksichtigt werden. Die Vorteile der Weißbearbeitung sind kurze Fräszeiten und geringer Werkzeugverschleiß aufgrund der niedrigen Festigkeit der Rohlinge. Jedoch besteht aufgrund der Schrumpfung während des Sintervorganges immer die Gefahr, dass sich die Werkstücke verziehen [111, 112]. Die Weißlinge kommen in zahlreichen dentalen Systemen zum Einsatz, Beispiele sind DigizonW®, Lava Frame® oder Cercon® base [113-115]. Eine weitere Möglichkeit ist die Verwendung von bereits vor dem Verarbeitungsprozess endgültig dicht gesinterten Zirkoniumdioxidrohlingen. Bei diesen Keramiken besteht zusätzlich die Möglichkeit, das Sintergefüge durch einen heißisostatischen Pressvorgang (HIP: Hot Isostatic Press) nachzuvergüten. Unter einem hohen Druck von 500 - 2.000 bar werden die Zirkoniumdioxidkeramiken bei 50 °C unter ihrer Sintertemperatur in einem Inertgas nachverdichtet. Die noch im Gefüge vorhandenen Porositäten werden so zusammengedrückt und es kann praktisch die theoretische Dichte von Y-TZP erreicht werden. Die mittlere Korngröße nimmt durch den HIP-Prozess ab, Festigkeit, Transluzenz und hydrothermale Beständigkeit werden verbessert [73, 116-118]. Dieser Verdichtungsprozess findet unter industriellen Bedingungen statt und führt durch entstehende Sauerstofffehlstellen im Kristallgitter zu einer schwärzlich grauen Verfärbung der Keramik, welche durch einen Oxidationsbrand bei ca. 1.000 °C rückgängig gemacht wird. Die Bearbeitung dieser dichtgesinterten Keramiken erfolgt durch zeitaufwendige Schleifverfahren, die mit einem hohen Werkzeugverschleiß verbunden sind. Literaturübersicht 2.3 CAD/CAM-Verfahren 2.3.1 Definition 19 Der Begriff CAD/CAM entstammt ursprünglich dem Bereich des technischen Maschinenbaus und stellt eine Abkürzung für „Computer Aided Design/Computer Aided Manufacturing“ dar. Er bezeichnet die dreidimensionale, computergestütze Modellation eines Werkstückes und die anschließende automatisierte Herstellung durch eine computergesteuerte Werkzeugmaschine. In vielen Bereichen der industriellen Produktion ist diese Fertigungstechnologie seit Jahren etabliert und im Rahmen rationalisierter Herstellungsprozesse von entscheidender Bedeutung. 2.3.2 Dentale Systeme Hochleistungskeramiken, insbesondere das Zirkoniumdioxid, haben aufgrund ihrer bereits oben genannten positiven Eigenschaften in den letzten Jahren mehr und mehr an Bedeutung als zahnärztliches Restaurationsmaterial gewonnen. Der zumeist obligate Einsatz von CAD/CAM- oder CAM-Verfahren zur Verarbeitung von Zirkoniumdioxidkeramiken im zahntechnischen Labor führte somit auch zu einer vermehrten Entwicklungstätigkeit der Dentalindustrie auf diesem Gebiet [26]. Gleichzeitig bieten diese Technologien durch eine stärkere Automatisierung der Herstellungsabläufe sowohl die Möglichkeiten einer Zeit- als auch einer Kostenersparnis bei gleich bleibend hoher Produktionsqualität [119, 120]. Im Bereich der Zahnmedizin beschreibt der Begriff CAD die Konstruktion eines Zahnersatzes mit Hilfe computerbasierter Gestaltungsprogramme und der Begriff CAM die Herstellung der Restaurationen durch automatisierte Fräs/Schleifeinheiten. Gegenüber dem industriellen CAD/CAM-Einsatz mit der Möglichkeit, viele gleichartige Werkstücke automatisch herzustellen, wird in der Zahnmedizin vielmehr gefordert, dass die Form der Restaurationen individuell der jeweiligen Patientensituation angepasst wird. Damit ist jede Arbeit mit hohen Anforderungen an die Genauigkeit sowie an die funktionellen und ästhetischen Eigenschaften verbunden [121, 122]. Erst in den letzten Jahren ist es durch den technologischen Fortschritt im Bereich der Datenverarbeitung und der Prozesstechnik gelungen, diese Bedingungen zu erfüllen und dadurch die CAD/CAM-Technologie effektiv für die Zahnmedizin nutzbar zu machen [123]. Bei den konventionellen Herstellungsverfahren in der Zahntechnik wie den „Lost-Wax“- oder Sintertechniken erfolgt die Erstellung der Restaurationen mit additi- Literaturübersicht 20 ven Maßnahmen, bei den maschinellen Methoden hingegen kommen subtraktive Prozesse zum Einsatz, durch welche die Werkstücke aus einem vorgefertigten Materialblock herausgearbeitet werden. Die maschinellen Herstellungsmethoden können weiter in computergestützte, das heißt CAD/CAM-Verfahren und analoge Verfahren, wie z. B. das Kopierfräsen oder das Erodierverfahren unterteilt werden. Die analogen Systeme benötigen in der Regel eine Vorform der angestrebten Restauration, die messtechnisch erfasst und daraufhin dubliziert werden kann; die rechnergestützte Gestaltung am Bildschirm ist nicht möglich [124]. Die primäre Voraussetzung bei den computerunterstützten CAD/CAM-Verfahren ist die exakte dreidimensionale Erfassung einer komplexen Stumpfgeometrie und erfolgt in der Regel durch Laserabtastung oder verschiedene Streulichtverfahren. Diese virtuelle Dublizierung dient als Datengrundlage zur Konstruktion der zahnärztlichen Restaurationen. Der darauf folgende Einsatz digitaler Datenaufbereitung und -weiterverarbeitung ermöglicht einen größtenteils automatisierten Herstellungsprozess [26]. CAM-Systeme nehmen eine Stellung zwischen den Analogverfahren auf der einen und den CAD/CAM-Verfahren auf der anderen Seite ein. Ähnlich den Analogverfahren ist die Erstellung einer Vorform der angestrebten Restauration notwendig, die abgetastet und digitalisiert wird. Der erhobene Datensatz wird danach aufbereitet und an eine CNC-Fräseinheit übermittelt. Das Cercon®-System von DeguDent ist ein Beispiel für ein solches System [115]. Für die Herstellung der Zahnrestaurationen kommen im Rahmen der CAD/CAMVerfahren unterschiedliche Materialien zum Einsatz, die in Form industriell vorgefertigter Rohlinge zur Verfügung stehen. Neben Titan- und Edelmetalllegierungen werden vor allem keramische Werkstoffe wie Zirkoniumdioxid, Aluminiumoxid, Infiltrationsund Glaskeramiken in den Fräseinheiten verwendet. Auf die unterschiedlichen Rohlingqualitäten beim Zirkoniumdioxid wurde bereits oben näher eingegangen. Einige Hersteller bieten zudem Rohlinge auf Kompositbasis an [125, 126]. Eine weitere Unterteilung der CAD/CAM-Systeme kann nach dem Ort ihrer Anwendung vorgenommen werden. Man unterscheidet dabei so genannte Chairside- und Labside-Systeme. Bei den Chairside-Systemen, wie z.B. Cerec®, werden die Präparationen mit Hilfe einer speziellen Intraoralkamera direkt im Munde des Patienten virtuell abgeformt, die Daten bearbeitet und die Restaurationen in der Praxis gefräst. Das Einsetzen der Arbeit kann dann im Rahmen derselben Behandlungssitzung erfolgen [127]. Im Ge- Literaturübersicht 21 gensatz dazu ist bei den Labside-Verfahren eine konventionelle Abformung und Modellherstellung notwendig. Die eingescannte Modellsituation dient als Grundlage für die weitere Herstellung, die entweder im zahntechnischen Labor oder in einem ausgelagerten Fräszentrum stattfindet [128]. In den letzen Jahren hat sich die Entwicklungstätigkeit im Bereich der dentalen CAD/CAM-Verfahren erheblich verstärkt und eine große Anzahl von Unternehmen bietet unterschiedliche Systeme an. Die möglichen Indikationsbereiche für die Restaurationen der jeweiligen Systeme sind vor allem in Abhängigkeit von den verwendbaren Werkstoffen sehr verschieden. So können je nach Verfahren Inlays, Onlays, Kronengerüste, Kronen mit Kauflächengestaltung, bis zu 14-gliedrige Brückengerüste, Brücken mit Kauflächengestaltung, Implantatsuprastrukturen, Teleskopkronen und Geschiebe hergestellt werden [125, 129, 130]. 2.3.3 Cercon®-Technologie Die im Rahmen dieser Studie untersuchten Brücken aus Zirkoniumdioxid wurden mit Hilfe des Cercon®-Systems der Firma DeguDent hergestellt. Das Cercon®-Verfahren ging aus dem DCM®-System hervor, welches in einer Kooperation zwischen der ETH Zürich und der Zahnklinik der Universität Zürich entwickelt wurde [131]. Beim Cercon®-System handelt es sich um ein CAM-System zur Herstellung von vollkeramischen Restaurationen auf Zirkoniumdioxidbasis. Die Modellation der Gerüste erfolgt nicht virtuell an einem Computer, sondern wird durch den Zahntechniker in Wachs auf einem Gipsmodell durchgeführt. Die Modellation muss sich leicht vom Modell lösen lassen und darf keine Unterschnitte aufweisen. Sie wird, mit Wachsdrähten in einem speziellen Rahmen befestigt, vom Modell abgehoben und in die kombinierte Scan- und Fräseinheit Cercon® brain eingebracht. Zeitgleich wird ein vorgesinterter Zirkoniumdioxidrohling in derselben Einheit installiert. Je nach Größe der zu fertigenden Restauration werden Rohlinge in Längen von 12 mm, 30 mm, 38 mm und 47 mm angeboten, die in hochweißer und zahnfarben eingefärbter Qualität zur Verfügung stehen. Die Rohlinge sind jeweils mit einem Barcode versehen, der Informationen über die Fräsparameter und die notwendigen Vergrößerungsfaktoren enthält. Die Umsetzung einer definierten Vergrößerung beim Fräsvorgang ist notwendig, um die spätere Sinterschrumpfung zu kompensieren. Nach Einlesen des Barcodes kann der Herstellungsvorgang gestartet werden; es Literaturübersicht 22 läuft ein vollautomatischer Prozess ab, in dessen Verlauf die Modellation mit einem Laserstrahl eingescannt wird und daraufhin die Restauration in einem Grob- und einem Feinfräsvorgang jeweils aus der Ober- und Unterseite herausgearbeitet werden kann. Die dabei entstehenden Zirkoniumdioxidstäube werden durch die systemeigene Absaugvorrichtung Cercon® clean aus der Anlage entfernt. Der gesamte Vorgang dauert für eine Einzelkrone etwa 30 Minuten, für eine dreigliedrige Brücke 50 Minuten und für eine viergliedrige Brücke 65 Minuten. Nach dem Fräsprozess wird die Halterung mit dem Fräsobjekt entnommen, die Anstiftungen werden herausgetrennt und die Übergänge verschliffen. Die Sinterung der Gerüste erfolgt anschließend bei 1.350 °C für ca. 6 Stunden im dritten Gerät des Gesamtsystems, dem Sinterofen Cercon® heat. Das Aufpassen der dichtgesinterten Restaurationen auf das Arbeitsmodell sollte mit wassergekühlten, diamantierten Instrumenten geschehen, um eine thermische Schädigung der Keramik zu verhindern. Für die Verblendung der Gerüste steht die Feldspatkeramik Cercon® ceram S zur Verfügung. Mit einem Wärmeausdehnungskoeffizienten (WAK) von 9,5·10-6/K ist sie auf den WAK von Zirkoniumdioxid (10,5·10-6/K) abgestimmt [132]. Seit kurzem stehen drei Erweiterungen für die Cercon®-Systemeinheit zur Verfügung. Dabei handelt es sich um die Komponenten Cercon® eye, Cercon® art und Cercon® move. Durch die Installation dieser Komponenten kann die Einheit zu einem CAD/CAM-System erweitert werden. Cercon® eye ermöglicht das Einscannen von Einzelstümpfen oder ganzen Kiefersegmenten. Die virtuelle Konstruktion von Kronen- und Brückengerüsten kann in der Hard- und Softwareeinheit Cercon® art vorgenommen werden. Die 3-D-Navigaton in der Konstruktionsumgebung wird durch Cercon® move realisiert. Der Fräs- und Sinterprozess erfolgt in den bereits bekannten Systemkomponenten [133]. Nach den Freigaben des Herstellers erstreckt sich der Indikationsbereich des Cercon®Systems auf Einzelkronen sowie drei- und viergliedrige Brücken bis zu einer maximalen anatomischen Länge von 38 mm [134]. Bei der Stumpfpräparation für vollkeramische Restaurationen, die mit der Cercon®Technologie gefertigt werden, ist eine 90°-Hohlkehlpräparation oder eine Stufenpräparation mit innen gerundeter Kante anzustreben. Des Weiteren sollte ein zirkulärer Ab- Literaturübersicht 23 trag von 1 mm erreicht werden. Im Frontzahnbereich sollten ein inzisaler Abtrag von 2 mm und eine Restbreite der inzisalen Kante von 0,9 mm nicht unterschritten werden. Im Seitenzahnbereich wird ein okklusaler Öffnungswinkel von 120° - 140° bei einem Abtrag von 1,5 mm empfohlen. Um im Rahmen der laseroptischen Datenerfassung alle Bereiche des Stumpfes und der Präparationsgrenze abbilden zu können, ist ein ausreichender Konuswinkel von idealerweise 6° erforderlich. Die Übergänge der Präparationsform vom axialen zu den inzisalen bzw. okklusalen Anteilen sind abzurunden. Die Größe der verwendeten Fräskörper macht dieses Vorgehen notwendig, sehr fein auslaufende Strukturen können ansonsten nicht mehr dargestellt werden. 2.4 Werkstoffkundliche Parameter von Keramiken Um das mechanische Verhalten von Werkstoffen beurteilen zu können, benötigt man Parameter, die möglichst objektive Aussagen über die zu beurteilenden Eigenschaften erlauben. Neben den reinen Materialeigenschaften, die über standardisierte Normprüfungen (ISO, EN, DIN) erfasst werden können, müssen in der Zahnmedizin auch die Geometrien der aus den Materialien gefertigten Restaurationen mit in die Betrachtung einbezogen werden. Bei der werkstoffkundlichen Beurteilung von Keramiken haben sich die Parameter Biegefestigkeit, Risszähigkeit, Bruchfestigkeit und Weibullmodul etabliert. 2.4.1 Biegefestigkeit Die Biegefestigkeit σ (Einheit: MPa bzw. N/mm2) ist die wichtigste Größe für die Abschätzung der Festigkeit und für die Dimensionierung von Restaurationen. Sie ergibt sich aus dem werkstoffspezifischen Widerstand gegenüber der irreversiblen Trennung benachbarter Atome und stellt die Grenze der Belastbarkeit eines Werkstoffes bei Biegebeanspruchung dar. Bei Einwirken einer Belastung tritt eine Verformung durch Druck- bzw. Zugspannungen auf. Die zum Bruch führende Spannung liegt bei keramischen Werkstücken auf der Zugseite, da Keramiken ca. 20 - 30 mal stärker auf Druck als auf Zug beanspruchbar sind [135]. Die kritische Biegezugspannung, bei der ein Bruch durch Rissbildung eingeleitet wird, ist die Biegefestigkeit. Diese Biegefestigkeit wird in speziellen Prüfverfahren, so genannten 3- oder 4-Punkt-Biegeversuchen oder auch biaxialen Biegetests, ermittelt. Dabei wird ein normierter Prüfkörper mit anstei- Literaturübersicht 24 gender Kraft bis zum Bruch belastet. Durch Umrechnung der aufgebrachten Kraft auf den Probenquerschnitt erhält man die Biegefestigkeit [136]. Die gemessenen Werte sind abhängig von der Beschaffenheit der Probekörper (Größe, Form, Oberfläche, Gefügeinhomogenitäten) und von der verwendeten Testmethode (Geometrie der Lasteinleitung, Geschwindigkeit der Lasteinleitung, Umgebungsmilieu). So ergeben sich trotz Normvorgaben [86, 87] für den gleichen Werkstoff oftmals unterschiedliche Ergebnisse bei verschiedenen Untersuchern [137, 138]. Wird bei einem untersuchten Werkstoff eine gleiche chemische und strukturelle Zusammensetzung vorausgesetzt, so ist die Biegefestigkeit abhängig von der Anzahl und Größe der im Material vorhandenen Defekte. Bei höherer Defektdichte bzw. -größe nimmt die Bruchfestigkeit ab. Somit ist die Bruchfestigkeit eine von der Verteilung der Defekte im Material abhängige Kenngröße. 2.4.2 Weibull-Analyse Aufgrund der ungleichmäßigen Verteilung von Gefügeinhomogenitäten gehorcht die Biegefestigkeit einer Keramik nicht der Gaußschen Normalverteilung, sondern zeigt eine asymmetrische Verteilung. Das Festigkeitsverhalten von Keramiken kann somit nur ungenau durch Angabe des Mittelwertes und der Standardabweichung beschrieben werden. Bei der Beurteilung von keramischen Werkstoffen wird daher häufig die so genannte Weibull-Analyse durchgeführt, bei der das asymmetrische Festigkeitsspektrum berücksichtigt wird und Weibullfestigkeit sowie Weibullmodul ermittelt werden [139]. Dieses statistische Verfahren wurde 1937 erstmals vom schwedischen Ingenieur und Mathematiker Waloddi Weibull vorgestellt und nach ihm benannt. Die Weibullfestigkeit σ63,21 % bzw. σ0 kennzeichnet die wirkende Zugspannung, bei der 63,21 % aller getesteten Proben einer Untersuchungscharge versagen. Der Weibullmodul m wird als Korrelat zur Standardabweichung herangezogen, um die Streuung der Festigkeitswerte darzustellen [135]. Je größer der Weibullmodul, desto geringer die Streuung und damit die Bandbreite möglicher rissauslösender Fehler. Der Weibullmodul ist somit ein Maß für die Homogenität der Fehlerverteilung in einem Werkstoff, der als werkstoffspezifische Größe auch fertigungstechnische Aspekte einschließt [140]. Oxidkeramiken, die unter industriellen Bedingungen für den Einsatz durch CAD/CAM-Systeme gefertigt werden, weisen einen hohen Weibullmodul von ca. 20 auf. Im Dentallabor gefertigte Keramiken haben hingegen einen Weibullmodul von 5 - 15 [141, 142]. Literaturübersicht 2.4.3 25 Risszähigkeit Keramische Werkstoffe zeichnen sich durch eine hohe Härte und Festigkeit aus, gleichzeitig weisen sie allerdings ein sprödes Materialverhalten auf. Dies bedeutet, dass der Werkstoff vor dem Bruch keine, bzw. eine äußerst geringe plastische Verformung zeigt. Dieses Verhalten unterscheidet Keramiken von metallischen Werkstoffen. Der Unterschied liegt in der atomaren Bindungsstruktur begründet. Die kovalent-ionischen Mischbindungen und die komplexen Kristallstrukturen lassen so gut wie keine plastische Verformung zu. Dieses führt dazu, dass im Material vorhandene Risse nicht durch Verformung entlastet werden können und bei Rissfortschritt wenig Energie dissipiert wird. Ausgangspunkt für solche Rissbildungen sind Gefügefehler, die in Form von Poren, Einlagerungen oder bearbeitungsinduzierten Schädigungen auftreten. Der Widerstand, den die Keramik einem sich ausbreitenden Riss in Abhängigkeit von der Spannung und der Risslänge entgegensetzt, wird als Risszähigkeit bzw. Bruchzähigkeit bezeichnet [34]. Die kritische Risszähigkeit KIC (Einheit MPa·m½) stellt einen Grenzwert dar, bei dem instabiles Risswachstum auftritt. Die Rissausbreitung kann auch nicht mehr durch Entlastung gestoppt werden und es kommt zum Sprödbruch. Je höher der Messwert für die Risszähigkeit liegt, umso günstiger ist bei gleicher Fehlerverteilung im Werkstoff das Langzeitverhalten. Metalle erreichen Werte von 60 - 100 MPa·m½, für einfache Gläser werden Messwerte von 0,7 - 1 MPa·m½ erzielt. Yttriumstabilisiertes Zirkoniumdioxid liegt mit Werten von 7 - 10 MPa·m½ noch im Sprödbruchbereich, weist jedoch die höchste verfügbare Risszähigkeit im dentalkeramischen Bereich auf (Tab. 1) [142]. Zur Ermittlung der Risszähigkeit können verschiedene bruchmechanische Methoden zum Einsatz kommen. Bei Biegetests werden Prüfkörper in der Zugzone mit einem definierten Anriss versehen. Daraufhin wird ermittelt, bei welcher Spannung es zur einer Erweiterung des Risses kommt [143]. Eine weitere Möglichkeit der Messung stellt die Anwendung von Eindruckmethoden (Indenter-Methode) dar [144-146]. Dieses Verfahren wird jedoch in der Literatur kontrovers diskutiert, gerade für die Messung der Risszähigkeit von Oxidkeramiken scheint es nicht geeignet zu sein [147, 148]. 26 Literaturübersicht Materialkenndaten - Dentalkeramiken Biegefestigkeit Weibullmodul Risszähigkeit σ63,21 % [MPa] m [-] KIC [MPa·m½] Duceram® Transpa 63 8,4 1,06 ± 0,14 Dicor® 76 5,5 0,78 ± 0,10 Empress®-1 89 8,6 1,17 ± 0,08 Empress®-2 289 8,8 2,48 ± 0,22 In-Ceram®-Alumina 290 4,6 5,00 ± 0,39 Zirkoniumdioxid 937 18,4 9,42 ± 1,51 Material Tab. 1: Mechanische Kennwerte verschiedener Dentalkeramiken (nach Marx et al. [142]) 2.4.4 Bruchfestigkeit Der oben beschriebene Begriff der Biegefestigkeit darf nicht mit der Bruchfestigkeit, auch Bauteilfestigkeit oder Belastbarkeit genannt, verwechselt werden. Im Gegensatz zur Biegefestigkeit wird die Bruchfestigkeit nicht an standardisierten Prüfkörpern ermittelt und erlaubt keine Aussage über werkstoffspezifische Kennwerte. Vielmehr wird die Eignung eines Materials in Form von bauteilnahen Prüfkörpern wie z.B. Kronen und Brücken untersucht. Eine solche abschätzende In-vitro-Beurteilung ist unumgänglich, um die Tauglichkeit eines Werkstoffes unter klinikähnlichen Bedingungen zu testen und einer vergleichenden Prüfung mit bereits erfolgreich eingeführten Materialien zu unterziehen. Dabei werden die untersuchten Restaurationen zumeist bis zum Bruch belastet und die Kraft ermittelt, die zum Versagen des Werkstückes führt. Für diese Prüfungen liegen weder internationale noch nationale Normen vor, sondern die Bedingungen werden von den jeweiligen Untersuchern festgelegt. Je nach Dimensionierung der Probekörper und dem verwendeten Studiendesign können so die Ergebnisse für ansonsten identische Materialien erheblich schwanken. Literaturübersicht 2.5 27 Einflussfaktoren auf die Festigkeit vollkeramischer Restaurationen Es gibt verschiedene Faktoren, welche die Bruchfestigkeit vollkeramischer Restaurationen beeinflussen. In vivo ist jedes zahnärztliche Werkstück diesen Bedingungen ausgesetzt. Bei In-vitro-Untersuchungen sollten diese Faktoren ebenfalls berücksichtigt werden, um möglichst realitätsnahe Aussagen über die Belastbarkeit treffen zu können, die unter In-vivo-Bedingungen zu erwarten ist [149, 150]. 2.5.1 Mechanische Wechselbelastung In der Mundhöhle sind zahnärztliche Restaurationen bei täglich bis zu 14.000 Kontakten zwischen den Ober- und Unterkieferzähnen [151] ständig mechanischen Wechselbelastungen ausgesetzt. Die Kontakte der artikulierenden Zahnreihen treten beim Schlucken, beim Kauen, beim Sprechen, bei reflektorischen Leerbewegungen und bei Parafunktionen auf. Die höchsten Kräfte werden dabei während des Kauvorgangs gemessen. Bei der Beeinflussung einer zahnärztlichen Restauration durch eine mechanische Wechselbelastung müssen in erster Linie diese Kaukräfte berücksichtigt werden. Während des Kauvorgangs führt der Mensch pro Minute durchschnittlich 58 - 120 Kauzyklen [152, 153] mit Maximalkräften von 150 - 665 N, bei Bruxismus bis zu 1.221 N [154, 155], aus. Die durchschnittlichen Kaukräfte im Molarenbereichen liegen in Abhängigkeit von der Härte der Speisen zwischen 20 N und 120 N [156]. Hochrechnungen zur Anzahl der pro Jahr auftretenden Kauzyklen schwanken stark. Sakaguchi et al. geben 240.000 Kauzyklen pro Jahr an [157], wohingegen Rosentritt et al. nach ihren Untersuchungen von bis zu 800.000 Zyklen pro Jahr ausgehen [158]. Über ihre gesamte Verweildauer in der Mundhöhle kann eine Restauration somit weit über 107 Kauzyklen ausgesetzt sein [154]. Diese zyklische mechanische Belastung ist gerade bei der Bewertung von vollkeramischen Restaurationen von Interesse. Die auftretenden Kräfte führen zwar nicht zum sofortigen Bruch der Restaurationen, jedoch kommt es zu einer verstärkten unterkritischen Rissausbreitung. Dieses vermindert die mechanische Festigkeit [159] und führt letztlich zum Versagen des Werkstücks [160, 161]. Literaturübersicht 2.5.2 28 Korrosion Die chemische Löslichkeit von Dentalkeramiken beträgt zwar im Durchschnitt weniger als 30 % des in der ISO-Norm 6872 festgelegten Maximalwertes von 100 µg/cm2, doch ist bekannt, dass bereits der Einfluss von Wasserdampf ausreicht, um die Festigkeit von Keramiken herabzusetzen. Wie bereits oben beschrieben, sind Keramiken anfällig gegenüber unterkritischem Risswachstum. Das feuchtwarme, korrosive Mundmilieu beschleunigt die Rissausbreitung zusätzlich [162]. Die dafür verantwortlichen Prozesse sind der Rebinder-Effekt und die Spannungsrisskorrosion. Der Rebinder-Effekt besagt, dass in Mikrorisse eindringende Flüssigkeiten, wie z. B. Speichel, einen nach innen gerichteten Druck erzeugen, der zur Vergrößerung bestehender Risse beiträgt [163]. Bei der Spannungsrisskorrosion wird die für das Risswachstum notwendige Energie durch Anlagerung und Wechselwirkung von Wassermolekülen mit der vorgeschädigten Kristallstruktur herabgesetzt [164]. Dieses geschieht in verstärktem Maße, wenn das Material gleichzeitig mechanisch belastet wird [165]. Neben den oben genannten Phänomenen liegt bei der Degradation von Zirkoniumdioxid im wässrigen Milieu ein weiterer, spezieller Mechanismus vor. Durch das Füllen von im Keramikgefüge vorhandenen Sauerstoffleerstellen durch Hydroxylionen kommt es zu einer verstärkten Phasentransformation von der tetragonalen in die monokline Modifikation. Dieses führt aufgrund der Volumenvergrößerung zu Mikrorissbildungen im Keramikgefüge. Der exakte Ablauf der Reaktion ist jedoch noch nicht abschließend geklärt [166-168]. 2.5.3 Thermische Wechselbelastung Die Festigkeit keramischer Materialien wird auch durch wechselnde thermische Belastungen herabgesetzt [169], wie sie bei Temperaturschwankungen während der Aufnahme warmer und kalter Speisen und beim Atmen auftreten. In der Literatur werden für während der Nahrungsaufnahme auftretende Extremtemperaturen Werte zwischen 0 °C und +67 °C angegeben [170, 171]. Nach verschiedenen Untersuchungen führt dies im Bereich der Restaurationen zu Temperaturen von +5 °C bis +55 °C [172, 173]. Schätzwerte, wie oft diese Temperaturwechsel während der klinischen Lebensdauer eines eingegliederten Zahnersatzes von ca. 10 - 15 Jahren auftreten, schwanken zwischen 5.000 - 50.000 Zyklen [174-176]. Literaturübersicht 2.5.4 29 Mechanische Vorschädigung Wie bereits oben beschrieben, ist eine Vorschädigung bei Keramiken oftmals der Ausgangspunkt für ein schleichend fortschreitendes, unterkritisches Risswachstum. Der festigkeitsmindernde Einfluss einer mechanischen Vorschädigung auf Keramiken wurde bereits in verschiedenen Untersuchungen gezeigt [177-180]. Im Rahmen des Herstellungsprozesses zahnärztlicher Restaurationen können insbesondere während der Bearbeitung durch den Zahntechniker Schädigungen auftreten. Häufig kommt es beispielsweise beim Separieren zu unbemerkten Schadstellen im Bereich der interdentalen Konnektoren. Gerade dieser Bereich ist aufgrund der dort während der Belastung auftretenden Zugspannungsspitzen besonders anfällig [130, 181-183]. 2.5.5 Lagerungsart Festsitzende, zahngetragene Brücken stellen einen rein parodontal gelagerten Zahnersatz dar. Über die Pfeilerzähne unterliegen die Restaurationen somit ebenfalls der natürlichen parodontalen Resilienz. Um bei Bruchfestigkeitsuntersuchungen die physiologischen In-vivo-Bedingungen möglichst weitgehend auf das In-vitro-Modell übertragen zu können, muss auch diese resiliente Lagerung berücksichtigt werden [150]. Zudem gibt es in der Literatur Hinweise dafür, dass eine resiliente Lagerung der Pfeilerstümpfe im Vergleich zu starr gelagerten Stümpfen eine signifikante Abnahme der Bruchfestigkeit von Brückenrestaurationen bewirkt [59, 158, 184]. 2.6 Untersuchungen zur Belastbarkeit von vollkeramischen Seitenzahnbrücken Mit der Entwicklung neuer vollkeramischer Restaurationssysteme zu Beginn der achtziger Jahre des letzten Jahrhunderts wurden die ersten Versuche unternommen, kurzspannige Brücken aus Keramik für den Einsatz im Seitenzahnbereich zu fertigen. Im Vergleich zu metallkeramischen Brücken, die Belastungen von über 2.000 N standhalten, wiesen die damals untersuchten, vollkeramischen Systeme die geforderte Langzeitbelastbarkeit für Restaurationen im Seitenzahnbereich von mindestens 600 N [185, 186] nicht auf. Die auf verstärkten Silikatkeramiken basierenden Materialien (Dicor®, Cerestore®, Vitadur® N, HiCeram®) zeigten für kurzspannige Brücken Belastbarkeiten von lediglich 200 - 400 N [187-190]. Literaturübersicht 30 Mit Einführung der Infiltrationskeramiken durch Kappert et. al. [191] stand erstmals ein vollkeramisches Restaurationssystem zur Verfügung, das den Einsatz von Brücken im Seitenzahnbereich erlaubte. Seitdem kam es zur Entwicklung weiterer Technologien auf Basis unterschiedlicher Keramiken. Aufgrund seiner guten mechanischen Eigenschaften steht derzeit insbesondere Zirkoniumdioxid im Fokus des Interesses. Zur Bruchfestigkeit dieser Materialien liegen in der Literatur zahlreiche Arbeiten vor, nur sehr wenige Untersuchungen beschäftigen sich jedoch mit der Belastbarkeit von viergliedrigen Seitenzahnbrücken aus Zirkoniumdioxid. Tinschert et al. [192] haben die Bruchfestigkeit von viergliedrigen Restaurationen aus dichtgesintertem Zirkoniumdioxid untersucht. In der Belastungsprüfung wurden jeweils fünf unverblendete und fünf mit keramischen Verblendmassen verblendete Zirkoniumdioxidgerüste mit einer Verbinderquerschnittsfläche von 16 mm2 aus DC-Zirkon® getestet. Die Befestigung erfolgte mit Phosphatzement auf starr gelagerten Pfeilerzähnen aus einer NiCr-Legierung. Vor der Bruchlastprüfung erfolgte weder eine thermische noch eine mechanische Wechselbelastung der Brücken. Die erreichten Bruchfestigkeiten lagen für die unverblendeten Brücken bei 1.382 N und für die verblendeten bei 1.607 N. Rountree et al. berichten über niedrigere Bruchfestigkeiten für viergliedrige, verblendete Brücken, hergestellt aus vorgesinterten Zirkoniumdioxidrohlingen (Lava®) [193]. Die Arbeitsgruppe untersuchte zusätzlich den Einfluss einer thermischen und mechanischen Wechselbelastung auf die Bruchfestigkeit. Es wurden 1,2·106 mechanische Wechselbelastungen mit einer Schwelllast von 50 N und 10.000 thermische Wechselbelastungen (5 °C/55 °C, jeweils 30 s) durchgeführt. Die Brücken mit einer Verbinderquerschnittsfläche von 16 mm2 wurden für die Bruchlastprüfung auf resilient gelagerten Stümpfen mit Glasionomerzement befestigt. Für die nicht wechselbelasteten Restaurationen ergaben sich Bruchfestigkeiten von 930 N, für die wechselbelasteten von 979 N. Die Arbeit von Schneemann et al., in der ebenfalls die Belastbarkeit von viergliedrigen Brücken, hergestellt mit dem Lava®-System, untersucht wurde, zeigt ähnliche Werte bei ebenfalls ähnlichem Studienaufbau [194]. Der Einfluss der thermischen (10.000 Zyklen mit 5 °C/55 °C) und der mechanischen (1·106 Zyklen mit 100 N) Wechselbelastung war jedoch stärker ausgeprägt. Die Belastbarkeit erniedrigte sich im Vergleich zur Kontrollgruppe durch die Alterungssimulation von 1.266 N auf 927 N. 31 Literaturübersicht Eine Untersuchung von Lüthy et al. [195] ergab nur eine Belastbarkeit von 706 N für nicht verblendete, viergliedrige Gerüste. Die Gerüste, gefertigt aus vorgesinterten Zirkoniumdioxidrohlingen (Cercon® base), wurden weder einer thermischen noch einer mechanischen Wechselbelastung unterzogen und wiesen eine Verbinderquerschnittsfläche von lediglich 7,3 mm2 auf. Für die Bruchversuche wurden die Gerüste auf resilient gelagerten Stahlstümpfen befestigt. Zahlreiche andere Studien [192, 193, 196-201] haben sich mit der Bruchfestigkeit von dreigliedrigen Seitenzahnbrücken aus Zirkoniumdioxid beschäftigt. Dreigliedrige Brücken zeigen unter gleichen Bedingungen durchweg höhere Belastbarkeiten. Die Tabelle 2 gibt einen kurzen Überblick über die Studienergebnisse und die jeweils gewählten Bedingungen. Belastbarkeit dreigliedriger Seitenzahnbrücken Mechanische WB Thermische WB Resiliente Lagerung Bruchlast [N] Literatur DC-Zirkon® - - - 2.289 [192] Denzir® + - - 2.237 [196] Vita YZ® + - - 1.900 DenzirM® + - - 1.450 - - + 1.817 + + + 1.458 Lava® - - - 1.650 Cercon® + + + 1.525 Digizon® + + + 1.332 Lava® + + + 1.062 Cercon® + + + 1.227 [199] Lava® + + + 992 [197] Material Lava® [200] [193] Tab. 2: Mittlere Bruchfestigkeiten von dreigliedrigen Brücken auf Zirkoniumdioxidbasis [198] [201] Problemstellung 3 32 Problemstellung Keramische Materialien zeichnen sich durch ihre ausgezeichnete Biokompatibilität, eine geringe Plaqueanlagerung und sehr gute ästhetische Eigenschaften aus. Zugleich spielen auch zunehmend ökonomische Faktoren eine Rolle bei der Entscheidung für vollkeramische Versorgungen. Bereits seit längerer Zeit sind vollkeramische Restaurationsmaterialien auf dem Markt, die die Herstellung von Einzelkronen und kleinspannigen Brücken im Front- und Seitenzahnbereich erlauben. Für den erfolgreichen Einsatz dieser Materialien wird zumeist eine adhäsive Befestigung empfohlen, die jedoch besonders im Seitenzahnbereich sowie in subgingivalen Bereichen erschwert ist. Zudem lassen die Bruchfestigkeiten dieser Keramiken den Einsatz in Indikationsbereichen mit erhöhten mechanischen Anforderungen, wie z.B. bei mehrgliedrigen Restaurationen im Seitenzahnbereich, nicht zu. Durch das korrosive Milieu der Mundhöhle, in dem der Zahnersatz während ständiger Lagerung in wässrigem Medium zum Teil erheblichen Temperaturschwankungen durch Aufnahme unterschiedlichster Nahrungsmittel ausgesetzt ist, werden die mechanischen Eigenschaften noch weiter verschlechtert. Gleichzeitig treten ständig Kaubelastungen auf, die zu wiederholten Spannungen innerhalb der Restaurationen führen. Gerade Keramiken sind unter diesen Bedingungen aufgrund ihrer Sprödigkeit anfällig für unterkritisches Risswachstum, welches schließlich zu einer katastrophalen Fraktur der Restaurationen führen kann. Einen weiteren Grund für eine Festigkeitsminderung keramischer Restaurationen stellt eine mechanische Vorschädigung dar. Diese kann beispielsweise während des Verarbeitungsprozesses durch den Zahntechniker induziert werden. Um dennoch weitere Indikationsbereiche für die vollkeramische Versorgung zu öffnen, wurden in den letzten Jahren dentale Hochleistungskeramiken auf der Basis von Zirkoniumdioxid entwickelt. Das entscheidende Kriterium für die Erweiterung des Indikationsbereiches ist dabei die Bruchfestigkeit der Restaurationen. In der vorliegenden In-vitro-Studie soll untersucht werden, ob sich die Bruchfestigkeiten für viergliedrige Brücken in einer Größenordnung bewegen, die den sicheren Einsatz bei den im Seitenzahnbereich auftretenden Kaukräften gewährleistet. Bei der Evaluation der Bruchfestigkeiten sollen in dieser Untersuchung die Versuchsbedingungen möglichst weitgehend den realen Bedingungen in der Mundhöhle angenähert werden. Neben der Simulation der natürlichen Pfeilerresilienz werden die Proben dazu einer thermischen und einer mechanischen Wechselbelastung unterzogen, die eine mehrjähri- Problemstellung 33 ge Tragedauer repräsentieren sollen. Der Einfluss dieser künstlichen Alterung auf die Belastbarkeit der Brücken soll ebenfalls betrachtet werden, wobei insbesondere die Auswirkungen unterschiedlicher mechanischer Wechselbelastungsparameter genauer analysiert werden sollen. Gleichzeitig soll die Auswirkung einer definierten mechanischen Vorschädigung der Zirkoniumdioxidgerüste auf die Bruchfestigkeit beurteilt werden, wie sie beispielsweise während des zahntechnischen Herstellungsprozesses auftreten kann. 34 Material und Methode 4 Material und Methode 4.1 Übersicht Im Rahmen der vorliegenden Arbeit wurden insgesamt 60 viergliedrige vollkeramische Seitenzahnbrücken (24 - 27) mit Zirkoniumdioxidgerüst angefertigt und bezüglich ihrer Belastbarkeit untersucht. Gleichzeitig wurde der Einfluss einer definierten mechanischen Vorschädigung und unterschiedlicher Wechselbelastungsparameter auf die Bruchfestigkeit analysiert. Abbildung 4 gibt einen Überblick über den Aufbau der Arbeit. 60 viergliedrige Zirkoniumdioxidgerüste (Cercon® base) Gruppe 1 n = 10 Gruppe 2 n = 10 Gruppe 3 n = 10 Verblendung Gruppe 5 n = 10 Gruppe 6 n = 10 Mechanische Vorschädigung Mechanische Vorschädigung Verblendung Gruppe 4 n = 10 Verblendung Verblendung Verblendung Verblendung Thermische Wechselbelastung 104 Zyklen (5 °C/55 °C) Thermische Wechselbelastung 104 Zyklen (5 °C/55 °C) Thermische Wechselbelastung 104 Zyklen (5 °C/55 °C) Thermische Wechselbelastung 104 Zyklen (5 °C/55 °C) Mechanische Wechselbelastung 1x106 Zyklen (100 N) Mechanische Wechselbelastung 1x106 Zyklen (100 N) Mechanische Wechselbelastung 2x106 Zyklen (100 N) Mechanische Wechselbelastung 1x106 Zyklen (200 N) Prüfung der Bruchfestigkeit Abb. 4: Übersicht über den Studienaufbau 4.2 Modellherstellung 4.2.1 Präparation der Ausgangssituation Zur Herstellung einer den Patientenfall simulierenden Ausgangssituation wurde ein Oberkiefer-Kunststoffmodell verwendet (Frasaco OK 119, A-3 T, Franz Sachs & Co, Tettnang, D). Nach Entfernung der Zähne 25 und 26 wurden die Zähne 24 und 27 zur Aufnahme der Brückenanker gemäß den Herstellerrichtlinien präpariert. Die Präparati- Material und Methode 35 on erfolgte so, dass für Gerüst und Verblendung im Schulterbereich eine Wandstärke von 1,0 mm, im Okklusalbereich von maximal 2,0 mm zur Verfügung stand. Des Weiteren wurde eine 1,0 mm breite zirkuläre Hohlkehle angelegt, die koronal in einem Präparationswinkel von 5° gegen die Zahnachse und marginal in einem Winkel von 5° gegen die Horizontale auslief. 4.2.2 Herstellung des Urmodells Die auf dem Kunststoffmodell erzeugte Ausgangssituation wurde in ein Metallmodell (Abb. 5) umgesetzt, welches bei allen folgenden Arbeitsschritten als Urmodell diente. Auf diese Weise konnte sichergestellt werden, dass das Modell weitestgehend stabil gegenüber verarbeitungsinduzierten Einflüssen war. Die abzuformende Region des Kunststoffmodells wurde mit Knetsilikon eingeboxt und der entstandene Bereich drucklos mit Doubliermasse (Duosil extra hart, Shera, Lemförde, D) aufgefüllt. Die entstandene Abformung wurde mit geschmolzenem Gusswachs (GEO Classic, Renfert, Hilzingen, D) gefüllt. Nachdem die der Abformung anliegenden Bereiche des Wachses erstarrt waren, wurde der noch flüssige Wachsanteil entfernt, so dass ein hohles Wachsmodell der Situation entstand. Das so erhaltene Wachsmodell wurde nach Herstellerangaben eingebettet (Picocast SP Speed, Picodent, Wipperfürth, D). Das Austreiben des Wachses und das Vorwärmen der Muffel erfolgten nach den Verarbeitungsrichtlinien des verwendeten Metalls (Wiron 99, Bego, Bremen, D). Nach dem Guss in einer Hochfrequenzschleuder wurde das Metallmodell mit Glasperlen (Ø 125 µm) abgestrahlt und abschließend kurz poliert. Die Unterseite des Metallmodells wurde mit einem Kunststoffsockel (Pro Base Hot, Ivoclar Vivadent, Schaan, FL) versehen, in den eine M8-Gewindebuchse eingearbeitet wurde, um die Handhabung bei späteren Abformungen zu vereinfachen. Material und Methode 36 Abb. 5: Urmodell 4.3 Brückenherstellung 4.3.1 Herstellung des Brückengerüstes (Muttergerüst) Zur Herstellung der insgesamt 60 Brückengerüste diente ein Gerüst aus Zirkoniumdioxid (Cercon® base, DeguDent, Hanau, D) als „Mutter“. Anstatt einer für jeden Scanvorgang neuen Wachsmodellation wurde immer dieses Gerüst als Vorlage verwendet. So war gewährleistet, dass die gewählten Dimensionen innerhalb der Verarbeitungsgenauigkeit gleich waren. Das Muttergerüst wurde nach Abformung des Urmodells auf einem Superhartgipsmodell in Wachs erstellt und in der Cercon®-Produktionseinheit in Zirkoniumdioxid umgesetzt. 4.3.1.1 Superhartgipsmodell Zunächst wurde eine Doppelmischabformung des Urmodells mit additionsvernetzendem Silikon (Silagum, DMG, Hamburg, D) vorgenommen. Dabei wurde eine individuelle Abformhilfe aus lichthärtendem Kunststoff (Palatray, Heraeus Kulzer, Hanau, D) benutzt. Das Urmodell war zuvor mit Isopropanol entfettet worden. Nach Ablauf der Abbinde- und Rückstellzeiten konnte die Form mit einem Gips der Klasse IV (Everest Rock, KaVo, Biberach, D) ausgegossen werden. Aus der Form entstanden zwei Modelle, das erste wurde als Meistermodell, das zweite als ungesägtes Kontrollmodell verwendet. Nachdem das Meistermodell gesägt und die Präparationsgrenzen freigelegt waren, wurden die Stümpfe bis ca. 2 mm vor der Präparationsgrenze mit einem speziellen 37 Material und Methode Distanzlack (Cergo Spacer, DeguDent, Hanau, D) versehen, um den Zementspalt einzustellen. 4.3.1.2 Modellation des Brückengerüstes Der erste Schritt der Modellation war die Anfertigung der Gerüstanker. Dazu wurden zunächst Wachskäppchen im Tauchverfahren (GEO Dip, Renfert, Hilzingen, D) auf die gegen Wachs isolierten (Die Lube, Dentaurum, Pforzheim, D) Stümpfe gezogen. Diese Käppchen wurden bezüglich ihrer Homogenität und gleichmäßigen Schichtdicke überprüft und dann im Bereich der Präparationsgrenze nach okklusal hin gekürzt. Die Präparationsgrenzen konnten daraufhin mit Cervicalwachs (StarWax C, Dentaurum, Pforzheim, D) angeschwemmt werden. Die weitere Modellation erfolgte, wie vom Hersteller gefordert, mit einem dunklen und opaken Dentalwachs (StarWax CB, Dentaurum, Pforzheim, D). Die Mindestwandstärke betrug zirkulär 0,6 mm und lag somit geringfügig über den Forderungen des Herstellers. Eine anatoforme Modellation verstärkte das Gerüst im Bereich der Höcker, wobei die Wandstärke okklusal einen Millimeter nicht unterschritt. Abschließend wurde der Übergang zur Präparationsgrenze verdickt, um den Randbereich für den Scanvorgang deutlich darzustellen. Bei zu dünn auslaufenden Modellationsrändern besteht ansonsten die Gefahr, dass der Laser den Verlauf der Ränder nicht exakt erfassen kann. Die fertigen Gerüstanker wurden mit einem Wachsdraht (Ø 2,5 mm, GEO, Renfert, Hilzingen, D) verbunden. Die Zwischenglieder und Verbinder konnten auf diesem Draht modelliert werden. Die Konnektoren erhielten eine elliptische Form und wurden gemäß den Angaben in Tabelle 3 gestaltet. Verbindermaße Verbinder Verbinderhöhe [mm] Verbinderbreite [mm] Verbinderfläche [mm²] 24 - 25 3,1 5,0 12,5 25 - 26 3,9 5,2 15,6 26 - 27 2,9 5,2 11,6 Tab. 3: Übersicht der Verbindermaße des Zirkoniumdioxidgerüstes Auch die Gerüstzwischenglieder wurden mit einem reduzierten okklusalen Relief versehen. Bei der Gestaltung der basalen Anteile wurde dem Platzbedarf der späteren Ver- Material und Methode 38 blendung Rechnung getragen. Der Glättung der Modellation schloss sich eine eingehende Prüfung des Wachsgerüstes auf etwaige Verziehungen und Schadstellen an. Zudem wurde kontrolliert, ob die Modellation leichtgängig vom Modell abgenommen werden konnte. 4.3.1.3 Fräsen und Sintern des Brückengerüstes Die fertige Wachsmodellation musste nun mit Hilfe eines Scanrahmens in der Cercon® brain-Einheit installiert werden. Dazu war schon vor Beginn der Modellation das Meistermodell am Parallelometer vermessen und der Modelltisch gemäß der gemeinsamen Einschubrichtung der beiden Pfeilerstümpfe justiert worden. Die Einstellung des Modelltisches durfte daraufhin nicht mehr verändert werden. Nachdem das Gipsmodell mit der Modellation auf diesem Tisch platziert war, wurde der Scanrahmen am Parallelometer angebracht und über der Modellation abgesenkt. Der zentralen Ausrichtung der Modellation folgte ihre Fixierung innerhalb des Rahmens mit vier Wachssticks (Sticky Sticks, Al Dente, Meckenbeuren, D). Der Verbund aus Wachsobjekt und Scanrahmen wurde dann vorsichtig vom Modell abgehoben und aus dem Parallelometer entfernt. Im Anschluss wurde Scanpuder (Ag-Puder, DeguDent, Hanau, D) mit einem weichen Pinsel auf die gesamte Modellation aufgetragen, um die Scanfähigkeit des Objektes zu gewährleisten (Abb. 6). Abb. 6: Wachsmodellation im Scanrahmen, Scanpuder aufgetragen Danach konnte der Scanrahmen mit der Modellation in die Cercon® brain-Einheit eingesetzt werden, ebenso wie ein im Fräsrahmen befestigter Zirkoniumdioxidrohling. Auf Material und Methode 39 den Rohlingen befindet sich ein Barcode, der zuvor vom Gerät eingelesen wird. Dieser Code enthält Informationen über den Vergrößerungsfaktor und andere Fräsparameter. Nach dem Start des Gerätes liefen der Scanprozess sowie ein Grob- und ein Feinfräsvorgang jeweils der Ober- und Unterseite ab. Der Vorgang dauerte insgesamt 62 Minuten. Im Anschluss daran wurde der Fräsrahmen entnommen und das Brückengerüst mit Hilfe einer diamantierten Trennscheibe an den Anstiftungen herausgetrennt (Abb. 7). Reste der Anstiftungen am Gerüst wurden mit Hartmetallfräsen verschliffen. Abb. 7: Rest des Rohlings und Brücke nach dem Fräsprozess im Weißzustand Das vorgesinterte Brückengerüst konnte dann nach Entfernung des Schleifstaubes im Cercon® heat-Ofen dichtgesintert werden. Dieses erfolgte mit einer in der Ofensoftware festgelegten, nicht veränderbaren Temperaturführung. Insgesamt dauerte der Sinterprozess sechs Stunden bei einer Sinterendtemperatur von 1.350 °C. 4.3.1.4 Aufpassen des Brückengerüstes auf das Urmodell Nach Ende des Sinterprozesses wurde das Muttergerüst auf das Metallurmodell aufgepasst. Dazu wurden die Metallstümpfe mit einem Farbstift angefärbt und das Gerüst mit leichtem Druck auf das Modell aufgesetzt. Die dadurch markierten Störstellen konnten dann mit einem feinkörnigen Diamanten (801.104.014, Gebr. Brassler, Lemgo, D) entfernt werden, bis die Restauration eine gute Passung aufwies. Material und Methode 4.3.2 40 Herstellung der standardisierten Brückengerüste Das aufgepasste Muttergerüst wurde nun wie zuvor die Wachsmodellation mit Hilfe von vier Wachssticks in den Scanrahmen eingebracht, mit Scanpuder versehen und dann in der Cercon® brain-Einheit befestigt. Es diente für alle gefrästen Gerüste als Scanobjekt und musste nicht mehr aus der Scaneinheit entfernt werden, lediglich die Zirkoniumdioxidrohlinge wurden nach dem Fräsprozess ausgetauscht. Um die Abnutzung der beiden Fräswerkzeuge zu berücksichtigen, registriert Cercon® brain die Anzahl der bereits hergestellten Einheiten und passt danach die Rotationsgeschwindigkeit und die Anpresskraft der Fräser an. Als eine Einheit wird dabei eine gefräste Krone bzw. ein Brückenglied angesehen. Die Restaurationen in der vorliegenden Arbeit bestanden somit aus vier Einheiten. Nach der Fräsung von 100 Einheiten (25 Gerüstkörper), wurden die rotierenden Werkzeuge entsprechend den Herstellervorgaben ausgetauscht. Wie schon bei der Herstellung des Muttergerüstes beschrieben, folgte nach dem Fräsprozess das Verschleifen der Anstiftungen im Weißzustand und daraufhin der endgültige Sintervorgang. 4.3.2.1 Aufpassen der standardisierten Brückengerüste auf das Urmodell Die Gerüste wiesen nach dem Sintern bereits eine weitgehend zufrieden stellende Passung auf, so dass nur noch eine geringfügige Bearbeitung der Kronenlumina notwendig war. Diese erfolgte unter den Kautelen, die auch für eine klinische Einprobe einzuhalten sind. Das Urmodell wurde wiederum mit einem Farbstift angefärbt, das Gerüst aufgesetzt und die Störstellen entfernt. Dieses Aufpassen wurde an einer zahnärztlichen Behandlungseinheit (Systematica 1440, KaVo, Biberach, D) mit Hilfe eines roten Schnellläuferwinkelstücks bei 200.000 Umdrehungen/min unter ständiger Wasserkühlung (60 ml/min) durchgeführt. Dabei wurden kugelförmige Diamantschleifkörper mit einer Körnung von 30 µm (8801.314.014, Gebr. Brassler, Lemgo, D) verwendet. Die Passung wurde optisch unter Zuhilfenahme einer Lupenbrille und taktil mit einer Diagnostiksonde beurteilt. 4.3.3 Vorschädigung der Brückengerüste Zur Simulation einer mechanischen Vorschädigung der Brücken, wie sie im Rahmen des Herstellungsprozesses durch den Zahntechniker, z. B. beim Separieren der Brü- Material und Methode 41 ckenglieder, erfolgen kann, wurden in zwei Gruppen die Brückengerüste vor der Verblendung mit einem Ritz versehen. In einer diamantierten Innenlochsäge (Microslice 2, Metals Research Ltd., Royston, UK) wurde die Vorschädigung jeweils basal im Bereich der größten nach gingival gerichteten Ausdehnung des Verbinders 25 - 26 angebracht. Dieser Punkt wurde zuvor unter einem Auflichtmikroskop bei 20facher Vergrößerung aufgesucht und mit einem Farbstift markiert. Danach konnten die Gerüste mit Hilfe eines Silikonschlüssels so in der Probenhalterung der Säge fixiert werden, dass die zuvor markierte Stelle vom Sägeblatt tangiert wurde. Das Sägeblatt wies eine Schnittbreite von 180 µm und einen Innenradius von 81,7 mm auf. Bei laufender Säge (120 U/min) wurden die Gerüste dann mit einer definierten Anpresskraft von 0,53 N für 15 s unter Wasserkühlung angeritzt. Danach wurde die Lage der Vorschädigungen nochmals unter dem Auflichtmikroskop kontrolliert. Die Vorschädigungen wiesen bei einer anschließenden stichprobenartigen licht- und rasterelektronenmikroskopischen Dimensionskontrolle eine Breite von 180 µm, eine Tiefe von 60 µm und eine Länge von ca. 1 mm bei einer insgesamt schüsselförmigen Geometrie auf (Abb. 8). Abb. 8: REM-Aufnahme des mechanisch vorgeschädigten Gerüstbereiches Material und Methode 4.3.4 42 Verblendung Die Verblendung der Gerüste erfolgte gemäß den Herstellerangaben mit der systemeigenen Verblendmasse Cercon® ceram S. Vorbereitend wurden die Gerüste an den zu verblendenden Flächen mit Aluminiumoxid (Aluminiumoxid 110 µm, Shera, Lemförde, D) bei 2,0 bar Druck kurz (ca. 20 s) abgestrahlt und danach am Dampfstrahlgerät gesäubert. Der Verblendvorgang begann mit dem Auftragen der Liner-Masse (Cercon® ceram S, Liner LA 3, DeguDent, Hanau, D). Diese bildet die Grundlage für die weiteren Verblendmassen und dient zudem der zahnfarbenen Charakterisierung des opaken, reinweißen Zirkoniumdioxidgerüstes. Es wurde eine homogene, möglichst dünne Liner-Schicht angestrebt, die sich über den gesamten zu verblendenden Gerüstbereich erstreckte. Danach folgte der Brand des Liners im Vakuumofen (Programat P90, Ivoclar Vivadent, Schaan, FL), der vor dem ersten Brennvorgang mit Hilfe eines Silberstreifens kalibriert wurde. Anschließend wurde dann die Gestaltung der Zahnformen mit Dentin- und Schneidemassen (Cercon® ceram S, Dentin DA 3, Schneide S 3, DeguDent, Hanau, D) vorgenommen und der erste Dentinbrand durchgeführt. Bei der Schichtung der Massen wurde besonderes Augenmerk auf eine bei allen Brücken möglichst identische Schichtstärke gelegt. Nach dem Brand wurden dann die vestibulären und palatinalen Dimensionen der Verblendung mit Hilfe von Silikonschlüsseln kontrolliert, die zuvor anhand eines „Wax-ups“ erstellt worden waren. Die okklusale Kontrolle fand in einem Artikulator (Rational, Dentsply DeTrey, Konstanz, D) anhand einer Gegenbezahnung aus Kunststoffzähnen (Integral, Größe L, Merz Dental, Lütjenburg, D) statt, die ebenfalls mit Hilfe des „Wax-ups“ aufgestellt worden waren (Abb. 9). Material und Methode 43 Abb. 9: Okklusale Kontrolle der Verblendung im Artikulator Subtraktive Korrekturen an der Formgebung erfolgten dann mit rotierenden Diamantinstrumenten (Körnung 100 µm), additive Korrekturen im zweiten Dentinbrand mit den schon zuvor verwendeten Massen. Nach Durchführung gegebenenfalls nochmals notwendiger, geringfügiger Korrekturen durch Schleifmaßnahmen wurde abschließend ein Glanzbrand vorgenommen (Abb. 10). Abb. 10: Stadien der Verblendung, von links nach rechts: Linerbrand, Dentinbrand 1, Glanzbrand 44 Material und Methode Die bei den vier Bränden jeweils eingestellten Temperaturführungsregime sind in Tabelle 4 aufgeführt. Einstellungen - Brennofen Bereitschaftstemp. Temp.Anstieg Brenntemp. Schließzeit Haltezeit Vakuum ein Vakuum aus Linerbrand 300 °C 60 °C/ min 850 °C 8 min 1 min 450 °C 849 °C Dentinbrand 1 300 °C 60 °C/ min 840 °C 6 min 1 min 450 °C 839 °C Dentinbrand 2 300 °C 60 °C/ min 835 °C 6 min 1 min 450 °C 834 °C Glanzbrand 300 °C 60 °C/ min 810 °C 6 min 1 min - - Tab. 4: Einstellungen des Brennofens für die verschiedenen Keramikbrände 4.4 Befestigung der Brücken auf Testmodellen Vor der Alterungssimulation und den Bruchversuchen wurden die verblendeten Brücken auf Polyurethanstümpfen zementiert und in einer Basis des gleichen Materials befestigt. Die Stümpfe wurden zuvor mit einer resilienten Latexschicht ummantelt. 4.4.1 Herstellung der Stümpfe Zuerst wurden die präparierten Frasacozähne aus dem Kunststoffmodell der Ausgangssituation entfernt und inklusive ihres vereinfachten pfahlförmigen Wurzelanteiles dubliert. Die beiden entstandenen Duplikate aus Polyurethan (AlphaDie Top, Schütz Dental, Rosbach, D) wurden im apikalen Bereich auf einer Kunststoffplatte verschraubt. Nach Befestigung eines Kunststoffrings um die Stümpfe wurde der eingeboxte Bereich mit einem Dubliersilikon (Rena Sil, Dentaurum, Pforzheim, D) gefüllt und so eine stabile Negativform des Stumpfes erzeugt. Zur Herstellung der jeweils 60 Duplikate des Prämolaren und des Molaren wurden die Formen dann mit dem oben genannten Polyurethanmaterial ausgegossen. Die Aushärtung erfolgte im Drucktopf bei 2,0 bar für 20 min bei Raumtemperatur. Ein erneuter Ausguss der Formen erfolgte erst 15 min nach Entnahme des dublierten Stumpfes, um die Rückstellung des Silikons zu gewähr- 45 Material und Methode leisten. Nach fünf Ausgüssen wurden die Formen verworfen, so konnten Ungenauigkeiten bedingt durch Verzug des Silikonmaterials weitgehend vermieden werden. Um eine identische Länge aller Modellstümpfe zu gewährleisten, wurden diese nach der Befestigung des okklusalen Anteils in einem Silikonschlüssel (Twinduo, Picodent, Wipperfürth, D) mit Hilfe eines Parallelfräsgerätes apikal auf eine Wurzellänge von 12 mm gekürzt. Die Kanten wurden danach mit einem Hartmetallfräser gebrochen, um die natürliche Rundung der Wurzelspitze nachzuempfinden. Im Anschluss wurde die sehr glatte Polyurethanfläche am gesamten Stumpf kurz bei 2,0 bar abgestrahlt (Aluminiumoxid 110 µm, Shera, Lemförde, D). So konnte die Haftung der aufzutragenden Latexschicht und des später verwendeten Befestigungszementes verbessert werden. Um die Handhabung der Stümpfe während der folgenden Beschichtung zu erleichtern, wurde an ihrer Okklusalfläche jeweils ein Knopfanker mit Hilfe von Heißkleber adaptiert, der am Ende leicht rückstandslos entfernt werden konnte. Die Polyurethanstümpfe wurden daraufhin im Bereich ein Millimeter unterhalb der Präparationsgrenze bis zur Wurzelspitze mit einer ca. 0,5 mm starken Latexschicht (Erkoskin, Erkodent, Pfalzgrafenweiler, D) ummantelt. Das Auftragen des Latexmaterials erfolgte in drei Schichten mit einem Pinsel. Die Stümpfe wurden nach dem Applizieren der Schichten jeweils in verschiedenen Positionen gelagert, bis der Latex abgetrocknet war. Dies gewährleistete eine gleichmäßige Schichtstärke in allen Bereichen (Abb. 11). Abb. 11: Zahnstumpf mit Latexschicht Material und Methode 4.4.2 46 Zementierung der Brücken Die Brückenanker der fertig verblendeten Brücken wurden im weiteren Verlauf jeweils einzeln auf die ummantelten Zahnstümpfe aufzementiert. Zuvor wurden die Kronenlumina kurz ausgestrahlt (Aluminiumoxid 110 µm, Shera, Lemförde, D) und zusammen mit den präparierten Stumpfbereichen entfettet (Isopropanol 99 %). Die Zementierung der Einzelstümpfe erfolgte dann mit einem Glasionomerzement (Ketac Cem, 3M Espe, Seefeld, D), welcher in Form vordosierter Kapseln verwendet wurde. Dabei wurde nach dem vom Hersteller empfohlenen Zeitregime vorgegangen. Beim Einsetzen des Stumpfes in das mit Zement gefüllte Restaurationslumen wurde für 10 s eine definierte Kraft von 25 N aufgewendet, welche durch Applikation auf einer Waage kontrolliert wurde. Danach erfolgte die Aushärtung des Zementes ohne weitere Manipulationen, bis sieben Minuten nach Kapselaktivierung die Zementreste entfernt wurden. 4.4.3 Herstellung der Modellsockel Nach der Zementierung wurden die Brücken mit den Einzelstümpfen in einem Polyurethansockel befestigt. Zuerst wurden dazu die basalen Verbinderanteile mit Plattenwachs doppelter Schichtstärke unterlegt, um einen Verbund zwischen Sockelmaterial und Restauration zu verhindern und genügend Platz für eine ungehinderte Durchbiegung der Brücken während der späteren Bruchversuche freizuhalten. Die Bereiche unterhalb der Restaurationsränder wurden zirkulär ebenfalls mit einem 3 mm starken Wachsdraht (GEO, Renfert, Hilzingen, D) versehen (Abb. 12). Dieses simulierte zum einen die natürliche biologische Breite und verhinderte zum anderen den Verbund des Modellsockels mit den Polyurethanpfeilern zervikal des Latexmaterials und den damit verbundenen Verlust der Pfeilerresilienz. Material und Methode 47 Abb. 12: Zementierte Brücke vorbereitet zum Sockeln Daraufhin wurden die Brücken okklusal mit Wachs an einer Drahthalterung befestigt und zentriert in einem quaderförmigen Sockelformer (Rena Sil, Dentaurum, Pforzheim, D) ausgerichtet, wobei ein Abstand von 5 mm zwischen Formerboden und Wurzelspitzen bestand (Abb. 13). Die Form wurde dann mit dem bereits für die Stumpfherstellung verwendeten Polyurethan bis zum zervikalen Wachsdraht ausgegossen. Abb. 13: Brücke in Sockelformer fixiert Nach Aushärtung im Drucktopf wurden die gesockelten Brücken aus der Silikonform entnommen und das Wachs in allen Bereichen entfernt. Abschließend wurden alle Sockelböden exakt parallel zur Okklusionsebene der Brücken gefräst (Abb. 14). So konnte Material und Methode 48 gleichzeitig eine identische Höhe aller Brücken in Bezug zur Tischebene eingestellt werden. Abb. 14: Brücke in Polyurethansockel fixiert 4.5 Alterungssimulation Nach der Zementierung und dem Sockeln der Brücken wurden die relevanten Einflüsse, denen eine zahnmedizinische Restauration im Milieu der Mundhöhle ausgesetzt ist, simuliert. Als Kontrolle wurden die Gruppen 1 und 2 dieser Alterungssimulation nicht unterzogen, sondern nach der Herstellung gleich der Bruchfestigkeitsprüfung zugeführt. Die übrigen Restaurationen wurden für einen Zeitraum von 200 Tagen bei 36 °C in H2O dest. gelagert. Zwischenzeitlich fand sowohl eine thermische als auch eine mechanische Wechselbelastung der Brücken statt. Die insgesamt 10.000 thermischen Wechselbelastungszyklen wurden unter Verwendung zweier Temperierbäder (RCS 6, Lauda, Königshofen, D) durchgeführt, die Temperaturen von +5 °C, bzw. +55 °C aufwiesen. Die Verweilzeit der Brücken in jedem Bad betrug pro Zyklus 30 s. Der Wechsel zwischen den Bädern erfolgte automatisiert, wobei die Brücken dabei 10 s der Umgebungsluft ausgesetzt waren. Die mechanische Wechselbelastung wurde im Kausimulator (Eigenbau, Forschungswerkstatt, Medizinische Hochschule Hannover, D) während kontinuierlicher Lagerung in H2O dest. bei 36 °C vorgenommen (Abb. 15 und 16). Die Gruppen 3 und 4 wurden dabei standardmäßig 1·106 Belastungszyklen mit einer Schwelllast von 100 N unterzogen. Diese Parameter wurden bei den Gruppen 5 (2·106 / 100 N) und 6 (1·106 / 200 N) variiert. Die Kraftapplikation erfolgte senkrecht zur Okklusalfläche im Material und Methode 49 Verbinderbereich 25/26 durch einen mit eingepasster Hartmetallkugel (∅ 6 mm, WC, Grade 25, HRC 90-91, Kugel Pompel, Wien, A) versehenen Metallstempel mit einer Frequenz von 2,5 Hz. Der Hubweg des Stempels betrug 2,0 mm. Um Kraftspitzen während des Auftreffens der Hartmetallkugel auf die Brücken zu vermeiden, wurden die Modellsockel vor Beginn des Belastungszyklus partiell mit einem weichbleibenden Silikon (Mollosil Plus, DETAX, Ettlingen, D) unterfüttert. Dies geschah mit Hilfe einer speziellen Schablone, die die Einbeziehung einer definierten Sockelbodenfläche erlaubte und so eine exakte Kraftdosierung ermöglichte. Zudem verhinderte eine 0,2 mm starke Zinnfolie im okklusalen Verbinderbereich das Auftreten von Spannungsspitzen in der Keramik im Auftreffbereich des Stempels. Nach Ende der Alterungssimulation wurden alle Restaurationen visuell hinsichtlich einer Gerüst- bzw. Verblendungsfraktur untersucht und eine mögliche Lockerung des Zementverbundes überprüft. Abb. 15: Kausimulator Material und Methode 50 Abb. 16: Brücke während der Wechselbelastung im Kausimulator 4.6 Bruchversuche Die Evaluation der Bruchfestigkeit wurde in einer Universalprüfmaschine (Type 20K, UTS Testsysteme, Ulm-Einsingen, D) bei Raumtemperatur vorgenommen. Bei einer Vorschubgeschwindigkeit der Traverse von 1 mm/min wurden die Brücken bis zum Bruch belastet. Wie bereits bei der mechanischen Wechselbelastung erfolgte die Krafteinleitung über eine Stahlkugel (∅ 6 mm) okklusal im Bereich des Verbinders 25/26, eine 0,2 mm starke Zinnfolie zwischen Kugel und Restauration vermied Spannungsspitzen (Abb. 17 und 18). Anhand eines gleichzeitig aufgezeichneten Belastungsdiagramms (Programm Phoenix, UTS Testsysteme, Ulm-Einsingen, D) konnte die zur Fraktur der untersuchten Proben führende Kraft ermittelt werden, wobei ein Lastabfall von mehr als 15 N als Versagen der Restauration gewertet wurde. Bei einem Lastabfall von mehr als 50 N, der bei allen Proben mit einem deutlich hörbaren Frakturgeräusch verbunden war, wurde der Traversenvorschub automatisch gestoppt. Im Anschluss an die Bruchprüfung wurden die Lokalisation des Frakturspaltes und Abplatzungen der Verblendkeramik dokumentiert. Eine genauere Betrachtung der Frakturspalten und der Abplatzungen erfolgte im Auflichtmikroskop (M3Z, Wild, Heerbrugg, CH). Die fotografische Dokumentation wurde mit einer angeschlossenen Digitalkamera vorgenommen (ProgRes C12 plus, Jenoptik, Jena, D). Material und Methode 51 Abb. 17: Schematische Darstellung der Prüfanordnung Abb. 18: Brücke während des Belastungstests in der Prüfmaschine 4.7 Fraktographische Analyse im Rasterelektronenmikroskop (REM) Die Bruchflächen ausgewählter Brücken wurden exemplarisch nach Durchführung der Bruchversuche rasterelektronenmikroskopisch untersucht. Die Analysen wurden in Zusammenarbeit mit dem Institut für Werkstoffkunde der Leibniz Universität Hannover Material und Methode 52 im REM (LEO 1455 VP, Carl Zeiss SMT AG, Oberkochen, D) ohne vorherige Konditionierung der Bruchflächen unter Niedervakuum vorgenommen. 4.8 Statistische Auswertung Die Auswertung der Bruchfestigkeitswerte erfolgte mit Hilfe der Statistiksoftware SPSS für Windows (Version 13.0, SPSS Inc., Chicago, USA). Zunächst wurden die Messwerte der einzelnen Gruppen unter Anwendung des Kolmogorov-Smirnov-Tests (p = 0,05) auf Normalverteilung geprüft. Aus den erhobenen Bruchlasten wurden dann die Kenngrößen Mittelwert, Median, Standardabweichung, Minimum und Maximum ermittelt. Die Daten der beiden Gruppen ohne Wechselbelastung (Gruppen 1 und 2) und der beiden Gruppen mit standardmäßiger Wechselbelastung (Gruppen 3 und 4) wurden anschließend einer univariaten, zweifaktoriellen Varianzanalyse unterzogen, um den Einfluss der mechanischen Vorschädigung und der Wechselbelastung zu untersuchen. Bei den vier Untersuchungsgruppen, die keine Vorschädigung aufwiesen (Gruppen 1, 3, 5, 6), wurde der Einfluss der unterschiedlichen Wechselbelastungsparameter mit Hilfe einer einfaktoriellen ANOVA-Analyse statistisch evaluiert. Bei Homogenität der Varianzen wurde der post-hoc Scheffé-Test angewendet, bei Inhomogenität der Varianzen der post-hoc Tamhane-Test. Das Signifikanzniveau wurde bei p = 0,05 festgelegt. Die graphische Darstellung der Ergebnisse erfolgte in Form von Boxplot-Diagrammen. In ihnen wurden Medianwert, mittlere Quartile und Extremwerte für die jeweiligen Gruppen von Messwerten angegeben. Zusätzlich wurde gruppenweise eine Weibull-Analyse der erhobenen Daten vorgenommen. Hierbei kam ebenfalls die oben genannte Statistiksoftware zur Anwendung. Im Rahmen der Analyse wurden die Weibullfestigkeit σ0, für die eine Versagenswahrscheinlichkeit von 63,21 % besteht, und der Weibullmodul m ermittelt. 53 Ergebnisse 5 Ergebnisse 5.1 Komplikationen nach Alterungssimulation Während der thermischen und mechanischen Wechselbelastungszyklen wurden an keiner der untersuchten Restaurationen Komplikationen beobachtet. Es traten weder Gerüstfrakturen noch Abplatzungen der Verblendung oder Dezementierungen auf. Lediglich eine Brücke frakturierte bereits vor der künstlichen Alterung beim Einbringen in den Kausimulator durch das Auftreffen eines unzureichend arretierten Belastungsstempels. Diese Brücke konnte nicht mehr der abschließenden Bruchlastprüfung unterzogen werden, so dass sich die Probenanzahl innerhalb der Gruppe 6 auf n = 9 erniedrigte. 5.2 Bruchlast Die Ergebnisse der Bruchlastprüfung für die einzelnen Gruppen sind in Tabelle 5 dargestellt. Abbildung 19 zeigt eine in ihrem Verlauf für alle untersuchten Gruppen repräsentative Messkurve in Form eines Belastungsdiagrammes. Bruchfestigkeiten [N] Gruppe Mittelwert Median Maximum Minimum Standardabweichung 1 1.525,0 1.514,0 1.880,6 1.129,6 76,5 2 1.334,7 1.321,2 1.707,8 907,0 89,4 3 903,7 932,3 1.066,6 712,4 40,8 4 921,1 878,0 1.197,4 639,6 55,6 5 923,5 895,2 1.146,0 710,8 40,3 6 952,4 890,8 1.256,6 739,8 51,4 Tab. 5: Übersicht der ermittelten Bruchfestigkeiten für die einzelnen Gruppen. Angabe des Mittelwertes, des Medians, des Maximumwertes, des Minimumwertes und der Standardabweichung Gruppe 1: keine Wechselbelastung, keine Vorschädigung Gruppe 2: keine Wechselbelastung, Vorschädigung Gruppe 3: Wechselbelastung / 1·106 Zyklen (100 N), keine Vorschädigung Gruppe 4: Wechselbelastung / 1·106 Zyklen (100 N), Vorschädigung Gruppe 5: Wechselbelastung / 2·106 Zyklen (100 N), keine Vorschädigung Gruppe 6: Wechselbelastung / 1·106 Zyklen (200 N), keine Vorschädigung 54 Ergebnisse Abb. 19: Belastungsdiagramm (Kraft als Funktion des Traversenwegs) 5.2.1 Einfluss der mechanischen Vorschädigung Der Einfluss der mechanischen Vorschädigung auf die Bruchfestigkeit wurde mit Hilfe einer univariaten, zweifaktoriellen Varianzanalyse statistisch untersucht. Eine Vorschädigung wurde sowohl bei später nicht wechselbelasteten (Gruppe 2) als auch bei später standardmäßig wechselbelasteten Brücken (Gruppe 4) vorgenommen. Daher musste bei der statistischen Analyse des Einflussfaktors Vorschädigung auch der Einflussfaktor Wechselbelastung berücksichtigt werden. Als Nullhypothese wurde angenommen, dass die mechanische Vorschädigung keinen signifikanten Einfluss auf die Bruchfestigkeit hat. Es zeigte sich, dass die Vorschädigung die Bruchfestigkeit der Brücken nicht signifikant beeinflusste (p = 0,213). Bei den nicht wechselbelasteten Brücken ohne Vorschädigung betrug die mittlere Bruchfestigkeit 1.525,0 N, im Vergleich dazu bei den Brücken mit Vorschädigung 1.334,7 N. Die wechselbelasteten Brücken ohne Vorschädigung wiesen mittlere Bruchfestigkeiten von 903,7 N und mit Vorschädigung von 921,1 N auf. Das Boxplotdiagramm in Abbildung 20 zeigt die graphische Gegenüberstellung der gemessenen Bruchlasten. 55 Ergebnisse 2.000 Wechselbelastung nein ja 1.800 Bruchlast (N) 1.600 1.400 1.200 1.000 800 600 nein ja Vorschädigung Abb. 20: Bruchlastwerte in Abhängigkeit von mechanischer Vorschädigung und künstlicher Alterung. Angegeben sind Median, mittlere Quartile und Extremwerte 5.2.2 Einfluss der künstlichen Alterung Der Einfluss der unterschiedlichen Wechselbelastungsparameter wurde mit Hilfe einer einfaktoriellen ANOVA-Analyse statistisch evaluiert. Ein gruppenweiser Vergleich erfolgte danach mit dem post-hoc Scheffé-Test. Als Nullhypothese wurde angenommen, dass die künstliche Alterung keine Auswirkung auf die Bruchfestigkeit der Brücken hat. Für die Auswertung wurden alle Gruppen herangezogen, die keine Vorschädigung aufwiesen. Die Anwendung von thermischer und mechanischer Wechselbelastung zeigte einen signifikanten Einfluss auf die Bruchfestigkeit der Restaurationen (p = 0,000). Im Vergleich zur Kontrollgruppe (Gruppe 1) ohne Wechselbelastung (1.525,0 N) kam es bei den künstlich gealterten Brücken zu einem deutlichen Abfall der Bruchfestigkeit. Die Variation der mechanischen Wechselbelastungsparameter zeigte hingegen keine signifikanten Auswirkungen auf die Bruchfestigkeit (Tab. 6). Die gemessenen Mittelwerte lagen für Gruppe 3 bei 903,7 N, für Gruppe 5 bei 923,5 N und für Gruppe 6 bei 952,4 N (Abb. 21). 56 Ergebnisse p-Werte für paarweisen Mittelwertvergleich Gruppe 1 1 3 5 6 0,000 0,000 0,000 0,995 0,942 3 0,000 5 0,000 0,995 6 0,000 0,942 0,987 0,987 Tab. 6: Ergebnisse des paarweisen Mittelwertvergleiches zum Einfluss unterschiedlicher Wechselbelastungsparameter auf die Belastbarkeit mit Hilfe des post-hoc Scheffé-Tests. Gruppe 1: keine mechanische Wechselbelastung Gruppe 3: 1·106 Zyklen (100 N) Gruppe 5: 2·106 Zyklen (100 N) Gruppe 6: 1·106 Zyklen (200 N) 2.000 1.800 Bruchlast (N) 1.600 1.400 1.200 1.000 800 600 1 3 5 6 Gruppe Abb. 21: Bruchlasten in Abhängigkeit von unterschiedlichen mechanischen Wechselbelastungsparametern. Angegeben sind Median, mittlere Quartile und Extremwerte Gruppe 1: keine mechanische Wechselbelastung Gruppe 3: 1·106 Zyklen (100 N) Gruppe 5: 2·106 Zyklen (100 N) Gruppe 6: 1·106 Zyklen (200 N) 57 Ergebnisse 5.3 Weibull-Analyse Die Werte für die Weibullfestigkeit σ0 lagen im Vergleich zu den mittleren Bruchlasten der einzelnen Gruppen zwischen 5,7 % (Gruppe 5) und 8,3 % (Gruppe 2) höher, die Tendenz dieser Veränderungen war bei allen Gruppen identisch. Die mechanische Vorschädigung der Gerüste führte zu einer Abnahme des Weibullmoduls m. Dies war sowohl bei den nicht wechselbelasteten (7,2 → 5,4) als auch bei den wechselbelasteten Brücken (8,0 → 6,2) zu beobachten. Die Erhöhung der Anzahl mechanischer Wechselbelastungszyklen ging mit einer Steigerung des Weibullmoduls einher. Dieser steigerte sich von 7,2 (Gruppe 1, keine Wechselbelastung) auf 8,0 (Gruppe 3, 1·106/100 N) und schließlich auf 8,6 (Gruppe 5, 2·106/100 N). Bei einer Erhöhung der einwirkenden Kraft auf 200 N (Gruppe 6) war dieser Trend hingegen nicht erkennbar, mit einem Weibullmodul von 7,2 lag kein Unterschied zur Kontrollgruppe vor. Tabelle 7 zeigt die Ergebnisse der Weibull-Analyse im Überblick. Weibull-Analyse Gruppe Weibullfestigkeit σ0 [N] Weibullmodul m 1 1.625,8 7,2 2 1.445,9 5,4 3 958,6 8,0 4 990,6 6,2 5 976,3 8,6 6 1.015,8 7,2 Tab. 7: Ergebnisse der Weibull-Analyse Gruppe 1: keine Wechselbelastung, keine Vorschädigung Gruppe 2: keine Wechselbelastung, Vorschädigung Gruppe 3: Wechselbelastung / 1·106 Zyklen (100 N), keine Vorschädigung Gruppe 4: Wechselbelastung / 1·106 Zyklen (100 N), Vorschädigung Gruppe 5: Wechselbelastung / 2·106 Zyklen (100 N), keine Vorschädigung Gruppe 6: Wechselbelastung / 1·106 Zyklen (200 N), keine Vorschädigung 58 Ergebnisse 5.4 Bruchmodus Nahezu alle untersuchten Brücken zeigten ein identisches Bruchverhalten (Abb. 22). Ausgehend vom basalen Anteil des interdentalen Verbinders zwischen 25/26 erstreckte sich der Frakturverlauf senkrecht in Richtung Kaufläche und rechtwinklig zur mesiodistalen Achse der Grundgerüste bis zum Angriffspunkt der Krafteinleitung. Dieser Punkt lag ebenfalls zwischen den Brückengliedern 25/26. Lediglich bei einer Restauration verlief der Frakturspalt nicht durch den gesamten Querschnitt der Restauration, sondern es trat ausschließlich eine großflächige Fraktur der Verblendkeramik ohne Einbeziehung des Gerüstmaterials auf. Da es dabei jedoch zu einem Lastabfall von mehr als 15 N kam, wurde auch dieses Ereignis als Versagen der Brücke gewertet. Im Rahmen des Frakturgeschehens konnten neben dem zentralen Frakturspalt oftmals weitere Abplatzungen und Sprünge in der Verblendkeramik beobachtet werden. Diese traten jedoch erst beim vollständigen Versagen der Brücken auf. In elf Fällen waren sie ausschließlich basal lokalisiert (Abb. 23), in 15 Fällen ausschließlich okklusal (Abb. 24). Ein kombiniertes Auftreten der basalen und okklusalen Lokalisation war bei 16 Restaurationen zu beobachten, 17 Brücken wiesen keine zusätzlichen Destruktionen der Verblendkeramik auf. Eine Korrelation zwischen dem Muster der Verblendabplatzungen und der mechanischen Vorschädigung bzw. der Wechselbelastungsparameter konnte nicht hergestellt werden. Abb. 22: Typischer Frakturverlauf 59 Ergebnisse Abb. 23: Abplatzung basaler Verblendungsanteile Abb. 24: Abplatzung der Verblendkeramik im Bereich der Krafteinleitung 5.5 REM-Untersuchung In Abbildung 25 ist die Bruchfläche einer im Rahmen der Studie frakturierten Brücke in der Übersicht dargestellt. Man erkennt deutlich das sehr homogen strukturierte Zirkoniumdioxidgerüst, das von der Verblendkeramik umgeben ist. Die Verblendung weist zahlreiche Lufteinschlüsse auf und zeigt eine für Gläser typische glatte, schollenartige Bruchoberfläche. Schon in der Übersichtsdarstellung ist der Bruchursprung deutlich zu 60 Ergebnisse erkennen, gekennzeichnet durch die für spröde Werkstoffe charakteristischen Bruchlinien, die strahlenartig auf den Ursprung der Fraktur zulaufen. Der Bruchursprung liegt im Zirkoniumdioxidgerüst direkt an der Grenzfläche zur Verblendkeramik und ist basal des mittleren Verbinders lokalisiert, in der Verblendkeramik ist hingegen kein charakteristischer Bruchspiegel zu finden. Bei Betrachtung des Bruchursprungs unter stärkerer Vergrößerung sind die für eine Bruchfläche keramischer Werkstoffe typischen Merkmale deutlich zu erkennen (Abb. 26). Die bruchauslösende Fehlstelle ist von einem glatten Bereich, dem so genannten Bruchspiegel umgeben. Radial exzentrisch folgen die in der angelsächsischen Literatur mit den Begriffen „mist“ und „hackle“ bezeichneten Bereiche, denen sich im Weiteren die Bruchlinien anschließen. Eine Analyse der Zirkoniumdioxidoberfläche unter erheblich stärkerer Vergrößerung zeigt, dass es sich nicht um ein komplett homogenes Gefüge handelt, sondern dass eine Vielzahl von Porositäten vorhanden ist (Abb. 27). Der Durchmesser dieser Poren beträgt ca. 0,3 - 0,5 µm. Abb. 25: Übersicht der Frakturoberfläche: Frakturursprung (Pfeil) im basalen Bereich des Konnektors innerhalb des Gerüstes 61 Ergebnisse Abb. 26: Detailansicht des Bruchursprungs. Typische Charakteristika einer keramischen Frakturoberfläche. Unterscheidung von Gerüst- (G) und Verblendkeramik (V) Abb. 27: Frakturoberfläche des Zirkoniumdioxidgerüstes in starker Vergrößerung. Zahlreiche Porositäten innerhalb des Gefüges 62 Diskussion 6 Diskussion 6.1 Diskussion der Methodik 6.1.1 In-vitro-Untersuchung Die Prüfung von Werkstoffeigenschaften in Form von In-vitro-Untersuchungen wird in der Zahnmedizin durchgeführt, um Materialien oder ganze Bauteile bezüglich eines Einsatzes in der Mundhöhle zu beurteilen. Die Ergebnisse ermöglichen es, Rückschlüsse in Bezug auf die klinische Eignung zu ziehen und Prognosen für bestimmte Indikationsbereiche abzugeben. Gegenüber Untersuchungen an einfachen Prüfkörpern, die in erster Linie der Bestimmung von materialspezifischen Kennwerten dienen, lassen Studien an kliniknahen Restaurationen sehr viel exaktere Aussagen über das zu erwartende In-vivo-Verhalten zu. Die Aussagen können noch weiter verifiziert werden, wenn bei der Beurteilung der Werkstoffeigenschaften die verschiedenen Einflüsse, denen eine zahnärztliche Restauration im Milieu der Mundhöhle ausgesetzt ist, berücksichtigt werden. Hierzu zählen, neben der ständigen Anwesenheit des wässrigen Mediums Speichel, Temperaturunterschiede bei der Nahrungsaufnahme und zyklische Kaubelastungen. Im Vergleich zu In-vivo-Untersuchungen bieten In-vitro-Experimente den Vorteil, dass sie weniger Kosten verursachen, leichter reproduzierbar sind und die beeinflussenden Faktoren besser kontrolliert werden können. So besteht die Möglichkeit, die Bedingungen der Mundhöhle unter exakt festgelegten Parametern reproduzierbar zu simulieren und Vorgänge, die in vivo erst innerhalb langer Zeiträume wirksam werden, zeitsparend darzustellen. Zudem kann im In-vitro-Experiment die Schädigung von Geweben oder ganzer Organismen sicher vermieden werden [149, 150, 202]. Jeder noch so wirklichkeitsnah gestaltete In-vitro-Test stellt jedoch nur eine technisch realisierbare Annäherung an die klinische Situation dar. 6.1.2 Herstellung der Brücken Bei der Herstellung aller 60 untersuchten Brücken wurden Zirkoniumdioxidgerüste verwendet, die mit einer Verblendkeramik individualisiert wurden. Keramische Materialien zeichnen sich durch ihre ausgezeichnete Biokompatibilität, eine geringe Plaqueanlagerung und sehr gute ästhetische Eigenschaften aus. Aufgrund ihrer mechanischen Eigenschaften werden zunehmend Zirkoniumdioxidkeramiken als Gerüstwerkstoff ein- Diskussion 63 gesetzt [203]. Die physikalischen Eigenschaften des Zirkoniumdioxids machen jedoch eine Verarbeitung mit herkömmlichen dentaltechnischen Methoden praktisch unmöglich. Hohe Sinter- und Schmelztemperaturen lassen die Anwendung von Sinter-, Gussund Presstechnologien im Dentallabor nicht zu. Für die Bearbeitung kommen daher CAD/CAM-Verfahren zum Einsatz, die die Verwendung von industriell hergestellten Zirkoniumdioxidrohlingen ermöglichen [125, 129]. In der vorliegenden Arbeit wurden vorgesinterte Zirkoniumdioxidrohlinge, so genannte Weißlinge, mit Hilfe des CAMSystems Cercon® verarbeitet. Im Gegensatz zu dichtgesinterten Materialien können diese Weißlinge leicht spanabhebend bearbeitet werden. Eine Schwindung von ca. 25 % im abschließenden Sinterprozess muss dabei jedoch berücksichtigt werden. Dies geschieht automatisiert innerhalb der Fräseinheit. Beim verwendeten CAM-System ist es erforderlich, eine Vorform der zu fertigenden Restauration zu erstellen. Im labortechnischen Alltag wird diese Vorform über eine Wachsmodellation erzeugt. Im Rahmen dieser Untersuchung wurde jedoch nur das „Muttergerüst“ anhand eines „Wax-ups“ erstellt. Dieses Muttergerüst aus Zirkoniumdioxid diente dann für alle untersuchten Restaurationen als Vorform, welche immer neu eingescannt werden konnte. Somit war die Dimensionierung der Brückengerüste innerhalb der gerätespezifischen Fertigungstoleranzen identisch und es bestand nicht die Gefahr, dass es über die Zeit zu Verziehungen wie bei einer Wachsmodellation kommen konnte. Bei eigenen Messungen der Außenkontur ergaben sich nach dem Sinterprozess Dimensionsabweichungen von nicht mehr als 100 µm zwischen den einzelnen Zirkoniumdioxidgerüsten. Übereinstimmend dazu fanden Moldovan et al. für dreigliedrige Brücken, ebenfalls gefertigt mit dem Cercon®System, durchschnittliche Abweichungen von -70 bis +30 µm bei der externen Passgenauigkeit [204]. Nach dem endgültigen Sintern wurden die Brückengerüste durch geringfügige Innenbearbeitung der Kronenlumina auf das Urmodell aufgepasst. Dies geschah mit einem Feinkorndiamanten unter Wasserkühlung. Verschiedene Untersuchungen zeigen, dass eine mechanische Bearbeitung mit Schleifinstrumenten zu einer Festigkeitsminderung von Zirkoniumdioxidkeramiken führt [205-207], wobei Fischer et al. keine Mikrorissbildung wie bei anderen Dentalkeramiken fanden, sondern ein bearbeitungsinduziertes Aufschmelzen der Randzone beobachten konnten [179]. Gegenüber diesen Ergebnissen wurde bei der simulierten Schleifbearbeitung von Implantatabutments aus Zirkoniumdioxid kein festigkeitsmindernder Einfluss festgestellt [208]. Auch wenn durch das Beschleifen nach dem endgültigen Sinterprozess die Gefahr einer Fes- Diskussion 64 tigkeitsabnahme besteht, so ist es dennoch die derzeit klinisch einzig praktikable Methode, den korrekten Sitz der Restaurationen auf den Pfeilerstümpfen zu gewährleisten, und wird vom Hersteller in den Verarbeitungsrichtlinien empfohlen [134]. Nach dem Aufpassen wurden die Brückengerüste der Gruppen 2 und 4 im basalen Bereich des mittleren Verbinders definiert mechanisch vorgeschädigt. Mit Analysen nach der Methode der finiten Elemente konnte gezeigt werden, dass gerade diese Lokalisation besonders kritisch ist, da es hier bei Kaubelastung zum Auftreten von Spannungsspitzen kommt, die eine weitere Rissausbreitung begünstigen [181-183]. Zur Untersuchung der Auswirkung einer mechanischen Vorschädigung auf die Bruchfestigkeit ist die in der vorliegenden Studie gewählte Stelle somit gut geeignet, da dort der größte Einfluss zu erwarten ist. Durch die identische Gerüstgeometrie aller Proben sowie die exakt reproduzierbaren Bedingungen während des Schädigungsprozesses sind mögliche Dimensionsabweichungen zwischen den einzelnen Schadstellen zu vernachlässigen. Der Einfluss einer mechanischen Vorschädigung an kliniknahen Restaurationen wurde bislang noch nicht untersucht. Alle bisherigen Arbeiten zur mechanischen Schädigung von Zirkoniumdioxidkeramiken wurden an Probekörpern einfacher Geometrie durchgeführt. Zhang et al. benutzten einen sphärischen Indenter, um eine Vorschädigung zu erzeugen [209], ebenso wie Lee et al., die zusätzlich noch einen Ritz an der Oberfläche anbrachten [177]. Kliniknähere Schädigungen nahmen Fischer et al. mit Hilfe eines rotierenden Diamantschleifers, bei unterschiedlichen Anpressdrücken und Umdrehungsgeschwindigkeiten vor [179]. Ähnliche Versuchsbedingungen wurden in einer Arbeit von Luthardt et al. gewählt [180]. Die genannten Autoren beschrieben allesamt eine signifikante Abnahme der Festigkeiten infolge der Bearbeitung. Im Vorfeld der Verblendung wurden alle Brücken gemäß den Herstellerangaben mit Aluminiumoxid abgestrahlt. In der Literatur finden sich gegensätzliche Angaben zum Einfluss des Strahlprozesses auf die Festigkeit von Zirkoniumdioxidkeramiken. Während Zhang et al. von einer signifikanten Abnahme der Festigkeit durch auftretende Defekte an der Keramikoberfläche berichten [210], wurde in zahlreichen anderen Untersuchungen ein festigkeitssteigernder Einfluss des Strahlprozesses gefunden, der auf Druckspannungen im Bereich der oberflächlichen Schichten zurückgeführt wird [200, 206, 207, 211]. 65 Diskussion Bei der abschließenden Verblendung der Brücken wurde eine identische Gestaltung der Proben angestrebt, um eine Beeinflussung der Belastbarkeit durch differierende Verblendschichtstärken möglichst gering zu halten. Zwar bewerten Beuer et al. den Einfluss unterschiedlicher Verblendschichtstärken als unbedeutend [212] und auch Fleming et al. konnten keinen signifikanten Einfluss des Verhältnisses der Stärken von Gerüst und Verblendung auf die Bruchfestigkeit standardisierter Prüfkörper finden [213], Grundvoraussetzung vergleichender Studien sind jedoch gleichartige Proben. 6.1.3 Modellherstellung Bei der Untersuchung der Belastbarkeit von vollkeramischen Restaurationen werden in der Literatur verschiedene Modellstumpfmaterialien verwendet. Neben natürlichen Zähnen [214, 215] kommen vor allem Legierungen [192, 195] und Kunststoffe [194] zum Einsatz. Natürliche Zähne bilden zwar die In-vivo-Situation am besten ab, sie haben jedoch den Nachteil, dass keine exakt reproduzierbaren Stumpfgeometrien erzeugt werden können und die Materialkenndaten der einzelnen Zähne differieren. Die somit auftretenden Unterschiede können innerhalb der Untersuchungsgruppen zu einer breiten Streuung der Ergebnisse führen. Stümpfe aus Kunststoff oder Metall hingegen können durch Dublieren in beliebiger Zahl hergestellt werden. Allerdings unterscheiden sich die mechanischen Eigenschaften der verwendeten Materialien zum Teil erheblich von denen der originären Zahnhartsubstanz, so dass die Ergebnisse nur eingeschränkt auf die In-vivo-Situation übertragbar sind. Im Rahmen der vorliegenden Studie wurde Polyurethan als Stumpfmaterial verwendet. Die identische Gestaltung aller Brücken machte es möglich, die Modellstümpfe mit identischer Geometrie in großer Anzahl über ein Dublierverfahren herzustellen. Zudem sollten die Brücken nicht adhäsiv auf den Pfeilern befestigt werden, so dass keine konditionierbaren Stumpfoberflächen notwendig waren. Das verwendete Modellstumpfmaterial auf Polyurethanbasis weist nach Angaben des Herstellers einen Elastizitätsmodul von 3.500 N/mm2 auf. Dieser Wert konnte in eigenen Untersuchungen bestätigt werden. Im Vergleich zu anderen Kunststoffen zeigt das Material somit einen höheren Widerstand gegenüber Biegebeanspruchungen. Der Elastizitätsmodul liegt jedoch sowohl unter dem von Dentin als auch unter dem von Knochen. Für Dentin und Knochen werden in der Literatur ähnliche Werte angegeben, die sich in einer Größenordnung von 10.000 - 20.000 N/mm2 bewegen [216-218]. Dennoch stellt das verwendete Polyurethanmaterial verglichen mit Nichtedelmetalllegierun- 66 Diskussion gen (Elastizitätsmodul ca. 150.000 - 250.000 N/mm2) [219] eine bessere Nährung der natürlichen Situation dar. Modelle aus entsprechenden Legierungen weisen eine sehr große Steifigkeit auf, so dass belastete Brücken gegenüber den Verhältnissen in der Mundhöhle stärker abgestützt werden. Diese stärkere Abstützung resultiert in erhöhten Bruchlastwerten der untersuchten Restaurationen [158]. Bei der Herstellung der Modelle für die späteren Belastungsversuche wurden zuerst die Brückenanker auf den Einzelstümpfen zementiert und daraufhin im Modellsockel fixiert. Auf diese Weise konnten die Brücken, abgesehen von der Kontraktion des Polyurethans beim Abbindevorgang (Herstellerangabe 0,37 % linear), spannungsfrei auf den Modellen befestigt werden. Im Gegensatz dazu kann die Zementierung auf Modellen mit bereits zuvor im Sockel fixierten Stümpfen in Folge von Passungenauigkeiten zwischen Brücke und Modell zum Auftreten von Vorspannungen innerhalb der Restauration führen, welche die Belastbarkeit beeinflussen. Daher wurde bei der Befestigung die Methode der Einzelstumpfzementierung gewählt, auch wenn diese nicht dem Vorgehen im Rahmen der klinischen Situation entspricht. 6.1.4 Simulation der Zahnbeweglichkeit Innerhalb der Mundhöhle treten zahlreiche Faktoren auf, die die Belastbarkeit von festsitzendem Zahnersatz beeinflussen und daher in eine realitätsnahe Simulation mit einbezogen werden sollten. Einer dieser Faktoren ist die physiologische Beweglichkeit der Pfeilerzähne. Über das Parodontium sind die Zähne beweglich in der knöchernen Alveole verankert. Sie zeigen eine Mobilität in vertikaler, in horizontaler und in rotatorischer Richtung. Zur Dimension der möglichen Auslenkungen liegen in der Literatur verschiedene Angaben vor, die sich bei gleicher Kraftgröße und -richtung um bis zu 300 % unterscheiden [220]. Im Rahmen der vorliegenden Untersuchung kam es während der mechanischen Wechselbelastung und der anschließenden Bruchlastprüfung zu einer senkrecht zur Okklusalfläche gerichteten Kraftapplikation und somit in erster Linie zu einer vertikalen Belastung des artifiziellen Parodontiums. Parfitt gibt für diesen Belastungsmodus eine natürliche Zahnbeweglichkeit von 20 µm bis 28 µm bei einer Belastung von 1 N bis 10 N an [221]. Im gleichen Kraftintervall hingegen fand Heners lediglich Werte von etwa 12 µm bis 16 µm [222]. Allgemein ist die Größe der Zahnbeweglichkeit abhängig von der Höhe des Alveolarknochens, der Breite des parodontalen Ligaments, der Form und Anzahl der Wurzeln sowie der Größe und Richtung der einwirkenden Kräfte Diskussion 67 [223]. Entsprechend berichten die meisten Autoren auch von starken interindividuellen Unterschieden innerhalb der Untersuchungsgruppen. Wie beschrieben, ist es dem natürlichen Zahn möglich, aufgrund seiner desmodontalen Befestigungsstruktur auf Belastungen mit einer Auslenkung zu reagieren und ihnen so zumindest teilweise ausweichen zu können. Werden festsitzende Brücken auf mehreren Pfeilerzähnen verankert, kommt es durch diese Beweglichkeit während Okklusions- und Laterotrusionskontakten zum Auftreten von zusätzlichen Druck-, Zug- und Scherspannungen innerhalb der Restaurationen. Wenn in In-vitro-Versuchsanordnungen eine rigide Lagerung gewählt wird, so bleiben diese Freiheitsgrade unberücksichtigt und die untersuchten Konstruktionen werden unverhältnismäßig stark versteift, was in erhöhten Belastbarkeiten der Restaurationen resultiert. Um die natürliche Pfeilerresilienz in vitro zu simulieren, werden daher die Stümpfe in verschiedenen Studien mit einer Elastomerschicht ummantelt. Bei Scharnagl et al. [224] und Rosentritt et al. [158] sind die Zahnwurzeln von einer Polyetherschicht umgeben, Pauli [184] und Kappert et al. [59] verwenden hingegen Materialien auf Silikonbasis. Unabhängig vom Material zeigen sich jedoch bei allen Autoren für die untersuchten vollkeramischen Brückenrestaurationen bei beweglicher Lagerung deutlich geringere Bruchlastwerte als bei starrer Lagerung. Demgegenüber konnten Kern et al. keinen festigkeitsmindernden Einfluss einer resilienten Lagerung finden [225]. In der vorliegenden Studie wurden zur Simulation der Resilienz die Wurzeln der Pfeilerstümpfe mit einem Elastomer auf Latexbasis beschichtet. Dieses besitzt auch im feuchten Milieu eine gute Dauerbeständigkeit. Das dünnfließende Material wurde in drei Schichten auf die Wurzeloberfläche aufgebracht. Es ergab sich danach in Abhängigkeit von der Lokalisation eine Schichtstärke von 0,35 - 0,55 mm. Nach Befestigung im Polyurethansockel waren die Stümpfe somit beweglich gelagert. Neben der Nachgiebigkeit der Latexschicht setzt sich die Pfeilerbeweglichkeit des Weiteren aus der Biegung des Stumpfes und der Verformung der Sockelbasis zusammen. Im Vergleich zu Dentin und Knochen ist diese Verformbarkeit aufgrund des niedrigeren Elastizitätsmoduls des Polyurethanmaterials stärker ausgeprägt. Die im verwendeten Simulationsmodell erreichte axiale Pfeilerbeweglichkeit von 29 - 95 µm bei einer Belastung von 50 - 100 N [226] stellt im Vergleich zur Extrapolation der in der Literatur angegebenen Werte für die natürliche Resilienz eine gute Näh- 68 Diskussion rung dar. Zwar reicht in den Untersuchungen an natürlichen Zähnen die vertikale Beweglichkeit bereits bei einer Kraft von nur 10 N mit 28 µm [221] an das Simulationsmodell heran, doch ist zu berücksichtigen, dass Kraft und Weg in diesem Fall nicht linear korrelieren, sondern die Resilienz des Zahnes vielmehr einer Sättigungskurve folgt. Die bei natürlichen Zähnen auftretende verstärkte Verformung der Desmodontalfasern zu Beginn einer Belastung [227] konnte in dieser Simulation nicht berücksichtigt werden. 6.1.5 Alterungssimulation In der vorliegenden experimentellen In-vitro-Studie sollte das Umgebungsmilieu der Mundhöhle möglichst realitätsnah abgebildet werden, um Rückschlüsse auf das zu erwartende In-vivo-Verhalten ziehen zu können. Wie aus der Literatur bekannt, kommt es im Mundhöhlenmilieu zu einer Degradation der untersuchten Zirkoniumdioxidkeramik und damit letztendlich zu einer Verringerung der Belastbarkeit der Brückenrestaurationen [165]. Diese Herabsetzung der mechanischen Eigenschaften sollte analysiert und dabei die Variation verschiedener Einflussgrößen beurteilt werden. Als Faktoren bei der Simulation einer mehrjährigen Tragedauer kamen die Auslagerung in einer wässrigen Umgebung, sowie eine thermische und mechanische Wechselbelastung zum Einsatz. 6.1.5.1 Wasserlagerung Alle Proben, die einen künstlichen Alterungsprozess durchliefen, wurden bei Körpertemperatur (36 °C) für 200 Tage in H2O dest. ausgelagert. Es ist bekannt, dass konventionelle Keramiken unter Wassereinfluss, bedingt durch den Rebinder-Effekt und die Spannungsrisskorrosion, einer Festigkeitsminderung unterliegen [162]. Zirkoniumdioxid ist im wässrigen Milieu zudem von einer weiteren Degradationsart betroffen, deren Mechanismus bereits in Kapitel 2.5.2 beschrieben wurde [166-168]. Da zahnärztliche Restaurationen an ihrem Einsatzort ständig einer feuchten und damit potenziell korrosiven Umgebung ausgesetzt sind, ist es wichtig, dieses auch im Rahmen der simulierten Alterung zu berücksichtigen. In anderen Untersuchungen zur Belastbarkeit vollkeramischer Restaurationen fand eine Wasserlagerung in der Regel nur über einen sehr kurzen Zeitraum statt. Zumeist wurden die Proben im Rahmen der thermischen und mechanischen Wechselbelastung für wenige Tage dem wässrigen Milieu ausgesetzt [214, 215, 228], oder es wurde nur eine kurze zusätzliche Auslagerung vorgenommen [49, 196]. 69 Diskussion Rosentritt et al. gehen jedoch davon aus, dass eine Feuchtigkeitsexposition von nur wenigen Tagen lediglich zu einer oberflächlichen Diffusion von Wassermolekülen in die Keramik führt. Die schon durch die alleinige Anwesenheit von Wasser ausgelösten Degradationsprozesse üben in dieser Zeit nur einen geringen Einfluss auf die Gesamtfestigkeit der Restaurationen aus [158]. Eine Wasserlagerung von wenigen Tagen simuliert somit eine längere Tragedauer nur unzureichend. Im Sinne eines rationellen Studiendesigns ist allerdings keine Auslagerung in der Zeitspanne von In-vivo-Tragedauern möglich. Weitere Untersuchungen zeigen, dass bei Zirkoniumdioxidkeramiken die spontane Transformation von der tetragonalen in die monokline Phase anfangs schnell voranschreitet, die Degradation jedoch nach gewisser Zeit stagniert. Drummond beispielsweise fand, dass es nach ca. 300 Tagen nur noch zu einer geringfügigen Abnahme der Festigkeit von Zirkoniumdioxid im wässrigen Milieu kommt [229]. Somit ist in der vorliegenden Studie während der 200tägigen Wasserlagerung ein Großteil der auftretenden Degradation zu erwarten. Da die in dieser Studie untersuchten Restaurationen bereits vor Beginn der Wasserlagerung verblendet wurden, stellt sich die Frage, ob die Verblendkeramik eine Art Schutzschicht für den Gerüstwerkstoff bildet. Sie könnte so die Zirkoniumdioxidkeramik, und damit den für die Stabilität des Gesamtwerkstücks verantwortlichen Anteil, vor einem korrosiven Angriff des umgebenden Wassers abschirmen. Zwar wird in der Literatur diese Möglichkeit für speziell dotierte, oxidische Keramiken diskutiert [230], für die sehr korrosionsanfälligen Feldspat- und Glaskeramiken scheint ein solcher Mechanismus jedoch eher unwahrscheinlich, wurde bisher jedoch noch nicht weitergehend untersucht. 6.1.5.2 Thermische Wechselbelastung Während der 200tägigen Wasserlagerung wurden die zementierten Brücken zusätzlich für 10.000 Zyklen einer thermischen Wechselbelastung in zwei Temperierbädern unterzogen, die Temperaturen von +5 °C bzw. +55 °C aufwiesen. Diese Behandlung sollte die zyklischen Temperaturschwankungen simulieren, denen Zahnersatz bei der Aufnahme unterschiedlichster Nahrungsmittel und Getränke sowie durch die Atemluft ausgesetzt ist. Diskussion 70 Die Angaben in der Literatur zu den während der Nahrungsaufnahme in der Mundhöhle auftretenden Temperaturdifferenzen schwanken. Marx gibt ein Intervall zwischen -8 °C und +81 °C an [231], andere Autoren nennen weniger extreme Werte zwischen 0 °C und +67 °C [170, 171]. Nach verschiedenen Untersuchungen führt dies im Bereich der Restaurationen zu Temperaturen von +5 °C bis +55 °C [172, 173]. Die genannten Temperaturen werden heute im Rahmen der Untersuchung von dentalen Materialien und Restaurationen von nahezu allen Arbeitsgruppen bei der Simulation der oralen Verhältnisse angewandt [158, 193, 228]. Die wechselnden thermischen Belastungen können innerhalb eines Werkstoffs zu Spannungen führen, durch die wiederum eine Rissbildung begünstigt wird. Gerade Keramiken sind aufgrund ihrer Sprödigkeit empfindlich gegenüber diesen Spannungen, die sich in einem fortschreitenden unterkritischen Risswachstum manifestieren [232, 233]. Noch stärker werden Materialverbunde von den wechselnden Temperaturen beeinflusst. Infolge unterschiedlicher Wärmeausdehnungskoeffizienten der Materialien kommt es im Verbundbereich zwischen den Grenzflächen zu Spannungen, dies wirkt sich insbesondere auf adhäsive Verbundsysteme aus [234, 235]. Einflüsse auf den Verbund zwischen Gerüst- und Verblendkeramik wurden bisher noch nicht beschrieben. In der Literatur gibt es zahlreiche, zum Teil sehr stark voneinander abweichende Angaben zu den Haltezeiten, in denen die Proben den jeweiligen Temperaturen ausgesetzt werden. Die beschriebenen Zeiträume erstrecken sich von 4 s [236] bis hin zu 1.200 s [237]. Entscheidend ist aber, dass die Proben die in den Bädern vorherrschende Temperatur vollständig erreichen. Dies macht es erforderlich, dass die Haltezeiten ausreichend lang und die Proben an allen Flächen von Flüssigkeit bedeckt sind. Nach einer Untersuchung von Barclay dauert es durchschnittlich 30 s, bis Zähne, die restaurativ versorgt sind, vollständig die Umgebungstemperatur angenommen haben [238]. In der vorliegenden Studie wurden die Brücken in jedem der beiden Temperbäder jeweils 10.000 mal für 30 s komplett von Wasser bedeckt. Es ist somit wahrscheinlich, dass die Restaurationen vollständig auf die Wassertemperatur abgekühlt bzw. aufgewärmt wurden. Eine Verweildauer von 30 s wurde auch bereits von zahlreichen Autoren bei der Durchführung einer thermischen Wechselbelastung angewandt [193, 194]. Die Anzahl der Temperaturwechsel, die alltäglich in der Mundhöhle auftreten, war bislang noch nicht Gegenstand eingehender wissenschaftlicher Untersuchungen [239]. Es 71 Diskussion liegen lediglich grobe Schätzungen vor, die von ca. zehn Zyklen pro Tag ausgehen [176]. Andere Angaben schwanken für die Zeit der klinischen Lebensdauer eines eingegliederten Zahnersatzes (ca. 10 - 15 Jahre) zwischen 5.000 und 50.000 Zyklen [174, 175]. Betrachtet man die sehr große Anzahl an Studien, in denen für alle möglichen Arten von zahnärztlichen Restaurationsmaterialien eine thermische Wechselbelastung angewandt wurde, so findet man einen Durchschnittwert von ca. 10.000 Wechselbelastungszyklen [239]. In zahlreichen Untersuchungen, die sich mit der Belastbarkeit vollkeramischer Restaurationen befassen, wurden, so wie in der vorliegenden Studie, ebenfalls 10.000 Wechselbelastungszyklen durchgeführt [193, 214, 228]. 6.1.5.3 Mechanische Wechselbelastung Zum Abschluss der Alterungssimulation wurden die Brücken einer mechanischen Wechselbelastung unterzogen, die die während des Kauakts auftretenden Kräfte simulieren sollte. Die Anzahl der zyklischen Kaubelastungen variierte dabei je nach Untersuchungsgruppe zwischen 1·106 und 2·106, bei Schwelllasten von 100 N bzw. 200 N und einer Kaufrequenz von 2,5 Hz. Von vielen Arbeitsgruppen, die die Belastbarkeit von vollkeramischem Zahnersatz untersuchen, werden bei der Durchführung einer Alterssimulation ca. 240.000 Kaubelastungen mit einer einjährigen Tragedauer korreliert. In der Regel werden in diesen Untersuchungen 1,2·106 Kauzyklen durchgeführt, woraus sich die Annahme einer simulierten Tragedauer von fünf Jahren ergibt [193, 197, 199, 214, 240]. Die zugrunde liegenden Daten beruhen jedoch nicht auf Messungen, die die tatsächlich auftretenden Kauakte betrachten. Vielmehr wurden die In-vitro-Veränderungen von Komposit- und Amalgamfüllungen im Kausimulator mit dem In-vivo-Verhalten dieser Füllungsmaterialien verglichen. Die Beobachtungszeiträume in diesen nicht systematisch verifizierten Invivo-Studien waren sehr kurz und die Zahl der untersuchten Proben gering. Dennoch wurden die Daten auf längere Zeiträume extrapoliert und mit der Anzahl der In-vitroKauzyklen korreliert [157, 241, 242]. Gegenüber diesen Ergebnissen fanden Rosentritt et al. bei der Registrierung der tatsächlich auftretenden Kaubewegungen erheblich höhere Werte. Nach Beobachtungen an Zahnärzten und Zahnmedizinstudenten gehen sie davon aus, dass der Mensch bis zu 800.000 Kauzyklen pro Jahr ausführt [158]. In der gleichen Untersuchung stellten sie zudem eine durchschnittliche Kaufrequenz von 1,2 Hz fest, was sich weitgehend mit den Werten anderer Autoren deckt [152, 153]. 72 Diskussion Gleichzeitig bemerken sie aber, dass auch bei Anwendung höherer Frequenzen im Kausimulator, bis hin zu 10 Hz, keine Verfälschung der Wechselfestigkeit des Materials zu erwarten ist. Die durchschnittlichen Kaukräfte im Molarenbereich liegen je nach Härte der Speisen zwischen 20 N und 120 N [156]. Es können jedoch Maximalkräfte von 150 - 665 N, bei Bruxismus von bis zu 1.221 N auftreten [154, 155]. In den meisten Studien, die die Belastbarkeit vollkeramischer Restaurationen betrachten, werden bei der mechanischen Wechselbelastung Kaukräfte von 50 N angewandt [193, 197, 199, 214, 240]. Die in der vorliegenden Untersuchung eingesetzten Kräfte liegen mit 100 N bzw. 200 N dagegen im oberen Bereich des physiologisch auftretenden Spektrums. Neuere Studien arbeiten jedoch ebenfalls mit ähnlichen [158] oder sogar mit größeren Schwelllasten von 300 N, wobei letzteres mit einer starken Verringerung der Zyklenzahl einhergeht [228, 243]. Eine Erhöhung der simulierten Kaukraft ist nach Rosentritt et al. mit einer Abnahme der Bruchfestigkeit vollkeramischer Restaurationen verbunden [158]. Unter diesem Gesichtspunkt erscheint eine Steigerung der Schwelllast durchaus berechtigt, da so die Belastbarkeit der Restaurationen auch unter stärkerer mechanischer Beanspruchung, sei es durch Bruxismus oder sehr harte Nahrung, besser abgeschätzt werden kann. 6.1.6 Untersuchung der Bruchlast Werkstoffspezifische Kennwerte eines Materials, wie z. B. die Festigkeit, werden unter Normbedingungen an standardisierten Prüfkörpern evaluiert. Um jedoch die Tauglichkeit eines Werkstoffes in vitro für die Anwendung im klinischen Bereich beurteilen zu können, müssen wie in der vorliegenden Studie bauteilnahe Prüfkörper untersucht werden. Diese weisen zum einen erheblich komplexere Geometrien als die Normprüfkörper auf, zum anderen stellen sie in der Regel Werkstoffverbunde, z. B. aus Gerüstkeramik und Verblendkeramik, dar. Die mechanische Belastbarkeit einer Restauration kann dabei nicht durch einfache Addition der Materialfestigkeiten der einzelnen Verbundkomponenten ermittelt werden. Vielmehr entscheiden zahlreiche Faktoren (Schichtstärke der Materialien, Verbundkräfte, geometrische Zuordnungen, etc.) über die mechanischen Eigenschaften der Gesamtkonstruktion. Die Belastbarkeit, bzw. Bruchfestigkeit der Restaurationen wurde in der vorliegenden Untersuchung mit Hilfe eines statischen Bruchtests evaluiert. Die Proben wurden dabei Diskussion 73 unter kontinuierlichem Kraftanstieg bis zum Bruch belastet. Die Kenntnis dieser Belastbarkeit ist von grundlegender Bedeutung für die Beurteilung des Verhaltens beim klinischen Einsatz, da das totale Versagen in Form einer Fraktur des Bauteils eine häufige Ursache für den klinischen Misserfolg von Vollkeramikrestaurationen darstellt. Die Krafteinleitung erfolgte in axialer Richtung, senkrecht zur Kaufläche, im Bereich des mittleren Verbinders, wie auch von anderen Autoren für die Bruchlastprüfung von viergliedrigen Seitenzahnbrücken angegeben [193, 194]. Alternativ wird ein Versuchsaufbau beschrieben, bei dem die Belastungseinleitung an zwei Auflagepunkten, nämlich zentral an beiden Brückengliedern, vorgenommen wird [192, 195]. Aufgrund einer stärkeren Verteilung der auftretenden Belastungen durch diese Anordnung sind durchschnittlich höhere Bruchfestigkeiten zu erwarten. Die Kraft wurde in der vorliegenden Studie durch eine, in stabiler 3-Punkt-Abstützung gelagerte, Kugel mit 6 mm Durchmesser auf die Randleisten im Verbinderbereich übertragen, um eine gleichmäßige Kraftverteilung zu erreichen. Zusätzlich reduzierte eine 0,2 mm starke Zinnfolie zwischen Kugel und Restauration das Auftreten von Spannungsspitzen. In der Universalprüfmaschine erfolgte die Kraftapplikation mit einer Vorschubgeschwindigkeit von 1 mm/min bis zur Fraktur der Brücken. Als Versagen wurde aber bereits ein während der Bruchlastprüfung auftretender Lastabfall von mehr als 15 N gewertet, der dem aufgezeichneten Belastungsdiagramm entnommen werden konnte. Auch wenn einige Restaurationen bei diesem Abfall noch keinen katastrophalen Bruch aufwiesen, so war ihre strukturelle Integrität, z. B. durch Abplatzungen der Verblendkeramik, doch derart gestört, dass man klinisch von einem Versagen sprechen würde. In vielen anderen Studien wurde ein solcher vorheriger Lastabfall nicht berücksichtigt, sondern alleinig die Totalfraktur bewertet [192, 193, 195]. Ansonsten sind in der Literatur die angesetzten Grenzen für den Lastabfall sehr inhomogen, neben niedrigeren Werten [194] findet sich auch eine prozentuale Abhängigkeit von der zuvor aufgetretenen Kraftspitze [196, 200]. Für die Prüfung der Bruchfestigkeit zahnärztlicher Restaurationen liegen weder internationale noch nationale Normen vor, sondern die Bedingungen werden von den jeweiligen Untersuchern festgelegt. Daher ist es schwierig, die von verschiedenen Autoren erhobenen Bruchlastwerte objektiv miteinander zu vergleichen, auch wenn sie für gleichartige Restaurationen ermittelt wurden. Aufgrund von Unterschieden in der Dimensionierung der Probekörper und den verwendeten Versuchsbedingungen können die Ergebnisse für ansonsten identische Materialien erheblich schwanken. Streng genom- 74 Diskussion men ist somit ein Vergleich der Belastbarkeit verschiedener vollkeramischer Restaurationen nur innerhalb identischer Versuchsbedingungen möglich. Trotz dieser Problematik scheint es dennoch erlaubt, einen Vergleich zwischen unterschiedlichen Untersuchungen anzustellen, um zumindest eine Abschätzung der Größenordnung gewonnener Ergebnisse vornehmen zu können. 6.2 Diskussion der Ergebnisse 6.2.1 Komplikationen nach Alterungssimulation In klinischen Studien zu vollkeramischen Restaurationen wird immer wieder von Abplatzungen der Verblendkeramik berichtet [244-246]. Bei kleineren Defekten kann dies durch geringe Schleifmaßnahmen im Munde des Patienten behoben werden, doch größere Absplitterungen, die teilweise bis zur Gerüstkeramik reichen, machen eine Neuanfertigung des Zahnersatzes notwendig. Ebenso stellt die Dezementierung eine in vivo häufig auftretende Komplikation dar. Trotz der simulierten In-vivo-Alterung durch thermische und mechanische Wechselbelastung, sowie Wasserlagerung über einen relativ langen Zeitraum wurde in der vorliegenden Arbeit während dieser Zeit weder eine Keramikabplatzung noch eine Dezementierung beobachtet. Beim Auftragen der Verblendkeramik lag ein besonderes Augenmerk auf einer gleichmäßigen Schichtstärke in allen Bereichen. Diese Gestaltungsempfehlung zur Prävention von Verblendungsfrakturen findet sich auch bei anderen Autoren und kann durch eine an die Zahnanatomie angelehnte Formgebung der Gerüste weiter unterstützt werden [244]. Unter In-vivo-Bedingungen ist es jedoch oftmals schwierig, diese Vorgaben zu verwirklichen. Zudem muss der Wärmeausdehnungskoeffizient der Verblendkeramik auf den des Zirkoniumdioxidgerüstes abgestimmt sein. Durch Verwendung der systemeigenen Massen war dies gewährleistet. Dennoch kann nicht ausgeschlossen werden, dass beim Verblenden der Gerüste, z. B. durch vorheriges Abstrahlen mit Aluminiumoxid oder durch das Aufbrennen einer Opaquerschicht, Veränderungen der Gitterkonstanten in den oberflächlichen Kristallschichten induziert werden, die wiederum zu einem veränderten Wärmeausdehnungskoeffinzienten führen [247]. Hieraus können ungünstige Scherspannungen im Verbundbereich zwischen Gerüstoberfläche und Verblendkeramik resultieren. Obwohl die genannten Verarbeitungs- 75 Diskussion schritte auch in dieser Studie vorgenommen wurden, konnte eine negative Auswirkung auf die Verbundfestigkeit der Verblendungen nicht festgestellt werden. Das Ausbleiben von Dezementierungen der Brücken während der gesamten Alterungssimulation ist vermutlich auf die gute Haftung der Zementschicht an den Pfeilerstümpfen und den Brückenankern zurückzuführen. Die Haftung wurde durch ein Aus- bzw. Abstrahlen der Ankerlumina und der Pfeilerzähne mit Aluminiumoxid verbessert. Die Oberflächen wiesen danach ein mikroretentives Muster auf, das zu einer Erhöhung der friktiven Kräfte beitrug. Wie in zahlreichen Studien gezeigt werden konnte, vermindert die Strahlbearbeitung die Festigkeit der Zirkoniumdioxidkeramik nicht [200, 206, 207, 211]. Sie kann daher als vorbereitende Maßnahme im Vorfeld der Eingliederung empfohlen werden. 6.2.2 Bruchlast Die im Seitenzahnbereich auftretenden maximalen Kaukräfte liegen nach verschiedenen Untersuchungen zwischen 150 - 665 N, bei Bruxismus bei bis zu 1.221 N [154, 155], wobei große interindividuelle Variationen zu beobachten sind. Körber und Ludwig gehen auf Grundlage einer umfangreichen Literaturrecherche davon aus, dass für die maximale Kaukraft als Grundlage für die Konstruktion von parodontal gelagertem Zahnersatz im Seitenzahnbereich ein mittlerer Wert von 298,9 N anzunehmen ist [185]. Von Kraft und Klötzer, die Kaukraftmessungen an Brückenzahnersatz durchgeführt haben, werden mit 293,4 N vergleichbar hohe mittlere Kräfte angegeben [248, 249]. Legt man diese Betrachtungen zur maximalen Kaukraft unter physiologischen Bedingungen zu Grunde und berücksichtigt zudem die Materialermüdung, die bei keramischen Werkstoffen in Form unterschiedlicher Mechanismen auftritt [163-168], so ergibt sich eine Forderung von 1.000 N für die Anfangsbruchfestigkeit von vollkeramischen Brücken im Seitenzahnbereich [72]. Angenommen wird dabei eine Festigkeitsminderung von ca. 40 % infolge der Materialermüdung während der Tragezeit, woraus sich eine geforderte Dauer- oder auch Langzeitfestigkeit von 600 N errechnet [185, 186], die einen Sicherheitsaufschlag gegenüber den physiologischen Kaukräften enthält. Die Zirkoniumdioxidbrücken der Kontrollgruppe, die weder einer künstlichen Alterung ausgesetzt noch mechanisch vorgeschädigt wurden, zeigten im Mittel Bruchlastwerte von 1.525 N. Sie lagen damit deutlich über der geforderten Anfangsfestigkeit von Diskussion 76 1.000 N. Tinschert et al. fanden für viergliedrige Brücken aus DC-Zirkon®, die ebenfalls keine weitere Behandlung erfuhren und ein gleichartiges Design aufwiesen, mit 1.607 N sehr ähnliche Werte für die mittlere Bruchfestigkeit [192]. Die Krafteinleitung erfolgte jedoch im Gegensatz zur vorliegenden Studie über zwei Auflagepunkte und es lag keine resiliente Lagerung der Pfeilerstümpfe vor, was in der Regel zu höheren Bruchlasten führt. Demgegenüber waren die von Schneemann et al. ermittelten Festigkeitswerte für viergliedrige Restaurationen, gefertigt mit dem Lava®-System, mit 1.162 N um ca. 24 % niedriger als die Werte in der vorliegenden Untersuchung [194]. Rountree et al. fanden ebenfalls für viergliedrige Lava®-Brücken deutlich geringere Anfangsbruchlasten von nur 930 N [193]. Die deutlich höhere Belastbarkeit der Cercon®-Brücken ist vermutlich allein auf das Material zurückzuführen, da sowohl Versuchsaufbau als auch Brückendesign gegenüber der Arbeit von Schneemann et al. nahezu identisch waren und auch der Arbeit von Rountree et al. stark ähnelten. Die von Lüthy et al. untersuchten viergliedrigen Cercon®-Gerüste zeigten hingegen erheblich geringere Bruchlasten von im Mittel lediglich 706 N [195]. Bei den gewählten Probekörpern wurde jedoch zum einen keine Verblendung vorgenommen, zum anderen waren die Querschnittsflächen der Verbinder sehr viel kleiner. Die Fläche des am stärksten belasteten mittleren Konnektors war mit 7,3 mm2 um mehr als die Hälfte geringer als bei den Brücken in der vorliegenden Studie (15,6 mm2). Gerade die Ausdehnung der Verbinder hat aber einen herausragenden Einfluss auf die Belastbarkeit der Gesamtkonstruktion, so dass in diesem Fall die Gerüstgestaltung im Vergleich zur fehlenden Verblendung für den größten Anteil des Unterschiedes verantwortlich sein dürfte. Dies bestätigt auch ein Blick zurück in die bereits erwähnte Arbeit von Tinschert et al., in der unverblendete viergliedrige Brücken mit 1.382 N nicht signifikant niedrigere Bruchlasten aufwiesen als die verblendeten Restaurationen (1.607 N) [192]. Beuer et al. konnten in einer experimentellen Studie ebenfalls keinen signifikanten Einfluss einer Verblendschicht auf die Festigkeit von Zirkoniumdioxidproben feststellen [212], Sundh et al. fanden an dreigliedrigen Brücken sogar eine Festigkeitsminderung infolge der Verblendung [196]. Die Durchführung einer künstlichen Alterung führte in der vorliegenden Studie zu einer signifikanten Abnahme der Bruchfestigkeiten. In allen Gruppen konnte eine Reduktion der Belastbarkeit von etwa 40 % beobachtet werden. Die einzelnen Untersuchungsgrup- Diskussion 77 pen mit jeweils variierenden mechanischen Wechselbelastungsparametern wiesen dabei keine signifikanten Unterschiede auf. Auch in der Arbeit von Schneemann et al. rief die Anwendung einer Alterssimulation einen signifikanten Abfall der Bruchfestigkeiten viergliedriger Zirkoniumdioxidrestaurationen hervor [194]. Zwar betrug dieser lediglich 20 %, mit einer mittleren Belastbarkeit von 936 N nach Wechselbelastung liegen die Ergebnisse jedoch im Bereich der vorliegenden Arbeit (904 - 952 N). Da, wie bereits oben beschrieben, der Aufbau beider Studien identisch war, kann gefolgert werden, dass das Cercon®-Material hinsichtlich eines Alterungsprozess anfälliger ist als das Lava®Material. Die höhere Anfangsfestigkeit der Cercon®-Brücken gleicht diesen Nachteil jedoch aus, so dass beide Keramiken gleiche Langzeitfestigkeiten aufweisen. Zudem zeigte das Cercon®-Material weder bei verdoppelter Lastspielzahl noch bei verdoppelter Schwelllast eine weitere Abnahme der Belastbarkeit. Eine abschließende Bewertung ist jedoch nicht möglich, da Schneemann et al. die Parameter der Wechselbelastung nicht variiert haben. Auch Rountree et al. haben eine künstliche Alterung ihrer viergliedrigen Lava®-Brücken durchgeführt. Im Gegensatz zu den bisher geschilderten Ergebnissen fanden sie aber eine Zunahme der Bruchfestigkeiten infolge der mechanischen und thermischen Wechselbelastung von 930 N auf 979 N [193]. In der Literatur finden sich keine weiteren Hinweise für eine derartige Beobachtung. Gleichzeitig berichtet die Arbeitsgruppe in derselben Studie über eine signifikante Abnahme der Festigkeit für dreigliedrige Brücken im Rahmen der Alterssimulation. Dies deutet darauf hin, dass die für die Anfangsfestigkeit angegebenen Werte nicht repräsentativ sind, die Werte nach Wechselbelastung liegen mit 979 N jedoch im erwarteten Bereich und decken sich mit den Werten in der vorliegenden Untersuchung. Zahlreiche weitere Studien beschäftigen sich mit der Belastbarkeit von dreigliedrigen Seitenzahnbrücken aus Zirkoniumdioxid. Aufgrund der kürzeren Spannen weisen diese Restaurationen höhere Bruchfestigkeiten auf. So wurde für verblendete Brücken aus dichtgesintertem Zirkoniumdioxid von Tinschert et al. eine mittlere Bruchlast von 2.289 N gemessen [50], wobei man niedrigere Werte erzielte, wenn, wie in der vorliegenden Studie, die Zahnbeweglichkeit und eine Alterung simuliert wurden. Sundh et al. haben einen ähnlichen Versuchsaufbau wie Tinschert et al. verwendet, jedoch zusätzlich eine mechanische Wechselbelastung durchgeführt (1·105 Zyklen, 50 N). Sie fanden etwas geringere Bruchfestigkeiten von 1.973 N bis 2.237 N [196]. Im Gegensatz dazu Diskussion 78 haben Rosentritt et al. neben einer erweiterten mechanischen (1,2·106 Zyklen, 50 N) auch eine thermische (6.000 Zyklen, 5 °C/55 °C) Wechselbelastung vorgenommen und zusätzlich die natürliche Pfeilerresilienz simuliert. Die ermittelten Belastbarkeiten waren erheblich geringer als in den zuvor genannten Untersuchungen (1.062 N bis 1.525 N, abhängig vom Zirkoniumdioxidmaterial des Gerüstes) [201] und vergleichbar mit den Ergebnissen der vorliegenden Studie, in der zusätzlich noch eine 200tätige Wasserlagerung vorgenommen wurde. Rosentritt et al. fanden in einer Untersuchung an dreigliedrigen Vollkeramikbrücken aus Empress®2 ebenfalls den festigkeitsreduzierenden Einfluss einer Alterungssimulation. Sie beschreiben zudem, dass es durch eine Erhöhung der Schwelllast von 50 N auf 150 N zu einer signifikanten Abnahme der Belastbarkeit kommt [158]. Eine Steigerung der Schwelllast von 100 N auf 200 N hatte hingegen in der vorliegenden Studie keinen signifikanten Einfluss. Bei Rosentritt et al. kam jedoch eine LithiumdisilicatGlaskeramik zum Einsatz, die im Vergleich zu einer Zirkoniumdioxidkeramik nicht nur eine geringe Festigkeit aufweist, sondern auch anfälliger gegenüber unterkritischem Risswachstum ist [69, 70] und somit sensibler auf eine Lasterhöhung reagiert. Für Zirkoniumdioxid konnten Curtis et al. an Normprüfkörpern, die von der Belastbarkeit mit viergliederigen Brücken vergleichbar sind, keine Abnahme der Festigkeit infolge erhöhter Schwelllasten feststellen, weder in trockener Umgebung noch unter Wasserlagerung [250]. Sie steigerten die einwirkenden Kräfte dabei sogar von 500 N über 700 N auf bis zu 800 N, wobei jedoch nur 2.000 Wechselbelastungszyklen durchgeführt wurden. Ebenso berichten Jung et al., dass an Zirkoniumdioxidproben (3 mm/4 mm/25 mm, Höhe/Breite/Länge) nach 1·106 Wechselbelastungszyklen mit einer Schwelllast von 500 N bei gleichzeitiger Wasserlagerung keine Festigkeitsreduktion auftrat. Erst die Anwendung erheblich höherer Kräfte von 1.000 - 3.000 N führte zur Abnahme der Festigkeit [160]. Interessant ist, dass dabei die Festigkeit der Proben innerhalb der ersten 1·104 Zyklen nicht abnahm, im weiteren Verlauf jedoch abrupt abfiel und sich für die restliche Zyklenzahl auf einem erniedrigten Plateau einpendelte. Dieses Verhalten zeigt Parallelen zu den Ergebnissen in der vorliegenden Untersuchung. Durch die Alterssimulation kam es hier zu einem deutlichen Abfall der Bruchlasten, aber weder eine verdoppelte Schwelllast, noch eine Verdopplung der Zyklenzahl riefen weitere Veränderungen hervor, die Bruchfestigkeiten aller gealterten Gruppen liegen im gleichen Bereich. Ein ähnliches Phänomen beobachtete auch Drummond bei der Auslagerung von Zirkonium- Diskussion 79 dioxidproben im feuchten Milieu. Er erklärt dies mit einer anfangs verstärkt ablaufenden Phasentransformation von der tetragonalen in die monokline Modifikation, die sich nach gewisser Zeit stark verlangsamt und somit nicht mehr zu einer deutlichen Festigkeitsabnahme führt [229]. Der Einfluss einer unterschiedlichen Anzahl von Belastungszyklen wird in der Literatur nur wenig diskutiert. Curtis et al. konnten durch eine Erhöhung von 1·104 auf 1·105 Zyklen bei einer Schwelllast von 80 N keinen Einfluss auf die Bruchfestigkeit feststellen [250], ebenso wenig wie Jung et al., die eine Last von 500 N für bis zu 1·106 Zyklen aufgebracht haben [160]. Auch wenn eine mechanische Wechselbelastung an vereinfachten Probekörpern aus Zirkoniumdioxid nicht zu einer deutlichen Reduktion der Festigkeiten führt, so zeigen doch etliche Studien an Kronen- und Brückenrestaurationen, ebenso wie die vorliegende Untersuchung, dass die simulierte Kaubelastung einen erheblichen Einfluss auf die Belastbarkeit von Zahnersatz hat. In diesen Arbeiten wird zumeist auch eine thermische Wechselbelastung durchgeführt, die nach Aussagen von Rosentritt et al. zusätzlich stark festigkeitsmindernde Auswirkungen zeigt [158]. Trotz der durchgeführten Alterssimulation mit Variation unterschiedlicher Parameter liegen die gemessenen Bruchfestigkeiten für viergliedrige Zirkoniumdioxidbrücken in der vorliegenden Studie deutlich über der geforderten Langzeitfestigkeit von 600 N. Ein Einsatz im mechanisch stark belasteten Seitenzahnbereich erscheint somit möglich. Eine abschließende Bewertung für diesen Indikationsbereich kann jedoch erst nach kontrollierten In-vivo-Untersuchungen über längere Zeiträume vorgenommen werden. Neben dem Einfluss einer thermischen und mechanischen Wechselbelastung wurde in dieser Arbeit auch der Effekt einer definierten mechanischen Gerüstschädigung auf die Belastbarkeit der Zirkoniumdioxidbrücken untersucht. Die Vorschädigung wirkte sich weder auf die Bruchfestigkeit der nicht gealterten (1.335 N) noch auf die der gealterten Brücken (921 N) signifikant aus. Schneemann et al., die ebenfalls den Einfluss einer nahezu identischen Vorschädigung bei viergliedrigen Zirkoniumdioxidbrücken untersucht haben, konnten auch keine Festigkeitsminderung feststellen [194]. Demgegenüber beschreiben alle Autoren, die sich ansonsten mit der Vorschädigung von Zirkoniumdioxidkeramiken beschäftigen, eine signifikante Abnahme der Festigkeiten infolge der Bearbeitung [177, 179, 180, 209]. Eine Erklärung für den geringen Einfluss könnte die 80 Diskussion Größe der Schädigung sein, die nur eine Breite von 180 µm und eine Tiefe von 60 µm aufwies. Zudem wurde der Ritz unter starker Wasserkühlung angebracht und hatte aufgrund der Sägeblattgeometrie gerundete Innenkanten, was unter dem Gesichtspunkt auftretender Spannungen eher günstig zu bewerten ist. Des Weiteren wurde die Schädigung durch die Verblendkeramik bedeckt und so eventuell vor dem korrosiven Umgebungsmilieu des Wassers geschützt. Inwieweit die verwendete Feldspatkeramik, selbst sehr anfällig für einen korrosiven Angriff, diesen Schutz leisten kann, ist nur schwer einschätzbar. Auch wenn eine mechanische Vorschädigung unter den gewählten Bedingungen keinen Einfluss auf die Bruchfestigkeit zu haben scheint, so sollte sie im Rahmen des zahntechnischen Herstellungsprozesses möglichst verhindert werden. Gerade die gewählte Lokalisation im basalen Bereich der interdentalen Konnektoren ist besonders kritisch. Hier kommt es bei Kaubelastung zum Auftreten von Spannungsspitzen, die eine weitere Rissausbreitung begünstigen. Dieses konnte insbesondere mit Analysen nach der Methode der finiten Elemente gezeigt werden [181-183], die bislang jedoch nur für dreigliedrige Vollkeramikbrücken vorliegen. 6.2.3 Weibullmodul Die mechanische Vorschädigung der untersuchten Restaurationen führte zu keiner signifikanten Abnahme der mittleren Bruchfestigkeiten. Die Ergebnisse der WeibullAnalyse zeigen jedoch sowohl für die gealterten als auch für die nicht gealterten Brücken eine Reduktion des Weibullmoduls m von 8,0 auf 6,2 bzw. von 7,2 auf 5,4 infolge der Schädigung. Durch die Vorschädigung hat somit die Streuung der Bruchlastwerte und damit die Bandbreite der möglichen rissauslösenden Gefügefehler zugenommen. Somit steigt die Wahrscheinlichkeit des Versagens bei kleineren Belastungen. Dieses korreliert mit einer geringeren Zuverlässigkeit der Restaurationen unter klinischen Bedingungen. Eine solche Abnahme des Weibullmoduls wurde auch bei der Oberflächenbearbeitung von Zirkoniumdioxidkeramiken mit groben, diamantierten Schleifinstrumenten festgestellt [180, 206, 207]. Im Rahmen der Weibull-Analyse wird somit nochmals deutlich, wie wichtig die gewissenhafte Verarbeitung der Keramik im Sinne einer möglichst homogenen Fehlerverteilung ist, um die Zuverlässigkeit und damit den klinischen Erfolg kalkulierbarer zu machen. 81 Diskussion Im Gegensatz zur Vorschädigung bewirkte die Erhöhung der Lastspielzahl bei der mechanischen Wechselbelastung eine Steigerung des Weibullmoduls, wobei jedoch die Belastbarkeit der Restaurationen im Vergleich zur Kontrollgruppe erheblich abnahm. Eine mögliche Erklärung könnte die bei Zirkoniumdioxid auftretende Phasentransformationsverstärkung liefern. Während der mechanischen Wechselbelastung kommt es ausgehend von Gefügedefekten zu einem langsamen, unterkritischen Risswachstum. Die entstehenden Spannungen an den Rissspitzen lösen eine Transformation des Zirkoniumdioxides von der tetragonalen in die monokline Modifikation aus und das Risswachstum wird gestoppt. Diese Ausheilung der Defekte verringert die Bandbreite der rissauslösenden Fehlstellen, was wiederum zu einer Zunahme des Weibullmoduls führt. Mit zunehmender Zyklenzahl schreitet dieser Effekt weiter voran. Der gesteigerte Gehalt an monokliner Kristallphase bewirkt jedoch gleichzeitig eine Abnahme der Festigkeit. Die Erhöhung der Schwelllast zeigte hingegen keinen positiven Einfluss auf den Weibullmodul, was vermutlich mit den erhöhten Spannungen innerhalb der Restaurationen und deren Wirkung auf die Rissausbreitung zusammenhängt. In der Literatur finden sich keine Quellen, die Hinweise für einen solchen Mechanismus bei zyklischer Wechselbelastung liefern bzw. überhaupt die Auswirkungen unterschiedlicher Wechselbelastungsparameter auf den Weibullmodul beschreiben. Insgesamt lagen die ermittelten Weibullmodule in allen Untersuchungsgruppen in einer Größenordnung, die auch von anderen Autoren für mehrgliedrige Restaurationen aus Zirkoniumdioxid angegeben werden [195]. Kritisch anzumerken ist, dass die Aussagekraft des Weibullmoduls von der Prüfkörperanzahl abhängig ist. Die Angabe des Weibullmoduls ist bei einer geringen Probenzahl vorsichtig zu bewerten, manche Autoren halten ihn bereits bei 10 Proben für aussagekräftig [251], andere schreiben mindestens 30 Prüfkörper vor [142]. 6.2.4 Bruchmodus Der Frakturverlauf der untersuchten Brücken erstreckte sich vom basalen Anteil des interdentalen Verbinders zwischen den Zähnen 25 und 26 senkrecht in Richtung Kaufläche und rechtwinklig zur mesio-distalen Achse der Grundgerüste bis zum Angriffspunkt der Krafteinleitung. Im Rahmen der REM-Aufnahmen konnte festgestellt werden, dass der Bruchursprung basal des mittleren Verbinders im Zirkoniumdioxidgerüst direkt an der Grenzfläche zur Verblendkeramik lag. Diskussion 82 Die Morphologie der Bruchflächen in der vorliegenden Studie entsprach weitestgehend den Ergebnissen fraktographischer Schadensanalysen an Feldspat-, Glas- und Infiltrationskeramiken [252, 253]. Die typischen Charakteristika des Bruchbildes eines spröden Werkstoffes wurden beobachtet, es konnte jedoch keine eindeutige Korrelation zwischen dem Bruchursprung und einer bruchauslösenden Fehlstelle (z. B. Porosität) hergestellt werden. Im Vergleich mit den Bruchflächen von Zirkoniumdioxidbrücken aus anderen Untersuchungen sind sehr große Übereinstimmungen zu erkennen [195]. Die Lokalisation des Bruchursprungs an der gingivalen Seite des mittleren Verbinders ist ebenfalls identisch mit den Beobachtungen an mehrgliedrigen Vollkeramikbrücken, die nach ihrem klinischen Versagen analysiert wurden. Kelly [254] und Campbell et al. [187] zeigten, dass die Frakturen nicht von den Kontaktbereichen der Gegenbezahnung, sondern von den unter starker Zugspannung stehenden gingivalen Verbinderanteilen ausgehen. Dieses Versagen ist mit dem Bruchmodus bei vollkeramischen Kronen nicht vergleichbar, bei denen der Frakturursprung im Bereich des okklusalen Gerüstanteils liegt [255, 256]. Eine Spannungskonzentration im basalen Anteil der Verbinder konnte auch durch Analysen nach der Methode der finiten Elemente an dreigliedrigen Vollkeramikbrücken bestätigt werden [181-183]. Ergebnisse für viergliedrige Brücken stehen bisher noch aus, doch ist aufgrund der längeren Brückenspannen mit noch stärker konzentrierten Zugspannungen im Bereich des mittleren Verbinders zu rechnen. Filser et al. stellten bei ihrer Untersuchung zur Bruchfestigkeit von dreigliedrigen Zirkoniumdioxidbrücken im Belastungsdiagramm, das während der Bruchlastprüfung aufgezeichnet wurde, charakteristische Entlastungspeaks fest [257]. Die Belastungskurve zeigte keinen glatten und kontinuierlichen Anstieg bis zum Versagen der Testbrücken, sondern es kam zu kurzen, scharfen Lastabfällen. Die Autoren führen dies auf einen Rissstoppmechanismus zurück, wobei der Riss an der Grenzfläche zwischen Verblendund Gerüstkeramik eine Ab- und Umlenkung erfährt. Ein solches Verhalten konnte in der vorliegenden Studie nicht beobachtet werden. Gelegentlich kam es zwar auch zu einem Abfall der Kraft während der Bruchlastprüfung, doch war dieser eher seicht und im Bereich sehr niedriger Lasten. Es ist davon auszugehen, dass es sich hierbei um eine leichte Positionsänderung der die Prüflast übertragenden Kugel auf der komprimierten Zinnfolie handelte. Zusammenfassung 7 83 Zusammenfassung Im Rahmen der vorliegenden In-vitro-Studie wurde die Belastbarkeit viergliedriger vollkeramischer Seitenzahnbrücken aus Zirkoniumdioxid untersucht. Zudem wurde der Einfluss einer definierten Vorschädigung sowie einer künstlichen Alterung, unter Variation der mechanischen Wechselbelastungsparameter, auf die Bruchfestigkeit der Restaurationen evaluiert. Anhand der Experimente sollten Erkenntnisse darüber gewonnen werden, ob die Stabilität von viergliedrigen Zirkoniumdioxidbrücken auch für den stark belasteten Seitenzahnbereich ausreichend ist und ihr Einsatz dort empfohlen werden kann. Insgesamt wurden auf Grundlage eines Oberkiefermodells (24 - 27) 60 Brücken mit Zirkoniumdioxidgerüsten hergestellt und auf sechs homogene Gruppen verteilt. Die Spanne der Brückenglieder entsprach dabei einer Prämolaren- und einer Molarenbreite. Die Herstellung erfolgte anhand einer für alle Gerüste identischen Fräsvorlage mit Hilfe des Cercon®-Systems aus vorgesinterten Zirkoniumdioxidrohlingen. Nach dem endgültigen Sinterprozess wurden die Gerüste mit speziell abgestimmten, keramischen Massen verblendet, wobei an den Gerüsten aus zwei Untersuchungsgruppen zuvor eine definierte mechanische Vorschädigung basal des mittleren Verbinders angebracht wurde. Vor den Bruchlastversuchen bzw. vor der Alterungssimulation wurden die fertigen Brücken mit einem Glasionomerzement auf resilient gelagerten Pfeilerzähnen befestigt. Die Proben der Kontrollgruppe, ebenso wie die Proben einer Gruppe mit Vorschädigung, wurden dann zur Ermittlung der Bruchfestigkeit einer statischen Bruchlastprüfung zugeführt. Die übrigen 40 Brücken durchliefen während 200tägiger Wasserlagerung sowohl eine thermische als auch eine mechanische Wechselbelastung zur Simulation des Alterungsprozesses im Milieu der Mundhöhle. Zwei Gruppen, davon eine mit Vorschädigung, absolvierten 10.000 thermische Wechselbelastungszyklen zwischen +5 °C und +55 °C sowie 1·106 mechanische Wechselbelastungszyklen mit einer Schwelllast von 100 N. Bei den zwei übrigen Untersuchungsgruppen wurden einmal die Zyklenzahl (2·106) und einmal die Schwelllast (200 N) variiert. Nach den 200 Tagen wurden alle Brücken bis zum Bruch belastet und so die Bruchfestigkeit ermittelt. Im Anschluss erfolgten eine Beurteilung des Frakturverlaufes und die rasterelektronenmikroskopische Analyse der Bruchflächen an ausgewählten Proben. Zusammenfassung 84 Die mittlere Bruchfestigkeit der Brücken aus der Kontrollgruppe lag bei 1.525 N, die der vorgeschädigten Restaurationen bei 1.335 N. Die in der Literatur geforderte Anfangsfestigkeit von mindestens 1.000 N für festsitzenden Zahnersatz im Seitenzahnbereich wurde somit weit überschritten. Infolge der künstlichen Alterung nahm die Belastbarkeit der Restaurationen um ca. 40 % ab. Die Mittelwerte aller wechselbelasteten Gruppen lagen in einem Intervall von 904 N bis 952 N und zeigten damit einen deutlichen Abstand zur Minimalforderung von 600 N für die Dauerfestigkeit von Seitenzahnrestaurationen. Die statistische Analyse ergab, dass die Alterungssimulation einen signifikanten Einfluss auf die Belastbarkeit der Restaurationen hatte. Die Variation der mechanischen Wechselbelastungsparameter zeigte jedoch keine signifikanten Auswirkungen auf die Bruchfestigkeit, ebenso wenig wie die Vorschädigung der Zirkoniumdioxidgerüste. Die Frakturen der Brücken liefen in nahezu allen Fällen durch den mittleren Verbinder, und auf den REM-Aufnahmen konnte der Bruchursprung eindeutig im basalen Anteil der Gerüste direkt an der Oberfläche ausgemacht werden. Auch wenn eine mechanische Vorschädigung unter den gewählten Bedingungen keinen Einfluss auf die Bruchfestigkeit hatte, so sollte sie im Rahmen des zahntechnischen Herstellungsprozesses möglichst verhindert werden. Gerade die gewählte Lokalisation im basalen Bereich der interdentalen Konnektoren ist besonders kritisch, da es hier bei Kaubelastung zum Auftreten von Spannungsspitzen kommt. Dies belegen auch die im REM gefundenen Lokalisationen der Frakturursprünge. Auf Grundlage der in dieser Studie gewonnen Daten scheint der Einsatz von viergliedrigen Zirkoniumdioxidbrücken im Seitenzahnbereich möglich. Sowohl die Werte für die Initial- als auch für die Langzeitfestigkeit nach Simulation einer mehrjährigen Tragedauer deuten darauf hin, dass die Restaurationen in der gewählten Dimensionierung für den Indikationsbereich geeignet sind. Eine abschließende Bewertung kann jedoch erst nach der Auswertung kontrollierter In-vivo-Studien erfolgen. Literaturverzeichnis 8 85 Literaturverzeichnis 1. Jüde, H. D., Kühl, W., Roßbach, A.: Einführung in die zahnärztliche Prothetik. Deutscher Ärzte-Verlag, Köln (1997). 2. Belser, U. C.: Kronen- und Brückenprothetik. Eine Literaturübersicht. Schweiz Monatsschr Zahnmed 88, 154-160 (1978). 3. Cronin, R. J., Cagna, D. R.: An update on fixed prosthodontics. J Am Dent Assoc 128, 425-436 (1997). 4. Marxkors, R.: Lehrbuch der klinischen Prothetik. Carl Hanser Verlag, München (1991). 5. De Boever, J. A., Adriaens, P. A.: Occlusal relationship in patients with pain-dysfunction symptoms in the temporomandibular joints. J Oral Rehabil 10, 1-7 (1983). 6. Koeck, B.: Die Versorgung der einseitig verkürzten Zahnreihe. Grundsätzliche Überlegungen. Dtsch Zahnärztl Z 40, 1049-1052 (1985). 7. Luthardt, R. G., Spiekermann, H., Böning, K., Walter, M.: Therapie der verkürzten Zahnreihe. Eine systematische Literaturübersicht. Dtsch Zahnärztl Z 55, 592-608 (2000). 8. Wichmann, M.: Kronen und Brücken. Wissenschaftliche Stellungnahme der Deutschen Gesellschaft für Zahn-, Mund- und Kieferheilkunde (DGZMK). Dtsch Zahnärztl Z 54, 469-470 (1999). 9. Ludwig, P., Niedermeier, W.: Prothetik. Georg Thieme Verlag, Stuttgart, New York (2002). 10. Ritter, R.: Brückenersatz. In: Port, G., Euler, H. (Hrsg.): Lehrbuch der Zahnheilkunde. Bergmann, München (1951). 11. Strub, J. R., Türp, J. C., Witkowski, S., Hürzeler, M. B., Kern, M.: Curriculum Prothetik. Quintessenz Verlag, Berlin (1994). 12. Hennicke, H. W.: Zum Begriff Keramik und zur Einteilung keramischer Werkstoffe. Ber Dtsch Keram Ges 44, 209 (1997). 13. Marxkors, R., Meiners, H.: Taschenbuch der zahnärztlichen Werkstoffe. Carl Hanser Verlag, München (1993). 14. Informationszentrum Technische Keramik: Brevier Technische Keramik. Fahner Verlag, Lauf (1999). 15. Hickel, R., Kunzelmann, K.-H.: Keramikinlays und Veneers. Carl Hanser Verlag, München (1997). 16. Gehre, G.: Keramische Werkstoffe. In: Eichner, K., Kappert, H. F. (Hrsg.): Zahnärztliche Werkstoffe und ihre Verarbeitung. Georg Thieme Verlag, Stuttgart, New York (2000). 17. Kern, M., Pröbster, L.: Vollkeramik für ästhetische und dauerhafte Restaurationen. Dental Praxis 14, 269-276 (2002). Literaturverzeichnis 86 18. Rech, H.: Keramische Prothetik. Meusser Verlag, Berlin (2002). 19. Strübig, W.: Geschichte der Zahnheilkunde. Deutscher Ärzte-Verlag, Köln (1989). 20. Ring, M. E.: Dentistry, an illustrated history. H. N. Abrams, New York (1985). 21. Kelly, J. R., Nishimura, I., Campbell, S. D.: Ceramics in dentistry: historical roots and current perspectives. J Prosthet Dent 75, 18-32 (1996). 22. McLean, J. W.: Wissenschaft und Kunst der Dentalkeramik. Quintessenz Verlag, Berlin (1978). 23. Hansen, P. A., West, L. A.: Allergic reaction following insertion of a Pd-Cu-Au fixed partial denture: a clinical report. J Prosthodont 6, 144-148 (1997). 24. Christensen, G. J.: Ceramic vs. porcelain-fused-to-metal crowns: give your patients a choice. J Am Dent Assoc 125, 311-312, 314 (1994). 25. McLean, J. W., Hughes, T. H.: The reinforcement of dental porcelain with ceramic oxides. Br Dent J 119, 251-267 (1965). 26. Schmidt, A., Michael, W., Böning, K.: CAD/CAM/CIM-Systeme in der restaurativen Zahnmedizin. Quintessenz 49, 1111-1122 (1998). 27. Kappert, H. F., Krah, M.: Keramiken - Eine Übersicht. Quintessenz Zahntech 27, 668704 (2001). 28. Garvie, R. S., Hannink, R. H. J., Pascoe, R. T.: Ceramic Steel? Nature 258, 703-704 (1975). 29. Pospiech, P., Tinschert, J.: Keramik - Vollkeramik. 3M ESPE, Seefeld (2004). 30. Pröbster, L.: Sind vollkeramische Kronen und Brücken wissenschaftlich anerkannt? Dtsch Zahnärztl Z 56, 575-576 (2001). 31. Kappert, H. F.: Keramik als zahnärztlicher Werkstoff. In: Strub, J. R., Türp, J. C., Witkowski, S., Hürzeler, M. B., Kern, M. (Hrsg.): Curriculum Prothetik. Quintessenz Verlag, Berlin (1999). 32. Reuling, N., Siebert, G. K.: Keramische Werkstoffe - Entwicklungsstand und Bedeutung. Dent Lab 37, 67-71 (1989). 33. Hohmann, A., Hielscher, W.: Lehrbuch der Zahntechnik - Band 3: Universalien der Werkstoffkunde. Quintessenz Verlag, Berlin (1989). 34. Marx, R.: Moderne keramische Werkstoffe für ästhetische Restaurationen - Verstärkung und Bruchzähigkeit. Dtsch Zahnärztl Z 48, 229-236 (1993). 35. Riedling, W.: Fortschritte der gegossenen Glaskeramik. Zahnärztl Mitt 79, 1678 (1989). 36. Hahn, R., Löst, C.: Konventionelle Dentalporzellane versus bruchzähe Hochleistungskeramiken. Dtsch Zahnärztl Z 47, 659-664 (1992). 37. Strub, J. R.: Vollkeramische Systeme. Dtsch Zahnärztl Z 47, 566-571 (1992). Literaturverzeichnis 87 38. Rosenblum, M. A., Schulman, A.: A review of all-ceramic restorations. J Am Dent Assoc 128, 297-307 (1997). 39. Erpenstein, H., Borchard, R., Kerschbaum, T.: Long-term clinical results of galvanoceramic and glass-ceramic individual crowns. J Prosthet Dent 83, 530-534 (2000). 40. Malament, K. A., Socransky, S. S.: Survival of Dicor glass-ceramic dental restorations over 14 years: Part I. Survival of Dicor complete coverage restorations and effect of internal surface acid etching, tooth position, gender and age. J Prosthet Dent 81, 23-32 (1999). 41. Malament, K. A., Socransky, S. S.: Survival of Dicor glass-ceramic dental restorations over 14 years. Part II: effect of thickness of Dicor material and design of tooth preparation. J Prosthet Dent 81, 662-667 (1999). 42. Stark, H.: Dicor-Restaurationen. Dtsch Zahnärztl Z 55, 726-727 (2000). 43. Wohlwend, A.: Verfahren und Ofen zur Herstellung von Zahnersatzteilen. Etablissement Dentaire Ivoclar, Europäische Patentanmeldung 0 231 773 (1987). 44. Giordano, R., 2nd: A comparison of all-ceramic restorative systems: Part 1. Gen Dent 47, 566-570 (1999). 45. Rheinberger, V.: Materialtechnologie und Eigenschaften einer neuen LithiumdisilicatGlaskeramik. ZWR 108, 214-217 (1999). 46. Höland, W.: Pressbare Glaskeramiken: IPS Empress und IPS Empress 2. Quintessenz Zahntech 26, 723-731 (2000). 47. Edelhoff, D., Horstkemper, T., Richter, E.-J., Spiekermann, H., Yildirim, M.: Adhäsiv und konventionell befestigte Empress 1-Kronen. Dtsch Zahnärztl Z 55, 326-330 (2000). 48. Lehner, C., Studer, S., Schärer, P.: Seven-year results of leucite-reinforced glass-ceramic inlays and onlays. J Dent Res 77 (Spec Iss A), 803 (Abstract 1369) (1998). 49. Strub, J. R., Beschnidt, S. M.: Fracture strength of 5 different all-ceramic crown systems. Int J Prosthodont 11, 602-609 (1998). 50. Tinschert, J., Natt, G., Mautsch, W., Augthun, M., Spiekermann, H.: Fracture resistance of lithium disilicate-, alumina-, and zirconia-based three-unit fixed partial dentures: a laboratory study. Int J Prosthodont 14, 231-238 (2001). 51. Türp, J. C.: Sind Vollkeramikbrücken praxisreif? Dtsch Zahnärztl Z 56, 136-139 (2001). 52. Zimmer, D., Gerds, T., Strub, J. R.: Survival rate of IPS-Empress 2 all-ceramic crowns and bridges: three year's results. Schweiz Monatsschr Zahnmed 114, 115-119 (2004). 53. Kurbad, A., Reichel, K.: Cerec inLab - State of the art. Quintessenz Zahntech 27, 10561074 (2001). 54. Hüls, A.: Vollkeramischer Zahnersatz aus In-Ceram. Vita Zahnfabrik, Bad Säckingen (1995). 55. Marc, S.: Vita In-Ceram Aluminia, Verarbeitungsanleitung. Vita Zahnfabrik, Bad Säckingen (2002). Literaturverzeichnis 88 56. Chong, K. H., Chai, J., Takahashi, Y., Wozniak, W.: Flexural strength of In-Ceram alumina and In-Ceram zirconia core materials. Int J Prosthodont 15, 183-188 (2002). 57. Bindl, A., Mörmann, W. H.: An up to 5-year clinical evaluation of posterior In-Ceram CAD/CAM core crowns. Int J Prosthodont 15, 451-456 (2002). 58. Pröbster, L.: Klinische Langzeiterfahrungen mit Vollkeramikkronen aus In-Ceram. Quintessenz 48, 1639-1646 (1997). 59. Kappert, H. F., Knode, H., Manzotti, L.: Metallfreie Brücken für den Seitenzahnbereich. Dent Lab 38, 177-183 (1990). 60. Bieniek, K. W., Spiekermann, H.: Innovative vollkeramische Kronen- und Brückensysteme - Eine kritische Bewertung. Quintessenz 44, 529-542, 689-697 (1993). 61. Sorensen, J. A., Kang, S. K., Torres, T. J., Knode, H.: In-Ceram fixed partial dentures: Three year clinical trials. J Cal Dent Assoc 26, 207-214 (1998). 62. Kappert, H. F., Knipp, U., Wehrstein, A., Kmitta, M., Knipp, J.: Festigkeit von Zirkonoxid-verstärkten Vollkeramikbrücken aus In-Ceram. Dtsch Zahnärztl Z 50, 683-685 (1995). 63. Tinschert, J., Schimmang, A., Fischer, H., Marx, R.: Belastbarkeit von zirkonoxidverstärkter In-Ceram Alumina-Keramik. Dtsch Zahnärztl Z 54, 695-699 (1999). 64. Apholt, W., Bindl, A., Lüthy, H., Mörmann, W. H.: Flexural strength of Cerec 2 machined and jointed In-Ceram-Aluminia and In-Ceram-Zirconia bars. Dent Mater 17, 260-267 (2001). 65. Guazzato, M., Albakry, M., Swain, M. V., Ironside, J.: Mechanical properties of In-Ceram Alumina and In-Ceram Zirconia. Int J Prosthodont 15, 339-346 (2002). 66. Hornberger, H., Vollmann, M., Thiel, N.: Vita In-Ceram-Zirconia, Verarbeitungsanleitung. Vita Zahnfabrik, Bad Säckingen (2002). 67. Thiel, N.: Vita In-Ceram-Spinell, Verarbeitungsanleitung. Vita Zahnfabrik, Bad Säckingen (2002). 68. Munz, D., Fett, T.: Mechanisches Verhalten keramischer Werkstoffe. Springer Verlag, Berlin, Heidelberg (1989). 69. Guazzato, M., Albakry, M., Ringer, S. P., Swain, M. V.: Strength, fracture toughness and microstructure of a selection of all-ceramic materials. Part I. Pressable and alumina glassinfiltrated ceramics. Dent Mater 20, 441-448 (2004). 70. Guazzato, M., Albakry, M., Ringer, S. P., Swain, M. V.: Strength, fracture toughness and microstructure of a selection of all-ceramic materials. Part II. Zirconia-based dental ceramics. Dent Mater 20, 449-456 (2004). 71. Quinn, J. B., Sundar, V., Lloyd, I. K.: Influence of microstructure and chemistry on the fracture toughness of dental ceramics. Dent Mater 19, 603-611 (2003). 72. Tinschert, J., Natt, G., Doose, B., Fischer, H., Marx, R.: Seitenzahnbrücken aus hochfester Strukturkeramik. Dtsch Zahnärztl Z 54, 545-550 (1999). Literaturverzeichnis 89 73. Rieger, W.: Aluminium- und Zirkonoxidkeramik in der Medizin. IDR Industrie Diamanten Rundschau - Biokeramik 2, 116 (1993). 74. Garvie, R. C., Urbani, C., Kennedy, D. R., McNeuer, J. C.: Biocompatibility of magnesiapartially stabilized zirconia (Mg-PSZ). J Mater Sci 19, 3224-3228 (1984). 75. Christel, P. S., Meunier, A., Heller, M., Torre, J. P., Peille, C. N.: Mechanical properties and short-term in-vivo evaluation of yttrium-oxide-partially-stabilized zirconia. J Biomed Mater Res 23, 45-61 (1989). 76. Christel, P. S.: Biocompatibility of surgical-grade dense polycrystalline alumina. Clin Orthop Relat Res 282, 10-18 (1992). 77. Weber, H., Netuschil, L.: Biokompatibilität und Plaquewachstum bei unterschiedlichen Restaurationsmaterialien. Dtsch Zahnärztl Z 47, 278-281 (1992). 78. Covacci, V., Bruzzese, N., Maccauro, G., Andreassi, C., Ricci, G. A., Piconi, C., Marmo, E., Burger, W., Cittadini, A.: In vitro evaluation of the mutagenic and carcinogenic power of high purity zirconia ceramic. Biomaterials 20, 371-376 (1999). 79. Cales, B.: Zirconia as a sliding material: histologic, laboratory and clinical data. Clin Orthop Relat Res 379, 94-112 (2000). 80. Boutin, P., Christel, P. S., Dorlot, J. M., Meunier, A., de Roquancourt, A., Blanquaert, D., Herman, S., Sedel, L., Witvoet, J.: The use of dense alumina-alumina ceramic combination in total hip replacement. J Biomed Mater Res 22, 1203-1232 (1988). 81. Luthardt, R. G., Herold, V., Sandkuhl, O., Reitz, B., Knaak, J. P., Lenz, E.: Kronen aus Hochleistungskeramik. Dtsch Zahnärztl Z 53, 280-285 (1998). 82. Cramer von Clausbruch, S.: Zirkon und Zirkonium. Dent Lab 51, 1137-1142 (2003). 83. Nielsen, R.: Zirconium and zirconium compounds. In: Gerhartz, W. (Hrsg.): Ullmann's Encyclopedia of Industrial Chemistry. Wiley-VCH, Weinheim, New York (1996). 84. Cales, B., Stefani, Y.: Radioactivity of zirconia ceramics and other hip joint components. In: Delagoutte, J. P. (Hrsg.): Actualités en biomatériaux. Paris (1995). 85. Fischer-Brandies, E., Winkler, E., Roos, H.: Zum Grenzwert radioaktiver Verunreinigungen in Zirkonoxidkeramik (Abstract). DGZMK-Jahrestagung, Travemünde (1994). 86. Deutsches Institut für Normung e.V. (Hrsg.): DIN EN ISO 6872 - Dentalkeramik. Beuth Verlag, Berlin (1998). 87. International Organization for Standardization (Hrsg.): ISO 13356 - Implants for surgery - Ceramic materials based on yttria-stabilized tetragonal zirconia (Y-TZP). International Organization for Standardization, Genf (1997). 88. Maier, H. R.: Leitfaden Technische Keramik: Werkstoffkunde II, Keramik. Selbstverlag Institut für keramische Komponenten im Maschinenbau, Aachen (1991). 89. Evans, A. G., Cannon, R. M.: Toughening of brittle solids by martensitic transformations. Acta Metall 34, 761-800 (1986). Literaturverzeichnis 90 90. Hannink, R. H. J., Kelly, P. M., Muddle, B. C.: Transformation toughening in zirconiacontaining ceramics. J Am Ceram Soc 83, 461-487 (2000). 91. Cutler, R. A., Reynolds, J. R., Jones, A.: Sintering and characterization of polycrystalline monoclinic, tetragonal and cubic zirconia. J Am Ceram Soc 75, 2173-2183 (1992). 92. Marder, J. M., Mitchell, T. E., Heuer, A. H.: Precipitation from cubic ZrO2 solid solutions. Acta Metall 31, 387-395 (1983). 93. Duh, J. G., Dai, H. T., Hsu, W. Y.: Synthesis and sintering behaviour in CeO2-ZrO2 ceramics. J Mater Sci 23, 2786-2791 (1988). 94. Duh, J. G., Wan, J. U.: Developments in highly toughened CeO2-Y2O3-ZrO2 ceramic system. J Mater Sci 27, 6197-6203 (1992). 95. Porter, D. L., Heuer, A. H.: Microstructural development in MgO-partially stabilized zirconia (Mg-PSZ). J Am Ceram Soc 62, 298-305 (1979). 96. Coyle, T. W., Coblenz, W. S., Bender, B. A.: Transformation toughening in large-grainsize CeO2-doped ZrO2 polycrystals. J Am Ceram Soc 71, C88-C92 (1988). 97. Scott, H. G.: Phase relationships in the zirconia-yttria system. J Mater Sci 10, 1527-1535 (1975). 98. Tietz, H. D.: Technische Keramik: Aufbau, Eigenschaften, Herstellung, Bearbeitung, Prüfung. VDI-Verlag, Düsseldorf (1994). 99. Rieth, P. H., Reed, J. S., Naumann, A. W.: Fabrication and flexural strength of ultra-fine grained yttria-stabilized zirconia. Bull Am Ceram Soc 55, 717-721 (1976). 100. Gupta, T. K., Bechtold, J. H., Kuznicki, R. C., Cadoff, L. H., Rossing, B. R.: Stabilization of tetragonal phase in polycrystalline zirconia. J Mater Sci 12, 2421-2426 (1977). 101. Theunissen, G. S. A. M., Bouma, J. S., Winnbust, A. J. A., Burggraaf, A. J.: Mechanical properties of ultra-fine grained zirconia ceramics. J Mater Sci 27, 4429-4438 (1992). 102. Suresh, A., Mayo, M. J., Porter, W. D., Rawn, C. J.: Crystallite and Grain-SizeDependent Phase Transformations in Yttrium-Doped Zirconia. J Am Ceram Soc 86, 360362 (2003). 103. Weber, W., Rieger, W., Clausen, J., Schmotzer, M.: Zirconia-alumina: an alternative bearing for hip arthroplasty. Key Engineering Materials 192-195, 533-536 (2001). 104. Li, J.-F., Watanabe, R.: Influence of a small amount of Al2O3 addition on the transformation of Y2O3-partially stabilized ZrO2 during annealing. J Mater Sci 32, 1149-1153 (1997). 105. Stevens, R.: Engineering properties of zirconia. Engineered materials handbook: ceramics and glasses. ASM International, Materials Park, Ohio (1991). 106. Heuer, A. H., Lange, F. F., Swain, M. V., Evans, A. G.: Transformation toughening: an overview. J Am Ceram Soc 69, i-iv (1986). 107. Matsui, M., Soma, T., Oda, I.: Stress-induced transformation and plastic deformation for Y2O3-containing tetragonal zirconia polycrystals. J Am Ceram Soc 69, 198-202 (1986). Literaturverzeichnis 91 108. Chevalier, J., Olagnon, C., Fantozzi, G., Cales, B.: Crack propagation behavior of Y-TZP ceramics. J Am Ceram Soc 78, 1889-1894 (1995). 109. Spur, G.: Keramikbearbeitung - Schleifen, Honen, Läppen, Abtragen. Carl Hanser Verlag, München (1989). 110. Schweiger, M.: Zirkoniumdioxid - Hochfeste und bruchzähe Strukturkeramik. Ästhetische Zahnmedizin 7, 248-257 (2004). 111. Beuer, F., Fick, K., Erdelt, K.-J., Gernet, W.: Marginale und innere Passung von CAMgefrästen Zirkoniumoxid-Einzelkronengerüsten bei unterschiedlichen Präparationswinkeln. Dtsch Zahnärztl Z 58, 517-521 (2003). 112. Hertlein, G., Hoescheler, H., Frank, S., Suttor, D.: Marginal fit of CAD/CAM manufactured all ceramic zirconia protheses. J Dent Res 80 (Spec Iss B), 42 (Abstract 49) (2001). 113. Riquier, R., Girrbach, K.: Digident - CAD/CAM in zahntechnischer Hand. Quintessenz Zahntech 27, 1036-1042 (2001). 114. Suttor, D., Bunke, K., Hoescheler, S., Hauptmann, H., Hertlein, G.: LAVA - the system for all-ceramic ZrO2 crown and bridge frameworks. Int J Comput Dent 4, 195-206 (2001). 115. Völkl, L.: Cercon - Das CAM-Vollkeramiksystem von Degussa Dental. Quintessenz 52, 811-814 (2001). 116. Druschitz, A. P., Schroth, J. G.: Hot isostatic pressing of a presintered yttria-stabilized zirconia ceramic. J Am Ceram Soc 72, 1591-1597 (1989). 117. Kim, J.-Y., Uchida, N., Saito, K., Uematsu, K.: Analysis of hot isotatic pressing of presintered zirconia. J Am Ceram Soc 73, 1069-1073 (1990). 118. Beuer, F., Erdelt, K.-J., Schweiger, J., Eichberger, M., Gernet, W.: Biegefestigkeit von unterschiedlich bearbeitetem Zirkonoxid. Dtsch Zahnärztl Z 61, 155-157 (2006). 119. Luthardt, R. G., Rudolph, H.: Der richtige Werkstoff. ZWP 4, 12-16 (2001). 120. Mehl, A.: Von den Anfängen bis heute. ZWP 4, 10-11 (2001). 121. Willer, J.: Neues CAD/CAM-System zur Herstellung von festsitzendem Zahnersatz. ZWR 107, 180-185 (1998). 122. Witkowski, S.: Computer Integrated Manufacturing (CIM) als Konzept für das zahntechnische Labor. Quintessenz Zahntech 28, 374-386 (2002). 123. Becker, J.: CAC - Ein Weg zur computerunterstützten Herstellung keramischer Restaurationen. Dtsch Zahnärztl Z 51, 511-517 (1996). 124. Mehl, A.: Technologische Grundlagen und Klassifizierungen. ZWP 4, 6-9 (2001). 125. Rudolph, H., Quaas, S., Luthardt, R. G.: CAD/CAM - Neue Technologien und Entwicklungen in Zahnmedizin und Zahntechnik. Dtsch Zahnärztl Z 58, 559-569 (2003). 126. Böhm, U.: CAD/CAM contra Gießen. Quintessenz Zahntech 28, 114-120 (2002). Literaturverzeichnis 92 127. Liu, P. R.: A panorama of dental CAD/CAM restorative systems. Compend Contin Educ Dent 26, 507-527 (2005). 128. Gojowy, T.: Wie arbeitet ein CAD/CAM-Fräszentrum? Quintessenz Zahntech 28, 648653 (2002). 129. Tinschert, J., Natt, G., Hassenpflug, S., Spiekermann, H.: Status of current CAD/CAM technology in dental medicine. Int J Comput Dent 7, 25-45 (2004). 130. Kohorst, P., Stiesch-Scholz, M.: Hochleistungskeramiken in der Zahnmedizin. Dentalzeitung 7, 12-15 (2006). 131. Filser, F., Lüthy, H., Schärer, P., Gauckler, L.: All-ceramic dental bridges by direct ceramic machining (DCM). Bioceram Proc Int Symp Ceram Med 10, 433-436 (1997). 132. Hochleistungsästhetik - Sechs Verblendkeramiken für Zirkoniumdioxid. Teamwork Special, 52-59 (2004). 133. DeguDent: Cercon - Die Perfektion im Auge. DeguDent, Hanau (2005). 134. Rinke, S.: Klinischer Leitfaden - Cercon smart ceramics - das CAM-gestützte Vollkeramiksystem. DeguDent, Hanau (2003). 135. Fischer, H., Marx, R.: Festigkeit von Dentalkeramik. ZWR 109, 240-244 (2000). 136. Hahn, R., Löst, C.: Experimentelle Festigkeitsbestimmung sprödharter Restaurationswerkstoffe. Dtsch Zahnärztl Z 48, 484-487 (1993). 137. Dorsch, P., Pfeiffer, T.: Wirkung verschiedener Einflussgrößen auf die biaxiale Festigkeit von Dentalkeramiken. Quintessenz Zahntech 22, 905-914 (1996). 138. Geis-Gerstorfer, J., Fäßler, P.: Zum Einfluß der Prüfmethode auf die Biegefestigkeit von IPS-Empress und In-Ceram. Dtsch Zahnärztl Z 47, 618-621 (1992). 139. Weibull, W.: A statistical distribution function of wide application. J Appl Mech 9, 293297 (1951). 140. Tinschert, J., Dicks, C., Färber, H., Marx, R.: Bruchwahrscheinlichkeit von verschiedenen Materialien für vollkeramische Restaurationen. Dtsch Zahnärztl Z 51, 406-409 (1996). 141. Tinschert, J., Zwez, D., Marx, R., Anusavice, K. J.: Structural reliability of alumina-, feldspar-, leucite-, mica- and zirconia-based ceramics. J Dent 28, 529-535 (2000). 142. Marx, R., Fischer, H., Weber, M., Jungwirth, F.: Rissparameter und Weibullmodule: unterkritisches Risswachstum und Langzeitfestigkeit vollkeramischer Materialien. Dtsch Zahnärztl Z 56, 90-98 (2001). 143. Nose, T., Fujii, T.: Evaluation of fracture toughness for ceramic materials by a singleedge-precracked-beam method. J Am Ceram Soc 71, 328-333 (1988). 144. Anstis, G. R., Chantikul, P., Lawn, B. R., Marshall, D. B.: A critical evaluation of indentation techniques for measuring of fracture toughness: I - Direct crack measurements. J Am Ceram Soc 64, 533-538 (1980). Literaturverzeichnis 93 145. Evans, A. G., Charles, E. A.: Fracture toughness determinations by indentation. J Am Ceram Soc 59, 371-372 (1976). 146. Lawn, B. R., Fuller, E. R.: Equilibrium penny-like cracks in indentation fracture. J Mater Sci 10, 2016-2024 (1975). 147. Müller, W.-D., Wirthwein, C., Lange, K.-P., Meyer, L.: KIC-Wert-Bestimmung mit Hilfe der Indenter-Methode - Möglichkeiten und Grenzen. Dtsch Zahnärztl Z 57, 608-612 (2002). 148. Fischer, H., Marx, R.: Fracture toughness of dental ceramics: comparison of bending and indentation method. Dent Mater 18, 12-19 (2002). 149. DeLong, R., Douglas, W. H.: Development of an artificial oral environment for the testing of dental restoratives: bi-axial force and movement control. J Dent Res 62, 32-36 (1983). 150. Krejci, I., Reich, T., Lutz, F., Albertoni, M.: An in vitro test procedure for evaluating dental restoration systems. 1. A computer-controlled mastication simulator. Schweiz Monatsschr Zahnmed 100, 953-960 (1990). 151. Brewer, A. A.: Prosthodontic research in progress at the school of aerospace medicine. J Prosthet Dent 13, 49-69 (1963). 152. Anderson, P. J.: Measurement of stress in mastication I. J Dent Res 35, 664-670 (1956). 153. Bates, J. F., Stafford, G. D., Harrison, A.: Masticatory function - A review of the literature II. Speed of movement of the mandible, rate of chewing and forces developed in chewing. J Oral Rehabil 2, 349-361 (1975). 154. Jent, T., Karlsson, S., Hedegard, G.: Mandibular movement of young adults recorded by internally placed light emitting diodes. J Prosthet Dent 42, 669-673 (1979). 155. Ferrario, V. F., Sforza, C., Zanotti, G., Tartaglia, G. M.: Maximal bite forces in healthy young adults as predicted by surface electromyography. J Dent 32, 451-457 (2004). 156. Schindler, H. J., Stengel, E., Spiess, W. E.: Feedback control during mastication of solid food textures - a clinical-experimental study. J Prosthet Dent 80, 330-336 (1998). 157. Sakaguchi, R. L., Douglas, W. H., DeLong, R., Pintado, M. R.: The wear of a posterior composite in an artificial mouth: a clinical correlation. Dent Mater 2, 235-240 (1986). 158. Rosentritt, M., Behr, M., Gebhard, R., Handel, G.: Influence of stress simulation parameters on the fracture strength of all-ceramic fixed-partial dentures. Dent Mater 22, 176-182 (2006). 159. Rauchs, G., Fett, T., Munz, D., Oberacker, R.: Tetragonal-to-monoclinic phase transformation in CeO2-stabilised zirconia under uniaxial loading. J Eur Ceram Soc 21, 22292241 (2001). 160. Jung, Y. G., Peterson, I. M., Kim, D. K., Lawn, B. R.: Lifetime-limiting strength degradation from contact fatigue in dental ceramics. J Dent Res 79, 722-731 (2000). 161. Chevalier, J., Olagnon, C., Fantozzi, G.: Subcritical crack propagation in 3Y-TZP ceramics: static and cyclic fatigue. J Am Ceram Soc 82, 3129-3138 (1999). Literaturverzeichnis 94 162. Wiederhorn, S. M.: Moisture assisted crack growth in ceramics. Int J Fracture Mech 4, 171-177 (1968). 163. Westwood, A. R. C., Latanision, R. M.: Environment-sensitive machining behavior of nonmetals (Rebinder effect in machining ceramics). Science of ceramic machining and surface finishing, NBS Spec Pub 348, 141-155 (1972). 164. Ritter, J. E., Laporte, R. P.: Effect of test environments on stress-corrosion susceptibility of glass. J Am Ceram Soc 58, 265-267 (1975). 165. Drummond, J. L.: Ceramic behavior under different environmental and loading conditions. In: Eliades, G., Eliades, T., Brantley, W. A., Watts, D. C. (Hrsg.): Dental materials in vivo: aging and related phenomena. Quintessence Pub. Co., Chicago (2003). 166. Lange, F. F., Dunlop, G. L., Davis, B. I.: Degradation during aging of transformationtoughened ZrO2-Y2O3 materials at 250 °C. J Am Ceram Soc 69, 237-240 (1986). 167. Yoshimura, M., Noma, T., Kawabata, K., Somiya, S.: Role of H2O on the degradation process of Y-TZP. J Mater Sci Lett 6, 465-467 (1987). 168. Guo, X.: Property degradation of tetragonal zirconia induced by low-temperature defect reaction with water molecules. Chem Mater 16, 3988-3994 (2004). 169. Magne, P., Kwon, K. R., Besler, C., Hodges, J. S., Douglas, W. H.: Crack propensity of porcelain laminate veneers - a simulated operatory evaluation. J Prosthet Dent 81, 327334 (1999). 170. Palmer, D. S., Barco, M. T., Billy, E. J.: Temperature extremes produced orally by hot and cold liquids. J Prosthet Dent 67, 325-327 (1992). 171. Spierings, T. A. M., Peters, M. C., Bosman, F., Plasschaert, A. J.: Verification of theoretical modelling of heat transmission in teeth by in vivo experiments. J Dent Res 66, 13361339 (1987). 172. Pfeiffer, P., Marx, R.: Temperaturbelastungen von Adhäsivbrücken und ihre Auswirkung auf die Verbundfestigkeit der Klebeverbindung. Schweiz Monatsschr Zahnmed 99, 782786 (1989). 173. Rupp, N. W., Venz, S., Cobb, N.: Sealing the gingival margin of composite restorations. J Dent Res 62 (Spec Iss), 254 (Abstract 765) (1983). 174. Hohmann, W.: Spaltbildung an kunststoffverblendetem Zahnersatz durch Temperaturwechsel. Dtsch Zahnärztl Z 38, 1035-1055 (1983). 175. Coca, I., Schwickerath, H.: Zur Beanspruchung von Kronen im Frontzahnbereich. Dtsch Zahnärztl Z 42, 338-341 (1987). 176. Brown, W. S., Jacobs, H. R., Thompson, R. E.: Thermal fatigue in teeth. J Dent Res 51, 461-467 (1972). 177. Lee, S. K., Tandon, R., Readey, M. J., Lawn, B.: Scratch damage in zirconia ceramics. J Am Ceram Soc 83, 1428-1432 (2000). 178. Zhang, Y., Lawn, B.: Long-term strength of ceramics for biomedical applications. J Biomed Mater Res 69B, 166-172 (2004). Literaturverzeichnis 95 179. Fischer, H., Weinzierl, P., Weber, M., Marx, R.: Bearbeitungsinduzierte Schädigung von Dentalkeramik. Dtsch Zahnärztl Z 54, 484-488 (1999). 180. Luthardt, R. G., Holzhüter, M., Sandkuhl, O., Herold, V., Schnapp, J. D., Kuhlisch, E., Walter, M.: Reliability and properties of ground Y-TZP-zirconia ceramics. J Dent Res 81, 487-491 (2002). 181. Fischer, H., Weber, M., Marx, R.: Lifetime prediction of all-ceramic bridges by computational methods. J Dent Res 82, 238-242 (2003). 182. Oh, W., Gotzen, N., Anusavice, K. J.: Influence of connector design on fracture probability of ceramic fixed-partial dentures. J Dent Res 81, 623-627 (2002). 183. Romeed, S. A., Fok, S. L., Wilson, N. H.: Finite element analysis of fixed partial denture replacement. J Oral Rehabil 31, 1208-1217 (2004). 184. Pauli, C.: Biegefestigkeit dreigliedriger metall- und vollkeramischer Oberkieferseitenzahnbrücken. ZWR 105, 626-632 (1996). 185. Körber, K. H., Ludwig, K.: Maximale Kaukraft als Berechnungsfaktor zahntechnischer Konstruktionen. Dent Lab 31, 55-60 (1983). 186. Schwickerath, H.: Dauerfestigkeit von Keramik. Dtsch Zahnärztl Z 41, 264-266 (1986). 187. Campbell, S. D., Sozio, R. B.: Evaluation of the fit and strength of an all-ceramic fixed partial denture. J Prosthet Dent 59, 301-306 (1988). 188. Ludwig, K., Perkuhn, T.: Untersuchungen zur Dauerfestigkeit von keramisch verblendeten Brücken unterschiedlicher Gerüstkonstruktion. Dtsch Zahnärztl Z 48, 766-768 (1993). 189. Schwickerath, H.: Vollkeramische Brücken - Gerüste aus Kern- oder Hartkernmasse. Dent Lab 36, 1081-1083 (1988). 190. Schwickerath, H.: Vollkeramische Brücken. Die Dicor Glaskeramik. Dent Lab 36, 433436 (1988). 191. Kappert, H. F., Knode, H., Schultheiss, R.: Festigkeitsverhalten der In-Ceram-Keramik bei mechanischer und thermischer Wechsellast im Kunstspeichel. Dtsch Zahnärztl Z 46, 129-131 (1991). 192. Tinschert, J., Natt, G., Jorewitz, A., Fischer, H., Spiekermann, H., Marx, R.: Belastbarkeit vollkeramischer Seitenzahnbrücken aus neuen Hartkernkeramiken. Dtsch Zahnärztl Z 55, 610-616 (2000). 193. Rountree, P., Nothdurft, F., Pospiech, P.: In-vitro-investigations on the fracture strength of all-ceramic posterior bridges of ZrO2-ceramic. J Dent Res 80 (Spec Iss A), 57 (Abstract 173) (2001). 194. Schneemann, P., Borchers, L., Stiesch-Scholz, M.: Belastbarkeit 4-gliedriger Seitenzahnbrücken aus Vollkeramik. ZWR 114, 28-36 (2005). 195. Lüthy, H., Filser, F., Loeffel, O., Schumacher, M., Gauckler, L. J., Hammerle, C. H.: Strength and reliability of four-unit all-ceramic posterior bridges. Dent Mater 21, 930-937 (2005). Literaturverzeichnis 96 196. Sundh, A., Molin, M., Sjogren, G.: Fracture resistance of yttrium oxide partially-stabilized zirconia all-ceramic bridges after veneering and mechanical fatigue testing. Dent Mater 21, 476-482 (2005). 197. Rosentritt, M., Behr, M., Land, R., Kleinmayer, S., Handel, G.: Fracture strength of tooth colored posterior fixed partial dentures. J Dent Res 80 (Spec Iss A), 57 (Abstract 174) (2001). 198. Hauptmann, H., Suttor, D., Frank, S., Hoescheler, H.: Material properties of all ceramic zirconia protheses. J Dent Res 79 (Spec Iss A), 507 (Abstract 2910) (2000). 199. Gröger, G., Rosentritt, M., Behr, M., Handel, G.: Ceramic veneering of Au alloy and CAM zirconia ceramics. J Dent Res 82 (Spec Iss B), 194 (Abstract 1454) (2003). 200. Sundh, A., Sjogren, G.: Fracture resistance of all-ceramic zirconia bridges with differing phase stabilizers and quality of sintering. Dent Mater 22, 778-784 (2006). 201. Rosentritt, M., Behr, M., Land, R., Kleinmayer, S., Handel, G.: Fracture strength of zirconia posterior fixed partial dentures. CED, ISR, SCAN Division Meeting (Abstract 110), http://iadrconfexcom/iadr/eur04/techprogram/abstract_50137htm (2004). 202. Kelly, J. R.: Clinically relevant approach to failure testing of all-ceramic restorations. J Prosthet Dent 81, 652-661 (1999). 203. Raigrodski, A. J.: Contemporary materials and technologies for all-ceramic fixed partial dentures: a review of the literature. J Prosthet Dent 92, 557-562 (2004). 204. Moldovan, O., Rudolph, H., Quaas, S., Bornemann, G., Luthardt, R. G.: Interne und externe Passgenauigkeit CAM-gefertigter Zirkondioxidbrücken. Dtsch Zahnärztl Z 61, 3842 (2006). 205. Luthardt, R. G., Holzhüter, M., Rudolph, H., Herold, V., Walter, M. H.: CAD/CAMmachining effects on Y-TZP zirconia. Dent Mater 20, 655-662 (2004). 206. Kosmac, T., Oblak, C., Jevnikar, P., Funduk, N., Marion, L.: Strength and reliability of surface treated Y-TZP dental ceramics. J Biomed Mater Res 53, 304-313 (2000). 207. Curtis, A. R., Wright, A. J., Fleming, G. J.: The influence of surface modification techniques on the performance of a Y-TZP dental ceramic. J Dent 34, 195-206 (2006). 208. Fischer, H., Yildirim, M., Schmitz, F., Marx, R.: Festigkeitsminderung von ZirkonoxidAbutments infolge der Bearbeitung? Dtsch Zahnärztl Z 54, 443-445 (1999). 209. Zhang, Y., Pajares, A., Lawn, B. R.: Fatigue and damage tolerance of Y-TZP ceramics in layered biomechanical systems. J Biomed Mater Res 71B, 166-171 (2004). 210. Zhang, Y., Lawn, B. R., Rekow, E. D., Thompson, V. P.: Effect of sandblasting on the long-term performance of dental ceramics. J Biomed Mater Res 71B, 381-386 (2004). 211. Guazzato, M., Quach, L., Albakry, M., Swain, M. V.: Influence of surface and heat treatments on the flexural strength of Y-TZP dental ceramic. J Dent 33, 9-18 (2005). 212. Beuer, F., Kerler, T., Erdelt, K.-J., Schweiger, J., Eichberger, M., Gernet, W.: Der Einfluss der Verblendung auf die Bruchfestigkeit von Zirkoniumdioxidrestaurationen. Dtsch Zahnärztl Z 59, 527-530 (2004). Literaturverzeichnis 97 213. Fleming, G. J. P., Dickens, M., Thomas, L. J., Harris, J. J.: The in vitro failure of allceramic crowns and the connector area of fixed partial dentures using bilayered ceramic specimens: The influence of core to dentin thickness ratio. Dent Mater 22, 771-777 (2006). 214. Chitmongkolsuk, S., Heydecke, G., Stappert, C., Strub, J. R.: Fracture strength of allceramic lithium disilicate and porcelain-fused-to-metal bridges for molar replacement after dynamic loading. Eur J Prosthodont Restor Dent 10, 15-22 (2002). 215. Loose, M., Rosentritt, M., Leibrock, A., Behr, M., Handel, G.: In vitro study of fracture strength and marginal adaptation of fibre-reinforced-composite versus all ceramic fixed partial dentures. Eur J Prosthodont Restor Dent 6, 55-62 (1998). 216. Sano, H., Ciucchi, B., Matthews, W. G., Pashley, D. H.: Tensile properties of mineralized and demineralized human and bovine dentin. J Dent Res 73, 1205-1211 (1994). 217. Poolthong, S., Mori, T., Swain, M. V.: Determination of elastic modulus of dentin by small spherical diamond indenters. Dent Mater J 20, 227-236 (2001). 218. Moroi, H. H., Okimoto, K., Moroi, R., Terada, Y.: Numeric approach to the biomechanical analysis of thermal effects in coated implants. Int J Prosthodont 6, 564-572 (1993). 219. Geis-Gerstorfer, J.: Nichtedelmetallegierungen. In: Eichner, K., Kappert, H. F. (Hrsg.): Zahnärztliche Werkstoffe und ihre Verarbeitung. Georg Thieme Verlag, Stuttgart, New York (2000). 220. Richter, E.-J.: Die Bedeutung der Versuchsbedingungen im wissenschaftlichen Experiment, dargestellt am Beispiel der Zahnbeweglichkeit. Dtsch Zahnärztl Z 40, 404-409 (1985). 221. Parfitt, G. J.: Measurement of the physiological mobility of individual teeth in an axial direction. J Dent Res 39, 608-618 (1960). 222. Heners, M.: Elektronische Untersuchung zur Reproduzierbarkeit des okklusalen Traumas. Dtsch Zahnärztl Z 32, 433-439 (1977). 223. Lindhe, J., Karring, T., Lang, N. P.: Klinische Parodontologie und Implantologie. Quintessenz Verlag, Berlin (1999). 224. Scharnagl, P., Behr, M., Rosentritt, M., Leibrock, A., Handel, G.: Simulation of physiological tooth mobility in in-vitro stress examination of dental restorations in the masticator. J Dent Res 77 (Spec Iss A), 1260 (Abstract 1431) (1998). 225. Kern, M., Douglas, W. H., Fechtig, T., Strub, J. R., DeLong, R.: Fracture strength of allporcelain, resin-bonded bridges after testing in an artificial oral environment. J Dent 21, 117-121 (1993). 226. Schulz, K., Borchers, L., Stiesch-Scholz, M.: Belastbarkeit viergliedriger glasfaserverstärkter Kompositbrücken. Dtsch Zahnärztl Z 60, 32-36 (2005). 227. Körber, K. H.: Elektrisches Messen der Zahnbeweglichkeit. Dtsch Zahnärztebl 19, 605610 (1962). Literaturverzeichnis 98 228. Vult von Steyern, P., Ebbesson, S., Holmgren, J., Haag, P., Nilner, K.: Fracture strength of two oxide ceramic crown systems after cyclic pre-loading and thermocycling. J Oral Rehabil 33, 682-689 (2006). 229. Drummond, J. L.: In vitro aging of yttria stabilized zirconia. J Am Ceram Soc 72, 675676 (1989). 230. Koh, Y.-H., Kong, Y.-M., Kim, S., Kim, H.-E.: Improved low-temperature environmental degradation of yttria-stabilized tetragonal zirconia polycrystals by surface encapsulation. J Am Ceram Soc 82, 1456-1458 (1999). 231. Marx, R.: Auswahl der Werkstoffe. In: Kerschbaum, T. (Hrsg.): Adhäsivprothetik. Urban & Schwarzenberg, München (1990). 232. Ritter, J. E., Vigedomine, M., Breder, K., Jakus, K.: Dynamic fatigue of indented sodalime glass as a function of temperature. J Mater Sci 28, 2868-2872 (1985). 233. Addison, O., Fleming, G. J., Marquis, P. M.: The effect of thermocycling on the strength of porcelain laminate veneer (PLV) materials. Dent Mater 19, 291-297 (2003). 234. Kern, M., Wegner, S. M.: Bonding to zirconia ceramic: adhesion methods and their durability. Dent Mater 14, 64-71 (1998). 235. Blatz, M. B., Sadan, A., Martin, J., Lang, B.: In vitro evaluation of shear bond strengths of resin to densely-sintered high-purity zirconium-oxide ceramic after long-term storage and thermal cycling. J Prosthet Dent 91, 356-362 (2004). 236. Crim, G. A.: Effect of aging on microleakage of restorative systems. Amer J Dent 6, 192194 (1993). 237. Reid, J. S., Saunders, W. P., Chen, Y. Y.: The effect of bonding agent and fissure sealant on microleakage of a composite resin restoration. Quintessence Int 22, 295-298 (1991). 238. Barclay, C. W.: Thermocycling: an unrealistic technique for simulating clinical conditions? J Dent Res 77 (Spec Iss B), 901 (Abstract 2155) (1998). 239. Gale, M. S., Darvell, B. W.: Thermal cycling procedures for laboratory testing of dental restorations. J Dent 27, 89-99 (1999). 240. Suttor, D., Hauptmann, H., Frank, S., Hoescheler, H.: Fracture resistance of posterior all ceramic zirconia bridges. J Dent Res 80 (Spec Iss A), 149 (Abstract 910) (2001). 241. Braem, M., Lambrechts, P., Van Doren, V., Vanherle, G.: In vivo evaluation of four posterior composites: quantitative wear measurements and clinical behavior. Dent Mater 2, 106-113 (1986). 242. DeLong, R., Sakaguchi, R. L., Douglas, W. H., Pintado, M. R.: The wear of dental amalgam in an artifical mouth: a clinical correlation. Dent Mater 1, 238-242 (1985). 243. Vult von Steyern, P., Al-Ansari, A., White, K., Nilner, K., Derand, T.: Fracture strength of In-Ceram all-ceramic bridges in relation to cervical shape and try-in procedure. An invitro study. Eur J Prosthodont Restor Dent 8, 153-158 (2000). Literaturverzeichnis 99 244. Tinschert, J., Natt, G., Latzke, P., Schulze, K., Heussen, N., Spiekermann, H.: Vollkeramische Brücken aus DC-Zirkon - Ein klinisches Konzept mit Erfolg? Dtsch Zahnärztl Z 60, 435-445 (2005). 245. Sailer, I., Luthy, H., Feher, A., Schumacher, M., Schärer, P., Hammerle, C. H. F.: 3-year clinical results of zirconia posterior fixed partial dentures made by direct ceramic machining (DCM). J Dent Res 82 (Spec Iss B), 21 (Abstract 74) (2003). 246. Bornemann, G., Rinke, S., Huels, A.: Prospective clinical trial with conventionally luted zirconia-based fixed partial dentures - 18-month results. J Dent Res 82 (Spec Iss B), 117 (Abstract 842) (2003). 247. Kosmac, T., Oblak, C., Jevnikar, P., Funduk, N., Marion, L.: The effect of surface grinding and sandblasting on flexural strength and reliability of Y-TZP zirconia ceramic. Dent Mater 15, 426-433 (1999). 248. Klötzer, W.: Über die elastische Deformation der Brückenzwischenglieder. Zahnärztl Welt/Reform 69, 13-16, 45-50 (1960). 249. Kraft, E.: Über die Bedeutung der Kaukraft für das Kaugeschehen. Zahnärztl Prax 13, 129-130 (1962). 250. Curtis, A. R., Wright, A. J., Fleming, G. J.: The influence of simulated masticatory loading regimes on the bi-axial flexure strength and reliability of a Y-TZP dental ceramic. J Dent 34, 317-325 (2005). 251. Weibull, W.: A statistical theory of the strength of materials. Ing Ventenskaps Akad Handl 151, 1-45 (1939). 252. Fischer, H., Gröbel, J., Marx, R.: Fraktographische Schadensanalyse an Dentalkeramiken. Dtsch Zahnärztl Z 55, 667-670 (2000). 253. Kelly, J. R., Campbell, S. D., Bowen, H. K.: Fracture-surface analysis of dental ceramics. J Prosthet Dent 62, 536-541 (1989). 254. Kelly, J. R.: Clinical failure of dental ceramic structures: insights from combined fractography, in vitro testing and finite element analysis. Ceram Trans 48, 125-137 (1995). 255. Kelly, J. R., Giordano, R., Prober, R., Cima, M. J.: Fracture surface analysis of dental ceramics: clinically failed restorations. Int J Prosthodont 3, 430-440 (1990). 256. Thompson, J. Y., Anusavice, K. J., Naman, A., Morris, H. F.: Fracture surface characterization of clinically failed all-ceramic crowns. J Dent Res 73, 1824-1832 (1994). 257. Filser, F., Kocher, P., Weibel, F., Lüthy, H., Schärer, P., Gauckler, L. J.: Reliability and strength of all-ceramic dental restorations fabricated by direct ceramic machining (DCM). Int J Comput Dent 4, 89-106 (2001). 100 Curriculum vitae 9 Curriculum vitae Angaben zur Person Nachname, Vorname Kohorst, Philipp Geburtsdatum 09. September 1979 Geburtsort Osnabrück Staatsangehörigkeit deutsch Konfession römisch-katholisch Familienstand ledig Schulbildung August 1986 - Juli 1990 Grundschule Wallenhorst/Hollage August 1990 - Juli 1992 Orientierungsstufe Dom, Osnabrück August 1992 - Juli 1999 Gymnasium Ursulaschule, Osnabrück Grundwehrdienst September 1999 - Juni 2000 Gemischtes Lazarettregiment 11, Fürstenau Hochschulbildung Oktober 2000 - November 2005 Studium der Zahnmedizin an der Medizinischen Hochschule Hannover 08. November 2005 Approbation als Zahnarzt seit Dezember 2005 Wissenschaftlicher Mitarbeiter der Abteilung Zahnärztliche Prothetik an der Medizinischen Hochschule Hannover 101 Erklärung 10 Erklärung (nach § 2 Abs. 2 Nrn. 5 und 6 der Promotionsordnung) Ich erkläre, dass ich die der Medizinischen Hochschule Hannover zur Promotion eingereichte Dissertation mit dem Titel Experimentelle In-vitro-Untersuchung zur Belastbarkeit viergliedriger Seitenzahnbrücken aus Zirkoniumdioxid in der Abteilung Zahnärztliche Prothetik des Zentrums für Zahn-, Mund- und Kieferheilkunde der Medizinischen Hochschule Hannover unter Betreuung von Frau Universitätsprofessorin Dr. med. dent. Meike Stiesch-Scholz und mit der Unterstützung durch Herrn Dipl.-Phys. Dr.-Ing. Lothar Borchers ohne sonstige Hilfe durchgeführt und bei der Abfassung der Dissertation keine anderen als die dort aufgeführten Hilfsmittel benutzt habe. Ich habe diese Dissertation bisher an keiner in- oder ausländischen Hochschule zur Promotion eingereicht. Weiterhin versichere ich, dass ich den beantragten Titel bisher noch nicht erworben habe. Teilergebnisse der Dissertation wurden als wissenschaftlicher Kurzvortrag unter dem Titel „In-vitro-Untersuchung zur Bruchfestigkeit von viergliedrigen Seitenzahnbrücken aus Zirkoniumdioxid“ (Autoren: P. Kohorst, T. J. Herzog, L. Borchers, M. StieschScholz) auf der gemeinsamen Jahrestagung der Deutschen Gesellschaft für Zahnärztliche Prothetik und Werkstoffkunde und der Schweizerischen Gesellschaft für Rekonstruktive Zahnmedizin vom 27. bis 30. April 2006 in Basel (Schweiz) vorgestellt. Weitere Teilergebnisse wurden unter dem Titel „Hochleistungskeramiken in der Zahnmedizin“, Dentalzeitung 7 (4), 12-15, 2006 (Autoren: P. Kohorst, M. Stiesch-Scholz) publiziert. Erklärung 102 Des Weiteren wurden Teilergebnisse der Dissertation als Poster unter dem Titel „Einfluss unterschiedlicher Wechselbelastungsparameter auf die Belastbarkeit von ZrO2Brücken“ (Autoren: P. Kohorst, T. J. Herzog, L. Borchers, M. Stiesch-Scholz) im Rahmen des wissenschaftlichen Programms des Deutschen Zahnärztetages vom 23. bis 25. November 2006 in Erfurt präsentiert. Weitere Teilergebnisse sind zur Publikation unter dem Titel „Load bearing capacity of all-ceramic posterior four-unit fixed partial dentures with different zirconia frameworks“ (Autoren: P. Kohorst, T. J. Herzog, L. Borchers, M. Stiesch-Scholz) im European Journal of Oral Science angenommen. Hannover, 29.03.2007 Danksagungen 11 103 Danksagungen Ich danke Frau Prof. Dr. med. dent. Meike Stiesch-Scholz, Direktorin der Abteilung Zahnärztliche Prothetik der Medizinischen Hochschule Hannover, für die motivierende Unterstützung und Förderung bei der Durchführung dieser Arbeit. Ganz besonders möchte ich mich bei Herrn Dipl.-Phys. Dr.-Ing. Lothar Borchers bedanken, der mir in allen Phasen dieser Arbeit mit seinem wissenschaftlichen Rat zur Seite stand und durch seine unermüdliche Unterstützung entscheidend zum Gelingen beigetragen hat. Meiner Freundin Henrike danke ich für ihre moralische Unterstützung, aber auch für ihren fachlichen Rat von ganzem Herzen. Meinen Eltern gilt ein besonderer Dank für die ideelle und finanzielle Unterstützung während des Studiums und der Dissertation. Bei Dr.-Ing. Torsten Heidenblut aus dem Institut für Werkstoffkunde, Leibniz Universität Hannover, bedanke ich mich für die Unterstützung bei der Anfertigung der rasterelektronenmikroskopischen Aufnahmen. Für die freundliche Bereitstellung der technischen Ausstattung und der Materialien zur Brückenherstellung bedanke ich mich bei der Firma DeguDent.