Frakturfestigkeit von dreigliedrigen Slot-Brücken nach

Aus der

Universitätsklinik für Zahn-, Mund- und Kieferheilkunde

der Albert-Ludwigs-Universität Freiburg i.Br.

Abteilung für Zahnerhaltungskunde und Parodontologie

(Ärztl. Direktor Prof. Dr. Elmar Hellwig)

Frakturfestigkeit von dreigliedrigen Slot-Brücken nach thermomechanischer Ermüdung

in einem Kausimulator

INAUGURAL-DISSERTATION

zur

Erlangung des Zahnmedizinischen Doktorgrades

der Medizinischen Fakultät

der Albert-Ludwigs-Universität

Freiburg i.Br.

Vorgelegt 2007

von Andrea Peemöller

geboren in Hamburg

Dekan: Prof. Dr. med. C. Peters

1. Gutachter: PD Dr. med. dent. P. Hahn

2. Gutachter: Prof. Dr. med. Dr. med. dent. J.-E. Otten

Jahr der Promotion: 2008

Meiner Familie

„Der Weg ist das Ziel”

Konfuzius

IV Inhaltsverzeichnis

1 EINLEITUNG 1

2 LITERATURÜBERSICHT 3

2.1 Aufbau der Zahnhartsubstanzen 3 2.1.1 Schmelz 3 2.1.2 Dentin 4 2.1.3 Wurzelzement 5

2.2 Adhäsivsysteme 6 2.2.1 Konditionierung der Zahnsubstanz 7

2.2.1.1 Schmelzkonditionierung 7 2.2.1.2 Dentinkonditionierung 8

2.2.2 Komposite 9 2.2.2.1 Komposit als Befestigungsmaterial 11

2.3 Therapiemöglichkeiten von Schaltlücken 12 2.3.1 Lückenschluss durch kieferorthopädische Behandlung 13 2.3.2 Herausnehmbare Teilprothesen 13 2.3.3 Konventionelle Brückenversorgung 14 2.3.4 Metallgestützte Adhäsivbrücken 15 2.3.5 Vollkeramische Adhäsivbrücken 16 2.3.6 Kompositbrücken 18 2.3.7 Cerec-3 CAD/CAM-Slotbrücken 20 2.3.8 Implantatversorgung 20 2.3.9 Belassen der Schaltlücken 22

3 VERSUCHSPLANUNG 23

4 MATERIAL UND METHODE 25

4.1 Material 25 4.1.1 Versuchszähne 25 4.1.2 Schleifschablone 25 4.1.3 Brückenmaterialien 26

4.1.3.1 Slotbrücken aus einer NEM-Legierung 26 4.1.3.2 Teilkronenbrücken aus einer Hochgoldlegierung 27

4.1.4 Befestigungsmaterialien 28 4.1.5 Abformmaterial 31 4.1.6 Modellgips 31

V Inhaltsverzeichnis

4.1.7 Parodontale Membran 31 4.1.8 Material- und Geräteliste 32

4.2 Methode 33 4.2.1 Herstellung der Brückenmodelle 33 4.2.2 Einteilung der Versuchsgruppen 34 4.2.3 Präparation der Zähne 36

4.2.3.1 Präparation der Slotkavitäten 36 4.2.3.2 Präparation der Teilkronen 37 4.2.3.3 Abformung 38

4.2.4 Herstellung der Slotbrücken 38 4.2.4.1 Herstellung der Arbeitsmodelle 39

4.2.4.1.1 Herstellung der Arbeitsmodelle der Slotbrücken 39 4.2.4.1.2 Herstellung der Arbeitsmodelle der Teilkronenbrücken 39

4.2.5 Herstellung der Teilkronenbrücken 39 4.2.6 Vorbehandlung der Slotbrücken 40 4.2.7 Einsetzen der Slotbrücken 41 4.2.8 Einsetzen der Teilkronenbrücken 42 4.2.9 Belastungstest 43 4.2.10 Mikroskopische Untersuchung 45

4.2.10.1 Untersuchung der Fugenbreiten 45 4.2.10.2 Untersuchung der Schmelzrisse 47

4.2.11 Bruchbelastungstest in der Universalprüfmaschine 48 4.2.12 Mikroskopische Untersuchung des Bruchmodus 48 4.2.13 Statistische Auswertung 50

5 ERGEBNISSE 51

5.1 Vergleich der Fugenbreiten innerhalb einer Gruppe nach Kausimulation 51 5.1.1 Fugenbreiten der Gruppe I (5,2° / 3,5 mm) 51 5.1.2 Fugenbreiten der Gruppe II (5,2° / 2,5 mm) 53 5.1.3 Fugenbreiten der Gruppe III (2,8° / 3,5 mm) 54 5.1.4 Fugenbreiten der Gruppe IV (2,8° / 2,5 mm) 55 5.1.5 Fugenbreiten der Gruppe V (Teilkronenbrücken) 56

5.2 Vergleich der einzelnen Fugen zwischen den Gruppen I - V nach der Kausimulation 57

5.3 Gesamtvergleich der Fugenbreiten und Gruppen 60 5.3.1 Gesamtfugenbreitenvergleich 60 5.3.2 Gesamtgruppenvergleich 61

VI Inhaltsverzeichnis

5.4 Analyse der Schmelzrisse nach der Kausimulation 63

5.5 Bruchfestigkeit 64

5.6 Analyse des Bruchmodus nach dem Bruchbelastungstest 66

6 DISKUSSION 68

6.1 Diskussion des Materials 68 6.1.1 Natürliche Zähne 68 6.1.2 Befestigungskomposit 69 6.1.3 Schleifschablone 70

6.2. Diskussion der Methode 71 6.2.1 Kausimulation 71 6.2.2 Bruchbelastungstest 72 6.2.3 Präparation der Zähne mit Hilfe der Schleifschablone 73 6.2.4 Adhäsive Befestigung 74

6.3 Diskussion der Ergebnisse 75 6.3.1 Diskussion der Ergebnisse nach Kausimulation 75 6.3.2 Diskussion der Ergebnisse nach dem Bruchbelastungstest 76

7 ABSCHLIEßENDE WERTUNG 77

8 ZUSAMMENFASSUNG 78

9 LITERATURVERZEICHNIS 79

10 TABELLARISCHER ANHANG 103

10.1 Messwerte der einzelnen Fugenbreiten von Gruppe I bis V 103

10.2 Vergleich der einzelnen Fugen zwischen den Gruppen I – V nach der Kausimulation 108

10.3 Gesamtfugenbreitenvergleich aller Fugen miteinander (1 - 6) 111

10.4 Gesamtgruppenvergleich aller Gruppen miteinander (I - V) 112

10.5 Messdaten und Kraft-Weg-Diagramm der Proben jeder Gruppe nach dem Bruchbelastungstest in der Universalprüfmaschine 113

VII Inhaltsverzeichnis

10.6 Analyse der Bruchfestigkeit der Gruppen im Vergleich untereinander 118

11 LEBENSLAUF 119

12 DANKSAGUNG 120

1 1 Enleitung

1 Einleitung Die zahnärztliche Prophylaxe hat in den letzten Jahren zunehmend an Bedeutung

gewonnen. Bereits im Kindesalter, als auch in den weiteren Lebensjahren, ist die

Betreuung und Aufklärung über die Mundhygiene in der Bevölkerung gut etabliert. Die

Individualprophylaxe (IP-Programm: Fluoridierung, Fissurenversiegelungen) vom

Kleinkindalter an, die professionelle Zahnreinigung im Erwachsenenalter verbunden

mit einem strukturierten Recallsystem, führen dazu, dass die Kariesprävalenz stark

abgenommen hat. Gleichzeitig hat die minimalinvasive Therapie der Karies an Bedeu-

tung gewonnen.

Dennoch können Zähne aus unterschiedlichen Gründen verloren gehen.

Als mögliche Gründe für Zahnlücken sind Einzelzahnextraktion bei tiefzerstörten Zäh-

nen oder Zähne mit endodontischem Misserfolg, Nichtanlage eines Zahnes oder ein

unzureichender Lückenschluss nach kieferorthopädischer Behandlung zu nennen.

Neben dem Rückgang der Karies ist auch der Anspruch der Patienten an einen quali-

tativ und ästhetisch hochwertigen Zahnersatz gewachsen. Für den Ersatz von fehlen-

den Zähnen wäre eine schonende, schnelle und gleichzeitig kostengünstige Lösung

mit einer qualitativ und ästhetisch hochwertigen Restauration wünschenswert.

Zur Versorgung einer Einzelzahnlücke (Schaltlücke) im Seitenzahnbereich wird heute

überwiegend eine konventionelle Brücke eingesetzt. Dieser prothetische Zahnersatz

setzt das umfangreiche Beschleifen der gegebenenfalls gesunden Nachbarzähne als

Pfeilerzähne voraus, um die Zahnlücke mit einer Brücke zu versorgen. Im Seiten-

zahnbereich kann das Beschleifen in Form einer Kronen- oder Teilkronenpräparation

erfolgen. Eine Alternative dazu bietet die Möglichkeit einer implantatgetragenen Ein-

zelzahnkrone, welche allerdings neben einem chirurgischen Eingriff eine hohe finan-

zielle Belastung für den Patienten bedeutet.

Zur Versorgung einer Einzelzahnlücke im Seitenzahnbereich wurde eine neue Tech-

nik entwickelt. Hierbei wird standardisiert und zahnhartsubstanzschonend präpariert

und eine konfektionierte Inlaybrücke (Slot-Brücke) adhäsiv eingesetzt.

Voraussetzung für den klinischen Erfolg dieser minimalinvasiven Therapie war die

Entwicklung der Adhäsivtechnik. Diese Technik hat eine Fülle von Möglichkeiten so-

wohl in der konservierenden als auch in der prothetischen Zahnheilkunde hervorge-

bracht. Durch die „Verklebung“ von Restaurationen mit der Zahnsubstanz kann teil-

2 1 Enleitung

weise oder auch vollständig auf eine retentive Präparation verzichtet werden. Die

Versorgung von Frontzahnlücken mit Adhäsivbrücken nach minimalinvasiver Präpara-

tion hat sich in der Vergangenheit bewährt.

Ziel neuerer Untersuchungen ist die Etablierung von Adhäsivbrücken im Seitenzahn-

bereich.

Mit Hilfe der Anwendung einer Schleifschablone hat sich die Möglichkeit eröffnet,

durch eine standardisierte Präparation konfektionierte Inlaybrücken einzusetzen, und

damit ein kostengünstiges minimalinvasives Therapiekonzept in der Zahnheilkunde

anzuwenden.

Ziel dieser Studie war es festzustellen, ob ein neues Inlaybrückensystem mit zahn-

hartsubstanzschonender Präparation der physiologischen Kaubelastung gewachsen

ist. Hierfür wurden vier Prüfgruppen und eine Kontrollgruppe (Teilkronenpräparation)

einer Kausimulation ausgesetzt und miteinander verglichen. Es wurden der Einfluss

des Präparationswinkels und der Kavitätentiefe auf die Retention sowie die Druckbe-

lastbarkeit von Inlaybrücken nach Kausimulation ermittelt.

3 2 Literaturübersicht

2 Literaturübersicht

2.1 Aufbau der Zahnhartsubstanzen

Voraussetzung für präventive wie auch für invasive zahnerhaltende Maßnahmen ist

die Kenntnis der Morphologie der menschlichen Zahnhartsubstanzen.

2.1.1 Schmelz

Der ausgereifte Zahnschmelz ist das mit 260 bis 360 KHN (Knoop-Hardness-

Number=Knoop-Härte) am stärksten mineralisierte und härteste Zellprodukt im

menschlichen Körper. Der Schmelz umschließt das Dentin im koronalen Anteil des

Zahnes und schützt diesen so vor mechanischen und äußeren Noxen. Apikal bildet er

mit dem Wurzelzement die Schmelz-Zement-Grenze. Der Schmelz enthält weder Ner-

ven noch Gefäße. Seine Dichte beträgt je nach Reifezustand 2,9 bis 3 g/ml (Schroeder

2000). Zu 98 % besteht der Schmelz aus anorganischen Verbindungen, wobei die An-

gaben über die Menge der anorganischen Verbindungen je nach Analysemethode und

analysierter Probe zwischen 93 und 98 Gew.-% schwanken (Hellwig et al. 2003). Die

Hauptbestandteile des kristallinen Gefüges des Schmelzes bestehen vorwiegend aus

Kalzium und Phosphor und mit geringerem Anteil aus Natrium, Magnesium, Karbonat

und Kalium. Insgesamt wurden bisher circa 21 Spurenelemente im Zahnschmelz, je

nach Einfluss von Ernährung, Alter und anderer Faktoren, nachgewiesen. Die Kalzi-

um- und Phosphatverbindungen bilden im Verhältnis von 1:1,2 die Hydroxylapa-

titkristalle (Schroeder 2000). Etwa 100 Schmelzkristalle liegen im Querschnitt zusam-

mengefügt und bilden die sogenannten Schmelzprismen, welche sich von der

Schmelz-Dentingrenze bis fast zur Schmelzoberfläche erstrecken. Daneben enthält

der Schmelz je nach Mengenangaben zwischen 1,5 und 4 Gew.-% Wasser. Das Was-

ser liegt einerseits lose oder kristallin als Hydrationsschale gebunden vor. Eine gerin-

gere Menge an Proteinen (ca. 58 %), Lipiden (ca. 40 %), Spuren von Kohlenhydraten,

Zitrat und Laktat bilden mit ca. 1 % den organischen Anteil des Schmelzes (Hellwig et

al. 2003). Der Schmelzmantel bedeckt die anatomische Zahnkrone und ist unter-

schiedlich dick. Im bleibenden Gebiss schwankt die Schmelzdicke zwischen einigen

Mikrometern am Zahnhals und ca. 2,5 bis 3 mm im Inzisalkanten- und Höckerspitzen-

bereich. Sie variiert an den verschiedenen Zahnflächen. Mesial ist der Schmelz etwas


dünner als distal (Gillings und Buonocore 1961). Das Gesamtschmelzvolumen variiert

bei den oberen ersten Molaren um 0,32 cm³ (Kimura et al. 1977).

2.1.2 Dentin

Der größte Anteil des menschlichen Zahnes besteht aus Dentin. Die gesamte Pulpa ist

von Dentin umgeben. Im Bereich der Wurzeln wird das Dentin vom Wurzelzement und

im koronalen Bereich vom Zahnschmelz umgeben. Heute spricht man von einer funk-

tionellen Pulpa-Dentin-Einheit (Endodontium), da im Gegensatz zum Schmelz das

Dentin ein lebendes, weniger stark mineralisiertes Gewebe ist. Die Härte des Dentins

beträgt ca. 60 KHN. Allerdings ist sklerotisiertes Dentin deutlich härter als normales

Orthodentin (Grajower et al. 1977). In seiner chemischen Zusammensetzung besteht

Dentin zu 70 % aus anorganischem Material. Spurenelemente wie Kalzium und Phos-

phat liegen wie im Schmelz in kristalliner Form vor. Das Gewichtsverhältnis dieser

Hydroxylapatitkristalle beträgt 1:2,13 (Schroeder 2000). Zu 20 Gew.-% besteht Dentin

aus einer organischen Matrix. Der Hauptanteil dieser Matrix besteht zu 91 - 92 % aus

Kollagen und zu 8 - 9 % aus nichtkollagener Grundsubstanz. Der Hauptkollagenanteil

ist vom Typ I-Kollagen und etwa 3 % vom Typ V-Kollagen (Butler 1984). Ca. 10 % be-

trägt der Wasseranteil des Dentins. Im Längsschnitt lässt sich das Dentin in verschie-

dene Zonen aufteilen. Von der Zahnpulpa im Zentrum, bis zur Schmelz-Dentin-Grenze

in der Peripherie, folgen junges und altes Prädentin, Zwischendentin, zirkumpulpales

Dentin (Hauptmasse) und Manteldentin aufeinander. Die Dentinbildnerzellen sind die

Odontoblasten. Sie liegen unmittelbar an der Pulpa-Dentin-Grenze, wobei der Zellkör-

per des Odontoblast in der Pulpa liegt und die Zellfortsätze das Dentin in den soge-

nannten Dentinkanälchen bis zur Schmelz-Dentin- bzw. Dentin-Zement-Grenze durch-

ziehen. Die Odontoblastenfortsätze können bis zu 5000 μm lang sein. Der Durchmes-

ser ist sehr variabel und beträgt 0,5 μm (im pulpafernen Dentin) bis 5 μm (bevor der

Fortsatz ins Prädentin eintritt) (Schroeder 2000). Die Fortsätze geben zu den benach-

barten Dentinkanälchen Seitenäste ab, die sogenannten Mikrovilli. Über dieses Sys-

tem lateraler Seitenäste, kann das Dentin physiologisch unterhalten werden (Schroe-

der 2000). Der Durchmesser und das Volumen der Dentinkanälchen hängen zusätz-

lich vom Alter des Zahnes ab. Mit zunehmendem Lebensalter nimmt der Durchmesser

der Kanälchen zugunsten der Hartsubstanz ab. Die Dichte der Dentinkanälchen zwi-


schen pulpanahem und pulpafernem Dentin verhält sich etwa 4:1 (Ketterl 1961). In

den Kanälchen sind die Odontoblastenfortsätze von gelartiger Gewebsflüssigkeit

(Dentinliquor) und organischen Struktuelementen umgeben (peri-odontoblastischer

Raum). Nervenfasern lassen sich nur in einzelnen Dentinkanälchen des Prädentins

nachweisen (Schroeder 2000). Das Dentin wird während der gesamten Lebensdauer

eines Zahnes gebildet und kann in drei Dentinarten unterschieden werden:

Prädentin ist regulär strukturiertes Dentin, welches bis zum Abschluss des Wurzel-

wachstums gebildet wird.

Sekundärdentin wird nach Bildung der Zahnwurzel gebildet und kann regulär oder

irregulär strukturiert sein.

Tertiärdentin, auch Reizdentin oder Reparaturdentin genannt, ist irregulär und wird

durch äußere Reize synthetisiert. Es bildet somit eine lokale Abwehrbarriere.

Die Dicke des Dentins ist abhängig von vielen Faktoren (zum Beispiel: Beeinflussun-

gen bei der Zahnentwicklung, Alter des Zahnes, Traumata (Karies, Präparation, exo-

gene Faktoren) (Schroeder 2000).

2.1.3 Wurzelzement

Das Wurzelzement gehört anatomisch zum Zahn und funktionell zum Zahnhalteappa-

rat. Der Zahnhaltepparat setzt sich aus der Gingiva, dem Desmodont (Wurzelhaut),

dem Wurzelzement und dem Alveolarknochen zusammen. Das Desmodont bildet mit

dem Wurzelzement eine funktionelle Einheit und enthält desmodontale Strukturele-

mente. Das Zement überzieht das gesamte Wurzeldentin von der Schmelz-Zement-

Grenze bis zum Apex. Am Apex reicht es zum Teil bis in das Foramina apicale hinein

und bedeckt dort Anteile der apikalen Wurzelkanalwände. Ein Teil des Wurzelzemen-

tes entsteht präeruptiv während der Zahnwurzelbildung. Ein anderer Teil wird während

und nach Abschluss des Zahndurchbruches und später zeitlebens gebildet und aufge-

lagert. Drei Zellpopulationen sind für die Synthese des Wurzelzementes verantwort-

lich. Die Zementoblasten, die Zementozyten (entstehen aus den Zementoblasten) und

die Fibroblasten (bilden den azellulären Fremdfaserzement) (Schroeder 2000). Das

Zement ähnelt in seiner Struktur und Härte dem menschlichen Knochen. Im Gegen-

satz zum Knochen ist das Zement aber nicht vaskularisiert. Die Knoop-Härte beträgt


30 - 50 KHN. Das Wurzelzement ist die am wenigsten mineralisierte Zahnhartsub-

stanz. Seine chemische Zusammensetzung ist wie folgt: 65 Gew.-% beträgt der Mine-

ralgehalt, 23 Gew.-% die organische Matrix und 12 Gew.-% der Wasseranteil. Der Mi-

neralanteil besteht vorwiegend aus Kalzium und Phosphat in Form von Appatitkristal-

len (Stepnick 1975). Die organische Matrix besteht im Wesentlichen aus Kollagen vom

Typ I. Die Dicke des aufgelagerten Zements ist abhängig vom Lebensalter. Generell

wird die Zementschicht von koronal (50 bis 150 μm) nach apikal (200 bis 600 μm) di-

cker (Rateitschak et al. 1989). Das Wurzelzement ist kein einheitliches Gewebe. Beim

Menschen lassen sich 4 - 5 Zementarten morphologisch und funktionell voneinander

unterscheiden. Je nachdem ob und welche Art kollagener Fibrillen und ob Zementozy-

ten im Gewebe enthalten sind (Jones 1981, Schroeder 1986). Unterteilt wird in:

● Azellulär-afibrilläres Zement

● Azelluläres Fremdfaserzement (auch Verankerungszement genannt)

● Zelluläres Eigenfaserzement (auch Reparaturzement genannt)

● Zellulärer Gemischtfaserzement

● Zwischenzement („intermediate cementum“)

Die Schmelz–Zement–Grenze teilt beim Menschen die anatomische Zahnkrone von

der Zahnwurzel. Morphologisch gibt es drei Möglichkeiten, wie der Zement im Zahn-

halsbereich (die Schmelz–Zement–Grenze) auf den Schmelz treffen kann:

1) In 60 % überlappt der Zement den zervikalen Schmelzrand.

2) In 30 % treffen Zement und Schmelz genau aufeinander.

3) In 10 % endet der Zement apikal vom Schmelzrand.

Allerdings legen Untersuchungen dar, dass die Art der Schmelz-Zement-Grenze in-

nerhalb der Zirkumferenz eines Zahnhalses variieren kann. Somit können alle drei

Möglichkeiten variabel an einem Zahn auftreten (Schroeder 2000).

2.2 Adhäsivsysteme

Die Adhäsivtechnik ist ein Verfahren zur Anhaftung von Restaurationsmaterialien an

die Zahnsubstanz. Zudem dient sie zur adhäsiven (klebenden) Befestigung von Zahn-

ersatz (zum Beispiel: Kronen, Brücken, Attachments, Brackets, Inlays). Moderne Ad-

häsivsysteme bestehen aus einem Konditionierer (Säuren), aus einem Primer


(hydrophiles Monomer), einem Adhäsiv (verschiedene Monomere) und gefüllten

Kunststoffen, den Kompositen.

2.2.1 Konditionierung der Zahnsubstanz

Haftvermittler sind Substanzen, welche die Adhäsion (Haftung, Verbund) eines Fül-

lungs- oder Befestigungsmaterials (Komposit) an die vorgesehene Oberfläche ermög-

lichen. Bei der Polymerisation von gefüllten Kompositen kommt es zu einer 1,7 bis

6%-igen linearen Schrumpfung. Die Folge dieser Schrumpfung kann die Undichtigkeit

der Füllungsränder bedeuten (Hellwig et al. 2003). Dieser Spaltbildung im Füllungs-

randbereich kann durch die Schaffung eines mikromechanischen Verbundes zwischen

Zahn und Kunststoff durch einen Haftvermittler entgegen gewirkt werden. Um einen

optimalen Verbund herzustellen, muss allerdings die Schmelz- bzw. Dentinoberfläche

vorbehandelt werden.

2.2.1.1 Schmelzkonditionierung

Die Zahnhartsubstanz geht mit dem Kompositmaterial keine chemische Verbindung

ein. Aus diesem Grund ist eine Schmelzkonditionierung (= Schmelz-Ätz-Technik) zur

Vorbehandlung der Kavitätenfläche notwendig. Der Versuch, einen niedrigviskösen

Fissurenversiegler am Zahnschmelz dauerhaft und randdicht zu verankern, geht auf

Buonocore im Jahre 1955 zurück. Durch die Schmelzkonditionierung mit 37%-iger

Phosphorsäure werden selektiv Schmelzprismen bzw. zwischenprismatische Sub-

stanzen herausgelöst. Es entsteht ein mikroretentives Relief (Mikroporositäten) mit

einer Tiefe von 25-50 μm (Gwinnett 1988). Durch die Konditionierung werden eine

Oberflächenvergrößerung, eine Erhöhung der Reaktionsfähigkeit der Schmelzstruktu-

ren und eine Verbesserung der Benetzbarkeit (um bis zu 400 %) erreicht (Hellwig et

al. 2003). Durch Benetzung der Oberfläche mit einem niedrigviskösen Schmelzhaft-vermittler (Bonding), welcher in die schwammartige Struktur (Mikroporositäten) ein-

dringt und am Zahnschmelz aufgrund rheologischer und geometrischer Effekte haftet,

findet ein mikromechanischer Verbund statt (Lutz et al. 1976).


2.2.1.2 Dentinkonditionierung

Das Dentin bedarf, wie der Schmelz, einer Vorbehandlung, um eine Haftung zwischen

Dentin und dem Kompositmaterial zu erreichen.

Der Vorgang nennt sich Dentinkonditionierung (= Dentinhaftvermittler, Dentin-bonding). Allerdings gestaltet sich diese Konditionierung etwas schwieriger als bei der

Schmelzkonditionierung. Es ist problematisch, ein hydrophobes Komposit am

hydrophilen Dentin zu befestigen. Bei der Präparation entsteht eine 1 - 5 μm dicke

Schleifstaubschicht („smear layer“). Diese Schicht besteht aus Hydroxylapatit- und

Kollagentrümmern, sowie Blut- und Speichelresten und Dentinliquor (Brännstrøm und

Johnson 1974, Eick et al. 1970). Die Schmierschicht verschließt einerseits die Dentin-

tubuli und verhindert andererseits einen direkten Kontakt eines Füllungsmaterials mit

der kompakten Dentinoberfläche (Pashley 1981).

Es gibt drei unterschiedliche Methoden, diese Schmierschicht zu behandeln, um die

Haftung zum Dentin zu optimieren: Die Modifizierung bzw. Imprägnierung der Schmierschicht, die vollständige Entfernung der Schmierschicht und das Auflö-sen der Schmierschicht mit anschließender Ausfällung der Schmierschichtbestand-

teile. Die beiden letzteren Methoden werden durch die Applikation von Säuren durch-

geführt. Die Methode der Imprägnierung („Entaglement“ = Verfilzung von Komposit

und Schmierschicht) wird aufgrund schwacher Haftung und rascher Alterung heute

nicht mehr angewendet.

Die schlechte Verbindung zwischen Dentin und Komposit , vor allem wenn die Ränder

der Kavität im Dentin liegen, führt im Zusammenhang mit der Polymerisations-

schrumpfung und den unterschiedlichen Wärmeausdehnungskoeffizienten von Zahn

und Kunststoff zu möglichen Randspaltbildungen (Geis-Gerstorfer et al. 1991). Rand-

verfärbungen, Sekundärkaries und Pulpaschäden können die Folgen sein (Swift und

Valley 1992).

Um dichte, randspaltfreie Kompositrestaurationen im Dentin zu ermöglichen, wurden

zunächst Dentinhaftvermittler entwickelt, die eine chemische Bindung mit dem organi-

schen bzw. anorganischen Dentinanteil eingehen können. Die chemische Bindung

erwies sich allerdings als ungenügend, um der Polymerisationsschrumpfungskraft

stand zu halten. Solche Dentinhaftvermittler lassen sich prinzipiell mit der Formel: „M-


R-X“ darstellen. „M“ steht für eine Methacrylatgruppe, „R“ steht für einen Distanzhalter

und „X“ steht für eine funktionelle Gruppe, welche mit dem Dentin reagiert.

Die Entwicklung der Dentinhaftvermittler zeigt sich in der Einteilung mehrerer Dentin-

haftvermittlersysteme beginnend bei der Ersten Generation bis hin zur Sechsten Ge-

neration (Hellwig et al. 2003). Diese Systeme können aus bis zu drei Komponenten

(Ein-Flaschen-, Zwei-Flaschen-, Mehrflaschensystem) bestehen. Eine genaue Diffe-

renzierung zwischen den Komponenten findet teilweise nicht statt.

Durch die ständige Weiterentwicklung der Dentinhaftvermittlersysteme gibt es eine

weitere Begriffsbestimmung. Neben den klassischen Dreistufensystemen Konditionie-

rung (Phosphorsäure), Priming und Bonding eines Viertgenerationspräparates stellt

ein „selbstprimendes Adhäsiv“ ein Fünftgenerations- (Ein-Flaschen-) Präparat dar,

welches Priming- und Bonding-Schritte vereinigt. Unter einem „selbstkonditionieren-

den Primer“ versteht man einen Primer, der mit Hilfe saurer Monomere gleichzeitig

eine Konditionierung durchführen kann (zum Beispiel: Resulcin Aqua Prime (Merz),

NRC (Dentsply / DeTrey). Bei beiden Produkten erfolgt noch die weitere Adhäsivappli-

kation (zum Beispiel: Prime & Bond NT). Ein „selbstkonditionierendes Adhäsiv“ verei-

nigt alle drei Arbeitsschritte (Konditionierung, Priming und Bonding) in einem Arbeits-

schritt (zum Beispiel: Prompt L-Pop) (Ernst 2002).

Neueste Diskussionen über eine sinnvolle Einteilung der Adhäsivsysteme ergab die

Einteilung nach Wirkmechanismus und Anzahl der Applikationsschritte (Frankenberger

2005).

2.2.2 Komposite

In der Zahnmedizin wird die Bezeichnung Komposit für plastische und zahnfarbene

Füllungsmaterialien verwendet. Sie bestehen aus einer organischen Kunststoffmat-rix mit anorganischen Füllkörpern sowie einem Silan als Verbundsphase.

Je nach Zusammensetzung härten diese Materialien chemisch (Autopolymerisation)

oder / und unter Energiezufuhr (Lichtpolymerisation, dual härtende Komposite) aus.

Die Zusammensetzung der Komponenten sowie Art und Größe der verwendeten Füll-

körper beeinflussen die Eigenschaften des Werkstoffes und beschreiben die gängigen

Klassifikationen der Kompositmaterialien. Man unterscheidet heute Makrofüllerkompo-

site (= konventionelle Komposite), Mikrofüllkomposite, Hybridkomposite, beziehungs-


weise Feinpartikelhybridkomposite und Nanokomposite. Darüber hinaus gliedern sich

die Komposite je nach Füllkörpergehalt in hoch- und niedrigvisköse (fließfähige) Kom-

posite.

Die organische Kunststoffmatrix besteht aus Monomeren (mehrfunktionelle Me-

thacrylaten), Initiatoren (für eine Autopolymerisation bzw. für eine Lichtpolymerisati-

on), Stabilisatoren (= Inhibitoren, sterische Phenole), Pigmenten (z.B. Eisenoxide),

Farbstoffen und Additiva, wie z.B. Weichmacher oder Lichtschutzmittel (Lutz et al.

1976). Die mehrfunktionellen Methacrylate haben die vereinfachte Grundformel: „MA-

R-MA“ (Hellwig et al. 2003). „MA“ steht für die Methacrylatsäureester-Reste. „R“ steht

für einen hochmolekularen, organischen Rest (z.B. Polyäther, Urethanpräpolymere,

aliphatische Ketten oder aromatische Ringe (Geurtsen 1989). Die mechanischen, phy-

sikalischen und chemischen Eigenschaften der Kompositmatrix werden durch dieses

zentrale Molekül („R“) beeinflusst (Hellwig et al. 2003).

Um die physikalischen und mechanischen Eigenschaften der Kunststoffmatrix bei

Kompositen als plastischen Füllungswerkstoff zu verbessern, wird ihr anorganisches Füllmaterial dazugegeben. Füllkörper sind zum Beispiel Quarze, Aluminiumoxide

und Siliziumdioxide. Die Unterteilung der Komposite in Makrofüller-, Mikrofüller-,

Hybrid-, Feinpartikelhybrid- und Nanokomposite richtet sich nach der Füllkörpergröße

(in μm) und dem Füllstoffgehalt (in Gewichtprozent) (Lutz et al. 1976, Lutz und Phillips

1984).

Der Verbund (Verbundphase, Silanisierung) zwischen den anorganischen Füllkörpern

und der organischen Matrix der Komposite ist für die mechanischen Werte (Biegefes-

tigkeit, Vickershärte, Druckfestigkeit) der Füllungsmaterialien ein entscheidender Fak-

tor und immer noch als Schwachstelle anzusehen. Die Verbundphase wird durch Sila-

ne (Kopolymere) hergestellt. Als Silanisierungsmittel werden 3-Methacryloxypropyl-

trimethoxysilane verwendet. Durch die Silanisierung werden die anorganischen Füll-

körper organophil benetzt. Bei diesem Vorgang kommt es zu einer Hydrophobierung

der Füllstoffe und anschließend zu einer Polymerisation der Monomere mit dem Me-

thacrylatsäurerest des Silans (Hellwig et al. 2003).


2.2.2.1 Komposit als Befestigungsmaterial

Komposite sind heutzutage ein klassisches Beispiel für plastische Füllungsmaterialien.

Erst durch die adhäsive Verankerung ist es gelungen, einen Kompensationsmecha-

nismus zur Polymerisationsschrumpfung zu erlangen, um dauerhafte Restaurationen

herzustellen (Frankenberger 2001). Allerdings finden Komposite, dank der fortschrei-

tenden Adhäsivtechnik, auch Anwendung als Befestigungsmaterial zum Einsetzen von

Restaurationen. Die Besonderheit liegt im reduzierten Füllstoffgehalt. Dies bewirkt ei-

ne Erhöhung des Fließverhaltens und ein Herabsetzen der Viskosität des Materials.

Rasterelektronenmikroskopische Untersuchungen haben gezeigt, dass die Komposit-

zemente eine spiegelbildliche Wiedergabe des Schmelzätzmusters aufweisen (Schäf-

fer et al. 1989). Die Vorteile der adhäsiven Befestigung sind in der Stabilisierung so-

wohl der Restzahnsubstanz als auch der Restauration zu sehen (Haller et al. 1990).

Die Haftfestigkeit zwischen Schmelz und Komposit kann durch die korrekte Konditio-

nierung der Schmelzoberfläche so weit gesteigert werden, dass die Adhäsionskräfte

die Größenordnung der Kohäsionswerte des Schmelzes erreichen (Lutz et al. 1976).

Für Befestigungskunststoffe werden unterschiedliche Haftwerte angegeben, die alle im

Bereich der derzeit erreichbaren Schmelzhaftung liegen.

Komposite als Befestigungszement finden ihre Anwendung mit verschiedenen Klebe-

partnern. Klebepartner können Komposite (z.B. Inlays), Metalle (Kronen, Brücken, In-

lays) oder Keramiken (Kronen, Brücken, Inlays, Veneers) sein.

Um das Aushärten an allen Flächen zu gewährleisten, sind die meisten Kompositze-

mente Dualzemente. Am häufigsten werden zurzeit Panavia F oder Panavia 21 (Kura-

ray), Variolink II (Ivoclar / Vivadent), Variolink Ultra (Ivoclar / Vivadent), Variolink Try-

in (Ivoclar / Vivadent), Rely X Unicem (Espe) und Multilink (Ivoclar) verwendet (Kramer

et al. 2000, Edelhoff et al. 2001, Blatz et al. 2003, van Dijken 2003, Wolfart et al. 2005,

Balbosh et al. 2005, Kramer et al. 2006).

Eine Studien von Van Dijken (2003) belegt, dass der Kompositzemente, Panavia 21,

im Vergleich zu einem Glasionomerzement (Fuji Plus) keinen Unterschied im Lang-

zeiterfolg über 5 Jahre bei Keramikinlays vorweist. Bei der Untersuchung der Haftfes-

tigkeit mit verschiedenen Klebepartnern (Keramik, Metall) erzielte der jüngste Kompo-

sitzement Rely X Unicem (Espe) sehr gute Ergebnisse (Abo-Hamar 2005). Die Neu-

heit von Rely X Unicem besteht darin, dass keine Vorbehandlung des Dentins durch


Primer notwendig ist. Dieser Zement ist selbstkonditionierend. Auf Grund einer radika-

len Polymerisation lässt sich der Zement bezüglich Druckfestigkeit, Löslichkeit und

Quellung mit den anderen Kompositzementen vergleichen. Rely X Unicem erzielt zu

fast allen dentalen Werkstoffen eine gute Haftung (Behr und Rosentritt 2003, Piwo-

warczyk et al. 2002). Gleiche Haftergebnisse erlangten Untersuchungen mit Zirkon-

oxidkronen, welche mit verschiedenen Zementen eingesetzt wurden (Panavia, Dyract

Cem Plus, Ketac Cem und Rely X Unicem) (Ernst et al. 2005). Untersuchungen der

Haftkraft an Goldkronen zeigten, dass eine bessere Haftung durch Glasionomerze-

ment (Ketac Cem) und Kompomerzement (Dyract Cem) im Vergleich zum Komposit-

zement (Panavia F 21) erzielt wurde. Die Goldkronen wurden vor dem Einsetzen mit-

tels dem Rocatec-System vorbehandelt (Ernst et al. 1998). Obwohl Untersuchungen

eine gute Haftung von Kompositzementen belegen, darf der höhere Arbeitsaufwand

bei der Verwendung von Kompositzementen nicht vernachlässigt werden.

2.3 Therapiemöglichkeiten von Schaltlücken

Bei jüngeren erwachsenen Patienten ist der Zahnverlust zunehmend eine Ausnahme

geworden. Dieses ist einerseits auf den Rückgang der Kariesprävalenz (De Crousaz

et al. 1985, Binus et al. 1989) und andererseits auf den Fortschritt der zahnärztlichen

Therapiemethoden zurückzuführen (Cummins et al. 2006, Steiner et al. 1990). Ein

größeres Bewusstsein der Patienten für orale Hygienemaßnahmen in Verbindung mit

einer häufigeren Inanspruchnahme zahnärztlicher Dienste, sowie ein gewachsenes

Ernährungsbewusstsein, ist über die Jahre festzustellen (Katz et al. 1982). Immer

mehr Patienten haben einen Einzelzahnverlust bei gesundem Restzahnbestand. Eine

Untersuchung zur Häufigkeit für Adhäsivbrücken an 1534 Bundeswehrsoldaten zeigte,

dass bei 87 % der 714 festgestellten Schaltlücken eine prothetische Versorgung not-

wendig war. Zu 60 % fehlte der erste Molar und zu 35 % ein Prämolar. 40 % der mesi-

alen und 15 % der distalen Nachbarzähne waren kariesfrei (Gütschow 1991).


2.3.1 Lückenschluss durch kieferorthopädische Behandlung

Die kieferorthopädische Behandlung des Lückenschlusses ist eine Möglichkeit, die

während der ein bis zwei Jahre dauernden Therapie und der damit verbundenen Be-

einträchtigung im Alltag (Multibandapparatur mit oder ohne herausnehmbarer Platten-

apparatur) eine gute Compliance voraussetzt. Es dürfen weder Parodontopathien

noch periapikale Entzündungen vorliegen. Als ungünstig anzusehen sind mögliche

Wurzelresorptionen, wie sie bei jeder kieferorthopädischen Behandlung auftreten kön-

nen. Zudem bedarf es einer intensiven Reevaluation bzw. Retentionszeit nach abge-

schlossener Therapie, um unvorhersehbare Rezidive zu vermeiden (Brezniak und

Wasserstein 1993).

Nicht nur der intensive Zeitaufwand, sondern auch der hohe Kostenaufwand, lassen

die kieferorthopädische Behandlungsalternative des Lückenschlusses zu keiner Stan-

dardmethode werden (Strub et al. 1999, Koeck und Wagner 1996).

2.3.2 Herausnehmbare Teilprothesen

Herausnehmbarer Zahnersatz in Form von Teilprothesen, um eine Einzelzahnlücke zu

schließen, findet bei den Patienten wenig Akzeptanz. Mangelhafter Kaukomfort, be-

scheidene Ästhetik, Retentionsverlust und Probleme der Prothesendynamik bieten

keine zufriedenstellende langfristige Alternative des Lückenschlusses (Jüde et al.

1997, Freesmeyer 1999, Strub et al. 1999). Karies tritt bei den Modellgussprothesen-

trägern zudem sechsmal häufiger auf (Budtz 1990). Eine sehr gute Mundhygiene und

eine regelmäßige zahnärztliche Kontrolle dieses Zahnersatzes sind für eine lange Ü-

berlebensdauer ausschlaggebend. In einer Studie wurden Modellgussprothesenträger

mit einer durchschnittlichen Tragedauer von 8 - 9 Jahren untersucht. 60 % der Zähne

wiesen kariöse Läsionen auf (Bergmann et al. 1982, Kerschbaum und Mühlenbein

1987).


2.3.3 Konventionelle Brückenversorgung

Das Beschleifen der Nachbarzähne und die Herstellung einer Brückenversorgung, um

die Zahnlücke zu schließen, ist die Standardmethode. Trotz der hohen Invasivität

durch das Beschleifen der zum Teil gesunden Zahnsubstanz der Pfeilerzähne, der

marginalen Reize, der begrenzten Ästhetik und der relativ hohen Kosten hat sich diese

Form des Zahnersatzes durchgesetzt. Mit einer Überlebenserwartung von 88,5 % der

Brücken nach 14 Jahren hat sich der Brückenersatz als langlebig bewährt (Karlsson

1983). Eine andere Studie bestätigt diese Überlebensrate: Nach fünf Jahren 96 %,

nach zehn Jahren 87 % und nach 15 Jahren 85 % (Kerschbaum 1998, Walton 2002).

Die Brücken können ausgehend von den ästhetischen Anforderungen und Wünschen

des Patienten, unterschiedlich hergestellt werden. Die Möglichkeiten der Herstellung

einer Brücke aus dentalen Edelmetall- bzw. Nichtedelmetalllegierungen, mit Dentalke-

ramikverblendungen oder mit Kompositverblendungen sind vielfältig (Koerber und

Ludwig 1985; Kluge und Savic 1997). Zu der heutigen Standardversorgung beim Brü-

ckenersatz zählt, aufgrund einer dreißigjährigen Bewährung, das metallkeramische

System (Strub et al. 1999). Bei der konventionellen Brückenversorgung spielt, neben

der invasiven Präparationsform, die eingeschränkte Farbgebung aufgrund des abzu-

deckenden Metallgerüsts bzw. der mangelnden Transluzenz des Verblendmaterials

bei Verblendbrücken, eine große Rolle. Ein epi- oder supragingival liegender Kronen-

rand kann zusätzlich die Ästhetik durch eine Dunkelfärbung beeinträchtigen. Ein sub-

gingival liegender Kronenrand führt andererseits häufig zu einer Schädigung des mar-

ginalen Parodonts (Möhrmann et al. 1974, Wirz et al. 1987, Geis-Gerstorfer et al.

1993). Durch eine Restspannung zwischen der Metallkonstruktion und der Verblend-

keramik ist der dauerhafte Verbund gefährdet, und das kann zum Abplatzen der Ke-

ramik führen. Aus diesem Grund muss der Wärmeausdehnungskoeffizient beider Ma-

terialien aufeinander abgestimmt werden (Strub et al. 1999). Bei Patienten, die im Lau-

fe der Jahre Zahnersatz in Anspruch nehmen mussten, bestehen die eingesetzten

Restaurationen oft aus unterschiedlichen Legierungen, welche aufgrund der elektroly-

tischen Vorgänge zu lokalen Problemen, aber auch zu generellen Metallunverträglich-

keiten geführt haben (Körber und Körber 1996). Konventionelle Brücken sind zudem

wegen ihrer eingeschränkten Biokompatibilität zunehmender Kritik ausgesetzt. Trotz

alledem ist diese Art der Lückenversorgung der Standard in den Zahnarztpraxen.


Als Alternative zur konventionellen Brückenpräparation unter Berücksichtigung der

minimalinvasiven Präparationstechnik gibt es die Herstellung von Inlaybrücken. Hier-

bei handelt es sich um eine Teilpräparation des Pfeilerzahns, um gesunde Zahnsub-

stanz zu schonen. Die Art der Präparation ist mannigfaltig und reicht von einer Teil-

kronenpräparation über die Inlaypräparation bis hin zur Slotpräparation.

Auf Grund der fortschrittlichen Entwicklung der Adhäsivtechnik und Kunststoffmaterial-

komponenten (Befestigungskomposite) erlangen Inlaybrücken gute Langzeitergebnis-

se (Behr et al. 2000).

2.3.4 Metallgestützte Adhäsivbrücken

Die Adhäsivbrückentechnik gehört zu der minimal invasiven Prothetik. Der protheti-

sche Zahnersatz wird nach minimaler Präparation der Pfeilerzähne hergestellt. Das

Gerüst mit den Halteelementen besteht aus Metall und wird mittels eines Adhäsivs

(spezifischer Zementierungskunststoff) an karies- und füllungsfreie Pfeilerzähne befes-

tigt (Marinello et al. 1991). Die Indikation der metallgestützten Adhäsivbrücken wurde

früher nur bei Jugendlichen als temporärer Zahnersatz angewendet. Heute findet die

Verwendung von Adhäsivbrücken neben der temporären Versorgung bei Erwachse-

nen und der semidefinitiven Versorgung bei Jugendlichen auch Verwendung bei der

parodontalen Schienung und der Versorgung von Schaltlücken im Front- und Seiten-

zahnbereich, sowie als Verankerungselement bei abnehmbarem Ersatz (Kern und Si-

mons 1999). Aufgrund des Fortschrittes in der Adhäsivtechnik und der Berücksichti-

gung einiger Kriterien, wie zum Beispiel die Patientenselektion, haben die Adhäsivbrü-

cken eine Lebensdauer erreicht, die ihre Anwendung als Langzeitversorgung bei fast

allen Altersgruppen rechtfertigt (Behr und Rosentritt 2000).

Thompson beschreibt eine durchschnittliche Lebenserwartung der Adhäsivbrücken

von ungefähr 18 Jahren (Thompson et al. 1989). In einer Sechsjahresstudie konnte

Rammelsberg nachweisen, dass der klinische Erfolg von Adhäsivbrücken mit retentiv

präparierten Pfeilerzähnen bei 95 % lag (Rammelsberg et al. 1995). Die Adhä-

sivprothetik basiert auf der erstmals von Buonocuore untersuchten Möglichkeit der

Haftung von Kunststoff an Zähnen mit Hilfe des Anätzens von Zahnschmelz (Säure-

ätztechnik) (Buonocuore 1955). Rochette (1973) gelang es in den Siebzigern des letz-

ten Jahrhunderts erfolgreich Adhäsivbrücken mit perforierten (als Makroretention, da


Kompositzapfen in die Perforationen ragen), aus hochgoldhaltiger Edelmetall-

Legierung bestehenden Halteelementen (Flügel), mit Hilfe der Säureätztechnik und

Verwendung eines Befestigungskomposits, über einen Zeitraum von 24 Monaten ein-

zugliedern.

Der Begriff „Maryland-Brücke“ wurde 1980 durch Livaditis in der Literatur eingeführt.

Livaditis präsentierte die erste Adhäsivbrücke (auch Klebebrücke genannt). Erstmals

erfolgte eine Präparation im Zahnschmelz (Livaditis 1980). Livaditis und Thompson

arbeiteten mit geätzten Metalloberflächen, um mikroretentive Oberflächen zu erzielen,

um die Haftung zwischen Komposit und Metall zu verbessern (Livaditis und Thompson

1996). Dennoch konnten die adhäsiv befestigten Marylandbrücken eine klinische Ü-

berlebensrate von 75 % nach 5 Jahren nicht überschreiten (Probster und Henrich

1997, Bouillaguet et al. 2003). Die Einführung des mechano-chemischen Verbundsys-

tems und der Fortschritt der Adhäsivtechnik verbesserten den Metall-Kunststoff-

Verbund und somit die Langzeitprognosen der Adhäsivbrücken (Strub et al. 1999, Pe-

ters und Kerschbaum 1990).

2.3.5 Vollkeramische Adhäsivbrücken

Hohe Biokompatibilität, maximale Schonung der Zahnhartsubstanz und eine zufrie-

denstellende Ästhetik können durch die Verwendung von vollkeramischen Adhä-

sivbrücken erreicht werden. Die Nachteile einer metallverstärkten Adhäsivbrücke sind

zum Beispiel die ungenügende Ästhetik in Folge des Durchscheinens des Metallge-

rüsts sowie die fragliche Biokompatibilität der verwendeten NEM-Legierung. Keramik-

systeme wie Dicor, Optec, Mirage, Hi-Ceram, Cerestone und Alceram erwiesen sich

für Brückenkonstruktionen als nicht ausreichend stabil. Brücken aus Cerestone, Hi-

Ceram oder Dicor frakturierten bei Belastung bereits bei 200 N und 400 N (Schwicke-

rath 1988, Setz et al. 1989). Verbesserungen wurden durch Techniken wie In-Ceram

oder IPS-Empress erreicht (Kappert et al. 1990, Claus 1990, Pospiech et al. 1996,

Tinschert et al. 1999, Olschowsky 2001). Allerdings erreichten vollkeramische Brücken

mit IPS-Empress, trotz adhäsiver Befestigung, kaum höhere Belastungswerte (Tin-

schert et al. 1999). Behandlungsmethoden für eine breite klinische Anwendung sind

daher noch nicht zu empfehlen. Besondere Indikationsregeln müssen bei vollkerami-

schen Brücken streng eingehalten werden (Kern 2004). Die Verbindergestaltung spielt


bei der Statik und damit bei der Bruchfestigkeit eine große Rolle. Studien belegen,

dass ein Mindestmaß von 9 mm² und 16 mm² für Zirkonoxidkeramikgerüste (Cercon-

Keramikinlaybrücken) die besten Ergebnisse erzielten (Kern 2004, Wolfart und Kern

2006, Wolfart et al. 2007). Als Hauptproblem ist nicht nur die Ermüdung des Klebever-

bunds zu beschreiben, sondern auch das Frakturrisiko, welches eine Neuanfertigung

erforderlich macht (Kern und Strub 1992, Kern 1993, Dürr et al. 1993). Auf Grund der

hohen Belastung bei Druckversuchen kommt eine hohe Bedeutung der Statik der Brü-

cken zum Tragen (Kern 2004). Neuere Untersuchungen mit Zirkonoxidkeramiken (zum

Beispiel: TZP (Tetragonal Zirkonia Polycrystal)) als Hartkerngerüst von vollkerami-

schen Brücken zeigen dagegen gute Ergebnisse (Kern 2004, Ohlmann et al. 2005).

Tinschert et al. (1999) untersuchten vollkeramische Brücken mit einem Zirkonoxid-

Hartkerngerüst neben Vollkeramikbrücken aus leuzitverstärkter Glaskeramik (IPS-

Empress) und In-Ceram Alumina-Brücken. Im Vergleich erreichten leuzitverstärkte

Glaskeramik-IPS-Empressbrücken mit einem mittleren Bruchlastwert von 481 N (±96

N) die niedrigste Bruchfestigkeit. Eine Steigerung der Bruchlasten bei den IPS-

Empressbrücken auf 652 N (±57 N) konnte allerdings durch eine adhäsive Befesti-

gungstechnik erreicht werden. Ein etwas besseres Ergebnis erbrachten In-Ceram A-

luminia-Brücken. Mit einem Bruchlastwert von 827 N (±135 N) liegt der Wert zwar un-

terhalb der Belastungsgrenze (1000 N), zeigt jedoch eine höhere Festigkeit gegenüber

IPS-Empressbrücken. Vollkeramikbrücken mit einem Zirkonoxidhartkern erreichten

mehr als doppelt so hohe Bruchlastwerte mit einem Mittelwert von 2289 N (±223 N)

(Tinschert et al. 1999).

Eine Langzeitstudie über einflügelige Adhäsivbrücken aus einer glasinfiltrierten Alumi-

niumoxidkeramik (In-Ceram) beschreibt eine Überlebensrate von 90 % bei einer Tra-

gedauer von 5 Jahren. Langzeitüberlebensdaten bei Zirkonoxidbrücken sind noch in

der Untersuchung, zeigen aber bis dato gute Ergebnisse. Bei der Beobachtung von 15

DC-Zirkon-Frontzahnbrücken und 50 DC-Zirkon-Seitenzahnbrücken (44 dreigliedrige

Brücken und 21 mehrgliedrige Brücken) über einen Zeitraum von drei Jahren waren

keine Frakturen zu erkennen, lediglich 4,6 % der Verblendungen zeigten Abplatzun-

gen (Kern 2004).


2.3.6 Kompositbrücken

Neben den zahnfarbenen Adhäsivbrücken aus Vollkeramik gibt es auch unverstärkte

und faserverstärkte Kompositbrücken. Unverstärkte Kompositbrücken finden vor allem

als provisorische Klebebrücken ihre Anwendung. Sie bieten im Frontzahnbereich eine

gute Alternative zur klammerverankerten Immediatsprothese (Tschernitschek 1998).

Kompositbrücken aus dem Polyglas-Werkstoff Artglass (Heraeus Kulzer) zeigen, nach

Belastung, abhängig von der Gerüstschichtstärke (Übergang Anker-Zwischenglied)

gute Ergebnisse (Belastungsdauer von fünf Jahren) mit einem sehr guten Rand-

schluss und guter Bruchfestigkeit (Zumbühl et al. 2000).

Beuchat et al. (1999) allerdings beschreiben in einer Langzeituntersuchung die Über-

lebensrate von dreigliedrigen, adhäsiv befestigten, minimalinvasiven, unverstärkten

Kompositbrücken nach einem Jahr von nur noch 58 %. Viergliedrige Kompositbrü-

cken, welche nach derselben Methode hergestellt wurden, zeigten schon nach zwei

Monaten 100 % Misserfolg. Diese Ergebnisse zeigen, dass diese Methode nur als

temporäre Lösung anzusehen ist. Eine Neuerung von Verblendmaterial bzw. Faser-

verbundwerkstoff kam 1996 auf den Markt. Die Herstellung von vorimprägnierten glas-

faserverstärkten Kompositbrücken mit dem Targis / Vectris-System von Ivoclar weist

Materialkomponenten auf, die eine Metallkonstruktion ersetzen können (Langner

1997). Faserverbundwerkstoffe finden, auf Grund ihrer positiven Eigenschaften, auch

in anderen Bereichen, wie zum Beispiel im Bootsbau, Segelflugzeugbau oder Auto-

mobilbau ihre Anwendung. Der Faserverbundstoff ist formstabil, stoßdämpfend, elas-

tisch und leicht. Diese Eigenschaften machen ihn zum idealen Werkstoff, um daraus

Kronen und Brücken herzustellen. Vectris besteht als Pontic aus einer mit getränkten

Faserbündeln bestehenden Kunststoffmatrix, welche je nach Anforderung im Quer-

schnitt auf die Beanspruchung abgestimmt werden kann. Dieser lichtaktive Faserver-

bundwerkstoff ist in zwei Fasermatten „Single“ (Fasern verlaufen 45 Grad gekreuzt), in

„Pontic“ (Fasern verlaufen parallel) und in „Frame“ (Fasern verlaufen 90 Grad ge-

kreuzt) für zahntechnische Formteile ausgelegt. Die glasfaserverstärten Matten und

Pontics werden mit dem Vectris VS 1 Vacuum-Druck-Tiefziehgerät mit Lichthärtung in

Form gebracht und gehärtet. Die Verblendung (Farb- und Formgebung) findet mit Tar-

gis-Dentin, Mamelonmassen und Schmelzmasse statt (Langner 1997, Behr et al.

2000). Targis / Vectrisbrücken können adhäsiv oder nichtadhäsiv (mit Phosphat- oder


Glasionomerzement (GIZ)) befestigt werden (Tysowsky 1998). Untersuchungen wei-

sen allerdings darauf hin, dass bei konventionell zementierten (GIZ) Versorgungen

eventuell mit Brüchen und einer Zementlockerung nach relativ kurzer Zeit zu rechnen

ist (Behr 2000). Positive Einschätzungen des Targis / Vectris-Systems in Bezug auf

die Bruchfestigkeit liegen vor (Körber und Körber 1996, Körber et al. 1997). In-vitro-

Untersuchungen im Kausimulator, welche eine Belastungszeit von ca. fünf Jahren si-

mulieren (Rosentritt et al. 1997), zeigten für die verschiedenartigen Konstruktionen

eine hohe Bruchfestigkeit. Körber und Ludwig (1983) postulierten als Anforderung im

Seitenzahnbereich einen Mindestbruchlastwert von 500 N. Legt man diesen Wert im

Kausimulator fest, so erfüllten adhäsiv zementierte dreigliedrige Seitenzahnbrücken

des Tagris/Vectris-Systems diese Anforderungen. Unter gleichen Prüfbedingungen

erwiesen sie sich gegenüber vollkeramischen Brücken mit gleicher Spannweite als

wesentlich stabiler (Kolbeck et al. 1999, Loose et al. 1998). Auch Inlaybrücken und

viergliedrige Brücken mit 20 mm Lückenweite aus Targis / Vectris widerstanden laut

Körber und Ludwig (1983) den Prüfbelastungen und übertrafen problemlos die Anfor-

derungen (Behr et al. 1999).

Eine neuere Studie allerdings verdeutlicht nach wie vor die Problematik des Ablösens

des Komposit-Verblendmaterials von der faserverstärkten Armatur. Diese Misserfolge

sind auf Verarbeitungsprobleme und auf Hohlräume innerhalb des faserverstärkten

Polymers, auf Grund einer unvollständigen Imprägnation der Fasern, zurückzuführen.

Die Überlebensrate faserverstärkter Kompositbrücken im Seitenzahnbereich ent-

sprach bei dieser Studie 90 % nach zwei Jahren (Göhring et al. 2002). Behr et al.

(2003) beschreiben eine Überlebensrate von 72 % nach drei Jahren. Freilich et al.

(2002) dagegen beschreiben nach vier Jahren eine Überlebensrate von 75 % und mit

zunehmender Volumengröße der Glasfaserbrücke sogar eine Überlebensrate von

86 %. Eine neuere Untersuchung faserverstärkter Kompositbrücken (Targis / Vectris-

System) ergab nach einer Tragezeit von fünf Jahren eine Überlebensrate von 71 %

(Göhring und Roos 2005). Eine weitere Untersuchung von Bohlsen und Kern (2003)

beschreibt allerdings eine deutlich geringere Überlebensrate nach drei Jahren für glas-

faserverstärkte Kompositbrücken im Vergleich zu konventionellen Metall-

Keramikbrücken.


2.3.7 Cerec-3 CAD/CAM-Slotbrücken

Das Prinzip der Herstellung von maschinengefrästen Gerüsten, Kronen und Brücken

ist schon lange in der Entwicklung. Für die Herstellung von vollkeramischen Restaura-

tionen unter Anwendung des CAD/CAM-Systems (CAD = Computer Aided Design;

CAM = Computer Aided Manufacturing) hat das CEREC®- System (computergestütz-

tes Fertigungsverfahren) seit 1980 viele Entwicklungsschritte durchwandert und bietet

mit der neuen 3D-Software eine gute Alternative der Lückenversorgung. Im Vorder-

grund steht die zeit- und kostensparende Herstellungstechnik mit hohem qualitativem

Anspruch. Das CEREC® Verfahren erlaubte es erstmalig, Restaurationen (Inlays, On-

lays und Veneers) „chairside“ aus industriell vorgefertigter, homogener Keramik her-

zustellen und einzusetzen (Mörmann und Brandestini 1989). Der Fortschritt der adhä-

siven Befestigungstechnik unterstützt diese Methode und CEREC® Restaurationen

haben sich klinisch bewährt und sind wissenschaftlich anerkannt (Reiss und Walther

2000, Schmalz und Geurtsen 1998, Martin und Jedynakiewicz 1999). Die neueste Ge-

rätegeneration der CEREC-Einheit weist Verbesserungen bezüglich der dreidimensio-

nal messenden Mundkamera, der Bildverarbeitung, der Schleifeinheit und der Rech-

nerleistung auf (Mörmann und Bindl 2004). Mit dem Einsatz eines zweiten Mikromo-

tors mit einem kegelförmigen Schleifer, der neuen Rechnerkapazität und dem Wegfall

der Schleifscheibe ist die Fertigung einer minimalinvasiven Slotbrücke mit Hilfe der

modifizierten Standardsoftware technisch möglich geworden und zeigt gute Ergebnis-

se (Bindl et al. 2003, Mörmann und Bindl 2004).

2.3.8 Implantatversorgung

Die Versorgung einer Einzelzahnlücke durch ein Implantat stellt eine etablierte Be-

handlungsmöglichkeit dar (Schmitt und Zarb 1993, Pjetursson 2005, Henry 2005, Le-

vin 2006, Esposito 2006). Das wachsende Interesse und die steigende Nachfrage

nach implantatgetragenem Zahnersatz spiegelt das gesteigerte Gesundheitsbewusst-

wein in der Bevölkerung wider. Seit 1997 ist die Zahl der Implantatversorgungen auf

mehr als das Dreifache angestiegen (IDZ 2006). Eine vage Schätzung ergab, dass in

Deutschland 2004 über 500.000 Zahnimplantate gesetzt wurden (Valentin 2006).

Durch die seit Anfang 2005 gültige befundorientierte Festzuschussregelung für Zahn-


ersatz besteht für den Patienten eine mögliche Bezuschussung für implantologische

Leistungen. Diese Neuregelung erweitert das Therapiespektrum für die Patienten. Ei-

ner der entscheidenden Vorteile der Einzelzahnimplantatversorgung gegenüber der

konventionellen Brückenversorgung besteht darin, die Nachbarzähne nicht als Pfeiler-

zähne in die prothetische Versorgung integrieren zu müssen. Gerade bei kariesfreien

Nachbarzähnen ist das Nichtbeschleifen dieser wünschenswert. Hart- und Weichge-

websmanagement oder die Sofortimplantation machen es möglich, auch in komplexe-

ren Fällen ein gutes Ergebnis zu erlangen. Langzeitstudien über zehn Jahre bestäti-

gen dieses mit einer 80%-igen Erfolgswahrscheinlichkeit bei entsprechender Aus-

gangslage und Voraussetzung (Kindermann 2005, Levin 2006). D’Hoedt (1991) gibt in

einer Studie für Tübinger Implantate eine Verweilwahrscheinlichkeit von 95 % nach

einem Jahr, 82 % nach fünf Jahren und 71 % nach zehn Jahren an. Henry et al.

(1996) untersuchten 92 Patienten, bei denen 107 Brǻnemark-Einzelimplantate gesetzt

wurden. Die Belastungszeit betrug fünf Jahre. Die Überlebensrate im Oberkiefer be-

trug 96,6 % während die Überlebenszeit im Unterkiefer 100 % betrug. 6 - 10 % der

untersuchten Implantate zeigten beim Sondieren Blutungen. Der jährliche vertikale

periimplantäre Knochenverlust betrug weniger als 0,2 mm. Levin et al. (2006) unter-

suchten über einen Zeitraum von sechs Jahren 1387 Einzelimplantate im Seitenzahn-

bereich. Die Überlebensrate lag bei 93,1 %. Eine frühere Studie von Lindh et al.

(1998) beschreibt eine Erfolgsquote von 97,5 % nach sechs bis sieben Jahren für imp-

lantatgetragene metallkeramische Kronen. Eine Langzeituntersuchung über die Über-

lebensrate und die Zufriedenheit der Patienten mit einer Implantatversorgung zeigt

einen Erfolg von 90 - 93 % nach zehn Jahren (Pjetursson et al. 2005). Unter wirt-

schaftlichen Gesichtspunkten ergab eine Untersuchung über vier Jahre mit 41 konven-

tionellen dreigliedrigen Metallkeramikbrücken und 59 ITI-Einzelzahnimplantaten mit

Kronensuprakonstruktion, dass der Kosten-Nutzen-Faktor der Implantatversorgung

gegenüber der konventionellen Brückenversorgung bessere Ergebnisse erbrachte

(Bragger et al. 2005).


2.3.9 Belassen der Schaltlücken

Im Gegensatz zu Frontzahnlücken akzeptieren einige Patienten den Zahnverlust im

Seitenzahnbereich. Erst wenn Folgeprobleme, wie zum Beispiel Elongation des Anta-

gonisten oder erhöhter Lockerungsgrad der Nachbarzähne, sowie Rotation, Wande-

rung oder Kippung dieser, eintritt, wird dem Patienten die Notwendigkeit eines Zahn-

ersatzes bewusst.

Probleme des Kiefergelenkes und der Kaumuskulatur sind auf lange Sicht keine Sel-

tenheit. Beschwerden durch eine Veränderung der statischen und dynamischen

Okklusion machen sich erst nach einiger Zeit bemerkbar, umfangreichere Therapien

und Mehrkosten sind dann die Folge.

Das Belassen einer Einzelzahnlücke im Seitenzahnbereich ist auf Grund des wach-

senden Gesundheitsbewusstseins in den Industrieländern zur Seltenheit geworden.

Aber nicht immer ist ein Lückenschluss bei einem Verlust von Seitenzähnen erforder-

lich. Es wurde nachgewiesen, dass Seitenzahnlücken bei günstigen Okklusions-

verhältnissen häufig über viele Jahre ohne Störungen bestehen können (Marxkors und

Mohr 1985, Love und Adams 1971, Shugars et al. 2000). Man spricht dann von einem

kompensierten Gebissschaden, welcher aber nur bei einzelnen Zahnverlusten zu er-

warten ist. Bei einem kompensierten Gebissschaden gilt es als unbestritten, dass aus

funktionellen Gründen nicht in jedem Lückengebiss ein Zahnersatz angefertigt werden

muss (Battistuzzi et al. 1991).

23 3 Versuchsplanung

3 Versuchsplanung In der vorliegenden In-vitro-Studie wurde ein neuartiges Slot-Brückensystem unter-

sucht.

80 extrahierte, kariesfreie, menschliche Ober- und Unterkieferprämolaren und Molaren

der zweiten Dentition wurden zufällig in fünf Gruppen (n = 16) eingeteilt.

Es wurden jeweils zwei Zähne in einem definierten Abstand zueinander eingebettet. In

vier experimentellen Gruppen wurde die standardisierte Slot-Präparationstechnik

(Klasse II-Kavitäten) mit der neuartigen Präparationshalterung, einer Schleifschablone,

angewendet. Die vier Slot-Brückengruppen wurden wie folgt eingeteilt:

Gruppe I: 5,2° Präparationswinkel; Kavitätenhöhe: 3,5 mm (okklusal-zervikal)

Gruppe II: 5,2° Präparationswinkel; Kavitätenhöhe: 2,5 mm (okklusal-zervikal)

Gruppe III: 2,8° Präparationswinkel; Kavitätenhöhe: 3,5 mm (okklusal-zervikal)

Gruppe IV: 2,8° Präparationswinkel; Kavitätenhöhe: 2,5 mm (okklusal-zervikal)

In mesio-distaler und bukko-oraler Richtung betrug die Kavitätenbreite 2,5 mm.

Gruppe V diente als Kontrollgruppe. Es wurden Teilkronenpräparationen mit zirkulärer

Abschrägung durchgeführt.

Nach der Abformung und Herstellung wurden die 32 Slot-Brücken in einer NEM-

Legierung (Remanium 2000+, Dentaurum, D-Ispringen) gegossen. Die Teilkronen

wurden ebenfalls abgeformt, aufgewachst und in einer hochgoldhaltigen Legierung

(Degulor® M, Degudent, D-Hanau) gegossen. Die Slot-Brücken wurden tribochemisch

beschichtet (Rocatec-System, 3M Espe, D-Seefeld) und mit einem dualhärtenden

Komposit (PANAVIA® F 2,0, Kuraray, J-Okayama) eingegliedert. Die Teilkronenbrü-

cken wurden mit Zinkoxidphosphatzement (Harvard Cement®, Richter&Hoffmann,

HARVARD Dental-GmbH, D-Berlin) eingesetzt. Alle Gruppen wurden einem compu-

tergesteuerten Belastungstest unter Artikulationsbedingungen in einem Kausimulator

(Willytech, D-München; Gebr. Haake GmbH, D-Karlsruhe) über 250.000 Zyklen aus-

gesetzt. Nach diesem Test wurden unter dem Lichtmikroskop die Größe der Komposit-

fugen bestimmt und die Schmelzsprünge und Zahnhartsubstanzfrakturen ausgewertet.

Anschließend wurde ein Bruchbelastungstest aller Proben durchgeführt und die Bruch-

flächen mikroskopisch untersucht. Der Versuchsaufbau wird in Tab. 3.1 anhand eines

Flussdiagramms veranschaulicht.

24 3 Versuchsplanung

80 kariesfreie Zähne

Herstellung von 40 Modellen, zwei Zähne pro Modell

Gruppe I

Präparations-winkel: 5,2°

Kavitätenhöhe:

3,5 mm

Gruppe II


Kavitätenhöhe:

2,5 mm

Gruppe III


Kavitätenhöhe:

3,5 mm

Gruppe IV


Kavitätenhöhe:

2,5 mm

Gruppe V

TK - Präparation

Slotbrückenpräparationen

Gruppe I - IV

Teilkronenpräparationen als Kontrollgruppe

Gruppe V

Abformung, Herstellung und Eingliederung der Slot - und Teilkronenbrücken

Teil 1: Test der Brücken in der Kaumaschine

Kausimulation über 250.000 Zyklen

Untersuchung der Slot - und Teilkronenbrücken unter dem Lichtmikroskop

Beurteilung der Kompositfugen

16-fache Vergrößerung

Beurteilung von Schmelzsprüngen und Schmelzfrakturen

40-fache Vergrößerung

Statistische Auswertung der Ergebnisse

Teil 2: Test der Proben auf Bruchbelastung

Bruchbelastungstest aller Gruppen und Auswertung der Bruchflächen

Beurteilung des Frakturmodus 6,5-fache und 16-fache Vergrößerung

Statistische Auswertung der Ergebnisse Abb.3.1: Flussdiagramm der Methode

25 4 Material und Methode

4 Material und Methode

4.1 Material

4.1.1 Versuchszähne

Für diese Untersuchung wurden 80 extrahierte, menschliche, kariesfreie Ober- und

Unterkieferprämolaren und Molaren der zweiten Dentition aus Deutschland verwendet.

Zahnstein, Konkremente und desmodontale Gewebsreste wurden sorgfältig mit einem

Ultraschall-Scaler (Sonosoft LUX, KaVo, D-Biberbach) und Gracey-Küretten (Dentsply

deTrey, D-Dreieich) von jedem Zahn entfernt. Das Alter sowie das Geschlecht der Pa-

tienten, bei denen die Zähne extrahiert worden waren, fanden bei der Auswahl keine

Beachtung.

Die Lagerung der Zähne erfolgte nach der Extraktion in 0,1%-iger Thymollösung bei

Zimmertemperatur. Zwischen den einzelnen Schritten der Versuche wurden die Zähne

ebenfalls bei Zimmertemperatur in Ringer-Lösung (Delta-Pharma, D-Pfullingen) gela-

gert. Während der Kaubelastung wurde destilliertes Wasser verwendet. Nach Ab-

schluss der Kaumaschinentests wurden die Zähne bis zum Bruchbelastungstest in

Ringer-Lösung bei 37 °C aufbewahrt.

4.1.2 Schleifschablone

Eine neu entwickelte und hergestellte Schleifschablone dient zur Herstellung der kon-

fektionierten Slotbrücken (Gapless GmbH, D-Umkirch). Bei dieser Schleifschablone

handelt es sich um ein Metallgestell bestehend aus zwei Schienen, auf denen eine

Kunststoffhalterung befestigt ist. In diese Halterung wird das Winkelstück eingebracht.

An beiden Enden dient ein Metallgerüst als Verstärkung zur Lagesicherung der beiden

Schienen, damit der Schlitten (Kunststoffhalterung für das Winkelstück) widerstands-

los gleiten kann. Die Schleifschablone (Abb. 4.1) wurde von Herrn ZTM Ulrich Wen-

nemann (Freiburg) entwickelt.


Abb. 4.1: Schleifschablone mit eingestecktem Winkelstück und Diamantschleifkörper

4.1.3 Brückenmaterialien

4.1.3.1 Slotbrücken aus einer NEM-Legierung

In dieser Studie wurde als Restaurationsmaterial für die Slotbrücken eine Nicht-

Edelmetall-Legierung (Remanium 2000+, Dentaurum, D-Ispringen) verwendet.

Hierbei handelt es sich um eine CoCrMoW-Aufbrennlegierung nach DIN EN ISO 9693

für Kronen- und Brückentechnik.

Die NEM-Legierung setzt sich, laut Herstellerangaben, aus folgenden Komponenten

zusammen (Tab. 4.1) und unterliegt bestimmten Eigenschaften (Tab. 4.2).

Kobalt Chrom Molybdän Wolfram Silizium

61 25 7 5 1,5

Tab. 4.1: Bestandteile von Remanium 2000+ (Gew.-%)

Dehngrenze Rp0,2 700 MPa

Zugfestigkeit Rm 900 MPa

Härte HV10 340

Bruchdehnung A5 7 %

E- Modul E 200 GPa

Dichte 8,6 g/cm³

Schmelzintervall 1290 °C bis 1415 °C

WAK (25 - 500 °C) 14 × 10-6 K-1

Farbe Weiß

Gewicht pro Gussstück Circa 6 g

Tab. 4.2: Technische Daten / Eigenschaften von Remanium 2000+ nach DIN EN ISO 9693


4.1.3.2 Teilkronenbrücken aus einer Hochgoldlegierung

Für die Teilkronenbrücken wurde in dieser Studie eine Hochgoldlegierung (Degulor®

M, Degudent, D-Hanau) verwendet. Degulor® M gehört zu den extraharten Typ 4 ge-

mäß ISO 1562 Hochgoldlegierungen und ist nicht aufbrennfähig. Die Legierung hat

einen gelben Farbton.

Die Legierung setzt sich aus folgenden Komponenten zusammen (Tab. 4.3) und be-

sitzt die in Tabelle 4.4 laut Hersteller aufgelisteten Eigenschaften.

Zusammensetzung in Gew.-% Atom-%

Gold/Platin Gruppenmetalle 76,5 58,5

Gold (Au) 70,0 52,3

Platin (Pt) 4,4 3,3

Palladium (Pd) 2,0 2,8

Iridium (Ir) 0,1 0,1

Silber (Ag) 13,5 18,4

Kupfer (Cu) 8,8 20,4

Zink (Zn) 1,2 2,7

Tab. 4.3: Zusammensetzung der Hochgoldlegierung Degulor® M in Gew.-%

Schmelzintervall (°C) 900-970

Härte nach Vickers (HV5) w:170, a:235, g:235

0,2%- Dehngrenze (N/mm²) a:620, g:400

Zugfestigkeit (N/mm²) a:740, g:520

Bruchdehnung (%) a:17, g:520

Dichte (g/cm³) 15,7

Tab. 4.4: Eigenschaften von Degulor® M (w = weich; a = ausgehärtet; g = erreichbare Härte durch langsames

Abkühlen)


4.1.4 Befestigungsmaterialien

Befestigungskomposit: Die adhäsive Befestigung der Slotbrücken an den Pfeilerzähnen erfolgte mit

PANAVIA® F 2,0- Befestigungskomposit (PANAVIA® F 2,0, Kuraray, J-Okayama).

Der PANAVIA® F 2,0- Befestigungskomposit ist dual härtend und besteht aus zwei

Komponenten, einer Basispaste, welche Fluorid freisetzt und einem Katalysator. Die

Aushärtung erfolgt chemisch und durch Lichteinwirkung (dual härtend). Dieses Be-

festigungskomposit bietet selbstadhäsiv höchste Haftkräfte direkt an Schmelz, Kom-

posit, Keramik, Edelmetall- und NEM-Legierungen.

Panavia® F 2.0 ist in vier Farben erhältlich (TC = zahnfarben; EX = weiß; OP = opa-

que; LIGHT = transparent)

PANAVIA® F 2.0: ( Kuraray, J-Okayama)

bestehend aus Paste A und Paste B.

Die Partikelgröße der Füllkörper beträgt 0,04 - 18 µm. Das Anmischen erfolgte manu-

ell. Paste A und B wurden 1:1 für 20 s miteinander vermischt. Die Verarbeitungszeit

beträgt drei Minuten. Die Aushärtezeit beträgt circa drei Minuten.

Zusammensetzung:

A-Paste:

Silanisiertes Siliziumoxid,

Kolloides Siliziumoxid,

MDP (10-Methacryloyloxydecyldihydrogenphosphat),

Hydrophobes aliphatisches Dimethacrylat,

Hydrophiles Dimethacrylat,

Benzoylperoxid.

Paste B:

Silanisiertes Bariumglas,

Silanisiertes Titanoxid,

Natriumfluorid,

Kolloides Siliziumoxid,


Hydrophobes aliphatisches Dimethacrylat,

Hydrophobes aromatisches Dimethacrylat,

Hydrophiles Dimethacrylat, N,N´-Diethanol-p-toluidin,

Aromatisches Natriumsulfinat.

Ätzgel: (K-ECHANT GEL, Kuraray, J-Okayama),

bestehend aus 37%iger Orthophosphorsäure, Siliciumdioxid und Farbpigmenten.

Das Ätzgel demineralisiert den Schmelz, so dass ein retentives Ätzmuster entsteht.

Die Einwirkzeit beträgt für Schmelz 40 s.

Self-echting/ self–priming Adhäsiv: (ED PRIMER, Kuraray, J-Okayama),

bestehend aus einer A- und einer B-Flüssigkeit. Der ED PRIMER ist ein wasserhalti-

ges Zweikomponentensystem für Schmelz und Dentin. Die Flüssigkeiten A und B wer-

den zu gleichen Teilen 3 - 5 s vermischt und in der Kavität für 30 s einmassiert.

Zusammensetzung:

ED-Primer A:

MDP (10-Methacryloyloxydecyldihydrogenphosphat),

HEMA (2-Hydroxyethylmethacrylat),

5-NMSA (N-Methacryloyl-5-aminosalicylsäure,

N,N`-Diethanol-p-toluidin,

H2O.

ED-Primer B:

5-NMSA (N-Methacryloyl-5-aminosalicylsäure)

Natriumbenzolsulfinat,

N,N`-Diethanol-p-toluidin,

H2O.


OXYGUARD: (Kuraray, J-Okayama) Gel

Dieser Wirkstoff garantiert die Oberflächenaushärtung.

Zusammensetzung:

Polyethylene Glykol,

Glyzerin.

Haftsilan: (Espe-Sil, Chargen-Nr. 063, 3M Espe, D-Seefeld)

Das Haftsilan wird als Silanisierungsschicht auf die vorbehandelte Restaurationsin-

nenseite aufgetragen und dient der Haftvermittlung zwischen Restauration und Be-

festigungskomposit. Es besteht aus:

3-Methacryloxypyl-Thrimethoxysilan (1 Gew.%) und einer mit Essigsäure auf pH-Wert

4 eingestellten Wasser-Äthanollösung (99 Gew%).

Astralis®: Die sichere Aushärtung für die Befestigung von NEM-Slotbrücken benötigt eine hohe

Lichtintensität. Für die Aushärtung des Befestigungskomposits wurde eine Hoch-

leistungs-Halogenlampe (Astralis® 10, Ivoclar Vivadent, Schaan, Liechtenstein) ver-

wendet.

Technische Daten Astralis®-Halogenlampe:

Wellenlängenbereich: 400-510 nm

Lichtintensität: 1200 mW/cm²

Betriebsspannung: 200 / 240 V 50 / 60 Hz

Befestigungszement: Die acht Teilkronenbrücken wurden mit einem Zinkoxidphosphatzement befestigt

(Harvard Cement®, schnellhärtend, Richter & Hoffmann HARVARD, Dental-GmbH,

D-Berlin). 100 g Pulver enthalten 86 g Zinkoxid (ZnO), und 8 g Magnesiumoxid (MgO).

Die Partikelgröße beträgt zwischen 0,5 und 40 µm. Die Zementflüssigkeit besteht aus

einer wässrigen Lösung von circa 58 % Phosphorsäure (H3PO4) mit 30-40 % Wasser

und einer geringen Menge an Metallsalzen (z.B. Aluminiumsalze als Pulver) als Puf-

fersalze. Diese Salze setzen die Geschwindigkeit der Reaktion zwischen Pulver und

Flüssigkeit herab.


4.1.5 Abformmaterial

Das verwendete President® jet plus (light body und regular body) (Coltene Whalen-

dent, CH-Altstätten) Abformmaterial ist ein additionsvernetzendes Silikon. Angewendet

wurde das dünnfließende Abformmaterial (light body) für die Abformung der Präparati-

onsstümpfe und das mittelfließende Abformmaterial (regular body) für den Abformlöf-

fel. Die Verarbeitungszeit beträgt zwei Minuten und die Abbindezeit fünf bis sechs Mi-

nuten. Frühestens nach drei Stunden nach Abformung darf der Abdruck ausgegossen

werden. President® wird zur Abformung von Kronen-, Brücken-, Teilkronen- und In-

laypräparationen empfohlen. Zusammensetzung:

- Polydimethylsiloxane

- Paraffine

- Nicht ionisches Tensid

- Inerte mineralische Füllstoffe

- Unlösliche Pigmente

4.1.6 Modellgips

Die Abformungen wurden mit GC FujiRock® EP (Superhartgips der Klasse 4, GC Eu-

rope, Leuven Belgien), welcher unter Vakuum angerührt wurde, ausgegossen. Das

Anmischverhältnis liegt bei 100 g Pulver zu 20 ml Wasser. Laut Hersteller beträgt die

Abbindexpansion 0,08 % und die Druckfestigkeit 35 MPa.

4.1.7 Parodontale Membran

Alle Zahnwurzeln der zu prüfenden Zähne wurden mit einer künstlichen Parodontal-

membran aus Kunststoffresin (Anti-Rutsch-Lack®, Wenko-Wenselaar GmbH, D-

Hilden) bestrichen. Somit sollte die physiologische Zahnmobilität des Zahnes in der

Alveole nachempfunden werden.


4.1.8 Material- und Geräteliste

Material Hersteller, Firma, Ort, Land

Adhäsivlack Adhäsive® 3M-Espe, D-Seefeld

alphasil®technic Omnicron® Dental GmbH, D-Lindlar

Anti-Rutsch-Lack® Wenko-Wenselaar GmbH, D-Hilden

Clearfil® new bond Kuraray, J-Okayama

Degulor®M Degulor® M, Degudent, D-Hanau

Diamantschleifkörper Nr. 850-031M, 847-033M NTI-Kahla GmbH, D-Kahla

Espe-Sil, Chargen-Nr. 063 Espe, D-Seefeld

GC FujiRock® GC Europe, Leuven Belgien

Harvard Cement® Richter&Hoffmann, HARVARD Dental-GmbH, D-Berlin

INTRAmatic Lux 2.24 LN, Winkelstück, rot KaVo, D- Biberach

Minitray® Hager & Werken GmbH & Co. KG, D-Duisburg

Modellierwachs Thowax 710, YETI Dentalprodukte GmbH, D-Engen

Panavia® F 2,0 PANAVIA F 2,0, Kuraray, J-Okayama

Phosphorsäure (37 %) K Etchant Gel, PANAVIA F, Kuraray, J-Okayama

Präparationsdiamanten Nr: 3a (837KR.016), 3b (8837KR.016), 7b (8862.012) Gebr. Brasseler, D-Lemgo

President jet plus light body Coltene Whalendent, CH-Altstätten

President jet plus regular body Coltene Whalendent, CH-Altstätten

Puragent® Distanzlack Puragent®, Benzer Dental, CH-Zürich

Remanium2000+ Remanium 2000+, Dentaurum, D-Ispringen

Ringer Lösung Delta-Pharma, D-Pfullingen

Rocatec Pre, Chargen-Nr. 055 Rocatec Plus, Chargen-Nr. 176 Espe, D-Seefeld

Schleifschablone Gapless, D-Umkirch

Sof Lex® Pop-on 3M Espe AG, D- Seefeld 3M Espe AG, D-Seefeld

Steatit-Keramikkugel 0,6 mm Hoechst Ceram Tec, D-Wunsiedel

Syntac-Reinigungspaste Ivoclar-Vivadent AG, FL-Schaan)

Technovit® 4000 Heraeus Kulzer GmbH & Co, D-Wehrheim

Thymol 0,1 % Eigenlabor

Weißes Vaselin Liechtenstein Liechtenstein Pharmazeutica, D-Mülheim-Kärlich

Yeti Lube Superfine 550-0060 YETI, Dentalprodukte GmbH, D-Engen

Zinnfolie (0,4 mm) DT Dental Trading, D-Bad Kissingen


Geräte Hersteller, Firma, Ort, Land Astralis® 10 Ivoclar Vivadent AG, Schaan, Liechtenstein

INTRAmatic Lux 2.24 LN, Winkelstück, rot KaVo, D-Biberach

Kausimulator N6C41/N6W26 Thermocyclinganlage

Willytech, D-München Gebr. Haake GmbH, D-Karlsruhe

Rocatec-System Espe, D-Seefeld

Stereoauflichtmikroskop Zeiss, D-Oberkochen

Zwick Z010/TN2S Zwick, D-Ulm

Tab. 4.5: Material- u. Geräteliste

4.2 Methode

4.2.1 Herstellung der Brückenmodelle

Die 80 vorbereiteten Zähne wurden in fünf Gruppen mit jeweils 16 Zähnen unterteilt.

Jeweils zwei Zähne wurden für eine Modellprobe verwendet, so dass pro Gruppe acht

Modelle hergestellt wurden. Mit einem Abstand von 10 mm wurden die Zähne in kon-

densationsvernetzendem Knetsilikon (alphasil® technic, Omnicron® Dental GmbH, D-

Lindlar) mit der Zahnkrone voraus bis zur Schmelz-Zementgrenze hineingedrückt und

somit fixiert. Die Zahnwurzeln ragten nun aus dem Knetsilikon heraus. Zur besseren

Verankerung und Lagesicherung der Zähne wurde in jeden Zahn im lateral-apikalen

Bereich der Wurzeln ein kleines Loch gebohrt. In den Löchern wurden horizontal ge-

nau passend zur Bohrgröße, NEM-Drahtpins befestigt. Zur Nachahmung der physiolo-

gischen Zahnbeweglichkeit wurden die Wurzeloberflächen mit dünn fließendem Silikon

(Anti-Rutsch-Lack, Wenko-Wenselaar GmbH, D-Hilden) bestrichen.

Im Anschluss wurde der von innen mit ausreichend Vaseline (Weißes Vaselin Liech-

tenstein DAB, Liechtenstein Pharmazeutica, D-Mülheim-Kärlich) bestrichene Kauma-

schinenhartkunststoffring (Willytech, D-München) mit der offenen Seite über die

Zahnwurzeln in den Knetsilikon eingedrückt. Dieser Kaumaschinenhartkunststoffring

hatte die Form eines Zylinders. Die Unterseite war bis zur Mitte geschlossen. Mittig

befand sich eine kleine Öffnung, welche mit einem Gewinde versehen war. Diese Öff-

nung mit dem Gewinde diente der späteren Fixierung in der Kaumaschine. Seitlich

befanden sich zwei Bohrungen zur Aufnahme eines Fixierungsbolzens, welcher die


Proben lagestabil in der Form fixierte. Das Gewinde des Kunststoffringes wurde sorg-

fältig mit Wachs ausgeblockt, um das Gewinde bei den nächsten Arbeitsschritten nicht

zu beschädigen. Nach der Aushärtung des Knetsilikons wurde der ebenfalls mit Vase-

line isolierte Fixierungsbolzen eingebracht. Der Kunststoffring wurde nun durch die

kleine Öffnung mit dem Gewinde, mit schnell- und selbsthärtendem Kaltpolymerisat

(Technovit® 4000, Kulzer GmbH, D-Wehrheim) ausgegossen. Die Zahnachsen stan-

den senkrecht zum Boden des Kunststoffringes. Nach erfolgter Aushärtung und Ent-

fernung des Knetsilikons wurde jeder Zahn zirkulär um 1 bis 2 mm unterhalb der

Schmelz-Zementgrenze freigelegt.

Abb.4.2 Probenmodell mit eingebetteten Pfeilerzähnen

4.2.2 Einteilung der Versuchsgruppen

Jeweils acht der hergestellten Brückenmodelle mit je zwei Zähnen wurden willkürlich

in fünf Prüfgruppen eingeteilt. Für die ersten vier Gruppen wurde die standardisierte

Slot-Präparationstechnik (Klasse II-Kavität) mit der Schleifschablone angewendet.

Die vier Gruppen unterschieden sich in der Auswahl der Diamantschleifkörper und der

Kavitätengeometrie. Gruppe V war die Kontrollgruppe, bei der Teilkronenpräparatio-

nen durchgeführt wurden.

Die Tabellen 4.6 bis 4.9 zeigen die Einteilung der Brückenmodelle und deren Eigen-

schaften:


Gruppe I

Präparationswinkel 5,2°

Okklusal-zervikale Distanz

Kavitätenhöhe 3,5 mm

Mesio-distale / bukko-orale Distanz

Kavitätenbreite 2 - 2,5 mm

Tab.4.6: Eigenschaften der Kavitätenausdehnung der Gruppe I

Gruppe II






Tab. 4.7: Eigenschaften der Kavitätenausdehnung der Gruppe II

Gruppe III






Tab. 4.8: Eigenschaften der Kavitätenausdehnung der Gruppe III

Gruppe IV






Tab. 4.9: Eigenschaften der Kavitätenausdehnung der Gruppe VI

Gruppe V Kontrollgruppe

Teilkronenpräparation nach den üblichen Präparati-

onsrichtlinien der Freiburger Universität

mod- Stufenpräparation,

Stufe befand sich am tragenden Höcker,

Außenabschrägung

Tab. 4.10: Teilkronenpräparation


4.2.3 Präparation der Zähne

4.2.3.1 Präparation der Slotkavitäten

Die Präparation der Slotkavitäten erfolgte mit verschiedenen Diamantschleifkörpern

(siehe Tabelle 4.5). Für die Gruppen I und II wurde der Diamant mit einem Präparati-

onswinkel von 5,2° und für die Gruppen III und IV mit einem Präparationswinkel von

2,8° angewandt. Die Körnung der Schleifkörper betrug 107 - 126 Mikron. Die Diamant-

schleifkörper wurden nach jeweils 16 Kavitätenpräparationen ersetzt. Bei einer Kühl-

wassermenge von 50 ml/min betrug die Umdrehungszahl pro Minute 45.000 U/min

und zum Finieren 20.000 U/min.

Die Ausdehnung der Slotpräparationen richtete sich nach dem verwendeten Diamant-

schleifkörper (siehe Tab. 4.6 bis 4.9).

Präparationsablauf der Slotkavitäten:

Zu Beginn wurden die Mitte zwischen den beiden Modellzähnen und die Mitte der

Schleifschablone ermittelt. Beide wurden aufeinander abgestimmt. In dieser Position

wurde die ausgerichtete Schleifschablone auf dem Probenmodell mit einem Knetsili-

kon (alphasil® technic) rotationsstabil fixiert. Das rote Winkelstück wurde in die Halte-

vorrichtung (Schlitten) der Schleifschablone eingesteckt und in der Mitte platziert. Bei

45.000 U/min wurde der Schlitten mit dem eingesteckten Winkelstück und Diamant-

schleifkörper an einen Zahn langsam herangeführt und das Instrument in den Zahn mit

intermittierenden Bewegungen bis zum Anschlag des Schlittens der Schleifschablone

versenkt. Im Anschluss wurde der Schlitten zum zweiten Zahn geführt und das gleiche

Procedere vorgenommen. Das Finieren der Kavität erfolgte mit 20.000 U/m. Das Re-

sultat der Präparationen waren standardisierte Slot-Kavitäten (Kasten-Präparationen

ohne Abschrägung mit abgerundeten Innenkanten) in den Brückenpfeilern. Alle Präpa-

rationsränder lagen im Schmelz. Das Winkelstück wurde aus der Haltevorrichtung he-

rausgenommen und die Schleifschablone von dem Brückenmodell entfernt. Dieser

Ablauf wurde in Gruppe I bis Gruppe IV durchgeführt.


Abb. 4.3: Präparation der Slotkavitäten; Ansicht von okklusal

4.2.3.2 Präparation der Teilkronen

Die Teilkronenpräparationen wurden nach den Freiburger Präparationsrichtlinien mit

Abschrägung der gesamten Präparationsgrenzen durchgeführt. Die Okklusalfläche

wurde der Zahnanatomie entsprechend um circa 1,5 bis 2 mm reduziert. Die Außen-

fläche des tragenden Höckers wurde mit einer 1 bis 1,5 mm breiten Stufe versehen,

welche im Bereich des Zahnäquators endete. Die Ausdehnung des Isthmuses wurde

in Abhängigkeit der Zahngröße präpariert. Die Isthmustiefe betrug 1,5 bis 2 mm. Die

Approximalkästen hatten eine Stufe von 1 bis 2 mm. Die zirkuläre Abschrägung der

Kavitätenränder betrug 1 mm Breite. Die Abschrägung des nichttragenden Höckers im

Bereich der Okklusalfläche betrug circa 2 mm.

Für die Teilkronenpräparation wurden die Diamantschleifkörper 3a (837 KR.016), 3b

(8837KR.016) und 7b (8862.012) der Firma Komet aus dem „Präparationssatz Prothe-

tik“ der Universität Freiburg und Kiel verwendet.


4.2.3.3 Abformung

Die Abformung erfolgte mit Hilfe von Minitray®- Löffeln (Hager und Werken GmbH, D-

Duisburg), welche mit einem Adhäsivlack (Adhäsive®, 3M-Espe, D-Seefeld) bestri-

chen war. Für die Abformung wurde die Doppelmischtechnik angewendet. Mit einer

Applikationsspritze wurde dünnfließendes President® light body um die Präparationen

gespritzt. Das mit President® regular body beschickte Minitray® wurde parallel zur

Zahnachse positioniert und drucklos bis zur vollständigen Abbindung gehalten. Jedes

Probenmodell wurde auf diese Weise abgeformt.

4.2.4 Herstellung der Slotbrücken

Für die Herstellung der Slotbrücken wurde nicht das angefertigte Arbeitsmodell ver-

wendet, sondern es wurde ein Urmodell für die Gruppen I bis IV angefertigt.

Mittels dieses Urmodells konnten identische Slotbrücken hergestellt werden.

Auf einem vorgefertigten Gipsblock aus Superhartgips Klasse 4 (Fujirock®) wurde die

Schleifschablone mit Knetsilikon (alphasil® technic) fixiert. Der Präparationsablauf im

Gipsmodell war der gleiche wie der bei der Slotpräparation mit den Pfeilerzähnen. Der

einzige Unterschied bestand darin, dass durch den Schleifvorgang eine Rille in den

Gips geschliffen wurde. Das Resultat war nun keine Slotpräparation, sondern eine Ril-

le mit Ausdehnung der Slotkavität. Für jede Gruppe entsprechend der unterschiedli-

chen Schleifkörpertypen wurde eine Rille im Gipsmodell angefertigt. Dieses Gipsmo-

dell mit unterschiedlichen Schleifrillen war das Urmodell für die konfektionierten

Slotbrücken. Die präparierten Rillen wurden mit einem ausbrennfähigen Kunststoff

(GC Pattern Resin) aufgefüllt.

Nach der Aushärtung des Kunststoffes wurden die Kunststoffstege aus dem Urmodell

entnommen und es wurde, ebenfalls aus Pattern-Resin, ein Brückenglied mit Hilfe der

Pinseltechnik modelliert. Die entstandenen 32 Kunststoffslotbrücken wurden eingebet-

tet und in NEM (Remanium 2000+) gegossen. Die Oberfläche, mit Ausnahme der Flä-

chen im Kavitätenbereich, wurde mit Hartmetallfräsen und Gummipolierern bearbeitet.

Jede Brücke wurde mit einem Tasterzirkel vermessen und bearbeitet, um Durchmes-

serschwankungen im Brückengliedbereich zu beheben.


Das Überführen der Kunststoffstege in NEM-Slotbrücken erfolgte durch ein zahntech-

nisches Labor (Wennemann, ZTM, D-Umkirch).

4.2.4.1 Herstellung der Arbeitsmodelle

4.2.4.1.1 Herstellung der Arbeitsmodelle der Slotbrücken

Mit Hilfe dieser Arbeitsmodelle konnte später die Passung der konfektionierten

Slotbrücken überprüft werden. Die Arbeitsmodelle der Gruppen I bis IV dienten nicht

zur Herstellung der Slotbrücken (siehe 4.2.4).

Für die Herstellung der Arbeitsmodelle wurden die Abformungen mit Silikonentspan-

nungsmittel benetzt und trockengeblasen. Die Abformungen wurden mit FujiRock®

EP- Modellgips (Typ 4), welcher im Verhältnis 100 g : 20 ml aqua dest. unter Vakuum

angemischt wurde, ausgegossen. Nach vollständigem Aushärten des Gipses wurden

die Minitray®-Löffel abgezogen und die Gipsmodelle in Form getrimmt.

4.2.4.1.2 Herstellung der Arbeitsmodelle der Teilkronenbrücken

Das Herstellen der Arbeitsmodelle für die Teilkronenbrücken wurde mit dem gleichen

Procedere durchgeführt wie bei der Herstellung der Arbeitsmodelle für die Slotbrücken

(siehe 4.2.4.1.1).

Auf diesen Arbeitsmodellen wurden die Teilkronenbrücken hergestellt.

Als Platzhalter wurde Distanzlack (Puragent®) aufgetragen und die Stümpfe mit einem

dünnfließenden Isoliermittel (Yeti Lube) benetzt. Die Präparationsgrenze wurde mit

einem Minenstift dargestellt.

4.2.5 Herstellung der Teilkronenbrücken

Die Teilkronenbrücken wurden auf den entsprechenden Arbeitsmodellen unter Be-

rücksichtigung von Anatomie, Funktion und Ästhetik in Wachs modelliert. Als Zervikal-

und Modellierwachs wurde Thowax der Firma YETI verwendet. Nach erfolgter Anstif-


tung mit Wachskanälen wurden die Wachsteilkronenbrücken eingebettet und gegos-

sen.

Das Überführen der Teilkronenbrücken erfolgte durch ein zahntechnisches Labor

(Wennemann, ZTM, D-Umkirch).

Die Teilkronenbrücken wurden aus einer Hochgoldlegierung (Degulor® M) hergestellt.

Nach dem Ausbetten wurden die Brücken auf den Modellstümpfen aufgepasst und mit

Hartmetallfräsen und Gummipolierern ausgearbeitet.

Abb. 4.4: Teilkronenbrücke

4.2.6 Vorbehandlung der Slotbrücken

Vor dem Einsetzen wurde jede Slotbrücke vorbehandelt. Es wurden immer acht Pro-

ben direkt nacheinander behandelt. Auf diese Weise wurde die behandelte Oberfläche

nur kurz der Umgebung ausgesetzt. Die Oberflächenbehandlung der Außenflächen

der Slotinlays wurde mit dem Rocatec-System vorgenommen. Das Rocatec-Verfahren

wurde in zwei Arbeitsschritten angewandt. Der erste Schritt wurde mit einer initialen

Korundstrahlung mit 50 μm Aluminiumoxidpulver (Rocatec Pre) bei einem Strahldruck

von 2,5 bar (0,25 MPa) aus einer Distanz von 10 mm für 13 s pro Proben-

Flügelkavitätenkontaktfläche senkrecht zur Oberfläche durchgeführt. Somit kam es zu

einer Reinigung und Aufrauung der zu verklebenden Oberflächen, wodurch die Be-

netzbarkeit erhöht wurde. Der zweite Strahlvorgang wurde mit einem Silikatstrahlmittel

(Rocatec Plus) bei einem Druck von 2,5 bar (0,25 MPa) aus einer Distanz von 10 mm

senkrecht zur Oberfläche für 13 s vorgenommen. Die Abstrahlungszeit wurde vom

Gerät mit einem akustischen Signal vorgegeben. Durch den Strahlvorgang wurde eine

Silikatschicht auf die Probenoberfläche aufgebracht (Guggenberger 1989).


4.2.7 Einsetzen der Slotbrücken

Vor dem Einsetzen wurden die präparierten Zähne gereinigt. Dies erfolgte mit Nylon-

bürstchen und fluoridfreier Reinigungspaste. Der präparierte Zahnschmelz wurde für

40 s und das Dentin für 20 s im Sinne der „total etch technique“ mit 37%-igem Phos-

phorsäure-Gel (K Etchant Gel) angeätzt, für 20 s mit Wasser abgesprüht und getrock-

net.

Zur weiteren Bearbeitung der silikatisierten Metallflügelflächen der Slotbrücken wurde

das Haftsilan (Espe-Sil) verwendet.

Das Haftsilan wurde mit einem Einmalpinsel dünn auf die Metalloberfläche aufgetra-

gen und zum Trocknen (Trockenzeit von 5 min) zur Seite gelegt.

Der Haftvermittler (ED Primer) wurde mit einem Einmalpinsel in die Kavität einge-

bracht und 60 s einmassiert. Der Überschuss wurde mit einem Schaumstoffpellet ent-

fernt und die Kavität mit einem sanften Luftstrom getrocknet. Es wurde ein dual här-

tendes Befestigungskomposit (PANAVIA® F 2,0) für Metall-, Misch- und silanisierte

Porzellanrestaurationen verwendet. Die Panavia® F-Paste (pro Inlaybrücke eine Um-

drehung der Kartusche) wurde 20 s gemischt und auf die Slotflügelinnenflächen aufge-

tragen. Die Slotbrücke wurde zügig in die Kavitäten eingebracht und der Überschuss

des Komposits mit einem Einmalpinsel vorsichtig entfernt. Anschließend wurde das

OXYGARD II (PANAVIA F) auf die Kompositfuge aufgetragen. Der Randbereich jeder

Kavität wurde nach Herstellerangaben 20 s von bukkal, von oral und von okklusal mit

einer Halogenlampe (Astralis® 10) zur Aushärtung des Komposits belichtet. Das auf-

getragene OXYGARD wurde abgespült und der Fugenbereich mit Polierscheiben (Sof

Lex®) ausgearbeitet. Zum Abschluss wurden die Zähne nochmals mit einem Nylon-

bürstchen und Reinigungspaste gereinigt. Die Proben wurden bis zur Versuchsreihe in

der Kaumaschine in Ringer-Lösung aufbewahrt.


Abb. 4.5: Eingesetzte Slotbrücke; von okklusal

Abb. 4.6: Eingesetzte Slotbrücke; von oral

4.2.8 Einsetzen der Teilkronenbrücken

Die Innenflächen der Teilkronenbrücken wurden mit 50 μm Aluminiumoxidpulver bei

einem Strahldruck von 2,5 bar (0,25 MPa) aus einer Distanz von 10 mm ausgestrahlt

und in 96%-igem Alkohol kurz gelagert. Zur Befestigung der Teilkronenbrücken wurde

Zinkoxidphosphatzement (Harvard Cement) verwendet.

Der Zement wurde nach Herstellerangaben angemischt und mit einem Einmalpinsel

gleichmäßig auf die Teilkroneninnenflächen aufgetragen. Die Brücke wurde auf die

Pfeilerzähne 7 min aktiv aufgedrückt. Nach 15 min wurden die Zementüberschüsse

entfernt. Die Versuchszähne wurden für diese Art der Befestigung lediglich mit einer

Nylonbürste gereinigt. Die Proben wurden ebenfalls bis zur Versuchsreihe in der

Kaumaschine in Ringer-Lösung aufbewahrt.


Abb. 4.7: Eingesetzte Teilkronenbrücke; von okklusal

4.2.9 Belastungstest

Die 32 eingesetzten Slot- und acht Teilkronenbrücken wurden einem Kaubelastungs-

test in einem computergesteuerten Kausimulator unterzogen.

Pro Versuchsdurchgang konnten acht Proben in den Simulator eingespannt und paral-

lel belastet werden. Bei 40 Proben waren fünf Durchgänge notwendig.

Vor Inbetriebnahme wurden in jede der acht Kammern des Kausimulators Gewichte

auf einer Gewichtsstange des Kausimulators eingebracht. Die Gewichtskraft pro Kam-

mer entsprach der vertikalen Belastung und betrug für jede Probe 49 N.

Vor dem Einbringen der Proben wurde die Maschine geschmiert. Die Vorratsbehälter

der Wasserbäder wurden mit destilliertem Wasser gefüllt und die Temperatur der

Wasserbäder wurde auf 5 °C und 55 °C eingestellt. Die Klimaanlage des Raumes

wurde auf die Idealtemperatur für die Funktion der Wasserbäder (22 °C) eingestellt.

Die vorgefertigten Kunststoffprobenmodellsockel, in denen die Zähne eingebettet wur-

den (siehe 4.2.1), wurden in die Hartkunststoffringe (Willytec, D-München) eingelas-

sen und mit einem Metallstab (Arretierungsstab), welcher durch den Kunststoffring und

den Modellsockel geführt wurde, lagestabil fixiert und in die dafür vorgesehene Pro-

benhalterung der Kaumaschine mit einer dicken Stahlschraube befestigt. Steatitkugeln

(Höchst Ceram Tec, D-Wunsiedel) mit 6 mm Durchmesser dienten als Antagonisten

jeden Brückengliedes. Die Steatitkugeln wurden vorab in den dafür vorgesehenen Hal-

ter mit einem chemisch härtenden hybriden Komposit befestigt. Steatit ist ein kerami-

sches Material, das aus SiO2 (62 %), MgO (23 %), BaO (6 %) sowie anderen Metall-

oxiden besteht.

Jeder Antagonist (Steatitkugel) wurde bis auf zentrischen Kontakt mit den Brücken-

gliedern jeder Proben gebracht. Bei dieser Position hatten beide Höckerspitzen Kon-


takt zur Steatitkugel. Die so festgelegte Kontaktposition wurde als Nullpunkt gespei-

chert.

Jede Probe wurde mit einer Plexiglaskammer verschlossen. An dieser befand sich der

Zufuhrschlauch für die Bewässerung der Proben.

Die Proben erfuhren sowohl eine thermodynamische, als auch eine mechanische

Wechselbelastung im Bereich physiologischer Werte. In jeder Probenkammer wurde

mit Hilfe zweier computergesteuerter Motoren eine vertikale und horizontale Bewe-

gung initiiert, wobei die Vorgänge in den einzelnen Kammern synchron verliefen. Die-

se Bahnbewegungen simulierten mastikatorische Bewegungen, wie sie auch physio-

logisch auftreten. Die Computereinheiten steuerten abwechselnd die thermische

Warm- / Kaltwasserbelastung (Thermocyclinganlage). Ein solcher Thermozyklus

durchlief einen Temperaturbereich von 5 °C bis 55 °C. Jede Temperatur wurde 60 s

gehalten, gefolgt von jeweils 12 s Pause, um ein Vermischen der temperierten Flüs-

sigkeiten zu verhindern.

Jede Probe wurde 250.000 Kauzyklen einer reproduzierten okklusalen Belastung aus-

gesetzt. Die Kaubelastung erfolgte in einer Frequenz von 1,6 Hz.

Nach Beendigung der Belastungsreihe wurden die Proben aus der Kaumaschine ent-

fernt und die Maschine konnte für die nächste Prüfserie vorbereitet werden.

Detaillierte Parameter der Kausimulation sind in Tabelle 4.11 zusammengefasst.

Parameter Einstellungen

Zyklensoll: 250.000 Zyklen

Zyklenfrequenz: 1,6 Hz

Versuchsdauer: 45,7 h

Vertikale Bewegung: 6 mm

Horizontale Bewegung: 0,5 mm

Absenkgeschwindigkeit: 60 mm/s

Hubgeschwindigkeit: 55 mm/s

Vorschubgeschwindigkeit: 60 mm/s

Rückschubgeschwindigkeit: 55 mm/s

Gewicht pro Kammer: 49 N

Kinetische Energie: 9000 J / 10-6


Warmtemperatur: 55 °C

Warmzeit: 60 s

Kalttemperatur: 5 °C

Kaltzeit: 60 s

Absaugzeit: 12 s

Tab. 4.11: Parameter zur Einstellung des Kausimulators (Willytec, D-München)

Abb. 4.8: Skizze einer Probenkammer der Kaumaschine nach Kern et al. 1999

4.2.10 Mikroskopische Untersuchung

Die Proben wurden nach dem Belastungstest in der Kaumaschine unter dem Lichtmik-

roskop (Stereoauflichtmikroskop) untersucht.

4.2.10.1 Untersuchung der Fugenbreiten

Die Untersuchung der Fugenbreiten jeder Probe erfolgte unter 16-facher Vergröße-

rung unter dem Lichtmikroskop. Die zu vermessende Fuge war der Bereich zwischen

Zahn und Metallrestauration. Dieser Zwischenraum war je nach Passung der Slotbrü-

cke in der Pfeilerzahnkavität mit dem Befestigungskomposit gefüllt. Bei den Teilkro-


nenbrücken bestand dieser Fugenbereich aus Harvard Cement. An jeder Slot- und

Teilkronenbrücke wurden sechs Messpunkte festgelegt (Abb.9). Die Messung erfolgte

mittels einer Okular-Messskala. Ein Teilstrich der Okular-Messskala entsprach 30 µm.

Abb. 4.9: Darstellung der sechs Messpunkte, Fuge 1 bis Fuge 6

Abb. 4.10: Foto einer Slotbrücke von okklusal


Abb. 4.11: Foto des Fugenbereiches eines Slotbrückenflügels von okklusal

Die Ausdehnung der Teilkronenpräparation umfasste den gesamten Zahn.

Die sechs Messpunkte für die Untersuchung der Fugenbreite wurden daher an der

lateralen Zahn- / Restaurationsfläche festgelegt. Fuge 1 und 6 befanden sich oral, Fu-

ge 2 und 5 mesial des einen Peilerzahnes und distal des anderen Pfeilerzahnes und

Fuge 3 und 4 befanden sich bukkal der Pfeilerzähne.

Abb. 4.12: Foto der Teilkronenbrücke von okklusal. Die obere Bildfläche war bukkal und die untere oral

4.2.10.2 Untersuchung der Schmelzrisse

Nach dem Belastungstest im Kausimulator und der Untersuchung der Fugenbreiten wurden

die Pfeilerzähne anschließend auf Schmelzrisse untersucht. Diese Untersuchung wurde mit

dem Lichtmikroskop unter 40-facher Vergrößerung (Leica) durchgeführt.

Untersucht wurde der Zahnhartsubstanzbereich in dem gesamten Bereich der Verbundstelle

zwischen Zahn und Inlaybrücke.

Das Auftreten von Schmelzrissen unterschied sich darin, ob ein Schmelzriss auftrat („1“) oder

nicht („0“).


Abb.4.13: Laterale Ansicht eines Pfeilerzahnes mit Schmelzrissen

4.2.11 Bruchbelastungstest in der Universalprüfmaschine

Nach der Kausimulation wurden 39 Proben einem Bruchbelastungstest in der Univer-

salprüfmaschine ausgesetzt.

Probe 6 der Gruppe IV konnte nicht in den Bruchbelastungstest aufgenommen wer-

den, da sich diese Slotbrücke nach dem Kaubelastungstest im Kausimulator heraus-

gelöst hatte. Die Software zeichnete über einen angeschlossenen x/y-Schreiber so-

wohl Kraft als auch Weg bis zum Bruch des Pfeilerzahnes und / oder der Brücke auf.

Ein keilförmiger Stahlkörper diente als Kraftüberträger, welcher zentral über den Brü-

ckengliedern positioniert wurde. Um den Angriffspunkt möglichst flächig zu gestalten,

wurde ein Stahlkeil mit stark abgerundeten Kanten als Antagonist verwendet. Somit

sollte eine punktförmige Belastung auf die Restauration vermieden werden. Aus dem

gleichen Grund wurde zusätzlich zwischen dem Keil und dem Brückenglied eine dop-

pelte Zinnfolie (0,4 mm) platziert.

Der Vorschub betrug 1,5 mm/min bei einer Vorkraft von 5 N.

Für jede Probe wurde mit Hilfe der Software ein Kraft / Weg-Diagramm aufgezeichnet.

4.2.12 Mikroskopische Untersuchung des Bruchmodus

Der Bruchmodus wurde unter 16-facher Vergrößerung mit Hilfe des Lichtmikroskops

beurteilt. Es wurde untersucht, welche Art der Fraktur vorlag. Dabei wurde unterschie-

den, ob ein Sockelbruch, eine Schmelz-Dentinfraktur, ein Schmelzsprung, ein Durch-

biegen der Brücke und / oder ein Herauslösen der Brücke stattgefunden hatte. Ein

Sockelbruch lag vor, wenn der Kunststoffsockel gebrochen war. Als Schmelzsprung


wurde definiert, wenn ein Sprung innerhalb der Schmelzschicht zu sehen war. Eine

Schmelz-Dentinfraktur lag bei einer Fraktur des Zahnschmelzes mit Dentinbeteiligung

vor. Ein Durchbiegen und damit Lösen der Brücke stellte sich als Form- und Lagever-

änderung der zementierten Brücke dar. Bei einem Herauslösen der Brücke wurde die-

se teilweise oder ganz aus ihrer Verankerung gelöst.

Abb. 4.14: Das Herauslösen einer Slotbrücke

Abb. 4.15: Schmelz- / Dentinfraktur


Abb. 4.16: Herauslösen einer Teilkronenbrücke

Abb. 4.17: Lösen einer Teilkronenbrücke durch Fraktur eines Pfeilerzahnes

4.2.13 Statistische Auswertung

Die Daten wurden in Microsoft Excel für Windows XP erfasst.

Die statistische Analyse erfolgte am Institut für Medizinische Biometrie und Informatik der Uni-

versität Freiburg mit Unterstützung von Herrn Prof. Dr. Schulte Mönting.

Zur statistischen Auswertung wurden die Daten einer einfaktoriellen ANOVA unterzogen.

Als statistisches Analyseverfahren wurde zum Vergleich der fünf Versuchsgruppen der Tu-

key’s Studentized Range (HDS) Test angewendet.

Das Signifikanzniveau wurde auf einen Wert von p = 0,05 festgelegt.

51 5 Ergebnisse

5 Ergebnisse

5.1 Vergleich der Fugenbreiten innerhalb einer Gruppe nach Kausimulation

Bis auf eine Inlaybrücke aus Gruppe IV (Probe 6) hielten alle Prüfkörper den 250.000

Zyklen dynamischer Belastung mit thermomechanischer Wechsellast (5 °C / 55 °C) in

der Kaumaschine stand.

Abb.5.1: Schematische Darstellung der Inlaybrücke (von okklusal) mit Lage der Messpunkte der Fugen

5.1.1 Fugenbreiten der Gruppe I (5,2° / 3,5 mm)

Min Max Median Mittelwert s Gruppe I Fuge 1 120 240 165 168 47 Gruppe I Fuge 2 60 270 180 180 71 Gruppe I Fuge 3 60 240 135 135 53 Gruppe I Fuge 4 150 270 240 225 48 Gruppe I Fuge 5 60 270 225 191 73 Gruppe I Fuge 6 90 240 150 146 49 Gesamt 60 270 150 174 62

Tab. 5.1: Minimalwert (Min), Maximalwert (Max), Median, Mittelwert und Standardabweichung (s) der einzelne Fugenbreiten (in µm gemessen) sowie aller Fugenbreiten (gesamt) der Gruppe I

52 5 Ergebnisse

Die Verteilung der Fugenbreiten der einzelnen Fugen für Gruppe I ist in Abb. 5.2 gra-

phisch anhand von Boxplot–Diagrammen dargestellt.

Die Fugenbreiten für Gruppe I lagen zwischen 60 und 270 µm. Die Mittelwerte der

sechs gemessenen Fugenbreiten lagen im Bereich von 135 µm für Fuge 3 und 225

µm für Fuge 4. Der gesamte Mittelwert aller Fugen der Gruppe I betrug 174 µm bei

einer Standardabweichung von 62 µm (Tab. 5.1).

Aus Tab. 10.2 (s. Anhang) wird der signifikante Unterschied zwischen Fuge 3 und 4

ersichtlich. (Tukey-HSD Test, p = 0,05) Fuge 3 hatte mit einem durchschnittlichen

Wert von 135 µm die geringste Fugenbreite und Fuge 4 mit durchschnittlich 225 µm

die höchste Fugenbreite.

Abb. 5.2: Boxplot-Diagramm zum Vergleich der Fugenbreiten innerhalb der Gruppe I

53 5 Ergebnisse

5.1.2 Fugenbreiten der Gruppe II (5,2° / 2,5 mm)

Min Max Median Mittelwert s Gruppe II Fuge 1 30 150 90 93 43 Gruppe II Fuge 2 30 240 120 123 65 Gruppe II Fuge 3 30 150 75 82 44 Gruppe II Fuge 4 90 210 105 120 42 Gruppe II Fuge 5 30 150 105 105 39 Gruppe II Fuge 6 30 180 90 90 53 Gesamt 30 240 90 102 48

Tab. 5.2: Minimalwert (Min), Maximalwert (Max), Median, Mittelwert und Standardabweichung (s) der einzelnen Fugen sowie aller Fugen (gesamt) der Gruppe II (in µm gemessen) sowie aller Fugenbreiten (gesamt) der Gruppe II

In Abb. 5.3 wurde die Verteilung der Fugenbreiten der Fugen für Gruppe II anhand von

Boxplot-Diagrammen graphisch verdeutlicht.

Es lag ein Minimalwert von 30 µm und ein Maximalwert von 240 µm für die Fugenbrei-

ten aller Fugen der Gruppe II vor. Der Bereich der Mittelwerte der gemessenen Fu-

genbreiten lag zwischen 82 µm bei Fuge 3 und 123 µm bei Fuge 2. Der gesamte Mit-

telwert betrug 102 µm bei einer Standardabweichung von 48 µm (Tab. 5.2).

Die Fugenbreiten bei Gruppe II zeigen keinen signifikanten Unterschied (Tab. 10.4;

Tukey-HSD Test, p = 0,05).

Abb. 5.3: Boxplot-Diagramm zum Vergleich der Fugenbreiten innerhalb der Gruppe II

54 5 Ergebnisse

5.1.3 Fugenbreiten der Gruppe III (2,8° / 3,5 mm)

Min Max Median Mittelwert s Gruppe III Fuge 1 30 270 135 138 75 Gruppe III Fuge 2 30 270 60 93 87 Gruppe III Fuge 3 60 210 90 105 45 Gruppe III Fuge 4 60 180 135 127 38 Gruppe III Fuge 5 30 210 135 123 60 Gruppe III Fuge 6 30 210 105 105 53

Gesamt 30 270 120 115 60

Tab. 5.3: Minimalwert (Min), Maximalwert (Max), Median, Mittelwert und Standardabweichung (s) der einzelnen Fugen sowie aller Fugen (gesamt) der Gruppe III (in µm gemessen) sowie aller Fugenbreiten (gesamt) der Gruppe III

Anhand einer graphischen Darstellung mit Hilfe von Boxplot-Diagrammen wurde die

Verteilung der einzelnen Fugen für Gruppe III aufgezeigt (Abb. 5.4).

Die Fugenbreiten der Gruppe III bewegten sich im Bereich von 30 und 270 µm. Die

Mittelwerte der sechs gemessenen Fugenbreiten lagen zwischen 93 µm für Fuge 2

und 138 µm für Fuge 1. Der gesamte Mittelwert aller Fugen der Gruppe III betrug 115

µm. Die Standardabweichung betrug 60 µm (Tab. 5.3).

Die Fugenbreiten bei Gruppe III zeigen keinen signifikanten Unterschied (Tab. 10.6;


Abb. 5.4: Boxplot-Diagramm zum Vergleich der Fugenbreiten innerhalb der Gruppe III

55 5 Ergebnisse

5.1.4 Fugenbreiten der Gruppe IV (2,8° / 2,5 mm)

Min Max Median Mittelwert s Gruppe IV Fuge 1 30 150 60 78, 39 Gruppe IV Fuge 2 60 270 90 116 72 Gruppe IV Fuge 3 50 180 120 118 52 Gruppe IV Fuge 4 90 180 105 116 33 Gruppe IV Fuge 5 30 120 90 78 27 Gruppe IV Fuge 6 60 180 105 116 40

Gesamt 30 270 90 104 47 Tab. 5.4: Minimalwert (Min), Maximalwert (Max), Median, Mittelwert und Standardabweichung (s) der einzelnen

Fugen sowie aller Fugen (gesamt) der Gruppe IV (in µm gemessen) sowie aller Fugenbreiten (gesamt) der Gruppe IV

In Abb. 5.5 wurde die Verteilung der Fugen für Gruppe IV anhand von Boxplot–

Diagrammen visualisiert.

Für die Fugenbreiten aller Fugen der Gruppe IV lag ein Minimalwert von 30 µm und

ein Maximalwert 270 µm vor. Die Mittelwerte der sechs gemessenen Fugenbreiten

lagen im Bereich von 78 µm für Fuge 1 und Fuge 5 und 118 µm bei Fuge 3.

Der gesamte Mittelwert aller Fugen der Gruppe IV betrug 104 µm bei einer Standard-

abweichung von 47 µm (Tab. 5.4). Tab. 10.8 zeigt, dass kein signifikanter Unterschied

der Fugenbreiten bei Gruppe IV vorliegt (Tab. 10.8; Tukey-HSD Test, p = 0,05).

Abb. 5.5: Boxplot-Diagramm zum Vergleich der Fugenbreiten innerhalb der Gruppe IV

56 5 Ergebnisse

5.1.5 Fugenbreiten der Gruppe V (Teilkronenbrücken)

Min Max Median Mittelwert s Gruppe V Fuge 1 0 150 30 45 57 Gruppe V Fuge 2 30 180 75 82 57 Gruppe V Fuge 3 0 150 60 67 44 Gruppe V Fuge 4 0 120 45 52 44 Gruppe V Fuge 5 30 120 90 82 38 Gruppe V Fuge 6 0 180 30 52 63

Gesamt 0 180 60 63 51 Tab. 5.5: Minimalwert (Min), Maximalwert (Max), Median, Mittelwert und Standardabweichung (s) der einzelnen

Fugen sowie aller Fugen (gesamt) der Gruppe V (in µm gemessen) sowie aller Fugenbreiten (gesamt) der Gruppe V

Die Verteilung der Fugenbreiten der einzelnen Fugen für Gruppe V ist in Abb. 5.6 an-

hand von Boxplot-Diagrammen graphisch dargestellt.

Die Fugenbreiten für Gruppe V lagen zwischen 0 und 180 µm. Die Mittelwerte der

sechs gemessenen Fugenbreiten lagen zwischen 45 µm für Fuge 1 und 82 µm für Fu-

ge 2 und 5. Der gesamte Mittelwert aller Fugen der Gruppe V betrug 63 µm bei einer

Standardabweichung von 51 µm (Tab. 5.5).

Die Fugenbreiten bei Gruppe IV zeigen keinen signifikanten Unterschied (Tab. 10.10;


Abb. 5.6: Boxplot-Diagramm zum Vergleich der Fugenbreiten innerhalb der Gruppe V

57 5 Ergebnisse

5.2 Vergleich der einzelnen Fugen zwischen den Gruppen I - V nach der Kausimulation

In der folgenden Untersuchung wurde jede Fuge (insgesamt sechs Fugen) von allen

Gruppen (I - V) miteinander verglichen.

Die nachfolgenden Boxplots visualisieren die Ergebnisse (Abb. 5.7 – Abb. 5.12).

Zur statistischen Auswertung diente der Tukey-HSD Test mit einem Signifikanzniveau

von 0,05.

Die Analyse ergab, dass die Teilkronenpräparation (Gruppe V) von allen Gruppen,

gefolgt von Gruppe III, am besten abgeschnitten hat. Die Gruppe I hatte bei allen Fu-

gen die höchsten Werte und ist damit beim Fugenvergleich die schlechteste Gruppe.

Abb. 5.7: Boxplot-Diagramm zum Vergleich der Fugenbreiten aller Gruppen für Fuge 1

58 5 Ergebnisse



59 5 Ergebnisse



60 5 Ergebnisse


5.3 Gesamtvergleich der Fugenbreiten und Gruppen

5.3.1 Gesamtfugenbreitenvergleich

Die anschließende Analyse untersucht den Vergleich aller Fugenbreiten miteinander

(Tab. 5.6). Die Gesamtwerte (Min, Max, Median, Mittelwert und s) für jede Fugenbreite

der Fugen (aus Tab. 10.11; 10.13; 10.15; 10.17; 10.19 und 5.21) wurden zusammen-

gefasst und untersucht.

Zur statistischen Auswertung diente der Tukey–HSD Test mit einem Signifikanzniveau

von 0,05.

Der Tukey-HSD Test ließ keinen signifikanten Unterschied in der Breite der einzelnen

Fugen erkennen (Tab. 10.23).

Die Verteilung der Fugenbreiten untereinander ist in Abb. 5.13 graphisch anhand von

Boxplot-Diagrammen dargestellt.

61 5 Ergebnisse

Min Max Median Mittelwert s Fuge 1 0 270 120 105 67 Fuge 2 30 270 105 119 75 Fuge 3 0 240 90 101 51 Fuge 4 0 270 120 128 68 Fuge 5 30 270 105 116 63 Fuge 6 0 240 90 102 58

Tab. 5.6: Minimalwert (Min), Maximalwert (Max), Median, Mittelwert und Standardabweichung (s) zum Vergleich aller Fugenbreiten miteinander (in µm gemessen)

Abb.5.13: Boxplot-Diagramm zum Vergleich der gesamten Fugenbreiten miteinander

5.3.2 Gesamtgruppenvergleich

Diese Analyse untersucht den Vergleich aller Gruppen untereinander (Tab. 5.7).

Die Gesamtwerte für jede Gruppe (aus Tab. 5.1; 5.2; 5.3; 5.4 und 5.5) wurden zu-

sammengefasst und untersucht.

Zur statistischen Auswertung diente der Tukey–HSD Test mit einem Signifikanzniveau

von 0,05.

Der Tukey-HSD Test ergab einen signifikanten Unterschied zwischen Gruppe I zu den

Gruppen II, III, IV und V, sowie Gruppe V zu I, II, III und IV. Die höchste Fugenbreite

liegt in Gruppe I und die geringste in Gruppe V vor (Tab. 10.24).

Die Verteilung der Gruppen untereinander ist in Abb. 5.14 graphisch anhand von Box-

62 5 Ergebnisse

plot-Diagrammen dargestellt.

Min Max Median Mittelwert s Gruppe I 60 270 150 174 62 Gruppe II 30 240 90 102 48 Gruppe III 30 270 120 115 60 GruppeIV 30 270 90 104 47 Gruppe V 0 180 60 63 51

Tab. 5.7: Minimalwert (Min), Maximalwert (Max), Median, Mittelwert und Standardabweichung (s) zum Vergleich aller Gruppen miteinander (in µm gemessen)

Abb. 5.14: Boxplot-Diagramm zum Vergleich der Fugenbreiten aller Fugen der Gruppen

63 5 Ergebnisse

5.4 Analyse der Schmelzrisse nach der Kausimulation

Tab. 5.8 zeigt die Häufigkeit der Schmelzrisse innerhalb der Gruppen.

Die Untersuchung wurde unter 40-facher Vergrößerung (Leica) durchgeführt.

Die Schmelzrisse im Zahnhartsubstanzbereich traten alle an der gesamten Verbund-

stelle zur Inlay- bzw. Teilkronenbrücke auf. Auffällig war allerdings, dass die meisten

Schmelzrisse seitlich und unterhalb der Inlaybrückenflügel auftraten.

Es wurde unterschieden, ob ein Schmelzriss auftrat: („1“) oder nicht: („0“) (Tab. 5.8).

In Gruppe II traten mit drei Schmelzrissen die wenigsten auf. Gruppe III und IV hatten

jeweils bei fünf Brücken Schmelzrisse, wobei in Gruppe IV eine Probe weniger bewer-

tet werden konnte, da diese Probe nach der Kausimulation aus ihrer Verankerung

heraus gebrochen war.

Die Gruppen I und V hatten mit jeweils sieben Schmelzrissen die höchsten Werte.

In der Häufigkeit des Auftretens und der Morphologie von Schmelzrissen gab es kei-

nen großen Unterschied zwischen den Inlaybrücken und den Teilkronenbrücken.

n 0 1 Gruppe I 8 1 7 Gruppe II 8 5 3 Gruppe III 8 3 5 Gruppe IV 7 2 5 Gruppe V 8 1 7

Tab. 5.8: Verteilungshäufigkeit von Schmelzrissen innerhalb der Gruppen. Bei „0“ waren keine Schmelzrisse sichtbar; bei „1“ waren Schmelzrisse zu erkennen.

64 5 Ergebnisse

5.5 Bruchfestigkeit

Die Bruchfestigkeit jeder einzelnen Brücke wurde nach dem Belastungstest in der

Kaumaschine in einer Universalprüfmaschine untersucht.

Die Mittelwerte für die Bruchfestigkeit waren für Gruppe 1: 2681 N (s = 526 N), für

Gruppe 2: 2046 N (s = 241 N), für Gruppe 3: 2954 N (s = 504 N), für Gruppe 4: 2308 N

(s = 738 N) und für Gruppe 5: 2723 N (s = 874 N).

Die einfaktorielle ANOVA (p = 0,05) ergab signifikante Unterschiede der Bruchfestig-

keit zwischen den fünf Gruppen. Es war kein signifikanter Unterschied zwischen der

Kontrollgruppe (Gruppe V; Teilkronenpräparationen) und den Inlaybrücken (Gruppe I –

IV; Slotpräparationen) erkennbar.

Der Tukey-HSD Test (p = 0,013) ergab signifikant höhere Werte für die Bruchfestigkeit

bei Gruppe III (2,8° / 3,5 mm) im Vergleich zu Gruppe II (5,2° / 2,5 mm) (Tab. 10.30).

Der Vergleich der Bruchfestigkeit der einzelnen Gruppen ist in Abb. 5.15 graphisch

anhand eines Boxplot-Diagramms abgebildet.

Abb. 5.15: Boxplot-Diagramm zum Vergleich der Bruchfestigkeit der einzelnen Gruppen

65 5 Ergebnisse

Bruchfestigkeit Gruppe I

Mittelwert 2681 N

Standardabweichung 527 N

Variationskoeffizient 19 %

Tab. 5.9: Mittelwert, Standardabweichung und Variationskoeffizient der Bruchbelastung bei Gruppe I (N = Newton)

Bruchfestigkeit Gruppe II

Mittelwert 2046 N



Tab. 5.10: Mittelwert, Standardabweichung und Variationskoeffizient der Bruchbelastung bei Gruppe II (N = Newton)

Bruchfestigkeit Gruppe III

Mittelwert 2954 N



Tab. 5.11: Mittelwert, Standardabweichung und Variationskoeffizient der Bruchbelastung bei Gruppe III (N = Newton)

Bruchfestigkeit Gruppe IV

Mittelwert 2308N



Tab. 5.12: Mittelwert, Standardabweichung und Variationskoeffizient der Bruchbelastung bei Gruppe IV (N = Newton)

Bruchfestigkeit Gruppe V (Teilkronenpräparation)

Mittelwert 2722 N



Tab. 5.13: Mittelwert, Standardabweichung und Variationskoeffizient der Bruchbelastung bei Gruppe V (N = Newton)

66 5 Ergebnisse

5.6 Analyse des Bruchmodus nach dem Bruchbelas-tungstest

Nach der Untersuchung der Schmelzrisse wurde der Bruchmodus mikroskopisch unter

16-facher Vergrößerung untersucht (Leica). Die Ergebnisse der Bruchmodi wurden

nach fünf Bewertungspunkten festgelegt:

1) Lag ein Sockelbruch vor? = Sobr

2) Gab es Schmelzsprünge? = Ssp

3) Lagen Schmelz–Dentinfrakturen vor? = SDfr

4) Wurden Brücken aus ihrer Verankerung gelöst? = Brhgls

5) Hat sich die Brücke verbogen? = Brdgbo

Schmelz- und Dentinfrakturen traten insgesamt bei 20 Brücken und somit am häufigs-

ten auf, jedoch nicht in der Kontrollgruppe (Gruppe V).

Anschließend folgten Schmelzsprünge (bei acht Brücken) und durchgebogene Brü-

cken (bei sechs Brücken). Ein Sockelbruch und das Herauslösen der Brücken kamen

mit einer Gesamthäufigkeit von drei am wenigsten vor.

Gruppe I war durch das häufigste Auftreten (sieben) von Schmelz- und Dentinfraktu-

ren gekennzeichnet. Bei Gruppe II traten dagegen mehr Schmelzsprünge auf (vier).

Gruppe III und IV waren vergleichbar mit Gruppe I, wobei sich bei Gruppe IV zwei

Brücken herausgelöst hatten. In Gruppe V traten der Schmelzsprung und das Durch-

biegen mit der gleichen Häufigkeit auf (drei). Im Durchschnitt hatten die Inlaybrücken

und die Teilkronenbrücken die gleiche Häufigkeit der Bruchmodi.

Die bildliche Verdeutlichung der Häufigkeit der Bruchmodi wird in Abb. 5.16 graphisch

dargestellt.

67 5 Ergebnisse

Sockelbruch (Sobr)

Schmelzsprung (Ssp)

Schmelz- und Den-tinfraktur

(SDfr)

Brücke her-ausgelöst (Brhgls)

Brücke durchgebogen

(Brdgbo)

Gruppe I 1 7

Gruppe II 1 4 2 1 Gruppe III 1 6 1 Gruppe IV 5 2 1 Gruppe V 1 3 1 3 Gesamt 3 8 20 3 6

Tab. 5.14: Tabellarische Darstellung der Häufigkeit der verschiedenen Bruchmodi innerhalb der Gruppen. Sobr = Sockelbruch; Ssp = Schmelzsprung; SDfr = Schmelz–Dentinfraktur; Brhgls = Brücke herausgelöst; Brdgbo = Brücke durchgebogen

SobrSspSDfrBrhglsBrdgbo

- Abb. 5.16: Graphische Darstellung der Häufigkeit der verschiedenen Bruchmodi innerhalb der Gruppen. Sobr = Sockelbruch; Ssp = Schmelzsprung; SDfr = Schmelz–Dentinfraktur; Brhgls = Brücke herausgelöst; Brdgbo = Brücke durchgebogen

68 6 Diskussion

6 Diskussion

6.1 Diskussion des Materials

6.1.1 Natürliche Zähne

In dieser Studie wurden menschliche kariesfreie Prämolaren und Molaren verwendet.

Der Extraktionstermin der Zähne war unbekannt. Die dadurch möglicherweise ent-

standenen Unterschiede konnten durch die zufällige Verteilung der Zähne auf die Pro-

bengruppen vernachlässigt werden (Immich 1974).

Unmittelbar nach der Extraktion wurden die Zähne in 0,1%-iger Thymollösung (Hof-

mann et al. 1993) bei Zimmertemperatur gelagert. Diese Lagerung sorgte für ein anti-

bakterielles Umfeld und schützte die Zähne vor dem Austrocknen. Das Austrocknen

der Zähne würde negativen Einfluss auf die Eigenschaften der Zahnhartsubstanz

nehmen, da Versprödung die Folge wäre. In einer Studie für Kompositrestaurationen

im Dentin wurde bei Verwendung verschiedener Dentinadhäsive und Lagerung von

Zähnen in Thymollösung keine Korrelation zwischen morphologischer Randqualität

und Extraktionszeitpunkt bzw. Lagerungsdauer festgestellt (Aquilino et al. 1986,

Blunck et al. 1990).

Mit Beginn der Versuchsreihe wurden die Proben bis zur Auswertung zum Schutz vor

Austrocknung in physiologischer Kochsalzlösung (Ringer-Lösung) gelagert.

In anderen Studien wurden zur Imitation des korrosiven Milieus der Mundhöhle physio-

logische Kochsalzlösung (Günther 1999, Soares et al. 2004), zum Teil mit Milchsäure

versetzt (Bienik und Marx 1994), sowie Chloraminlösung (Rosentritt et al. 2000) oder

künstlicher Speichel (Kappert et al. 1990) als Lagermedium verwendet. Anwendung

fanden auch Wasser (Dietschi et al. 1990, Brunton et al. 1999, Cotert et al. 2001) und

destilliertes Wasser (Esquivel-Upshaw et al. 2001).

Zu Beginn dieser Studie wurden die Zähne unter einem Auflichtmikroskop auf bereits

vorhandene Risse und Sprünge untersucht. Diese wurden neben kariösen Zähnen

und Zähnen mit ausgedehnten Füllungen von der Studie ausgeschlossen. Somit kann

bei dieser Untersuchung davon ausgegangen werden, dass das Zahnmaterial weitest-

gehend vergleichbar war.

69 6 Diskussion

Als Nachteil bei der Verwendung von natürlichen Zähnen muss die große Variations-

breite angesehen werden. Die unterschiedliche Größe, Form und Struktur, sowie die

unterschiedliche Herkunft und das unterschiedliche Lebensalter, verbunden mit der

bisherigen unterschiedlichen Belastung eines jeden Zahnes, konnten nur im Durch-

schnitt berücksichtigt werden.

In einer Studie weisen die Autoren Morgano und Milet (1993) darauf hin, dass extra-

hierte Zähne ein anderes Bruchverhalten als vitale Zähne in intakten parodontalen

Verhältnissen zeigen. Um diese Unterschiede zu kompensieren wurden in anderen

Studien alternativ zu natürlichen Zähnen Kompositstümpfe und Frasacostümpfe, die

dem Elastizitätsmodul von Dentin entsprachen, verwendet (Scherrer und de Rijk 1993,

Neiva et al. 1998, Frenske et al. 1999). Nachteilig ist allerdings bei der Verwendung

künstlicher Zähne, neben dem Nichtvorhandensein wichtiger anatomischer Strukturen,

das Fehlen von Schmelz und Dentin, so dass eine Konditionierung des Stumpfes und

eine adhäsive Befestigung der Restauration nach klinischen Gegebenheiten nicht

möglich ist (Pospiech et al. 1992).

6.1.2 Befestigungskomposit

Auf den Langzeiterfolg der Restaurationen hat die Befestigung mit einem Komposit

einen maßgeblichen Einfluss. Die Frage, ob adhäsiv oder konventionell zementiert

werden soll, hängt von der Auswahl der Materialeigenschaften, der Gerüstkonstruktion

und der klinischen Situation ab. Während Restaurationen aus Metall-Legierungen, A-

luminium- oder Zirkonoxid-Keramik keine Stabilisierung durch einen adhäsiven Ver-

bund benötigen, um den Kaukräften widerstehen zu können, müssen Restaurationen

aus glaskeramischen Massen durch einen adhäsiven Verbund mit dem Schmelz /

Dentin verstärkt werden (Malament und Socransky 2001, Pospiech 2002). Untersu-

chungen metallgestützter Versorgungen, welche mit einem konventionellen Zement

(Zinkoxidphosphatzement) eingesetzt wurden, zeigten in einem Beobachtungszeit-

raum von 20 Jahren eine Überlebensrate von 66,2 %. Wurden Versorgungen ohne

Stiftaufbauten gesondert betrachtet, lag die Überlebensrate bei 77,4 % (DeBacker et

al. 2006).

Aber auch das adhäsive Einsetzen von keramischen und metallischen Inlays, Teilkro-

nen und Kronen ist heute unumstritten. Zahlreiche Studien belegen den Langzeiterfolg

70 6 Diskussion

adhäsiver Befestigungsmethoden (Van Dijken 2003, Behr et al. 2003, Abo-Hamar et

al. 2005, Balbosh et al. 2005, Ernst et al. 2005, Kramer et al. 2006). Dennoch werden

Befestigungskomposite überwiegend beim Eingliedern von Keramikrestaurationen

verwendet und zeigen in zahlreichen Langzeitstudien sehr gute Ergebnisse (Federlin

et al. 2004). Metallrestaurationen hingegen können ebenfalls mit Befestigungskompo-

sit eingesetzt werden, zeigen allerdings bessere Haftwerte bei konventioneller Zemen-

tierung. Die Vorbehandlung der dem Zahnschmelz und Dentin zugewandten Metall-

oberflächen spielt dabei eine Rolle (Ernst et al. 1998, Behr und Rosentritt 2000).

Durch die Vorbehandlung wird die zur Verfügung stehende Oberfläche vergrößert, die

Oberflächenspannung und damit die Benetzbarkeit gesteigert und ein retentives Ätzre-

lief mit Mikrorauigkeiten zur Verankerung des Komposits geschaffen (Lutz et al. 1979).

Nicht zu vergessen ist die korrekte Konditionierung der Schmelzoberfläche, welche die

Haftfestigkeit zwischen Schmelz und Komposit steigert. Auf Grund der geringeren

Klebeflächen bei Inlaybrücken ist die adhäsive Befestigung zur Stabilisierung das Mit-

tel der Wahl. Im Gegensatz zu zementierten Restaurationen mit größerer Veranke-

rungsfläche beruht die Haftung der Klebebrücken auf einer adhäsiven Bindung zwi-

schen Schmelz, Komposit und Metall.

6.1.3 Schleifschablone

Die Herstellung der konfektionierten Inlaybrücken im Seitenzahnbereich erfolgte mit

einer neu entwickelten Schleifschablone. Die Schleifschablone wurde so entwickelt,

dass sie zur intraoralen Anwendung im Seitenzahnbereich geeignet ist. Allerdings

muss der Abstand zwischen den beiden zu beschleifenden Pfeilerzähnen mindestens

10 mm betragen, da sonst die erforderliche Slotpräparationsausdehnung für die In-

laybrückenflügel nicht gegeben ist. Seit Fertigstellung dieser Studie ist das System

„Gapless“ für Lückengrößen von 9 - 11 mm weiter entwickelt worden. Die Verwendung

dieser Art des zahnsubstanzschonenden prothetischen Ersatzes setzt voraus, dass

die betreffenden Pfeilerzähne kariesfrei sind, bzw. keine ausgedehnten Füllungen im

Bereich der zu präparierenden Zahnflächen besitzen. Auf Grund des zunehmend rück-

läufigen Kariesvorkommens in der Bevölkerung ist diese Situation allerdings gegeben

(De Crousaz et al. 1985, Binus et al. 1989, IDZ 2006).

71 6 Diskussion

Nach Angaben der Hersteller ist auch eine Slotp räparation in vorhandenen metalli-

schen Kronen und Teilkronen möglich.

6.2. Diskussion der Methode

6.2.1 Kausimulation

Die Bewährung der Slotbrücken bei Kaubelastung ist ein entscheidender Faktor für die

Qualität beziehungsweise die Langlebigkeit der Restaurationen. Aus diesem Grund

wurden in dieser Studie alle Brücken einer thermischen Wechselbelastung in einem

Kausimulator ausgesetzt.

Die aus klinischen Untersuchungen ermittelte Anzahl der Kauzyklen beträgt etwa

250.000 pro Jahr (DeLong et al. 1985, Sakaguchi et al. 1986). Dieser Zeitraum wurde

ebenfalls in der vorliegenden Studie angesetzt. Bei der Wechselbelastung in einem

Kausimulator ist allerdings zu berücksichtigen, dass biologische Faktoren, wie die in-

dividuelle Lage des Kontaktpunktes, sowie die Kräfte, die beim Schluckvorgang oder

bei Patienten mit Bruxismus auftreten können, in dieser In-vitro-Studie nicht ausrei-

chend berücksichtigt werden konnten (DeLong et al. 1985). Physiologisch wahrschein-

liche Werte, die während des Schluckens und während der Mastikation entstehen,

liegen zwischen 20 N und 160 N (Eichner 1963, DeBoever et al. 1978).In dieser Studie

wurden die Prüfkörper einer mittleren Kaubelastung von 49 N ausgesetzt.

Um eine physiologische Zahnbeweglichkeit während der Kaubelastung zu simulieren,

wurde jede Zahnwurzel der zu prüfenden Zähne vor dem Einbetten in Kunststoff mit

einer dünnen Schicht eines Kunststoffresins bestrichen. Diese Polymerschicht soll ei-

ner künstlichen Parodontalmembran entsprechen und somit eine natürliche Zahnbe-

weglichkeit in der Alveole imitieren (Kern et al. 1993). Kern et al. (1993) fanden her-

aus, dass bei der Verwendung dieser künstlichen Parodontalmembran bei einer Kraft-

einwirkung von 5 N eine künstliche Zahnbeweglichkeit von 100 30 µm in horizonta-

ler Richtung und 65 21 µm in vertikaler Richtung stattfand. Laut Mühlemann (1951)

entsprechen diese Werte der physiologischen Zahnbeweglichkeit im Parodont. Aller-

dings konnten Kern et al. (1993) keinen signifikanten Einfluss der künstlichen Paro-

dontalmembran auf die Bruchfestigkeit von Prüfkörpern feststellen.

±

±

72 6 Diskussion

Nach dem Einbetten der Zähne in Technovit® wurde zirkulär die Schmelz-

Zementgrenze circa 2 mm freigelegt. Der Randbereich des Kunststoffsockels wurde

somit der physiologischen Lage des Alveolarkamms nachempfunden. Dieser Abstand

wird im natürlichen Gebiss als biologische Breite bezeichnet (Gargiulo et al. 1961) und

hat einen Einfluss auf die Hebelverhältnisse, welche während der Kausimulation und

dem Bruchbelastungstest auftreten.

Im natürlichen Gebiss kommt es bei der Nahrungsaufnahme zu Temperaturschwan-

kungen. Zur Imitation dieser Temperaturwechsel wurde ein Thermolastwechsel mit

Wassertemperaturen von 5 °C und 55 °C gewählt. Dieser Temperaturbereich wurde

auch von anderen Autoren verwendet (Kern et al. 1993, Kreji et al. 1994, Behr et al.

1999, Zumbühl et al. 2000, Dyer et al. 2005). Studien konnten zeigen, dass die ther-

mische Wechselbelastung eine Expansion der Zähne und der Restauration verur-

sacht. Diese auftretenden Spannungen können zu einer Rissbildung führen und somit

die Lebensdauer der Restauration beeinflussen (Magne et al. 1999).

6.2.2 Bruchbelastungstest

Viele In-vitro-Untersuchungen, welche sich mit werkstoffkundlichen Materialeigen-

schaften dentaler Restaurationsmaterialien beschäftigen, werden in leicht reproduzier-

baren und standardisierten Versuchsaufbauten durchgeführt, z.B. Druck-, Zug- und

Scherversuche, aus denen dann materialspezifische Eigenschaften gewonnen werden

können. In dieser Studie wurde nicht die Materialeigenschaft, sondern die Statik der

Restauration und der Verankerungsart untersucht. Der Bruchbelastungstest ist eine

leicht reproduzierbare und vergleichbare Untersuchungsmethode und wurde zum

Schluss durchgeführt. Parameter, wie zum Beispiel Gerüststärke, Kraftansatz, Kraft-

richtung und die Form des Druckstempels, beeinflussen die Ergebnisse. In der Litera-

tur werden als Druckstempel häufig Stahlkugeln mit einem Durchmesser zwischen 2

mm (Geurtsen 2001) und 12,7 mm (Scherrer et al. 1996) angegeben. In dieser Studie

wurde ein Stahlkeil verwendet, um anstelle eines punktförmigen, einen flächigen

Kraftangriffspunkt zu erhalten. Die Krafteinleitung wurde durch die Verwendung einer

0,4 mm dicken Zinnfolie gleichmäßig erreicht.

Wie bei anderen Studien wurde die Kraftrichtung axial auf das Brückenzwischenglied

gewählt (Tinschert et al. 1999).

73 6 Diskussion

Trotz aller Bemühungen, den Versuchsaufbau so naturgetreu wie möglich zu gestal-

ten, ist es problematisch, aus diesen Bruchbelastungsversuchen klinische Schlussfol-

gerungen zu ziehen. Individuelle anatomische und physiologische Gegebenheiten ei-

nes jeden Zahnes und jeden Patienten können nicht berücksichtigt werden. Bei nor-

malen Kauvorgängen gibt es keine Kraft, welche sich über einen längeren Zeitraum

auf ein und derselben Stelle befindet (Esquivel-Upshaw et al. 2001), wie es bei Bruch-

belastungsversuchen der Fall ist.

6.2.3 Präparation der Zähne mit Hilfe der Schleifschablone

Die vorliegende Untersuchung ist eine Pilotstudie. Zum ersten Mal wurde eine neu

entwickelte Schleifschablone zur Präparation und Herstellung von konfektionierten

Inlaybrücken getestet. Die Verwendung von intraoralen Parallelisierungshilfen zur

Herstellung von Inlaybrücken ist nicht neu. Dazu werden im Labor Schablonen auf den

Situationsmodellen hergestellt oder konfektionierte Parallelisierungshilfen zu Hilfe ge-

nommen (z.B. Parallel-a-prep®, Dentatus, USA-New York). Allerdings können diese

Parallelisierungshilfen nur im Frontzahnbereich eingesetzt werden. Zudem handelt es

sich hierbei um individuell zahntechnisch angefertigte Inlaybrücken und nicht um kon-

fektionierte Inlaybrücken. Behr und Rosentritt (2000) untersuchten Adhäsivbrücken im

Front- und Seitenzahnbereich. Sie stellten laborgefertigte NEM-Adhäsivbrücken mit

Klebeflügeln her und bestätigten, dass Adhäsivbrücken auch im Seitenzahnbereich

nicht nur als eine temporäre Versorgung bei Jugendlichen anzusehen sind (Behr und

Rosentritt 2000). Ebenso haben sich einflügelige Adhäsivbrücken und Adhäsivattach-

ments als wenig invasive adhäsiv-prothetische Therapieform etabliert. Ihre mittel- bis

langfristige klinische Bewährung ist inzwischen nachgewiesen (van Dalen et al. 2004,

Kern 2005). Serienmäßig hergestellte adhäsiv befestigte Inlaybrücken werden in der

Literatur nur mit dem Einsatz des Cerec 3 CAD/CAM-Verfahrens beschrieben und

bestätigen ihren Einsatz als Erfolg (Bindl et al. 2003).

Die Präparation von Zähnen ist immer mit einem Trauma des Zahnes verbunden. Je

mehr Zahnhartsubstanz abgetragen wird, desto größer ist die Gefahr der irreversiblen

Schädigung der Pulpaeinheit. Klinische Nachuntersuchungen mit einem Beobach-

tungszeitraum von 5 Jahren zeigten das Auftreten von apikalen Aufhellungen in 4 - 5

% der Fälle. Nach 10 Jahren war bereits bei weiteren 10 % keine Vitalität der Pfeiler-

74 6 Diskussion

zähne mehr vorhanden (Kerschbaum und Voss 1979, Kerschbaum und Leempoel

1989). Durchschnittlich werden bei der Präparation eines klassischen Kavitätenbodens

30.000- 40.000 Odontoblastenfortsätze pro 1 mm² Dentin angeschnitten. Kronenprä-

parationen, die in peripheren Dentinzonen enden, eröffnen circa 15.000 Kanälchen pro

1 mm² (Schroeder 2000). Je geringer die Präparationsausdehnung (Dentinwundflä-

che) und je größer die Restdentinstärke zur Pulpaeinheit, desto geringer das Ausmaß

der Traumatisierung des Pfeilerzahnes. Die Restdentinstärken von etwa 1 - 2 mm (die

Schmelzstärke liegt zwischen 0,8 bis 2,3 mm (Schroeder 2000)) lassen potenzielle

Schäden der Pulpa vermeiden (Walther et al. 1984). Da nach der Präparation die

Restdentinstärke klinisch nicht genau überprüfbar ist, gibt es die Möglichkeit, mit Hilfe

einer elektronischen Widerstandsmessung (Prepometer®) die Restdentinstärke zu

ermitteln (Gente 1999).

Die in dieser Studie angewendete Präparationsausdehnung von 2 bis 2,5 mm lateral in

die Pfeilerzähne sorgt für ausreichend Restdentinstärke und verringert somit das Auf-

treten einer Pulpenschädigung.

6.2.4 Adhäsive Befestigung

Der Erfolg von adhäsiv befestigten Restaurationen hängt in starkem Maße von dem

Haftverbund zwischen Zahnsubstanz, Befestigungskomposit und Metall ab. Untersu-

chungen konnten bestätigen, dass die Befestigung von Metallbrücken mittels der Ad-

häsivtechnik im Frontzahnbereich und Seitenzahnbereich gute klinische Ergebnisse

erbrachte, so dass die Verwendung von Adhäsivbrücken nicht nur als temporäre Ver-

sorgung anzusehen ist. Misserfolge traten in erster Linie durch Retentionsverlust zwi-

schen Kleber und Metall auf, selten zwischen Schmelz und Kleber. Daraus resultiert

die Wichtigkeit der Vorbehandlung der metallischen Restaurationsoberfläche (Behr

und Rosentritt 2000).

Bei der adhäsiven Befestigung von Nichtedelmetall-Restaurationen ist die Art der Le-

gierung sehr bedeutend. Die Legierung sollte einen hohen E- Modul besitzen, um den

Kaukräften stand zu halten, sich gut konditionieren lassen, um einen hydrolysestabilen

Verbund zwischen Kleber und Metallgerüst zu gewährleisten und korrosionsstabil sein.

Kobalt-Chrom-Legierungen weisen diese guten Eigenschaften auf (Marx 1995). Aus

diesem Grund wurde in dieser Studie eine Kobalt-Chrom-Legierung verwendet (Re-

manium®+).

75 6 Diskussion

6.3 Diskussion der Ergebnisse

6.3.1 Diskussion der Ergebnisse nach Kausimulation

Bis auf eine Inlaybrücke aus Gruppe IV (Probe 6) hielten alle Prüfkörper den 250.000

Kauzyklen dynamischer Belastung mit thermomechanischer Wechsellast im Kausimu-

lator stand. Der Haftverbund zwischen der Schmelz-Dentineinheit und dem Befesti-

gungskomposit hatte sich bei diesem Prüfkörper während der Dauerbelastung im Kau-

simulator gelöst, so dass die Brücke nach Abschluss der Testreihe lose in der Kavitä-

ten-Präparation lag. Die Ursache für den Retentionsverlust könnte ein Anwendungs-

fehler bei der Lagerung und / oder der Vorbehandlung der Zähne sowie der Vorbe-

handlung der NEM-Brücke gewesen sein.

Die Untersuchung der Fugenbreiten ergab keine signifikanten Unterschiede. Dieses

spricht für eine reproduzierbare Passgenauigkeit der konfektioniert hergestellten In-

laybrücken und somit für die Anwendung dieser Schleifschablone.

Schmelzrisse, Schmelzsprünge und Schmelz-Dentinfrakturen traten in erster Linie im

zervikalen Bereich der Slotpräparation auf. Diese Frakturen im zervikalen Bereich der

Kavitätenpräparationen werden auch von anderen Autoren beschrieben (Bindl et al.

2003).

Die Verbundfläche zwischen der Slotkavitätenpräparation im Schmelz und Dentin so-

wie an den Inlayflügeln spielt eine wichtige Rolle. In Bezug auf die Präparationsaus-

dehnung schnitten in der Versuchsreihe die Prüfkörper, welche eine Kavitätenhöhe

von 3,5 mm und eine Kavitätenbreite von 2 bis 2,5 mm (Gruppe II und III) besaßen,

am besten ab. Die Verbinderfläche lag zwischen 7 und 8,75 mm². Die Überlebensrate

von 100 % nach der Belastung im Kausimulator zeigt, dass die Verbundfläche der Slo-

tinlaypräparation ausreicht. Grund hierfür ist die idealisierte Geometrie der Gerüste. In

der Literatur werden Verbundflächen von 9 mm² bis 12 mm² oder 16 mm² bei der Her-

stellung von Inlaybrücken beschrieben und auf Grund der hohen Erfolgsquote empfoh-

len (Wolfart et al. 2005, Ludwig et al. 2005).

76 6 Diskussion

6.3.2 Diskussion der Ergebnisse nach dem Bruchbelastungstest

Die statistische Auswertung des Bruchversuches zeigte, dass sich zwischen den fünf

Gruppen ein signifikanter Unterschied herausstellte. Gruppe III (Präparationsparame-

ter: 2,8° / 3,5 mm) ergab den höchsten Wert der Bruchfestigkeit und schnitt damit am

besten ab. Die Medianwerte liegen zwischen 2046,23 N und 2953,69 N. Im Gesamt-

gruppenvergleich unterschied sich keine Inlaybrücke (Gruppe I bis IV, Slot-

Präparationen) signifikant von der Kontrollgruppe (Gruppe V, Teilkronenpräparation).

Interessant ist hierbei, dass die Kontrollgruppe unter den Bruchlastwerten der In-

laybrückengruppe III liegt. In Anbetracht dessen, dass es sich bei der Kontrollgruppe

um ein völlig anderes Präparationsdesign und Befestigungsmaterial handelt, hätte

man andere Ergebnisse erwarten können.

77 7 Abschließende Wertung

7 Abschließende Wertung 1. Bis auf eine Inlaybrücke (Gruppe IV, Probe 6) ist die Überlebensrate der Prüf-

körper als 100 % nach Kausimulation anzusehen. Dies lässt auf eine hohe

Bruchfestigkeit der Inlaybrücken, sowie der adhäsiven Befestigung mit

PANAVIA® F 2,0 gegenüber mechanischen und thermozyklischen Belastun-

gen schließen.

2. Die Inlaybrücken (Slotpräparationen) ließen im Vergleich zur Kontrollgruppe

(Teilkronenbrücken) keinen signifikanten Unterschied bezüglich der Bruchfes-

tigkeit erkennen (ANOVA).

Der Vergleich der Inlaybrücken ergab einen signifikanten Unterschied zwi-

schen Gruppe II (5,2° / 2,5 mm) und Gruppe III (2,8° / 3,5 mm) (Tukey-HSD

Test).

Die Prüfgruppen (Gruppe I und III), welche eine Kavitätenhöhe von 3,5 mm

besaßen, schnitten in der Versuchsreihe am besten ab. Gruppe III wies die

höchste Bruchfestigkeit auf.

3. Diese In-vitro-Studie zeigt, dass die Anwendung der Schleifschablone zur

Präparation von konfektionierten dreigliedrigen Nichtedelmetall-Inlaybrücken

als Alternative zur konventionellen dreigliedrigen Teilkronenbrücke anzusehen

ist und zur klinischen Anwendung geeignet sein könnte.

4. Zu ergänzen ist, dass diese Studie als Pilotversuch mit einer NEM-Legierung

durchgeführt wurde. Für die klinische Anwendung ist die Verwendung von

Dentalkeramiken im Zuge der fortschrittlichen Möglichkeiten das Mittel der

Wahl.

78 8 Zusammenfassung

8 Zusammenfassung Ziel dieser In-vitro Studie war es, die Frakturfestigkeit von dreigliedrigen Nichtedelme-

tall-Inlaybrücken (Slot-Brücken) mit unterschiedlichen Präparationsausdehnungen,

welche mittels einer neuartigen Schleifschablone präpariert wurden, zu untersuchen.

Beantwortet werden sollte die Frage, ob und welche Slotpräparationsausdehnung den

Anforderungen der auf sie einwirkenden Kräfte standhalten konnte.

80 kariesfreie Zähne wurden in fünf Gruppen aufgeteilt. Jede Gruppe bestand aus

acht Probenmodellen mit jeweils zwei Zähnen. Mit Hilfe einer neuartigen Schleifschab-

lone wurden standardisierte Slotpräparationen (Klasse II-Kavität) in den Gr. I bis IV

durchgeführt. Die Gruppen unterschieden sich sowohl in der okklusal-zervikalen Prä-

parationsausdehnung (Kavitätenhöhe: 2,5 mm oder 3,5 mm) als auch im Präparati-

onswinkel (2,8° oder 5,2°), welcher durch die Verwendung von zwei unterschiedlichen

Diamantschleifkörpern festgelegt wurde. Sowohl die mesio-distale als auch die bukko-

orale Kavitätenbreite betrug in den Gr. I bis IV immer 2 - 2,5 mm. Gr. V war die Kon-

trollgruppe und bestand aus acht hochgoldhaltigen dreigliedrigen Teilkronenbrücken,

welche mit einem konventionellen Phosphatzement eingesetzt wurden. Die 32 In-

laybrücken wurden mit einem dualhärtenden Befestigungskomposit adhäsiv befestigt.

Jede Probe wurde im Kausimulator mit 49 N belastet und erfuhr über 250.000 Kauzyk-

len eine thermische Wechselbelastung. Diese Dauer entspricht einer klinischen Bean-

spruchung von einem Jahr. Bis auf eine Inlaybrücke lag die Überlebensrate bei 100 %.

Im Anschluss wurden die Proben einem Bruchbelastungstest in einer Universalprüf-

maschine ausgesetzt. Die medianen Bruchlastwerte der einzelnen Gruppen waren:

Gr. I: 2681.29 N (±526.56), Gr. II: 2046.23 N (±241.85), Gr. III: 2953.69 N (±504.15),

Gr. IV: 2307.76 N (±737.85), und Gr. V: 2722.93 N (±873.55). Die Werte ließen keinen

statistisch signifikanten Unterschied zwischen den Inlaybrücken und der Kontrollgrup-

pe erkennen. Die Untersuchung der Frakturfestigkeit ergab signifikant höhere Werte

für die Inlaybrücken mit der Präparationsausdehnung von 2,8° und 3,5 mm (Gr. III), als

für die Inlaybrücken der Gr. II (5,2° und 2,5 mm). Die Gruppen I und III, welche eine

Kavitätenhöhe von 3,5 mm besaßen, schnitten in der Versuchsreihe am besten ab. Gr.

III wies die höchste Bruchfestigkeit auf. Die Anwendung der Schleifschablone zur Her-

stellung von dreigliedrigen Inlaybrücken kann als Alternative zu konventionellen drei-

gliedrigen Teilkronenbrücken in Betracht gezogen wurden.

79 9 Literaturverzeichnis

9 Literaturverzeichnis Abo-Hamar S E, Hiller K A, Jung H, Federlin M, Friedl K H, Schmalz G (2005)

Bond strength of a new universal self-adhesive resin luting cement to

dentin and enamel.

Clin Oral Investig 9: 161-167.

Aquilino S A, Williams V D, Svare C W (1986)

The effect of storage solutions and mounting media on the bond strength

of a dentinal adhesive to dentin.

Dent Mater 3: 131-135.

Balbosh A, Ludwig K, Kern M (2005)

Comparison of titanium dowel retention using four different luting agents.

J Prosthet Dent 94: 227-233.

Battistuzzi P G, Käyser A F, Keltjens H M, Plasmans P J (1991)

Teilprothesen: Planung, Therapie, Nachsorge.

Dtsch Ärzte-Verlag, Köln.

Behr M (1999)

Festsitzender Zahnersatz aus faserverstärkten Compositen.

Eine In-vitro-Studie.

Med Habil.Schrift, Universität Regensburg.

Behr M, Rosentritt M, Leibrock A, Handel G (1999)

In-vitro fracture strength of resin-bonded posterior inlay-bridges using

the fibre-reinforced Vectris / Targis system.

J Dent 27: 163-168.

Behr M, Rosentritt M (2000)

Metallgestützte Adhäsivbrücken.

Quintessenz 51, 12: 1261-1270.


Behr M, Rosentritt M, Handel G (2000)

Dentale faserverstärkte Komposite.

Quintessenz 51, 5: 471-479.

Behr M, Rosentritt M, Mangelkramer M, Handel G (2003)

The influence of different cements on the fracture resistance and

marginal adaptation of all-ceramic and fiber-reinforced crowns.

Int J Prosthodont 16: 538-542.

Behr M, Rosentritt M, Handel G (2003)

Fiber-reinforced composite crowns and FPDs: a clinical report.


Bergmann B, Hugoson A, Olsson CO (1982)

Caries, periodontal and prosthetic findings in patients with removable

partial dentures: A 10-year longitudinal study.


Beuchat M (1998)

Minimalinvasive unverstärkte Kompositbrücken: Klinisches Vorgehen,

Laborherstellung und Resultate nach einem Jahr in situ.

Med Diss, Universität Zürich.

Beuchat M, Krejici I, Lutz F (1999)

Minimalinvasive unverstärkte Kompositbrücken. Klinisches Vorgehen.

Schweiz Monatsschr. Zahnmed 109: 507-515.

Bindl A, Lüthy H, Mörmann W (2003)

Fracture load of CAD/CAM-generated slot-inlay (FPDs).

Int J Prosthodontics 16, 6: 653-660.


Binus W, Löwinger K, Walter G (1989)

Caries decline and changing pattern of dental therapy.

Stomatol DDR 39: 322-326.

Blatz M, Sadan A, Kern M (2003)

Resin-ceramic bonding: review of the literature.


Blunck U, Pohl M, Dieker A (1990)

Extraktionszeitpunkt und Kavitätenlage bei In-vitro-Prüfung von

Dentinhaftvermittlern.

Dtsch Zahnärztl Z 45: 639-642.

Bohlsen F, Kern M (2003)

Clinical outcome of fiber-reinforced crowns and fixed partial dentures:

A three year retrospective study.

Quintessence Int 34: 493-496.

Bouillagnet S, Schütt A, Krejci J (2003)

Zahnersatz mit Brücken aus faserverstärktem Kompositkunststoff.

Zahnärztl Mitt 93: 44-49.

Bowen RL, Rodriguez MS (1962)

Tensile strengh and modulus of elasticity of tooth structure and

several restorative materials.

J Am Dent 64: 378.

Brännstrøm M, Johnson G (1974)

Effects of various conditioners and cleaning agents on prepared

dentin surfaces: a scanning electron microscopic investigation.



Bragger U, Krenander P, Lang N P (2005)

Economic aspects of single-tooth replacement.

Clin Oral Implants Res 16: 335-341.

Brezniak N, Wasserstein A (1993)

Root resorption after orthodontic treatment: Part 1. Literature review.

Am J Orthod Dentofacial Orthop 103: 62-66.

Brezniak N, Wasserstein A (1993)

Root treatment after orthodontic treatment.

Am J Orthod Dentofac Orthop 103: 138.

Brunton P A, Cattell P, Burke F J T, Wilson N H (1999)

Fracture resistance of teeth restored with onlays of three contemporary

tooth- colored resin-bonded restorative materials.


Budtz-Jørensen EB, Isidor F (1990)

A 5-year longitudinal study of cantilevered fixed partial.

Dentures compared with removable partial dentures in a geriatric population.

J Prosthet Dent 64:42-47.

Buonocore MG (1955)

A simple method of increasing the adhaesion of filling materials to

enamel surfaces.

J Dent Res 34: 849.

Butler WT (1984)

Dentin collagen: Chemical structure and role in mineralization.

In: Linde, A. Dentin and Dentinogenesis, Vol. II, CRC Press. Boca Raton: 37.


Cavalcante L M, Erhardt M C, Bedra-de-Castro A K, Pimenta L A, Ambrosano G M

(2006)

Influence of different teste used to measure the bond strength to dentin

of two adhesive systems.

Am J Dent 19: 37-40.

Claus H (1990)

Vita In-Ceram, ein neues Verfahren zur Herstellung oxidkeramischer

Gerüste für Kronen und Brücken.

Quintessenz Zahntechnik 16: 35.

Cotert H S, Sen B H, Balkan M (2001)

In-vitro comparison of cuspal fracture resistances of posterior teeth

with various adhesive restorations.


Cummins D (2006)

The impact of research and development on the prevention of oral diseases

in children and adoledcents: a industry perspective.

Pediatr Dent 28: 118-127.

D’Hoedt B (1991)

Dentale Implantate aus polykristalliner Aluminiumoxidkeramik:

Einheilung und Langzeitergebnisse.

Med Habil.Schrift, Universität Tübingen.

DeBacker H, Van Maele G, DeMoor N, Vanden Berghe L, DeBoever J (2006)

A 20-year retrospective survival study of fixed partial dentures.


DeBoever J A, McCall W D, Holden S, Ash M M (1978)

Functional occlusial forces: An investigation by telemetry.



DeCrousaz P, Marthaler TM, Wiesner W, Bandi A, Steiner M, Robert A, Meyer R

(1985)

Caries prevalence in children after 12 years of salt fluoridation in a canton

of Switzerland.

Schweiz Monatsschr Zahn 95: 805-815.

DeLong R, Pintado M, Douglas W H (1985)

Measurements of change in surface by computer graphics.


DeLong R, Pintado M R, Douglas W H (1992)

The wear of enamel opposing shaded ceramic restaurative materials: a study.


Dietschi D, Maeder M, Meyer J M, Holz J (1990)

In-vitro resistance to fracture of porcelain inlays bonded to tooth.


Dürr D, Schultheiss R, Kern M, Strub JR (1993)

Clinical comparison of Porcelain-Fused-To-Metal and

All-Porcelain-Resin-Bonded Bridges.

J Dent Res 72: 217.

Dyer S R, Lassila L V J, Alander P, Vallittu P K (2005)

Static strength of molar region direct technique glass fibre-reinforced

composite fixed partial dentures.

J Oral Rehabil 32: 351-357.

Edelhoff D, Spiekermann H, Yildirim M (2001)

Metal-free inlay-fixed partial dentures.



Eichner K (1963)

Messung der Kaukräfte bei Kauvorgängen.


Eick J D, Wilko R A, Anderson C H, Sorensen S E (1970)

Scanning electron microscopy of cut tooth surfaces and identification of

debris by use of the electron microprobe.

J Dent Res 49: 1359- 1368.

Ernst C P, Cohnen U, Stender E, Willershausen B (2005)

In vitro retentive strength of zirconium oxide ceramic crowns using

luting agents.


Ernst C P, Cortain G, Spohn M, Rippin G, Willershausen B (2002)

Marginal integrity of different resin-based composites for posterior teeth:

An in vitro dye-penetration study on eight resin-composite and compomer-

adhesive combinations with a particular look at the additional use of

flow-composites.

Dent Mater 18: 351-358.

Ernst C P, Wenzl N, Stender E, Willershausen B (1998)

Retentive strengths of cast gold crowns using glass ionomer, compomer,

or resin cement.


Esposito M, Coulthard P, Thomson P, Worthington H V (2006)

Intervention for replacing missing teeth: different types of dental implants.

J Evid Based Dent Pract 6: 212-213.

Esquivel-Upshaw J F, Anusavice K J, Yang M C, Lee R B (2001)

Fracture resistance of all-ceramic and metal-ceramic inlays.



Federlin M, Schmidt S, Hiller K A, Thonemann B, Schmalz G (2004)

Partial ceramic crowns: influence of preparation design and luting material

on internal adaptation.

Oper Dent 29: 560-70.

Fenske C, Jarren M P, Sadat-Khonsari M R, Jüde H D (1999)

Untersuchung zur Bruchfestigkeit von IPS-Empress-Kronen in Abhängigkeit

von der Stufenbreite.


Frankenberger R (2001)

Materialkundliche Grundlagen der Adhäsivtechnik.

In: Die Adhäsivtechnologie, Ein Leitfaden für Theorie und Praxis,

Dent Net Masters, 3M ESPE, Seefeld, Deutschland, S. 12.

Frankenberger R, Tay FR (2005)

Self-etching vs etch-and-rinse adhesives: effect of thermomechanical fatigue

loading an marginal quality of bounded resin composite restorations.

Dent Mater 21: 397-412.

Freesmeyer WB (1999)

Klinische Prothetik, Herausnehmbarer Zahnersatz und Gewebeersatz

(Epitetik), Hüthig Verlag, Heidelberg.

Freilich MA, Meiers JC, Duncan JP, Eckrote KA, Goldberg AJ (2002)

Clinical evaluation of fiber-reinforced fixed bridges.

J Am Dent Assoc 133: 1524-1534.

Gargiulo A W, Wentz F M, Orban B (1961)

Dimensions and relations of the dentogingival junction in humans.

J Periodontol 32: 261-267.


Geis-Gerstorfer J, Sauer K H, Passler K (1991)

Ion release from Ni-Cr-Mo and Co-Cr-Mo casting alloy.


Geis-Gerstorfer J, Wirz J, Schille C, Schmidli F (1993)

The effect of the aeration status on the corrosion behavior of Ni-Cr alloys.


Gente M (1999)

Qualitätssicherung bei der Kronenpräparation mit dem Dentometer DTM 800.

In: Magazin für Zahnheilkunde 15: 627-630.

Geurtsen W (1989)

Klinik der Kompositfüllung, Hanser Verlag, München- Wien.

Gillings B, Buonocore M (1961)

An investigation of enamel thickness in human lower incisor teeth.

J Dent Res 40: 105.

Göhring TN, Schmidlin PR, Lutz F (2002)

Two-year clinical and SEM evaluation of glass-fiber-reinforced

inlay-fixed partial dentures.

Am J Dent 15: 35-40.

Göhring TN, Roos M (2005)

Inlay-fixed parctial dentures adhesively retained and reinforced by glass-fibers:

clinical and scanning electron microscopy analysis after five years.

Eur J Oral Sci 113: 60-69.

Grajower R, Azaz B, Bron-Levi M (1977)

Microhardness of scleratic dentin.

J Dent Res 56: 446.


Günther F (1999)

Verletzung der Nachbarzähne und Qualität der Abschrägung bei

unterschiedlichen Präparationen der approximalen Kavitätenränder in-vitro.

Zahnmed Diss, Universität Freiburg.

Gütschow F (1991)

Untersuchung zur Häufigkeit der Indikation für Adhäsivbrücken.

Dtsch Stomatol 41: 89-91.

Gwinnett A J (1988)

Bonding of restorative resin to enamel.

Int Dent J 38: 91-96.

Haller B, Thull R, Klaiber B, Schmitz A (1990)

Höckerstabilisierung durch Adhäsivinlays in MOD-Kavitäten.


Haller B, Thull R, Kaiber B, Schmitz A (1994)

Höckerstabilisierung durch Adhäsivinlays in MOD-Kavitäten.

Dtsch Zahnärztl Z 45: 660 (1990), In: Quintessenz 45: 1381-1392.

Hellwig E, Klimek J, Attin Th (2003)

Einführung in die Zahnheilkunde

3. Aufl., Urban- Fischer, München – Jena

Henry P J, Lancy W R, Jemt T, Harris D, Krogh P H J, Polizzi G, Zarb G A, Hermann J

(1996)

Osseointegraded implants for single- tooth replacement:

A prospective 5-year multicenter study.

Int J Oral Maxillofac Implants 11: 450-455.


Henry P J (2005)

Oral implant restoration for enhanced oral function.

Clin Exp Pharmacol Physiol 32: 123-127.

Hofmann N, Haller B, Klaiber B, Münchenberg K (1993)

Randqualität gesinterter und gepresster Keramikinlays nach Belastung

im Kausimulator.


Immich H (1974)

Medizinische Statistik. Schattauer, Stuttgart.

Institut der Deutschen Zahnärzte (IDZ) (2006)

Das Großprojekt der Zahnärzte.


Jones S J (1981)

Cement. In: Osborn JW. Dental Anatomy and Embryology.

Blackwell, Oxford: 193-199, 286-295.

Jüde HD, Kühl W, Rossbach A (1997)

Einführung in die zahnärztliche Prothetik.

Dtsch Ärzteverlag, Köln.

Kappert HF, Knode H, Manzotti L (1990)

Metallfreie Brücken für den Seitenzahnbereich.

Dent Labor 38: 177.

Kappert HF, Knode H (1990)

In-Ceram auf dem Prüfstand.

Quintessenz Zahntechnik 16: 980-1002.


Karlsson S (1989)

Failures and length of service in fixed prosthodontics after long-term function.

A longitudinal clinical study.

Swed Dent J 13: 185-192.

Katz R V, Hazen S P, Chilton N W, Mumma R D Jr. (1982)

Prevalence and intraoral distribution of caries in an adult population.

Caries Res 16: 265-271.

Kern M, Strub JR (1992)

Klinische Anwendung und Bewährung von Adhäsivbrücken aus der

Aluminiumoxidkeramik In-Ceram.


Kern M, Douglas W H, Fechtig T, Strub J R, DeLong R (1993)

Fracture strength of all-porcelain, resin-bonded bridges after testing in

an artificial oral environment.

J Dent 21: 117-721.

Kern M (1993)

In-Ceram-Adhäsivbrücken sind zurückhaltend zu beurteilen.

Dent Labor 41: 1399-1400.

Kern M, Simons K (1999)

Adhäsivattachments zur Verankerung abnehmbarer Teilprothesen.

Zahnärztl Mitt 89, Nr.10: 56-61.

Kern M (2004)

Klinische Erfahrungen mit vollkeramischen Restaurationen.

Ästhetische Zahnmedizin 3: 4.


Kerschbaum T, Voss R (1979)

Zum Risiko der Überkronung.

Dtsch Zahnärztl Z 34: 740-743

Kerschbaum T, Mühlenbein F (1987)

Longitudinale Analyse von herausnehmbarem Zahnersatz

privatversicherter Patienten.


Kerschbaum T, Leempoel P J (1989)

Kronen und Brücken – Konsequenzen aus Langzeitergebnissen.

In: Voss R, Merners H (Hrsg.): Fortschritte der Prothetik und

Werkstoffkunde. Bd. 4, Hanser, München, S. 109-136.

Kerschbaum T (2004)

Langzeitüberlebensdauer von Zahnersatz. Eine Übersicht.

Quintessenz 55: 1113-1126.

Ketterl W (1961)

Studie über das Dentin der permanenten Zähne des Menschen.

Stoma 17: 79, 148.

Kimura O, Dykes E, Fearnhead RW (1977)

The relationship between the surface area of the enamel crowns of

human teeth and that of the dentine-enamel junction.

Arch Oral Biol 22: 677.

Kindermann T (2005)

Moderne Konzepte zur Versorgung der Einzelzahnlücke.



Kluge G, Savic N (1997)

Vollverblendete Doppelkronen mit Artglass.

Quintessenz Zahntechnik 23: 437-444.

Koeck B, Wagner W (1991)

Praxis der Zahnheilkunde, Implantologie, Bd. 13

Urban und Schwarzenberg Verlag, München.

Körber KH, Ludwig K (1983)

Maximale Kaukraft als Berechnungsfaktor zahntechnischer Konstruktionen.

Dent Labor 31: 55-60.

Körber KH, Ludwig K (1985)

Mechanische Festigkeit kunststoffverblendeter Leichtbaugerüste.

Dent Lab 12: 1937-1941.

Körber KH, Körber S (1996)

Mechanische Festigkeit von Faserverbund-Brücken Targis-Vectris.

Zahnärztl Welt 12: 693-702.

Körber KH, Körber S, Ludwig K (1997)

Das GKF-Brückensystem Targis-Vectris –

eine verfahrenstechnische Bewertung.

Quintessenz 48: 839-860.

Kolbeck C, Rosentritt M, Behr M, Lang R, Handel G (1999)

In–vitro examination of polyethylen-fiber-reinforced composite bridges.

J Dent Res 78: 302.

Kramer N, Ebert J, Petschelt A, Frankenberger R (2006)

Ceramic inlays with two adhesives after 4 years.



Kramer N, Frankenberger R (2000)

Leucite-reinforced glass ceramic inlays after six-years:

wear of luting composite.

Oper Dent 25: 466-472.

Krejci I, Mueller E, Lutz F (1994)

Effects of thermocycling and occlusal force on adhaesive composite crowns.

J Dent Res 73: 1228-1232.

Langner J (1997)

Kronen- und Brückenkunststoffe Targis und Vectris.

Quintessenz Zahntech 23, 5: 631-646.

Levin L, Laviv A, Schwartz- Arad D (2006)

Long-term success of implants replacing a single molar.

J Periodontol 77 (9): 1528-1532.

Levin L, Sadet P, Grossmann Y (2006)

A retrospective evaluation of 1387 single-tooth implants: a 6-year follow-up.

J Periodontol 77 (12): 2080-2083.

Lindh T, Gunne J, Tillberg A, Molin M (1998)

A meta-analysis of implants in partial edentulism.

Clin Oral Implants Res 9: 80-90.

Livaditis GJ (1980)

Cast metal resin-bonded retainers for posterior teeth.

J Am Dent Ass 101: 926-929.

Livaditis GJ, Thompson VP (1982)

Etched castings: An improved retentive mechanism for resin-bonded retainers.



Loose M, Rosentritt M, Leibrock A, Behr M, Handel G (1998)

In-vitro examination of fibre-reinforced Vectris / Targis system.

Eur J Prothodont Rest Dent 6: 55-58.

Love WD, Adams RL (1971)

Tooth moovement into edentulons area.


Ludwig K (1996)

Metall-Kunststoff-Verbundsysteme. In: Eichner K, Kappert HF:

Zahnärztliche Werkstoffe und ihre Verarbeitung. Bd.1, 251-272. Hüthig Verlag,

Heidelberg.

Lutz F, Lüscher B, Ochsenbein H, Mühlemann HR (1976)

Adhäsive Zahnheilkunde. Juris Verlag, Zürich.

Lutz F, Phillips R W (1984)

A classification and evaluation of composite resin systems.

J Dent Res 63: 914-920.

Magne P, Versluis A, Douglas W H (1999)

Effect of luting composite shrinkage and thermal loads

on the stress distribution in porcelain laminate veneers.


Malament K A, Socransky S S (2001)

Survival of Dicor glass-ceramic dental restorations over 16 years.


Marinello CP (1991)

Adhäsivprothetik. Klinische und materialkundliche Aspekte. Habilitationsschrift

der Zahn-, Mund-, Kieferheilkunde. Quintessenz, Berlin.


Martin N, Jedynakiewicz NM (1999)

Clinical Performance of Cerec ceramic inlays: a systematic review.


Marx, R (1995)

Auswahl der Werkstoffe. In: Kerschbaum, T. (Hrsg.):

Adhäsivprothetik. Brücken – Attachments – Schienung – Veneers.

Urban & Schwarzenberg, München, S. 107-120.

Marxkors R, Mohr P (1985)

Folgen nach Entfernung von 6-Jahr-Molaren bei Kindern und Jugendlichen.

Zahnärztl Welt 94: 776-781.

Möhrmann W, Regolati B, Renggli HH (1974)

Gingival reaction to well fitted subgingival proximal gold inlay.

J Clin Periodont 1: 120-125.

Mörmann WH, Brandestini M (1989)

Die Cerec Computer Rekonstruktion – Inlays, Onlays und Veneers.

Quintessenz, Berlin.

Mörmann WH, Bindl A (2004)

3D-CAD/CAM für jedermann in Praxis und Labor.


Morgano S M, Millet P (1993)

Clinical success of cast metal post and cores.


Mühlemann H (1951)

Die physiologische und pathologische Zahnbeweglichkeit.



Neiva G, Yaman P, Dennison J B, Razzoog M E, Lang B R (1998)

Resistance to fracture of three all-ceramic systems.

J Esth Dent 10: 60-66.

Ohlmann B, Gabbert O, Schmitter M, Gilde H, Rammelsberg P (2005)

Fracture resistance of the veneering on inlay-retained zirkonia

ceramic fixed partial dentures.

Acta Odontol Scand 63: 335-342.

Olschowsky M (2001)

Minimalinvasive Brückenprothetik: Crownless Bridge Works (CBW).

Zahnärztl Welt Nr.5: 308-316.

Pashley DH, Michelin V, Kehl T (1981)

Dentin permeability: effects of smear layer removal.


Peters S, Kerschbaum T (1990)

Bewährung dreigliedriger Adhäsivbrücken.

Statistische Kontrolle von 922 Brücken durch ein multizentrisches

Adhäsivbrückenregister.

Zahnärztl Mitt 80: 31.

Piwowarczyk Z, Ottl P, Lauer H C, Buchler A (2002)

Laboratory strength of glass ionomer cement, compomers, and

resin composites.

J Prosthodont 11: 86-91.

Pjetursson B E, Karoussis I, Burgin W, Bragger U, Lang N P (2005)

Patient´s satisfaction following implant therapy.

A 10-year prospective cohort study.

Clin Oral Implant Res 16: 185-193.


Pospiech P, Rammelsberg P, Gernet W, Geymeier D (1992)

Vergleichende Untersuchung zur Druckfestigkeit von Mirage-, Dicor-

und VMK-Kronen.


Pospiech P, Rammelsberg P, Unsöld F (1996)

A new design for all-ceramic resin-bonded fixed partial dentures.


Pospiech P (2002)

All-ceramic crowns: bonding or cementing?

Clin Oral Invest 6: 189-197

Probster PJ, Henrich GM (1997)

11-year follow-up study of resin-bonded fixed partial dentures.


Rammelsberg P, Behr M, Pospiech P, Gernet W, Handel G, Toutenburg H (1995)

Erweiterte Indikation adhäsiver Restaurationen als ästhetische und

substanzschonende Alternative zu konventionellen Brücken.

Dtsch Zahnärztliche Z 50: 224-227.

Rateitschak KH, Rateitschak EM, Wolf HF (1989)

Parodontologie. 2. Aufl., Farbatlas der Zahnmedizin, Band 1, Thieme,

Stuttgart.

Reiss B, Walther W (2000)

Klinische Langzeitergebnisse und 10-Jahres Kaplan-Meier-Analyse von

computergestützt hergestellten Keramikinlays nach dem Cerec-Verfahren.

Int J Compu Dent 3: 9-23.


Rochette AL (1973)

Attachment of a splint to enamel of lower anterior teeth.


Rosentritt M, Leibrock A, Lang R, Behr M, Handel G (1997)

Gerät zur Simulation des Kauorgans (Kausimulator).

Materialprüfung 39: 77-80.

Rosentritt M, Plein T, Kolbeck C, Handel G (2000)

In-vitro fracture force and marginal adaptation of ceramic crowns

fixed on natural and artificial teeth.


Sakaguchi R L, Douglas W H, DeLong R, Pintado M R (1986)

The wear of a posterior composite in an artificial mouth: a clinical correlation.


Schäffer H, Dumfahrt H, Gausch K (1989)

Surface structure and substance loss during the etching of ceramic materials.


Scherrer S S, De Rijk W G (1993)

The fracture resistance of all-ceramic crowns on supporting structures

with different elastic moduli.


Scherrer S S, De Rijk W, Belser U C (1996)

Fracture resistance of human enamel and three all-ceramic crown systems

on extracted teeth.



Schmalz G, Geurtsen W (1998)

Sind Keramik-Inlays und Veneers wissenschaftlich anerkannt?

Dtsch Zahnärztl Z 53: 162.

Schmitt A, Zarb G (1989)

The longitudinal clinical effectiveness of osseointegrated dental implants.

Int J Oral Maxillofac Implants 6: 197-202.

Schroeder HE (1986)

The Periodontium, Handbook of Microscopic Anatomy. Vol.V/5,

Springer, Berlin.

Schroeder HE (2000)

Orale Strukturbiologie, 5. Aufl., Thieme, Stuttgart, S. 73-183.

Schwickerath H (1988)

Vollkeramische Brücken. Die Dicor Glaskeramik.

Dent Labor 36: 433-436.

Setz J, Simonis A, Diehl J (1989)

Klinische und zahntechnische Erfahrungen mit vollkeramischen Brücken.

Dent Labor 37: 1425-1427.

Shugars D, Bader J D, Phillips S W, White B A, Brantley C F (2000)

The concsequences of not replacing a missing posterior tooth.

J Am Dent Assoc 131: 1317-1323.

Soares C J, Martins L R M, Pfeiffer G A, Giannini M (2004)

Fracture resistance of teeth restored with different composite and

ceramic inlay systems.



Steiner M, Menghini G, Curilovic Z, Marthaler T M (1990)

Caries prevalence in Zurich schoolchildren in 1970, 1983 and 1988.


Stepnick RJ, Nakata TM, Zipkin I (1975)

The effects of age and fluoride exposure on fluoride, citrate and

carbonate content of human cementum.

J Periodontol 46: 45.

Strub JR, Türp JC, Witkowski S, Hürzeler MB, Kern M (1999)

Prothetik, 2. Auflg., Quintessenz Verlag, Berlin, S. 393-400.

Strub JR, Türp JC, Witkowski S, Hürzeler MB, Kern M (1999)

Prothetik, 2. Auflg., Quintessenz Verlag, Berlin, S. 693.

Swift E J, Valley B D (1992)

Microleakage of etched-dentin composite resin restorations.


Thompson VP, Wood M, de Rijk W (1989)

Bonded bridge recalls and weibull distributions; results averaging seven years.

J Dent Res 68: 920.

Tinschert J, Natt G, Doose B, Fischer H, Marx R (1999)

Seitenzahnbrücken aus hochfester Strukturkeramik.


Tschernitschek H (1998)

Provisorische Klebebrücken.



Tysowsky GW (1998)

Conventional cementation technique for targis restorations.

Signature 5: 1-3.

Valentin A H (2006)

Platform-switching und biologische Breite: Sofortversorgung oder

Sofortbelastung.

Fortbildungsseminar, Dentsply, Friadent, Sept. Freiburg.

Van Dijken J W (2003)

Resin-modified glass ionomer cement and self-cured resin composite

luted ceramic inlays. A 5-year clinical evaluation.

Dent Mater 19: 670-674.

Van Meerbeek B (1996)

Enamel and dentin adhaesion. In: Schwartz RS Fundamentals of

operativ dentistry, A contemporary approach.

Quintessence Chicago: 141-186.

Walther W, Klaiber B, Heners M (1984)

Vergleichende histologische Untersuchung nach Präparation mit

unterschiedlichen Techniken.


Walton T R (2002)

An up to 15-year longitudinal study of 515 metal-ceramic FPDs:

Part 1, Out-come.


Wirz J, Schmidli F, Steinemann S, Wall R (1987)

Fired alloys in the crevice corrosion test.



Wolfart S, Bohlsen F, Wegner S M, Kern M (2005)

A preliminary prospective evaluation af all-ceramic crown-retained and

inlay-retained fixed partial dentures.


Wolfart S, Ludwig K, Uphaus A, Kern M (2007)

Fracture strength of all-ceramic posterior inlay-retained fixed partial

dentures.

Dent Mater, 2007, Mar 16.

Zumbühl R, Lutz F, Krejci I (2000)

In-vitro-Untersuchungen von adhäsiv befestigten Slot-Kompositbrücken.


103 10 Tabellarischer Anhang

10 Tabellarischer Anhang In den folgenden Tabellen sind die Messdaten der Untersuchungen aufgeführt.

10.1 Messwerte der einzelnen Fugenbreiten von Gruppe I bis V

Gruppe 1:

Gruppe Probe Fuge 1 Fuge 2 Fuge 3 Fuge 4 Fuge 5 Fuge 6

1 1 210 µm 150 µm 120 µm 240 µm 240 µm 90 µm

1 2 120 µm 60 µm 150 µm 240 µm 60 µm 150 µm

1 3 120 µm 210 µm 90 µm 270 µm 240 µm 180 µm

1 4 150 µm 120 µm 150 µm 240 µm 120 µm 150 µm

1 5 120 µm 150 µm 240 µm 270 µm 270 µm 120 µm

1 6 210 µm 270 µm 150 µm 150 µm 240 µm 240 µm

1 7 240 µm 240 µm 120 µm 240 µm 210 µm 90 µm

1 8 180 µm 240 µm 60 µm 150 µm 150 µm 150 µm

Tab. 10.1: Messwerte der Fugenbreiten (in µm) der einzelnen Fugen in Gruppe I (5,2° / 3,5 mm)

Untergruppe für Alpha = .05. Fugen N 1 2

Fuge 3 8 135 Fuge 6 8 146,25 146,25 Fuge 1 8 168,75 168,75 Fuge 2 8 180 180 Fuge 5 8 191,25 191,25 Fuge 4 8 225

Signifikanz 0,399 0,096

Tab. 10.2: Tukey-HSD Test zum Vergleich der Fugenbreiten innerhalb der Gruppe I (in µm)


Gruppe 2:


2 1 150 µm 120 µm 60 µm 120 µm 90 µm 30 µm

2 2 90 µm 60 µm 120 µm 90 µm 90 µm 60 µm

2 3 30 µm 240 µm 60 µm 120 µm 30 µm 90 µm

2 4 60 µm 120 µm 150 µm 210 µm 120 µm 180 µm

2 5 90 µm 30 µm 30 µm 150 µm 90 µm 90 µm

2 6 150 µm 180 µm 90 µm 90 µm 120 µm 150 µm

2 7 60 µm 120 µm 120 µm 90 µm 150 µm 30 µm

2 8 120 µm 120 µm 30 µm 90 µm 150 µm 90 µm

Tab. 10.3: Messwerte der Fugenbreiten (in µm) der einzelnen Fugen in Gruppe II (5,2° / 2,5 mm)

Untergruppe für Alpha = .05. Fugen N 1

Fuge 3 8 82,5 Fuge 6 8 90 Fuge 1 8 93,75 Fuge 5 8 105 Fuge 4 8 120 Fuge 2 8 123,75

Signifikanz 0,546

Tab. 10.4: Tukey-HSD Test zum Vergleich der Fugenbreiten innerhalb der Gruppe II (in µm)


Gruppe 3:


3 1 60 µm 30 µm 90 µm 120 µm 60 µm 120 µm

3 2 120 µm 60 µm 90 µm 90 µm 120 µm 90 µm

3 3 180 µm 90 µm 60 µm 150 µm 210 µm 120 µm

3 4 150 µm 60 µm 90 µm 150 µm 180 µm 210 µm

3 5 270 µm 270 µm 90 µm 120 µm 150 µm 120 µm

3 6 120 µm 30 µm 210 µm 60 µm 150 µm 30 µm

3 7 180 µm 180 µm 120 µm 180 µm 90 µm 90 µm

3 8 30 µm 30 µm 90 µm 150 µm 30 µm 60 µm

Tab. 10.5: Messwerte der Fugenbreiten (in µm) der einzelnen Fugen in Gruppe III (2,8° / 3,5 mm)


Fuge 2 8 93,75 Fuge 3 8 105 Fuge 6 8 105 Fuge 5 8 123,75 Fuge 4 8 127,5 Fuge 1 8 138,75

Signifikanz 0,7

Tab. 10.6: Tukey-HSD Test zum Vergleich der Fugenbreiten innerhalb der Gruppe III (in µm)


Gruppe 4:


4 1 90 µm 90 µm 90 µm 90 µm 90 µm 90 µm

4 2 30 µm 60 µm 180 µm 90 µm 90 µm 120 µm

4 3 120 µm 60 µm 90 µm 90 µm 60 µm 180 µm

4 4 60 µm 90 µm 180 µm 150 µm 60 µm 60 µm

4 5 60 µm 270 µm 60 µm 180 µm 90 µm 150 µm

4 6 60 µm 150 µm 150 µm 120 µm 30 µm 90 µm

4 7 60 µm 150 µm 150 µm 90 µm 90 µm 150 µm

4 8 150 µm 60 µm 50 µm 120 µm 120 µm 90 µm

Tab. 10.7: Messwerte der Fugenbreiten (in µm) der einzelnen Fugen in Gruppe IV (2,8° / 2,5 mm)


Fuge 1 8 78,75 Fuge 5 8 78,75 Fuge 2 8 116,25 Fuge 4 8 116,25 Fuge 6 8 116,25 Fuge 3 8 118,75

Signifikanz 0,531

Tab. 10.8: Tukey-HSD Test zum Vergleich der Fugenbreiten innerhalb der Gruppe IV (in µm)


Gruppe 5:


5 1 30 µm 90 µm 60 µm 30 µm 60 µm 0 µm

5 2 150 µm 150 µm 60 µm 0 µm 90 µm 30 µm

5 3 120 µm 180 µm 90 µm 30 µm 90 µm 90 µm

5 4 30 µm 90 µm 90 µm 90 µm 120 µm 30 µm

5 5 0 µm 30 µm 30 µm 60 µm 30 µm 180 µm

5 6 0 µm 30 µm 0 µm 120 µm 30 µm 0 µm

5 7 0 µm 30 µm 150 µm 90 µm 120 µm 0 µm

5 8 30 µm 60 µm 60 µm 0 µm 120 µm 90 µm

Tab. 10.9: Messwerte der Fugenbreiten (in µm) der einzelnen Fugen in Gruppe V (Teilkronenbrücken)

Tab. 10.10: Tukey-HSD Test zum Vergleich der Fugenbreiten innerhalb der Gruppe V (in µm)


Fuge 1 8 45 Fuge 4 8 52,5 Fuge 6 8 52,5 Fuge 3 8 67,5 Fuge 2 8 82,5 Fuge 5 8 82,5

Signifikanz 0,699


10.2 Vergleich der einzelnen Fugen zwischen den Gruppen I – V nach der Kausimulation

Vergleich für Fuge 1: Min Max Median Mittelwert s

Gruppe I Fuge 1 120 240 165 168 47 Gruppe II Fuge 1 30 150 90 93 43 GruppeIII Fuge 1 30 270 135 138 75 GruppeIV Fuge 1 30 150 60 78 39 Gruppe V Fuge 1 0 150 30 45 57

Gesamt 0 270 120 105 67,94 Tab. 10.11: Minimalwert (Min), Maximalwert (Max), Median, Mittelwert und Standardabweichung (s)

aller Gruppen von Fuge 1 (in µm gemessen)

Anhand des Tukey-HSD Tests wurde ein signifikanter Unterschied zwischen Gruppe I

und Gruppe IV und V, sowie zwischen Gruppe III und V erkennbar (Tab. 10.12). Grup-

pe V hat von allen anderen Gruppen mit 45 µm die geringste Fugenbreite für Fuge 1.

Die deutlich größte Fugenbreite liegt für Fuge 1 bei Gruppe I vor.

Untergruppe für Alpha = .05. Gruppen N 1 2 3

Gruppe V 8 45 Gruppe IV 8 78 78 Gruppe II 8 93 93 93 Gruppe III 8 138 138 Gruppe I 8 168 Signifikanz 0,391 0,199 0,064

Tab. 10.12: Tukey-HSD Test zum Vergleich der Fugenbreiten aller Gruppen für Fuge 1

Vergleich für Fuge 2: Min Max Median Mittelwert s Gruppe I Fuge 2 60 270 180 180 71 Gruppe II Fuge 2 30 240 120 123 65 Gruppe III Fuge 2 30 270 60 93 87 GruppeIV Fuge 2 60 270 90 116 72 Gruppe V Fuge 2 30 180 75 82, 57 Gesamt 30 270 105 119 75

Tab. 10.13: Minimalwert (Min), Maximalwert (Max), Median, Mittelwert und Standardabweichung (s) aller Gruppen von Fuge 2 (in µm gemessen)


Untergruppe für Alpha = .05. Gruppen N 1

Gruppe V 8 82 Gruppe III 8 93 Gruppe IV 8 116 Gruppe II 8 123 Gruppe I 8 180 Signifikanz 0,069

Tab. 10.14: Tukey-HSD Test zum Vergleich der Fugenbreiten aller Gruppen für Fuge 2 (in µm)

Vergleich für Fuge 3: Min Max Median Mittelwert s Gruppe I Fuge 3 60 240 135 135 53 Gruppe II Fuge 3 30 150 75 82 44 Gruppe III Fuge 3 60 210 90 105 45 GruppeIV Fuge 3 50 180 120 118 52 Gruppe V Fuge 3 0 150 60 67 44 Gesamt 0 240 90 101 51


Anhand des Tukey-HSD Tests konnte kein signifikanter Unterschied zwischen den

Gruppen für Fuge 3 festgestellt werden (Tab. 10.16).

Untergruppe für Alpha = .05. Gruppen N 1

Gruppe V 8 67 Gruppe II 8 82 Gruppe III 8 105 Gruppe IV 8 118 Gruppe I 8 135 Signifikanz 0,059

Tab. 10.16: Tukey-HSD Test zum Vergleich der Fugenbreiten aller Gruppen für Fuge 3




Der Tukey-HSD Test ergab einen signifikanten Unterschied zwischen Gruppe I und

den Gruppen II, III, IV und V, sowie Gruppe V zu den Gruppen I, II, III und IV (Tab.

10.18). Gruppe V hat für Fuge 4 die geringste Fugenbreite und Gruppe I die höchste.

Untergruppe für Alpha = .05. Gruppen N 1 2 3

Gruppe V 8 52 Gruppe IV 8 116 Gruppe II 8 120 Gruppe III 8 127 Gruppe I 8 225 Signifikanz 1 0,983 1




Der Tukey-HSD Test ergab einen signifikanten Unterschied zwischen Gruppe I und

den Gruppen II, IV und V. (Tab. 10.20) Gruppe I hat für Fuge 5 von allen Gruppen die

höchste Fugenbreite.

Untergruppe für Alpha = .05. Gruppen N 1 2

Gruppe IV 8 78 Gruppe V 8 82 Gruppe II 8 105 Gruppe III 8 123 123 Gruppe I 8 191 Signifikanz 0,404 0,081



Vergleich für Fuge 6: Min Max Median Mittelwert s Gruppe I Fuge 6 90 240 150 146 49 Gruppe II Fuge 6 30 180 90 90 53 Gruppe III Fuge 6 30 210 105 105 53 Gruppe IV Fuge 6 60 180 105 116 40 Gruppe V Fuge 6 0 180 30 52 63 Gesamt 0 240 90 102 58

Tab. 10.21: Minimalwert (Min), Maximalwert (Max), Median, Mittelwert und Standardabweichung (s) aller Gruppen von Fuge 6

Der Tukey-HSD Test ergab einen signifikanten Unterschied zwischen den Gruppen I

und V. (Tab. 10.22) Gruppe V hat für Fuge 6 unter allen Gruppen die geringste Fu-

genbreite und Gruppe I die höchste.


Gruppe V 8 52 Gruppe II 8 90 90 Gruppe III 8 105 105 Gruppe IV 8 116 116 Gruppe I 8 146 Signifikanz 0,132 0,226


10.3 Gesamtfugenbreitenvergleich aller Fugen miteinander (1 - 6)


Fuge 3 40 101,7500

Fuge 6 40 102,0000

Fuge 1 40 105,0000

Fuge 5 40 116,2500

Fuge 2 40 119,2500

Fuge 4 40 128,2500

Signifikanz ,450

Tab. 10.23: Tukey-HSD Test zum Vergleich der gesamten Fugen miteinander (in µm)


10.4 Gesamtgruppenvergleich aller Gruppen miteinander (I - V)

Untergruppe für Alpha = .05. Gruppen N

1 2 3

Gruppe V 48 63,7500

Gruppe II 48 102,5000

Gruppe IV 48 104,1667

Gruppe III 48 115,0000

Gruppe I 48 174,3750

Signifikanz 1,000 ,799 1,000

Tab. 10.24: Tukey-HSD Test zum Vergleich der gesamten Gruppen miteinander (in µm)


10.5 Messdaten und Kraft-Weg-Diagramm der Proben jeder Gruppe nach dem Bruchbelastungstest in der Universalprüfmaschine

Bruchfestigkeit für Gruppe 1: Probe Bruchlast

1 2766,52 N

2 1816,57 N

3 2268,55 N

4 3279,7 N

5 3336 N

6 2910,51 N

7 2277,26 N

8 2795,25 N

Mittelwert 2681,29 N

Standardabweichung 526,56 N

Variationskoeffizient 19,64 %

Tab. 10.25: Bruchlastwerte, Mittelwert, Standardabweichung und Variationskoeffizient der Bruchbelastung der Proben bei Gruppe I (N = Newton)

0 1 2 3 40

1000

2000

3000

4000

Strecke in mm

Kra

ft in

N

Abb. 10.1: Kraft-Weg-Diagramm bei der Bruchbelastung für Gruppe I



1 2549,2 N

2 2117,58 N

3 1889,7 N

4 2130,26 N

5 2010,17 N

6 1955,41 N

7 2000,11 N

8 1717,39 N




Tab. 10.26: Bruchlastwerte, Mittelwert, Standardabweichung und Variationskoeffizient der Bruchbelastung der Proben bei Gruppe II (N = Newton)

0 1 2 3 40

1000

2000

3000

4000

Strecke in mm

Kra

ft in

N

Abb. 10.2: Kraft-Weg-Diagramm bei der Bruchbelastung für Gruppe II



1 3210,69 N

2 3437,44 N

3 2731,5 N

4 3457,52 N

5 3444,4 N

6 2131,02 N

7 2708,55 N

8 2508,43 N




Tab. 10.27: Bruchlastwerte, Mittelwert, Standardabweichung und Variationskoeffizient der Bruchbelastung der Proben bei Gruppe III (N = Newton)

0 1 2 3 40

1000

2000

3000

4000

Strecke in mm

Kra

ft in

N

Abb. 10.3: Kraft-Weg-Diagramm bei der Bruchbelastung für Gruppe III



1 2485,95 N

2 2265,47 N

3 2513,2 N

4 2521,2 N

5 2223,46 N

6 3316,92 N

7 682,07 N

8 2453,79 N




Tab. 10.28: Bruchlastwerte, Mittelwert, Standardabweichung und Variationskoeffizient der Bruchbelastung der Proben bei Gruppe IV (N = Newton)

0 1 2 3 40

1000

2000

3000

4000

Strecke in mm

Kra

ft in

N

Abb. 10.4: Kraft-Weg-Diagramm bei der Bruchbelastung für Gruppe IV



1 3734,47 N

2 2877,35 N

3 2917,37 N

4 3035,75 N

5 3409,24 N

6 1808,76 N

7 1277,57 N




Tab. 10.29: Bruchlastwerte, Mittelwert, Standardabweichung und Variationskoeffizient der Bruchbelastung der Proben bei Gruppe V (N = Newton)

0 1 2 3 40

1000

2000

3000

4000

Strecke in mm

Kra

ft in

N

Abb. 10.5: Kraft-Weg-Diagramm bei der Bruchbelastung für Gruppe V


10.6 Analyse der Bruchfestigkeit der Gruppen im Vergleich untereinander


Gruppe II 8 2046,23 Gruppe IV 8 2307,76 2307,76 Gruppe I 8 2681,30 2681,30 Gruppe V 7 2722,93 2722,93 Gruppe III 8 2953,69 Signifikanz 0,204 0,244

Tab. 10.30: Tukey-HSD Test zum Vergleich der Bruchfestigkeit zwischen den einzelnen Gruppen

119 11 Lebenslauf

11 Lebenslauf Angaben zur Person

Name Peemöller Vorname Andrea Geburtsdatum 18.10.1974 Geburtsort Hamburg Staatsangehörigkeit Deutsch

Schul-/Berufsausbildung

1981 - 1984 Städtische Grundschule Lippstadt-Hörste 1984 - 1985 Katholische Grundschule Stukenbrock 1985 - 1991 Städtisches Gymnasium Oerlinghausen 08.1991 - 06.1992 Mora High School, Minnesota, U.S.A. 31.05.1992 Abschluss: High-School-Bachelor 1992 - 1994 Städtisches Gymnasium Oerlinghausen 31.05.1994 Abschluss: Allgemeine Hochschulreife 1994 -1997 Ausbildung zur Zahntechnikerin in einem zahntechni-

schen Labor (Labor Krüger in Bielefeld) bis 31.03.1997 Berufliche Tätigkeit als Zahntechnikerin

(Labor Krüger in Bielefeld) 1997 - 2004 Studium der Zahnmedizin an der Albert- Ludwigs-Universität Freiburg im Breisgau 31.08.1998 Naturwissenschaftliche Vorprüfung 17.04.2000 Zahnärztliche Vorprüfung 06.02.2004 Abschluss: Staatsexamen Zahnmedizin 01.07.2004 – 30.06.2005 Tätigkeit als Assistenzzahnärztin in Konstanz 01.07.2005 – 30.06.2006 Tätigkeit als Assistenzzahnärztin in Ihringen Seit 15.07.2006 Tätigkeit als niedergelassene Zahnärztin in

Ihringen

120 12 Danksagung

12 Danksagung Frau PD Dr. Petra Hahn, Abteilung Poliklinik für Zahnerhaltungskunde und Parodonto-

logie der Albert-Ludwigs-Universität Freiburg, danke ich recht herzlich für die interes-

sante Themenstellung und das Ins-Leben-rufen dieser neuartigen Lückenversorgung,

für die Unterstützung und Betreuung meiner Arbeit sowie für das Vertrauen während

der gesamten Zeit und für die Erstellung des Erstgutachtens.

Ein herzlicher Dank gilt Prof. Dr. Dr. J.-E. Otten, Abteilung Poliklinik für Mund-, Kiefer-

und Gesichtschirurgie der Albert-Ludwigs-Universität Freiburg, für die freundliche Ü-

bernahme des Zweitgutachtens dieser Untersuchung.

Für die Betreuung der statistischen Auswertung danke ich Herrn Prof. Dr. J. Schulte

Mönting, Abteilung für Medizinische Biometrie und Statistik, Institut für Medizinische

Informatik der Albert-Ludwigs-Universität Freiburg.

Ein besonderer Dank gilt Herrn U. Wennemann (ZTM) für seine engagierte Unterstüt-

zung. Ich wünsche viel Erfolg mit „gapless®“.

Frau Feger danke ich recht herzlich für die Unterstützung bei der Literaturrecherche.

Mein ganz besonderer Dank gilt meinen Eltern, meinen Großeltern und meinen Freun-

den.

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Frakturfestigkeit von dreigliedrigen Slot-Brücken nach