Implantologie

Teil 2: Die Auswahl geeigneter Restaurationsmaterialien

Zirkonoxidimplantate – Entwicklungsstand und offene Fragen

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Im 1. Teil unserer Beitragsserie hatten wir festgehalten, dass die klinisch getesteten Zirkonoxidimplantate eine mindestens so hohe Überlebensrate haben wie Titanimplantate. Der klinische Erfolg der Implantation hängt aber nicht nur von der erfolgreichen Insertion und Osseointegration ab. Implantat und Restauration müssen immer als eine Einheit betrachtet werden und in der Kombination dauerhaft funktionieren. Deshalb stehen im 2. Teil unserer Beitragsserie die Restaurationsmaterialien im Fokus. Ausgehend von den klinischen Erfahrungen stellen wir unsere Gedanken und Untersuchungen zur prothetischen Versorgung von einteiligen Zirkonoxidimplantaten vor.

Ausgangslage

In der klinischen Studie mit dem Zirkonoxidimplantat ceramic. implant (Vita) an den Universitäten Freiburg und Zürich [2] (im Folgenden als klinische Studie „FR/ZH“ bezeichnet) wiesen verblendete Zirkonoxidkronen im Seitenzahnbereich nach 5 Jahren Beobachtungszeit zwar eine Überlebensrate von 97,5% auf (eine Restauration musste aufgrund einer ausgeprägten Verblendfraktur erneuert werden), aber bei 47,5% der nachuntersuchten Einzelkronen wurden in diesem Zeitraum meist kleinere, zum Teil aber auch nicht mehr auspolierbare Verblendfrakturen registriert (Abb. 1 und 2) [25-27].

  • Abb. 1: Verblendfraktur einer implantatgetragenen Krone regio 45 in der Studie „FR/ZH“.
  • Abb. 2: Kumulierte Fraktur- und Chipping-Rate von verblendeten Zirkonoxideinzelkronen auf einteiligen Zirkonoxidimplantaten in der Studie „FR/ZH“ [26].
  • Abb. 1: Verblendfraktur einer implantatgetragenen Krone regio 45 in der Studie „FR/ZH“.
    © J. Fischer, N. Rohr
  • Abb. 2: Kumulierte Fraktur- und Chipping-Rate von verblendeten Zirkonoxideinzelkronen auf einteiligen Zirkonoxidimplantaten in der Studie „FR/ZH“ [26].
    © J. Fischer, N. Rohr

In einer klinischen Untersuchung mit verblendeten Zirkonoxidkronen auf ZiUnite-Implantaten (Nobel Biocare) wurde ebenfalls nach 5 Jahren eine identische Chippingrate von 47% beobachtet [12]. Vom gleichen Autorenteam wurden in einer weiteren Studie monolithische IPS e.max CAD Lithiumdisilikat-Kronen (Ivoclar Vivadent) auf einteiligen Ziraldent-Implantaten (Metoxit) eingesetzt. Die Überlebensrate betrug nach 5 Jahren 100% [28]. Monolithische Restaurationen sind möglicherweise also erfolgreicher.

Von den vorstehend beschriebenen Beobachtungen ausgehend, haben wir verschiedene Materialien für monolithische Restaurationen auf einteiligen Zirkonoxidimplantaten im Labor evaluiert. Ziel war die Erarbeitung von Grundlagen für die Durchführung einer weiteren klinischen Studie, um den Effekt des Restaurationsmaterials auf den Langzeiterfolg des Implantates zu prüfen. Im Folgenden werden wir unsere Untersuchungen Schritt für Schritt vorstellen.

Eine Restauration besteht grundsätzlich aus 2 Komponenten: der Krone und dem Befestigungsmaterial. Deren Zusammenwirken muss geprüft werden, um eine ideale Restauration zu konzipieren. Deshalb wurden zunächst die Befestigungsmaterialien umfangreich überprüft. Die Resultate sind im folgenden Kapitel dargelegt.

Charakterisierung von Befestigungsmaterialien Komposit-Befestigungsmaterialien bestehen aus einer Kunstharzmatrix, in die Füller zur mechanischen Verstärkung und zur Reduktion der Polymerisationsschrumpfung eingebettet sind. Auffällig ist die starke Varianz in der Korngrößenverteilung (Abb. 3).

  • Abb. 3: Typische Gefüge dentaler Befestigungsmaterialien. Füller (hell) sind in eine Kunstharzmatrix (dunkel) eingebettet. a: Panavia V5 (Kuraray Noritake Dental).
  • Abb. 3: Typische Gefüge dentaler Befestigungsmaterialien. Füller (hell) sind in eine Kunstharzmatrix (dunkel) eingebettet. b: Panavia SA (Kuraray Noritake Dental).
  • Abb. 3: Typische Gefüge dentaler Befestigungsmaterialien. Füller (hell) sind in eine Kunstharzmatrix (dunkel) eingebettet. a: Panavia V5 (Kuraray Noritake Dental).
    © J. Fischer, N. Rohr
  • Abb. 3: Typische Gefüge dentaler Befestigungsmaterialien. Füller (hell) sind in eine Kunstharzmatrix (dunkel) eingebettet. b: Panavia SA (Kuraray Noritake Dental).
    © J. Fischer, N. Rohr

  • Abb. 3: Typische Gefüge dentaler Befestigungsmaterialien. Füller (hell) sind in eine Kunstharzmatrix (dunkel) eingebettet. c: Multilink Automix (Ivoclar Vivadent).
  • Abb. 3: Typische Gefüge dentaler Befestigungsmaterialien. Füller (hell) sind in eine Kunstharzmatrix (dunkel) eingebettet. d: Multilink SpeedCem (Ivoclar Vivadent).
  • Abb. 3: Typische Gefüge dentaler Befestigungsmaterialien. Füller (hell) sind in eine Kunstharzmatrix (dunkel) eingebettet. c: Multilink Automix (Ivoclar Vivadent).
    © J. Fischer, N. Rohr
  • Abb. 3: Typische Gefüge dentaler Befestigungsmaterialien. Füller (hell) sind in eine Kunstharzmatrix (dunkel) eingebettet. d: Multilink SpeedCem (Ivoclar Vivadent).
    © J. Fischer, N. Rohr

  • Abb. 3: Typische Gefüge dentaler Befestigungsmaterialien. Füller (hell) sind in eine Kunstharzmatrix (dunkel) eingebettet. e: RelyX Unicem 2 Automix (3M).
  • Abb. 3: Typische Gefüge dentaler Befestigungsmaterialien. Füller (hell) sind in eine Kunstharzmatrix (dunkel) eingebettet. f: Vita Adiva F-Cem (Vita).
  • Abb. 3: Typische Gefüge dentaler Befestigungsmaterialien. Füller (hell) sind in eine Kunstharzmatrix (dunkel) eingebettet. e: RelyX Unicem 2 Automix (3M).
    © J. Fischer, N. Rohr
  • Abb. 3: Typische Gefüge dentaler Befestigungsmaterialien. Füller (hell) sind in eine Kunstharzmatrix (dunkel) eingebettet. f: Vita Adiva F-Cem (Vita).
    © J. Fischer, N. Rohr

Parallel dazu streut auch der Füllergehalt je nach Produkt recht stark, wir haben Werte von 23 bis 64 Gew.-% gemessen [1]. Um die Befestigungsmaterialien vergleichend bewerten zu können, müssen das Polymerisationsverhalten, die Festigkeit, die Alterungsbeständigkeit, die Verbundfestigkeit zu den jeweiligen Substraten sowie die Bakterien- und Fibroblastenanlagerung geprüft werden.

Polymerisationsverhalten

Entscheidend für die zuverlässige Befestigung von Kronen auf einteiligen Zirkonoxidimplantaten ist zunächst einmal die vollständige Polymerisation der Befestigungsmaterialien. Deshalb haben wir uns den Polymerisationsverlauf verschiedener Befestigungsmaterialien genauer angeschaut. Um die klinische Anwendung zu vereinfachen, sollte das Material zu Beginn eine lange Verarbeitungszeit mit einer konstant niedrigen Viskosität aufweisen, um danach rasch zu polymerisieren.

Panavia V5 (Kuraray Noritake Dental) hat in diesem Punkt ein ideales Verhalten. Die Verarbeitungszeit beträgt bei Raumtemperatur 6 Minuten bei niedriger Polymerisationsrate. Darauf folgt ein steiler Anstieg der Viskosität, der ein Zeichen für eine rasch ablaufende Polymerisation ist (Abb. 4) [30].

  • Abb. 4: Zeitlicher Verlauf des Viskositätsanstiegs (hier als Verlustmodul) von Befestigungsmaterialien. Die Messung wurde 1 Minute nach Anmischbeginn gestartet. Blau: Panavia V5; grün: Panavia SA (beide Kuraray Noritake Dental); rot: Multilink SpeedCem (Ivoclar Vivadent) [30].
  • Abb. 4: Zeitlicher Verlauf des Viskositätsanstiegs (hier als Verlustmodul) von Befestigungsmaterialien. Die Messung wurde 1 Minute nach Anmischbeginn gestartet. Blau: Panavia V5; grün: Panavia SA (beide Kuraray Noritake Dental); rot: Multilink SpeedCem (Ivoclar Vivadent) [30].
    © J. Fischer, N. Rohr

Andere Materialien zeigten einen früheren Polymerisationsbeginn und einen flacheren Kurvenverlauf, sodass für das Anmischen und Einfüllen des Befestigungsmaterials weniger Zeit verbleibt und die Restauration nach dem Einsetzen eine längere Zeit stabilisiert werden muss. Die spezifischen Angaben der Hersteller sind deshalb unbedingt zu beachten. Die Polymerisation ist aber nach der kurzen Abbindezeit noch nicht abgeschlossen.

Mit Härtemessungen kann der weitere Verlauf der Polymerisation sehr gut verfolgt werden. Unsere Messungen an verschiedenen Befestigungsmaterialien haben gezeigt, dass die Polymerisation erst nach 24 Stunden vollständig erfolgt ist (Abb. 5) [4].

  • Abb. 5: Zeitlicher Verlauf der Härte verschiedener Befestigungsmaterialien nach Lagerung in Wasser bei 37 °C. Nach 24 Stunden ist bei allen Befestigungsmaterialien das Maximum der Härte erreicht. VL2: Variolink (Ivoclar Vivadent) 2; RUN: RelyX Unicem 2 Automix (3M); PDC: PermaFlo DC (Ultradent); DCM: DuoCem (Coltène) [4].
  • Abb. 5: Zeitlicher Verlauf der Härte verschiedener Befestigungsmaterialien nach Lagerung in Wasser bei 37 °C. Nach 24 Stunden ist bei allen Befestigungsmaterialien das Maximum der Härte erreicht. VL2: Variolink (Ivoclar Vivadent) 2; RUN: RelyX Unicem 2 Automix (3M); PDC: PermaFlo DC (Ultradent); DCM: DuoCem (Coltène) [4].
    © J. Fischer, N. Rohr

Die Proben wurden, um die Situation in der Mundhöhle zu simulieren, in Wasser bei 37 °C gelagert und nur zur Messung aus dem Wasserbad entfernt. Aus dieser Beobachtung kann bereits gefolgert werden, dass Proben zunächst 24 Stunden bei 37 °C in Wasser gelagert werden sollten, bevor Messungen durchgeführt werden, um die vollständige Polymerisation abzuwarten.

Wichtig ist weiterhin, wie stark die Schrumpfung ist, die durch die Polymerisation hervorgerufen wird. Eine starke Schrumpfung führt unweigerlich zu einer Spannung an der Verbundzone zwischen Befestigungsmaterial und Abutment bzw. Kroneninnenfläche, da beide Substrate im Verhältnis zum Befestigungsmaterial nur eine geringe Elastizität aufweisen. Die Polymerisationsschrumpfung betrug in unseren Untersuchungen bei frühzeitiger Lichthärtung – beginnend 1 Minute nach dem Anmischen – und einer Umgebungstemperatur von 37 °C überraschend einheitlich für die untersuchten Materialien zwischen 3,5 und 4 Vol.-% (Abb. 6) [23].

  • Abb 6: Zeitlicher Verlauf der Polymerisationsschrumpfung verschiedener Befestigungsmaterialien. Die Proben wurden 1 Minute nach Anmischbeginn lichtgehärtet. Die Schrumpfung beträgt zwischen 3,5 und 4,0%. MLA: Multilink Automix (Ivoclar Vivadent); MSC: Multilink SpeedCem (Ivoclar Vivadent); RUL: RelyX Ultimate (3M); RUN: RelyX Unicem 2 Automix (3M); PV5: Panavia V5 (Kuraray Noritake Dental); VAF: Vita Adiva F-Cem (Vita) [23].
  • Abb 6: Zeitlicher Verlauf der Polymerisationsschrumpfung verschiedener Befestigungsmaterialien. Die Proben wurden 1 Minute nach Anmischbeginn lichtgehärtet. Die Schrumpfung beträgt zwischen 3,5 und 4,0%. MLA: Multilink Automix (Ivoclar Vivadent); MSC: Multilink SpeedCem (Ivoclar Vivadent); RUL: RelyX Ultimate (3M); RUN: RelyX Unicem 2 Automix (3M); PV5: Panavia V5 (Kuraray Noritake Dental); VAF: Vita Adiva F-Cem (Vita) [23].
    © J. Fischer, N. Rohr

Durch die Lichthärtung wird die Struktur des Materials quasi eingefroren. Deshalb erfolgt trotz der noch weitere 24 Stunden ablaufenden Nachpolymerisation keine weitere Schrumpfung. Ein verzögerter Einsatz der Lichthärtung reduziert diesen Effekt naturgemäß, weil nun die Autopolymerisation in den ersten Minuten das Geschehen dominiert.

Der Effekt ist aber für die untersuchten Materialien vernachlässigbar, bei einer verzögert einsetzenden Lichthärtung bewegte die Schrumpfung sich im Bereich von 4 bis 6 Vol.-%. Bei einer reinen Autopolymerisation lagen die Werte der Polymerisationsschrumpfung im gleichen Rahmen. Es ist also beruhigend zu sehen, dass die Lichthärtung auf die Polymerisationsschrumpfung keinen nennenswerten Einfluss hat und deshalb unter diesem Aspekt nicht zwingend ist.

Die Beobachtung ist wichtig für die Befestigung einer Restauration auf dem einteiligen Zirkonoxidimplantat, denn eine Lichthärtung wird nicht in allen Bereichen möglich sein.

Unser Fazit

  • Der Polymerisationsverlauf der Befestigungsmaterialien ist produktspezifisch.
  • Die Polymerisation der Befestigungsmaterialien ist 24 Stunden nach dem Anmischen beendet.
  • Die gängigen Befestigungsmaterialien zeigen eine geringe Polymerisationsschrumpfung in der Größenordnung von 4 bis 6 Vol.-%.
  • Die Polymerisationsschrumpfung der Befestigungsmaterialien ist praktisch unabhängig vom Aushärtungsmodus.

Festigkeit

Die übliche Prüfmethode für die Festigkeit von spröden Werkstoffen wie den Befestigungsmaterialien ist die Biegefestigkeitsprüfung. Das Messprinzip ist in der Dentalnorm ISO 4049 definiert.

Prüfkörper der Befestigungsmaterialien mit den Dimensionen 25 x 2 x 2 mm werden dazu auf 2 Auflager mit einem Abstand von 20 mm gelegt und in der Mitte von oben bis zum Bruch belastet (Abb. 7). Auf der Unterseite des belasteten Prüfkörpers entsteht eine Zugspannung, die zum Bruch des Prüfkörpers führt.

  • Abb. 7: Schematische Darstellung der Biegefestigkeitsprüfung.
  • Abb. 7: Schematische Darstellung der Biegefestigkeitsprüfung.
    © J. Fischer, N. Rohr

Die Biegezugfestigkeit (?) ergibt sich aus der Kraft beim Bruch (F), dem Auflagenabstand (l) sowie der Breite (b) und Höhe (h) der Prüfkörper (? = 3Fl/2bh2). Wir haben die Biegefestigkeit an 7 verschiedenen Befestigungsmaterialien geprüft, 4 volladhäsiven Komposit-Befestigungsmaterialien und 3 selbstadhäsiven Befestigungsmaterialien [5]. Nach Dualhärtung und Wasserlagerung über 24 Stunden bei 37 °C zwecks vollständiger Polymerisation lagen die Werte aller 7 Befestigungsmaterialien im Bereich von 95 bis 152 MPa.

Autopolymerisation führte bei 6 der 7 geprüften Produkte zu niedrigeren Werten im Bereich von 78 bis 119 MPa. Wir haben aber im weiteren Verlauf unserer Untersuchungen festgestellt, dass die Biegefestigkeit nicht der ausschlaggebende Faktor für eine erfolgreiche Restauration einteiliger Zirkonoxidimplantate ist. Deshalb ist der Vorteil der Dualhärtung hier nicht entscheidend. Die Biegefestigkeit ist aber ein guter Parameter, um Alterungseffekte nachzuweisen.

Leider ist die Herstellung der Prüfkörper zur Bestimmung der Biegefestigkeit sehr aufwendig und fehleranfällig, da verwindungsfreie und sehr maßhaltige Prüfkörper hergestellt werden müssen. Insofern ist die Prüfmethode sehr anspruchsvoll.

Für unsere geplanten umfangreichen Untersuchungen war eine robustere Prüfmethode wünschenswert. In der Zementindustrie wird häufig der sogenannte Spaltzugversuch eingesetzt, weil die Prüfkörperherstellung sehr einfach und die Parallelität der Oberflächen nicht ganz so entscheidend ist wie beim Biegeversuch.

Das Prinzip ist die zerstörende Belastung eines auf der Mantelfläche liegenden zylindrischen Prüfkörpers (Abb. 8). Wir haben zylindrische Prüfkörper mit Abmessungen von 3 mm in Höhe und Durchmesser verwendet. Die Festigkeit (?) ergibt sich aus der Kraft beim Bruch (F) sowie Kreisumfang (?*d) und Höhe (h) des Prüfkörpers (? = 2F/?dh).

  • Abb. 8: Schematische Darstellung der Spaltzugfestigkeitsprüfung.
  • Abb. 8: Schematische Darstellung der Spaltzugfestigkeitsprüfung.
    © J. Fischer, N. Rohr

Diagonal zur Belastungsrichtung entstehen Zugspannungen die zur Spaltung des Prüfkörpers führen, daher der Name „Spaltzugversuch“ für diese Prüfmethode. Aufgrund der Ausrichtung der Hauptspannung findet sich oft auch der Begriff „diametraler Zugversuch“. Eine Gegenüberstellung der Messresultate von Biegeversuch und Spaltzugversuch ergab, dass die beiden Prüfmethoden im unteren und mittleren Festigkeitsbereich sehr gut korrelieren, bei hohen Festigkeitswerten war der Spaltzugversuch allerdings nicht mehr so sensibel wie der Biegeversuch (Abb. 9) [5].

  • Abb. 9: Korrelation zwischen der Biegefestigkeit und der Spaltzugfestigkeit [5].
  • Abb. 9: Korrelation zwischen der Biegefestigkeit und der Spaltzugfestigkeit [5].
    © J. Fischer, N. Rohr

Das liegt daran, dass bei der Biegefestigkeitsprüfung der Oberflächenzustand eine große Rolle spielt, während beim Spaltzugversuch die Volumenfestigkeit stärker zum Tragen kommt. Auch die Unterschiede zwischen Autopolymerisation und Dualhärtung waren mit dem Spaltzugversuch nicht so deutlich erkennbar wie mit dem Biegeversuch.

Es ist also sinnvoll, in der Norm den Biegeversuch vorzuschreiben. Für Screening-Versuche, die die Erarbeitung großer Datenmengen erfordern, ist die Übereinstimmung zwischen Spaltzugversuch und Biegeversuch aber ausreichend, sodass der Spaltzugversuch als rationelles Prüfverfahren seine Berechtigung hat.

Da wir für unsere Untersuchungen Tausende von Prüfkörpern aus den verschiedensten Befestigungsmaterialien herstellen wollten, haben wir uns trotz der genannten Einschränkungen für den Spaltzugversuch als Testmethode entschieden. In einem weiteren Schritt wurde die Druckfestigkeit der Befestigungsmaterialien gemessen. Dafür können die gleichen Prüfkörper wie bei der Spaltzugfestigkeit verwendet werden, allerdings werden die Zylinder nun in Richtung der Zylinderachse bis zum Bruch belastet (Abb. 10).

  • links: Abb. 8: Schematische Darstellung der Spaltzugfestigkeitsprüfung. rechts: Abb.10: Schematische Darstellung der Druckfestigkeitsprüfung.
  • links: Abb. 8: Schematische Darstellung der Spaltzugfestigkeitsprüfung. rechts: Abb.10: Schematische Darstellung der Druckfestigkeitsprüfung.
    © J. Fischer, N. Rohr

Die Druckfestigkeit (?) ergibt sich aus der Kraft bei Bruch (F) sowie der Querschnittsfläche (?*r2) des Prüfkörpers (? = F/?r2). Die Verwendung gleicher Prüfkörper für 2 verschiedene Messmethoden bedeutet eine deutliche Rationalisierung des Prüfaufwandes. Nach 24 Stunden Wasserlagerung fand sich eine gewisse lineare Korrelation zwischen der Spaltzugfestigkeit und der Druckfestigkeit, sowohl nach reiner Autopolymerisation als auch nach Dualhärtung (Abb. 11) [19].

  • Abb. 11: Korrelation zwischen der Spaltzugfestigkeit und der Druckfestigkeit von Befestigungsmaterialien nach 24 Stunden Wasserlagerung bei 37 °C [19].
  • Abb. 11: Korrelation zwischen der Spaltzugfestigkeit und der Druckfestigkeit von Befestigungsmaterialien nach 24 Stunden Wasserlagerung bei 37 °C [19].
    © J. Fischer, N. Rohr

Ein weitergehender Versuch zur Vereinfachung der mechanischen Prüfung unter Verwendung der Martenshärte ist leider gescheitert [4]. Es gab lediglich produktspezifisch eine lineare Korrelation der Härte zur Spaltzugfestigkeit, nicht aber über die Gesamtheit aller Messungen.

Unser Fazit

  • Die gängigen Befestigungsmaterialien zeigen hohe Biegefestigkeiten.
  • Eine reine Autopolymerisation kann im Vergleich mit der Dualhärtung zu niedrigeren Biegefestigkeiten führen.
  • Die Spaltzugfestigkeit ist eine geeignete Methode, um umfangreiche Prüfserien mit einem vertretbaren Aufwand zu bewältigen.
  • Nach Dualhärtung und 24 Stunden Wasserlagerung bei 37 °C korrelieren Spaltzugfestigkeit und Druckfestigkeit der Befestigungsmaterialien.

Alterung

Im klinischen Einsatz sind die Befestigungsmaterialien dem Speichel und thermischen Wechsellasten durch heiße und kalte Speisen ausgesetzt. Es ist bekannt, dass es bei Kontakt mit Wasser, insbesondere in Kombination mit thermischen Wechsellasten, in der Kunstharzmatrix der Komposit-Befestigungsmaterialien einerseits zur Wasseraufnahme und andererseits zum Herauslösen niedermolekularer Substanzen kommt [7]. Dadurch werden chemische Bindungen getrennt, die Struktur gestört und die Gesamtfestigkeit reduziert.

Dies kann an den Grenzflächen zwischen den als Füllern eingesetzten Glas- und Oxidpartikeln und der Kunstharzmatrix oder in der Kunstharzmatrix selbst erfolgen. Entscheidend ist neben der chemischen Löslichkeit des Befestigungsmaterials auch die Tendenz zur Wasseraufnahme. Diese beiden Eigenschaften werden mittels Wassereinlagerung gemäß ISO 4049 geprüft.

Unsere Untersuchungen [13] haben gezeigt, dass die Tendenz zur Wasseraufnahme der Materialien mittels Wassereinlagerung gemäß der Norm sehr gut ermittelt werden kann. Die Prüfkörper wurden dualgehärtet, dann zunächst bis zur Gewichtskonstanz getrocknet, 7 Tage in Wasser bei 37 °C eingelagert, nach der Wassereinlagerung vorsichtig oberflächlich getrocknet und erneut gewogen. Die Gewichtszunahme gibt die Wassermenge an, die aufgenommen wurde.

Streng genommen müsste das Gewicht der in Lösung gegangenen Substanzen addiert werden. Der Normversuch zur Bestimmung der Löslichkeit der Materialien ist allerdings nicht zuverlässig. Er sieht vor, dass die Proben nach der Bestimmung der Wasseraufnahme wieder bis zur Gewichtskonstanz getrocknet werden und der dann messbare Gewichtsverlust gegenüber dem Ausgangsgewicht vor der Wasserlagerung die Menge an herausgelösten Substanzen angibt.

Befestigungsmaterialien mit hydrophilen Verbindungen, wie zum Beispiel selbstadhäsive Befestigungsmaterialien, binden allerdings dauerhaft Wasser und zeigen dadurch sogar eine Gewichtszunahme. Deshalb kann die Gewichtsveränderung nicht interpretiert werden, es müsste aufwendige Analytik eingesetzt werden. Da die aufgenommene Wassermenge gewichtsmäßig ungefähr das Zehnfache der in Lösung gegangenen Substanzen ausmacht, kann die Korrektur durch die Löslichkeit für die Bestimmung der Wasseraufnahme vernachlässigt werden.

Wir haben bei autopolymerisierten und dualgehärteten Proben die Wasseraufnahme auch nach Thermolastwechsel gemessen. Das Thermocycling verstärkt die Wasseraufnahme. Relativ zueinander zeigen die verschiedenen Materialien aber das gleiche Bild wie nach einer reinen Wasserlagerung, wenn auch mit leicht erhöhten Werten, sodass ein Thermocycling nicht zwingend durchgeführt werden muss.

Nach Dualhärtung ist die Wasseraufnahme bei manchen Befestigungsmaterialien etwas geringer als nach Autopolymerisation. Die Unterschiede sind aber so unbedeutend, dass eine Dualhärtung in Bezug auf die Wasseraufnahme nicht zwingend erscheint. Panavia V5 (Kuraray Noritake Dental) zeigte eine deutlich geringere Wasseraufnahme als die übrigen untersuchten Befestigungsmaterialien.

Es stellte sich uns zudem die Frage, welchen Einfluss die Wasseraufnahme auf die Festigkeit der Befestigungsmaterialien hat. Dazu wurden mittels Spaltzugversuch exemplarisch die Festigkeitswerte des Befestigungsmaterials Panavia F 2.0 (Kuraray Noritake Dental) nach Lagerung an der Luft bei 25 °C, nach Wasserlagerung bei 37 °C, nach Thermolastwechsel (Lastwechsel 5 °C/55 °C, Zyklusdauer 1 Minute), sowie Thermolastwechsel nach einem Tag Wasserlagerung bei 37 °C jeweils mit einer Dauer von bis zu 64 Tagen ermittelt [3]. Es zeigte sich, dass es sinnvoll ist, die Proben zunächst einen Tag im Wasserbad bei 37 °C polymerisieren zu lassen und dann erst den Thermolastwechsel zu starten, da die Proben sonst frühzeitig zu stark geschädigt werden.

Das deckt sich mit der oben bereits erwähnten Erkenntnis, dass selbst nach Dualhärtung in den ersten 24 Stunden noch eine Nachpolymerisation erfolgt. Die eintägige Lagerung entspricht auch der klinischen Realität: Nach der Befestigung wird die Restauration nicht gleich einem im Minutenrhythmus stattfindenden Temperaturwechsel von 5 °C/55 °C ausgesetzt. Der laborseitig durchgeführte Thermolastwechsel ist schließlich eine zeitlich komprimierte Simulation der Alterung.

Die Spaltzugfestigkeit nahm bei dualgehärteten Proben von Panavia F 2.0 (Kuraray Noritake Dental) innerhalb von 4 Tagen mit Thermolastwechsel um 16% ab und blieb dann konstant (Abb. 12). Aus diesen Ergebnissen konnte das Prüfregime für die Alterung abgeleitet werden.

  • Abb. 12: Spaltzugfestigkeit von Panavia F 2.0 (Kuraray Noritake Dental) nach Thermolastwechsel. Zeitpunkt 0: Start Thermolastwechsel nach 1 Tag Wasserlagerung bei 37 °C [3].
  • Abb. 12: Spaltzugfestigkeit von Panavia F 2.0 (Kuraray Noritake Dental) nach Thermolastwechsel. Zeitpunkt 0: Start Thermolastwechsel nach 1 Tag Wasserlagerung bei 37 °C [3].
    © J. Fischer, N. Rohr

Die Prüfkörper werden zunächst 1 Tag zwecks vollständiger Polymerisation bei 37 °C in Wasser gelagert und anschließend einem Thermolastwechsel unterworfen. 7 Tage Thermolastwechsel (= 10.000 Lastwechsel) nach der eintägigen Wasserlagerung sind bereits völlig ausreichend für eine klare Aussage bezüglich des Alterungsverhaltens.

Im Rahmen dieser Tests wurde auch der Unterschied zwischen der Dualhärtung und der Autopolymerisation auf die Alterung untersucht. Es ergab sich für Panavia F 2.0 (Kuraray Noritake Dental) kein Unterschied zwischen beiden Aushärtungsmethoden.

Der Effekt des Thermolastwechsels wurde daraufhin bei verschiedenen Befestigungsmaterialien im Spaltzugversuch und im Druckversuch überprüft [19]. Die anfängliche, bereits oben beschriebene lineare Korrelation zwischen der Spaltzugfestigkeit und der Druckfestigkeit bestand nach dem Thermolastwechsel nicht mehr, da die Druckfestigkeit durch die Alterung nicht beeinträchtigt wurde, wohl aber die Spaltzugfestigkeit (Abb. 13). Diese Beobachtung ist damit erklärbar, dass die Spaltzugfestigkeit eher durch Oberflächeneffekte beeinflusst wird, wie sie beispielsweise durch Thermolastwechsel im Wasserbad hervorgerufen werden.

  • Abb. 13: Korrelation zwischen der Spaltzugfestigkeit und der Druckfestigkeit von Befestigungsmaterialien nach Thermolastwechsel (20.000 Zyklen = 14 Tage Laufzeit; 5 °C / 55 °C; Zyklusdauer 1 Minute) [19].
  • Abb. 13: Korrelation zwischen der Spaltzugfestigkeit und der Druckfestigkeit von Befestigungsmaterialien nach Thermolastwechsel (20.000 Zyklen = 14 Tage Laufzeit; 5 °C / 55 °C; Zyklusdauer 1 Minute) [19].
    © J. Fischer, N. Rohr

Die Druckfestigkeit dagegen ist durch die Volumenfestigkeit bestimmt. Ein wesentlicher Unterschied zwischen Dualhärtung und Autopolymerisation konnte auch in dieser Versuchsreihe nicht gefunden werden.

Unser Fazit

  • Eine künstliche Alterung der Befestigungsmaterialien kann nach Wasserlagerung der Prüfkörper über 24 Stunden bei 37 °C mit 10.000 Thermolastwechseln (5 °C/55 °C, Zyklendauer 1 Minute) durchgeführt werden.
  • Durch den Thermolastwechsel wird die Spaltzugfestigkeit der Befestigungsmaterialien reduziert, die Druckfestigkeit verändert sich nicht.
  • Die Alterung der Befestigungsmaterialien ist unabhängig vom Aushärtungsmodus.

Verbundfestigkeit

Neben den intrinsischen Materialeigenschaften ist die Verbundfestigkeit des Befestigungsmaterials zum Implantat-Abutment und zur Krone entscheidend für den Langzeiterfolg der Restauration. Ein bereits früher vorgestellter Verbundtest (wegen der Erarbeitung und Optimierung an den 3 schweizerischen Universitäten Basel, Bern und Zürich „Swiss Shear Test“ genannt) [9,10] wurde vergleichend zum Normtest nach ISO 29022 geprüft, dies auf verschiedenen Materialien einschließlich Zirkonoxid [11]. Im Normtest wird mittels Schablone ein Zylinder aus Befestigungsmaterial auf dem Substrat geformt, die Schablone dann abgezogen und der Zylinder abgeschert.

Beim Swiss Shear Test wird eine Metallhülse (für die Autopolymerisation) oder eine Plexiglashülse (für die Dualhärtung) auf das Substrat gepresst und von oben mit Befestigungsmaterial gefüllt, was anschließend mit einer Madenschraube als Stempel verdichtet wird. Das Abscheren erfolgt dann mit der Hülse, sodass immer eine gleiche Kraftverteilung vorliegt und die Verbundzone immer zentrisch belastet wird (Abb. 14). Bei adhäsiven Frakturen zwischen Substrat und Befestigungsmaterial gab es eine klare lineare Korrelation zwischen den Scherverbundfestigkeitswerten beider Prüfmethoden.

  • Abb. 14: Versuchsaufbau zur Messung der Scherverbundfestigkeit. a: auf dem Substrat befestigter Plexiglaszylinder wird mit dem Befestigungsmaterial gefüllt.
  • Abb. 14: Versuchsaufbau zur Messung der Scherverbundfestigkeit. b: das Befestigungsmaterial im Zylinder wird mit einer Madenschraube verdichtet.
  • Abb. 14: Versuchsaufbau zur Messung der Scherverbundfestigkeit. a: auf dem Substrat befestigter Plexiglaszylinder wird mit dem Befestigungsmaterial gefüllt.
    © J. Fischer, N. Rohr
  • Abb. 14: Versuchsaufbau zur Messung der Scherverbundfestigkeit. b: das Befestigungsmaterial im Zylinder wird mit einer Madenschraube verdichtet.
    © J. Fischer, N. Rohr

Bei kohäsiven Brüchen im Restaurationsmaterial stimmte die Korrelation nicht mehr so ganz, aber in diesem Fall wird ja auch die Festigkeiten des Restaurationsmaterials und nicht die des Verbundes gemessen. Es wurden polierte und geätzte Oberflächen der polymerinfiltrierten Keramik Vita Enamic (Vita), der Feldspatkeramik Vitablocs Mark II (Vita) und der Lithiumsilikatkeramik Vita Suprinity (Vita) sowie polierte und sandgestrahlte Oberflächen des Zirkonoxids Vita YZ-T (Vita) geprüft. Als Befestigungsmaterialien kamen die konventionellen Systeme Maxcem Elite (Kerr) und PermaFlo DC (Ultradent) sowie das selbstadhäsive Befestigungsmaterial RelyX Unicem 2 Automix (3M) zum Einsatz.

Auf den 3 Silikatkeramiken wurde Silan appliziert. Bei Zirkonoxid wurde kein Primer verwendet. Alle Proben wurden dualgehärtet. Selbst auf den polierten Oberflächen kam es mit allen 3 Befestigungsmaterialien auf allen Substraten zu geringen, aber noch messbaren Verbundfestigkeiten, woraus geschlossen werden kann, dass es einen chemischen Verbund zwischen den Befestigungsmaterialien und den Substratoberflächen gegeben hat.

Da selbst auf polierten Oberflächen der silikatischen Keramiken noch Verbundfestigkeiten zu messen waren, stellte sich die Frage, wie lange geätzt werden muss und auch darf, um die höchste Verbundfestigkeit zu erreichen. Um dies zu ermitteln, wurde neben den 3 vorgenannten silikatischen Keramiken nun auch die Lithiumdisilikatkeramik IPS e.max CAD (Ivoclar Vivadent) einbezogen (Abb. 15). Als Befestigungsmaterialien kamen die 2 konventionellen Systeme Panavia V5 (Kuraray Noritake Dental) und Vita Adiva F-Cem (Vita) sowie die 2 selbstadhäsiven Befestigungsmaterialien RelyX Unicem 2 Automix (3M) und Vita Adiva S-Cem (Vita) zum Einsatz [29].

  • Abb. 15: Ätzmuster von Restaurationsmaterialien nach Ätzung über 30 Sekunden mit 5%iger HF. a: Vitablocs Mark II (Vita).
  • Abb. 15: Ätzmuster von Restaurationsmaterialien nach Ätzung über 30 Sekunden mit 5%iger HF. b: Vita Enamic (Vita).
  • Abb. 15: Ätzmuster von Restaurationsmaterialien nach Ätzung über 30 Sekunden mit 5%iger HF. a: Vitablocs Mark II (Vita).
    © J. Fischer, N. Rohr
  • Abb. 15: Ätzmuster von Restaurationsmaterialien nach Ätzung über 30 Sekunden mit 5%iger HF. b: Vita Enamic (Vita).
    © J. Fischer, N. Rohr

  • Abb. 15: Ätzmuster von Restaurationsmaterialien nach Ätzung über 30 Sekunden mit 5%iger HF. c: IPS e.maxCAD (Ivoclar Vivadent).
  • Abb. 15: Ätzmuster von Restaurationsmaterialien nach Ätzung über 30 Sekunden mit 5%iger HF. d: Vita Suprinity (Vita) [29].
  • Abb. 15: Ätzmuster von Restaurationsmaterialien nach Ätzung über 30 Sekunden mit 5%iger HF. c: IPS e.maxCAD (Ivoclar Vivadent).
    © J. Fischer, N. Rohr
  • Abb. 15: Ätzmuster von Restaurationsmaterialien nach Ätzung über 30 Sekunden mit 5%iger HF. d: Vita Suprinity (Vita) [29].
    © J. Fischer, N. Rohr

Das zugehörige Silan wurde appliziert und die Proben wurden dualgehärtet. Die Versuche wurden nach einer Wasserlagerung der Prüfkörper von einem Tag bei 37 °C durchgeführt, eine simulierte Alterung war zu diesem Zeitpunkt noch nicht vorgesehen. Zudem wurde die Versuchsserie mit zwei unterschiedlich konzentrierten Ätzgels durchgeführt: Vita Ceramics Etch (Vita) mit 5% HF und Ultradent Porcelain Etch (Ultradent) mit 9% HF. Da weder ein Unterschied zwischen den geprüften Substraten noch zwischen den unterschiedlichen HF-Konzentrationen gefunden wurde, konnten die Daten für die einzelnen Befestigungsmaterialien gepoolt werden.

Die beiden konventionellen Befestigungsmaterialien zeigten gleich hohe Verbundfestigkeiten bei einer optimalen Ätzzeit von 30 Sekunden, bei längeren Ätzzeiten gab es eine geringe, aber unkritische Abnahme der Verbundfestigkeiten (Abb. 16). Die selbstadhäsiven Befestigungsmaterialien lieferten bereits nach 5 Sekunden Ätzzeit die höchste Verbundfestigkeit, längere Ätzzeiten bis zu 60 Sekunden führten aber nicht zu einer Reduktion der Verbundfestigkeiten. RelyX Unicem 2 Automix (3M) erreichte die hohen Verbundfestigkeitswerte der konventionellen Befestigungsmaterialien, Vita Adiva S-Cem (Vita) lieferte nur halb so hohe Werte und konnte damit nicht weiter berücksichtigt werden.

  • Abb. 16: Verbundfestigkeiten verschiedener Befestigungsmaterialien in Abhängigkeit von der Ätzzeit. RUN: RelyX Unicem 2 Automix (3M); PV5: Panavia V5 (Kuraray Noritake Dental); VAS: Vita Adiva S-Cem (Vita); VAF: Vita Adiva F-Cem (Vita). Gepoolte Daten auf den Substraten Vita Enamic, Vitablocs Mark II, Vita Suprinity (alle Vita), IPS e.max CAD (Ivoclar Vivadent) und unter Verwendung von 5%iger und 9%iger HF [29].
  • Abb. 16: Verbundfestigkeiten verschiedener Befestigungsmaterialien in Abhängigkeit von der Ätzzeit. RUN: RelyX Unicem 2 Automix (3M); PV5: Panavia V5 (Kuraray Noritake Dental); VAS: Vita Adiva S-Cem (Vita); VAF: Vita Adiva F-Cem (Vita). Gepoolte Daten auf den Substraten Vita Enamic, Vitablocs Mark II, Vita Suprinity (alle Vita), IPS e.max CAD (Ivoclar Vivadent) und unter Verwendung von 5%iger und 9%iger HF [29].
    © J. Fischer, N. Rohr

Mittels Abzugsversuchen wurde die Retentionskraft von auf den einteiligen Zirkonoxidimplantaten ceramic.implant (Vita) befestigten Kronen aus polymerinfiltrierter Keramik geprüft [17]. Parallel wurde die Verbundfestigkeit des Befestigungsmaterials zum Zirkonoxid auch im Scherverbundtest gemessen. Bis zu einer Verbundfestigkeit von 5,3 MPa lag die Retentionskraft zwischen 200 und 300 N, was für einen sicheren klinischen Einsatz ausreichend hoch ist.

Beim Abzug haben sich die Restaurationen einschließlich der Zementschicht vom Abutment gelöst. Zu bedenken ist natürlich, dass dies initiale Daten nach 24 Stunden Wasserlagerung sind. Eine künstliche Alterung wurde zu diesem Zeitpunkt noch nicht durchgeführt, denn die Alterung mittels Kausimulation und Thermolastwechsel ist sehr aufwendig, sodass wir diese Prüfung nur für die definitiv ausgewählten Materialkombinationen vorgesehen hatten. Höhere Verbundfestigkeiten bis 10,6 MPa und damit verbunden auch höhere Retentionskräfte bis 600 N wurden mit den MDP-haltigen Befestigungsmaterialien Panavia F 2.0, Panavia SA und Panavia 21 (alle Kuraray Noritake Dental) erzielt.

Beim Abzugsversuch sind in diesen Fällen die Kronen zerbrochen und Fragmente der Restauration am Abutment verblieben (Abb. 17). Die Retention von Kronen auf den einteiligen Zirkonoxidimplantaten stellt also grundsätzlich kein Problem dar.

  • Abb. 17: Kronenfraktur nach Abzugsversuch. Die Krone wurde mit Panavia F 2.0 (Kuraray Noritake Dental) auf dem Abutment befestigt.
  • Abb. 17: Kronenfraktur nach Abzugsversuch. Die Krone wurde mit Panavia F 2.0 (Kuraray Noritake Dental) auf dem Abutment befestigt.
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Unser Fazit

  • Silikatische Keramiken sollten etwa 30 Sekunden geätzt werden, um eine hohe Verbundfestigkeit zu erzielen. Die Ätzzeit kann aber ohne größere Einbußen in der Verbundfestigkeit zwischen 10 Sekunden und 60 Sekunden variieren.
  • Die Konzentration des Ätzgels (5% HF oder 9% HF) hat keinen Einfluss auf die Verbundfestigkeit zwischen Restaurationsmaterial und Befestigungsmaterial.
  • Sowohl mit volladhäsiven als auch mit selbstadhäsiven Komposit-Befestigungsmaterialien kann initial eine ausreichend hohe Retention von Kronen auf Abutments einteiliger Zirkonoxidimplantate erzielt werden.

Bakterienanlagerung

Bei einteiligen Zirkonoxidimplantaten ist – anders als bei zweiteiligen Implantaten – eine Revision der periimplantären Region nicht möglich, da die Restauration irreversibel befestigt ist. Deshalb ist es wichtig, dass die Neigung zur Bakterienanlagerung bei den verwendeten Werkstoffen gering ist. Unsere Untersuchungen zur Ausbildung eines Biofilms auf Befestigungsmaterialien (Abb. 18) zeigten eine eindeutige Korrelation zwischen der Oberflächenrauheit und der Menge an angelagerten Bakterien.

  • Abb. 18: Bakterienbesiedlung auf verschiedenen Befestigungsmaterialien. a: RelyX Ultimate (3M).
  • Abb. 18: Bakterienbesiedlung auf verschiedenen Befestigungsmaterialien. b: RelyX Unicem (3M).
  • Abb. 18: Bakterienbesiedlung auf verschiedenen Befestigungsmaterialien. a: RelyX Ultimate (3M).
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  • Abb. 18: Bakterienbesiedlung auf verschiedenen Befestigungsmaterialien. b: RelyX Unicem (3M).
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  • Abb. 18: Bakterienbesiedlung auf verschiedenen Befestigungsmaterialien. c: Vita Adiva F-Cem (Vita) [1].
  • Abb. 18: Bakterienbesiedlung auf verschiedenen Befestigungsmaterialien. c: Vita Adiva F-Cem (Vita) [1].
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Hochglanzpolierte Oberflächen sind in Bezug auf die Bakterienanlagerung offensichtlich unkritisch. Spuren von Kupfer in den Befestigungsmaterialien wie beispielsweise bei Multilink Automix (Ivoclar Vivadent), Panavia V5 und Panavia SA plus (beide Kuraray Noritake Dental) haben zusätzlich eine bakterizide Wirkung [8]. Überraschend deutlich hat sich gezeigt, dass Materialien mit einem hohen Kunstharzanteil eine geringere Tendenz zur Bakterienanlagerung aufwiesen.

Die Menge an gebildeten Bakterien korrelierte mit dem polaren Anteil der freien Oberflächenenergie, der bei einem hohen Kunstharzanteil geringer ist als bei einem hohen Fülleranteil [1]. Wichtig wäre also eine gute Politur des Zementspaltes (das gilt natürlich nicht nur beim Befestigen von Restaurationen auf einteiligen Implantaten).

Weil der Kronenrand aber nicht zugänglich ist, kann ein geringer Gehalt an Kupfer im Befestigungsmaterial dazu beitragen, die Bakterien fernzuhalten. Allerdings wird hier noch einmal deutlich, dass ein Überschuss an Befestigungsmaterial unbedingt vermieden werden muss. Wir werden im 3. Teil unserer Beitragsserie dazu eine Lösung vorstellen.

Unser Fazit

  • Die Biofilmbildung wird durch eine raue Oberfläche des Befestigungsmaterials begünstigt.
  • Ein höherer Kunstharzanteil im Befestigungsmaterial reduziert die Bakterienadhäsion.
  • Kupfer im Befestigungsmaterial reduziert die Bakterienadhäsion.

Fibroblastenanlagerung

Weil der Kronenrand bei einteiligen Implantaten im Allgemeinen deutlich submukosal liegt, stellt sich auch die Frage, wie die Schleimhaut auf die jeweiligen Befestigungsmaterialien reagiert. Der Metabolismus von humanen gingivalen Fibroblasten wurde durch die Kultivierung auf verschiedenen Befestigungsmaterialien nicht in einem toxischen Ausmaß beeinträchtigt, die relative Zellviabilität lag im Vergleich zur Kontrolle bei fast 90% [16].

Es zeigte sich weiterhin, dass die Fibroblasten im Gegensatz zu den Bakterien eine glatte Oberfläche bevorzugen. Auf polierten Oberflächen breiteten die Zellen sich in allen Raumrichtungen aus, lagerten sich dabei dicht an der Oberfläche an und bildeten Filopodien aus, während sie sich auf raueren Oberflächen entlang von Schleifrillen orientieren (Abb. 19). Ein rauer Überschuss an Befestigungsmaterial könnte also das bindegewebige Attachment stören.

  • Abb. 19: Anlagerung von Fibroblasten auf unterschiedlich rauen Oberflächen von Multilink Automix. a: Oberflächenbearbeitung mit 400er Schleifpapier (grob), deutlich zu erkennen ist die Orientierung der Fibroblasten entlang der Schleifrillen.
  • Abb. 19: Anlagerung von Fibroblasten auf unterschiedlich rauen Oberflächen von Multilink Automix. b: Oberflächenbearbeitung mit 400er Schleifpapier (grob), deutlich zu erkennen ist die Orientierung der Fibroblasten entlang der Schleifrillen.
  • Abb. 19: Anlagerung von Fibroblasten auf unterschiedlich rauen Oberflächen von Multilink Automix. a: Oberflächenbearbeitung mit 400er Schleifpapier (grob), deutlich zu erkennen ist die Orientierung der Fibroblasten entlang der Schleifrillen.
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  • Abb. 19: Anlagerung von Fibroblasten auf unterschiedlich rauen Oberflächen von Multilink Automix. b: Oberflächenbearbeitung mit 400er Schleifpapier (grob), deutlich zu erkennen ist die Orientierung der Fibroblasten entlang der Schleifrillen.
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  • Abb. 19: Anlagerung von Fibroblasten auf unterschiedlich rauen Oberflächen von Multilink Automix. c: Oberflächenbearbeitung mit 2500er Schleifpapier (fein), die Zellen liegen ohne Orientierung auf der Oberfläche und haben zahlreiche Filopodien ausgebildet [16].
  • Abb. 19: Anlagerung von Fibroblasten auf unterschiedlich rauen Oberflächen von Multilink Automix. d: Oberflächenbearbeitung mit 2500er Schleifpapier (fein), die Zellen liegen ohne Orientierung auf der Oberfläche und haben zahlreiche Filopodien ausgebildet [16].
  • Abb. 19: Anlagerung von Fibroblasten auf unterschiedlich rauen Oberflächen von Multilink Automix. c: Oberflächenbearbeitung mit 2500er Schleifpapier (fein), die Zellen liegen ohne Orientierung auf der Oberfläche und haben zahlreiche Filopodien ausgebildet [16].
    © J. Fischer, N. Rohr
  • Abb. 19: Anlagerung von Fibroblasten auf unterschiedlich rauen Oberflächen von Multilink Automix. d: Oberflächenbearbeitung mit 2500er Schleifpapier (fein), die Zellen liegen ohne Orientierung auf der Oberfläche und haben zahlreiche Filopodien ausgebildet [16].
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Unser Fazit

  • Eine glatte Oberfläche des Befestigungsmaterials fördert in der Zellkultur die Fibroblastenanlagerung.

Prüfung monolithischer Restaurationen 

Als nächstes stellte sich die Frage, welche mechanische Festigkeit eine implantatgetragene Restauration aufweist. In einem Bruchlastversuch mit einer Molarenkrone (Zahn 46) auf dem Implantat ceramic.implant (Vita) wurde zunächst mit Restaurationen aus polymerinfiltrierter Keramik Vita Enamic und Feldspatkeramik Vitablocs Mark II (beide Vita) geprüft, welche Bruchlasten erzielt werden und welche Eigenschaft des Befestigungsmaterials dabei relevant ist (Abb. 20) [18]. Überraschend zeigte sich, dass die Druckfestigkeit des Befestigungsmaterials einen entscheidenden Einfluss auf die Festigkeit der Gesamtrestauration hat.

  • Abb. 20: Versuchsaufbau zur Bestimmung der Bruchlast von implantatgetragenen Kronen. Die auf dem eingebetteten Implantat befestigte Krone wird in der Zentralfissur mit einer Stahlkugel bis zum Bruch belastet. Eine auf der Kaufläche adaptierte Zinnfolie sorgt für eine gleichmäßige Krafteinleitung.
  • Abb. 20: Versuchsaufbau zur Bestimmung der Bruchlast von implantatgetragenen Kronen. Die auf dem eingebetteten Implantat befestigte Krone wird in der Zentralfissur mit einer Stahlkugel bis zum Bruch belastet. Eine auf der Kaufläche adaptierte Zinnfolie sorgt für eine gleichmäßige Krafteinleitung.
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Dieser Effekt wurde dann an mehreren weiteren Restaurationsmaterialien überprüft und bestätigt [21]. Bis zu einer Biegefestigkeit des Restaurationsmaterials von etwa 500 MPa lag eine deutliche Korrelation zwischen der Druckfestigkeit des Befestigungsmaterials und der Bruchlast vor (Abb. 21).

  • Abb. 21: Bruchlasten von Kronen aus verschiedenen Restaurationsmaterialien in Abhängigkeit von der Druckfestigkeit des verwendeten Befestigungsmaterials. YZ: Vita YZ-T (Vita); AL: Vita In-Ceram AL (Vita; reines Aluminiumoxid); LU: Lava Ultimate (3M); EC: IPS e.max CAD (Ivoclar Vivadent); CT: CAD-Temp (Vita); VE: Vita Enamic (Vita); VM: Vitablocs Mark II (Vita) [21,22].
  • Abb. 21: Bruchlasten von Kronen aus verschiedenen Restaurationsmaterialien in Abhängigkeit von der Druckfestigkeit des verwendeten Befestigungsmaterials. YZ: Vita YZ-T (Vita); AL: Vita In-Ceram AL (Vita; reines Aluminiumoxid); LU: Lava Ultimate (3M); EC: IPS e.max CAD (Ivoclar Vivadent); CT: CAD-Temp (Vita); VE: Vita Enamic (Vita); VM: Vitablocs Mark II (Vita) [21,22].
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Die Festigkeit von Zirkonoxid ist so hoch, dass es egal war, welches Befestigungsmaterial gewählt wurde. Das Gleiche traf auch auf reines Aluminiumoxid zu, das wir aber nur geprüft haben, um festzustellen, wo die Grenze für den Einfluss des Befestigungsmaterials liegt. Klinisch ist dieses Material natürlich irrelevant.

Bei einem Befestigungsmaterial mit einer Druckfestigkeit von über 300 MPa ergab sich eine klare, lineare Korrelation zwischen der Bruchlast und der Biegefestigkeit bzw. der Risszähigkeit des Restaurationsmaterials. Offensichtlich wird die Krone mit einem Befestigungsmaterial mit hoher Druckfestigkeit gut unterstützt.

Der gleiche Effekt wurde auch mit Restaurationsmaterialien auf Kunststoffbasis beobachtet [22]. Erstaunlicherweise war die Bruchlast einer Vita-CAD-Temp-Krone (Vita) aus Polymethylmethacrylat so hoch wie die aus einer IPS e.max CAD Lithiumdisilikatkeramik (Ivoclar Vivadent), die Bruchlast von Kronen aus dem Lava-Ultimate-Komposit (3M) war sogar noch höher.

Bruchlasten von Frontzahnkronen wurden ebenfalls untersucht [14]. Um den ästhetischen Ansprüchen in der Frontzahnregion gerecht zu werden, wurde hier mit der Feldspatkeramik Vitablocs Mark II (Vita) gearbeitet.

Aufgrund der Tatsache, dass die Abutments einen geringen Durchmesser haben, war die Wandstärke der Kronen sehr groß und damit die Festigkeit ausreichend hoch, um diese Konstruktionen klinisch verantworten zu können. Derzeit ist aber die Anwendung der einteiligen Keramikimplantate in der Front noch nicht Routine.

Unser Fazit

  • Die Bruchlast einer Restauration kann durch Verwendung eines Befestigungsmaterials mit einer Druckfestigkeit von mehr als 300 MPa deutlich erhöht werden. Dies gilt aufgrund der hohen Eigenfestigkeit nicht für Zirkonoxid.
  • Kronen aus Polymethylmethacrylat weisen eine Bruchlast auf, die der Bruchlast von Lithiumdisilikatkronen entspricht.
  • Kronen aus Komposit zeigen höhere Bruchlastwerte als Lithiumdisilikatkronen. 

Auswahl der Materialkombinationen für die klinische Studie

Zirkonoxid, der Werkstoff des Implantates, hat einen hohen Elastizitätskoeffizienten (Elastizitätsmodul ca. 210 GPa) und verformt sich deshalb unter Last nicht so stark wie Titan (Elastizitätsmodul ca. 100 GPa). Das führt bei Zirkonoxidimplantaten zu einer vergleichsweise höheren Krafteinleitung in die Restauration, weil weniger Energie in die Verformung des Implantatmaterials einfließt.

Die eingangs beschriebenen Misserfolge in der klinischen Studie „FR/ZH“ verdeutlichen diesen Effekt eindrücklich. Es ist daher naheliegend, für die Versorgung von Zirkonoxidimplantaten entweder ein elastischeres Material zu wählen, um die Steifigkeit des Implantates zu kompensieren, oder ein hochfestes Restaurationsmaterial auszuwählen, um der Frakturgefahr der Restauration zu entgehen. Neben der Krafteinleitung in das Implantat ändert sich aber auch die Krafteinleitung in den Knochen.

Es ist also sinnvoll, den Effekt unterschiedlicher Elastizitäten monolithisch verwendeter Materialien auf die Erfolgsrate der Restaurationen selbst und auf das periimplantäre Knochenniveau im Rahmen einer klinischen Studie zu untersuchen. Aus diesem Grund haben wir 2 sehr elastische Materialien, Polymethylmethacrylat (Elastizitätsmodul ca. 3 GPa) und polymerinfiltrierte Keramik (Elastizitätsmodul ca. 30 GPa), sowie ein sehr steifes und hochfestes Material, nämlich Zirkonoxid (Elastizitätsmodul ca. 210 GPa) für die weiteren Untersuchungen zur Vorbereitung der klinischen Studie ausgewählt. Als Polymethylmethacrylat wurde Vita CAD-Temp (Vita) verwendet (Abb. 22).

  • Abb. 22: Gefüge von Vita CAD-Temp (Vita). Polymethylmethacrylat-Perlpolymerisat (dunkel) ist in eine Polymethylmethacrylat-Matrix (hell) eingebettet.
  • Abb. 22: Gefüge von Vita CAD-Temp (Vita). Polymethylmethacrylat-Perlpolymerisat (dunkel) ist in eine Polymethylmethacrylat-Matrix (hell) eingebettet.
    © J. Fischer, N. Rohr

Das Material besteht aus Polymethylmethacrylat-Perlpolymerisat, das mit einer Polymethylmethacrylat-Matrix gefüllt ist. Mit diesem Gefüge wird auch ohne nennenswerte Mengen an Füllkörpern eine hohe Festigkeit erreicht, was in den oben vorgestellten Bruchlastversuchen schon deutlich wurde.

Die polymerinfiltrierte Keramik Vita Enamic (Vita) ist gekennzeichnet durch ein schwammartiges Gerüst aus Feldspatkeramik, in das Polymer infiltriert wird (Abb. 23). So liefert der keramische Anteil die Abrasionsbeständigkeit, die Polymermatrix verleiht dem Material die vergleichsweise hohe Elastizität. Die Festigkeit resultiert aus der geringen Rissanfälligkeit.

  • Abb. 23: Gefüge von Vita Enamic (Vita). Porös gesinterte Keramiksplitter (hell) sind mit Kunststoff (UDMA/TEGDMA, dunkel) infiltriert.
  • Abb. 23: Gefüge von Vita Enamic (Vita). Porös gesinterte Keramiksplitter (hell) sind mit Kunststoff (UDMA/TEGDMA, dunkel) infiltriert.
    © J. Fischer, N. Rohr

Mikrorisse werden durch die vielen Grenzflächen zwischen Keramik und Polymer gestoppt oder umgelenkt und verlieren so an Energie (Abb. 24). Deshalb weist das Material eine hohe Schadenstoleranz auf [6]. In den Bruchlastversuchen zeigten die Kronen aus polymerinfiltrierter Keramik fast die niedrigsten Bruchlastwerte (vergl. Abb. 21).

  • Abb. 24: Das spezielle Gefüge von Vita Enamic (Vita) erschwert ein Risswachstum. Ein durch einen Härteeindruck erzeugter Riss wird durch die Phasengrenzen der beiden unterschiedlichen Gefügekomponenten Keramik und Kunststoff gebremst und abgelenkt und verliert so an Energie.
  • Abb. 21: Bruchlasten von Kronen aus verschiedenen Restaurationsmaterialien in Abhängigkeit von der Druckfestigkeit des verwendeten Befestigungsmaterials. YZ: Vita YZ-T (Vita); AL: Vita In-Ceram AL (Vita; reines Aluminiumoxid); LU: Lava Ultimate (3M); EC: IPS e.max CAD (Ivoclar Vivadent); CT: CAD-Temp (Vita); VE: Vita Enamic (Vita); VM: Vitablocs Mark II (Vita) [21,22].
  • Abb. 24: Das spezielle Gefüge von Vita Enamic (Vita) erschwert ein Risswachstum. Ein durch einen Härteeindruck erzeugter Riss wird durch die Phasengrenzen der beiden unterschiedlichen Gefügekomponenten Keramik und Kunststoff gebremst und abgelenkt und verliert so an Energie.
    © J. Fischer, N. Rohr
  • Abb. 21: Bruchlasten von Kronen aus verschiedenen Restaurationsmaterialien in Abhängigkeit von der Druckfestigkeit des verwendeten Befestigungsmaterials. YZ: Vita YZ-T (Vita); AL: Vita In-Ceram AL (Vita; reines Aluminiumoxid); LU: Lava Ultimate (3M); EC: IPS e.max CAD (Ivoclar Vivadent); CT: CAD-Temp (Vita); VE: Vita Enamic (Vita); VM: Vitablocs Mark II (Vita) [21,22].
    © J. Fischer, N. Rohr

Auf diese Art wird in der klinischen Studie gleich mit ausgetestet, wo die Untergrenze in der Festigkeit des Kronenmaterials liegen muss. Der Werkstoff Zirkonoxid wurde im 1. Teil dieser Serie* bereits vorgestellt, deshalb hier nur eine kurze Rückblende. Es handelt sich um eine hochfeste Keramik, deren Festigkeit einerseits auf den starken chemischen Bindungen zwischen Sauerstoff und Zirkonium beruht.

Zum anderen baut sich bei überkritischer Last durch die Volumenexpansion infolge Transformation von der tetragonalen zur monoklinen Struktur eine innere Druckspannung auf, die zu einer Festigkeitssteigerung führt. Dieser Effekt wird Transformationsverstärkung genannt. Für die nachfolgenden Versuche wurde Zirkonoxid vom Typ Vita YZ-T (Vita) verwendet (Abb. 25).

  • Abb. 25: Gefüge von Vita YZ-T (Vita).
  • Abb. 25: Gefüge von Vita YZ-T (Vita).
    © J. Fischer, N. Rohr

Zirkonoxid ist wegen der hohen Festigkeit ein sehr gutmütiger Werkstoff, sowohl Glasionomerzement, den wir hier nicht geprüft haben, als auch jedes selbstadhäsive oder adhäsive Befestigungsmaterial auf Kompositbasis ist für die Befestigung verwendbar.

Wir haben in unseren Versuchen gute Ergebnisse mit RelyX Unicem 2 Automix (3M) erzielt, sowohl was die Polymerisationsschrumpfung [23], die Abbindegeschwindigkeit [30], die Festigkeit [4], die Alterung [13,19] und die Verbundfestigkeit zum Zirkonoxid [11] angeht. Die Bakterienanlagerung war wegen der hydrophilen Gruppen etwas höher als bei rein adhäsiven Befestigungsmaterialien [8], die relative Zellviabilität in der Fibroblastenkultur vergleichbar mit anderen Befestigungsmaterialien [16]. Aufgrund der einfachen Handhabung, ohne dass noch ein Primer appliziert werden muss, haben wir uns beim Kronenmaterial Zirkonoxid deshalb für RelyX Unicem 2 Automix (3M) als Befestigungsmaterial entschieden.

Die polymerinfiltrierte Keramik lässt sich mit vielen Befestigungsmaterialien einsetzen. Wir haben uns für das Befestigungsmaterial entschieden, das vom gleichen Anbieter wie die polymerinfiltrierte Keramik selbst stammt: Vita Adiva F-Cem (Vita). Die maximale Verbundfestigkeit ist bereits nach 5 Sekunden Ätzzeit fast erreicht und bleibt praktisch unverändert auf diesem Niveau bis zu einer Ätzzeit von 60 Sekunden [29].

Das bedeutet für die klinische Anwendung eine große Toleranz, wenn man eine Ätzzeit von 30 Sekunden wählt. Die Druckfestigkeit ist deutlich höher als bei anderen Befestigungsmaterialien [23]. Aufgrund der hohen Druckfestigkeit unterstützt das Material die Krone aus Vita Enamic sehr gut [21] und erweist sich in Bezug auf die Bakterienbesiedlung wegen des Kunstharzanteils als besonders geeignet [8].

In diesem Fall muss das Zirkonoxid-Abutment des Implantats mit MDP geprimt werden, die polymerinfiltrierte Keramik mit Silan. Der Verbund zur polymerinfiltrierten Keramik kommt dabei aus über die mikromechanische Verzahnung und die Bindung mittels Silan an die Keramikphase zustande [20,24]. Die Verwendung von Silan ist deshalb essenziell.

Die Befestigung von Polymethylmethacrylat ist schwierig, weil es wenig Doppelbindungen gibt, die für einen Verbund mit dem Befestigungsmaterial zur Verfügung stehen. Methylmethacrylat wäre als Komponente des Befestigungsmaterials theoretisch geeignet, sollte aber in der Mundhöhle wegen des allergenen Potenzials nicht verwendet werden. RelyX Ultimate (3M) ist entwickelt worden, um an Komposite zu binden.

Wir haben in Kombination mit Scotchbond Universal (3M) eine sehr hohe Verbundfestigkeit zum Polymethylmethacrylat gemessen und uns deshalb für diese Werkstoffkombination entschieden [15]. Das Abstrahlen der Kroneninnenfläche ist sinnvoll, um durch die Aufrauhung eine größere Verbundfläche zu schaffen.

Biegefestigkeit und Härte der geprüften Restaurationsmaterialien wurden durch eine Alterung mittels Thermolastwechsel nicht beeinträchtigt. Gleiches wurde auch für die Druckfestigkeit der Befestigungsmaterialien beobachtet. Die Verbundfestigkeit der Befestigungsmaterialien zu den Restaurationswerkstoffen blieb nach den Alterungsversuchen ebenfalls auf dem ursprünglichen Niveau [15].

Lediglich bei der Verbundfestigkeit zwischen den Befestigungsmaterialien und der Abutmentoberfläche war eine leichte Schwächung des Verbundes durch die Alterung zu beobachten. Wir haben trotzdem Versuche im Kausimulator mit 1,2 Millionen Zyklen bei einer Last von 49 N durchgeführt. Weder die Bruchlast noch die Retentionskraft der Kronen wurden durch die Kausimulation beeinträchtigt.

Deswegen konnten wir die ausgewählten Materialkombinationen für die klinische Studie freigeben. Die klinische Studie soll Aussagen liefern zur Erfolgs- und Überlebensrate der 3 Restaurationsarten und zum Einfluss des Elastizitätsmoduls des Kronenmaterials auf das periimplantäre Knochenniveau.

Die Studie läuft nun bereits über 1 Jahr und die Ergebnisse werden in naher Zukunft publiziert. Darauf gehen wir im folgenden Teil unserer Beitragsserie ein. Soviel sei vorweggenommen, wir haben in einigen Fällen Kronenlockerungen beobachtet, die wir auf eine schlechte Passgenauigkeit der Kronen infolge eines Scanfehlers im Labor zurückführen konnten.

Interessanterweise waren dies nur Kronen aus Polymethylmethacrylat und polymerinfiltrierter Keramik. Offensichtlich sind die Zirkonoxidkronen aufgrund des höheren Elastizitätsmoduls (also der höheren Steifigkeit) weniger anfällig auf Lockerungen. Diese Auswirkung hätten wir bei guter Passgenauigkeit der Kronen kaum bemerkt. Wir haben daraus die Erkenntnis gezogen, dass eine präfabrizierte Schnittstelle zum Implantat im Rohling der elastischen Kronenmaterialien hilfreich wäre. Aber dazu im folgenden Teil mehr.

Der Aufwand, um geeignete Materialkombinationen zu finden, war groß. Dafür ist die Sicherheit, mit der wir in die klinische Studie gegangen sind, ebenfalls groß. Neben den eigentlichen Ergebnissen der klinischen Studie sind wir gespannt, inwieweit sich die Laborergebnisse und die klinischen Beobachtungen langfristig decken werden. Das wird uns wertvolle Hinweise geben, inwieweit die Laboruntersuchungen eine Voraussage bezüglich der klinischen Eignung der Materialien erlauben.

Unser Fazit

  • Für den Einsatz in der klinischen Studie sind die folgenden Kombinationen aus Kronenmaterial, Befestigungsmaterial und Primer ausgewählt worden:
  • Vita CAD-Temp (Vita), RelyX Ultimate/Scotchbond Universal (beide 3M) für Abutment und Krone
  • Vita Enamic, Vita Adiva F-Cem, Vita Adiva ZR-Prime für das Abutment und Vita Adiva C-Prime für die Krone (alle Vita)
  • Vita YZ-T (Vita), RelyX Unicem 2 Automix (3M), kein Primer

Zusammenfassung

  • Verblendete Zirkonoxidkronen sind aufgrund der hohen Krafteinleitung als Restauration auf einteiligen Zirkonoxidimplantaten nicht geeignet.
  • Theoretisch könnten Kronenmaterialien mit einer hohen Elastizität zur Dämpfung oder einer hohen Festigkeit für die Restauration von einteiligen Zirkonoxidimplantaten geeignet sein.
  • Die gängigen Befestigungsmaterialien weisen ohne Ausnahme gute Eigenschaften auf.
  • Für die vergleichende Bestimmung der Festigkeit von Befestigungsmaterialien kann der Spaltzugversuch als rationelle Prüfmethode eingesetzt werden.
  • Der Spaltzugversuch kann die Biegeprüfung als Normversuch aufgrund der eingeschränkten Sensibilität bei hohen Festigkeiten allerdings nicht ersetzen.
  • Der „Swiss Shear Test“ ist dem Normversuch zur Bestimmung der Verbundfestigkeit aus praktischen Gründen überlegen.
  • Die Ausbildung eines Biofilms auf Befestigungsmaterialien ist im Laborversuch proportional zur Oberflächenrauheit.
  • Fibroblasten bevorzugen in der Zellkultur eine glatte Oberfläche des Befestigungsmaterials.
  • Befestigungsmaterialien mit einer hohen Druckfestigkeit verbessern die Bruchlast von implantatgetragenen Kronen. Davon ausgenommen sind Kronen aus Zirkonoxid, da das Material bereits eine sehr hohe Eigenfestigkeit hat.
  • Eine klinische Studie soll zeigen, ob der Elastizitätskoeffizient des Kronenmaterials einen Einfluss auf das periimplantäre Knochenniveau hat.

Herstellerfirmen der im Text aufgeführten Produkte
  • Coltène/Whaledent GmbH + Co. KG, Langenau, Deutschland
  • Ivoclar Vivadent AG, Schaan, Liechtenstein
  • Kerr Corporation, Orange, CA, USA
  • Kuraray Noritake Dental Inc., Tokyo, Japan
  • Metoxit AG, Thayngen, Schweiz
  • Nobel Biocare Services AG, Zürich, Schweiz
  • Ultradent Products Inc., South Jordan, UT, USA
  • VITA Zahnfabrik, H. Rauter GmbH & Co. KG, Bad Säckingen, Deutschland
  • 3M Deutschland GmbH, Neuss, Deutschland
Näheres zum Autor des Fachbeitrages: Prof. Dr. Dr. Jens Fischer



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