Bruchfestigkeit von dreigliedrigen Zirkoniumdioxid-Seitenzahnbrücken

Transkript

1 TAGUNGSBEITRAG K. Stamouli 1, S. Smeekens 1, W. Att 1,2, J. R. Strub 1 Bruchfestigkeit von dreigliedrigen Zirkoniumdioxid-Seitenzahnbrücken Das Ziel der vorliegenden In-vitro-Studie war es, die Bruchfestigkeit von verschiedenen Zirkoniumdioxid-Seitenzahnbrücken, vor und nach künstlicher Alterung, im Kausimulator zu evaluieren. Es wurden 96 Zähne (48 Unterkieferprämolaren und 48 -molaren) beschliffen und mit einem künstlichen parodontalen Ligament in Modelle (Technovit 4000, Kulzer, D-Wehrheim) fixiert. Nach Abformung und Modellherstellung wurden 48 dreigliedrige Brücken aus drei verschiedenen Zirkoniumdioxid-Materialien angefertigt (jeweils 16 Brücken pro Gruppe): Gruppe 1: Procera Zirconia (Nobel-Biocare AB, S-Göteborg), Gruppe 2: DC-Zirkon (DCS Dental AG, CH-Allschwil), Gruppe 3: Vita In-Ceram YZ Cubes (Vita Zahnfabrik, D-Bad Säckingen). Alle Gerüste wurden mit e max Ceram Keramik (Ivoclar, Vivadent, FL-Schaan) verblendet und anschließend mit Ketac Cem (3M Espe, Seefeld) zementiert. Die Hälfte der Prüfkörper wurde der künstlichen Alterung ausgesetzt. Nachher erfolgte die Belastung aller Brücken bis zum Bruch in der Zwick-Maschine (Zwick Z010/TN2S, Zwick, D-Ulm). Alle Prüfkörper hielten der Kausimulation stand. Die mediane Bruchfestigkeit (Min, Max) betrug ohne Kausimulation für Procera 1522 N (1105, 1800), DC-Zirkon 1683 N (1278, 1993), Vita 1702 N (1472, 1946), und nach künstlicher Alterung für Procera 1256 N (1044, 1783), DC-Zirkon 1618 N (1175,1804), Vita 1556 N (1394, 1854). Ohne künstliche Alterung gab es keine signifikante Unterschieden zwischen den Gruppen. Nach künstlicher Alterung wiesen die Procera-Brücken eine signifikant geringere Bruchfestigkeit auf, als die Prüfkörper der Gruppe Vita (Wilcoxon-Test p=0.015) und DCS (Wilcoxon-Test p=0.038). Alle getesteten dreigliedrigen Zirkoniumdioxid-Seitenzahnbrücken hielten der dynamischen Kaubelastung stand und könnten als Alternative zur konventionellen metallkeramischen Versorgung im Seitenzahnbereich in Betracht gezogen werden. Schlüsselwörter: Seitenzahnbrücken; Vollkeramik; Zirkoniumdioxid; künstliche Alterung; Bruchfestigkeit 1 Universitätsklinikum Freiburg, Klinik für Zahn-, Mund und Kieferheilkunde Abteilung für Zahnärztliche Prothetik, Freiburg, Deutschland 2 The Weintraub Center for Reconstructive Biotechnology, UCLA School of Dentistry, Los Angeles, California, USA. Fracture resistance of three unit zirconiumdioxide posterior fixed partial dentures. The purpose of this in vitro study was to evaluate the fracture resistance of different zirconiumdioxide posterior Fixed Partial Dentures (FPDs) before and after fatigue loading in the chewing machine. 96 teeth (48 mandibular premolars and 48 molars) were prepared and fixed into models (Technovit 4000, Kulzer, D-Wehrheim) with an artificial periodontal membrane. After impression taking and fabrication of the master models, 48 three-unit FPD-frameworks from 3 different zirconiumdioxide materials were fabricated (16 FPDs per group): Group 1: Procera Zirconia (Nobel-Biocare AB, S-Göteborg), Group 2: DC-Zirkon (DCS Dental AG, CH-Allschwill), Group 3: Vita In-Ceram YZ Cubes (Vita Zahnfabrik, D-Bad Säckingen). All frameworks were veneered with the e max Ceram ceramic (Ivoclar, Vivadent, FL-Schaan) and cemented with Ketac Cem (3M Espe, Seefeld). Half of the specimens were artificially aged in the chewing simulator. Afterwards, all samples were loaded until fracture occurred in the Zwick machine (Zwick Z010/TN2S, Zwick, D-Ulm). All specimens subjected to artificial aging survived with no failures. The median fracture resistance values (min, max) before artificial aging were for Procera 1522 N (1105, 1800), DC-Zirkon 1683 N (1278, 1993), Vita 1702 N (1472, 1946), and after artificial aging for Procera 1256 N (1044, 1783), DC-Zirkon 1618 N (1175, 1804), Vita 1556 N (1394, 1854). No significant differences were found for the fracture resistance comparisons between different groups before artificial aging. After artificial aging, Procera showed significantly smaller fracture resistance than Vita (Wilcoxon test: p=0.015) and DCS (Wilcoxon test: p=0.038). All tested three-unit zirconiumdioxide posterior FPDs withstood the applied fatigue loading and can therefore be considered as an alternative to porcelain-fused-to-metal fixed partial dentures for the posterior region. Keywords: Fixed Partial Dentures; all-ceramic; Zirconiumdioxide; artificial aging; fracture resistance 1 Einleitung Aufgrund der guten Langzeiterfahrungen stellen metallkeramische Systeme heute noch die Standardversorgung für Brücken dar [21]. Die etablierten Herstellungsmethoden und die akzeptable Ästhetik haben dazu geführt, dass Metallkeramik als die populärste Versorgungsoption für Zahnärzte und Zahntechniker gilt [11]. Die Überlebensraten für metallkeramische Brücken liegen zwischen 72% und 87% nach 10 Jahren und zwischen 69% und 72% nach 15 Jahren. Nach einer Verweildauer von 30 Jahren beträgt die Überlebensrate 53% [11, 40, 21]. Der Einsatz von Metallkeramik kann jedoch mit Dunkelverfärbungen im Marginalbereich und allergischen Reaktionen gegen Metalllegierungen verbunden sein [34, 28, 10]. Vollkeramische Versorgungen zeichnen sich durch ein höheres ästhetisches Potential, geringere Plaqueaffinität, chemische Stabilität und geringe Wärmeleitungsfähigkeit aus [3]. Da im Seitenzahnbereich Vollkeramikbrücken aus gepressten Glaskeramiken (z.b. Empress II) oder Infiltrationskeramiken (z.b.in Ceram Alumina) nicht empfohlen werden können [42, 54, 30], scheint der Einsatz von Hochleistungskeramiken, wie z.b. Aluminium- und Zirkonium- Deutsche Zahnärztliche Zeitschrift 61 (2006) 11 Deutscher Ärzte-Verlag, Köln 621

2 a b Abbildung 1 Procera Zirconia a) Gerüst, b) verblendetes Brückengerüst Figure 1 Procera Zirconia a) framework, b) veneered bridgeframework dioxidkeramiken, eine Alternative zu sein. Ein Vertreter dieser Hochleistungskeramiken ist die Yttria stabilised Tetragonal Zirconia Polycrystals (Y-TZP) -Keramik. Aufgrund des als Umwandlungsverstärkung bezeichneten Mechanismus sind die mechanische Eigenschaften hervorragend: Biegefestigkeit MPa (zum Vergleich Alumina: >500 MPa), Bruchzähigkeit 10 MPa/m 1/2 (Alumina: 4 MPa/m 1/2 ) und Elastizitätsmodul 210 GPa (Alumina: 380 GPa) [9, 32]. Bei der sogenannten Umwandlungsverstärkung handelt es sich um eine Umwandlung von der tetragonalen (t) zur monoklinen (m) Phase, die beim Auftreten einer äußeren Spannung (z.b. Rissbildung) entstehen kann. Die Phasenumwandlung bei der Rissbildung bewirkt eine Volumenzunahme von 3 5 %, die dem weiteren Risswachstum entgegenwirkt [31, 47, 32]. Hierdurch kann eine Steigerung der Dauerfestigkeit der Keramik erzielt werden. Klinische Studien von Y-TZP-Seitenzahnbrücken ergaben eine 100%ige Erfolgsrate mit einer Beobachtungszeit von 1 bis 3 Jahren [44, 52, 53]. Es wurde festgestellt, dass die Alterung von Y-TZP-Keramiken zu einer Degradierung ihrer mechanischen Eigenschaften führt und mit einer spontanen t m-phasenumwandlung verbunden ist [9, 7, 6]. Diese Phasenumwandlung lässt sich von Temperatur, Dampf, Korngröße, Mikro- und Makrorissen des Materials, Konzentration der Stabilisierungsoxide und Herstellungs- und Verblendungstechniken beeinflussen [9, 4, 45, 6, 46]. Grundsätzlich lassen sich die Herstellungstechnologien von Y-TZP-Gerüsten in zwei Verfahren unterscheiden. 1. Am häufigsten wird das Gerüst subtraktiv mittels Fräsen von CAM-Anlagen aus präfabrizierten Rohlingen hergestellt. Die industriell gefertigten Rohlinge stehen meistens in drei Sinterungsgraden zur Verfügung: im vorgesinterten, im teilgesinterten und im dichtgesinterten Zustand. Vor- und teilgesinterte Gerüste werden in vergrößerter Form hergestellt, damit die spätere Schrumpfung beim Sinterungsprozess kompensiert werden kann [16, 33, 37, 46]. Bei der Fräsung von dichtgesinterten Gerüsten ist keine Dimensionsänderung zu berücksichtigen [33, 37, 52]. 2. Beim zweiten Verfahren handelt es sich um einen additiven Aufbau von Alumium oder Zirkonoxid auf einer Stumpfoberfläche [1, 2, 37]. Aufgrund dieser großen Variabilität bei den Herstellungsprozessen von Y-TZP-Gerüsten, ist ein unterschiedliches Alterungsverhalten zu erwarten [6]. Das Ziel der vorliegenden In-vitro-Studie war es die Bruchfestigkeit von verschiedenen CAD/CAM-gefertigten Zirkoniumdioxid-Seitenzahnbrücken vor und nach künstlicher Alterung im Kausimulator zu evaluieren. 2 Material und Methode 96 menschlichen Zähne wurden (48 Unterkieferprämolaren und 48 -molaren) gesammelt und in einer 0,1%igen Thymollösung gelagert. Anschließend wurden die Zähne mit einem künstlichen parodontalen Ligament (Anti-Rutsch-Lack, Wenco-Wenselaar GmbH, D-Hilden), welches die physiologische Mobilität des Zahnes simuliert, in Modelle fixiert. Zwischen den Zähnen wurde ein Abstand von 11 mm als Lücke für einen zu ersetzenden Molaren eingehalten. Die Zähne wurden wie folgend präpariert: 1,2 mm ausgeprägte Hohlkehlpräparation, 1,5 mm okklusale Reduktion, 1,2 mm axiale Reduktion und 6 Gesamtpräparationswinkel. Die Abformung der Pfeilerzähne erfolgte mittels der Doppelmischtechnik (Permagum Putty Soft und Dimension Garant L, 3M-Espe, D- Seefeld). Für die Procera- und DCS-Gruppen wurden die erhaltenen Abdrücke mit Superhartgips (GC Fujirock type 4,GC, J- Tokyo) ausgegossen. Die Modelle für die Vita Gruppe wurden mit speziallem scannbarem Gips (Dentona esthetic-base gold, D-Detmold) hergestellt. Es folgte die CAD/CAM-Anfertigung und die nachträglichen Aufpassungskorrekturen identischer (Verbinderdimensionen: 3x3 mm, axiale Dicke 0,5 mm, okklusale Dicke 0,7 mm) dreigliedriger Brückengerüste aus drei verschiedenen Zirkoniumdioxid-Materialien: Procera Zirconia (Nobel-Biocare AB, S-Göteborg), DC-Zirkon (DCS Dental AG, CH-Allschwil), Vita In-Ceram YZ Cubes (Vita Zahnfabrik, D-Bad Säckingen). Jeweils 16 Brückenmodelle wurden nach dem Zufallprinzip einer der 3 Prüfgruppen (1. Procera, 2. DCS, 3. Vita) zugeteilt. 2.1 Gerüstherstellung Procera Zirconia-Gerüstherstellung (Abb. 1a): Die Gipsmodelle wurden mittels des Procera Forte Scanners (Nobel Biocare AB, S-Göteborg) eingescannt. Danach folgte die digitale Gestaltung der Gerüste mittels der CAD-Technologie und anschließend wurden die Daten via Modem nach Göteborg, Schweden gesandt. Dort wurden die Stümpfe mittels CAD/CAM in vergrößerter Form (20%) als Kompensation 622 Deutsche Zahnärztliche Zeitschrift 61 (2006) 11

3 Jeweils die Hälfte der Prüfkörper (n=24) wurden mit einer zentral auf der Okklusalfläche aufliegenden Steatitkugel (Hoechst Ceram Tec, D-Wunsiedel) bei einer Frequenz von 1,6 Hz, einer Belastung von 49 N während 1.2 Mio. Kauzyklen einer künstlichen Alterung unterworfen (Willytech, D- München). Die Proben wurden abwechselnd jeweils für eine Dauer von 60 Sekunden mit 5 C bzw 55 C warmem, destilliertem Wasser umspüllt. Bei diesem In-vitro-Test wurde eine klinische Belastungszeit von 5 Jahren simuliert [27, 24]. 2.5 Bruchbelastungstest In einer Universal-Prüfmaschine (Zwick Z010/TN2S, Zwick, D-Ulm) wurden alle Prüfkörper senkrecht auf die Zwischengliedauflage bis zur Fraktur belastet. Als Belastungskörper wurden ein Stahlkeil umfasst von einer 1 mm dicken Zinnfolie (Dentaurum, D-Ispringen) verwendet. Die Vorschubgeschwindigkeit betrug 2 mm/min. Die Bestimmung der Frakturwerte erfolgte anhand eines gleichzeitig aufgezeichneten Belastungsdiagramms (Zwick testxpert V 7.1 software). Abbildung 2 Boxplotdarstellung der Bruchfestigkeitswerte der drei Prüfgruppen Figure 2 Box plot of the fracture resistance values of the three tested groups für die spätere Sinterschrumpfung, aus Stahl reproduziert. Die ZrO2-Keramik (Y-TZP vorgesintert) wurde mit Druck auf die Metallstümpfe gebracht und deren Außenform wiederum über eine Fräsung angelegt. Hiernach erfolgten die Sinterung der Kappen und die entsprechenden Aufpassungskorrekturen. DC-Zirkon-Gerüstherstellung: Die Gipsmodelle wurden mittels des Preciscan (DCS President System, CH-Allschwill)-Scanners eingescannt. Anschließend erfolgte das digitale Design der Gerüste mittels der DCS-Dentform-Software. Die Daten wurden weiter zu der Precimill-CAM-Einheit übertragen, wo die Gerüste aus präfabrizierten, dichtgesinterten Y-TZP-Rohlingen herausgefräst wurden. Vita In-Ceram YZ Cubes-Gerüstherstellung: Die Modelle wurden mittels des Cerec-InLab-Scanners (Sirona, D-Bensheim) eingescannt. Anschließend erfolgte das digitale Design der Gerüste mittels der CAD-Einheit und die weitere Übertragung der Daten in die CAM-Einheit (Cerec InLab, Sirona, D-Bensheim), in der die Fräsung der Gerüste aus präfabrizierten vorgesinterten Y-TZP-Rohlingen stattfand. Hiernach erfolgten die Sinterung und die Aufpassungskorrekturen der Gerüste. 2.2 Verblendung Da die ZrO2-Prüfmaterialien nach Herstellerangaben das gleiche Elastizitätsmodul (210 GPa) aufweisen, kam eine einheitliche Verblendungskeramik (e max Ceram, Ivoclar-Vivadent, FL-Schaan) zum Einsatz (Abb. 1b). Um eine identische Form zu erhalten wurde dazu ein Silikonschlüssel verwendet. 2.3 Zementierung Die verblendeten Brücken wurden auf die Pfeilerzähne mit Glasionomer- Zement (Ketac Cem ) zementiert. 2.4 Künstliche Alterung 2.6 Statistik Unter der Verwendung der nichtparametrischen Kruskal-Wallis- und Wilcoxon rank-tests wurden die Bruchfestigkeitsunterschiede zwischen den Gruppen überprüft. Allen statistischen Tests wurde das Signifikanzniveau von p=0,05 zugrunde gelegt. Die Beschreibung der Daten wurde graphisch mit Hilfe von Box Plots dargestellt. 3 Ergebnisse Alle Prüfkörper hielten der Kausimulation stand. Es gab keine Frakturen oder Abplatzungen der Keramik. Die mediane Bruchfestigkeit (Min, Max) betrug ohne Kausimulation für Procera 1522 N (1105, 1800), DC-Zirkon 1683 N (1278, 1993), Vita 1702 N (1472, 1946), und nach künstlicher Alterung für Procera 1256 N (1044, 1783), DC-Zirkon 1618 N (1175,1804), Vita 1556 N (1394, 1854) (Tab. 1). Die Werte sind mit der Hilfe von Box Plots dargestellt (Abb. 2). Die künstliche Alterung führte zu einer Reduktion der Bruchfestigkeitswerte von 13,3% für die Procera-, 4,8% für die DCS- und 7,0% für die Vita-Brücken. Ohne Alterung, ergab der Kruskal-Wallis-Test (p=0,3) keine signifikante Unterschiede zwischen den Bruchfestigkeitswerten der Gruppen. Nach Alterung, zeigte der Kruskal-Wallis-Test einen signifikanten Gruppeneffekt (p=0,03). Die Bruchfestigkeit der Procera-Brücken war signifikant kleiner als die der Prüfkörper der Gruppen Vita (Wilcoxon-Test p=0,015) und DCS (Wilcoxon-Test p=0,038). Bruchlokalisation: Alle Brücken frakturierten im Verbinderbereich unabhängig vom Alterungsverfahren. Die meisten Frakturen sind entweder bei dem distalen oder bei beiden Verbindern aufgetreten (Tab. 2). Die Fraktur verlief bei allen Prüfkörpern von dem okklusalen Belastungspunkt geradlinig bis zum basalen Bereich des Brückengliedverbinders bzw. der Verbinder. 4 Diskussion 4.1 Studiendesign In dieser Studie wurden menschliche Unterkieferprämolaren und Molaren verwendet. Sie hatten den Vorteil, dass sie der klinischen Realität in Bezug auf Elastizitätsmodul, Festigkeit, Wärmeleitungsfähigkeit und adhäsiver Befestigung näher kamen als Tierzähne oder Zähne aus Metall oder Kunststoff [8]. Da beim Prüfverfahren mit starr gelagerten Stümpfen die ermittelten Bruchfestigkeitswerte in der Regel überschätzt werden, wurden die Pfeilerzähne mit einem künstlichen Parodont versehen (Anti-Rutsch Lack, Wenco-Wense- Deutsche Zahnärztliche Zeitschrift 61 (2006)

4 Gruppe Minimum 1. Quartil Median Mittelwert (± S.D.) 3. Quartil Maximum Procera / initial ± Procera / gealtert ± DCS / initial ± DCS / gealtert ± Vita CerecInLab / initial Vita CerecInLab / gealtert ± ± Tabelle 1 Bruchfestigkeitswerte der drei Prüfgruppen ohne und nach Alterung nach dem Bruchbelastungstest Table 1 Fracture resistance values of the three tested groups without and after artificial aging after the load-to-fracture test. laar GmbH, D-Hilden) [22, 16, 50, 29, 35]. Durch den Einsatz dieses künstlichen Parodonts konnte die physiologische Zahnbeweglichkeit nachgeahmt werden, was entscheidend für die Bewertung der Bruchlastwerte der Brücken ist [23]. 4.2 Künstliche Alterung Jeweils eine Hälfte der Prüfkörper wurden im Kausimulator künstlich gealtert, um die in der Mundhöhle entstehende Verhältnisse (mechanische okklusale Belastung, zyklisch thermischer Stress), nachahmen zu können [27, 24]. In Anlehnung an Daten aus der Literatur [27, 24, 26, 8, 35] erfolgte die okklusale Belastung mit 49 N. Dieser Wert gilt als physiologische okklusale Belastung, die während der Nahrungszerkleinerung bzw. während des Schluckens angewendet wird [15, 5, 12]. 1.2 Mio. Kauzyklen wurden bei dem Alterungsprozess angewendet um in Anlehnung an die DGZMK- Stellungnahme von 1999 zur Praxisreife eine 5-jährige klinische Belastung simulieren zu können. In dieser Studie hat die künstliche Alterung zu einer Reduktion der Bruchlastwerte bei allen Gruppen geführt. Diese Reduktion war statistisch nicht signifikant. Die Unterschiede bei den Reduktionsraten zwischen den Gruppen lagen vermutlich an den verschiedenen Herstellungsverfahren; nämlich an den Sinterungsgraden (beim Herausfräsen in der CAM-Einheit) der Prüfmaterialien und an den verarbeitungsbedingten Oberflächen- and Gefügedefekten [49, 14, 45, 6, 13]. 4.3 Bruchbelastung Nach Literaturangaben liegen die physiologische Kaukräfte im Seitenzahnbereich zwischen 50 N und 400 N [20, 25, 19]. Um zufriedenstellende Langzeitergebnisse erhalten zu können, sollte eine Bruchfestigkeit von 500 N für die Anwendung eines Materials im Seitenzahnbereich ausreichend sein. Aufgrund des unvermeidbaren unterkritischen Risswachstums nach längerer Tragezeit, wird davon ausgegangen, dass sich die Bruchfestigkeit einer keramischen Restauration auf etwa die Hälfte verringert [38, 39, 17]. Ein ausreichend großer Sicherheitsaufschlag sollte daher mit einer Anfangsfestigkeit von 1000 N gewährleistet sein [48, 51, 50]. In der vorliegenden Studie überschritten alle untersuchten 3- gliedrigen Vollkeramikbrücken, unabhängig vom Alterungsverfahren, das geforderte Festigkeitskriterium von 1000 N. Der geringste Bruchlastwert (min N) trat bei der Procera-Gruppe nach Alterung auf. Der höchste Bruchfestigkeitswert wurde bei Brücken der DCS-Gruppe ohne Alterung erreicht (max N). Vergleichbare Studien mit Y-TZP-Brücken (Verbinderdimension) anderer Hersteller zeigten Bruchlastwerte zwischen 1300 N (Lava 3M ESPE), 1900 N (Vita In Ceram YZ Cubes, Vita Zahnfabrik, D-Bad Säckingen) und 2237 N (Denzir, Cad.esthetics AB, S-Skelleftea) [36, 45, 46]. Im Vergleich dazu ergaben die Bruchbelastungstests metallkeramischer Brücken unter gleichen Studienbedingungen Werte von 3500 N und 2800 N, jeweils vor und nach Alterung [8]. 4.4 Oberflächenbehandlung Das Alterungsverhalten einer Y-TZP-Keramik und die damit verbundene t m-phasenumwandlung lässt sich von Temperatur und Dampf beeinflussen [41, 18, 43]. Folglich, könnte der Verblendungsprozess von Y-TZP-Gerüsten als ein Alterungsfaktor wirken. In der Literatur hat die Verblendung auf die Bruchfestigkeit der Y-TZP-Gerüste unterschiedliche Einflüsse gezeigt; bei einigen Y-TZP-Gerüsten stiegen die Bruchlastwerte nach dem Verblendungsprozess, bei anderen wurde die Festigkeit reduziert [50, 45, 46]. In der vorliegenden Studie sind alle Y-TZP-Brückengerüste verblendet worden. Es gab keine Kontrollgruppen mit unverblendeten Brückengerüsten, um den Einfluss des Verblendungsprozesses auf die Bruchfestigkeit der Gerüste zu evaluieren. 4.5 Frakturlokalisation Während der Belastungsprüfung frakturierten alle Prüfkörper im Verbinderbereich. Es ist unklar, ob die Fraktur von dem Verbinderbereich oder von dem Belastungspunkt aus angefangen hat. Dieser Frakturmodus ist in Übereinstimmung mit den bisherigen Literaturdaten, wo gezeigt wurde, dass die Spannungskonzentration im Verbinderbereich liegt [23, 16, 50, 54, 45]. Außerdem stellt die Verbinderdimension einen entscheidenden Faktor für die Festigkeit und Langlebigkeit von vollkeramischen Brücken dar [53]. In der vorliegenden Studie war die Verbinderdimensionierung nach Hersteller-Anweisung 3x3 mm. Bei der Verbindergestaltung sind Materialeigenschaften, anatomische Aspekte, parodontalhygienische Faktoren und ästhetische Erwartungen zu berücksichtigen [33]. 5 Schlussfolgerung Alle getesteten dreigliedrigen Zirkoniumdioxid-Seitenzahnbrücken hielten der dynamischen Kaubelastung stand und könnten als Alternative zur konventionellen metallkeramischen Versorgung im Seitenzahnbereich in Betracht gezogen werden. 624 Deutsche Zahnärztliche Zeitschrift 61 (2006) 11

5 Gruppe Pfeilerzahn-Fraktur Distaler Verbinder Mesialer Verbinder Beide Verbinder DCS / initial 1 7 DCS / gealtert 4 4 Procera / initial Procera / gealtert 8 Vita CerecInLab / initial Vita CerecInLab / gealtert 3 5 Tabelle 2 Frakturlokalisation der Prüfkörper Table 2 Fracture location of the test samples Die Berücksichtigung weiterer Parameter, wie Verbindergestaltung, Herstellungstechniken (Oberflächenanalyse mit XRD: X-Ray Diffraction, AFM:Atomic Force Microscopy, OI: Optical Interferometer), Verblendungsverfahren und Langlebigkeit, bleibt nachfolgenden Untersuchungen vorbehalten. Es gibt keine klinischen Studien, die Y-TZP-Seitenzahnbrücken mit 3x3 mm-verbinderdimensionen untersucht haben; dies sollte durchgeführt werden, da oft nicht mehr Platz vorhanden ist. Danksagung: Die Autoren möchten sich beim Labor Woerner Zahntechnik, D-Freiburg, für die technische Unterstützung und Verblendung der Brücken, und bei Dr. Th. Gerds (Med. Biometrie und Med. Informatik, Albert-Ludwigs-Universität Freiburg) für die Durchführung der statistischen Berechnungen, bedanken. Literatur 1. Andersson M., Oden A.: A new all-ceramic crown. A dense-sintered, high-purity alumina coping with porcelain. Acta Odontol Scand 51, (1993). 2. Andersson M., Razzoog M. E., Oden A., Hegenbarth E. A., Lang B. R.: Procera: a new way to achieve an all-ceramic crown. Quintessence Int 29, (1998). 3. Anusavice K. J.: Dental Ceramics. In: Phillips Science of Dental Materials: 11th ed., Saunders, Philadelphia, Ardlin B. I.: Transformation-toughened zirconia for dental inlays, crowns and bridges: chemical stability and effect of low-temperature aging on flexural strength and surface structure. Dent Mater 18, (2002). 5. Bates J. F., Stafford G. D., Harrison A.: Masticatory function a review of the literature. III. Masticatory performance and efficiency. J Oral Rehabil 3, (1976). 6. Chevalier J.: What future for zirconia as a biomaterial? Biomaterials 27, (2006). 7. Chevalier J., Deville S., Munch E., Jullian R., Lair F.: Critical effect of cubic phase on aging in 3mol% yttria-stabilized zirconia ceramics for hip replacement prosthesis. Biomaterials 25, (2004). 8. Chitmongkolsuk S., Heydecke G., Stappert C., Strub J. R.: Fracture strength of all-ceramic lithium disilicate and porcelain-fused-to-metal bridges for molar replacement after dynamic loading. Eur J Prosthodont Restor Dent 10, (2002). 9. Christel P., Meunier A., Heller M., Torre J. P., Peille C. N.: Mechanical properties and short-term in-vivo evaluation of yttrium-oxide-partially-stabilized zirconia. J Biomed Mater Res 23, (1989). 10. Christensen G. J.: Ceramic vs. porcelain-fused-to-metal crowns: give your patients a choice. J Am Dent Assoc 125, 311-2, 314 (1994). 11. Creugers N. H., Kayser A. F., van 't Hof M. A.: A meta-analysis of durability data on conventional fixed bridges. Community Dent Oral Epidemiol 22, (1994). 12. De Boever J. A., McCall W. D., Jr., Holden S., Ash M. M., Jr.: Functional occlusal forces: an investigation by telemetry. J Prosthet Dent 40, (1978). 13. Deville S., Chevalier J., Gremillard L.: Influence of surface finish and residual stresses on the aging sensitivity of biomedical grade zirconia. Biomaterials 27, (2006). 14. Deville S., Gremillard L., Chevalier J., Fantozzi G.: A critical comparison of methods for the determination of the aging sensitivity in biomedical grade yttriastabilized zirconia. J Biomed Mater Res B Appl Biomater 72, (2005). 15. Eichner K: Messung der Kaukräfte bei Kauvorgängen. Dtsch Zahnärztl Z 18, (1963). 16. Filser F., Kocher P., Weibel F., Luthy H., Scharer P., Gauckler L. J.: Reliability and strength of all-ceramic dental restorations fabricated by direct ceramic machining (DCM). Int J Comput Dent 4, (2001). 17. Geis-Gerstorfer J., Fässler P.: Untersuchungen zur Ermüdungsverhalten der Dentalkeramiken Zirkondioxid-TZP und In-Ceram. Dtsch Zahnärztl Z 54, (1999). 18. Guazzato M., Quach L., Albakry M., Swain M. V.: Influence of surface and heat treatments on the flexural strength of Y-TZP dental ceramic. J Dent 33, 9-18 (2005). 19. Hagberg C.: Electromyography and bite force studies of muscular function and dysfunction in masticatory muscles. Swed Dent J Suppl 37, 1-64 (1986). 20. Helkimo E., Carlsson G. E., Helkimo M.: Bite force and state of dentition. Acta Odontol Scand 35, (1977). 21. Holm C., Tidehag P., Tillberg A., Molin M.: Longevity and quality of FPDs: a retrospective study of restorations 30, 20, and 10 years after insertion. Int J Prosthodont 16, (2003). 22. Kappert H. F., Knode H., Schultheiss R.: Festigkeitsverhalten der In-Ceram- Keramik bei mechanischer und thermischer Wechsellast im Kunstspeichel. Dtsch Zahnärztl Z 46, (1991). 23. Kelly J. R., Tesk J. A., Sorensen J. A.: Failure of all-ceramic fixed partial dentures in vitro and in vivo: analysis and modeling. J Dent Res 74, (1995). 24. Kern M., Strub J. R., Lu X. Y.: Wear of composite resin veneering materials in a dual-axis chewing simulator. J Oral Rehabil 26, (1999). 25. Körber K.H; Ludwig, K.: Maximale Kaukraft als Berechnungsfaktor zahntechnischer Konstruktionen. Dent Labor 31, 55 (1983). 26. Koutayas S. O., Kern M., Ferraresso F., Strub J. R.: Influence of design and mode of loading on the fracture strength of all-ceramic resin-bonded fixed partial dentures: an in vitro study in a dual-axis chewing simulator. J Prosthet Dent 83, (2000). 27. Krejci I., Reich T., Lutz F., Albertoni M.: [An in vitro test procedure for evaluating dental restoration systems. 1. A computer-controlled mastication simulator]. Schweiz Monatsschr Zahnmed 100, (1990). 28. Lucas L. C., Lemons J. E.: Biodegradation of restorative metallic systems. Adv Dent Res 6, 32-7 (1992). 29. Luthy H., Filser F., Loeffel O., Schumacher M., Gauckler L. J., Hammerle C. H.: Strength and reliability of four-unit all-ceramic posterior bridges. Dent Mater 21, (2005). 30. Marquardt P., Strub J. R.: Survival rates of IPS empress 2 all-ceramic crowns and fixed partial dentures: results of a 5-year prospective clinical study. Quintessence Int 37, (2006). 31. Morena R.: Toughening of dental porcelain by tetragonal ZrO2 additions. J Am Ceram Soc 69 (1986). 32. Piconi C., Maccauro G.: Zirconia as a ceramic biomaterial. Biomaterials 20, 1-25 (1999). 33. Raigrodski A. J.: Contemporary materials and technologies for all-ceramic fixed partial dentures: a review of the literature. J Prosthet Dent 92, (2004). 34. Reuling N., Wisser W., Jung A., Denschlag H. O.: Release and detection of dental corrosion products in vivo: development of an experimental model in rabbits. J Biomed Mater Res 24, (1990). 35. Rosentritt M., Behr M., Gebhard R., Handel G.: Influence of stress simulation parameters on the fracture strength of all-ceramic fixed-partial dentures. Dent Mater 22, (2006). 36. Rosentritt M., Behr M., Handel G.: Fixed partial dentures: all-ceramics, fibrereinforced composites and experimental systems. J Oral Rehabil 30, (2003). 37. Sadan A., Blatz M. B., Lang B.: Clinical considerations for densely sintered alumina and zirconia restorations: Part 1. Int J Periodontics Restorative Dent 25, (2005). 38. Schwickerath H.: Dauerfestigkeit von Keramik. Dtsch Zahnärztl Z 41, (1986). 39. Schwickerath H.: Neue Keramiksysteme unter Dauerbeanspruchung. Quintessenz Zahntech 20, (1994). Deutsche Zahnärztliche Zeitschrift 61 (2006)

6 40. Scurria M. S., Bader J. D., Shugars D. A.: Meta-analysis of fixed partial denture survival: prostheses and abutments. J Prosthet Dent 79, (1998). 41. Shimizu K., Oka M., Kumar P., Kotoura Y., Yamamuro T., Makinouchi K., Nakamura T.: Time-dependent changes in the mechanical properties of zirconia ceramic. J Biomed Mater Res 27, (1993). 42. Sorensen J. A., Kang S. K., Torres T. J., Knode H.: In-Ceram fixed partial dentures: three-year clinical trial results. J Calif Dent Assoc 26, (1998). 43. Studart A. R., Filser F., Kocher P., Gauckler L. J.: Fatigue of zirconia under cyclic loading in water and its implications for the design of dental bridges. Dent Mater (2006). 44. Sturzenegger B., Feher A., Lüthy H., Schumacher M., Loeffel O., Filser F., Kocher P., Gauckler L., Scharer P.: Klinische Studie von Zirkonoxidbrücken im Seitenzahnbereich hergestellt mit dem DCM-System. Schweiz Monatsschr Zahnmed 110, (2000). 45. Sundh A., Molin M., Sjogren G.: Fracture resistance of yttrium oxide partiallystabilized zirconia all-ceramic bridges after veneering and mechanical fatigue testing. Dent Mater 21, (2005). 46. Sundh A., Sjogren G.: Fracture resistance of all-ceramic zirconia bridges with differing phase stabilizers and quality of sintering. Dent Mater (2006). 47. Tateishi T.: Research and development of advanced biocomposite materials and application to the artificial hip joint. Bull Mech Eng Lab Jap 45, 1-9 (1987). 48. Tinschert J., Natt G., Dose B., Fischer H., Marx R.: Seitenzahnbrücken aus hochfester Strukturkeramik. Dtsch Zahnärztl Z 54, (1999). 49. Tinschert J., Natt G., Hassenpflug S., Spiekermann H.: Status of current CAD/CAM technology in dental medicine. Int J Comput Dent 7, (2004). 50. Tinschert J., Natt G., Mautsch W., Augthun M., Spiekermann H.: Fracture resistance of lithium disilicate-, alumina-, and zirconia-based three-unit fixed partial dentures: a laboratory study. Int J Prosthodont 14, (2001). 51. Tinschert J., Natt, G, Jorewitz, A, Fischer, H, Spiekermann, H, Marx, R: Belastbarkeit vollkeramischer Seitenzahnbrücken aus neuen Hartkernkeramiken. Dtsch Zahnärztl Z 55, (2000). 52. Vult von Steyern P.: All-ceramic fixed partial dentures. Studies on aluminum oxide- and zirconium dioxide-based ceramic systems. Swed Dent J Suppl, 1-69 (2005). 53. Vult von Steyern P., Carlson P., Nilner K.: All-ceramic fixed partial dentures designed according to the DC-Zirkon technique. A 2-year clinical study. J Oral Rehabil 32, (2005). 54. Vult von Steyern P., Jonsson O., Nilner K.: Five-year evaluation of posterior all-ceramic three-unit (In-Ceram) FPDs. Int J Prosthodont 14, (2001). Korrespondenzadresse: Kassiani Stamouli Universitätsklinikum Freiburg, Klinik für Zahn-, Mund und Kieferheilkunde Abteilung für Zahnärztliche Prothetik Hugstetterstrasse 55, D Freiburg kassiani.stamouli@uniklinik-freiburg.de BUCHBESPRECHUNG Das Spektrum der Medizin. Illustriertes Handbuch von den Grundlagen bis zur Klinik H. Bünte, K. Bünte, Schattauer, Stuttgart 2004, ISBN , 1690 Seiten, 2065 Abbildungen, 99,90 Unterstützt von 21 Beratern und etlichen Mitarbeitern wagen Hermann Bünte, früherer Direktor der Chirurgischen Universitätsklinik Münster, und sein Sohn, der Diplombiologe Klaus Bünte, das Experiment, die Medizin gesamthaft darzustellen. Bewusst als Gegenpol zu den Gegenstandskatalogen des Medizinstudiums konzipiert, werden auf 259 Seiten zunächst die naturwissenschaftlichen Grundlagen für den Zugang zur klinischen Medizin aus der Sicht der Herausgeber dargestellt. Getrennt nach Organsystemen folgen anschließend 16 Kapitel mit klinischem Bezug. Bedauerlicherweise und für ein Buch solchen Ausmaßes eigentlich unentschuldbar fehlt ein Inhaltsverzeichnis, so dass das orientierende Suchen nach bestimmten Themen trotz eines 54-seitigen Sachverzeichnisses mühsam werden kann. Angesichts seines Umfangs und seiner Themenbreite vermittelt das Werk gehörigen Respekt gegenüber dem Fach Medizin. Fast 1700 Seiten und 2100 Abbildungen, das klingt erst einmal imposant. Allerdings relativiert sich der erste Eindruck, sobald man erkennt, dass der größte Teil der bisweilen laienhaften Illustrationen und Fotos in begutachteten medizinischen Fachzeitschriften kaum veröffentlichbar wäre. Unter dem Begriff illustriertes Handbuch hatte der Rezensent vor allem viele großformatige klinische Farbfotos erwartet, aber auf solche trifft der Leser leider nicht. Dennoch kann dieses Mammutwerk allen wissbegierigen Menschen als Einstieg in die Medizin dienen. Ihnen wird das Stöbern, das Vor- und Zurückblättern Spaß machen. Mächtig Eindruck schinden wird der schwere Wälzer allemal. Noch weitere drei, vier Bücher von dieser Sorte, und der Einlegeboden im Billy-Regal wird garantiert durchhängen. Jens C. Türp, Basel 626 Deutsche Zahnärztliche Zeitschrift 61 (2006) 11