abrasionsbeständigkeit konventioneller und lichthärtender ... · abrasionsbeständigkeit...
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Abrasionsbeständigkeit
konventioneller und lichthärtender
Glasionomerzemente
Der Medizinischen Fakultät / Dem Fachbereich Zahnerhaltung und
Parodontologie
der Friedrich-Alexander-Universität
Erlangen-Nürnberg
zur
Erlangung des Doktorgrades Dr.med.dent.
vorgelegt von
Brigitte Lauerer
aus Deggendorf
Als Dissertation genehmigt
von der Medizinischen Fakultät / vom Fachbereich Zahnerhaltung und
Parodontologie
der Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg
Tag der mündlichen Prüfung: 19. September 2013
Vorsitzender der Promotionsorgans: Prof. Dr. med. Dr. h.c. Jürgen Schüttler
Gutachter: PD Dr.-Ing. Ulrich Lohbauer
Prof. Dr. med. dent. Anselm Petschelt
Meinen Eltern
I
Inhaltsverzeichnis
1 Zusammenfassung ................................................................................ 1
2 Summary ............................................................................................... 3
3 Einleitung ............................................................................................... 5
4 Literaturübersicht ................................................................................... 7
4.1 Aufbau und Reaktionsmechanismus von Glasionomerzementen..... 7
4.2 Klinische Verarbeitung und Indikationsbereich von GIZ in der
Zahnmedizin ................................................................................... 10
4.3 Klinische Erfahrung zu Glasionomerrestaurationen im
Seitenzahnbereich.......................................................................... 11
4.4 Abrasionsmechanismen – Relevanz für dentale Materialien .......... 13
4.4.1 Die Tribologie ......................................................................... 13
4.4.2 Die Tribologie in der Zahnmedizin .......................................... 17
5 Materialien und Methode ..................................................................... 19
5.1 Verwendete Materialien.................................................................. 19
5.2 Herstellung der Proben................................................................... 21
5.2.1 Herstellung der Segmente...................................................... 21
5.2.2 Herstellung der ACTA-Räder.................................................. 22
5.3 Verschleißprüfung im Drei-Medien-Abrasions Design .................... 23
5.3.1 Aufbau und Funktionsprinzip der ACTA-Maschine................. 23
5.3.2 Versuchsaufbau...................................................................... 26
5.4 Herstellung der Replikas ................................................................ 27
5.5 Auswertung der Abrasionstiefen am konfokalen Laser-Raster-
Mikroskop ....................................................................................... 29
5.5.1 Aufbau und Funktionsprinzip des konfokalen Laser-Raster-
Mikroskopes ........................................................................... 29
5.5.2 Erhebung der Abrasionswerte ................................................ 30
5.6 Statistische Auswertung ................................................................. 31
5.7 Qualitative Auswertung der Morphologie im Stereomikroskop ....... 31
6 Ergebnisse........................................................................................... 33
6.1 Ergebnisse aller Materialien ........................................................... 33
II
6.2 Zeitabhängige Abrasion von Equia™ im Vergleich zu Fuji® IX GP
Extra ............................................................................................... 36
6.3 Mikroskopische Auswertung........................................................... 38
7 Diskussion ........................................................................................... 41
7.1 Bewertung der Ergebnisse ............................................................. 41
7.2 Diskussion der Materialien ............................................................. 43
7.3 Diskussion der Methode ................................................................. 47
7.4 Übertragung auf die klinische Situation .......................................... 48
8 Schlussfolgerung ................................................................................. 51
9 Literaturverzeichnis.............................................................................. 52
10 Abbildungsverzeichnis ......................................................................... 60
11 Tabellenverzeichnis ............................................................................. 62
12 Anhang ................................................................................................ 63
12.1 Materialanordnung.......................................................................... 63
12.2 Gemessene Werte an der Oberkante............................................. 64
12.3 Gemessene Werte an der Unterkante ............................................ 66
12.4 Gemessene Werte von Equia und Fuji IX am Rad P...................... 68
12.5 Gemessene Werte der Materialien Equia und Fuji IX..................... 69
12.6 Mittelwerte und Standardabweichung der getesteten Materialien .. 71
13 Danksagung......................................................................................... 72
1
1 Zusammenfassung
Hintergrund und Ziele
Diskussionen über gesundheitliche Risiken durch Amalgam und das gestie-
gene ästhetische Bewusstsein der heutigen Patienten fordern den Einsatz
verbesserter Restaurationsmaterialien in der Zahnmedizin. Alternativmateria-
lien zu Amalgam, wie die zahnfarbenen Komposite oder Glasionomerzemen-
te (GIZe), werden ständig weiterentwickelt und neu vermarktet. Die Glasio-
nomerzemente sind seit Jahrzehnten ein fester Bestandteil in der konservie-
renden Zahnheilkunde. An diese Materialien werden hohe mechanische An-
forderungen gestellt, damit sie den alltäglichen Belastungen in der Mundhöh-
le möglichst lange standhalten. Ziel dieser Studie war die Untersuchung des
Abrasionsverhaltens von konventionellen und lichthärtenden Glasionomer-
zementen sowie ein Vergleich der gewonnenen Werte mit Amalgam als Re-
ferenzmaterial.
Material und Methode
Zur in-vitro Bestimmung des Abrasionsverhaltens wurde die Drei-Medien-
Abrasionsanordung der ACTA-Maschine gewählt. Mit Hilfe der Versuchsan-
ordnung wurden sieben konventionelle Glasionomerzemente und fünf licht-
härtende GIZe getestet, wobei Amalgam als Referenzmaterial diente. Insge-
samt wurden 13 ACTA-Räder hergestellt. Nach einer vierwöchigen Wasser-
lagerung durchlief jedes Rad 200.000 Abrasionszyklen in der ACTA-
Maschine. Anschließend wurden Replikas der Prüfräder erstellt, an denen
die Abrasionstiefen am konfokalen Laser-Raster-Mikroskop ermittelt wurden.
Zusätzlich wurde das Abrasionsverhalten vom konventionellen GIZ Fuji® IX
GP Extra und dessen Weiterentwicklung Equia™ (Fuji® IX GP Extra mit dem
nanogefüllten Lack G-Coat® Plus) verglichen. Hierzu wurden nach jeweils
10.000 Zyklen die Abrasionstiefen ausgewertet. Die statistische Auswertung
erfolgte mittels ANOVA und einem paarweisen Vergleich der Werte mit Hilfe
eines nachgeschalteten Post-Hoc-Tests (α < 0,05). Vor und nach Durchlauf
des Tests wurden die Probenoberflächen stereo- und rasterelektronenmikro-
skopisch nach morphologischen Gesichtspunkten analysiert.
2
Ergebnisse
In dieser Testreihe erzielte ein lichthärtender Glasionomerzement, der als
Paste-Paste System angemischt wurde und die geringste Porosität aufzeigte,
die niedrigsten Abrasionswerte (32,89 ± 7,27 µm). Dennoch sind die Werte
der Abrasionstiefen verglichen mit Amalgam deutlich höher. Im Mittelfeld fin-
den sich mit Werten von 70,27 µm ± 21,25 µm bis 97,16 µm ± 22,69 µm so-
wohl lichthärtende als auch konventionell härtende Glasionomerzemente. Die
geringste Abrasionsresistenz wiesen drei konventionell härtende Glasiono-
merzemente mit Werten von 106,90 µm ± 25,31 µm bis 206,82 µm ± 46,64
µm auf, wobei von diesen Materialien ein von Hand angemischter Zement
am schlechtesten abschnitt. Zusätzlich zeigte der per Hand gemischte Ze-
ment von allen Zementen die höchste Porosität.
Der Vergleich von Fuji® IX GP Extra und Equia™ mit aufgetragenem Lack
zeigte, dass die Abrasion bei beiden Materialien bis 90.000 Zyklen etwa
gleich verläuft. Nach 200.000 Zyklen jedoch unterliegt Equia™.
Schlussfolgerungen
Diese Studie hat gezeigt, dass es zwischen den getesteten Materialien deut-
liche Unterschiede im Abrasionsverhalten gibt. Dennoch sind auch die getes-
teten Zemente mit der höchsten Abrasionsresistenz den Werten von Amal-
gam deutlich unterlegen. Ein Aspekt hierfür ist die Porosität der Zemente, die
durch die Art des Anmischens beeinflusst werden kann. Es zeigte sich, dass
bei Kapselsystemen und einem Paste-Paste-Präparat geringere Porositäten
auftraten als bei einem handgemischten Zement. Im Hinblick auf diese ge-
wonnenen Ergebnisse sind Glasionomerzemente für eine Verwendung als
permanentes Füllungsmaterial im kaulasttragenden Seitenzahnbereich nicht
indiziert. Der Haupteinsatzbereich der Glasionomerzemente liegt in der
Kinderbehandlung und der provisorischen Versorgung kleinerer Defekte im
permanenten Gebiss. Neue Technologien wie lichtinduzierte Aushärtung und
Nanofüllkörper scheinen einen positiven Effekt auf das Abrasionsverhalten
zu haben. Die Verwendung eines Schutzlackes hat keinen protektiven Ein-
fluss auf das langfristige Abrasionsverhalten, bietet jedoch Oberflächen-
schutz in der ersten Tragephase.
3
2 Summary
Objectives
The discussion about amalgam and the increased awareness of aesthetic
appeal required the application of improved restorative materials in dentistry.
Alternative materials to amalgam, like tooth coloured composites or glass-
ionomer cements (GIC) are constantly refined and merchandised. Glass-
ionomer cements play an important role in the restorative dentistry for several
decades. To resist the daily stresses in oral environment as long as possible
there are high demands on these materials.
The purpose of this study was to investigate the behaviour of wear of con-
ventional and light curing glass-ionomer cements. The obtained values for
these materials will be presented in comparison to amalgam as reference
material.
Materials and methods
For the in-vitro determination of wear behaviour the three-medium-wear test
machine ACTA was chosen. Seven conventional and five light curing glass-
ionomer cements were tested with this arrangement and amalgam was ap-
plied as reference material. Altogether 13 ACTA-wheels were fabricated. Af-
ter a four week water storage every wheel performed a run of 200.000 cycles
in the ACTA-machine. Afterwards replicas of the test wheels were taken and
the depth of wear was evaluated with the confocal laser scanning micro-
scope. Additionally the behaviour of the wear of conventional Fuji® IX GP
Extra and its further development Equia™ (Fuji® IX GP Extra with a nano-
filled coat G-Coat® Plus) was compared. For this purpose, the values of
abrasion after each 10.000 cycle were recorded. By using the ANOVA test
and a pairwise comparison with a following Post-Hoc-test (p < 0.05) a statis-
tical evaluation of the values was carried out. Before and after running the
test the sample surfaces were analysed in respect to morphological aspects
both with the stereo and the scanning electron microscope.
4
Results
In this test series a light curing glass-ionomer cement, which was prepared
by mixing of a paste-paste system and which showed the minimal porosity,
achieved the lowest values of the abrasion (32.89 µm ± 7.27 µm). In com-
parison to amalgam the wear depths are still higher. Conventional as well as
light curing glass-ionomer cements are located in the middle range with val-
ues of the abrasion from 70.26 µm ± 21.25 µm up to 97.16 µm ± 22.69 µm.
The lowest resistances of abrasion were offered by three conventional glass-
ionomer cements with values from 106.90 µm ± 25.31 µm up to 206.82µm ±
46.64 µm, whereupon the hand mixed version of these three materials
showed at least the highest values of abrasion. Furthermore it was found out
that the hand mixed cement showed the highest porosity.
The comparison of Fuji® IX GP Extra and its coated version Equia™ showed
nearly equal results up to 90.000 cycles, but after 200.000 cycles Equia™ is
inferior.
Conclusions
This study showed that there are considerable disparities in the abrasion be-
haviour for the tested materials. Nevertheless, the tested cements with the
highest resistance of wear underlay considerably in respect to the values of
amalgam. One aspect is the cements porosity, which could be influenced by
the type of mixing. Encapsulated and paste-paste systems showed less po-
rosity than a hand mixed cement. With regard to the obtained results glass-
ionomer cements are not qualified for the application in occlusal contact ar-
eas in posterior teeth as a permanent filling material. The glass-ionomer ce-
ments are mainly used in paediatric dentistry and as a temporary filling mate-
rial for smaller defects in the permanent dentition. New technologies like light
activated curing and nano-fillers seem to have a positive effect on abrasion.
Even though the use of a coating has no protective effect on the long-term
abrasion, the coating offers protection of the surface within the first period.
5
3 Einleitung
Das menschliche Gebiss ist während seiner lebenslangen Gebrauchsphase
täglich Verschleißprozessen ausgesetzt. Jeder physiologische Kontakt eines
Zahnes mit seinem Antagonisten trägt zu Abnutzungserscheinungen bei. Ei-
ne wichtige Rolle spielt die tägliche Nahrungsaufnahme, wobei die Nahrung
durch Mahlbewegungen der Zähne zerkleinert werden muss. Verstärkt wird
die Abnutzung durch pathologische Vorgänge wie Bruxismus [27]. Auch
Zahnpflegevorgänge und Säureangriffe, durch säurehaltige Nahrungsmittel
oder durch Krankheiten wie Bulimie oder Anorexia nervosa sind von Bedeu-
tung für den Zahnhartsubstanzverlust [23]. Nicht nur die Zahnhartsubstanzen
Schmelz und Dentin sind betroffen, auch Restaurationsmaterialien unterlie-
gen oralen Verschleißvorgängen. Der Zahnarzt muss anhand von Studien
über die Langlebigkeit der ständig neuentwickelten, auf dem Markt erschei-
nenden Restaurationsmaterialien aufgeklärt werden. In-vivo Untersuchungen
bilden trotz des langen Beobachtungszeitraumes den Goldstandard zur Beur-
teilung der klinischen Ereignisse. Jedoch laufen im menschlichen Gebiss
verschiedene Verschleißmechanismen bei Kauprozessen gleichzeitig ab und
das Verhalten des Materials ist nicht genau zu bestimmen. Die Parameter
wie Kaukraft, Kaudauer, die Anzahl der täglichen Kauzyklen und die Nah-
rungsmittelkonsistenz sind hierbei nur schwer zu erfassen. Um kurzfristig
eine Aussage über das Materialverhalten zu erhalten, wurden in-vitro Studien
entwickelt. So kann man unter standardisierten Bedingungen die klinischen
Vorgänge, die bei intraoralem Verschleiß auftreten, nachvollziehen [39, 41].
In dieser Arbeit wurde mit Hilfe der ACTA-Maschine der Drei-Medien-
Verschleiß an kontaktfreien okklusalen Bereichen durch Nahrungsbestandtei-
le von Glasionomerzementfüllungen simuliert [35, 41]. Ziel war es, die Abra-
sionsbeständigkeit von konventionell härtenden Glasionomerzementen (GI-
Zen) mit der der lichthärtenden Glasionomerzementen (engl.: resin-modified
glassionomer cements = RMGIZ) gegenüberzustellen und im Hinblick auf
das Abrasionsverhalten des Referenzmaterials Amalgam zu vergleichen. Der
Glasionomerzement, der erstmals 1972 unter dem Namen ASPA-Zement auf
dem dentalen Markt erhältlich war, spielt seitdem in der Zahnmedizin eine
6
wichtige Rolle als Restaurationsmaterial [42]. Nicht zuletzt verstärkten die
sehr kontrovers geführten öffentlichen Diskussionen über gesundheitliche
Risiken durch Quecksilberabgabe aus Amalgamfüllungen das Interesse. Das
damalige Bundesgesundheitsamt beschloss sogar Amalgam bei Kindern un-
ter sechs Jahren nicht mehr anzuwenden [36]. Zusätzlich fördert das zuneh-
mende ästhetische Bewusstsein der Patienten den Einsatz zahnfarbener
Restaurationsmaterialien.
7
4 Literaturübersicht
4.1 Aufbau und Reaktionsmechanismus von Glasionomerzementen
Zur Herstellung eines konventionellen Glasionomerzementes werden drei
Grundkomponenten benötigt. Eine organische Komponente, die aus Poly-
akrylsäuren und Hydroxycarbonsäuren besteht, eine anorganische Kompo-
nente aus ionenfreisetzenden Aluminium-Silikatgläsern und zuletzt Wasser,
welches als Reaktionsmedium und Plastifizierungsmittel dient [16, 18, 37].
Polyalkensäuren sind Polymere von Alkenen mit einer oder mehren Carbo-
xylgruppen. Für Glasionomerzemente werden vorwiegend Polyakrylsäuren
als organische Komponente verwendet, die sich entweder untereinander zu
Homopolymeren verbinden oder sich mit Maleinsäure und Itakonsäure zu
Copolymeren verknüpfen. Charakteristisch für die Hydroxycarbonsäuren ist
das Enthalten von Hydroxyl- und Carboxylgruppen in ihrer Struktur [37].
Durch das Sintern einer Mischung aus Quarz (Siliziumoxid), Aluminiumoxid,
Kyrolit, Kalziumfluorid, Aluminiumfluorid und Aluminiumphosphat bei Tempe-
raturen zwischen 1050 bis 1350ºC entsteht ein spezielles, metastabiles Alu-
minium-Silikatglas. Die Besonderheit bei diesem Sintervorgang liegt im teil-
weisen Ersetzen der Siliziumionen durch Aluminiumionen als Netzwerkbild-
ner. Um die lokale Elektronenneutralität zu bewahren, werden Kalzium- oder
Natriumionen zusätzlich innerhalb des Netzwerks eingelagert [37, 49]. An-
schließend wird die Schmelze schockgekühlt und das entstehende Glas wird
zu einem Pulver gemahlen [16, 37, 65].
Der typische Reaktionsmechanismus (Abb. 1, Seite 8) zur Entstehung von
Glasionomerzementen ist eine Säure-Base-Reaktion, bei der die Polyakryl-
säure als Protonendonator und das ionenfreisetzende Aluminium-
Silikatglaspulver als Protonenakzeptor beteiligt sind [18, 37, 47, 66]. Das
Wasser bewirkt, dass die Polyakrylsäure in ionisierter Form vorliegt. Die von
den Säuren abgespalteten Protonen, greifen die Oberfläche der Aluminium-
Silikatglaspartikeln an und lösen Kalzium-, Natrium- und Aluminiumionen aus
dem Netzwerk [37]. Erwähnenswert ist, dass die anfängliche Kalziumionen-
konzentration höher ist als von Aluminiumionen [49, 63]. Deshalb entsteht in
8
der anfänglichen Gelationsphase (ca. 10 min) vermehrt eine Verknüpfung der
negativ geladenen Polyakrylsäuren durch eine Ionenbindung mit Kalzium. Mit
anderen Worten ein Salz, das Kalzium-Polyakrylat, wird gebildet [37]. Die
Aluminiumionen beteiligen sich aufgrund ihrer geringeren Diffusionsrate und
stabileren Bindung zu Fluorid erst später am Reaktionsmechanismus [63].
Innerhalb der nächsten 24 Stunden, der Aushärtungsphase, ersetzen sie
zum Teil die Kalziumionen und es entsteht eine verbesserte Matrix aus Alu-
minium- und Kalzium-Polyakrylat [21, 37]. Vor Abschluss der Aushärtungs-
phase ist der GIZ empfindlich auf Feuchtigkeitsschwankungen. Durch den
frühzeitigen Kontakt mit Speichel können für die weitere Vernetzung der Mat-
rix wichtige Kalzium- und Aluminiumionen ausgelaugt werden. Die Aushär-
tung erfolgt somit langsamer oder sogar unvollständig [42]. Eine Austrock-
nung hingegen führt zu einer Craquelierung der Oberfläche [2].
Abb. 1: Darstellung des Reaktionsmechanismus eines konventionellen GIZ aus [39].
Während das Innere der Glaspartikel unverändert bleibt, entsteht aufgrund
der Protonenreaktion an der Oberfläche ein Gel aus Orthokieselsäure. Diese
Orthokieselsäure wird wiederum zu Kieselgel umgewandelt [8, 18, 37]. Durch
diese Reaktionsvorgänge entsteht ein Glasionomerzement, dessen Alumini-
um-Silikatglaspartikeln mit einer Kieselgelhülle versehen sind. Die Alumini-
um-Silikatglaspartikel sind wiederum in eine Matrix aus Polyakrylaten einge-
bettet [13, 66]. Der Zusatz von Hydroxycarbonsäuren, z.B. Zitronensäure
oder für den Abbindevorgang von Glasionomerzementen günstigere D(+)
Weinsäure dienen als Akzelerator. Durch ihre Fähigkeit Chelatkomplexe an
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Kalzium zu binden, wird die Verarbeitungszeit von den Zementen verlängert
und die auf Feuchtigkeitsschwankungen sensibel reagierende Abbindezeit
verkürzt [14, 48, 49]. Der Glasionomerzement ist auf Röntgenbildern nicht zu
erkennen. Durch den Ersatz von Kalzium- durch Barium- und Strotiumionen
im Glasnetzwerk oder durch Zumischen von Metallen wie Zinkoxid kann die
gewünschte Radioopazität erreicht werden [37]. Um die Eigenschaften der
konventionellen Glasionomerzemente zu verbessern, modifizierten die Her-
steller die organische und die anorganische Komponente. Durch die Bei-
mengung von Metallen, wie Silber-Zinn Legierungen, entstehen die metall-
verstärkten Glasionomerzemente, die Cermet-Zemente [49]. Eine Verbesse-
rung der Abrasionsbeständigkeit und der Oberflächenhärte konnte nicht er-
zielt werden [22]. Auch die Ästhetik ist durch das metallene Aussehen ge-
mindert.
Ende der 80er Jahre wurden die Hybridglasionomerzemente, resin-modified
glass-ionomer cements (RMGIZ), auch lichthärtende oder kunststoffmodifi-
zierte Glasionomerzemente genannt, entwickelt [16, 18, 37, 49]. Der Unter-
schied zu konventionellen Glasionomerzementen liegt in einer Modifikation
der organischen Phase. An die Polyakrylsäuren werden Methakrylatgruppen
angehängt [21]. Ein zusätzlicher Bestandteil sind wasserlösliche und lichthär-
tende Kunststoffmonomere, deren Anteil zwischen 4,5 bis 6 % liegt [16, 33,
48]. Diese Kunststoffmonomere sind meist 2-Hydroxyethyl-Methakrylate
(HEMA). Anders als die konventionellen Glasionomerzemente besitzen die
lichthärtenden Glasionomerzemente zwei verschiedene Abbindemechanis-
men. Zusätzlich zur üblichen Säure-Base-Reaktion wird durch Licht eine Po-
lymerisation in Gang gesetzt [1]. Die Polyakrylsäuren können sich über die
Methakrylatgruppen untereinander oder mit HEMA verbinden [21]. Bei den
selbsthärtenden Glasionomerzementen wird die Polymerisation nicht durch
Licht induziert sondern chemisch durch Initiatoren wie Benzoylperoxid und
Aminakzeleratoren eingeleitet [46, 48]. Eine zusätzliche Weiterentwicklung
der konventionellen Glasionomerzemente sind stopfbare oder hochvisköse
Glasionomerzemente. Der Reaktionsmechanismus ist den konventionellen
GIZen analog. Die erhöhte Zähigkeit wird durch eine kleinere Korngröße er-
reicht, was eine verbesserte Verteilung des Glases in der Matrix gewährleis-
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tet. Einen zusätzlichen Effekt liefert die Zugabe von Polyakrylsäuren in Fest-
form in das Pulver. Als Anmischflüssigkeit wird lediglich Wasser verwendet
[20, 21, 42].
4.2 Klinische Verarbeitung und Indikationsbereich von GIZ in der
Zahnmedizin
Unabhängig davon, ob man die Handmisch-Variante oder Kapselsysteme
verwendet, liegt der Zement zunächst als Pulver und Flüssigkeit vor. Bei den
von Hand mischbaren Glasionomerzementen wird das vom Hersteller vorge-
gebene Pulver-/Flüssigkeitverhältnis auf einer Glasplatte oder rotierenden
Scheibe mit einem Spatel angemischt [37]. Die Kapsel enthält eine Misch-
kammer, in der sich das Pulver und ein Flüssigkeitskissen befinden. Durch
einen Aktivator oder durch das Drehen eines Schraubverschlusses wird das
Kissen zerdrückt und die Flüssigkeit läuft in die Mischkammer. Ein Mischge-
rät übernimmt das manuelle Anmischen. Durch einen Applikator kann der
Zement über einen Hubmechanismus direkt in die Kavität appliziert werden
[37]. Moderne lichthärtende Glasionomerzemente werden auch in Click-
Dipensern in Paste-Paste-Form angeboten. Eine Homogenisierung und eine
Porenreduktion werden dadurch begünstigt [42].
Durch die gute Haftung von GIZ an der Zahnhartsubstanz kann eine sub-
stanzschonende minimalinvasive Kavitätenpräparation angestrebt werden
[60]. Die Schichtstärke des Glasionomerzementes sollte mindestens 1,5 bis
2,0 mm betragen [20]. Aufgrund ihrer sensiblen Reaktion auf Feuchtigkeits-
zutritt oder Austrocknung sollte das Ausarbeiten der konventionellen GIZ erst
nach der 24-stündigen Abbindephase erfolgen [21]. Einige Hersteller bieten
zu ihren Produkten den passenden Schutzlack an, um die Zemente vor
Feuchtigkeitsschwankungen zu schützen. Es kann auch Vaseline verwendet
werden [21, 47, 63, 64]. Anhand ihrer physikalischen und chemischen Be-
schaffenheit sowie ihren Härtungsmechanismen unterteilt man die Glasio-
nomerzemente in drei Typen. Als Typ I werden die Glasionomerzemente be-
zeichnet, die als Befestigungszement verwendet werden. Sie weisen eine
niedrige Pulverpartikelgröße auf und werden mit einem geringen Pulveranteil
11
angemischt. Den Typ II bilden die Restaurationsmaterialien. Der Indikations-
bereich von Glasionomerzementen als Liningzement und Unterfüllungsmate-
rial stellt den Typ III dar. Der Unterschied zwischen Lining und Unterfüllungs-
zementen ist ihr Pulveranteil. Liningzemente haben ein besseres Fließverhal-
ten durch ihren geringen Pulveranteil. Als Unterfüllungsmaterial wird der Gla-
sionomerzement mit einem höheren Pulveranteil angemischt und weist für
diese Verwendung bessere physikalische Eigenschaften auf [37, 47, 59].
Glasionomerzemente sind in der permanenten Dentition nur ein provisori-
sches oder semipermanentes Füllungsmaterial im kaulasttragenden Seiten-
zahnbereich. Im Hinblick auf die kurze Gebrauchsphase der Milchzähne
können Glasionomerzemente in der ersten Dentition als permanentes Fül-
lungsmaterial eingesetzt werden [21].
Für Klasse I Restaurationen sollte der Defekt klein sein und eine minimalin-
vasive Präparation vorliegen [6, 47]. Auch für die Kavitätenklassen II und III
sind Glasionomerzemente geeignet [6, 21]. Zur Versorgung von Kavitäten
der Klasse V sind Glasionomerzemente auch verwendbar, doch wird ihr
Einsatzbereich durch ihre verminderte Ästhetik eingeschränkt [6]. In der Kie-
ferorthopädie wird er zur Befestigung von orthodontischen Bändern und Bra-
ckets eingesetzt. Für die Fissurenversiegelung in der ersten Dentition können
Glasionomerzemente auch verwendet werden [6]. Hochviskose Glasiono-
merzemente finden für die ART (atraumatic restorative treatment)-Technik in
Ländern der dritten Welt sehr gute Anwendung [6, 20, 21, 66].
4.3 Klinische Erfahrung zu Glasionomerrestaurationen im Seitenzahn-
bereich
Als Restaurationsmaterial im Seitenzahnbereich werden Glasionomer-
zemente häufig sowohl in der ersten Dentition als auch im Erwachsenenge-
biss eingesetzt. Eine entscheidende Rolle spielt dabei die kariesprotektive
Wirkung der Glasionomerzemente [42]. Durch eine Ionenbindung der Carbo-
xylgruppen der Polyakrylsäure mit Phosphationen der Zahnhartsubstanz wird
überdies eine gute Haftung des Zements gewährleistet [28, 39]. Diese gute
Haftung, die durchaus Werte von 10 bis 15 MPa erreichen kann, hat eine
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gute Randständigkeit des Füllungsmaterials zur Kavitätenfläche zur Folge,
was wiederum die Penetration von kariogenen Bakterien im Randbereich
erschwert. Positiv auf die Randständigkeit der Glasionomerzemente wirken
sich auch die geringe Abbindeschrumpfung und der thermische Ausdeh-
nungskoeffizient aus, der dem der Zahnhartsubstanz ähnlich niedrig ist [39,
42, 68 ]. Ein weiterer Vorteil der Glasionomerzemente liegt in ihrer antikario-
genen Eigenschaft durch eine stetige Fluoridionenabgabe. Fluorid hemmt
zum einen die mikrobielle Aktivität und zusätzlich bewirkt es, dass die Zahn-
hartsubstanz durch Remineralisation unanfälliger für bakterielle Säureangriffe
wird. Diese Effekte reduzieren so die Gefahr der Entstehung einer Sekundär-
karies [39, 42]. Eine geringe Zytotoxizität und eine gute Verträglichkeit auf
das Pulpengewebe sprechen für den Einsatz von Glasionomerzementen,
auch bei tieferen Defekten im Seitenzahnbereich [67, 69]. Jedoch können sie
aufgrund ihrer geringen Bruchfestigkeit und ihres geringen Verschleißwider-
standes in kaulasttragenden Bereichen, wie in Klasse I und II Kavitäten, im
permanenten Gebiss nur als temporäres Füllungsmaterial verwendet werden
[68]. Bei Patienten mit Bruxismus oder Reflux wird die Lebensdauer der Gla-
sionomerzemente zusätzlich verkürzt [27, 57]. In der Kinderzahnheilkunde
hat der Glasionomerzement einen hohen Stellenwert. Wegen der einfachen
Handhabung kann er auch bei weniger kooperativen Kindern angewandt
werden. Vor allem zeigen die abrasionsbeständigeren stopfbaren GIZ für
Klasse I Kavitäten einen guten Erfolg, für Klasse II Kavitäten hingegen ist die
Haltbarkeit mit etwa zwei Jahren geringer [36]. In Klasse II Kavitäten im
Milchgebiss erzielt ein lichthärtender GIZ etwa fünfmal bessere Ergebnisse
als ein konventioneller GIZ [33]. Aber gerade bei Zähnen, deren Exfoliation
abzusehen ist, ist der Glasionomerzement eine gute Lösung.
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4.4 Abrasionsmechanismen – Relevanz für dentale Materialien
4.4.1 Die Tribologie
Der Begriff Tribologie, abgeleitet von dem griechischen Wort „tribos“, wird im
Wissenschafts- und Technikbereich als Reibungslehre verstanden [71]. Ge-
mäß der Definition ist Tribologie die Wissenschaft und Technik von Wirkflä-
chen in Relativbewegungen und zugehöriger Technologien und Verfahren.
Ein einfaches tribologisches System besteht aus Grundkörper, Gegenkörper,
Zwischenstoff und Umgebungsmedium. Besonders in der Physik, Chemie,
Werkstoff- und Ingenieurwissenschaften ist die Tribologie von Bedeutung, da
sie die Themen Reibung, Verschleiß und Schmierung beinhaltet [15].
Abb. 2: Übersicht über Stoff- und Formänderungsprozesse unter tribologischer Be-
anspruchung aus [15].
Reibung ist ein Bewegungswiderstand und führt zu einem Energieverlust bei
Relativbewegungen zwischen dem Grund- und Gegenkörper. Zu berücksich-
tigen ist, dass aufgrund von Oberflächenrauigkeiten die wahre Berührungs-
oberfläche stets kleiner ist als die geometrisch errechnete Kontaktfläche. Mo-
14
lekular-atomistische Wechselwirkungen wie Diffusionsvorgänge, Anziehungs-
und Bindungskräfte von Atomen und Molekülen, die bei engem Kontakt der
Gegenkörper entstehen können, werden als Adhäsion bezeichnet. Zusätzlich
kommt es beim Eindringen von Oberflächenrauigkeiten in die Gegenkörper-
oberfläche zu plastischen Verformungen, zur Mikrofurchung und elastischen
Hysterese [15, 41, 71]. Es ist bei einem tribologischen System zu beachten,
dass sich diese Reibungsmechanismen überlagern und mit zeitlich sowie
örtlich wechselnden Anteilen im Kontaktbereich nur eine experimentelle und
keine theoretische Charakterisierung des Reibungsverhaltens zulassen. Da-
her ist eine genaue Bestimmung der Reibungskraft nur unter idealisierten
vereinfachten Bedingungen möglich [15]. Man unterscheidet zwischen den
beiden Reibungsarten der Gleitreibung und der Rollreibung. Der Verschleiß
von Materialien kann als Konsequenz von Reibung betrachtet werden.
Nach DIN 50320 ist Verschleiß der fortschreitende Materialverlust aus der
Oberfläche eines festen Körpers, hervorgerufen durch mechanische Ursa-
chen, wie durch Kontakt- und Relativbewegungen eines festen, flüssigen o-
der gasförmigen Gegenkörpers [15, 71]. Der Verschleiß ist nicht abhängig
von den Stoffeigenschaften eines einzelnen Körpers, sondern davon abhän-
gig, welche Arten von Materialien im gesamten tribologischen System ver-
wendet werden. Betrachtet man die unterschiedlichen physikalischen Eigen-
schaften des Gegenkörpers, die Art des Zwischenmediums und die Kinema-
tik innerhalb des tribologischen Systems, ergeben sich verschiedene Ver-
schleißarten, wie zum Beispiel der Gleitverschleiß, der Wälzverschleiß und
die Erosion. Eine Materialschädigung durch Erosion ist bedingt durch eine
Gas- oder Flüssigkeitsströmung und wird deshalb auch als Strömungsver-
schleiß bezeichnet. Unabhängig davon, ob diese Strömungen Teilchen mit-
führen, üben sie Kräfte auf Werkstoffoberflächen aus.
Die physikalischen und chemischen Wechselwirkungen im Kontaktbereich
der einzelnen Elemente werden als Verschleißmechanismen bezeichnet.
Durch die örtlich und zeitlich stochastisch verteilten Mikrokontakte am Kon-
taktbereich kommt es zu Stoff- und Formänderungen der Elemente des tribo-
logischen Systems. Zu den vier Hauptverschleißmechanismen zählen Adhä-
sion, Abrasion, Oberflächenzerrüttung und die tribochemische Reaktion
15
(Abb. 2, Seite 13). Bei der Adhäsion kommt es zu atomaren und molekularen
Wechselwirkungen von Mikrorauheiten der sich berührenden Kontaktflächen.
Die Relativbewegung bewirkt eine Trennung einer Grenzflächenbindung; die
an der ursprünglichen Grenzfläche oder aber auch innerhalb des Volumens
eines Kontaktpartners liegen kann. Auch bei der tribochemischen Reaktion
sind atomare und molekulare Wechselwirkungen von Bedeutung. An der O-
berfläche der Kontaktpartner werden infolge der tribologischen Beanspru-
chung chemische Reaktionen mit dem Zwischenstoff oder dem Umge-
bungsmedium begünstigt. An der Körperoberfläche entsteht eine meist weni-
ger stabile Reaktionsschicht, die leichter abgerieben werden kann und zu-
sätzlich abrasiv wirkt. Zug- und Druckspannungen in der Festkörperoberflä-
che führen zur Oberflächenzerrüttung. Die wechselnden Spannungen führen
zu Materialermüdung, was Rissbildung, Rissausbreitung bis hin zu Material-
ausbrüchen zur Folge hat. Von Czichos und Habig (2010) wird der Begriff
Abrasion wie folgt definiert [15]. „Eine Abrasion tritt in tribologischen Kontak-
ten auf, wenn der Gegenkörper beträchtlich härter und rauer ist, als der tribo
logisch beanspruchte Grundkörper oder wenn harte Partikel in einen tribolo-
gisch beanspruchten Werkstoff eingedrückt werden.“ Folgende Prozesse
treten an der verschleißenden Werkstoffoberfläche bei Abrasionsvorgängen
auf:
Abb. 3: Grafische Darstellung der verschiedenen Abrasionsvorgänge aus [15].
16
Beim Mikropflügen bewirkt ein abrasives Teilchen eine starke plastische Ver-
formung an der Werkstoffoberfläche, wobei es zu einer Materialverdrängung
hin zu den Furchungsrändern kommt. Jedoch bewirkt ein einzelnes abrasives
Teilchen bei einmaliger Beanspruchung noch keinen Materialabtrag. Erst
durch wiederholte mikropflügende Einwirkungen mehrerer abrasiver Teilchen
setzt der Prozess der Werkstoffermüdung ein. Der daraus resultierende Ma-
terialabtrag wird als Mikroermüdung bezeichnet. Das Mikrospanen beschreibt
den Prozess der Mikrospanbildung, die bei der Relativbewegung vor einem
abrasiv wirkenden, harten Teilchen entsteht. Im Idealfall ist das Volumen des
ausgespanten Materials gleich dem Volumen der Verschleißfurche. Vor allem
bei spröden Materialien wird oberhalb der kritischen Belastung der Vorgang
des Mikrobrechens beobachtet. Anfänglich entstehen Mikrorisse, die durch
Rissausbreitung zu Materialausbrüchen längs der Verschleißfurche führen.
Die zunehmende Größe der abrasiven Teilchen verstärkt das Auftreten von
Mikrobrüchen. Ebenso verstärken die Eigenschaften des verschleißenden
Werkstoffes, wie abnehmende Bruchzähigkeit und steigende Härte, diesen
Effekt [15]. Ein tribologisches System, das aus Grund- und Gegenkörper be-
steht, wird als „Zwei-Körper-System“ bezeichnet. Befindet sich noch ein Stoff
zwischen den beiden Körpern, wird das System zu einem Drei-Körper-
System erweitert (Abb. 4, Seite 16).
Abb. 4: Zwei-Körper-Abrasion (links), Drei-Körper-Abrasion (rechts) mit dazwischen-
geschaltetem Medium aus [15].
17
4.4.2 Die Tribologie in der Zahnmedizin
Tribologische Prozesse treten bei Bewegungsabläufen, wie dem Kauvor-
gang, oder bei Zahnreihenkontakt beim einfachen Zubeißen im menschlichen
Gebiss auf. Es wird geschätzt, dass es täglich zu 300 bis 700 okklusalen
Kontakten zwischen den Zahnreihen kommt. Die durchschnittliche Kaubelas-
tung wird zwischen 5 MPa und 20 MPa eingestuft [39]. Je nach Entste-
hungsort klassifiziert man den abrasiven Verschleiß. Es entsteht einerseits
Substanzverlust durch Gleitbewegungen an den Kontaktpunkten eines Zah-
nes mit seinem Antagonisten (engl.: occlusal contact areas, kurz OCA). An-
dererseits tritt auch ein Substanzverlust bei der Nahrungszerkleinerung an
kontaktpunktfreien Bereichen (engl.:contact free areas, kurz CFA) auf [3, 35].
In der Zahnmedizin werden Zahnhartsubstanzverluste anhand ihrer Entste-
hungsursachen eingeteilt.
Attrition ist bedingt durch den direkten Kontakt beteiligter Zähne. Die Abnut-
zung am Antagonistenkontakt ist eine physiologische Erscheinung beim
Schlucken und Sprechen und bei kurzzeitiger Kontaktreibung beim Kauen
und dient sogar der Feineinstellung des Gebisses bei der begrenzt perma-
nenten Eruption. Tritt jedoch eine Überbelastung an den Zähnen auf, wie bei
Parafunktionen, dem Knirschen und Pressen oder bei Zunahme der mecha-
nischen Belastung in einem unversorgten Restgebiss, so spricht man von
einer pathologischen Attrition. Die Abrasion von Zahnhartsubstanz und Res-
taurationsmaterialien wird durch körperfremde Stoffe hervorgerufen. Abrasive
Partikel in der Nahrung als auch das Abbürsten der Zähne mit Zahnpasten
führen zur Abrasion [23]. Besteht aber kein direkter Kontakt an Arealen der
Zahn- oder Füllungsfläche zum Antagonisten, und es tritt ein Verschleiß
durch ein abrasives Medium an den okklusalen kontaktpunktfreien Bereichen
auf, so spricht man von Demastikation [35]. Bei der Erosion greifen Säuren
von Nahrungsmitteln die Oberfläche an, was zusätzlich eine Verstärkung der
Attrition und Abrasion zur Folge haben kann. Auch die Säurebelastung des
Gebisses durch den Magensaft, der bei Reflux oder häufiges Erbrechen auf-
tritt, wird zu den Erosionen gezählt [23]. In der zahnmedizinischen Werk-
stoffwissenschaft wurden zahlreiche Verschleißprüfsysteme entwickelt, um
die klinischen Vorgänge unter standardisierten Bedingungen zu erfassen
18
[44]. Zwei-Körper-Verschleißtests geben Aufschluss über den Abrieb bei
Gleitbewegungen unter Zahnkontakt an okklusalen Kontaktbereichen [3, 58].
Zur Simulation des Kontaktverschleißes eignen sich die Pin-on-disc Appara-
tur oder die artificial mouth Apparatur der Universität München [38, 44, 68].
Um das Ausmaß des Nahrungsabriebes an kontaktfreien Bereichen der
okklusalen Füllungsflächen zu beschreiben, dient die ACTA-Maschine als
Drei-Körper-Abrasions-Testanordung [3, 35, 38]. An der Zahnbürstenabrasi-
onsmaschine wird der Drei-Medien-Verschleiß durch die Zahnbürste und
Putzkörper in der Zahnpasta untersucht [58].
19
5 Materialien und Methode
5.1 Verwendete Materialien
Tab. 1: Vorstehende Tabelle zeigt eine Übersicht der verwendeten Materialien.
Verwendete Materialien
Produkt Hersteller Anmischform
Konventionelle GIZ
Ketac™ Molar Aplicap 3M Espe AG , Seefeld Kapselsystem
Ionofil® Molar AC/Quick Voco, Cuxhaven Kapselsystem
ChemFil® Molar Caps Densply DeTrey GmbH,
Konstanz
Kapselsystem
Fuji® IX GP EXTRA GC Corp, Tokio, Japan Kapselsystem
Equia™ GC Corp, Tokio, Japan Kapselsystem
Glass Carbomer® Glass Carbomer Products,
Rotterdam, Niederlande
Kapselsystem
Maxxion® R FGM, Joinville, Brasilien Handmischvariante
Lichthärtende GIZ
Fuji® II LC GC Corp, Tokio, Japan Kapselsystem
Fuji® Filling LC GC Corp, Tokio, Japan Klick-Dispenser
Ionolux® LC Voco, Cuxhaven Kapselsystem
Ketac™ N 100 3M Espe AG , Seefeld Klick-Dispenser
Riva® LC SDI Limited, Victoria,
Australien
Kapselsystem
Amalgam
Safecap Silber 70 solo DMG, Hamburg Kapselsystem
20
Abb. 5: Übersicht der Versuchsanordnung anhand eines Flowcharts.
21
In dieser Dissertation wurden insgesamt zwölf verschiedene Glasionomer-
zemente untersucht. Sieben Materialien härten gemäß der konventionellen
Säure-Base-Reaktion aus. Fünf Produkte zählen zu den lichthärtenden Gla-
sionomerzementen. Das Produkt Equia™ besteht aus dem Glasionomerze-
ment Fuji® IX Extra, der mit einem neuen nanogefüllten Lack G-Coat® Plus,
3M Espe, Seefeld, bedeckt wird. Als Referenzmaterial diente ein Non-
Gamma-II Amalgam.
5.2 Herstellung der Proben
5.2.1 Herstellung der Segmente
Es wurden insgesamt dreizehn Räder mit jeweils zehn Segmenten angefer-
tigt. Bis zur Herstellung der Segmente wurden die Materialien im Kühl-
schrank bei 8 bis 10 ºC gelagert. Für die Segmentherstellung dienten vorge-
fertigte Formen, in die die Glasionomerzemente eingebracht wurden. Um die
chemische Abbindereaktion bei dem Produkt Maxxion® R zu starten, wurden
das Pulver und die Flüssigkeit laut Herstellerangaben mit einem Spatel auf
einer Glasplatte zu einer homogenen Masse vermengt. Die Produkte Ketac™
N100 und Fuji® Filling LC werden vom Hersteller als Zwei-Komponenten-
Paste in einem Klick-Dispenser angeboten. Die zwei Pasten wurden gemäß
der Produktbeschreibung vermischt. Die übrigen Produkte wurden als Kap-
selsystem verwendet. Hierzu mussten zunächst die Kapseln mit Hilfe eines
Aktivators zwei Sekunden aktiviert werden. Anschließend wurden die Kap-
seln in den RotoMix, 3M Espe AG, eingespannt und laut der im Produktdos-
sier angegebenen Mischzeiten durchmischt. Mit Hilfe eines Applikators konn-
te der GIZ direkt in die Form eingebracht werden. Die lichthärtenden GIZ
wurden unter Einhaltung der maximalen Schichtstärke mit Elipar™ TriLight
(750 mW/cm²), 3M Espe AG, in einem UV-Licht-geschützten Raum ausge-
härtet. Bei jedem Segment wurde die letzte Schicht GIZ mit einem gewölbten
Plexiglasdeckel abgedeckt, der durch zwei Klemmen an die Form gedrückt
wurde (Abb. 6, Seite 22). Erst nach fünfminütiger Aushärtung an der Luft und
anschließender zehnminütiger Lagerung in Wasser wurde der Plexiglasde-
ckel entfernt und das Segment aus der Form gelöst. Für die Herstellung der
22
Proben mit Equia™ wurde der Plexiglasdeckel vor der Wasserlagerung ab-
genommen und die Oberfläche mit dem Schutzlack G Coat® Plus, 3M Espe,
bestrichen, der 20 Sekunden mit Elipar™ TriLigh lichtpolymerisiert wurde.
Sofort nach dem Herauslösen aus der Form wurden die Segmente in destil-
liertem Wasser aufbewahrt. Zur Entfernung der Überschüsse mit einem
Schleifpapier (SiC - Papier 800 grit) wurden die Proben aus dem Wasser
entnommen.
Das als Kapselsystem verwendete Amalgam wurde für zehn Sekunden im
Rüttler Silamat Ivoclar, Vivadent GmbH, Ellwangen, angemischt, mit einem
Flachstopfer in die Form gestopft und die letzte Schicht ebenso mit dem ge-
wölbten Plexiglasdeckel abgedeckt.
Abb. 6: Angewandte Formhilfe für die Herstellung der Segmente.
5.2.2 Herstellung der ACTA-Räder
Die Klebefläche der ACTA-Räder wurde mit dem Sandstrahlgerät aufgeraut.
Anschließend wurde ein Metall-Primer, DeguDent GmbH, Hanau, aufgetra-
gen, der nach drei Minuten Einwirkzeit verblasen wurde. Zur Befestigung der
Segmente auf dem Metallrad wurde das Komposit LuxaCore, DMG, Ham-
burg, verwendet. Die Anordnung der Segmente erfolgte statistisch verteilt,
lediglich Amalgam erhielt die Position zehn auf jedem Rad (Anhang 12.1,
23
Seite 63). Um eine gleichmäßige Planarität der Radoberflächen zu erhalten,
wurden diese im Nassschleifverfahren (1000 Grit) geschliffen. Erneut wurde
G Coat® Plus auf die Equia™ -Segmente aufgetragen. Zuvor wurde dem G
Coat® Plus ein fluoreszierender Farbstoff, Rhodamin®-B-Isothiocyanat,
Merck, Darmstadt, beigemengt.
Abschließend erfolgte eine vierwöchige Lagerung der Räder in destilliertem
Wasser bei 37º C im Brutschrank.
5.3 Verschleißprüfung im Drei-Medien-Abrasions Design
5.3.1 Aufbau und Funktionsprinzip der ACTA-Maschine
Die ACTA-Maschine (Abb. 8, Seite 25) wurde 1986 von De Gee in Amster-
dam entwickelt [35]. Da die klinischen Daten sehr nahe an den Messergeb-
nissen liegen ist die ACTA-Maschine als internationaler Standard für die
kurzzeitige Voraussage des Drei-Medien-Verschleißverhaltens dentaler
Werkstoffe anerkannt [35, 3]. Die ACTA-Maschine wird durch zwei einzeln
ansteuerbare und gegenläufige Elektromotoren betrieben [3]. Über einen
Zahnriemen wird jeweils eine Achse in eine Rotationsbewegung versetzt. Am
Abb. 7: ACTA Rad unbeschickt mit Vertiefungen für die Prüfsegmente (links) und mit
aufgeklebten Prüfsegmenten (rechts).
24
anderen Ende der gegenläufig rotierenden Achsen werden das Antagonis-
tenrad und das Probenrad senkrecht zur Achse befestigt (Abb. 9, Seite 25).
Ein Becher, der das Abrasionsmedium z.B. Hirse enthält, wird unter die Rä-
der gestellt, so dass die Räder vollständig in das Medium eingetaucht wer-
den. Das Probenrad hat an der Außenfläche zehn rechteckige Vertiefungen,
in die die Materialproben eingebracht werden können. Das Antagonistenrad
hat einen Durchmesser von 19 mm und besteht aus Edelstahl. Um das Abra-
sionsmedium entlang der Probenoberfläche zu transportieren, sind 12 diago-
nale Nuten (< 45°; Tiefe: 1 mm; Neigung: 30°) angebracht [5, 35]. Das Anta-
gonistenrad ist mit seiner Achse in horizontaler Richtung beweglich gelagert
und wird über eine Zugfeder, an der ein Gewicht angebracht ist, an das starr
gelagerte Probenrad gepresst. Um die Abgleitbewegungen beim Kauvorgang
zu simulieren, ist die Oberflächengeschwindigkeit des Antagonistenrades um
15 % langsamer als die des Probenrades [3, 35, 38]. Diesen Unterschied der
Oberflächengeschwindigkeit an den Mantelflächen der Räder wird als “Slip“
bezeichnet [5, 41]. Unterhalb des Probenrades wird ein vierflügliges Rührrad
befestigt, das eine ständige Durchmischung des Abrasionsmediums gewähr-
leistet. Ein Feuchtigkeitsverlust des Abrasionsmediums wird durch einen De-
ckel über dem Becher verringert. Um die Bildung einer Wachsschicht auf der
Räderoberfläche zu verhindern, sollte der Hirsebrei nach dem Durchlaufen
von 50.000 Zyklen jedes Mal ausgetauscht werden [50]. Da das Antagonis-
tenrad dünner ist als das Probenrad, ergibt sich eine Abrasionsspur an der
Mantelfläche des Probenrades. Zu beiden Seiten dieser Spur kann an den
Kanten die Höhe des Abriebes ermittelt werden. Die exakten Verschleißvor-
gänge an den Materialien, die während des Testdurchlaufes auftreten, konn-
ten bis jetzt nicht vollständig aufgeklärt werden. Der abrasive und erosive
Verschleiß und die Materialermüdung zählen zu den drei Hauptmechanis-
men. Aufgrund einer Überlagerung der Rotationsbewegung durch eine
Translationsbewegung entsteht an den Kontaktflächen der Räder eine Roll-
Gleitbewegung [38]. Das Abrasionsmedium wird zwischen den Rädern zer-
mahlen und es nimmt die Eigenschaften einer Flüssigkeit an, wodurch das
Medium nun fähig ist, eine Trennfläche zwischen den Rädern zu bilden. Ein
direkter Kontakt der aus der Oberfläche herausragenden Füllerpartikel mit
25
dem Antagonistenrad kann so verhindert werden [54]. Durch den Anpress-
druck des Antagonistenrades entstehen große Scherkräfte unterhalb der Ma-
terialienoberflächen, wenn die Hirsesuspension zwischen die Räder transpor-
tiert wird.
Abb. 9: Antagonistenrad (links) und Probenrad mit darunter befestigtem Rührrad.
Abb. 8: Darstellung der ACTA-Maschine in der Gesamtübersicht .
26
Dadurch entstehen zyklische, plastische Deformationen, die eine Materialer-
müdung begünstigen. Als Konsequenz ist die Rissbildung und Rissausbrei-
tung zu sehen. Da Glasionomerzemente, wie in dieser Studie verwendet,
eine relativ hohe Oberflächen Rauigkeit aufweisen, kann nicht völlig ausge-
schlossen werden, dass sich die Rauigkeitsspitzen berühren. Ein hoher an
diesen Berührungspunkten auftretender Druck führt ebenfalls zu einer plasti-
schen Deformation [38]. Der Kolbenhirsesamen enthält Phytolithe. Diese
Pflanzenopale bestehen aus anorganischen Silizium und rufen hauptsächlich
den abrasiven Verschleiß hervor [27]. Diese unterschiedlich großen Partikel
verursachen in verschiedenen Angriffswinkeln die Entstehung von Kratern
[38].
5.3.2 Versuchsaufbau
An der rechten Achse der ACTA-Maschine (Abb. 10, Seite 26) wurde das
Probenrad angebracht, das mit dem darunter montierten Rührrad fixiert wird.
Abb. 10: Dieses Bild zeigt den schematischen Aufbau der ACTA Maschine mit
Probenrad und Antagonistenrad, welche entgegengesetzt rotieren.
27
Das Antagonistenrad, das an der linken Achse befestigt wird kann durch die
Zwischenlage von Beilagscheiben so ausgerichtet werden, dass es mittig
zum Probenrad läuft.
In diesem Versuch wurde als Medium eine Hirsesuspension verwendet. Für
jeden Medienwechsel wurden 225 g Hirse abgewogen und in vier gleiche
Portionen aufgeteilt. Jede Portion wurde 15 Sekunden mit einem Mixer zer-
mahlen. Die gesamte Hirse wurde mit 300 ml 0,9 % Kochsalzlösung zu einer
Suspension vermengt. Jedes ACTA-Rad durchlief 200.000 Zyklen.
Die Anpresskraft des Antagonistenrades betrug 15 N. Nach jedem
50.000sten Zyklus erfolgte eine pH-Wert Messung des Mediums und an-
schließend ein Austausch des Mediums. Nach Beendigung des Versuches
wurden die Probenräder demontiert, die Rückstände des Mediums abgewa-
schen und wieder in Wasser aufbewahrt.
5.4 Herstellung der Replikas
Zur besseren Auswertung der Abrasionstiefe am konfokalen Laser-Raster-
Mikroskop (engl.: confocal laser scanning microscope = CLSM) mussten
Replikas der Originalräder hergestellt werden. Die an den Außenflächen mit
einer Parafilm-Folie abgedeckten Räder wurden vollständig in eine Form mit
dem Abformmaterial Panasil tray fast heavy, Kettenbach, Eschenburg, ge-
drückt (Abb. 11, Seite 28). Nach dem Aushärten wurden die Räder aus dem
Abdruckmaterial herausgelöst. Die Folie wurde entfernt und ein Korrekturab-
druck mit dem Präzisionsabformmaterial Panasil initial contact, Kettenbach,
Eschenburg durchgeführt (Abb. 12, Seite 28). Die Nummerierung der Seg-
mente wurde auf die Abdrücke übernommen.
Um den Abrasionsunterschied zwischen Equia™ und Fuji® IX GP Extra dar-
zustellen, wurden bei dem Rad P nach jedem 10.000sten Zyklus Abdrücke
von den Segmenten genommen. Dabei wurde das Rad nicht demontiert. Die
Hirserückstände wurden abgespült. Mit Hilfe von geeigneten Formen, die mit
Abdruckmaterial befüllt und an die Segmente gedrückt wurden, konnte so ein
Negativabdruck gewonnen werden. Die Negativabdrücke wurden mit dem
Präzisions-Modellstumpf-Material AlphaDie Top, Schütz Dental, Rosbach,
28
ausgegossen. Von den Abdrücken wurde wiederum die Segmentposition auf
die Replikas übertragen und die Segmente mit Hilfe einer Trennscheibe aus-
gefräst (Abb. 13, Seite 29).
Abb. 12: Replikaherstellung durch Ausgießen der Negativform mit AlphaDie Top.
Abb. 11: Gewinnung einer Negativform durch Abformung des Probenrades mit ei-
nem Silikon.
29
5.5 Auswertung der Abrasionstiefen am konfokalen Laser-Raster-
Mikroskop
5.5.1 Aufbau und Funktionsprinzip des konfokalen Laser-Raster-
Mikroskopes
Das 1995 an der Havard Medical School entwickelte CLSM ist eine neue Art
der mikroskopischen Tomographie [9]. Ähnlich den makroskopischen
Schichtbildverfahren, wie der Computertomographie oder der Magnetreso-
nanztomographie, können mit dem CLSM mikroskopische dreidimensionale
Untersuchungen durchgeführt werden. Vor allem in der Zellbiologie ist sein
Einsatz von höchster Bedeutung, da die Zellstruktur erhalten bleibt. Die Pro-
be wird, anders als beim Auflichtmikroskop, mit einem Laser abgescannt
[30]. Auf diese Weise kann die Probe Punkt für Punkt innerhalb der Fokal-
ebene in der x-y-Achse abgescannt werden. Wird die Fokalebene in der z-
Achse innerhalb der Probe nach oben oder nach unten verlegt, kann ein
dreidimensionales Bild erstellt werden [34]. Die punktweise Abtastung des
CLSM liefert eine verbesserte Bildqualität und eine erhöhte Tiefenauflösung.
Um die Scannzeit zu verkürzen, werden statt punktförmigen Lasern auch
Abb. 13: Zersägen des ausgehärteten Materials in einzelne Replikasegmente.
30
linienförmige Laserstrahlen eingesetzt. Hierbei werden schwingende Galva-
nospiegel oder rotierende Spiegelräder eingesetzt [9].
5.5.2 Erhebung der Abrasionswerte
Um die Abrasionsspur dreidimensional zu erfassen (Abb. 16, Seite 31) und
Werte der Verschleißtiefe zu bemessen, wurde das CLSM Leica TCS SL mit
der Grundeinheit Leica DM RXE, Leica Mikrosysteme Vertrieb GmbH, Wetz-
lar, verwendet. Es wurde ein Objektiv mit 100-facher Vergrößerung und eine
Auflösung von 1024 x 1024 Pixel gewählt. Die Replikas wurden auf einen
Objektträger so ausgerichtet, dass möglichst die Mitte der Replikas den
höchsten Punkt ergab und die beiden Seiten der Konvexität in einer Ebene
lagen (Abb. 14, Seite 30). Start und Ende der Sektionsschicht wurden bei
jeder Messung manuell neu eingestellt. Von jeder Probe wurde sowohl die
Oberkante als auch die Unterkante der Abrasionsspur abgetastet. Bei 100-
facher Vergrößerung wurden Linescans in die Abrasionsprofile gelegt, um ein
Höhenprofil zu erhalten (Abb. 15, Seite 30). Von einer Kante wurden jeweils
drei Messpunkte ausgewählt, um den Abstand des Plateaus zur Abrasi-
onsspur zu messen.
Abb. 14: Abscannen der Abrasi-
onsspurtiefe mit Hilfe eines Obje-
tivs.
Abb. 15: Erhebung der Abrasionswerte mit Hilfe
von Linescans.
31
Abb. 16: Dreidimensionale Darstellung einer Abrasionskante.
5.6 Statistische Auswertung
Nach der Datenerhebung der Abrasionstiefen erfolgte die statistische Aus-
wertung mit Hilfe des Programms SPSS® for Windows Version 16.0, SPSS
Inc., Chicago, IL, USA. Zunächst wurden die erhobenen Werte anhand des
Kolmogorov-Smirnov-Anpassungstests auf ihre Normalverteilung überprüft.
Anschließend wurde eine Varianzanalyse (ANOVA) durchgeführt, wobei eine
Unterscheidung der Messwerte von der Ober- oder Unterkante nicht berück-
sichtigt wurde. Mit dem nachgeschalteten Post-Hoc-Test wurde durch Mehr-
fachvergleiche überprüft, ob paarweise Unterschiede zwischen den geteste-
ten Glasionomerzementen statistisch signifikant sind. Das Signifikanzniveau
α wurde auf 0,05 festgelegt.
5.7 Qualitative Auswertung der Morphologie im Stereomikroskop
Die Oberflächen der Segmente wurden mikroskopisch vor und nach der Ver-
suchsdurchführung an der ACTA-Maschine im Stereo-Lichtmikroskop SV 11,
Zeiss, Jena, analysiert. Es wurden dabei die verschiedenen Oberflächenbe-
schaffenheiten, wie Blasen oder Materialabbrüche, der einzelnen Glasiono-
32
merzemente an der Abrasionskante beurteilt. Von jedem Material wurde ein
durchgelaufenes Segment zur weiteren Analyse im Rasterelektronenmikro-
skop REM, Leitz ISI-SR-50, Akashi, Japan ausgewählt. Dazu wurden Repli-
kas aus dem Material AlphaDie Top, Schütz Dental, Rosbach, hergestellt.
Die Originalsegmente der Produkte Maxxion® R, Ketac™N100, Equia™,
Fuji® IV GP Extra und ChemFil® wurden in der Mitte quer gebrochen, um die
Homogenität innerhalb der Proben und die Partikelbeschaffenheit im REM zu
untersuchen. Für die rasterelektronische Beurteilung mussten die elektrisch
isolierenden Proben vorbehandelt werden. Zunächst wurden die Proben mit
einer Graphitpaste auf Träger geklebt. Nach etwa 24 Stunden wurde die ge-
samte Oberfläche in einem Sputtergerät mit einer dünnen Goldschicht be-
deckt. Zwischen Anode und Kathode wurde eine Spannung von 20 KV ange-
legt.
33
6 Ergebnisse
6.1 Ergebnisse aller Materialien
Nach dem Durchlaufen der 200.000 Zyklen zeigt Tab. 2 die Abrasionswerte
der getesteten Glasionomerzemente.
Tab. 2: Ergebnisse und Standardabweichung der getesteten Materialien.
Die Werte der Drei-Medien-Abrasion an der Ober- und Unterkante der Abra-
sionsspur (Anhang 12.2 und 12.3, Seiten 64-67) unterliegen einer Normalver-
teilung bei einer asymptotischen Signifikanz von α > 0,05. Dass die Werte für
Ionofil® Molar an der Unterkante mit dem Wert von α = 0,035 darunter lie-
gen, wurde nicht berücksichtigt. Bei der einfaktoriellen Varianzanalyse mittels
ANOVA wurde nur der Parameter Material berücksichtigt. Ob die Messwerte
von der Ober- oder Unterkante stammen, wurde außer Acht gelassen. Auch
hier zeigen die Mittelwerte zwischen den einzelnen Gruppen signifikante Un-
terschiede auf. Im nachgeschalteten Post-hoc-Test, bei dem die paarweisen
Unterschiede bei einem Signifikanzniveau α = 0.05 zwischen den einzelnen
Material Mittelwert Standardabweichung
Ketac™ N 100 32,89 a 7,27
Ketac™ Molar 70,26 b 21,25
Ionolux® LC 71,80 b 17,43
Fuji® II LC 77,93 b 21,52
Glass Carbomer® 78,97 b 21,76
Ionofil® Molar 83,46 b 27,33
Riva® LC 88,35 b 11,26
Fuji® IX GP Extra 93,27 b 26,87
Fuji® Filling LC 97,16 b 22,69
Equia™ 106,90 c 25,31
ChemFil® 123,63 c 27,32
Maxxion® R 206,82 c 46,64
Amalgam 11,76 d 9,05
34
Gruppen untersucht wurden, konnten bei den Materialien Equia™, Maxxion®
R, ChemFil®, Ketac™ N100 und Amalgam statistisch signifikante Unter-
schiede zu den anderen Materialien ermittelt werden. Die konventionellen
Glasionomerzemente Equia™ (106,90 µm ± 25,31 µm), ChemFil® (123,63
µm ± 27,32 µm) und Maxxion® R (206,82 µm ± 46,64 µm) zeigen signifikant
höhere Abrasionswerte als alle anderen getesteten Materialien. Am besten
schneidet in dieser Versuchsreihe das lichthärtende Material Ketac™ N100
(32,89 µm ± 7,27 µm) ab, wobei dieses Material immer noch einen signifikan-
ten Unterschied zu Amalgam (11,76 µm ± 9,05 µm) zeigt.
Die restlichen getesteten Materialien (Tab. 2, Seite 33) liegen mit ihren Abra-
sionstiefen von 70,26 µm ± 21,25 µm bis 97,16 µm ± 22,69 µm im Mittelfeld,
und die Unterschiede der Messwerte erweisen sich als statistisch nicht signi-
fikant. Die Materialien Ionofil® Molar, Ketac™ Molar, Glass Carbomer® und
Fuji® IX GP Extra aus der Gruppe der konventionell härtenden GIZ weisen
ein ähnliches Abrasionsverhalten wie lichthärtende GIZ auf, während die an-
deren konventionellen GIZ deutlich höhere Abrasionswerte aufzeigen. Bei
einem Vergleich der lichthärtenden GIZ untereinander sind die ermittelten
Unterschiede statistisch signifikant. Nur für die Materialien Fuji® II LC (77,93
± 21,25 µm) und Ionolux® LC (71,80 µm ± 17,43 µm) kann keine Signifikanz
nachgewiesen werden. Innerhalb der lichthärtenden GIZ schneidet Ketac™
N100 (32,89 µm ± 7,27 µm) am besten und Fuji® Filling LC (97,16 µm ±
22,69 µm) am schlechtesten ab. Eine graphische Darstellung der gewonne-
nen Abrasionstiefen zeigt Abb. 17, Seite 35.
35
Abb. 17: Grafische Darstellung der Abrasionstiefen der getesteten GIZ im Vergleich zu Amal-
gam.
36
6.2 Zeitabhängige Abrasion von Equia™ im Vergleich zu Fuji® IX GP
Extra
Um die Abrasionsunterschiede von Equia™ und Fuji® IX GP Extra zu unter-
suchen, wurden bis zum Durchlaufen des 90.000sten Zyklus alle 10.000 Zyk-
len und dann erst wieder nach 200.000 Zyklen die Werte gemessen (Anhang
12.4, Seite 68). Ein Anstieg der Abrasionstiefen bei Zunahme der Zyklenan-
zahl ist in Abb. 18 (Seite 37) ersichtlich. Bis zu 90.000 Zyklen sind die Abra-
sionswerte nicht signifikant unterschiedlich. Nach 10.000 Zyklen liegen die
Werte für Equia™ bei 10,96 µm ± 4.81 µm und für Fuji® IX GP Extra bei
12,65 µm ± 4,64 µm. Auch bei 90.000 Zyklen haben sich die Materialien auf
das fast gleiche Niveau abgenutzt. Hier liegen die Werte für Equia™ bei
62,70 µm ± 3,50 µm und für Fuji® IX GP Extra bei 63,13 µm ± 6,59 µm. Erst
nach 200.000 Zyklen zeigt sich bei den Abrasionstiefen ein signifikanter Un-
terschied. Das mit Lack bedeckte Equia™ zeigt mit Abrasionswerten von
106,90 µm ± 25,31 µm eine höhere Abrasion als der Zement Fuji® IX GP
Extra mit 93,27 µm ± 26,87 µm.
37
Abb. 18: Abrasionstiefen von Equia™ und Fuji® IX GP Extra im Vergleich.
38
6.3 Mikroskopische Auswertung
Eine Untersuchung mit dem Rasterelektronenmikroskop wurde bei ausge-
wählten Materialien durchgeführt, um die Größe und Verteilung der in die
Matrix eingebetteten Glaspartikeln sowie Schwachstellen durch Poren inner-
halb der Matrix genauer darzustellen. Die Abb. 19 und Abb. 20 zeigen einen
Vergleich der Materialien sowohl mit der besten als auch der schlechtesten
Abrasionsresistenz dieser Studie. Der nanogefüllte GIZ Ketac™N100 weist
eine deutlich homogenere Struktur auf als das Material Maxxion® R mit deut-
lich größeren Füllkörpern.
Nach 200.000 Zyklen sind keine Rückstände des Schutzlackes an der Pro-
benoberfläche von Equia™ zu erkennen und die Oberfläche ist mit der von
Fuji® IX GP Extra identisch (Abb. 21, Seite 39 und Abb. 22, Seite 40). Eine
Detailaufnahme von Ionolux® LC zeigt, dass das Material eine sehr homo-
gene und porenarme Oberfläche aufweist (Abb. 23, Seite 40).
Abb. 19: Detailaufnahme des nanogefüllten Ketac™ N 100 mit homogener Struktur
und deutlich geringerer Partikelgröße als Maxxion® R (siehe Abb.20).
39
Abb. 20: Maxxion® R mit großen Füllkörpern (siehe Pfeil).
Abb. 21: Nach 200.000 Zyklen sind an der Probenoberfläche von Equia™ keine
Lackrückstände sichtbar.
40
Abb. 22: Die Oberflächenbeschaffenheit von Fuji® IX GP Extra ist der von E-
quia™nach 200.000 Zyklen identisch.
Abb. 23: Die Detailaufnahme von Ionolux® LC zeigt einen geringen Porenanteil
und eine homogene Struktur des Materials.
41
7 Diskussion
7.1 Bewertung der Ergebnisse
Ziel dieser Dissertationsarbeit war es, konventionelle und moderne lichthär-
tende Glasionomerzemente sowie Amalgam als Referenzmaterial auf ihr
Abrasionsverhalten hin zu untersuchen.
Der lichthärtende und nanogefüllte GIZ Ketac™ N100 weist die niedrigste
Abrasionstiefe auf und ist somit das Testmaterial, das in dieser Untersu-
chung am besten abgeschnitten hat. Der Wert von 32,89 µm stimmt annä-
hernd mit der vom Hersteller angegebenen Abrasionstiefe von 21 µm nach
80.000 Zyklen überein. Im Bereich der Abrasionstiefen von 70,26 µm bis
97,16 µm liegt eine Gruppe von lichthärtenden und konventionellen GIZ. Die
Werte der sechs GIZ erweisen sich als statistisch nicht signifikant. Am besten
in dieser Gruppe schneidet der konventionelle GIZ Ketac™ Molar mit einem
Abrasionswert von 70,26 µm ab. In dem Produktdossier von 3M ESPE wird
eine Abrasionstiefe von etwa 40 µm für Ketac™ Molar angegeben. An Ke-
tac™ Molar schließen sich die beiden lichthärtenden GIZ Ionolux® LC (71,80
µm) und Fuji® II LC (77,93 µm).
Die Abrasionswerte für Fuji® II LC liegen im Vergleich zu den von de Gee et
al. ermittelten Werten etwas niedriger, allerdings wurde hier ein Anpress-
druck von 10N gewählt [26]. Das Schlusslicht dieser Gruppe bilden die zwei
lichthärtenden GIZe Riva® LC (88,35 µm) und Fuji® Filling LC (97,16 µm)
und der konventionell härtende GIZ Fuji® IX GP Extra (93,27 µm). Van Dui-
nen et al. untersuchten das Abrasionsverhalten von GIZ nach unterschiedli-
chen Zeitintervallen bis hin zu einem Jahr nach Herstellung. Auch sie kom-
men zu dem Ergebnis, dass Fuji® IX GP Extra ein schlechteres Abrasions-
verhalten als Ketac™ Molar aufweist [17].
Im Vergleich zu allen getesteten Materialien schneiden die konventionell här-
tende GIZe am schlechtesten ab, nämlich Equia™ (106,90 µm), ChemFil®
(123,63 µm) und Maxxion® R (206,82 µm). Auch Bonifácio et al. stellte fest,
dass im Hinblick auf die Langzeitabrasion das Produkt Maxxion® R schlech-
tere Ergebnisse im Vergleich zu Fuji® IX GP Extra erzielt [7].
42
Zusammenfassend lässt sich über die Ergebnisse dieser Studie sagen, dass
ein lichthärtender GIZ am besten und ein konventionell härtender GIZ am
schlechtesten abschneidet. Inwieweit Materialeigenschaften und ihre An-
mischform zu diesem Resultat führen, wird im Folgenden besprochen. De
Gee et al. kommen aber bei der Untersuchung von Fuji® II und Fuji® II LC zu
dem Ergebnis, dass lichthärtende GIZ im Vergleich zu konventionellen GIZen
eine geringere Abrasionsresistenz zeigen. Dies führt er bei den lichthärten-
den GIZen auf Querverbindungen der Polyakrylsäuren mit den Polymerket-
ten von HEMA zurück. Dadurch sollen die Bindung innerhalb der Matrix und
die Bindung der Matrix zu den Füllkörpern schwächer sein als bei konventio-
nellen GIZen. Die Rigidität des Polyakrylgerüstes wird durch die elastischen
Eigenschaften der HEMA Polymerketten herabgesetzt. Die Glaspartikel kön-
nen sich dadurch leichter aus der Matrix lösen und das ganze System wird
gegenüber abrasiven Kräften anfälliger [26, 70].
Abb. 24: Aufnahme von Equia™ mit Coating (siehe Pfeil).
43
Bis zum 90.000sten Zyklus zeigen Fuji® IX GP Extra und Equia™ gleich ho-
he Abrasionstiefen. Der etwa 40µm bis 70 µm dicke Schutzlack (Abb. 24,
Seite 42) beginnt nach etwa 60.000 Zyklen (Abrasionstiefe von 40 µm) zu
verschleißen. Da nach 200.000 Zyklen Equia™ nicht besser, sondern sogar
schlechter abschneidet als Fuji® IX GP Extra, kann eine Verbesserung des
Abrasionsverhaltens durch G-Coat® Plus nicht bestätigt werden.
7.2 Diskussion der Materialien
Auffällig ist, dass das Produkt Ketac™ N100 mit der höchsten Abrasionsre-
sistenz als Paste-Paste-System in einem Klick-Dispenser verwendet wurde.
Maxxion® R, das einzige per Hand angemischte Testmaterial, zeigte anhand
einer rasterelektronenmikroskopischen Aufnahme eine hohe Anzahl von Po-
ren (Abb. 25, Seite 43) und wies die geringste Abrasionsresistenz auf. Alle
übrigen GIZ wurden als Kapselpräparate getestet. Inwiefern sich der An-
mischvorgang mit dem Paste-Paste-System von GIZ positiv auf die Porosität
und somit auf die Materialeigenschaften auswirkt, wurde bislang noch nicht
Abb. 25: Das handgemischte Maxxion® R zeigt einen hohen Porenanteil.
44
untersucht. Beim Anmischen fiel auf, dass sich die zwei viskosen Komponen-
ten gut vermengen ließen. Teubner und Welker berichten, dass durch die
sahnige Konsistenz Lufteinschlüsse durch das manuelle Anmischen wieder
reduziert werden können [62]. Ebenso wirkt sich das manuelle Anmischen
positiv auf die Druckfestigkeit von niedrig viskosen Befestigungszementen
aus [51, 52]. Die höher viskosen GIZ, wie die in dieser Studie verwendeten
Ketac™ Molar und Ionofil® Molar, wurden von Teubner und Welker hinsicht-
lich ihrer Anmischmethode untersucht. Die maschinell angerührten Proben
weisen im Vergleich zu handangemischten Proben eine wesentlich höhere
Druckfestigkeit auf [10, 62]. Zusätzlich kann bei Kapselpräparaten eine deut-
liche Reduktion der Porosität erzielt werden [62]. Die Abb. 26 zeigt eine De-
tailaufnahme von Ketac™ Molar, auf welcher kaum Porositäten zu erkennen
sind, wie es von einem Kapselpräparat zu erwarten war. Nomoto et al. stell-
ten jedoch nur geringe Unterschiede des totalen Volumenanteils von Blasen
in unterschiedlich angemischten Ketac™ Molar-Proben fest. Sie kommen zu
Abb. 26: Das Kapselpräparat Ketac™ Molar zeigt wenig Porositäten und eine homo-
gene Struktur.
45
dem Ergebnis, dass bei viskosen GIZ die Anmischvariante keinen großen
Einfluss auf die Porosität und somit auf mechanische Eigenschaften hat [52].
Eine Ultraschallanregung während der Initialphase des Abbindevorgangs von
Ketac™ Molar und Fuji® IX GP Extra kann jedoch eine Porenreduktion be-
wirken [12].
Auch die Partikelgröße hat einen entscheidenden Einfluss auf das Abrasi-
onsverhalten. Van Duinen et al. erzielen für Ketac™ Molar (Partikelgröße Ø
= 4,7 µm) geringere Abrasionswerte als für Fuji® IX GP Extra (Partikelgröße
Ø = 25,0 µm) [17]. Jedoch führen kleinere Partikel (mit ca. 3,4 µm Durch-
messer) zu einer höheren Viskosität während der Verarbeitung. Durch die
vergrößerte Reaktionsfläche der Glaspartikel verkürzt sich die zur Verfügung
stehende Verarbeitungszeit stark. Bei GIZ mit Partikelgrößen von ca. 10 µm
Durchmesser kommt es jedoch zu keiner kohäsiven Bindung zwischen den
Komponenten in der Paste. Das Mischen von groben und feinen Partikeln
kann die jeweiligen negativen Eigenschaften reduzieren [56]. Ein höherer
Anteil von kleineren Glaspartikeln reduziert den freien Matrixraum zwischen
den einzelnen Glaspartikeln. Die Matrix wird durch Verschleißprozesse zu-
erst abgetragen, bei entsprechend fortgeschrittenen Matrixverlust brechen
die Glaspartikeln heraus. Durch einen höheren Glaspartikelanteil, der regel-
mäßig verteilt sein sollte, wird die angreifbare Fläche der Matrix reduziert [3,
38]. Ein zu hoher in die Matrix eingebetteter Glasanteil reduziert jedoch die
Duktilität, was wiederum zu einer Versprödung und einer höheren Rissanfäl-
ligkeit führt [38]. Auch der Zusammenhalt des Matrix-Partikel-Verbundes und
die Stabilität der Matrix tragen zur Abrasionsresistenz bei. Ein höherer Anteil
von Co-Polymeren, mit mehr Carboxylgruppen als Polyakrylsäuren, verstärkt
die Matrix und verfestigt den Matrix-Partikel-Verbund. Dies ist einer der in der
Literatur angegebenen Gründe für die niedrigeren Abrasionswerte von Ke-
tac™ Molar gegenüber Fuji® IX GP Extra [17]. Dass sich die Matrixzusam-
mensetzung von lichthärtenden GIZ gegenüber konventionellen GIZ schlech-
ter auf die Abrasionsresistenz auswirkt, wurde bereits erwähnt.
Die Oberflächenrauigkeit kann durch Verwendung kleinerer Partikel reduziert
werden. Dies erhöht die Abrasionsresistenz [42, 45]. Durch den dünnen Film
der Hirsesuspension steigt die Wahrscheinlichkeit, dass sich bei höherer O-
46
berflächenrauigkeit gegenüberliegende Spitzen berühren. An diesen Berüh-
rungspunkten tritt ein hoher lokaler Druck auf, der zu einer plastischen Ver-
formung in den umliegenden Zonen führt. Unterhalb der Oberfläche kommt
es zu Scherkräften, die die Rissbildung und Rissfortpflanzung begünstigen
[38].
Für spröde Materialien lässt die Bruchzähigkeit Rückschlüsse auf die Abrasi-
onsresistenz zu. Die Bruchzähigkeit ist ein Parameter, welcher der Ausdeh-
nung von oberflächlichen oder internen Rissen entgegenwirkt und somit den
Verschleiß verzögert [45]. Inwiefern die Bruchzähigkeit von konventionellen
und lichthärtenden GIZ vom Pulver-/Flüssigkeitsverhältnis und der Pulverpar-
tikelgröße abhängt, testeten Mitsuhashi et al. Der lichthärtende GIZ Fuji® II
LC erzielte bei jedem gewählten Pulver-/Flüssigkeitsverhältnis etwa doppelt
so hohe Bruchzähigkeitswerte wie der konventionell härtende GIZ Fuji® II.
Da bei Fuji® II und Fuji® II LC die gleiche Verteilung und Größe der Pulver-
partikel vorliegen, ist die Anwesenheit von Kunststoffkomponenten in der
Matrix ausschlaggebend für höhere Bruchzähigkeit von Fuji® II LC [45]. Die
Abrasionsresistenz bei konventionellen GIZ ist für Schwankungen im Pulver-
/Flüssigkeitsverhältnis anfälliger als bei dualhärtenden Glasionomerzemen-
ten. Dabei wirkt sich bei konventionellen GIZ ein höherer Flüssigkeitsanteil
negativer aus als ein höherer Pulveranteil [4]. Nimmt der Durchschnittswert
der Pulverpartikelgröße ab, so sinkt auch die Bruchzähigkeit. Ähnlich wie bei
den Kompositen wird vermutet, dass durch große Füllkörper das Risswachs-
tum und die Rissfortpflanzung angehalten werden [45].
Auch die Art des Lagerungsmediums und die Lagerungsdauer wirken sich
auf die Eigenschaften der GIZ aus. Gelagert in Wasser nehmen konventio-
nelle und lichthärtende GIZ in den ersten 24 Stunden den größten Anteil an
Wasser auf. Die hydrophilen Gruppen der lichthärtenden GIZ begünstigen
eine größere Aufnahme an Wasser im Vergleich zu konventionellen GIZ [11].
Dadurch wird nicht nur deren Expansion gefördert, sondern das Wasser a-
giert als Plastifizierungsmittel. Daraus resultieren wiederum niedrigere E-
Moduli-Werte und geringere Oberflächenhärten [11, 19, 53]. Als Ursache für
diese Minderung der physikalischen Eigenschaften wird angegeben, dass
elektrostatische Wechselwirkungen (Waserstoffbrückenbindungen), die durch
47
die polaren Hydroxylgruppen von HEMA gebildet werden, durch das aufge-
nommene Wasser reduziert werden [43]. Einen positiven Effekt erzielt man
durch die Lagerung in Wasser sowohl bei konventionellen als auch bei licht-
härtenden GIZ. Die Säure-Base-Reaktion kann in Anwesenheit von Wasser
solange ablaufen, bis die Reaktionspartner verbraucht sind. Eine Steigerung
der Oberflächenhärte und sogar eine Reduktion von oberflächlichen Rissen
kann dadurch erzielt werden [2, 11]. Eine größere Resistenz gegenüber der
hydrolytischen Wirkung des Wassers zeigen jedoch die lichthärtenden GIZ
[2].
7.3 Diskussion der Methode
Auch wenn physikalische Eigenschaften wie Elastizitätsmodul oder Bruchzä-
higkeit Rückschlüsse auf das Abrasionsverhalten eines Materials zulassen,
werden für die wissenschaftliche Abrasionsbestimmung jedoch eigens ange-
fertigte Apparaturen bevorzugt. Ziel dieser Apparaturanordnungen ist es, die
klinischen Abrasionsvorgänge so gut wie möglich zu simulieren und mög-
lichst reale Ergebnisse zu erzielen. Unterschiedliche Apparaturen namens
Alabama, ACTA, OHSU, Zürich und MTS etc. wurden entwickelt [31, 32].
Aufgrund unterschiedlichen Aufbaus und verschiedener Versuchsparameter
können die einzeln gemessenen Werte untereinander nur schwer verglichen
werden. Auch geben Autoren unterschiedliche Einheiten an, wie µm oder
µm/1000 Zyklen. Vielmehr kann nur die Rangordnung der getesteten Materi-
alien verglichen werden [44, 61]. Heintze et al. verglichen das Abrasions-
verhalten von zehn Restaurationsmaterialien in fünf verschiedenen Apparatu-
ren. Das Ranking der Materialien wich stark voneinander ab. Nur die ACTA-
Anordnung erzielte ein annähernd vergleichbares Ranking wie OHSU und
Zürich. Um eine konkrete Aussage über das Abrasionsverhalten eines neuen
Materials zu geben, fordern Heintze et al. den Einsatz von mindestens zwei
verschiedenen Apparaturen [32]. Aber auch bei Verwendung der gleichen
Apparatur und Materialien kann es durch Änderungen von Parametern zur
Abweichung der Ergebnisse kommen. Anpressdruck, Slip, Zyklenzahl und
vor allem das Abrasionsmedium können an der ACTA-Maschine variiert wer-
48
den und somit zu einer Abweichung des Rankings führen [24, 25, 55]. Übli-
cherweise wird als Abrasionsmedium eine Hirsesuspension verwendet. Da
sie aus organischen Bestandteilen besteht, ist es schwierig, den Testdurch-
lauf unter standardisierten Bedingungen durchzuführen. Die Viskosität und
die Komposition kann sich während der Versuchsdurchführung ändern, was
zu einer Abweichung der Ergebnisse und zu einer geringen Reproduzierbar-
keit führt [31]. De Gee et al. berichten, dass durch eine Mischung von ge-
mahlener Hirse (80 Gew %) und PMMA-Pulver (20 Gew %) ein Ranking der
Materialien erreicht wird, das dem Vergleich mit klinischen Studien am ehes-
ten Stand hält [24]. Betrachtet man die Abrasionswerte in Abhängigkeit der
Zyklenzahl, so ergibt sich für die ACTA-Maschine eine annähernd lineare
Beziehung. Bei 25 % der Zyklenzahl werden 31 % der Endwerte erreicht,
wobei sich dieses Verhältnis von Material zu Material ändern kann. Ebenso
erhöhen sich die Werte mit steigendem Anpressdruck, auch wenn keine line-
are Beziehung festgestellt werden kann [31]. Einen zusätzlichen Einfluss auf
das Ranking hat die Dicke des Speisefilms. Die Filmdicke kann über den
Slip-Wert reguliert werden. Bei einem Slip-Wert von 0 % ist die Oberflächen-
geschwindigkeit beider Räder gleich groß und ein relativ dicker Film trennt
die Räder. Die Scherspannung ist somit am geringsten. Bis zu einem Slip-
Wert von 45 % bleiben die Räder getrennt und der Verschleiß ist ausschließ-
lich erosiver Natur. Der gemahlene Speisebrei verhält sich wie eine Flüssig-
keit und lässt sich nicht weiter komprimieren. Ab einem Slip-Wert von 45 %
berühren sich die Räder und es kommt zusätzlich zum abrasiven und adhä-
siven Verschleiß sowie zur Oberflächenermüdung. Dies stellt die Verschleiß-
situation in der “oclusal contact area“ (OCA) dar. Für eine realistische Über-
tragung der klinischen Situation an “contact free areas“ (CFA) eignet sich ein
Slip-Wert von 15 % und ein Anpressdruck von 15 N [25, 54].
7.4 Übertragung auf die klinische Situation
Sobald Restaurationsmaterialien in die Mundhöhle eingebracht werden, un-
terliegen sie den natürlichen Prozessen des Verschleißes. Verursacht wird
dies durch physiologische Abrasion, entweder aufgrund von Nahrungsmitteln
49
oder durch antagonistische Kontakte der okklusalen Flächen. Wobei ange-
nommen wird, dass die Drei-Medien-Abrasion hauptsächlich zum okklusalen
Verschleiß beiträgt [17]. Weisen Zahnhartsubstanzen und Restaurationsma-
terialien ein unterschiedliches Verschleißverhalten auf, so kann dies Auswir-
kungen auf das gesamte Kausystem mit sich ziehen. Ist das Füllungsmaterial
abrasionsresistenter als Schmelz, wird mehr gesunde Substanz des Antago-
nisten abgetragen. Andererseits führt eine geringere Abrasionsresistenz als
der Schmelz zu einer Stufe zwischen Zahn und Restauration [27]. In der Lite-
ratur wird diskutiert, dass dieser vertikale Höhenverlust an den okklusalen
Stützzonen eine Auswirkung auf das stomatognathe System haben kann.
Durch diesen Stützzonenverlust kann eine Cranio - Mandibuläre Dysfunktion
hervorgerufen werden, wobei die Evidenz als gering eingestuft wird [31]. Er-
strebenswert ist dennoch ein dem Schmelz ähnlicher Abrasionswert von
17,37 µm, der in der ACTA-Maschine nach 200.000 Zyklen bei einem An-
pressdruck von 20 N von Graft ermittelt wurde [27]. Dieser Wert liegt weit
unter den für GIZ ermittelten Werten dieser Studie. Zu diesem Ergebnis ge-
langen auch Fross et al. in ihrer Abhandlung [22]. Ebenso schneiden die
Glasionomerzemente schlechter als Amalgam und Komposite in Bezug auf
ihre Abrasionswerte ab [39, 42]. Im Vergleich zu Amalgam erzielen sie hin-
sichtlich der Abrasion an CFA fünfmal höhere Werte und dreimal höhere
Abrasionstiefen vergleichsweise zu Kompositen [39]. Als Ursache für ihr
schlechteres Abschneiden wird angenommen, dass sie im Unterschied zu
den anderen Materialien größere Partikel enthalten [56]. Aber nicht nur die
geringe Abrasionsresistenz, sondern auch die geringe Biege- und Zugfestig-
keit limitieren ihren Einsatz. Die mittlere Versagensrate nach drei Jahren liegt
für konventionelle GIZ bei 37 % und für lichthärtende GIZ bei 20 %. Komposi-
te erreichen jedoch einen Wert von nur 7 % nach vier Jahren [2]. Obwohl GIZ
durch ihre positiven Eigenschaften als Restaurationsmaterial sehr attraktiv
sind, können sie in kaulasttragende Bereiche im permanenten Gebiss nur als
provisorisches Material eingesetzt werden [59, 60]. Für einflächige Klasse I
Füllungen im Milchgebiss sind stopfbare GIZ hingegen geeignet [35]. Hübel
und Mejare verglichen in einer dreijährigen klinischen Studie den konventio-
nellen GIZ Fuji® II mit dem lichthärtenden GIZ Vitremer®. Es stellte sich her-
50
aus, dass bei Klasse II Restaurationen im Milchgebiss der lichthärtenden GIZ
fünfmal erfolgreicher abschneidet als Fuji® II [33].
Lacke wurden hauptsächlich entwickelt, um Glasionomerzemente in ihrer
anfälligen Abbindephase vor Feuchtigkeitszutritt zu schützen [39, 64]. Bevor
der Lack durch Kauvorgänge innerhalb weniger Wochen abradiert ist, be-
günstigt er in dieser Periode die weitere Zementaushärtung. Um eine längere
Verweildauer zu erzielen, werden Nanofüller in die lichthärtenden Lacke ge-
geben [39]. Eine zusätzliche verbesserte Abrasionsresistenz für Glasiono-
merzemente bei Verwendung eines Schutzlackes konnte in dieser Studie
nicht festgestellt werden. Auch eine Härtesteigerung konnte durch den Ein-
satz von Lacken nicht erzielt werden [40]. Durch das Aufbringen eines La-
ckes können aber oberflächliche Porositäten sowie Risse und Unebenheiten
verschlossen werden. Dies führt zu einer glatten Oberfläche, was wiederum
die ästhetische Erscheinung verbessert [64].
51
8 Schlussfolgerung
Trotz stetiger Bemühungen, die Eigenschaften der Glasionomerzemente zu
verbessern, ist er hinsichtlich der Abrasionsresistenz den Kompositen und
dem Amalgam unterlegen. Die Abrasion ist aber nur eine der vielen Fakto-
ren, die die Langlebigkeit eines Materials beeinflussen. Ebenso muss be-
dacht werden, dass Ergebnisse von in-vitro Studien nicht eins zu eins auf die
klinische Situation übertragen werden können. Um eine konkretere Aussage
über das Verhalten der Materialien zu erhalten, ist es notwendig weitere Un-
tersuchungen durchzuführen. Nur so ist es möglich, die erwünschten Ver-
besserungen zu erzielen.
52
9 Literaturverzeichnis
1 Anstice M. Developments in dental cements. Chem Ind 1994; 21: 899-901
2 Bapna MS, Gadia CM, Drummond JL. Effects of aging and cyclic loading
on the mechanical properties of glass ionomer cements. Eur J Oral Sci 2002;
110: 330-334
3 Bauer CM, Kunzelmann KH, Hickel R. Silikophosphoat- und Glasionomer-
zemente - eine Amalgamalternative. Dtsch Zahnärztl Z 1996; 51: 339-341
4 Behr M, Rosentritt M, Loher H, Kolbeck C, Trempler C, Stemplinger B,
Kopzon V, Handel G. Changes of cement properties caused by mixing errors:
the therapeutic range of different cement types. Dent Mater 2008; 24: 1187-
1193
5 Belli R, Pelka M, Petschelt A, Lohbauer U. In vitro wear gap information of
self-adhesive resin cements: A CLSM evaluation. J Dent 2009; 37: 984-993
6 Berger JH. Glass ionomer cements. Pediatr Dent 2002; 24: 430-438
7 Bonifácio CC, Kleverlaan CJ, Raggio DP, Werner A, de Carvalho RC, van
Amerongen WE. Physical-mechanical properties of glass ionomer cements
indicated for atraumatic restorative treatment. Aust Dent J 2009; 54: 233-237
8 Brune D, Smith D. Microstructure and strenght properties of silicate and
glass ionomer cements. Acta Odontol Scand 1982; 40: 389-396
9 Bur Tata und Baldev RAJ. Confocal laser scanning microscopy: Applica-
tions in material science and technology. Bull Mater Sci 1998; 21: 263-278
53
10 Cattani- Lorente MA, Godin C, Meyer JM. Mechanical behavior of glass
ionomer cements affected by long- term storage in water. Dent Mater 1994;
10: 37-44
11 Cattani- Lorente MA, Dupuis V, Payan J, Moya F, Meyer JM. Effect of wa-
ter on the physical properties of resin- modified glass ionomer cements. Dent
Mater 1999; 15: 71-78
12 Coldebella CR, Santos-Pinto L, Zuanon AC. Effect of ultrasonic excitation
on the porosity of glass ionomer cement: a scanning electron microscope
evaluation. Microsc Res Tech 2011; 74: 54-57
13 Crisp S, Lewis BG, Wilson AD. Characterisation of glass- ionomer ce-
ments, 1. longterm hardness and compressive strength. J Dent 1976; 4:162-
166
14 Crisp S, Lewis BG, Wilson AD. Characterisation of glass- ionomer ce-
ments, 5. The effect of the tartaric acid concentration in the liquid component.
J Dent 1979; 7: 304-312
15 Czichos H und Habig KH. Tribologie Handbuch, Tribometrie, Tribomate-
rialien, Tribotechnik. 3. überarbeitete und erweiterte Auflage, Wiesbaden:
Vieweg & Teubner; 2010
16 Davidson CL und Mjör JA. Advances in Glass-Ionomer Cements. Berlin:
Quintessenz; 1999
17 Duinen van RNB, Kleverlaan CJ, Gee de AJ, Werner A, Feilzer AJ. Early
and long-term wear of `Fast-set` conventional glass-ionomer cements. Dent
Mater 2005; 21: 716-720
18 Eichner K und Kappert HF. Zahnärztliche Werkstoffe und ihre Verarbei-
tung, 2. Auflage, Stuttgart: Georg Thieme; 2008
54
19 Ellakurina J, Tarina R, Minguez N, Soler I, Ibaseta G, Maza J, Garcia-
Godoy F. Effect of one-year water storage on the surface microhardness of
resin-modified versus conventional glass-ionomer cements. Dent Mater
2003; 19: 286-290
20 Frankenberger R, Sindel J and Krämer N. Viscous glass-ionomer ce-
ments: A new alternative to amalgam in the primary dentition.
Quintessence Int 1997; 28: 667-676
21 Frankenberger R, Krämer N. Glasionomerzemente. In: Boer WM Metall-
freie Restaurationen. Band 1 Teil 4, Balingen: Spitta ; 1999
22 Forss H, Seppa L, Lappalainen N. In vitro abrasion resistance and hard-
ness of glass-ionomer cements. Dent Mater 1991; 7: 36-39
23 Gängler P, Hoffmann T, Willershausen B, Schwenzer N, Ehrenfeld M.
Konservierende Zahnheilkunde und Parodontologie, 2.Auflage, Stuttgart:
Georg Thieme; 2005
24 Gee de AJ, Pallav P, Davidson CL. Effect of abrasion medium on wear of
stress-bearing composites and amalgam in vitro. J Dent Res 1986; 65: 654-
658
25 Gee de AJ, Wendt SL, Werner A, Davidson CL. Influence of enzymes and
plaque acides on in vitro wear of dental composites. Biomaterials 1996; 17:
1327-1332
26 Gee de AJ, Leloup G, Werner A, Vreven J, Davidson CL. Structural integ-
rity of resin-modified glass ionomers as affected by the delay or omission of
light activation. J Dent Res 1998; 77: 1658-1663
27 Graf K, Müller FX, Rammelsberg P. In-vitro-Untersuchungen zur Drei-
Medien-Abrasion von Zahnhartsubstanz und dentalen Keramiken. Dtsch
Zahnärztl Z 2002; 57: 599- 601
55
28 Graham J Mount. Clinical performance of glass-ionomers. Biomaterials
1998; 19: 573-579
29 Guggenberg R, May R, Stefan KP. New trends in glass-ionomer chemis-
try. Biomaterials 1998; 19: 479-483
30 Grötz KA, Duschner H, Wagner W. Konfokale Laser-Scanning-
Mikroskopie (CLSM): Histotomographie veränderter Zahnhartgeweben bei
pathologischen Mündhöhlenökologie. Mund Kiefer Gesichtschir 1997; 1: 39-
43
31 Heinzte SD. How to qualify and validate wear simulation devices and
methods. Dent Mater 2006; 22: 712-734
32 Heintze SD, Zappini G, Rousson V. Wear of ten dental restorative materi-
als in five wear simulators - Results of a round robin test. Dent Mater 2005;
21: 304-317
33 Hübel S, Mejare I. Conventional versus resin-modified glass-ionomer ce-
ment for Class II restorations in primary molars. A 3-year clinical study. Int J
Paediatr Dent 2003; 13: 2-8
34 Kihm KD. Near-field characterization of micro/ nano- scaled fluid flows.
Kapitel 4, Berlin-Heidelberg: Springer; 2011
35 Krämer N, Pelka M, Kautetzky P, Sindel J, Petschelt A. Abrasionsbestän-
digkeit von Kompomeren und stopfbaren Glasionomerzementen. Dtsch Zah-
närztl Z 1997; 52: 186-189
36 Krämer N. Moderne Füllungstherapie im Milch- und Wechselgebiss. Dtsch
Zahnärztl Z 1997; 52: 89-97
56
37 Kullmann W. Atlas der Zahnerhaltung mit Glas- Ionomer- Zementen und
Komposit-Kunststoffen. München-Wien: Carl Hanser; 1990
38 Kunzelmann KH, Bürkle V, Bauer C. Two- body and three- body wear of
glass ionomer cements. Int J Paediatr Dent 2003; 13: 434-440
39 Lohbauer U. Dental glass ionomer cements as permanent filling materi-
als? – Properties, Limitations and Future Trends. Materials 2010; 3: 76-96
40 Lohbauer U, Krämer N, Siedschlag G, Schubert EW, Lauerer B, Müller
FA, Petschelt A, Ebert J. Strength and wear resistance of a dental glass
ionomer cement with a novel nanofilled resin coating. Am J Dent 2011; 24:
124-128
41 Lohbauer U. Verschleißsimulation an Kunststoffverblendmaterialien im
Drei-Medien- Abrasionsversuch. Quintessenz Zahntechnik 2010; 36: 1074-
1082
42 Lohbauer U, Krämer N. Werkstoffkundliche Standortbestimmung konven-
tioneller Glasionomerzemente. Quintessenz 2009; 60: 799-808
43 Lucksanasombool P, Higgs WAJ, Higgs RJE, Swain MV. Time depend-
ence of the mechanical properties of GICs in simulated physiological condi-
tions. J Mater Sci Mater Med 2002; 13: 745-750
44 Michejew N, Kunzelmann KH. Einfluss der Last und der Gleitgeschwin-
digkeit auf den Kontaktabrieb eines Füllungsmaterials. Dsch Zahnärztl Z
2003; 58: 401-405
45 Mitsuhashi A, Hanaoka K, Teranaka T. Fracture toughness of resin-
modified glass ionomer restorative materials: effect of powder/ liquid ratio
and power particle size reduction on fracture toughness. Dent Mater 2003;
19: 747-757
57
46 Mount GJ. Bounocore Memorial Lecture. Glass-ionomer cements: past,
present and future. Oper Dent 1994; 19: 82-90
47 Mount GJ. Glass Ionomers: A review of their current status. Oper Dent
1999; 24: 115-124
48 Nicholson JW, Theodore P, Croll P. Glass-ionomer cements in restorative
dentistry. Quintessence Int 1997; 28: 705-714
49 Nicholson JW. Chemistry of glass-ionomer cements: a review. Biomateri-
als 1998; 19: 485-494
50 Nihei T, Dabanoglu A, Teranaka T, Kurata S, Ohashi K, Kondo Y, Yoshino
N, Hickel R, Kunzelmann KH. Three-body-wear resistance of the experimen-
tal composites containing filler treated with hydrophobic silane coupling
agents. Dent Mater 2008; 24: 760-764
51 Nomoto R and Mc Cabe JF. Effect of mixing methods on the compressive
strength of glass ionomer cements. J Dent 2001; 29: 205-210
52 Nomoto R, Komoriyama M, McCabe JF, Hirano S. Effect of mixing
method on the porosity of encapsulated glass ionomer cement. Dent Mater
2004; 20: 972-978
53 Okada K, Tosaki S, Hirota K, Hume WR. Surface hardness change of re-
storative filling materials stored in salvia. Dent Mater 2001; 17: 34-39
54 Pallav P, Gee de AJ, Werner A, Davidson CL. Influence of shearing action
of food on contact stress and subsequent wear of stress-bearing composites.
J Dent Res 1993; 72: 56-61
55 Pallav P, Davidson CL, Gee de AJ. Wear rates of composites, an amal-
gam, and enamel under stress-bearing conditions. J Prosthet Dent 1988; 59:
426-429
58
56 Prentice LH, Tyas MJ, Burrow MF. The effect of particle size distribution
on an experimental glass-ionomer cement. Dent Mater 2005; 21: 505-510
57 Shabanian M, Richards LC.In vitro wear rates of materials under different
loads and varying pH. J Prosthet Dent 2002; 87: 650-656
58 Soltész U, Leupolz M. Abriebverhalten von Glasionomerzementen. Dtsch
Zahnärztl Z 1993; 48: 379-382
59 Soltész U und Leupolz M. Dimensionsverhalten von Glasionomerzemen-
ten in trockener und feuchter Umgebung. Dtsch Zahnärztl Z 1993; 48: 431-
435
60 Soltész U, Leupolz M. Härte- und Festigkeitsverhalten von Glasionomer-
zementen. Dtsch Zahnärztl Z 1993; 48: 237-241
61 Sulong MZA and Aziz RAA. Wear of materials used in dentistry: A review
of the literature. J Prosthet Dent 1990; 63: 342-349
62 Teubner E und Welker D. Zubereitung und Qualität restaurativer Werk-
stoffe. Dtsch Zahnärztl Z 2003; 58: 529- 534
63 Walls AWG. Glass polyalcenoate (glass-ionomer) cements: a review. J
Dent 1986; 14: 231-246
64 Wang XY, Yap AUJ, Ngo HC. Effect of early water exposure on the
strength of glass ionomer restoratives. Oper Dent 2006; 31: 584-58
65 Wilson AD und Kent B. The glass-ionomer cement, a new translucent
dental filling material. J Appl Chem Biotechnol 1971; Vol. 21, Nov.
66 Wilson AD und Kent. A new translucent cement for dentistry. Br Dent J
1972; 132: 133-135
59
67 Xie D, Yang Y, Zhao J, Park JG, Zhang JT. A novel comonomer-free light
-cured glass-ionomer cement for reduced cytotoxicitiy and enhanced me-
chanical strength. Dent Mater 2007; 23: 994-1003
68 Xie D, Bradley WA, Culbertson BM, Wang G. Mechanical properties and
microstructures of glass-ionomer cements. Dent Mater 2000; 16: 129-138
69 Yil–Urpo, Lassila LVJ, Närhi T, Vallittu K. Compressive strength and sur-
face characterization of glass ionomer cements modified by particles of bio-
active glass. Dent Mater 2005; 21: 201-209
70 Zum Gahr KH; Tribologie: Reibung – Verschleiß - Schmierung. Naturwis-
senschaften 1985; 72: 260-267
71 Zhao J, Weng Y, Xie D. A novel high- wear- resistant glass-ionomer ce-
ment for class I and class II restorations. Eur J Oral Sci 2009; 117: 86- 89
60
10 Abbildungsverzeichnis
Abb. 1: Darstellung des Reaktionsmechanismus eines konventionellen GIZ
aus [39]. ......................................................................................................... 8
Abb. 2: Übersicht über Stoff- und Formänderungsprozesse unter
tribologischer Beanspruchung aus [15]........................................................ 13
Abb. 3: Grafische Darstellung der verschiedenen Abrasionsvorgänge aus
[15]............................................................................................................... 15
Abb. 4: Zwei-Körper-Abrasion (links), Drei-Körper-Abrasion (rechts) mit
dazwischengeschaltetem Medium aus [15]. ................................................ 16
Abb. 5: Übersicht der Versuchsanordnung anhand eines Flowcharts.......... 20
Abb. 6: Angewandte Formhilfe für die Herstellung der Segmente. .............. 22
Abb. 7: ACTA Rad unbeschickt mit Vertiefungen für die Prüfsegmente (links)
und mit aufgeklebten Prüfsegmenten (rechts). ............................................ 23
Abb. 8: Darstellung der ACTA-Maschine in der Gesamtübersicht . ............. 25
Abb. 9: Antagonistenrad (links) und Probenrad mit darunter befestigtem
Rührrad. ....................................................................................................... 25
Abb. 10: Dieses Bild zeigt den schematischen Aufbau der ACTA Maschine
mit Probenrad und Antagonistenrad, welche entgegengesetzt rotieren....... 26
Abb. 11: Gewinnung einer Negativform durch Abformung des Probenrades
mit einem Silikon.......................................................................................... 28
Abb. 12: Replikaherstellung durch Ausgießen der Negativform mit AlphaDie
Top............................................................................................................... 28
Abb. 13: Zersägen des ausgehärteten Materials in einzelne
Replikasegmente. ........................................................................................ 29
Abb. 14: Abscannen der Abrasionsspurtiefe mit Hilfe eines Objetivs........... 30
Abb. 15: Erhebung der Abrasionswerte mit Hilfe von Linescans.................. 30
Abb. 16: Dreidimensionale Darstellung einer Abrasionskante. .................... 31
Abb. 17: Grafische Darstellung der Abrasionstiefen der getesteten GIZ im
Vergleich zu Amalgam. ................................................................................ 35
Abb. 18: Abrasionstiefen von Equia™ und Fuji® IX GP Extra im Vergleich. 37
61
Abb. 19: Detailaufnahme des nanogefüllten Ketac™ N 100 mit homogener
Struktur und deutlich geringerer Partikelgröße als Maxxion® R (siehe
Abb.20). ....................................................................................................... 38
Abb. 20: Maxxion® R mit großen Füllkörpern (siehe Pfeil). ......................... 39
Abb. 21: Nach 200.000 Zyklen sind an der Probenoberfläche von Equia™
keine Lackrückstände sichtbar..................................................................... 39
Abb. 22: Die Oberflächenbeschaffenheit von Fuji® IX GP Extra ist der von
Equia™nach 200.000 Zyklen identisch........................................................ 40
Abb. 23: Die Detailaufnahme von Ionolux® LC zeigt einen geringen
Porenanteil und eine homogene Struktur des Materials. ............................. 40
Abb. 24: Aufnahme von Equia™ mit Coating (siehe Pfeil)........................... 42
Abb. 25: Das handgemischte Maxxion® R zeigt einen hohen Porenanteil. . 43
Abb. 26: Das Kapselpräparat Ketac™ Molar zeigt wenig Porositäten und eine
homogene Struktur. ..................................................................................... 44
62
11 Tabellenverzeichnis
Tab. 1:Verwendete Materialien. ................................................................... 19
Tab. 2: Ergebnisse und Standardabweichung der getesteten Materialien. .. 33
63
12 Anhang
12.1 Materialanordnung
Segment 1 Segment 2 Segment 3 Segment 4 Segment 5 Segment 6 Segment 7 Segment 8 Segment 9 Segment 10
Rad I Ketac Molar Ionofil Molar Maxxion Chemfil Fuji IX Equia Glass Carb. Fuji II LC Fuji Fil LC Amalgam
Rad M Fuji II LC Equia Chemfil Ionofil Molar Fuji Fil LC Glass Carb. Fuji IX Maxxion Ketac Molar Amalgam
Rad N Equia Maxxion Fuji Fil LC Glass Carb. Chemfil Ketac Molar Fuji II LC Fuji IX Ionofil Molar Amalgam
Rad P Glass Carb. Ketac Molar Chemfil Fuji II LC Fuji IX Ionofil Molar Fuji Fil LC Equia Maxxion Amalgam
Rad R Maxxion Glass Carb. Equia Ketac Molar Ionofil Molar Fuji II LC Fuji IX Fuji Fil LC Chemfil Amalgam
Rad A Ketac N 100 Fuji II LC Maxxion Equia Ionolux LC Chemfil Fuji Fil LC Riva LC Fuji IX Amalgam
Rad B Ionolux LC Ketac N 100 Riva LC Maxxion Fuji Fil LC Ionofil Molar Glass Carb. Chemfil Equia Amalgam
Rad D Fuji Fil LC Ketac N 100 Fuji IX Ionolux LC Riva LC Fuji II LC Ketac Molar Ionolux LC Glass Carb. Amalgam
Rad G Riva LC Ionofil Molar Maxxion Ionolux LC Chemfil Equia Ketac N 100 Ketac N 100 Fuji II LC Amalgam
Rad H Glass Carb. Riva LC Fuji IX Riva LC Fuji Fil LC Fuji IX Ionolux LC Ketac Molar Ketac N 100 Amalgam
Rad K Glass Carb. Ketac Molar Chemfil Ionofil Molar Riva LC Glass Carb. Ketac N 100 Fuji II LC Ionolux LC Amalgam
Rad S Equia Chemfil Ionolux Ketac Molar Ketac N 100 Ionolux LC Ionofil Molar Maxxion Riva LC Amalgam
Rad Z Maxxion Equia Ketac N 100 Fuji IX Ionolux LC Chemfill Riva LC Ketac Molar Ionofil Molar Amalgam
Materialanordnung auf den eingesetzten Rädern. Von den Konventionell härtenden GIZ wurden jeweils 10 Proben
und von den lichthärtenden GIZ jeweils 9 Proben getestet. Frei gebliebene Segmente (weiße Felder) wurden mit den
Materialien Ionolux und Chemfill aufgefüllt.
64
12.2 Gemessene Werte an der Oberkante
Equia Maxxion
Ionofil
Molar Chemfil
Ketac Mo-
lar
Glass-
carbomer Fuji IX Amalgam
58,42 98,51 11,52 82,16 54,53 91,8 28,2 6,31
44,27 107,38 9,6 87,4 54,53 102,53 31,06 5,89
45,5 119,2 12,08 93,65 55,91 100,14 33,54 5,47
120,6 277,18 104,01 143,15 95,44 111,75 156,81 6,21
122,47 288,69 110,09 158,57 108,65 99,51 152,36 6,78
166,68 288,85 113,12 159,67 105,0 102,78 154,14 1,69
93,7 227,91 99,61 91,65 77,7 85,63 114,06 6,63
93,01 229,12 99,61 92,49 81,75 85,63 118,76 6,07
93,01 230,32 98,03 89,12 80,94 83,97 118,73 6,63
99,53 201,79 48,63 79,37 27,43 54,84 106,34 5,55
102,85 200,21 60,78 78,49 28,01 59,14 102,28 6,40
112,8 197,06 63,22 71,52 29,18 57,73 102,28 3,84
72,31 171,47 77,7 81,81 69,57 30,88 69,02 4,35
79,03 173,55 72,85 85,67 67,99 29,54 68,39 3,87
77,35 175,63 69,61 87,98 73,79 34,24 67,76 2,90
95,55 171,29 70,00 165,65 72,5 73,79 77,25 3,14
102,09 168,85 76,53 168,16 65,66 70,98 76,54 2,51
105,25 173,74 73,73 164,39 66,34 74,49 75,82 1,88
121,57 172,84 57,77 157,84 65,27 54,4 76,49 8,13
120,0 169,66 56,6 155,08 66,57 58,88 78,48 7,12
122,34 171,78 58,94 151,41 65,92 58,24 75,82 7,63
98,47 240,19 73,09 126,49 78,27 74,84 76,6 13,40
116,88 232,0 71,68 127,4 80,64 72,96 81,39 8,42
102,91 227,91 72,38 127,4 83,01 77,44 84,81 9,57
99,58 219,8 154,44 138,56 57,94 50,18 93,89 8,23
128,3 224 145,36 137,65 57,94 53,1 96,8 5,01
105,71 226,8 146,36 143,15 56,92 54,85 100,44 5,36
155,0 218,08 112,51 136,06 97,41 94,77 114,25 3,97
159,06 219,39 105,84 143,91 98,22 95,51 117,46 4,69
154,0 244,61 106,73 146,52 99,85 94,03 116,00 6,44
1,68
3,78
2,94
8,91
9,36
6,68
Gemessene Werte an der Oberkante der konventionell härtenden GIZ
im Vergleich zu Amalgam
65
Fuji II LC Fuji Fil LC Ketac N100 Riva LC Ionolux Amalgam
55,57 89,83 22,93 79,94 57,45 6,31
62,81 88,09 24,56 81,57 60,19 5,89
58,73 91,58 22,93 82,57 62,92 5,47
90,24 99,53 30,12 83,57 63,77 6,21
84,4 101,46 29,62 84,57 63,25 6,78
87,36 106,29 29,62 85,57 69,04 1,69
88,94 75,28 22,66 86,57 41,51 6,63
88,05 76,08 22,12 87,57 44,58 6,07
91,61 78,51 23,74 88,57 47,65 6,63
64,63 87,31 31,25 89,57 43,92 5,55
62,32 85,88 27,6 90,57 38,43 6,40
65,4 87,31 28,64 91,57 37,65 3,84
40,06 70,79 25,41 92,57 92,05 4,35
43,63 73,09 24,23 93,57 86,36 3,87
42,2 72,32 24,85 94,57 90,16 2,90
71,14 79,85 27,95 95,57 65,79 3,14
85,3 80,64 27,95 96,57 67,14 2,51
96,74 84,59 29,48 97,57 71,17 1,88
67,36 88,91 25,66 98,57 96,25 8,13
66,16 88,01 25,66 99,57 93,8 7,12
73,91 90,54 27,29 100,57 89,73 7,63
54,81 112,19 38,53 101,57 63,91 13,40
55,42 100,89 39,65 102,57 66,54 8,42
52,4 91,86 37,41 103,57 66,69 9,57
88,75 121,28 46,35 104,57 68,13 8,23
80,92 122,99 43,75 105,57 69,66 5,01
80,26 127,26 44,79 106,57 67,36 5,36
3,97
4,69
6,44
1,68
3,78
2,94
8,91
9,36
6,68
Gemessene Werte an der Oberkante der lichthärtenden GIZ im
Vergleich zu Amalgam
66
12.3 Gemessene Werte an der Unterkante
Equia Maxxion
Ionofil
Molar Chemfil
Ketac
Molar
Glass-
carbomer Fuji IX Amalgam
68,52 109,70 73,99 82,16 26,28 39,57 58,64 6,31
66,54 111,47 73,99 87,40 24,64 38,78 78,78 5,89
78.40 107,93 79,87 93,65 26,83 37,19 88,40 5,47
128,75 281,41 104,01 143,15 61,87 103,42 114,75 6,21
129,75 282,85 110,09 158,57 54,59 102,64 114,75 6,78
130,75 285,74 113,12 159,67 52,77 103,42 113,15 1,69
82,22 258,41 78,40 112,82 60,20 91,29 109,40 6,63
86,14 259,76 77,65 111,91 58,94 90,48 105,84 6,07
99,84 258,41 73,92 111,00 57,67 84,02 98,72 6,63
99,53 201,79 76,40 122,99 75.61 66,68 128,28 5,55
102,85 200,21 76,40 119,23 70,48 76,80 125,55 6,40
112,80 197,06 71,00 117,35 69,74 71,38 121,00 3,84
99,51 204,04 70,00 112,07 76,08 73,41 97,53 4,35
99,51 202,59 76,53 97,84 76,67 73,41 101,90 3,87
95,44 164,96 73,73 102,28 73,14 74,23 98,26 2,90
97,67 187,82 92,06 143,45 95,01 89,59 66,47 3,14
104,59 195,09 94,87 149,53 92,17 84,40 65,84 2,51
104,59 196,31 88,55 151,96 91,46 88,11 66,47 1,88
126,53 192,00 73,79 149,27 60,25 103,57 78,70 8,13
138,49 189,74 75,19 148,31 59,63 107,52 83,58 7,12
135,07 188,61 74,49 145,44 59,01 107,73 81,49 7,63
114,13 241,18 108,50 136,07 73,32 101,10 93,39 13,40
113,31 244,12 104,39 133,48 79,49 97,24 91,86 8,42
110,89 250,00 89,59 133,48 76,40 104,19 97,98 9,57
97,18 218,08 80,12 119,53 72,06 88,75 68,17 8,23
106,29 220,71 79,41 117,94 75,16 90,20 70,60 5,01
107,81 232,53 76,57 119,53 76,40 84,42 69,99 5,36
147,28 220,00 106,03 121,47 108,01 94,77 120,58 3,97
139,14 223,53 99,31 121,47 105,74 91,07 110,67 4,69
121,98 215,29 103,04 122,23 108,76 90,33 109,84 6,44
1,68
3,78
2,94
8,91
9,36
6,68
Gemessene Werte an der Unterkante der konventionell härtenden
GIZ im Vergleich zu Amalgam
67
Fuji II LC Fuji Fil LC Ketac N100 Riva LC Ionolux Amalgam
155,73 161,08 36,86 77,97 73,16 6,31
141,99 167,47 33,51 73,86 67,64 5,89
125,96 170,03 31,27 71,13 69,71 5,47
69,62 105,28 31,15 71,74 78,70 6,21
65,96 99,31 29,01 69,65 77,99 6,78
68,71 100,05 26,03 68,95 78,70 1,69
77,86 94,38 45,83 74,71 77,99 6,63
78,55 98,71 40,31 75,47 72,67 6,07
77,86 101,31 41,41 72,42 75,33 6,63
71,15 71,58 36,98 101,99 59,97 5,55
67,76 74,69 33,85 104,01 62,93 6,40
70,31 77,80 33,85 97,95 59,28 3,84
67,98 71,83 27,95 72,72 91,47 4,35
71,75 75,57 27,95 72,13 84,00 3,87
66,47 71,08 29,48 72,13 81,20 2,90
101,70 91,61 50,84 85,12 78,85 3,14
105,41 91,61 43,51 83,69 73,68 2,51
100,22 94,28 37,10 85,84 71,09 1,88
66,80 88,09 43,23 80,94 91,07 8,13
73,09 88,91 41,14 76,81 87,21 7,12
68,52 90,54 39,06 79,28 90,30 7,63
85,08 126,84 39,65 101,99 51,04 13,40
81,54 120,96 38,17 99,56 52,27 8,42
81,54 108,36 36,19 100,37 55,96 9,57
90,62 111,47 34,82 94,19 107,72 8,23
89,88 111,47 32,00 88,09 115,15 5,01
86,82 109,98 30,12 92,45 106,79 5,36
3,97
4,69
6,44
1,68
3,78
2,94
8,91
9,36
6,68
Gemessene Werte an der Unterkante der lichthärtenden GIZ
im Vergleich zu Amalgam
68
12.4 Gemessene Werte von Equia und Fuji IX am Rad P
Zyklen Equia unten Equia oben Fuji IX unten Fuji IX oben
10.000 4,57 µm 16,19 µm 8,94 µm 15,53 µm
7,83 µm 14,31µm 9,30 µm 19,93 µm
7,83 µm 15,03 µm 8,23 µm 13,97 µm
20.000 18,22 µm 26,77 µm 3,22 µm 14,93 µm
17,39 µm 26,77 µm 3,22 µm 14,94 µm
19,05 µm 26,27 µm 2,50 µm 15,81 µm
30.000 19,76 µm 30,52 µm 2,83 µm 19,50 µm
22,53 µm 34,33µm 1,04 µm 19,50 µm
18,97 µm 28,13 µm 1,38 µm 20,53 µm
40.000 20,83 µm 24,48 µm 12,19 µm 29,68 µm
19,79 µm 27,60 µm 13,87 µm 27,52 µm
27,60 µm 25,00 µm 13,05 µm 29,14 µm
50.000 28,00 µm 30,64 µm 19,31 µm 33,70 µm
23,61 µm 38,10 µm 18,80 µm 33,30 µm
21,83 µm 38,93 µm 17,28 µm 33,04 µm
60.000 43,35 µm 42,52 µm 20,42 µm 53,43 µm
38,04 µm 45,41 µm 17,79 µm 49,24 µm
37,16 µm 52,18 µm 15,15 µm 50,91 µm
70.000 39,24 µm 55,47 µm 28,33 µm 47,69 µm
37,25 µm 43,07 µm 30,64 µm 47,06 µm
43,23µm 44,37 µm 30,18 µm 38,31 µm
80.000 38,27 µm 39,04 µm 22,58 µm 52,45 µm
37,02 µm 46,98 µm 23,73 µm 48,31 µm
42,67 µm 42,58 µm 22,58 µm 48,31 µm
90.000 63,15 µm 64,96 µm 54,66 µm 66,42 µm
58,88 µm 58,99 µm 59,63 µm 70,05 µm
62,29 µm 67,95 µm 57,98 µm 70,05 µm
200.000 128,75 µm 120,6 µm 114,75 µm 156,81 µm
127,68 µm 122,47 µm 114,75 µm 152,36 µm
122,33 µm 166,68 µm 113,15 µm 154,14 µm
69
12.5 Gemessene Werte der Materialien Equia und Fuji IX
Zyklen 10.000 20.000 30.000 40.000 50.000 60.000 70.000 80.000 90.000 200.000
Abrasionstiefe u 4,57 18,22 19,76 20,83 28,00 43,35 39,24 38,27 63,15 128,75
in [µm] u 7,83 17,39 22,53 19,79 23,61 38,04 37,25 37,02 58,88 127,68
u 7,83 19,05 18,97 27,60 21,83 37,16 43,23 42,67 62,29 122,33
o 16,19 26,77 30,52 24,48 28,00 42,52 55,47 39,04 64,96 120,60
o 14,31 26,77 34,33 27,60 23,61 45,41 43,07 46,98 58,99 122,47
o 15,03 26,27 28,13 25,00 21,83 52,18 44,37 42,58 67,95 166,68
Mittelwert 10,96 22,41 25,71 24,22 24,48 43,11 43,77 41,09 62,70 131,42
Stabw 4,81 4,63 6,23 3,31 2,84 5,46 6,34 3,69 3,50 17,57
Zyklen 10.000 20.000 30.000 40.000 50.000 60.000 70.000 80.000 90.000 200.000
Gemessene Werte an Rad P des Materials Equia mit Mittelwert und Standardabweichung in µm.
70
Abrasionstiefe u 8,94 3,22 2,83 12,19 19,31 20,42 28,33 22,58 54,66 114,75
in [µm] u 9,30 3,22 1,04 13,87 18,80 17,79 30,64 23,73 59,63 114,75
u 8,23 2,50 1,38 13,05 17,28 15,15 30,18 22,58 57,98 113,15
o 15,53 14,93 19,50 29,68 33,70 53,43 47,69 52,45 66,42 156,81
o 19,93 14,94 19,50 27,52 33,30 49,24 47,06 48,31 70,05 152,36
o 13,97 15,81 20,53 29,14 33,04 50,91 38,31 48,31 70,05 154,14
Mittelwert 12,65 9,10 10,80 20,91 25,91 34,49 37,04 36,33 63,13 134,33
Stabw 4,64 6,72 9,94 8,67 8,18 18,42 8,71 14,72 6,59 22,08
Gemessene Werte an Rad P des Materials Fuji IX mit Mittelwert und Standardabweichung in µm.
71
12.6 Mittelwerte und Standardabweichung der getesteten Materialien
Fuji II LC Fuji Fil LC Ketac N100 Riva LC Ionolux Amalgam
Mittelwert 76,96 97,56 34,30 83,26 76,49 12,00
Stabw 19,92 26,79 9,34 24,15 28,76 9,05
Equia Maxxion Ionofil Molar Chemfil Ketac Molar Glass Carbomer Fuji IX
Mittelwert 106,90 205,04 85,29 126,29 76,84 89,63 83,08
Stabw 27,58 46,65 19,69 29,22 22,12 20,08 22,65
Mittelwert und Standardabweichung konventionell härtender GIZ
Mittelwert und Standardabweichung lichthärtender GIZ
72
13 Danksagung
Mein Dank gilt Herrn PD Dr. Ulrich Lohbauer für die freundliche Überlassung
des Themas und die stets kompetente und freundliche Unterstützung bei der
Erstellung dieser Dissertation.
Herrn Prof. Dr. Anselm Petschelt danke ich für die Möglichkeit meine Promo-
tionsarbeit an der Zahnklinik I für Zahnerhaltung und Parodontologie durch-
zuführen.
Herrn Herbert Brönner und Frau Elisabeth Scheuermeyer danke ich für die
Einführung und die stets geduldige Hilfestellung an der ACTA-Maschine und
am CLSM.
Nicht zuletzt danke ich Frau Gudrun Amberger, die mich bei der Arbeit am
Rasterelektronenmikroskop unterstützt hat.