Herausnehmbare Prothetik

In der vorindustriellen Zeit bestanden Prothesenzähne aus Knochen, Elfenbein, Holz, Kieselsteinen, tierischen oder menschlichen Zähnen [1, 2]. Japanische Holzprothesen aus dem 16. Jahrhundert trugen im Seitenzahnbereich für die Kaufunktion Eisennägel. Später fanden sich auf den vielen Schlachtfeldern menschliche Zähne im Überfluss, sie wurden auf Metallbasen verankert. Die verwendeten organischen Substanzen entwickelten nach kurzer Zeit einen entsetzlichen Geruch und Geschmack und verfärbten sich stark. Problematisch war auch der Verbund zwischen Zähnen und Basis. Reparaturen dieser hochindividuellen Stücke waren sehr aufwendig, ihre Funktion aber nur dürftig. Kauen und Sprechen waren nur eingeschränkt möglich, immerhin konnten Wange und Lippe in gewissem Maß gestützt werden.

Ein Meilenstein war die Einführung der Keramikzähne zum Ende des 18./Anfang des19. Jh. Sie waren schwer und frakturanfällig, der Verbund zur Prothesenbasis konnte nur makroretentiv hergestellt werden. Ihr größter Nachteil war die massive Abrasion natürlicher Antagonisten. 1933 schließlich erfand Otto Röhm das Plexiglas (PMMA), das in kürzester Zeit die gesamte Prothetik revolutionierte.

Einteilung der Prothesenzahnmaterialien

Kunststoff-Prothesenzähne bestehen entweder aus PMMA oder aus Komposit (Abb. 1). Nach dem Verlauf der Polymerstruktur von PMMA-Zähnen kann man diese in „conventional“ (= linear verlaufende Polymerstruktur) und „crosslinked“ (= vernetzte Polymerstruktur) unterteilen. Werden die Füllereigenschaften als Einteilungskriterium verwendet, entsprechen die „conventional“ PMMA-Zähne den Zähnen mit unvernetzten Füllern und die „crosslinked“ PMMA-Zähne lassen sich unterteilen in Zähne mit hochvernetzten und anorganischen Füllern. Und schließlich sind die hochvernetzt gefüllten Zähne in vier weitere Gruppen einteilbar: DCL = Double Cross-Linked, TCR = Twin Crossed Resin, IPN = Interpenetrating Polymer Network und MPM = Multiplex Polymer Matrix. Bei den Kompositzähnen kann man zwischen den Kompositzähnen der 1. Generation (= mikrogefülltes Komposit) und der 2. Generation (= nanogefülltes Komposit) unterscheiden. Die Kompositzähne der 2. Generation sind unterteilbar in NFC = Nano-Filled Composite und NHC = Nano-Hybrid Composite. Es gibt aber auch einige Kompositzähne der 2. Generation, die sich nicht dem NFC- oder dem NHC-Material zuordnen lassen.

Wissenschaftliche Literatur zu Prothesenzähnen

Zur Abschätzung, ob die Auswahl eines bestimmten Prothesenzahnmaterials klinisch relevant ist, wurden anhand der aktuellen wissenschaftlichen Literatur fünf Unterscheidungskriterien definiert:

1. Abnutzung, Verschleiß

Die Abnutzung (englisch: wear) von Prothesenzähnen entsteht durch ein komplexes Zusammenspiel mehrerer Mechanismen mit einigen individuellen Einflussfaktoren. Zu den Abnutzungsmechanismen zählen Attrition und Abrasion. Attrition beschreibt die Abnutzung durch direkten Kontakt zweier okkludierender Kontaktflächen und wird mit der Zwei-Medien-Verschleißmethode untersucht. Der Drei-Medien-Verschleiß beschreibt die Abnutzung durch Partikel zwischen zwei okkludierenden Kontaktflächen. Dies entspricht dem Vorgang der Abrasion. Die individuellen Einflussfaktoren, welche die Abnutzung von Prothesenzähnen beeinflussen, sind mannigfaltig, z.B. der pH-Wert, die Temperatur, die Ernährungsgewohnheiten und Prozesse wie Abfraktion und Erosion.

Stober et al. [8] untersuchten in vitro elf verschiedene Prothesenzahnmaterialien im Drei-Medien-Verschleiß. Die getesteten Materialien können in Übergruppen analog der Einteilung von Abbildung 1 zusammengeführt werden:

• conventional PMMA

• crosslinked PMMA

• 1. Generation Komposit

• 2. Generation Komposit

Der Verschleiß wurde durch die Belastung mit 100.000 Zyklen mithilfe eines Stahl-Antagonisten in einer ACTA-Testmaschine simuliert. Das Abrasionsmedium bestand aus einer Hirselösung. Als Referenzmaterial dienten natürliche und Keramikzähne. Abschließend wurde der vertikale Verlust am Prothesenzahn in µm gemessen. Die konventionellen PMMA-Zähne (z.B. SR Orthotyp PE = 116 ± 6,9 μm) unterschieden sich bezüglich ihres Verschleißes nicht signifikant von den crosslinked PMMA-Zähnen (z.B. SR Postaris DCL = 119 ± 6,7 μm). Alle PMMA-Zähne wiesen einen höheren Verschleiß auf als die Kompositzähne der 1. Generation, wobei unter den getesteten Materialien der SR Orthosit PE Zahn, welcher den höchsten Anteil an anorganischen Füllern enthält, mit 84 ± 5,3 μm den geringsten vertikalen Verschleiß erlitt. Bei den getesteten Kompositzähnen der 2. Generation ergab sich nur bei der Zahnlinie e-Ha eine vergleichbar geringe vertikale Abnutzung von 88 ± 5,4 μm. Die Abrasionsresistenz hängt demnach von der Struktur und dem Vernetzungsgrad der Kunststoffmatrix, von Art, Menge und Größe der Füllerpartikel und von der Einbindung der Füllerpartikel in die Matrix ab.

Ghazal et al. [3] unterzogen sechs Untersuchungsgruppen einem kombinierten Zwei- und Drei-Medien-Verschleißverfahren (Willytec Kaumaschine, 300.000 Zyklen, PMMA-Bolus als Abrasionsmedium). Es wurden drei Zahnmaterialien getestet: Keramik, NFC (Komposit der 2. Generation) und PMMA. Als Antagonist diente bei den ersten drei Gruppen das jeweilige Material selbst. Bei den anderen drei Untersuchungsgruppen wurde dann immer Schmelz als Antagonistenmaterial verwendet. Nach dem Verschleißverfahren wurde der vertikale Verlust (in µm) am Prothesenzahn und am Antagonisten gemessen und daraus der Gesamtverlust berechnet. Bestanden der Prothesenzahn und sein Antagonist aus dem gleichen Material, zeigten Keramik- und NFC-Zähne einen vergleichbar geringen Gesamtverschleiß (Keramik = 67 ± 25 μm; NFC = 69 ± 9 μm). Die getesteten PMMA-Zähne erlitten dagegen mit 98 ± 6 μm einen signifikant höheren Gesamtverschleiß. War der Antagonist ein natürlicher Zahn, bewirkten die Keramikzähne den größten Antagonistenverschleiß (143 ± 29 μm) bei geringster Eigenabrasion (24 ± 13 μm). Bei den getesteten PMMA-Zähnen verhielt es sich genau entgegengesetzt: Sie bewirkten den geringsten Antagonistenverschleiß (9 ± 3 μm), erlitten aber die größte Eigenabrasion (240 ± 48 μm). Die NFC-Zähne erzeugten ebenfalls eine geringe Antagonistenabrasion (14 ± 6 μm), zeigten aber einen signifikant geringeren Eigenverschleiß (169 ± 18 μm) als die PMMA-Zähne. Deshalb unterschied sich der Gesamtverschleiß zwischen Keramik- und NFC-Zähnen nicht signifikant voneinander bei Verwendung eines Schmelzantagonisten (Keramik = 167 ± 32 μm; NFC = 184 ± 16 μm).

Daraus ist zu schlussfolgern: Der Gesamtverschleiß bei okkludierenden Zähnen aus NFC oder Keramik war vergleichbar. Der Gesamtverschleiß bei einem natürlichen Antagonisten war bei Zähnen aus NFC und Keramik wiederum vergleichbar, wobei aber NFC-Zähne den Keramikzähnen aufgrund ihrer geringeren Schmelzabrasion vorzuziehen sind.

In einer klinischen Studie [7] wurden 28 Patienten mit neuen Ober- und Unterkiefer-Totalprothesen versorgt und zwei Prothesenzahnformen aus DCL-Material im Split-Mouth-Design getestet. Nach zwölf Monaten unter Funktion erschienen 18 Patienten zum Kontrolltermin. Die Prothesenzahn-Replikas des Ausgangs- und des Einjahresbefundes wurden dreidimensional eingescannt (Abb. 2). Von den 432 Einzelzähnen konnten 298 (69 %) ausgewertet werden. Es ergab sich ein vertikaler Verlust im Seitenzahnbereich von 121–221 µm. Aufgrund des ähnlichen Vernetzungsgrades der beiden Prothesenzahnmaterialien trat kein Verschleißunterschied auf. Der relativ starke Verschleiß nach zwölf Monaten wurde mit dem Fehlen der parodontalen Rezeptoren und den daraus resultierenden höheren Kaukräften erklärt. Weiter zeigte sich, dass die Prothesenzähne des OK eine stärkere Abrasion aufwiesen als die des UK und dass die Molaren am stärksten betroffen waren, gefolgt von den Prämolaren, den Eckzähnen und den Schneidezähnen. Dagegen fand sich keine Korrelation zwischen dem Verschleiß und den Essgewohnheiten der Patienten. 

2. Verbund des Zahnes zur Prothesenbasis

Es ist bekannt, dass 22–30 % der Prothesenreparaturen durch das Ablösen eines Prothesenzahns von der Basis nötig sind. Die zwei wichtigsten Voraussetzungen für einen guten Verbund sind, dass der zu polymerisierende Prothesenkunststoff mit der Oberfläche des Prothesenzahns in Kontakt kommt und dass das Polymernetzwerk des Basiskunststoffs mit dem Polymer des Prothesenzahns reagieren kann, um ein verbundenes Netzwerk auszubilden. Dementsprechend sind die beiden Hauptursachen für das Ablösen eine Kontamination der Kontaktfläche und ein zu starker Unterschied in der Polymer(netzwerk)-Struktur.

In einem Review-Artikel von Patil et al. [6] werden die verschiedenen verbundbeeinflussenden Faktoren beschrieben:

(I) Eine Verunreinigung der Kontaktfläche durch nicht entferntes Wachs reduziert den Verbund zwischen Zahn und Basis um 50–60 %. Wachsrückstände konnten sogar noch bei Wasserbadtemperaturen bis 90 °C nachgewiesen werden. Sie traten verstärkt bei rauen Oberflächen auf. Deshalb wird die zusätzliche Anwendung von Wachsentfernern empfohlen.

(II) Der Einfluss des Zahnmaterials auf den Verbund wurde mit Farbstoffpenetrationstests nach Thermozyklierung evaluiert. Dabei zeigten die Keramikzähne aufgrund ihrer makroretentiven Verankerung die stärkste Farbstoffpenetration. Die crosslinked PMMA-Zähne wiesen eine moderate Penetration auf, die geringste fand sich bei den konventionellen PMMA-Zähnen, die auch den besten Verbund zur Basis erzielen können. Deshalb wird bei einigen Kompositzähnen die sogenannte Rückschneide auch aus PMMA hergestellt (Abb. 3). Bei Belastungsuntersuchungen des Verbundes vor und nach Thermozyklierung konnte kein signifikanter Unterschied zwischen den konventionellen und den crosslinked PMMA-Zähnen festgestellt werden. Insgesamt aber verringert die Temperaturwechsel-Belastung den Verbund zwischen Zahn und Basis.

(III) Auch die Polymerisationstemperatur wirkt sich aus: Der stärkste Verbund wurde bei Anwendung von Heißpolymerisaten festgestellt, da das Monomer des Basiskunststoffs bei hoher Temperatur effektiver in das Polymer des Zahnes eindringen kann, sodass ein verbundenes Polymernetzwerk entsteht.

(IV) Die Polymerisationsmethode beeinflusst den Verbund ebenfalls: Der stärkste Verbund wurde bei Heiß- und Mikrowellenpolymerisaten festgestellt, gefolgt von den Licht- und den Auto- oder Kaltpolymerisaten.

(V) Zur Verbundverbesserung werden in der Literatur zusätzliche Modifikationen der Prothesenzähne beschrieben. Die Applikation von Monomer, von Adhäsiven oder anderen Chemikalien (z.B. Dichlormethan) wirkt sich positiv aus. Das Einschleifen von Retentionen in die Zahnrückseite verbessert den Verbund wahrscheinlich nicht [6], allerdings gibt es hierzu unterschiedliche Hinweise in der Literatur.

(VI) Die Stressverteilung innerhalb einer Prothese bei ihrer Belastung ist ein weiterer Einflussfaktor: Beim Kauen kommt es zur Deformation der Prothesen, was den Übergang des Prothesenzahnes zur Basis so belastet, dass Mikrorisse entstehen können. Deren Ausbreitung kann zum Lösen des Verbundes führen.

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Plastikzahn ist nicht gleich Plastikzahn – Teil 2

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