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Masterthesis

Experimenteller Vergleich:

„Selbstschneidendes Implantat vs. Implantat mit Gewindevorschnitt“

Dr. med. dent. Rita Stoltenburg

Berlin

STEINBEIS -HOCHSCHULE BERLIN

in Zusammenarbeit mit

Deutsche Gesellschaft für Implantologie e. V.

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Master of Science in Oral Implantology (M.Sc.) Jahrgang 2013

Experimenteller Vergleich:

„Selbstschneidendes Implantat vs. Implantat mit Gewindevorschnitt“

Verfasser:

Dr. med. dent. Rita Stoltenburg

Zeitraum der Projektarbeit: 01.04.2012 bis 30.07.2013

Betreuer Prof. Dr. med. Dr. med. dent. Hendrik Terheyden

Klinik für Mund-, Kiefer- und Gesichtschirurgie, Kassel

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Inhaltsverzeichnis

INHALTSVERZEICHNIS..................................................................................................................... 3

VERZEICHNIS DER ABKÜRZUNGEN ............................................................................................. 5

1. EINLEITUNG UND FRAGESTELLUNG ....................................................................................... 6

1.1. HISTORIE DER SELBSTSCHNEIDENDEN IMPLANTATSYSTEME .......................................................... 8 1.2. DIE KNOCHENQUALITÄT.................................................................................................................... 9 1.3. DER PERIIMPLANTÄRE KNOCHENKONTAKT .................................................................................... 10 1.4. DIE DREHMOMENTMESSUNG .......................................................................................................... 11 1.5. FRAGESTELLUNGEN UND HYPOTHESE ........................................................................................... 13 2.1. VORUNTERSUCHUNGEN ZU MATERIALIEN UND METHODEN .......................................................... 14

2.1.1. Auswahl der Implantatsysteme ........................................................................................... 14 2.1.2. Instrumentarium für die Implantatinsertion ....................................................................... 17 2.1.3. Auswahl und Vorbereitung der Knochenstücke ............................................................... 19 2.1.4. Vorversuche zur Implantation und Explantation .............................................................. 20 2.1.5. Darstellung der Schnittmuster ............................................................................................ 23

2.2. KLINISCHE METHODEN ................................................................................................................... 28 2.2.1. Versuchsmodell .................................................................................................................... 28 2.2.2. Versuchsplanung .................................................................................................................. 31 2.2.3. Versuchsdurchführung ......................................................................................................... 31 2.2.3.1. Probebohrungen ................................................................................................................ 31 2.2.3.2. Hauptversuche ................................................................................................................... 36

2.3. MATHEMATISCH-STATISTISCHE METHODEN .................................................................................. 39

3. ERGEBNISSE ............................................................................................................................... 41

3.1. BESTIMMUNG DER AUSDREHMOMENTE ..................................................................................... 41 3.1.1. Ausdrehmomente der General Implants Implantate ........................................................ 41 3.1.1.1. Statistische Bewertung der Versuchsreihe General Implants .................................... 42 3.1.1.2. Quantifizierung der Abweichung des Drehmoments .................................................... 43 3.1.1.3. Grafische Darstellung der Versuchsreihe General Implants ....................................... 45 3.1.2. Ausdrehmomente der Schütz-Dental Implantate ............................................................. 46 3.1.2.1. Statistische Bewertung der Versuchsreihe Schütz Dental .......................................... 47 3.1.2.2. Quantifizierung der Abweichung des Drehmoments .................................................... 48 3.1.2.3. Grafische Darstellung der Versuchsreihe Schütz Dental ............................................ 49

3.2. DARSTELLUNG DER SCHNITTMUSTER ............................................................................................ 50 3.3. HERSTELLER-FIRMEN ..................................................................................................................... 53

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4. DISKUSSION ................................................................................................................................. 54

4.1. DISKUSSION DES STUDIENDESIGNS ............................................................................................... 54 4.2. METHODENKRITIK ........................................................................................................................... 55

4.2.1. Darstellung der Schnittmuster ............................................................................................ 55 4.2.2. Modellkasten vs. optimale Laborbedingungen ................................................................. 55 4.2.3. Vergleichbare Versuchsbedingungen ................................................................................ 56 4.2.4. Explantation und letzte Erweiterungsbohrung .................................................................. 57 4.2.5. Schlussfolgerungen aus den Probebohrungen ................................................................ 59

4.3. DISKUSSION DER ERGEBNISSE ...................................................................................................... 60 4.3.1. Konstruktionsprinzip und Insertionstechnik ...................................................................... 60 4.3.2. Hersteller-Besonderheiten und Gewindedesign .............................................................. 61

4.4. SCHLUSSFOLGERUNGEN ................................................................................................................ 63

ZUSAMMENFASSUNG .................................................................................................................... 65

SUMMARY ......................................................................................................................................... 66

ANHANG A: QUELLENVERZEICHNIS .......................................................................................... 67

ANHANG B: BAUANLEITUNG IM MODELLKASTEN ................................................................. 71

ANHANG C: BOHRPROTOKOLL FÜR DIE VORVERSUCHE FA. SCHÜTZ DENTAL ........... 74

ANHANG D: VERSUCHE MIT IMPLANTATEN DER FA. GENERAL IMPLANTS ..................... 75

ANHANG E: SPEZIFISCHES BOHRPROTOKOLL FA. GENERAL IMPLANTS ...................... 76

ANHANG F: SPEZIFISCHES BOHRPROTOKOLL FA. SCHÜTZ DENTAL .............................. 77

ANHANG G: QUANTILE DER T-VERTEILUNG ............................................................................ 78

ANHANG H: NACHWEIS FREMDER BILDDARSTELLUNGEN ................................................. 79

DANKSAGUNG ................................................................................................................................. 80

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Verzeichnis der Abkürzungen

DVT Digitale Volumentomographie

HKM Hochleistungsmikromotor von HKM

KI klassische Implantate mit Gewindevorschnitt

Ncm Newton cm

SKD Schneidekantendistanz

SSI selbstschneidende Implantate

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1. Einleitung und Fragestellung

„Aller Anfang ist schwer“, so bezeichne ich heute meinen Einstieg in die orale

Implantologie. Vor allem aber, sich für das „richtige“ Implantatsystem mit den jeweils

unterschiedlichen Implantattypen zu entscheiden, sehe ich als außerordentlich

verantwortungsvolle Aufgabe, um einen entsprechenden Langzeiterfolg dieser

Therapie zu gewährleisten.

52)Terheyden (2011) sieht den lebenslangen Zahnersatz als Herausforderung an die

Zahnärzte und Kieferchirurgen und gleichzeitig die Implantologie als einen

Innovationsmotor für die gesamte zahnmedizinische Versorgung.

Seit 2007 arbeite ich fast ausschließlich mit dem IMPLA-System der Fa. Schütz

Dental. Vor allem stelle ich Unterschiede im Behandlungsergebnis meiner eigenen

Patientenfälle zwischen den zylindrischen selbstschneidenden Implantaten und den

konischen Schraubenimplantaten mit Gewindevorschnitt fest. Bei Verwenden der

selbstschneidenden Implantate habe ich subjektiv die Empfindung, dass eine höhere

Primärstabilität vorliegt. Diese Beobachtung ist unabhängig davon, in welchen

Knochendichten ich implantiere und unabhängig davon, welche Implantatdurchmesser

oder –längen ich verwende. Ob sich diese subjektive Empfindung auch tatsächlich

nachweisen lässt und inwiefern die höhere Primärstabilität auch als kritisch zu

beurteilen ist, veranlasste mich, Untersuchungen diesbezüglich durchzuführen.

Letztendlich sollen die bei dieser experimentellen Studie gewonnenen Erkenntnisse

dazu beitragen, die geeignetste Therapie für den Patienten einzusetzen, was den

finanziellen Aufwand, chirurgischen Ablauf und zeitlichen Faktor betrifft.

Der Erfolg der Implantatsysteme wird durch das Implantatdesign und die

mechanische Art der Insertion bestimmt. Mit entsprechenden mikro- und

makroretentiven Oberflächenstrukturen werden auch im Knochen mit geringerer

Dichte sehr gute Ergebnisse erzielt.

In der Vergangenheit experimentierte man mit den unterschiedlichsten Formen

hinsichtlich des Makrodesigns. Heute haben sich neben den Implantaten mit

Gewindevorschnitt („KI“) auch die selbstschneidenden Implantate („SSI“)

durchgesetzt.

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Bei selbstschneidenden Implantaten handelt es sich in aller Regel um sogenannte

Schraubenimplantate mit einer Gewindeschneide. Drei oder mehr stufenartige

Einschnitte unterbrechen das gleichmäßig angeordnete Rillenrelief in ihrem

Gewindeverlauf und bilden zusätzlich das Knochenspanreservoir.

Bild 1

Mit dem Eindrehen des Implantates in den Knochen wird somit gleichzeitig auch das

Gewinde geschnitten. Durch den engen Kontakt zwischen Knochengewebe und

Implantatoberfläche hat das Implantat auch im Knochen geringerer Dichte schon beim

Einsetzen eine hohe Primärstabilität.

Wären Kriterien für die hohe Primärstabilität selbstschneidender Implantate

experimentell nachweisbar, so könnten diese von klinischer Bedeutung sein. Ein

Hauptanliegen der meisten Patienten besteht darin, das funktionelle und psychische

Trauma zu minimieren und dennoch eine dauerhafte Versorgung auf höchstem

mechanischem und ästhetischem Niveau zu gewährleisten.

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1.1. Historie der selbstschneidenden Implantatsysteme

Die dentale Implantologie mit einer 50-jährigen Historie existiert heute als klinisch und

wissenschaftlich gesichertes Behandlungskonzept weltweit mit mehr als 200

Implantatsystemen auf dem Markt. Dieser Markt bietet eine Vielzahl von

Produktentwicklungen, indem ständig neue Erkenntnisse und Trends aufgegriffen

werden. Zur Anwendung kommen fast ausschließlich rotationssymmetrische

Implantate aus reinem Titan. Vor allem haben sich die enossalen

Schraubenimplantate mit einer rauen Oberfläche in der Implantologie durchgesetzt.

Seit den Arbeiten von 53)Thomas und Cook (1985) haben zahlreiche Studien belegen

können, dass die Stabilität des Implantat-Knochen-Verbundes mit zunehmender

Rauheit der Oberfläche steigt. Speziell untersuchten sie die Unterschiede zwischen

glatten und rauen Implantatoberflächen und stellten fest, dass die erzielten Mittelwerte

der maximalen Ausdrehmomente für die rauen Implantate über denen der glatten

Implantate liegen 13)Buser et al. (1998), 56)Wilke et al. (1998), 40)Li et al. (2002).

Die Geschichte von Innovationen in der Dentalimplantologie schaut auf 25 Jahre

zurück. Die Historie beginnt 1982, als Dr. Niznick das Core-Vent–Implantatsystem auf

den Markt brachte und er damit ein Konzept für vereinfachte chirurgische Eingriffe und

prothetische Anwendungsmöglichkeiten entwickelte. Einen Meilenstein für das

moderne Implantatdesign entwickelte er 1986 mit dem selbstschneidenden Screw-

Vent Implantat und dessen innerer Verbindung über ein Sechskant-Gewinde.

Von Straumann wurde das selbstschneidende Tapered Effect (TE) Implantat für die

Sofortimplantation entwickelt. Dieses Implantat ist eine Kombination aus einem

konischen Halsteil und einer zylindrischen Wurzelregion. Die Produktpalette wurde

2007 um ein weiteres Implantat vergrößert. Es handelte sich dabei um das

sogenannte Straumann Bone Level Implantat.

Die Fa. Schütz Dental entwickelte ab 1993 das IMPLA-System. Die geringe Steigung

der Gewindegeometrie der selbstschneidenden Implantate (SSI), die nach den

klassischen Implantaten mit Gewindevorschnitt (KI) auf den Markt eingeführt wurden,

garantiert eine gleichmäßig hohe Vorspannung im Knochen und damit eine sehr hohe

Primärstabilität. Die schmale polierte Implantatschulter beugt periimplantären

Knocheneinbrüchen vor. Darüber hinaus bedeutet diese Formgestaltung der

Implantatschulter zum Knochen, dass eine Versorgung auf höchstem ästhetischem

Niveau möglich ist, ohne die biologische Breite zu verletzen.

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In der Praxis hat Schütz Dental einen festen Platz unter den bekannten Herstellern

wie z.B. Straumann, Camlog, Astra oder Nobel Biocare gefunden.

Im Vergleich zu den Formen der Schraubenimplantate stehen auch die Erfahrungen

bei der Osteosynthese. 27)Heidemann, Terheyden und Gerlach (2001) führten

in-vivo-Untersuchungen zum Schrauben-Knochen-Kontakt von Drill-Free-Schrauben

und herkömmlichen selbstschneidenden Schrauben durch. Im Ergebnis stand der

Nachweis, dass die Drill-Free-Schrauben einen signifikant messbar höheren

Schrauben-Knochen-Kontakt aufweisen als herkömmliche selbstschneidende

Schrauben. Angesichts dessen, dass durchmesserreduzierte Implantate an

Bedeutung gewinnen, wäre ein Einsatz von Drill-Free-Schrauben sicher eine denkbare

Variante.

1.2. Die Knochenqualität

Für eine erfolgreiche Verankerung enossaler Implantate sind neben einem

ausreichenden Knochenangebot die Dichte des Knochens und damit seine Qualität

von entscheidender Bedeutung.

Die äußere Schicht des Knochens wird von der Kortikalis gebildet. Die dichte Struktur

der Kortikalis kommt durch die spezielle Architektur der Kompakta zustande. Sie

ermöglicht vor allem Druck- und Zugkräfte aufzunehmen.

Der Differenzierung der Kieferknochen nach 39)Lekholm und Zarb (1985) wird das

Verhältnis von kortikalen und spongiösen Knochenanteilen zugrunde gelegt. Dieses

Klassifikationsschema wird heute als Standardbewertung angesehen. Die Unterteilung

beinhaltet im Oberkiefer hauptsächlich die Qualitätsklasse 3 und 4 mit niedriger Dichte

und im Unterkiefer die Qualitätsklasse 1 und 2 mit hoher Dichte.

Eine weitere Klassifizierung erfolgte von 45)Misch (1990). Er teilte die

Knochenqualitäten D1-D4 topographisch ein. Seine Untersuchungen beziehen sich auf

den D2-Knochen. Diesen fand er in der anterioren und posterioren Mandibula sowie

in der anterioren Maxilla. Darüber hinaus beschrieb er die implantologische Wertigkeit

und Problematik aus praktisch-klinischer Sicht. Vor allem wies er auf die

intermittierende Tiefenbohrung bei der Implantatinsertion im kompakten und

spongiösen Knochen hin.

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19)Engels interpretierte 2003 die vier Knochenklassen D1-D4 anhand von

Hounsfield-Einheiten und definierte die jeweiligen Implantateinheilzeiten.

Die klinische Bestimmung der Klassifikation erfolgt prinzipiell intraoperativ durch den

Implantologen. Bei der Aufbereitung des Implantatbettes geht man davon aus, dass

lediglich der Bohrwiderstand von Knochentypen D1 und D4 eindeutig differenziert

werden kann. Bei den am häufigsten auftretenden Knochenqualitäten mittlerer Dichte

ist eine Aussage bzw. Einschätzung während der Implantation nicht möglich 54) Trisi

und Rao (1999).

Studien von 16)Cochran (2006) belegen, dass die Knochenqualität und -quantität einen

starken Einfluss auf die Primärstabilität haben. Bei dichtem Knochen ist der primäre

Kontakt zwischen Knochen und Implantat größer ist als bei Knochen mit geringerer

Dichte und damit niedrigerer Qualität. Das wiederum hat Auswirkungen auf die

Stabilität und damit auf eine signifikant höhere Überlebensrate in den ersten drei bis

vier Wochen.

Auch Untersuchungen von 15)Chiapasco (2004) zeigen, dass eine Knochenqualität der

Klasse eins bis drei nach 39)Lekholm und Zarb (1985) ein wichtiger Faktor für den

Erfolg von sofortbelasteten Implantaten ist.

1.3. Der periimplantäre Knochenkontakt

9)Brånemark et al. zeigten erstmals 1969 in tierexperimentellen Studien die Integration

des Implantates in den Knochen auf. Der periimplantäre Knochenkontakt ist dabei

eine besonders gewünschte Form der Fremdkörperreaktion bei der enossalen

Implantologie. Schließlich charakterisierte er 1977 die direkte Knochenanlagerung auf

einer Implantatoberfläche. Mit dem Ziel der Vitalerhaltung des periimplantären

Knochens ist vor allem eine äußerst atraumatische Operationstechnik notwendig 1o)Brånemark (1977).

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Er definierte den Begriff der Osseointegration als den Verbund zwischen

Knochengewebe und Implantatoberfläche ohne dazwischenliegendes Bindegewebe.

Dieses Phänomen der kraft- und formschlüssigen Verbindung wird auch als

funktionelle Ankylose bezeichnet 50)Schroeder et al. (1978).

Untersuchungen über den periimplantären Knochenkontakt hinsichtlich Haltekraft und

Primärstabilität eines Implantates hängen maßgeblich von zwei Faktoren ab 30)Hughes

und Jordan (1972): die Scherfestigkeit des Knochens und die Gewindegeometrie.

Dabei kann die Gewindegeometrie durch das Design des Gewindes optimiert werden.

Dies wird bestätigt durch Studien von 5)Berzins et al. (1997), 59)You et al. (1994). Diese

stellten fest, dass weder Länge noch Durchmesser der Gewinde die Haltekraft

signifikant beeinflussen. Die Haltekraft im Knochen wurde maßgeblich durch das

Design des Gewindes selbstschneidender Implantate beeinflusst.

Auch 3)Baumgart et al. untersuchten 1993 Implantate mit drei oder mehr um die

Zirkumferenz der Spitze abgestuften Gewindeschneiden. Diese ermöglichten einen

optimalen initialen Beginn des Gewindeschneidens bei der Insertion.

Beim korrekt inserierten Implantat sollen die Schneidenuten entsprechend der

Differenz zwischen Vorbohrungs- und Implantatvolumen dem Volumen der

Knochenspäne entsprechen. Dadurch kann ein schnellerer Formschluss des

Knochens um das Implantat erreicht werden 1)Aisikainen (1992).

Auch 24)Grössner-Schreiber und Terheyden (2004) haben sich eingehend mit den

Formen und Oberflächen enossaler Implantate auseinandergesetzt. Nach ihren

Studien müssen enossale Implantate „abschnittsweise“ an die jeweiligen

gewebespezifischen Anforderungen angepasst werden, d.h. sie müssen eine Art

„Hybriddesign“ aufweisen.

1.4. Die Drehmomentmessung Das Drehmoment wird definiert als Vektorprodukt von Radius mal Kraft 49)Schmid et

al. (2002). Die primäre mechanische Stabilität des Implantates wird während der

Umbauvorgänge „Remodelling“ des Knochens 46)Misch et al. (2003) ständig reduziert,

während die Sekundärstabilität, d.h. die biologische Verankerung des Implantates, in

diesem Zeitraum immer mehr an Bedeutung gewinnt 23)Fröhlich (2004).

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Bei der Implantatinsertion wird das Eindrehmoment bzw. mechanisch korrekt

„Eindreh-Drehmoment“ notwendig, um das Implantat in die präparierte Knochenkavität

zu versenken. Die dafür verwendete Einheit sind Ncm, wobei die Werte heutzutage

bei der Insertion von mindestens 30 Ncm liegen 32)Johansson und Strid (1994).

Auch aus den Untersuchungsergebnissen von 59)You et al. (1994) lässt sich ableiten,

dass bei kontinuierlicher Insertion eine präzisere Drehmomentbestimmung möglich ist.

Durch manuelle Insertion mit der Ratsche wurden Werte ermittelt, die deutlich über

denjenigen der kontinuierlichen maschinellen Insertion liegen. Beim Vergleich

zwischen den zylindrischen vs. konischen Implantaten betrug die Differenz bis zu 15%.

Auch beim Insertionsmoment von Kortikalisschrauben zylindrischer vs. konischer

Grundform beträgt diese Differenz bis zu 13%.

49)Schmid et al. (2002) und 28)Hering et al. (1989) kamen zu dem Ergebnis, dass bei

kontinuierlicher maschineller Implantatinsertion die Drehmomentwerte um 15-20%

niedriger liegen als bei der diskontinuierlichen manuellen Insertion. Diese Diskontinuität

beim manuellen Eindrehen per Ratsche ist durch die intermittierend auftretende

Haftreibungskomponente zu erklären (Haftreibung > Gleitreibung).

Je höher die Knochendichte, desto höher ist das Drehmoment. Bislang ist jedoch

ungeklärt, welche konkreten Drehmomentwerte in Abhängigkeit einzelner

Implantatsysteme für eine ausreichende Primärstabilität verwendet werden müssen.

Des Weiteren ist ungeklärt, welche Drehmomente exakt erzielt werden müssen, um

eine prothetische Sofortbelastung zu ermöglichen 2)Al-Nawas et al. (2008).

Von 26)Heidemann et al. (1998) und 7)Boyle et al. (1993) sowie 8)Boyle et al. (1993)

konnten größere Streuungswerte bei dickerer Kortikalis festgestellt werden.

Die Ausdrehmomente waren insgesamt etwas höher als die Eindrehmomente.

Vergleichbare Werte sind in der Literatur in der Studie von 12)Büchter et al. (2005)

beschrieben. Sie verglichen die Ausdrehmomente zweier Minischrauben in

Abhängigkeit der Dauer und Höhe der Kraftapplikation.

Auch Titan-SLA-Implantate sind hinsichtlich der Feststellung, dass sich bei steigender

Kortikalisstärke im Gegensatz zu den Eindrehmomenten höhere Ausdrehmomente

ergeben, tierexperimentell bereits ausgiebig untersucht 13)Buser et al. (1998), 14)Buser

et al. (1999), 56)Wilke et al. (1998), 40)Li et al. (2002) und in den vergangenen Jahren

erfolgreich klinisch eingesetzt worden.

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51)Sullivan et al. (1996) führten ebenfalls klinische Untersuchungen zum Ausdrehtest

durch. Bei dieser Methode wird während der Implantatfreilegung – entgegen der

ursprünglichen Eindrehrichtung – ein Drehmoment von bis zu 20 Ncm auf das

Implantat ausgeübt. Osseointegrierte Implantate können diesem Drehmoment

widerstehen, während nicht osseointegrierte Implantate sich aufgrund der

bindegewebigen fibrösen Umwachsung herausdrehen lassen.

Andere Autoren beschreiben wiederum, dass die Löse- bzw. Ausdrehmomente

geeignete Werte sind, um die Festigkeit des Verbundes zwischen Knochen und

Implantat zu charakterisieren. Das maximale Ausdrehmoment wird als der höchste

Punkt einer Drehmoment-Winkel-Kurve bezeichnet. Ab diesem absolut eindeutig

nachweisbaren Punkt ist das Implantat vollständig aus dem Verbund mit dem

umgebenden Gewebe gelöst.

1.5. Fragestellungen und Hypothese Ob konische oder zylindrische, ob geätzte oder gestrahlte, ob selbstschneidende oder

Implantate mit Gewindevorschnitt – einerseits ergibt sich beim alltäglichen

Implantieren der Wunsch einer schnellen Osseointegration, andererseits treten immer

wieder Implantatverluste auf. Um den funktionellen Ansprüchen gerecht zu werden

sowie die Verlustraten zu minimieren, ist eine ausreichende Primärstabilität

unerlässlich.

In der vorliegenden Studie soll die Hypothese

„Das selbstschneidende Implantat hat eine höhere Primärstabilität als das Implantat mit Gewindevorschnitt“

untersucht werden.

1. Experimentell soll nachgewiesen werden, ob bei den selbstschneidenden

Implantaten (SSI) im Gegensatz zu den Implantaten mit Gewindevorschnitt (KI)

beim Explantieren eine höhere Ausdrehkraft erforderlich ist.

2. Desweiteren sollen mögliche Ursachen für die unterschiedlichen Ausdrehmomente

diskutiert werden.

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2. Materialien und Methoden

2.1. Voruntersuchungen zu Materialien und Methoden

2.1.1. Auswahl der Implantatsysteme

Die Fa. Schütz Dental in Rosbach (D) bietet als Hersteller die folgenden Implantate

„klassisch“-KI und „selbstschneidend“-SSI an (Bild 2a/b).

Der Unterschied zwischen beiden Systemen ist, dass beim SSI das durchgängige

Gewinde bis zur Implantatschulter reicht. Auch das Knochenspanreservoir gestaltet

sich beim SSI schmaler und länger im Gegensatz zum KI, bei dem es breiter und

kürzer angelegt ist.

Bild 2a: IMPLA Dual Surface

Das klassische IMPLA-Implantat gestaltet sich mit einer 2-Zonen-Oberfläche, ist im

Halsbereich 0,5 mm poliert und im übrigen Bereich mit einer gestrahlt-geätzten

Oberfläche versehen.

Bild 2b: IMPLA Cylindrical

Die zylindrische Grundform wird durch synchrone Gewindegänge bis zur

Implantatschulter ergänzt.

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Bildlich zu erkennen bestehen deutliche Unterschiede im Makro-Design der

Implantate, so dass die Primärstabilität der Implantattypen nicht vergleichbar ist. Aus

dem Grunde wurde die Fa. Schütz Dental gebeten, für diese spezielle Studie

formkongruente Implantate (selbstschneidend und nicht selbstschneidend)

einschließlich der dafür erforderlichen Bohrprotokolle für die Hauptversuche zur

Verfügung zu stellen.

Bis zur Bereitstellung der formkongruenten Implantate kamen für die Probeversuche

zur Schnittmusterdarstellung die handelsüblichen zylindrischen und konischen

Implantate zum Einsatz (Bild 2a/b, S.15).

Da zu diesem Zeitpunkt die Fa. General Implants kurzfristig formkongruente

Implantate der gewünschten Bauart liefern konnte, wurden diese für Probebohrungen

hinsichtlich erster Messungen der Ausdrehmomente verwendet (Bild 3).

Bild 3

Die Implantate der Fa. General Implants wurden mit einer Größe von 5,0x13,0 mm

angefertigt. Formkongruenz bedeutet auch bei diesen Implantaten gleiche Länge,

gleicher Durchmesser sowie gleiches Rillenprofil. Der einzige Unterschied besteht in

der Selbstschneide und dem Knochenspanreservoir. Der entsprechende

Gewindeschneider wurde für das klassische Implantat speziell für diese Versuchsserie

angefertigt.

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Nach den Probebohrungen wurden die Hauptversuche durchgeführt. Für diese

Experimente standen einerseits die formkongruenten Implantate der Fa. General

Implants (Bild 3, S.16) und andererseits die für diese Studie inzwischen speziell

angefertigten formkongruenten Implantate der Fa. Schütz Dental zur Verfügung

(Bild 4a).

Implantate der Fa. Schütz Dental

Bild 4a: SSI (oben) / KI (unten)

Bild 4b: Gewindeschneider / Einbringhilfe

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2.1.2. Instrumentarium für die Implantatinsertion

Die Implantate wurden mittels chirurgischem Motor implantiert und anschließend

ebenfalls maschinell explantiert.

Chirurgischer Motor HKM SURGI SET BASIC Hersteller: Matysiak Medical GmbH, Tarmstedt (D)

Bild 5

Die Entscheidung für den chirurgischen Motor zur Messung der Ausdrehmomente

wurde aus folgenden Gründen getroffen:

1. Die Skalierung der Ratsche mit je 10 Ncm ist für diese Untersuchungen zu grob.

Der chirurgische Motor bietet hingegen eine stufenlose Drehmoment-Regelung.

2. Mit dem chirurgischen Motor ist eine kontinuierliche Implantatinsertion

gewährleistet. Dadurch werden eventuelle Verfälschungen der Messergebnisse

durch das diskontinuierliche Einbringen der Implantate mit der Ratsche vermieden 59)You et al. (1994), 49)Schmid et al. (2002) und 28)Hering et al. (1989).

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Die manuelle Einbringung mit der Ratsche erfolgte erst zu jenem Zeitpunkt, als

aufgrund der Kortikalishärte eine Dekompression unumgänglich wurde.

Bild 6

Dabei handelt es sich um eine Ratsche mit Spiralfeder und Knickmechanismus mit

der Option der Richtungsänderung und Drehmomenteinstellung. Für alle Versuche

ließ sich dadurch das Drehmoment für 10, 20 und 30 Ncm fest einstellen.

Als weiteres Instrumentarium diente ein handelsüblicher Gelenkschraubstock, um die

Knochenstücke zu fixieren und in eine optimale Arbeitsposition zu bringen.

Bild 7

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2.1.3. Auswahl und Vorbereitung der Knochenstücke In den ersten Untersuchungen wurden verschiedene Knochenmaterialien für die

Versuchsreihe ausgesucht und vorbereitet:

1. Röhrenknochen aus der Schweinehinterkeule,

2. Schweinekiefer und Kieferwinkel

3. mittlere Fragmente vom Schweineschädel.

Umfangreiche Studien wurden durch 20)Foley, Frost et al. (1989) über in-vitro

Auszugsversuche mit selbstschneidenden und nicht selbstschneidenden Schrauben

ebenfalls an Schweinerippen durchgeführt. 21)Foley, Frost et al. untersuchten u.a. 1990 die retentive Kraft verschiedener

Schraubensysteme nach wiederholtem Einsetzen in dasselbe Schraubenloch mittels

uniaxialer Auszugsversuche aus der Schweinerippe.

57)Wittenberg et al. testeten gleichfalls 1991 Schrauben in Schweinerippen auf

uniaxiale Auszugsfestigkeit und Vierpunktbiegefestigkeit und verglichen diese mit

konventionellen Systemen. Aber auch 7)Boyle et al. untersuchten 1993 das Eindreh-Drehmoment, Durchdreh -

Drehmoment und den uniaxialen Auszug von verschiedenen Schraubensystemen mit

Schweinerippe.

Schweinerippen wurden u.a. zur Simulation der Regio interforaminalis des

menschlichen Unterkiefers herangezogen. Kortikalisdicken von 1 bis 4 mm konnten

dabei für die Versuche verwendet werden 47)Rudderman, Mullen (1992), 59)YOU et al.

(1994).

Für diese Studie wurden weder Schweinerippenknochen, noch Röhren- und

Kieferwinkelknochen verwendet, weil in ihren Abmessungen nicht genügend

Knochenmaterial für die Implantate zur Verfügung stand.

Hinsichtlich der für die Implantation notwendigen Knochensubstanz hat sich ergeben,

dass eventuelle die Schädelfragmente den gewünschten Anforderungen genügen

könnten. Sie ließen sich zudem problemlos auf handliche, quaderförmige Stücke

passender Größe zuschneiden.

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Um eine Vergleichbarkeit dieser Knochen mit den menschlichen Kieferknochen zu

überprüfen, wurde durch unser Röntgeninstitut MESANTIS Berlin eine entsprechende

Versuchsreihe hinsichtlich der Knochendichte durchgeführt.

Die Auswertung des Röntgeninstitutes ergab, dass die Schädelknochen vom Schwein

in ihrer Härte dem menschlichen Kieferknochen vergleichbar sind.

Die nachfolgende Ausmessung ist ein Beispiel für die Dichtebestimmung eines

Knochenfragmentes aus dem Schweineschädel.

Bild 8a: Fragment D (Quader klein), mittlere Dichte

Bild 8b: Dichtemessungen zu Fragment D (Quader klein), mittlere Dichte

2.1.4. Vorversuche zur Implantation und Explantation

Die ersten Vorversuche wurden mit handelsüblichen, d.h. „nicht formkongruenten“

Implantaten der Fa. Schütz Dental am Schädelknochen durchgeführt (Bild 2a/b,

S.15). Für diese Implantate kam das entsprechende Bohrprotokoll (Anhang C) zur

Anwendung.

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Dabei trat folgendes Problem

Trotz Knochendichte „mittel

weder die Implantate mit Gewindevorschnitt, noch die

manuell oder maschinell mit einem Eindrehmoment von 30 Ncm und mehr inserieren

(Bild 9a).

Mit nicht mehr messbaren Eindrehmomenten

Implantattypen zwar inseriert

Auch ein weiterer Versuch mit einem konischen Schütz

dementsprechenden Gewindevorschnitt führte zum Misserfolg, da auch dieses

Implantat nicht mit 30 Ncm und mehr zu inserieren war.

Die Ursache liegt vermutlich

Knochenmaterials in einer formalinhaltigen Lösung bis zur experimentellen

Weiterverarbeitung scheidet als Grund dafür aus, weil

Frischknochen zu keinem besseren Ergebnis

Dabei trat folgendes Problem auf:

Knochendichte „mittel-gering“ des Schädelknochens vom Schwein

it Gewindevorschnitt, noch die selbstschneidenden

maschinell mit einem Eindrehmoment von 30 Ncm und mehr inserieren

Bild 9a

Bild 9b

Mit nicht mehr messbaren Eindrehmomenten mittels Ratsche konnten letztlich beide

inseriert (Bild 9b), aber nicht mehr messbar explantiert werden.

in weiterer Versuch mit einem konischen Schütz-Implantat (4,2x13


tat nicht mit 30 Ncm und mehr zu inserieren war.

ich in der zu großen Knochenhärte. Die Aufbewahrung


scheidet als Grund dafür aus, weil auch Versuche mit

nem besseren Ergebnis führten.

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vom Schwein konnte man

selbstschneidenden Implantate

maschinell mit einem Eindrehmoment von 30 Ncm und mehr inserieren

letztlich beide

xplantiert werden.

Implantat (4,2x13 mm) und


. Die Aufbewahrung des


Versuche mit

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-

Hinsichtlich der Auswahl eines geeigneteren Knochenmaterials mit geringerer Dichte

als Schweineschädel oder Schweinekieferwinkel wurde deshalb Knochen von

Rinderbrustrippen ausgewählt. Zudem haben die Rinderbrustrippen einen dem

menschlichen Kieferknochen vergleichbaren Anteil von kortikalem und spongiösem

Knochengewebe. Im Unterschied zur Rippe vom Schwein zeigte sich die Kortikalis des Rindes breiter

und die Knochenbälkchen der Spongiosa schwammiger als die Spongiosa des

Schweineknochens. Diese waren in Höhe und Breite ausreichend dimensioniert, so

dass genügend Platz zum Implantieren vorlag. Derartige Knochenmodelle dienten im

experimentellen Teil auch den Untersuchungen von 58)Yasin (2012).

Mit diesen Knochen wurden letztendlich in weiteren Versuchsreihen Probebohrungen

(Punkt 2.2.3.1.) und Hauptversuche (Punkt 2.2.3.2.) durchgeführt.

Die nachfolgende Ausmessung ist ein Beispiel für die Dichtebestimmung der Knochen

der Rinderbrustrippen durch das Röntgeninstitut MESANTIS Berlin.

Bild 10a: Fragment (Rinderrippe), geringe-mittlere Dichte

Bild 10b: Dichtemessungen zu Fragment (Rinderrippe), geringe-mittlere Dichte

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-

2.1.5. Darstellung der Schnittmuster

Bei den folgenden Vorversuchen ging es darum, weitere Erfahrungen für die

Versuchsdurchführung und -dokumentation zu sammeln.

Es sollte die Technik zur Darstellung der Schnittmuster erprobt werden. Dafür wurden

die Schädelknochen vom Schwein und die klassischen Schraubenimplantate

verwendet (Bild 11).

Bild 11

Folgende Methoden zur Sichtbarmachung des Gewindeschnittes wurden

durchgeführt:

Vor der Explantation:

Röntgenaufnahmen des Implantat-Knochen-Kontaktes

analog der tagtäglich in der Praxis durchgeführten Einzelfilmaufnahmen

Mittels Röntgenfilmaufnahmen konnten bereits in Studien Knochendefekte in ihrer

Begrenzung und Form durch inserierte Implantate dargestellt werden.

Das radiologische Erscheinungsbild von Defekten im Knochen ist umso klarer, je

besser dabei die Defekte begrenzt sind 6)Bianchi et al. (1991).

Da sich die Zahnfilmaufnahmen vor und nach der Explantation als nicht

aussagekräftig hinsichtlich des Implantat-Knochen-Kontaktes zeigten, wurden die

weiteren Versuche auf die Auswahl der Abformmaterialien fokussiert.

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-

Nach der Explantation:

Verschiedene Abformmaterialien wurden nach dem Explantieren der Implantate mit

dem Lentulo in die Bohrlöcher eingebracht.

Verwendet wurden:

a) Pattern Resin, ein irreversibel starres Kaltpolymerisat

b) Impregum, ein irreversibel elastisches zähflüssiges Material

c) Aquasil Ultra, ein irreversibel elastisches dünnfließendes Material

Anschließend erfolgte durch Ausdrehen der Materialrohlinge die Darstellung der

Schnittmuster des jeweiligen Bohrloches. Über eine intraorale Kamera mit einer

6-20fachen Vergrößerung konnten die Rohlinge und Schnittmuster miteinander

verglichen und bewertet werden:

1. Versuch:

Größtes Bohrloch mit 5,5 mm Durchmesser und dünnfließendem elastischen

Material „Aquasil Ultra“ – mittelmäßig ausgeprägte Darstellung der Implantat-Rillen

Bild 12a Bild 12b

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-

2. Versuch: Mittleres Bohrloch mit 4,5 mm Durchmesser und starrem Abformmaterial

„Pattern Resin“- schlechte Darstellung der Implantat-Rillen

Bild 13a Bild 13b

In diesem Versuch wurde das „Pattern Resin“ (rot) unter Fetten des

Bohrloches mit ausgestrichener Vaseline eingebracht. Dadurch konnte zwar der

Rohling entfernt, aber die Abformschärfe nicht dargestellt werden.

3. Versuch: Bestückt wurden alle drei Bohrlöcher mit den drei unterschiedlichen Materialien,

„Aquasil Ultra“, „Pattern Resin“ und einem zweiten elastischen zähflüssigeren

Material „Impregum“ für das kleinste Bohrloch mit dem Durchmesser 3,6 mm.

Bild 14a Bild 14b

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-

Es konnte festgestellt werden, dass das zähe Abformmaterial „Impregum“

(blau) der geeignetste Werkstoff zur Darstellung der Schnittmuster ist. Es stellt sich

unter extremsten Bedingungen (Bild 14b, S.26/ Bild15), d.h. kleinster Durchmesser

des Bohrloches, wesentlich präziser dar als das elastische dünnfließende Material

„Aquasil Ultra“ (gelb), welches in das mittelgroße und größte Bohrloch (Bild12b, S.25/

Bild15) appliziert wurde.

Bild 15

4. Versuch:

Im vierten Versuch wurde “Pattern Resin“ ohne Vaseline eingefüllt. Dadurch wurde

jedoch ein Entfernen des Rohlings unmöglich. Selbst nach vorsichtigem Abpräparieren

der Knochenwand ist eine Relief- bzw. Schnittmusterdarstellung nicht gelungen.

Bild 16

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-

Die Darstellung des Implantat-Profils mit dem starren Material „Pattern Resin“ stellt

sich in beiden Versuchen jeweils als ungeeignet dar (Bild13b, S.26 / Bild16, S.27).

Als Ergebnis der Voruntersuchungen kann man diesbezüglich feststellen, dass die

Abformmasse unter möglichst optimalen Bedingungen eingefüllt werden sollte. Das für

die Abformung am besten geeignete Material „Impregum“ musste deshalb für eine

Versuchsreihe mit einem möglichst großen Implantatdurchmesser und einer

entsprechenden –länge verwendet werden. Der Grund dafür ist, dass das „Impregum“

in einem zu dünnen Bohrloch nicht unbeschädigt entfernt werden konnte (Bild 15,

S.27).

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-

2.2. Klinische Methoden

2.2.1. Versuchsmodell

Die Implantate sollten in dieser Studie unter realitätsnahen Bedingungen inseriert

werden. Für diesen Zweck wird das Modell einer Mundhöhle simuliert.

Die modellhafte Rekonstruktion der Mundhöhle erfolgte bei maximaler Mundöffnung.

1. Modell von Oberkiefer und Unterkiefer im einartikulierten Zustand unter funktionsanalytischen Bedingungen

Bild 17a

2. Messung der SKD bei maximaler Mundöffnung als „VERTIKALE“

Bild 17b

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-

3. Messung der Mundwinkeldistanz unter maximaler Dehnung als „HORIZONTALE“

Bild 17c

Die Maße der Mundhöhle wurden anhand durchschnittlich ermittelter Messwerte

von 10 Patienten wie folgt erstellt:

Tabelle 1: SKD bei maximaler Mundöffnung

Zahn Freiheit

insgesamt Zahn zu Zahn + Zahn unten + Zahnfleisch 7 34 28 3 3

6 38 30 5 3

5 40 31 7 2

4 45 34 9 2

3 47 36 9 2

2 53 42 9 2

1 53 44 9 1

Die Ausmessungen ergaben:

- Der Mundraum ist relativ klein und nur ca. 50 mm tief.

- Der eigentliche Mundraum ist nur ca. 70 mm breit.

- Der rechte und linke Wangenbereich wurde mit jeweils ca. 20 mm zugerechnet.

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-

Im unteren Bereich des Modells ist ein ca. 50 mm hoher Raum vorgesehen. In diesem

Raum können durch Spannvorrichtungen (kleine Schraubzwingen) die für die

Implantation verwendeten Knochenfragmente positioniert werden. Durch die

Anbringung der Schraubzwingen ist es möglich, die Knochenfragmente je nach

Aufgabenstellung für die vorgesehene Implantatposition zu fixieren.

Auf Basis dieser Voruntersuchungen wurde eine Konstruktionsunterlage zur

Simulation der Mundhöhle in Form eines kastenförmigen Mundhöhlenmodells

entwickelt (Anhang B).

Folgende Fotos veranschaulichen das Arbeiten im Modellkasten bei der Positionierung

der Knochenfragmente und der Insertion mit dem chirurgischen Motor.

Bild 18a: Modellkasten Bild 18b: Positionierung

Bild 18c: Insertion

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2.2.2. Versuchsplanung Durch die Versuchsplanung sollte sichergestellt werden, die zu verifizierende

Vermutung bezüglich der unterschiedlichen Primärstabilität (selbstschneidendes

Implantat vs. klassisches Implantat) in den Versuchsergebnissen darzustellen.

Alle Versuche wurden für den Unterkiefer simuliert und sollten unter der möglichst

schwierigen Situation, d.h. im Prämolaren- bis Molarenbereich im III. Quadranten und

unter der Bedingung des Vorhandenseins eines zahnlosen Unterkiefers sowie eines

vollbezahnten Oberkiefers durchgeführt werden.

Dabei wurden folgende Versuchsgruppen gebildet:

1. klassisches Implantat vs. selbstschneidendes Implantat 2. Implantate der Fa. Schütz Dental vs. Fa. General Implants

Zur Erlangung einer ausreichenden statistischen Sicherheit wurden 15 Versuche je

Serie durchgeführt.

Aus Gründen der präziseren Drehmomentsteuerung und –messung mit Hilfe des

chirurgischen Motors wurde die maschinelle der manuellen Einbringung vorgezogen.

Dadurch ergaben sich jeweils 30 Einzelversuche je Implantat-Hersteller.

2.2.3. Versuchsdurchführung

2.2.3.1. Probebohrungen Für die Probebohrungen wurden die Implantate der Fa. General Implants verwendet.

Als erstes wurde das Knochenstück einer Rinderrippe vermessen und über eine

Fläche von 5x5 cm in 10 mögliche Implantatbohrungen eingeteilt.

Die Abstände zwischen den Bohrungen betrugen jeweils 7 mm, um Verfälschungen

der Messwerte durch zu nahes Aneinanderreihen der Insertionen zu vermeiden.

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Die Bohrlöcher für das SSI und das KI wurden in einer Reihe untereinander und jeweils

gegenüberliegend positioniert, um ein Verwechseln zwischen beiden

Implantatsystemen auszuschließen. Das verwendete Knochenmaterial war somit

vergleichbar.

Bild 19a Bild 19b

In diesen Abbildungen ist das Volumen des zur Implantation vorgesehenen

Knochenstückes einer Rinderbrustrippe zu erkennen. Man sieht deutlich die äußere

Kompakta und die innen gelegene Spongiosa.

Die Versuchsdurchführungen wurden unter mundhöhlensimulierten Bedingungen im

Versuchsmodell realisiert.

Bild 20a Bild 20b

Die Implantatbohrungen erfolgten für die SSI und KI entsprechend Tabelle 2, S. 35.

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-

Nach Ankörnen der Knochenoberfläche mit dem Rosenbohrer erfolgt eine

Richtungs- und Tiefenorientierung als Pilotbohrung. Mit Erweiterungsbohrern erfolgte

die Aufbereitung des Implantatbettes auf die entsprechende Länge und Breite.

Für beide Implantattypen SSI und KI waren die Bohrungen bis zur letzten Erweiterung

mit einem Durchmesser von 4,4 mm identisch. Um Spannungsspitzen im Bereich der

Kortikalis zu verhindern, wurde eine Bettfräsung vorgenommen (Bild 21).

Bild 21

Für das nicht selbstschneidende Implantat erfolgte zusätzlich der entsprechende

Gewindevorschnitt. Danach wurden beide Implantattypen mit dem chirurgischen Motor

bei 50 U/min und 30 Ncm eingebracht.

Die vollständige Insertion war nicht möglich. Alle Implantate dieser Versuchsreihe

waren mit 2-3 Gewinderillen noch freistehend.

Bild 22

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-

Die weitere Einbringung erfolgte deshalb bis zum Implantathals mit dem

Drehmomentschlüssel.

In der folgenden Tabelle sind die einzelnen Arbeitsschritte zusammengefasst:

Tabelle 2: Bohrprotokoll Fa. General Implants

selbstschneidendes Implantat klassisches Implantat mit Gewindevorschnitt

Pilotbohrung 2,0 mm

Erweiterungsbohrung 2,75 mm



Bettfräsung 4,6 mm

Gewindeschnitt 5 mm manuell mit Ratsche

Einbringung mit chirurgischen Motor 50 U/min / Drehmoment 30 Ncm

Einbringung bis zum Implantathals mit dem Drehmomentschlüssel

Unter diesen Bedingungen war eine Explantation mit einem Drehmoment von max.

65 Ncm nicht möglich. Es wurde deshalb +zusätzlich eine Dekompression mit der

Ratsche notwendig.

Um die Auswirkungen der Dekompression auf die Ausdrehmomente zu überprüfen,

wurden folgende Varianten der Dekompressionsstärke untersucht:

A) Probebohrungen mit geringer Dekompression

Dekompression um 1 x 360° mit der Ratsche

Reimplantation maschinell mit 10 Ncm bei 50 Umdrehungen pro Minute

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-

Die Ergebnisse sind in der folgenden Tabelle zusammengefasst. Tabelle 3: Messung des min. Ausdrehmoments (in Ncm) Dekompression 1 x 360o Versuch-Nr. selbstschneidende

Implantate klassische Implantate

1/2 Nicht möglich 35

3/4 40 25

5/6 Nicht möglich 25

7/8 40 28

9/10 45 23

Bereits diese ersten Versuche lassen erkennen, dass die Explantation der SSI

teilweise nicht möglich war.

B) Probebohrungen mit moderater Dekompression



Die Ergebnisse sind in der folgenden Tabelle zusammengefasst.

Tabelle 4: Messung des min. Ausdrehmoments (in Ncm) Dekompression 2 x 360o Versuch-Nr. selbstschneidende

Implantate klassische Implantate

1/2 35 10

3/4 35 15

5/6 45 20

7/8 40 15

9/10 35 10

Auch diese Vorversuche verdeutlichen, dass für die Explantation der SSI ein deutlich

höheres Ausdrehmoment erforderlich notwendig ist.

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C) Probebohrungen mit starker Dekompression



Die Ergebnisse sind in der folgenden Tabelle zusammengefasst.

Tab 5: Messung des min. Ausdrehmoments (in Ncm) Dekompression 3 x 360o

Versuch-Nr. selbstschneidende Implantate

klassische Implantate

1/2 15 10

3/4 15 10

5/6 18 15

7/8 14 15

9/10 13 5

Hier zeigt sich eindeutig, dass eine solch starke Dekompression kontraproduktiv ist.

Bei beiden Implantattypen lassen die geringen Ausdrehmomente eine ungenügende

Stabilität des Implantates im Knochen vermuten.

2.2.3.2. Hauptversuche

Die Hauptversuche wurden wie folgt durchgeführt:

Die Herangehensweise für die Implantate der Fa. General Implants ist analog dem

Bohrprotokoll der Vorversuche im Anhang E beschrieben.

Bei den Implantaten der Fa. Schütz Dental wurden im Gegensatz zu den Vorversuchen

die Hauptversuche mit formkongruenten Implantaten durchgeführt. Die für diese

Versuche speziell bereitgestellten Vor- und Erweiterungsbohrer einschließlich

Bettfräser und Gewindeschneider sind im Anhang F tabellarisch zusammengestellt.

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-

Die Dekompression wurde festgelegt auf einheitlich 2x360° nach der ersten Insertion.

Die detaillierte Beschreibung ist ebenfalls den Anhängen E und F zu entnehmen.

Aus den Vorversuchen lässt sich ableiten, dass eventuell „erschwerte

Insertionsbedingungen“ durch die Insertion in einer simulierten Mundhöhle keine

signifikanten Auswirkungen auf die Ausdrehmomente der beiden Implantattypen

erwarten lassen.

Allenfalls führen „günstigere“ Insertionsbedingungen, d.h. Versuchsdurchführung

außerhalb der Mundhöhle zu einem höheren Ausdrehmoment bei den klassischen

Implantaten, weil Störfaktoren beim Einbringen der Implantate nach dem Gewindevor-

schnitt weitgehend entfallen.

Aus diesem Grunde wurden die Hauptversuche unter identischen Laborbedingungen in

einem handelsüblichen Schraubstock (Bild 7, S.19) durchgeführt. Der Schraubstock

war durch seine Saugfüße auf der Arbeitsebene fest positionierbar und stellte somit

eine ideale Arbeitsbedingung dar.

Das in dieser Versuchsserie verwendete Knochenstück hatte eine Abmessung von

6x10cm und konnte für 30 Implantatbohrungen eingeteilt werden. Für alle 30

Implantatpositionen wurde der Knochen wie folgt vorbereitet:

1. Pilot- und Vorbohrung nach Ankörnen über Bohrschablone (Bild 23a)

2. Erste Erweiterungsbohrung (Bild23b)

3. Differenzierte Erweiterungsbohrungen, Bettfräsung, Gewindevorschnitt

(Bild 23c) und weitere Maßnahmen (Bohrprotokolle Anhang E und F)

Bild 23a Bild 23b Bild 23c

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-

Reihenfolge der jeweiligen Versuche (Bild 24):

1. Bohrloch 2. Bohrloch 3. Bohrloch 4. Bohrloch 5. Bohrloch

6. Bohrloch

SSI KI SSI KI SSI

KI

Insertionsverlauf

Bild 24

Alle weiteren Versuchsreihen wurden analog dieser ersten Versuchsreihe durchgeführt

und sind anhand der Fotoserie im Anhang D nachvollziehbar.

Wie bereits erwähnt, wurde eine Dekompression von zwei vollständigen Umdrehungen

pro Implantat notwendig, um letztlich die Explantation mit dem chirurgischen Motor für

alle 30 Implantate durchführen zu können.

Um das Ausdrehmoment zu ermitteln, wurde maschinell mit einem Drehmoment ab

5 Ncm begonnen. Jedes weitere Drehmoment wurde stufenweise in Schritten von

5 Ncm erhöht, bis sich das Implantat ausdrehte.

Das war dann das minimale Ausdrehmoment dieses Versuchs.

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-

2.3. Mathematisch-statistische Methoden

Im mathematisch-statistischen Kontext ist die Hypothese „Das selbstschneidende

Implantat hat eine höhere Primärstabilität als das Implantat mit Gewindevorschnitt“

durch die aus den Versuchen abgeleitete Nullhypothese:

„Die durchschnittlichen Ausdrehmomente der Implantattypen SSI und KI sind

signifikant voneinander verschieden“ zu verifizieren.

Es ist eine geeignete Test-Statistik auszuwählen sowie das Signifikanzniveau

festzulegen, dem die Aussagen standhalten sollen. Aus den Ergebnissen des

Signifikanztests wird der p-Wert abgeleitet.

Zum Vorgehen:

Beide Ausdrehmomente sind unbekannt, deshalb soll durch entsprechende

Versuchsreihen dieser Nachweis geführt werden. Man geht davon aus, dass die in den

Versuchen gemessenen Werte quantifizierte Hinweise auf den tatsächlichen Wert

geben.

Je mehr Versuche man unter gleichen Bedingungen durchführen kann, desto eher wird

man einen Mittelwert erreichen, der dem tatsächlichen Mittelwert nahekommt.

In der vorliegenden Problematik ist die Anzahl der möglichen Versuche eingeschränkt.

Es sind nicht nur Zeit- und Kostengründe, sondern bei Verwendung natürlichen

Knochenmaterials auch die Problematik, weitgehend identisches Material für die

vergleichenden Versuche zu nutzen. Aus diesem Grunde wurde die Versuchsreihe auf

ein Knochenstück beschränkt. Dieses ermöglichte eine Anzahl von jeweils

2x15 Implantatbohrungen.

Die mathematische Statistik hält Verfahren bereit, mit denen die in den Versuchsreihen

ermittelten Ergebnisse bewertet werden können. Insbesondere wird untersucht, ob die

erzielten Messwerte gesicherte Aussagen zulassen. Gerade bei einer relativ geringen

Anzahl von Versuchen könnten zufällige Schwankungsbreiten vorliegen. Dies gilt es

auszuschließen.

Für derartige Signifikanz-Tests bietet sich der sogenannte „Zwei-Stichproben-t-Test“ an 48)Sachs (2004). Er prüft anhand der Mittelwerte zweier Stichproben die Hypothese, ob

die Mittelwerte beider Grundgesamtheiten einander gleich sind (sog. „Nullhypothese“).

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-

Unter „Grundgesamtheit“ versteht man die Menge aller theoretisch möglichen

Versuche, die unter gleichen Bedingungen durchgeführt werden könnten.

Kann diese Nullhypothese, d.h. die Gleichheit der Mittelwerte beider

Grundgesamtheiten, mit hoher Sicherheitswahrscheinlichkeit abgelehnt werden, wird

von signifikant verschiedenen mittleren Ausdrehmomenten bei SSI und KI

ausgegangen.

Die zulässige Anwendung des Verfahrens und damit die hypothetische Interpretation

der Ergebnisse hängen von bestimmten Voraussetzungen und Annahmen ab.

1. Normalverteilung

Es wird angenommen, dass die Versuchsergebnisse „normalverteilt“ sind.

Diese Annahme wird in der Praxis oft getroffen.

Normalverteilung bedeutet, dass die Messwerte um den wirklichen Wert herum

symmetrisch schwanken. Im Mittel wird der wirkliche Wert erreicht und

Messwerte um den Mittelwert sind wahrscheinlicher als Werte mit größerer

Entfernung 48)Sachs (2004).

2. Gleiche Standardabweichung

Der t-Test unterstellt die Annahme, dass bei beiden Versuchsreihen die

Standardabweichungen der Messwerte um den „wahren“ Wert in etwa gleich

sind. Die Standardabweichung lässt sich berechnen und diese Annahme somit

prüfen.

Für den Fall ungleicher Standardabweichungen ist alternativ zum t-Test der

sogenannte „Welch-Test“ anzuwenden 48)Sachs (2004) sowie 41)Lohninger

(2011).

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-

3. Ergebnisse

3.1. Bestimmung der Ausdrehmomente

3.1.1. Ausdrehmomente der General Implants Implantate Bei dieser Versuchsreihe wurden die formkongruenten Implantate der Fa. General

Implants verwendet.

In der folgenden Tabelle sind die Ausdrehmomente der SSI und KI sowie die sich

daraus ergebende Mittelwerte und Standardabweichungen dargestellt.

Tabelle 6: Messung des min. Ausdrehmoments (in Ncm) Implantate der Fa. General Implants

Versuch-Nr.

selbstschneidende Implantate


1/2 35 20

3/4 25 15

5/6 20 15

7/8 25 15

9/10 20 20

11/12 35 20

13/14 30 20

15/16 30 15

17/18 25 15

19/20 20 15

21/22 20 15

23/24 25 15

25/26 25 15

27/28 25 15

29/30 25 10

Mittelwert 25,67 16,00

Standard- abweichung 4,95 2,80

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-

3.1.1.1. Statistische Bewertung der Versuchsreihe General Implants

Zur Anwendung kommt der Welch-Test. Beide Versuchsreihen werden auf

Abweichungen des Mittelwertes untersucht. Die Voraussetzungen für den Welch-Test

sind analog derer für den t-Test, allerdings ohne die Annahme gleicher

Standardabweichungen. Von der Ungleichheit muss nach der Berechnung der Werte

aus beiden Versuchsreihen (Tabelle 6, S.42) ausgegangen werden.

Der t-Wert für den Signifikanztest berechnet sich wie folgt:

Darin sind X die Stichprobenmittelwerte der SSI und Y die der KI.

Für die vorliegenden Messwerte ergibt sich

= , − , − ∆ , + , = ,

(Formel 1)

„ “ steht hier für die Annahme einer quantifizierten Abweichung der Mittelwerte.

Dies wird im Punkt 3.1.1.2. weiter untersucht. Hier ist = 0.

In Abweichung zum t-Test sind wegen der Unsicherheiten bei den Varianzen den

Versuchsreihen die Freiheitsgrade entsprechend zu modifizieren.

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-

Aus den Messwerten berechnet sich:

= , + , , + , = , Für eine konservative Bewertung wird der Ergebniswert auf 22 abgerundet.

In der Tabelle der t-Quantile (Anhang G) lässt sich die statistische Sicherheit der

Aussage überprüfen:

Dieser Test-Wert liegt bei 2,819 (22 Freiheitsgrade, Sicherheit 0,995). Auf Grund des

höheren ermittelten t-Wertes von 6,58 > 2,819 kann die Hypothese gleicher

Mittelwerte auf dem Signifikanzniveau von 99,5% abgelehnt werden.

Ergebnis der statistischen Analyse: Es liegt ein signifikanter Unterschied der Ausdrehmomente von SSI und KI vor.

Die statistische Sicherheit für die Nullhypothese gleicher Ausdrehmomente liegt bei

p<0,005 und ist damit abzulehnen.

3.1.1.2. Quantifizierung der Abweichung des Drehmoments

Der Welch-Test bietet nicht nur die Möglichkeit auf die qualitative Abweichung der

mittleren Ausdrehmomente zu testen, sondern auch gegen eine Schätzung der

tatsächlichen mittleren Abweichung zu prüfen.

Aus den Ergebnissen der Versuchsreihe lässt sich auch eine quantifizierte Aussage

über eine gesicherte statistische Abweichung der mittleren Ausdrehmomente treffen:

In der Formel 1 auf S. 43 wird mit wird variiert, um die Grenzen einer statistisch

gesicherten Aussage mit 99,5% Sicherheit zu prüfen.

Das entsprechende t-Quantil bei 22 Freiheitsgraden und 99,5% Sicherheit ist 2,819

(Anlage G).

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Für die verschiedenen Werte berechnet sich aus den Messdaten:

= , − , − , + , = = 3 T = 4,54 > 2,819 = 4 T = 3,86 > 2,819 = 5 T = 3,18 > 2,819 = 6 T = 2,50 > 2,819 = 7 T = 1,81 < 2,819

Ergebnis der statistischen Analyse auf eine quantifizierbare Abweichung:

Nullhypothese: „Die Ausdrehmomente der SSI sind um 5 Ncm größer gegenüber den

Ausdrehmomenten der KI“.

Wegen T=3,18 > 2,819 liegt ein signifikanter Unterschied der Ausdrehmomente über

5 Ncm vor.

Die statistische Sicherheit für die Nullhypothese einer Abweichung von weniger als

5 Ncm liegt bei p<0,005 und ist damit abzulehnen.

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3.1.1.3. Grafische Darstellung der Versuchsreihe General Implants

In der grafischen Darstellung ergibt sich folgendes Bild

Aus dieser grafischen Darstellung lässt sich ein Überblick über die voneinander

abweichenden Ausdrehmomente gewinnen.

Noch eindrucksvoller zeigt sich die Darstellung der prozentualen Abweichungen der

gemessenen Ausdrehmomente.

Die Ausdrehmomente bei den Selbstschneidenden Implantaten sind zwischen

30 – 150 Prozent größer als bei den Implantaten mit Gewindevorschnitt.

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3.1.2. Ausdrehmomente der Schütz-Dental Implantate

In der folgenden Tabelle sind die Ausdrehmomente der SSI und KI sowie die sich

daraus ergebende Mittelwerte und Standardabweichungen dargestellt.

Tabelle 7: Messung des min. Ausdrehmoments (in Ncm) Implantate der Fa. Schütz Dental

Versuch-Nr.

selbstschneidende Implantate


1/2 40 15

3/4 40 20

5/6 40 15

7/8 35 15

9/10 30 10

11/12 50 15

13/14 35 20

15/16 40 20

17/18 45 20

19/20 40 15

21/22 40 10

23/24 45 15

25/26 35 10

27/28 40 10

29/30 40 10

Mittelwert 39,67 14,67 Standard-

abweichung 4,81 3,99

Die Versuchsreihe zeigt ähnlich der Reihe „General Implants“, dass die SSI im

Durchschnitt ein deutlich höheres Ausdrehmoment aufweisen.

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3.1.2.1. Statistische Bewertung der Versuchsreihe Schütz Dental

Wie bei der Versuchsreihe General Implants ist auch für Schütz Dental die Hypothese

zu verifizieren: „Es liegt ein signifikanter Unterschied der Ausdrehmomente von SSI

und KI vor“.

Die Differenzen der geschätzten Standardabweichungen (Tabelle 7, S.47) lassen auch

hier die Annahme einer Gleichverteilung nicht zu, obwohl die Differenzen nicht so groß

sind, wie bei der Testreihe mit den Implantaten der Fa. General Implants.

Um den bisherigen Weg einer konservativen Schätzung nicht zu verlassen, wird auch

für diese Reihe der Welch-Test herangezogen.

Berechnungsergebnisse des Welch-Tests:

Der t-Wert für den Signifikanztest berechnet sich aus den Messdaten wie folgt:

= , − , − ∆ , + , = ,

(Formel 2)

„ “ steht hier für die Annahme einer quantifizierten Abweichung der Mittelwerte. Dies

wird im Punkt 3.1.2.2. weiter untersucht. Hier ist = 0.

Die entsprechenden Freiheitsgrade berechnen sich wie folgt:

= , + , , + , = , Für eine konservative Bewertung wird der Ergebniswert auf 27 abgerundet.

In der Tabelle der t-Quantile (Anhang G) lässt sich die statistische Sicherheit der

Aussage überprüfen:

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Dieser Test-Wert liegt bei 2,771 (27 Freiheitsgrade, Sicherheit 0,995). Auf Grund des

höheren ermittelten t-Wertes von 15,49 > 2,771 wird die Hypothese gleicher Mittelwerte

auf dem Signifikanzniveau von 99,5% abgelehnt.

Ergebnis der statistischen Analyse:

Es liegt ein signifikanter Unterschied der Ausdrehmomente von SSI und KI vor.

Die statistische Sicherheit für die Nullhypothese gleicher Ausdrehmomente liegt bei

p<0,005 und ist damit abzulehnen.

3.1.2.2. Quantifizierung der Abweichung des Drehmoments

Aus den Ergebnissen der Versuchsreihe soll auch hier eine quantifizierte Aussage

über eine gesicherte statistische Abweichung der mittleren Ausdrehmomente treffen:

In der Formel 2 auf S. 48 wird mit wird variiert, um die Grenzen einer statistisch

gesicherten Aussage mit 99,5% Sicherheit zu prüfen.

Das entsprechende t-Quantil bei 27 Freiheitsgraden und 99,5% Sicherheit ist 2,771

(Anlage G).

= , − , − ∆ , + , = = 17 T = 4,96 > 2,771 = 18 T = 4,34 > 2,771 = 19 T = 3,72 > 2,771 = 20 T = 3,10 > 2,771 = 21 T = 2,48 > 2,771 = 22 T = 1,86 < 2,771

Ergebnis der statistischen Analyse auf eine quantifizierbare Abweichung:

Nullhypothese: „Die Ausdrehmomente der SSI sind um 20 Ncm größer

gegenüber den Ausdrehmomenten der KI“.

Wegen T=3,10 > 2,771 liegt ein signifikanter Unterschied der Ausdrehmomente über

20 Ncm vor. Die statistische Sicherheit für die Nullhypothese einer Abweichung von

weniger als 20 Ncm liegt bei p<0,005 und ist damit abzulehnen.

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3.1.2.3. Grafische Darstellung der Versuchsreihe Schütz Dental

In der grafischen Darstellung ergibt sich folgendes Bild:

Diese Grafik gibt zusätzlich einen intuitiven Überblick über die mathematisch-

statistischen Aussagen hinaus. Deutlich sind die voneinander abweichenden

Ausdrehmomente zu erkennen.

Noch überzeugender wird die Darstellung der prozentualen Abweichungen der

gemessenen Ausdrehmomente.

Die Ausdrehmomente bei den Selbstschneidenden Implantaten sind zwischen

75–300 Prozent größer als bei den Implantaten mit Gewindevorschnitt.

-

3.2. Darstellung der Schnittmuster

Um herauszufinden, ob Knochen und Implantat nach Insertio

Implantattypen exakt miteinander verbunden sind, wurden nach Explantation die

entstandenen Schnittmuster von SSI und KI sichtbar gemacht. Es

Vermutung nachgewiesen werden, dass sich das klassische Implan

das vorgeschnittene Knochenrelief eindreht.

Für die Darstellung der Schnittmuster

(Bild 25a). Danach erfolgte d

ergaben sich durch die Bohrloc

Darstellung der Schnittmuster

Um herauszufinden, ob Knochen und Implantat nach Insertion der verschiedenen

tattypen exakt miteinander verbunden sind, wurden nach Explantation die

denen Schnittmuster von SSI und KI sichtbar gemacht. Es konnte

Vermutung nachgewiesen werden, dass sich das klassische Implantat nicht prä

das vorgeschnittene Knochenrelief eindreht.

ür die Darstellung der Schnittmuster wurden die Bohrlöcher mit Impregum

Danach erfolgte das Entfernen der Impregumrohlinge. Weitere Ergebnisse

die Bohrlochtrennung mit der Diamantscheibe (Bild 2

Bild 25a

Bild 25b

Seite - 50-

n der verschiedenen

tattypen exakt miteinander verbunden sind, wurden nach Explantation die

konnte damit die

tat nicht präzise in

mit Impregum aufgefüllt

. Weitere Ergebnisse

5b).

-

Die abgeformten Impregumrohlinge zeigen deutlich die Unterschiede im

Schnittmusterrelief beider Implantat

Negativabformungen 6-fache Vergröße

Negativabformungen 20-fache Vergrößerung(links KI und rechts SSI)

Durch diese Schnittmusterdarstellung wurde nachgewiesen, dass beim Einbringen

des klassischen Implantates

ausgeschlagen wird.


lief beider Implantattypen (Bild 26a/b).

Bild 26a

fache Vergrößerung (links KI und rechts SSI)

Bild 26b

fache Vergrößerung des unteren Drittels

Schnittmusterdarstellung wurde nachgewiesen, dass beim Einbringen

Implantates der Gewindevorschnitt stark beschädigt und der Knochen

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Schnittmusterdarstellung wurde nachgewiesen, dass beim Einbringen

der Gewindevorschnitt stark beschädigt und der Knochen

-

Die Inspektion der unversehrten Bohrlöcher nach Explantation lässt

deutlichen Unterschiede erkennen.

Knochenrelief lässt lediglich Rückschlüsse auf den Kompressionsteil beider

Implantattypen zu. Die Ausprä

letztendlich tiefer gelegenen spongi

nicht zu erkennen.

Bild 27: links SSI und rechts KI

Auch die halbseitige Trennung der Bohrlöcher

das Schnittmuster beim SSI deut

Gewindevorschnitt. Ähnlich wie im Bild 2

Kompressionsrelief der Implantate erkennbar

Bild 28a: SSI

Die Inspektion der unversehrten Bohrlöcher nach Explantation lässt hingegen

chen Unterschiede erkennen. Das im kortikalen Anteil eingeschnittene

ochenrelief lässt lediglich Rückschlüsse auf den Kompressionsteil beider

Implantattypen zu. Die Ausprägung der Schnittmuster beider Implantattypen in dem

nen spongiösen Knochenteil ist in dieser Darstellung (Bild 27)

Bild 27: links SSI und rechts KI

Auch die halbseitige Trennung der Bohrlöcher (Bild 28a/b) gibt keinen Hinweis

ter beim SSI deutlich präziser ausfällt als beim Implantat mit

ch wie im Bild 27 ist lediglich im kortikalen

lief der Implantate erkennbar.

a: SSI Bild 28b: KI

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hingegen keine

Das im kortikalen Anteil eingeschnittene

ochenrelief lässt lediglich Rückschlüsse auf den Kompressionsteil beider

gung der Schnittmuster beider Implantattypen in dem

in dieser Darstellung (Bild 27)

gibt keinen Hinweis, dass

lich präziser ausfällt als beim Implantat mit

Bereich das

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-

3.3. Hersteller-Firmen

Die Ergebnisse der Versuchsdurchführung basieren auf unabhängige Versuchsreihen

mit formkongruenten Implantaten zweier unterschiedlicher Hersteller.

Die Hauptversuche wurden dementsprechend in zwei Gruppen wie folgt eingeteilt:

Die eine Versuchsserie erfolgte mit den Implantaten der Fa. General Implants und die

zweite Versuchsserie mit den Implantaten der Fa. Schütz Dental.

Die Untersuchungen zeigen dem Grunde nach die gleichen Ergebnisse, obwohl das

Makro-Design der Implantate jeweils spezifische Besonderheiten aufweist. Die

jeweilige Formkongruenz der selbstschneidenden und klassischen Implantatformen

war jedoch bei beiden Herstellern sichergestellt. Dies war für die Vergleichbarkeit der

Messwerte je Hersteller unabdingbar.

Letztendlich konnte damit nachgewiesen werden, dass die erzielten qualitativen

Aussagen hinsichtlich der Ausdrehmomente nicht auf einen speziellen Hersteller

beschränkt sind.

Die statistischen Auswertungen insbesondere die Tests auf Quantifizierung der

Abweichung der Drehmomente (Punkt 3.1.1.2. und Punkt 3.1.2.2.) stellen sich bei den

Herstellern unterschiedlich dar.

Zusammenfassend ergibt sich folgende Übersicht:

Schütz Dental General Implants

Implantattyp SSI KI SSI KI

Mittelwert in Ncm 39,67 14,67 25,67 16,00

Statistisch gesicherte Abweichung SSI > KI in Ncm 20 5

Dies sind lediglich die Ergebnisse der jeweiligen Messreihen im Vergleich SSI vs. KI

formkongruenter Implantate. Ein Vergleich zwischen beiden Herstellern ist auf Grund

unterschiedlicher Implantatformen und –abmessungen nicht möglich und war auch

nicht Ziel der Studie.

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-

4. Diskussion

4.1. Diskussion des Studiendesigns

Die vorliegende Studie wurde mit dem Ziel durchgeführt, selbstschneidende Implantate

und Implantate mit Gewindevorschnitt hinsichtlich ihrer Primärstabilität miteinander zu

vergleichen. Als Kriterium diente die Messung der Ausdrehmomente durch

in-vitro-Versuche.

Mit diesen Versuchsserien ist nachgewiesen, dass sich das zu untersuchende

Verbundsystem „Implantat-Knochen“ eindeutig zu Gunsten der SSI gegenüber den

klassischen Implantaten unterscheidet. Die Auswertung aller Versuche ergibt, dass die

SSI prinzipiell höhere minimale Ausdrehmomente aufweisen im Gegensatz zu den

Implantaten mit Gewindevorschnitt.

Die Hypothese „das selbstschneidende Implantat hat eine höhere Primärstabilität als

das Implantat mit Gewindevorschnitt“ bezieht sich auf die mechanische Implantat-

Knochenbindung und wird durch die Untersuchungsergebnisse der gemessenen

Ausdrehmomente eindeutig belegt.

Das einerseits positive Ergebnis einer höheren Primärstabilität ist andererseits in der

Praxis auch kritisch zu hinterfragen.

Diesbezüglich wurde durch 4)Bähr (1993) bei der Osteosynthese im Gesichtsbereich

auf eine vergleichbare Problematik hingewiesen. Aus klinischer Sicht ergaben sich im

dünnen Knochen höhere Retentionswerte für selbstschneidende Schrauben. In

dickerem Knochen schien aber ein Gewindevorschnitt indiziert, um das Einbringen zu

erleichtern und Schraubenfrakturen zu vermeiden.

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-

4.2. Methodenkritik

4.2.1. Darstellung der Schnittmuster

In dieser Arbeit wurde die Einflussgröße „Gewindevorschnitt“ genauer betrachtet und

anhand der Schnittmuster untersucht. Die verschiedenen Formen der Schnittmuster

sind im Punkt 3.2. dargestellt.

Letztlich konnte nur bei der Bewertung der Negativabformungen mit Impregum ein

belastbarer Nachweis über die unterschiedliche Schnittmusterdarstellung geführt

werden. Sowohl die Inspektion der unversehrten Bohrlöcher als auch die Betrachtung

nach deren Trennschnitt führte zu keinem aussagekräftigen Ergebnis. Die Ursache

dafür liegt in dem verwendeten Knochenmaterial mit einem relativ hohen spongiösen

Anteil (Bild 19b, S.33). Für den realitätsnahen Vergleich beider Implantatsysteme war

jedoch ein solches Knochenmaterial erforderlich.

Eine genauere Aufschlüsselung der Schnittmuster wäre sicher über das

DVT-Verfahren darstellbar. Eine Wiedergabe in axialer, frontaler und sagittaler Ebene

würde letztendlich eine wesentlich präzisere Analyse der Knochenstrukturen zwischen

den beiden Implantattypen ergeben.

Den Einsatzbereich der digitalen Volumentomographie, der eine dreidimensionale

Darstellung ohne Überlagerungen und Verzerrungen erlaubt, untersuchten 44)Mengel et

al. (2006) in ihren Studien. 43)Mengel et. al. (2005) verglichen aber auch periimplantäre

Defekte auf intraoralen Röntgenbildern, Panoramaschicht-, Computertomographie-

sowie digitalen Volumentomographie-Aufnahmen. Sie stellten fest, dass die

Aufnahmen der Volumentomographie am besten sind.

4.2.2. Modellkasten vs. optimale Laborbedingungen

Die Ergebnisse der Vorversuche unter mundhöhlensimulierten Bedingungen im

Modellkasten (Tabelle 3-5, S.36/37) ließen die Unterschiede zwischen SSI und KI

erkennen. Die Untersuchungen der Schnittmuster (Punkt 3.2.) ergaben, dass sich die

klassischen Implantate nicht exakt in die vorgeschnittenen Gewinde inserieren lassen.

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-

Im Ergebnis dieser Untersuchungen wurden für die SSI höhere Ausdrehmomente

gemessen. Um auszuschließen, dass das ausgeschlagene Schnittmusterrelief der KI

Ergebnis der erschwerten Insertionsbedingungen im Modellkasten ist, wurden weitere

Probeversuche unter Laborbedingungen im Schraubstock durchgeführt. Es konnte

festgestellt werden, dass die unter den Laborbedingungen inserierten Implantate

hinsichtlich der Schnittmuster und der gemessenen Ausdrehmomente dem Grunde

nach den Ergebnissen aus den Versuchen im Modellkasten entsprachen.

Die Ergebnisdiskussion zeigt insgesamt, dass die Unterschiede zwischen SSI und KI

systembedingt sind. Eine Versuchsdurchführung in der simulierten Mundhöhle

(im Modellkasten) würde die Unterschiede zwischen SSI und KI nur noch verstärken.

Aus diesem Grunde wurden die Hauptversuche unter Laborbedingungen

durchgeführt.

4.2.3. Vergleichbare Versuchsbedingungen

Für die Verwertbarkeit der Ergebnisse war es wichtig sicherzustellen, dass für jeweils

beide Versuchsreihen (SSI und KI) identische Versuchsbedingungen geschaffen

wurden.

Dies wurde folgendermaßen sichergestellt:

1. Durch die Insertion der Implantate im Schraubstock wurden manuelle

Unwägbarkeiten weitestgehend vermieden, im Gegensatz zum Handling unter

mundhöhlensimulierten Bedingen (im Modellkasten).

2. Ein Versuchspaar setzte sich aus einem SSI und einem KI zusammen. Für die

Versuche standen insgesamt 10 Implantat-Paare der Fa. Schütz Dental und

5 Paare der Fa. General Implants zur Verfügung. Diese Versuchspaare wur-

den für die Versuchsreihen nicht verändert, so dass die Implantate eines Paa-

res immer die gleiche Anzahl von bereits durchgeführten Vorversuchen hatten.

Dadurch war es möglich, den potenziellen Einflussfaktor „Abnutzung“ auszu-

schließen.

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3. Je Versuchspaar wurden unmittelbar nebeneinanderliegende Positionen für die

Implantate verwendet, um Abweichungen in der Knochenqualität möglichst

auszuschließen (Bild 29a/b)

Bild 29a Bild 29b

Unterschiedlich waren lediglich

- der lege artis vorgeschriebene Gewindevorschnitt bei den KI

- und die funktional bedingte unterschiedliche Gewindestruktur

(Knochenspanreservoir bei SSI).

4.2.4. Explantation und letzte Erweiterungsbohrung

Schon bei den Vorversuchen ergaben sich Probleme bei der Explantation. Die SSI

waren nach Insertion praktisch nicht explantierbar.

Um zu untersuchen, unter welchen Bedingungen die Implantate mit messbaren

Drehmomenten wieder entfernt werden können, waren umfangreiche Probebohrungen

notwendig.

Experimentell konnte nachgewiesen werden, dass durch partielle Dekompression und

Reimplantation ein Messen der Ausdrehmomente überhaupt erst möglich war. Im

Versuch wurde deshalb nach der Insertion die optimale Dekompression ermittelt.

Das Dekomprimieren um 2x360° kam somit für die Hauptversuche zur Anwendung.

Die im Rahmen der vorliegenden Studie ermittelten Ausdrehmomente zeigen damit

Grenzen bei der Implantatsetzung, vor allem bei den SSI. So wie die Stabilität des

Implantates im Knochen eine wichtige Rolle spielt, ist die bei der Insertion

entstehende Knochenkompression nicht zu unterschätzen.

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Die Probleme bei der Durchführung dieser Studie deuten auf erhebliche Spannungen

im Knochen beim Einbringen sowohl der SSI als auch der Implantate mit

Gewindevorschnitt hin.

Letztendlich lässt sich auch unter diesem Kriterium vermuten, dass die

Knochensubstanz durch die SSI ohne Dekompression viel zu stark beansprucht wird.

Wünschenswert wäre deshalb eine Insertionsmethode, bei der diese Implantate ohne

jegliche Dekompressionen inseriert werden können.

Auf Grund der Ergebnisse liegt der Gedanke vor, dass eventuell die Spanne zwischen

dem letzten Erweiterungsbohrer und dem Durchmesser des Implantates zu groß ist,

um eine Insertion bzw. Explantation mit vertretbaren Drehmomenten zu ermöglichen.

Denkbar wäre, die letzte Erweiterungsbohrung abhängig von der Dichte des

Knochenmaterials durchzuführen. Das würde bedeuten, dass je nach Knochendichte

„hart, mittel bis gering oder weich“ eventuell drei verschieden dimensionierte letzte

Erweiterungsbohrer vor der Insertion eingesetzt werden sollten. Dies wiederum würde

ermöglichen, die Implantate mit weniger Spannung in den Knochen einzubringen. Eine

Dekompression und einhergehende Irritation des Knochengewebes wären dadurch

vermeidbar.

Die Spannungsverteilung im Alveolarknochen durch sofortbelastete Straumann®-

Implantate untersuchten u.a. 18)Ding et al. (2009). Das Ergebnis war, dass sich eine

Längen- und Breitenzunahme insofern positiv auswirkte, indem dies zu verringerten

Spannungs- und Verzerrungswerten im kortikalen Knochen führte. 29)Himmlova et al. stellten 2004 ähnliche Ergebnisse fest. Sie schlussfolgerten, dass

eine Zunahme des Implantatdurchmessers die Spannungswerte stärker vermindert als

die Zunahme der Implantatlänge.

Bezüglich der Spannungswerte im kortikalen Knochen konnten auch 25)Hasan et al.

(2011) nachweisen, dass je kürzer das Implantat ist, desto größer ist die auftretende

Spannung. Ähnlich verhielt es sich mit dem Durchmesser: Je schmaler das Implantat,

desto größer die Spannung. Bei den Spannungswerten kamen sie zu vergleichbaren

Ergebnissen. Betrachtet wurden die auftretenden Spannungen im Knochen. Diese

verringerten sich bei einer Zunahme der Länge und gleichbleibender Breite.

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-

4.2.5. Schlussfolgerungen aus den Probebohrungen Aufgrund der Probebohrungen mit unterschiedlicher Dekompression wurde

herausgefunden, welche Dekompression nach Insertion der SSI sinnvoll ist. Es sollte

einerseits keine zu hohe Spannung zwischen Implantat und Knochen verursacht und

andererseits aber eine ausreichende Festigkeit des Implantat-Sitzes erzielt werden.

Als Messgröße diente in allen Fällen das minimale Ausdrehmoment mit dem

chirurgischen Motor.

Bei dem verwendeten Knochenmaterial und den zur Verfügung gestellten Implantaten

erwies sich eine Dekompression von 2x360° für die SSI als optimal.

Diese Erfahrung hatte letztendlich Einfluss auf die beiden Hauptversuchsserien mit

a) Implantaten der Fa. General Implants

b) Implantaten der Fa. Schütz Dental

In Studien anderer Wissenschaftler wurde ebenfalls festgestellt, dass zum Schluss

einer Implantation ein extremer Anstieg des Insertionsmoments zu verzeichnen ist, bis

die korrekte Insertionstiefe erreicht wird 30)Hughes, Jordan (1972), 33)Jordan, Hughes

(1978), sowie 17)Daftari et al. (1994). 42)Matthias u.a. (2002) untersuchten Schraubensysteme von Brånemark, Frialit und

HaTi hinsichtlich des Drehmoments während der Insertion. Auch sie stellten fest, dass

vor Erreichen der korrekten Insertionstiefe das Drehmoment deutlich ansteigt. Am

Ende der Insertion war ein entsprechend hohes Drehmoment messbar.

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4.3. Diskussion der Ergebnisse Durch den Gewindevorschnitt für das klassische Implantat wird ein größerer

Knochendefekt hervorgerufen als beim selbstschneidenden Implantat. Das bleibt nicht

ohne Einfluss auf die gemessenen Ausdrehmomente.

Die in dieser Studie durchgeführte Messung der Ausdrehmomente unter

Laborbedingungen spiegelt die klinische Situation nicht umfassend wieder, da sowohl

andere mechanische Einflüsse, z.B. das Auftreten von Scherkräften, als auch die

Gewebsreaktion des Knochens sowie eine gewisse Handlingerfahrung

unberücksichtigt bleiben. Ein Implantat sollte einerseits hinsichtlich des Handlings unkompliziert und mit einem

messbaren Drehmoment inseriert werden können. Andererseits sollte ein Implantat ein

Maximum an Primär- und Sekundärstabilität haben 34)Kohn (1992), 3)Baumgart et al.

(1993). Dabei spielt wiederum die Grundform des Implantates eine wesentliche Rolle.

Zahlreiche Studien von 34)Kohn (1992) belegen, dass bei zylindrisch geformten

selbstschneidenden und nicht selbstschneidenden Implantaten der gesamte

Gewindegang bei der Insertion durchlaufen wird. Dies führt zwar zu einer bis zu 100%

längeren Insertionszeit, aber er stellte auch fest, dass zylindrische Formen bis zum

Halsbereich zur Verminderung von Spannungsspitzen im Bereich der Kortikalis führen

(Euroimplantat, Brånemark, Frialit-2).

Diese Grundform besitzen sowohl die Schütz- als auch die General-Implantate.

4.3.1. Konstruktionsprinzip und Insertionstechnik Es ist anzunehmen, dass das Gewindedesign einen maßgeblichen Einfluss auf die

Ausdrehmomente ausübt. Bezugnehmend auf die in dieser Studie erzielten

Untersuchungsergebnisse spielt demnach die Feinkonstruktion der Gewinderillen eine

wichtige Rolle. Während das SSI mit den stufenartigen Gewinderillen eine

Schneidfunktion hat, handelt es sich beim klassischen Implantat um glatte

Gewinderillen, die eher eine Gleitfunktion bei der Insertion bewirken.

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Beurteilt man die Ergebnisse der vorliegenden Studie, so zeigt sich, dass die

Ausdrehmomente der SSI deutlich höher liegen als für die Implantate mit

Gewindevorschnitt. Inwiefern die Schneidfunktion bei den SSI und die Gleiteigenschaft

bei den KI Vor- und Nachteile auf die biologische Funktion des Knochens haben, wäre

sicher wert zu untersuchen. Die höheren Ausdrehmomente bei den SSI, die somit auch

eine hohe Kompression der Knochensubstanz vermuten lassen, wäre durchaus kritisch

zu beurteilen. Die Folge könnten letztendlich Knochennekrosen, Knochenabbau,

Implantatfreilegung einhergehend mit Periimplantitis bis hin zum Implantatverlust sein.

Deshalb sollten die SSI eher im Knochen geringerer Dichte wie z.B. im spongiösen

Knochen des Oberkiefers Anwendung finden.

Darüber hinaus unterscheiden sich beide Implantattypen hinsichtlich der

Insertionstechnik.

Bei den SSI verbleibt freigelegtes Knochenmaterial in der Implantatmulde bzw. im

Knochenspanreservoir. Dadurch wird ein zusätzlicher Druck im Sinne von Festigkeit

auf die Verbindung Implantat-Knochen ausgeübt.

Bei den klassischen Implantaten muss hingegen ein Gewinde in den Knochen

geschnitten werden. Dabei wird überflüssiges Knochenmaterial beim Herausdrehen

des Gewindeschneiders extrahiert, was mit eine Ursache für die niedrigeren

Ausdrehmomente sein könnte.

Die Erkenntnis, dass das SSI eine höhere Primärstabilität hat als das klassische

Implantat, ist also immer in Relation einer individuellen knochenschonenden

Implantatsetzung zu sehen.

4.3.2. Hersteller-Besonderheiten und Gewindedesign

Obwohl in den Versuchsreihen nachgewiesen werden konnte, dass signifikante

Unterschiede der Ausdrehmomente zwischen SSI und KI vorliegen, unterscheiden sich

diese der Höhe nach jedoch von Hersteller zu Hersteller. In den Ausdrehmomenten der

Implantate mit Gewindevorschnitt sind beide Hersteller etwa gleichwertig. Erhebliche

Unterschiede bestehen jedoch bei den Ausdrehmomenten der SSI.

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Einerseits liegen eher Kriterien vor, die für geringere Ausdrehmomente der

Schütz-Implantate sprechen:

1. Durchmesser: Schütz: 4,5 mm vs. General: 5,0 mm

2. Mikro-Design: Schütz: Metall, Hochglanz vs. General: 2 x gestrahlt mit Zirkonoxid

Andererseits ist das Makro-Design der SSI recht unterschiedlich:

1. Anordnung der Schneiden: Schütz: 3 senkrecht verlaufende Schneiden, General: 6 schräg verlaufende Schneiden

2. Länge der Schneiden: Schütz: 2/3 des Implantatkörpers, langes Kompressionsgewinde General: 4/5 des Implantatkörpers, kurzes Kompressionsgewinde

Aufgrund dieser Kriterien liegt die Vermutung nahe, dass das Makro-Design eine

entscheidende Rolle bei der Höhe des zu erwartenden Ausdrehmoments spielt. Ob die

Anordnung der Schneiden eher weniger ausschlaggebend ist als vielmehr die Länge

der Schneiden und damit die Länge des Kompressionsgewindes müsste durch

entsprechende Versuchsreihen untersucht werden.

Dass die Implantatgeometrie bzw. das Gewindedesign eine wichtige Rolle spielt, um

auftretende Kräfte aufzunehmen, wurde auch in den Studien von 11)Brunski (1999)

nachgewiesen. Eine weitere Funktion der Gewinde ist die Oberflächenvergrößerung

und damit die Erhöhung der Primärstabilität 22)Frandsen et al. (1984), 31)Ivanoff et al.

(1997). 55)Weßling stellte bei seinen Drehmomentuntersuchungen 1997 eine Überlegenheit der

Mini-Schraube gegenüber der Würzburg-Schraube vor allem in Knochenmaterial mit

mittelstarker Kortikalis (>1,2 mm) fest. Er führte dieses auf die unterschiedliche

Steigung der Schraubengewinde zurück.

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4.4. Schlussfolgerungen

Schlussfolgernd kann festgestellt werden:

1. Das gewonnene Datenmaterial aus den Versuchsreihen ist von Menge und

Qualität her ausreichend, um die Fragestellung der Hypothese zu untersuchen

und statistisch gesicherte Aussagen zu treffen.

2. Die Hypothese „das selbstschneidende Implantat hat eine höhere Primärstabilität

als das Implantat mit Gewindevorschnitt“ kann mit einer statistischen Signifikanz

von (p<0,005) angenommen werden.

3. Während die Ausdrehmomente für die SSI der Fa. Schütz bei 39,67 Ncm liegen,

wurden für die Implantate mit Gewindevorschnitt 14,67 Ncm gemessen.

Bei der Fa. General Implants stehen den SSI mit 25,67 Ncm die KI mit 16,00 Ncm

gegenüber.

Klinische Bedeutung der Ergebnisse:

Wenn man davon ausgeht, dass ein höheres Ausdrehmoment des Implantates auf

eine festere Implantat-Knochenbindung und damit eine höhere Primärstabilität

schließen lässt, so wäre dies ein wichtiger klinischer Aspekt hinsichtlich einer

schnelleren prothetischen Versorgung, sprich Sofortbelastung der SSI.

Diesbezüglich sind die SSI für die Praxis zu empfehlen, jedoch unter der

Voraussetzung einer kritischen Erweiterung des Bohrprotokolls und dessen

Anwendung entsprechend der Knochendichte.

Die damit einhergehende Patientenzufriedenheit wäre dann sicher eine

Rechtfertigung des finanziell höheren Aufwandes für das SSI, zumindest aber eine

alternative Entscheidungsgrundlage zwischen den verschiedenen

Implantatsystemen.

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-

Dabei ist die Sofortbelastung keine neue Erfindung, denn schon Ledermann beschrieb

1979 die erfolgreiche Anwendung von vier interforaminal gesetzten Implantaten,

welche mittels einer Stegkonstruktion verblockt wurden 36)Ledermann (1979), 37)Ledermann (1983), 38)Ledermann (1986).

Von besonderer Bedeutung für die Sofortbelastung sind:

Primärstabilität, Mikrobewegung sowie Knochenqualität und -quantität. Die

Primärstabilität ist die Festigkeit eines Implantates unmittelbar nach der Insertion. Sie

wurde gemessen anhand des Ausdrehmoments.

In den Anfängen der Implantologie wurde die Ansicht vertreten, dass jegliche

Belastungen des Implantates in der Einheilphase zu vermeiden sind, da ansonsten

eine bindegewebige Einkapselung mit anschließendem Implantatverlust droht. 35)Larsson et al. (1994) beschrieben aufgrund langjähriger Erfahrungen aus der

Kieferchirurgie, dass Sofortbelastung bei Defekten im Unterkiefer mittels

Rekonstruktionsplatten möglich ist.

Das klassische Implantatprotokoll mit einer Einheilzeit von drei Monaten im Unterkiefer

und sechs Monaten im Oberkiefer basierte auf rein empirischen Überlegungen von

Brånemark, als er 1969 Reaktionsphänomene von Titan im Hart- und Weichgewebe

untersuchte. Den Begriff der Osseointegration prägten 9)Brånemark et al. (1969) sowie 10)Brånemark et al. (1977). Klinische, biologische und mechanische Aspekte, wie

Implantatdesign oder Oberflächenmorphologie, blieben unberücksichtigt. Somit waren

die Patienten für die Dauer der Implantateinheilung auf provisorische Lösungen

angewiesen. Durch die erfolgreiche Entwicklung der Sofortbelastung konnte die ge-

samte Behandlungsdauer signifikant reduziert werden.

Insofern tragen unsere Ergebnisse dazu bei, die besondere Eignung der SSI für die

Sofortbelastung herauszustellen.

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Zusammenfassung

Als Hypothese dieser Arbeit wurde durch eine experimentelle Studie untersucht, ob

selbstschneidende Implantate (SSI) eine höhere Primärstabilität aufweisen als

Implantate mit Gewindevorschnitt (KI).

MATERIAL UND METHODEN: Zum Vergleich wurden formkongruente Implantate der

Typen „selbstschneidend“ und „mit Gewindevorschnitt“ der Firmen Schütz Dental sowie

General Implants verwendet. Für die Versuche dienten Rinderbrustrippen, die laut

röntgenologischer Dichtemessung dem menschlichen Kiefer vergleichbare

Eigenschaften aufweisen. Unter Laborbedingungen wurden 4 Versuchsreihen mit je 15

Implantationen durchgeführt. Danach erfolgte die maschinelle Explantation und die

Messung der minimal notwendigen Ausdrehmomente.

ERGEBNISSE: Die Ausdrehmomente der SSI sind signifikant höher (p<0,005) als bei

den KI. Darüber hinaus lassen sich die Abweichungen in den Ausdrehmomenten SSI

vs. KI mit hoher Signifikanz (p<0,005) quantifizieren: Fa. Schütz Dental >20 Ncm und

Fa. General >5 Ncm.

SCHLUSSFOLGERUNGEN: Die Hypothese „das selbstschneidende Implantat hat eine

höhere Primärstabilität als das Implantat mit Gewindevorschnitt“ bezieht sich auf die

mechanische Implantat-Knochenbindung und wird durch die Untersuchungsergebnisse

der gemessenen Ausdrehmomente signifikant (p<0,005) belegt. Die Untersuchungen

der Schnittmuster verdeutlichen, dass durch den Gewindevorschnitt beim KI ein

größerer Knochendefekt hervorgerufen wird als beim SSI. Das könnte eine Ursache für

diese Ergebnisse sein. Bei dem verwendeten Knochenmaterial und den zur Verfügung

gestellten Implantaten erwies sich eine Dekompression von 2 x 360° für die SSI als

unumgänglich. Diese Tatsache lässt vermuten, dass eventuell die Spanne zwischen

dem letzten Erweiterungsbohrer und dem Durchmesser des Implantates zu groß ist.

Es ergab sich bei den SSI als Zufallsergebnis, dass die Länge des

Kompressionsgewindes und der Schneide einen maßgeblichen Einfluss auf die

Ausdrehmomente haben.

KLINISCHE BEWERTUNG: Die höhere Primärstabilität der SSI ist ein wichtiger

klinischer Aspekt hinsichtlich der schnelleren prothetischen Versorgung, sprich

Sofortbelastung der SSI. Die klinische Auswertung der Versuchsdurchführung legt

allerdings auch nahe, dass bei den SSI eine enorm hohe Knochenspannung während

der Insertion verursacht wird.

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Summary

As hypothesis of this work it was examined by an experimental study if self-tapping

implants (SSI) give a higher primary stability than traditional screw implants (KI).

MATERIAL AND METHODS: For a comparison form-congruent implants of the types

self-tapping and traditional screw implants of the firms Schütz Dental and General

Implants have been adjusted. For the trials beef-breast strips were given. Their X-ray

pictures show similar characteristic features as comparable human jaws. Under

laboratory conditions four trial series, every trial with 15 implantations, were made.

After the implantation a mechanical explantation and a measurement of minimum

required untwisting torsional moments was realised.

RESULTS: The untwisting torsional moments of SSI are significantly higher (p<0,005)

than in KI. The difference in untwisting torsional moments SSI vs. KI with high

significance (p<0,005) is quantified: Schütz Dental > 20 Ncm and General Implants

> 5 Ncm.

CONCLUSIONS: The hypothesis that the self-tapping implant has a higher primary

stability than the traditional screw implant in regard to implant-bone connection is

proved significantly through the test results of measured untwisting torsional moments

(p<0,005). The examination of cutting patterns shows that through the thread former in

preparation of the implantation of the KI a bigger bone defect appears than in SSI.

This can be a reason for this result. Among the used bone material and the provided

implants a decompression of 2 x 360° was proved inevitable for the SSI for a

measurable explantation. This fact leads to think that the difference between the last

extension drill and the diameter of the implant is possibly too large. It appeared that in

SSI as random results the length of the compression thread and of its edges a

significant influence on the untwisting moments is given.

CLINICAL ASSESSMENT: The higher primary stability of SSI is an important clinical

aspect concerning a more rapid prosthetic therapy, with respect to immediate stress of

SSI. The clinical evaluation of experiments makes it more clear that in SSI an

enormous pressures on the bones during the insertion takes place.

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-

Anhang A: Quellenverzeichnis

1. Aisikainen P: Behandlung von periimplantären Problemen der ITI-Implantate. Z Stomatol 89 (1992):433–438

2. Al-Nawas B, Klein MO, Gotz H, Vaterod J, Duschner H, Grotz KA, Kann PH. Dental implantation: ultrasound transmission velocity to evaluate critical bone quality--an animal model. Ultraschall Med 29 (2008): 302-307

3. Baumgart F W, Cordey J, Morikawa K, Perren S M, Rahn B A, Schavan R, Schnyders S: AO/ASIF Self-tapping screws (STS). Injury 24, Suppl 1 (1993):1–17

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5. Berzins S A, Shah B, Weinhans H, Summer D R: Non-destructive measurements of implant-bone interface shear modulus and effects of implant geometry in pull-out tests. J Biomed Mater Res 34 (1997):337–340

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7. Boyle J M, Frost D E, Foley W L, Grady J J: Comparison between uniaxial pullout tests and torque measurements of 2.0 mm selftapping screws. Int J of Adult Orthodontics and Orthognatic Surg 8(2) (1993):129-133

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Anhang B: Bauanleitung im Modellkasten

Bauanleitung „Vogelkasten“

Seitenansicht

57 mm

ca 96 mm

Ca 2

7 m

m

ca 50 mm

Mutter o.ä. zur Aufnahme einer Gewindestange mit Knebel oder so, um als eine Art Schraubzwinge zu dienen, um unterhalb des winkligen Vogelkastens das zuBohrende Knochenmaterial zu fixieren.

Ca 46 mmCa 50 mm

Knochenstück (schematisch)

Höhendarstellung des Mundraumesaufgrund des Kieferwinkels

Simulation Ebene bezahnter Oberkiefer

Simulation Knochen-Ebene unbezahnter Unterkiefer

Variabel positionierbaresKnochenmaterial

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Vorderansicht

ca 140 mm

ca 4

6 m

mca

50

mm

ca 70 mm

Die Gewindestangen müssen so lang sein, dass sie Ca. 100 mm in den Raum hineinragen, damit der Knochen an beliebiger Position innerhalb der Mundöffnung fixiert werden kann.

ca 5

0 m

mca 35 mm ca 35 mm

Mundeingangsbereich unter beidseitigmaximal gedehntem Wangenbereich

Wange links maximal distal gedehnt.Wange rechts

maximal distal gedehnt.

Simulation derMaximalen Mundöffnung

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Draufsicht

Fixierung Beispiel 1

ca 9

6 m

mca

46

mm

Positionierungsmöglichkeit des Knochenmaterials im III. Quadranten.

Positionierung des Knochens linksseitig

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Anhang C: Bohrprotokoll für die Vorversuche Fa. Schütz Dental

Selbstschneidendes Implantat Klassisches Implantat mit Gewindevorschnitt

Pilotbohrung 1,8 mm

Vorbohrung 2,0 mm

Erweiterungsbohrung 3,0 mm Erweiterungsbohrung 3,15 mm



Bettfräsung 4,25 mm Bettfräsung 4,2 mm

Gewindeschnitt für 4,2 mm

Einbringung mit chirurgischen Motor, Drehmoment 30 Ncm


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Anhang D: Versuche mit Implantaten der Fa. General Implants

2. Versuchsserie Teil Insertion 2. Versuchsserie Teil Explantation

3. Versuchsserie Teil Dekompression

4. Versuchsserie 5. Versuchsserie

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Anhang E: Spezifisches Bohrprotokoll Fa. General Implants

selbstschneidendes Implantat 5,0 mm Durchmesser

klassisches Implantat mit Gewindevorschnitt 5,0 mm Durchmesser

Pilotbohrung 2,0 mm

Vorbohrung 2,75 mm



Bettfräsung 4,6 mm Gewindeschnitt für 5,0 mm manuell

Einbringung mit chirurgischen Motor 50 U/min / Drehmoment 30 Ncm Einbringung bis zum Implantathals

mit dem Drehmomentschlüssel Dekompression um 2 x 360°

mit der Ratsche Reimplantation maschinell mit 10 Ncm

bei 50 Umdrehungen pro Minute Im folgenden Bild sind die Erweiterungsbohrer und der Bettfräser dargestellt:

2,75 mm 3,9 mm 4,4 mm 4,6 mm .

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Anhang F: Spezifisches Bohrprotokoll Fa. Schütz Dental

selbstschneidendes Implantat 4,5 mm Durchmesser

klassisches Implantat mit Gewindevorschnitt 4,5 mm Durchmesser

Pilotbohrung 1,8 mm

Vorbohrung 2,0 mm




Bettfräsung 4,25 mm Gewindeschnitt für 4,5 mm manuell

Einbringung mit chirurgischen Motor 50 U/min / Drehmoment 30 Ncm




Im folgenden Bild sind die 3 Erweiterungsbohrer und der Bettfräser dargestellt:

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Anhang G: Quantile der t-Verteilung Quelle: Tabellenwerk Statistik Achim Klenke, Institut für Mathematik, Johannes Gutenberg-Universität Mainz

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Anhang H: Nachweis fremder Bilddarstellungen

Bild 1 Schütz Dental GmbH

Bild 2a/2b Schütz Dental GmbH

Bild 5 Matysiak Medical GmbH HKM

Bild 6 Schütz Dental GmbH

Bild 8b MESANTIS Berlin

Bild 10a/10b MESANTIS Berlin

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Danksagung

Für die gemeinsame Entwicklung dieses interessanten Themas und die hilfreiche

Unterstützung bis zur Fertigstellung dieser Masterthesis möchte ich vor allem Herrn

Prof. Dr. med. Dr. med. dent. Hendrik Terheyden, Chefarzt im Rot-Kreuz-Krankenhaus

in Kassel, danken.

Ein großer Dank für die Strukturierung dieser Masterthesis und die statistische

Aufarbeitung und Auswertung der Versuchsergebnisse gilt Mathematiker Herrn

Dr. Bernd Grahl.

Mein besonderer Dank gilt aber auch Herrn Hans-Jürgen Lichtenberg (t), Mitarbeiter

der Fa. Schütz Dental. Er bemühte sich vehement bei der Fa., dass letztendlich

ausreichend selbstschneidende Implantate sowie Implantate mit Gewindevorschnitt

und dessen Zubehör für die Versuchsserien bereitgestellt werden konnten.

Darüber hinaus möchte ich mich ebenfalls bei Herrn Matthias Manthee der

Fa. Implamant bedanken. Er veranlasste, dass die Fa. General Implants

aufgeschlossen und uneigennützig die entsprechenden Implantate und dessen

Zubehör für die Vor- und Hauptversuche zur Verfügung stellte.

Der experimentelle Teil hinsichtlich der Knochenauswertung wurde unter anderem

durch das Röntgeninstitut MESANTIS in Berlin durchgeführt Ich bedanke mich

deshalb für die wertvolle Unterstützung bei Herrn Prof. Dr. Axel Bumann.

Mein aufrichtiger Dank gilt meinem Vater, Herrn Konrad Köhler, der als

Werkzeugmacher einen mundhöhlensimulierten Modellkasten für die Versuche

konstruierte und anfertigte.

Vor allem aber möchte ich mich für die Hilfsbereitschaft und Mitarbeit bei meinen eige-

nen Praxisangestellten bei der Durchführung der Versuche bedanken.

Experimenteller Vergleich: „Selbstschneidendes … · Zeitraum der Projektarbeit: 01.04.2012 bis...

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