In-vitro-Untersuchung der mechanischen Parameter eines ...

AusderPoliklinikfürKieferorthopädie(Direktor: Univ.-Prof. Dr. med. dent. Karl-Friedrich Krey MME)

im Zentrum für Zahn-, Mund- und Kieferheilkunde

(Geschäftsführender Direktor: Univ.-Prof. Dr. med. dent. Reiner Biffar

der medizinischen Fakultät der Ernst-Moritz-Arndt Universität Greifswald)

In-vitro-Untersuchung der mechanischen Parameter eines neuen CAD/CAM-gefertigten Brackets

Inaugural-Dissertation

zur

Erlangung des akademischen Grades

Doktor der Zahnmedizin

(Dr. med. dent.)

der

medizinischen Fakultät

der

Ernst-Moritz-Arndt-Universität

Greifswald 2018

vorgelegt von: Nauras Darkazanly

geboren am: 31.08.1983

in: Damaskus

1

Dekan: Prof. Dr. rer. nat. Max. P. Baur

Erster Gutachter: Prof. Dr. K.F. Krey

Zweiter Gutachter: Prof. Dr. Dieter Drescher

Tag der Disputation: 07.05.2019

Ort, Raum: Hörsaal ZMK, Walther Rathenau Strasse 42

2

Für meine Familie

3

Inhaltsverzeichnis 1.1 HistorischerHintergrund–VonderEdgewise-TechnikbiszumindividualisiertenSystem...........................................................................................................................................................41.2 MaterialkundedesBrackets.......................................................................................................6

2 Literaturübersicht...................................................................................................................72.1 HaftfestigkeitderKunststoffbrackets.....................................................................................72.1.1 EinflussfaktorenaufdieHaftfestigkeit:.............................................................................................82.1.1.1 UntersuchteZähne..............................................................................................................................................82.1.1.2 Lagerung.................................................................................................................................................................92.1.1.3 Schmelzkonditionierung...................................................................................................................................92.1.1.4 KontaminationundTrockenlegung...........................................................................................................102.1.1.5 Adhäsive................................................................................................................................................................112.1.1.6 BracketmaterialienundBracketbasisdesign..........................................................................................122.1.1.7 Lichtpolymerisation.........................................................................................................................................152.1.1.8 BelastungdurchTemperaturwechseln.....................................................................................................16

2.2 TorsionsstabilitätderKunststoffbrackets.........................................................................183 ZielsetzungundHypothesen..............................................................................................214 MaterialundMethoden........................................................................................................214.1 Material...........................................................................................................................................224.1.1 Zähne.............................................................................................................................................................224.1.2 Brackets.......................................................................................................................................................224.1.2.1 CAD/CAM-gefertigteBrackets(3D-gedruckteBrackets).................................................................234.1.2.2 Brilliant-Brackets..............................................................................................................................................29

4.1.3 Konditioner.................................................................................................................................................304.1.4 Adhäsivsystem...........................................................................................................................................304.1.5 Polymerisationslampe............................................................................................................................314.1.6 DrahtbogenundDrahtligaturen........................................................................................................32

4.2 Methode..........................................................................................................................................324.2.1 HerstellungderPrüfkörperfürdieScherhaftfestigkeitsversuche.........................................324.2.2 HerstellungderPrüfkörperfürdieTorsionsstabilitätsversuche...........................................364.2.3 Thermozyklierung....................................................................................................................................384.2.4 DurchführungderScherhaftfestigkeitsversuche.........................................................................394.2.5 DurchführungderTorsionsstabilitätsversuche............................................................................44

4.3 StatistischeAuswertung............................................................................................................485 Ergebnisse................................................................................................................................495.1 ErgebnissederScherhaftfestigkeitsversuche...................................................................495.2 ErgebnissederTorsionsstabilitätsversuche.....................................................................55

6 Diskussion................................................................................................................................576.1 DiskussionderScherhaftfestigkeitsversuche...................................................................576.1.1 DiskussionderVersuchsmethode.......................................................................................................576.1.2 DiskussionderErgebnisse.....................................................................................................................59

6.2 DiskussionderTorsionstabilitätsversuche.......................................................................626.2.1 DiskussionderVersuchsmethode.......................................................................................................626.2.2 DiskussionderErgebnisse.....................................................................................................................63

6.3 Schlussfolgerung..........................................................................................................................667 Zusammenfassung.................................................................................................................688 Literaturverzeichnis.............................................................................................................70

9 Danksagung:............................................................................................................................84

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Einleitung

1.1 Historischer Hintergrund – Von der Edgewise-Technik bis zum individualisierten

System

Die kieferorthopädische Behandlung mit festsitzenden Multibracket-Apparaturen konnte

durch neue Erkenntnisse zur Biomechanik und Anatomie des stomatognathen Systems sowie

dank steigender Präzision der Herstellungsverfahren im Laufe der letzten rund 100 Jahre eine

enorme Entwicklung verzeichnen. Als der amerikanische Kieferorthopäde EDWARD ANGLE

im Jahr 1926 seine Edgewise-Brackets präsentierte, nannte er jene – im Vergleich zu seinen

vorherigen Systemen „Pin and Tube-Appliance 1919“ und „Ribbon-Arch 1915“ – „das

Neuste und Beste“ (the latest and the best“) (Angle, 1907, 1928; Dewel, 1981). STEINER

hingegen proklamierte schon kurze Zeit später, dass das System von ANGLE in den nächsten

Jahren eine gewisse Verfeinerung und Verbesserung in der Anwendung seiner Prinzipien

brauche, um zu optimalen Ergebnissen bei der Verwendung am Patienten zu führen (Steiner,

1933).

Anfang der 1970er Jahre untersuchte ANDREWS 120 natürliche Gebisse mit subjektiv idealer

Okklusion und versuchte gemeinsame Merkmale festzustellen. Aus seinen Ergebnissen leitete

er die so genannten „Six keys of occlusion“ ab und entwickelte damit auf der Grundlage der

ursprünglichen Angle-Brackets das Straight-Wire-System – ein System, bei dem die

Informationen für Biegungen 1., 2. und 3. Ordnung (In/Out, Tip und Torque) im Bracket

integriert sind (Andrews, 1972, 1975).

Häufig werden die erwarteten Behandlungsergebnisse durch diese nach Mittelwerten

programmierten Brackets und vorgefertigten Drahtbögen jedoch nicht vollständig erreicht,

sodass eine zeit- und daher kostenintensive Feineinstellungsphase zur Optimierung der

Okklusion notwendig wird. Gründe hierfür können in einer ungenauen Platzierung der

Brackets, in Variationen der Zahnstrukturen und der Okklusion, in der individuellen

Gewebereaktion und in werkstoffkundlichen Ursachen liegen. Eine genauere Platzierung der

Brackets und Planung der Zahnbewegung wäre daher eine Möglichkeit zum Erfolg. Doch

alleine damit ist das gewünschte und ideale Behandlungsziel noch nicht erreicht (Creekmore

and Kunik, 1993; Magness, 1978). Nur die Kombination mit individualisierten Brackets und

Drahtbögen sorgt für ein sicheres Erreichen der geplanten Zielokklusion, ohne dass der

Behandler in der Endphase übermäßig oft korrigierend eingreifen muss.

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Dank der rasanten Entwicklung der CAD/CAM-Technologie in den letzten Jahren ist die

computergestützte kieferorthopädische Diagnostik und Planung einfacher und genauer

durchführbar geworden. Mithilfe eines virtuellen Set-ups können individuelle therapeutische

Apparaturen konstruiert werden. Sowohl bukkale als auch linguale Brackets können für jeden

einzelnen Patienten mit den entsprechenden Bögen dazu konzipiert werden. Der Behandler

kann damit die Behandlungsdauer verkürzen, die den Behandlungserfolg limitierenden

Faktoren reduzieren und dem Patienten vor der Behandlung eine Zielvorstellung virtuell

präsentieren (Silli, 2016).

Vollständig individualisierte Multibracketapparaturen, hergestellt auf Basis einer

Behandlungsplanung, haben vor allem in der Lingual-Technik große Verbreitung gefunden.

Dabei werden nicht nur die Brackets patientenspezifisch individualisiert, sondern auch die

Bögen mittels eines Biegeroboters in allen drei Dimensionen gebogen. Das Kleben der

Brackets wird indirekt anhand einer Übertragungsschiene im Mund des Patienten

durchgeführt (Wiechmann, 2002; Wiechmann et al., 2003).

Auch die Vollindividualisierung bukkaler Bracketsysteme kann entweder durch die

Individualisierung des Bracketkörpers, durch die Anpassung der Bögen in den drei

Dimensionen mittels Biegeroboter oder durch eine Kombination von beiden Methoden

erreicht werden. Bracketsysteme unterschiedlicher Individualisierungsgrade werden heute von

vielen verschiedenen Firmen angeboten.

Bei SureSmile (Orametrix, Richardson, USA) wird nach einem intraoralen 3D-Scan ein

virtueller Behandlungsplan erstellt. Ein Biegeroboter individualisiert sodann die Bögen durch

Biegungen in allen drei Ebenen (Mah and Sachdeva, 2001). Dieser Ansatz birgt das große

Potenzial, die Behandlungsdauer zu reduzieren und die Behandlungsqualität zu verbessern

(Sachdeva et al., 2012; Saxe et al., 2010).

Bei dem Insignia-System (Ormco Europe B.V., Amersfoort, Niederlande), sowie bei

Orthorobot (Orthorobot Medizitechnik GmbH., Wien Österreich) werden zusätzlich zur

Basisindividualisierung der Brackets die Bögen in der 1. Ordnung angepasst.

Die individualisierte Bracketbasis von Insignia wird nach einem digitalen Setup berechnet

und maschinell gefräst. Ein konfektioniertes Klebetray und individuelle Bögen mit

angepassten Biegungen in der 1. Ordnung werden mitgeliefert (Gracco et al., 2013; Gracco

and Tracey, 2011). Durch den Einsatz dieses Systems kann die Behandlungsdauer verkürzt

werden, jedoch ließ sich bis jetzt keine signifikante Besserung der Behandlungseffektivität

nachweisen (Brown et al., 2015).

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Bei Orthorobot wird das virtuelle Set-up auf Grundlage digitaler Modelldaten (3D-

Modellscan oder Intraoralscan) von einer speziellen Software (OnyxCeph³™ Image

Instruments GmbH, Chimnitz, Deutschland) erstellt. Die Brackets werden mittels eines 6-

Achs-Roboters auf dem Malokklusionsmodell positioniert. Aus der zwischen Bracketbasis

und Zahnoberfläche entstehenden Diskrepanz wird durch das adhäsive Kompositmaterial die

individuelle Bracketbasis geformt. Die Drähte werden ebenfalls mittels eines Roboters

individuell gebogen (Silli, 2016) (Url 2017).

1.2 Materialkunde des Brackets

Für die Herstellung von Brackets werden heutzutage mehrere verschieden Materialien

genutzt. Neben den herkömmlichen Metallbrackets aus rostfreiem Stahl, Titan oder Gold

kommen auch zahnfarbene Kunststoffbrackets aus Polycarbonat und Keramikbrackets aus

Aluminium- oder Zirkonoxid zur Verwendung.

Die ersten ästhetischen Brackets aus Polycarbonat wurden Ende der 1960er Jahren von

SILVERMAN und COHIN eingeführt (Newman et al., 1968; Silverman and Cohen, 1967). Die

Wahl des Materials basierte auf Studien von NEWMANN, der verschiedene Kunststoffe (Acryl,

Nylon, Polysulfone, Polyphenylenoxide, Polycarbonate) auf ihre Eignung für den Einsatz als

kieferorthopädische Brackets untersuchte (Newman, 1965, 1969; Newman et al., 1968). Diese

Kunststoffbrackets wiesen jedoch viele Schwächen auf: eine geringe Haftfestigkeit,

Verzerrung durch Wasseraufnahme, die Verformung des Slots durch rechteckige Bögen, eine

geringe Biokompatibilität und die Neigung, sich mit der Zeit zu verfärben. Neu entwickelte

Kunststoffe (Polyoxymethylen) sollten eine gewisse Besserung der mechanischen

Eigenschaften von Kunststoffbrackets bringen.

In den 1980er Jahren kamen Keramikbrackets aus Aluminium- oder Zirkonoxid als

Alternative auf den Markt. Diese zeichnen sich durch bessere Farbstabilität und

Biokompatibilität aus, entwickeln jedoch einen starken Haftverbund zur Zahnoberfläche,

sodass beim Debonding die Gefahr der Bracketfraktur oder eines Schmelzdefektes besteht

(Bishara and Fehr, 1997; Britton et al., 1990; Jeiroudi, 1991; Storm, 1990).

Die vermehrte Nachfrage nach ästhetischen Brackets führte in den letzten Jahren zu einer

fortlaufenden Entwicklung auf diesem Gebiet. Eine neue Generation der zahnfarbenen

Brackets – die glasfaser- oder keramikverstärkten Kunststoffbrackets – wurde entwickelt und

getestet. Die Verstärkung durch Silikatglasfasern oder Keramik konnte zwar die mechanische

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Belastbarkeit steigern, löste aber nicht die anderen Probleme von Kunststoffbrackets – die

mangelnde Verbundfestigkeit am Zahn, die Verzerrung durch Wasseraufnahme und die

Verfärbung (Ali et al., 2012; Alkire et al., 1997; Feldner et al., 1994). Das Ziel, ein

zahnfarbenes Bracket zu entwickeln, welches die positiven Eigenschaften verschiedener

Materialien kombiniert, bleibt damit weiterhin Gegenstand der Forschung.

2 Literaturübersicht

2.1 Haftfestigkeit der Kunststoffbrackets Mit der Einführung der Säureätztechnik in die Kieferorthopädie durch NEWMANN im Jahr

1965 änderten sich die Möglichkeiten der festsitzenden Behandlung grundlegend. Fortan war

es möglich, Brackets direkt adhäsiv auf dem Zahnschmelz zu befestigen. Damit wurde die

vorherige Methode, bei der zur Kraftübertragung Stahlbänder auf die Zähne zementiert

wurden, abgelöst (Greenlaw et al., 1989; Newman, 1969).

Die Haftfestigkeit des Verbundes Bracket-Adhäsiv-Zahnschmelz ist Gegenstand zahlreicher

wissenschaftlicher Studien. Für eine schonende kieferorthopädische Zahnbewegung

(Kraftgröße maximal 1 bis 2 Newton pro Quadratzentimeter Wurzeloberfläche (Reitan,

1957)) wird eine Haftfestigkeit zwischen Bracket und Zahnschmelz von mindestens 6-8MPa

(Reynolds and Von Fraunhofer, 1976) bzw. von 5-10MPa (Diedrich, 2000) als klinisch

ausreichend beschrieben. Anderseits sollte die Haftfestigkeit nicht 13,7MPa überschreiten,

um eine Schmelzschädigung bei der Entfernung des Brackets zu vermeiden (Bishara et al.,

1994).

Die Haftfestigkeit von Metallbrackets wurde in vielen Studien untersucht. Die

durchschnittlichen Haftwerte variierten zwischen 2,1 MPa und 33 MPa (Bishara et al., 2006;

Bishara et al., 1999; Cozza et al., 2006; Polat et al., 2004; Sharma-Sayal et al., 2003).

Zahlreiche Studien beschreiben einen im Vergleich zu Metallbrackets niedrigeren Haftwert

von Kunststoffbrackets (Akin-Nergiz et al., 1996; Arici and Regan, 1997; Azezullah, 2008;

Blalock and Powers, 1995; Guan et al., 2000; Harris et al., 1992; Liu et al., 2004; Nkenke et

al., 1997; Reynolds, 1975; Urabe et al., 1999). Herkömmliche Kunststoffbrackets erreichen

eine mittlere Haftfestigkeit von 3-6MPa (Azezullah, 2008; Blalock and Powers, 1995;

Fernandez and Canut, 1999; Guan et al., 2000; Harris et al., 1992; Liu et al., 2004; Reynolds,

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1975). Dieser Wert liegt unterhalb der oben genannten Haftfestigkeit, die für die Korrektur

von Zahnfehlstellungen benötigt wird.

Die Haftfestigkeit zwischen Bracket und Zahnoberfläche hängt einerseits vom

Bracketmaterial (Metall/Keramik/Kunststoff) ab und ist anderseits durch verschiedene externe

Parameter beeinflusst: die Beschaffenheit der Zahnoberfläche, ihre Kontamination mit

Speichel, die vorbereitende Konditionierung, Gestalt der Bracketbasis, Art des

Adhäsivmittels, Polymerisationszeit und die Temperaturwechselbelastung (Newman, 1969).

Bei in-vitro-Studien spielt zudem die Herkunft des Zahnprüfkörpers eine Rolle. Im

nachfolgenden Abschnitt der vorliegenden Arbeit werden die Einflussparameter im Einzelnen

betrachtet.

2.1.1 Einflussfaktoren auf die Haftfestigkeit:

2.1.1.1 Untersuchte Zähne

Für in-vitro-Studien zur Bestimmung der Verbundfestigkeit zwischen Zahn und

Adhäsivmittel sollten in erster Linie humane Zähne verwendet werden. Die Fortschritte in

der präventiven und konservierenden Zahnmedizin lösen jedoch zunehmend einen Mangel an

menschlichen Zähnen für die experimentelle Arbeit aus (Nakamichi et al., 1983).

Obwohl Schweinezähne in ihrer Zusammensetzung und ihrem Strukturaufbau dem Schmelz

und dem Dentin von Humanzähnen ähneln, stellen sie bei Scher- und Zugversuchen keine

geeignete Alternative zu menschlichen Zähnen dar (Reis et al., 2004).

Ob Rinderzähne ein besserer Ersatz für humane Zähne in experimentellen Studien sein

können, wird in der Literatur kontrovers diskutiert. In den Untersuchungen von RETIEF et al.

zeigte sich eine signifikant geringere Haftfestigkeit von Adhäsiven auf Rinderzähnen im

Vergleich zu Humanzähnen (Retief et al., 1990). OESTERLE et al. geben an, dass die

Haftwerte auf Zähnen bovinen Ursprungs um 21% bis 44% verringert sind (Oesterle et al.,

1998). Im Gegensatz zu den oben genannten Untersuchungen weisen NAKAMICHI et al. keine

signifikanten Unterschiede in der Verbundkraft bei Rinder- oder Humanzähnen auf, solange

die Haftung auf die oberflächliche Dentinschicht beschränkt bleibt (Nakamichi et al., 1983).

In aktuelleren Studien von SALEH et al., REIS et al. und TITLEY et al. werden Rinderzähne als

zuverlässiger Ersatz für menschliche Zähne in kieferorthopädischen Scher- und Zugversuchen

angesehen (Reis et al., 2004; Saleh and Taymour, 2003; Titley et al., 2006).

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Seit 2009 gelten auch nach der DIN-Norm 13990 die unteren Inzisiven von zwei- bis

fünfjährigen Rindern als Alternative für menschlichen Zähne bei kieferorthopädischen Zug-

und Scherversuchen. (DIN 13990 1 und 2).

2.1.1.2 Lagerung

Das Aufbewahren von Prüfkörpern in anderen Medien als Wasser ermöglicht neben dem

Schutz vor Austrocknung eine Verringerung des bakteriellen, viralen und mykotischen

Wachstums.

Im Rahmen der konservierenden Zahnheilkunde wurde in zahlreichen Studien der Effekt des

Lagermediums auf die Bindungsstärke zwischen Kunststofffüllungen und Dentin getestet

(Goodis et al., 1993; Reitan, 1957; Titley et al., 1998). Allerdings gibt es nur wenige Studien,

die die Wirkung verschiedener Lagerungsmedien auf die Verbundfestigkeit zwischen

Brackets und Zahnschmelz untersuchen.

In einer Studie von JAFFER et al. wurden 6 verschiedene Lagerungsmedien (destilliertes

Wasser, 10% Formalin, 1% Chloramin T, 10% Chloramin T, isotonische Kochsalzlösung,

70% Ethanol) sowie die Trockenlagerung (ohne Medium) in ihrer Wirkung auf die

Verbundfestigkeit zwischen Bracket und Zahnschmelz getestet. Prüfkörper, die in 10%

Formalin gelagert wurden, zeigten statistisch signifikant erhöhte Haftfestigkeitswerte. Die

Lagerung in 70% Ethanol und Trockenlagerung führten zu den statistisch niedrigsten Werten.

In der Schlussfolgerung empfehlen die Autoren die Lagerung der Zähne in destilliertem

Wasser, in isotonischer Kochsalzlösung oder in Chloramin T und raten vor Trockenlagerung

sowie Lagerung in Formalin oder Ethanol ab (Jaffer et al., 2009).

Laut DIN-Norm sollen die als Prüfkörper verwendeten Zähne nach dem Reinigen für eine

Woche in 1% Chloramin T-Lösung gelagert werden. Eine weitere Lagerung soll im

destillierten Wasser bei 4°C und mit einem Wasserwechsel spätestens alle 2 Monate

stattfinden. (DIN 13990 1 und 2).

2.1.1.3 Schmelzkonditionierung

Die Konditionierung von gereinigtem Zahnschmelz mit Säuren dient dem stabilen Verbund

zwischen Adhäsiv und Schmelz. Durch diese Vorbehandlung kommt es zum Herauslösen von

Calciumbestandteilen aus den Schmelzprismen und damit zur Oberflächenvergrößerung durch

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Aufrauhung („Ätzprofil“) und folglich zu einer erhöhten mechanischen Retention des

Adhäsivmittels (Nguyen et al., 2011).

Ein optimales Ätzmuster ist einerseits von der Art und Konzentration des Säuremittels und

andererseits von der Applikationszeit abhängig (Hellwig et al., 2009; Wang et al., 2004).

Zur Konditionierung können Phosphorsäure, Zitronensäure, Salpetersäure und der

Komplexbildner EDTA dienen.

Phosphorsäurekonzentrationen im Bereich von 30% bis 50% haben sich als besonders nutzbar

erwiesen (Barkmeier 1987). SHINCHI et al. weisen darauf hin, dass die Konditionierung mit

Phosphorsäure einer Konzentration von weniger als 10% oder mehr als 65% die

Retentionsoberfläche vermindert und somit den Verbund zwischen Adhäsiv und

Zahnoberfläche verringert (Shinchi et al., 2000). Eine Säurekonzentration unter 30% führt zur

Ablagerung von schwerlöslichen Kristallen auf dem Zahnschmelz, welche sich nicht mit

Wasserspray entfernen lässt und somit den Verbund mit dem Adhäsivmittel behindert

(Hellwig et al., 2009). OSAWA et al. beschreiben eine zur Phosphorsäurekonzentration

proportionale Zunahme der Haftkraft von Adhäsiv am Zahnschmelz. Dieses Verhältnis nimmt

jedoch ab einer Konzentration von 40% durch Präzipitation von

Kalziumphosphatverbindungen wieder ab (Osawa, 1972).

In Hinsicht auf die Applikationszeit werden in der Literatur Werte von 15 bis 120 Sekunden

angegeben. Eine kurze Applikationszeit von unter 5 Sekunden verringert die Haftfestigkeit

des Adhäsives signifikant (Olsen et al., 1996). Eine Konditionierung von länger als 120

Sekunden führt zu einem Prismenkollaps im Zahnschmelz und dadurch zur Verschlechterung

der Haftwerte (Diedrich, 1983; Wang and Lu, 1991).

Die heutige allgemeine klinische Empfehlung bezieht sich auf eine Konditionierung mit

37%iger Phosphorsäure bei einer Applikationszeit von 30 Sekunden (Gardner and Hobson,

2001).

2.1.1.4 Kontamination und Trockenlegung

Nach der soeben beschriebenen Konditionierung sollte die Schmelzoberfläche sorgfältig von

den herausgelösten Kalziumkristallpräzipitaten gereinigt werden. Dies erfolgt mit

Wasserspray für etwa 5 Sekunden pro Zahn. In die freigelegten Poren im Zahnschmelz dringt

ein Primer ein und haftet nach der Polymerisation mikromechanisch. Der Primer verbindet

sich chemisch mit dem anschließend aufgetragenen Adhäsiv.

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Die Zahnoberfläche darf nach dem Abspülen der Säure nicht mehr verunreinigt werden. Eine

solche Kontamination führt zur Verstopfung der eröffneten Poren und zerstört das Ätzprofil,

was dann nur durch eine erneute Konditionierung der Schmelzoberfläche wiederherzustellen

wäre (Öztoprak et al., 2007; Silverstone et al., 1985). Aktuelle Forschungsarbeiten in diesem

Gebiet zeigen signifikant verringerte Haftfestigkeitskräfte nach Kontamination des angeätzten

Zahnschmelzes mit Feuchtigkeit (Jiang et al., 2010; Maia et al., 2010) oder mit Blut

(Sfondrini et al., 2011; Tachibana et al., 2011). Die Kontamination der Zahnoberfläche mit

Blut scheint den Haftverbund dabei noch stärker negativ zu beeinflussen als eine

Kontamination mit Speichel (Faltermeier et al., 2007a).

Bei der Verwendung vom hydrophoben Primer ist die Trockenlegung der Zahnoberfläche

eine Voraussetzung, um einen sicheren Verbund zu erreichen. Ist eine Trockenlegung der

Zahnoberfläche nicht möglich, sollte ein feuchtigkeitsunempfindlicher hydrophiler Primer

verwendet werden (Faltermeier et al., 2007a; Rajagopal et al., 2004).

2.1.1.5 Adhäsive

Die festsitzende kieferorthopädische Therapie verlangt, wie oben erwähnt, nur eine

schmelzadhäsive Befestigung, die für die zeitlich begrenzte Behandlungsdauer einen Verbund

zwischen der vorbehandelten Zahnschmelzoberfläche und dem Bracket herstellt.

Adhäsivsysteme unterscheiden sich in ihrer Zusammensetzung, ihren physikalischen

Eigenschaften und ihrer Aushärtungsmethode. Die am häufigsten verwendeten

Adhäsivsysteme basieren auf Kompositkunststoffen oder (kunststoffmodifizierten)

Glasionomerzementen.

Die von BOWEN im Jahr 1962 eingeführten Dimethylacrylate in Form von Bisphenol-A-

Glycidylmethacrylat (Bis-GMA) sind Hauptbestandteil moderner Komposite. Solche

Komposite sind in ihrer Dimension stabiler, schrumpfen weniger bei der Aushärtung, nehmen

weniger Wasser auf und weisen eine bessere Farbstabilität auf (Diedrich, 2000; Hellwig et al.,

2009). Die Aktivierung des Initiators kann entweder chemisch oder physikalisch ausgelöst

werden.

Man unterteilt die Kompositadhäsive daher nach ihrer Polymerisationsart in:

- Autopolymerisierende Adhäsive: Eine chemische Säure-Basis-Reaktion startet

unmittelbar nach der Mischung der zwei Komponenten (Pulver-Flüssigkeit oder Paste-

Paste) und führt zur Aktivierung des Initiators und somit zur Aushärtung des

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Adhäsives.

- Lichtpolymerisierende Adhäsive: Der UV-lichtempfindliche Initiator zerfällt durch

Kontakt mit einem kurzwelligen, energieintensiven Licht in Radikale und führt zur

Photopolymerisation.

- Dualhärtende Adhäsive: Die Aushärtung erfolgt sowohl chemisch als auch unter

Lichteinstrahlung.

Die lichthärtenden Kompositadhäsive zeigen untereinander signifikante Unterschiede. Diese

sind auf unterschiedliche Füllstoffe zurückzuführen: Stark gefüllte Komposite (wie z.B.

Transbond XT, 3M Unitek, Monrovia, USA) zeigen eine höhere Verbundfestigkeit (70 bis

80%) als niedrig gefüllte Komposite (wie z.B. Beauty Ortho Bond, Shofu Dental, Singapur)

(Faltermeier et al., 2007b).

Glasionomere zeichnen sich neben dem Vorteil, Fluoride an die Umgebung freizusetzen,

durch eine Unempfindlichkeit gegen Feuchtigkeit aus, sodass ihre Verwendung in einem

feuchten Milieu problemlos möglich ist. Ihr Nachteil gegenüber den Kompositadhäsiven liegt

in der geringeren Schmelz-Bracket-Adhäsion (Bishara et al., 1999; Compton et al., 1992;

Galindo et al., 1998; Greenlaw et al., 1989).

Eine Alternative stellen die Hybridionomere dar. Es handelt sich dabei um

kunststoffmodifizierte Glasionomerzemente, die die oben genannten Vorteile der

Glasionomerzemente mit guten mechanischen und physikalischen Eigenschaften vereinen

sollen. Vergleichsstudien, die sich mit der Verbundfestigkeit von lichthärtenden

Ionomeradhäsiven und lichthärtenden Kompositadhäsiven befasst haben, zeigen jedoch

signifikante Vorteile für Kompositadhäsive (Bishara et al., 2002; Retamoso et al., 2010;

Richter, 2016; Sfondrini et al., 2011).

Weitere Vorteile der lichthärtenden Adhäsive sind, dass sich die Brackets ohne Zeitdruck

präzise auf die Zahnoberfläche platzieren lassen und die Klebeüberschüsse ohne

Schwierigkeit mit einer Sonde entfernt werden können.

2.1.1.6 Bracketmaterialien und Bracketbasisdesign

Die Verbundkraft eines Brackets mit dem Adhäsivsystem hängt zum einem vom

Bracketmaterial und zum anderem von der Gestaltung und Größe der Bracketbasis ab (Olsen

et al., 1997; Sharma-Sayal et al., 2003; Soderquist et al., 2006; Wang et al., 2004; Willems et

al., 1997).

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Die Haftfestigkeit von Metallbrackets wurde in vielen Studien untersucht. Die

durchschnittlichen Haftwerte variierten zwischen 2,1MPa bis zu 33MPa (Bishara et al., 2006;

Bishara et al., 1999; Cozza et al., 2006; Polat et al., 2004; Sharma-Sayal et al., 2003).

In einem unserer Studie ähnelnden Versuchsaufbau untersuchten COZZA et al. fünf

verschiedene Metallbrackettypen in ihrer Haftfestigkeit auf Rinderzähnen bei Verwendung

von Transbond XT. Die Prüfmaschine (Instron Corp, Canton, USA) scherte mit einer

Vorschubgeschwindigkeit von 6mm/min ab. Die erzielten Durchschnittswerte lagen zwischen

17,9MPa und 33 MPa (Cozza et al., 2006).

In Untersuchungen von BISHARA et al. erreichten die Metallbrackets unter Scherbelastung

jedoch nur eine mittelwertige Haftkraft von 5,9MPa (Bishara et al., 2006).

Der Verbund von Metallbrackets am Zahnschmelz ist rein mechanisch und damit stark von

der Gestalt der Bracketbasis abhängig. Dieses Bracketbasisdesign beeinflusst die Verteilung

des Adhäsives sowie die Durchdringungstiefe des UV-Lichtes und somit die gleichmäßige

Verteilung der Belastung auf das Bracket (Knox et al., 2000). Neben der konventionellen

feinmaschigen Netzbasis können auch gefräste oder laserstrukturierte Basen die mechanische

Retention erhöhen (Diedrich, 2000). In einer Untersuchung von SOLE et al. zeigten Brackets

mit laserstrukturierter Basis eine doppelt so große Haftfestigkeit im Vergleich zu Brackets mit

Netzbasis (Sorel et al., 2002).

Der Haftverbund von Keramikbrackets entsteht mechanisch und/oder chemisch. Die

chemische Retention kommt durch eine Basisbehandlung mittels Silan zu Stande. In

zahlreichen Studien wird über eine höhere Haftfestigkeit der silanisierten Keramikbrackets im

Vergleich zu Keramikbrackets mit rein mechanischer Retentionsbasis berichtet (Akin et al.,

1991; Cacciafesta et al., 1998; Faltermeier and Behr, 2009; Jost-Brinkmann et al., 1992).

Diese erhöhten Haftwerte, die bis 29,2MPa erreichen können (Cacciafesta et al., 1998),

erhöhen jedoch die Gefahr von Schmelzschäden beim Entfernen der Apparatur (Årtun, 1997;

Bishara and Fehr, 1997; Jeiroudi, 1991; Storm, 1990). Aus diesem Grund wird heutzutage bei

der Herstellung von Keramikbrackets auf eine Silanisierung verzichtet. Solche nicht-

silanisierten Keramikbrackets erreichen akzeptable durchschnittliche Haftwerte zwischen

6MPa und 15,6MPa und somit vergleichbare Werte zu den Metallbrackets (Harris et al.,

1992).

Das Grundmaterial des Kunststoffbrackets ist Polycarbonat und wird meistens durch

Glasfasern oder Keramik verstärkt (Bakhtari et al., 2011; Russell, 2005). Wie im vorherigen

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Abschnitt bereits erwähnt wurde, berichteten viele Autoren von einer signifikant niedrigen

Haftfestigkeit der Kunststoffbrackets im Vergleich zu Metall- oder Keramikbrackets.

ARICI et al. verglichen die Haftfestigkeit dreier Arten ästhetischer Brackets – ein

keramikverstärktes Bracket und zwei Generationen eines Keramikbrackets mit Polycarbonat-

Basis – mit einem herkömmlichen Metallbracket. Es stellte sich heraus, dass die mittlere

Haftfestigkeit aller drei ästhetischen Brackets signifikant niedriger war als die der

herkömmlichen Metallbrackets (Arici and Regan, 1997).

AZEZULLAH et al. verglichen die Haftfestigkeit von allen drei erwähnten Bracketarten

(Metall-, Keramik- und Kunststoffbrackets) miteinander. Neben einem glasfaserverstärkten

Kunststoffbracket wurden Keramikbrackets verschiedener Hersteller (Clarity/3M,

Fascination2/ Dentaurum, Aspire/Forestadent, Inspire Ice/Ormco) und ein Metallbracket

untersucht. Das Metallbracket zeigte eine mittlere Haftfestigkeit von 10,2MPa, die

Keramikbrackets erzielten mittlere Werte von 14,7MPa für das Clarity-Bracket, 15,3MPa für

das Aspire-Bracket, 14,7MPa für das Inspire-Bracket und 19,7MPa für das Fascination2-

Bracket. Das glasfaserverstärkte Kunststoffbracket wies mit 4,17MPa die signifikant

niedrigste mittlere Haftfestikeit auf (Azezullah, 2008).

Der Haftverbund von Kunststoffbrackets am Zahnschmelz basiert wie bei Keramikbrackets

auf mechanischer und/oder chemischer Retention. Eine Kombination aus Sandstrahlen der

Kunststoffbracketbasis und Applikation von Silan-Haftvermittler sorgt für eine chemische

Retention und erhöht somit die Haftfestigkeit. GUAN et al. erreichten auf diese Art und Weise

einen durchschnittlichen Haftwert der Kunststoffbrackets von 12,3 ± 4,5MPa ohne Belastung

durch Temperatrurwechsel und 9,4 ± 2,9MPa unter Thermocycling-Belastung (Guan et al.,

2001).

Das Sandstrahlen der Bracketbasis mit Siliziumoxid oder Aluminiumoxidkristallen führt zu

einer Mikroabrasion und somit zur Oberflächenvergrößerung, welche ebenfalls zur

Verbesserung der Haftfestigkeit beiträgt. CHUNG et al. berichteten von einer signifikanten

Steigerung der Haftfestigkeit von 3,6MPa auf 20,4MPa durch die Bestrahlung der

Bracketbasis mit Aluminiumoxid (Chung et al., 2001), wobei dieser Effekt von der

Partikelgröße des Aluminiumoxides und von der Sandstrahlzeit abhängt (Arici et al., 2006).

Bei zahnfarbenen Brackets können horizontale und/oder vertikale Rillen in der Basis

zusätzlich für eine makroretentive Oberfläche und damit für eine bessere Haftfestigkeit

sorgen (Fernandez and Canut, 1999). In einer Studie von WANG et al. zeigten Brackets mit

einem kreisförmigen konkaven Rillendesign in der Basis eine größere Bindungsstärke als

15

solche mit einer Mesh-Basis (Wang et al., 2004).

Die Kapazität der Verbundfestigkeit wird außerdem durch die Größe der Bracketbasis

bestimmt. In Bezug darauf beschreiben WANG et al. ein proportionales Verhältnis zwischen

Haftkraftgröße und Größe der Bracketbasis (Wang et al., 2004). MAC COLL et al. stellen fest,

dass die ideale Bracketbasisgröße zwischen 6,82mm² und 12,35mm² liegt. Sie berichten über

eine signifikante Reduzierung der Verbundkraft bei einer Bracketbasisgröße unter 6,82mm²

(MacColl et al., 1998).

2.1.1.7 Lichtpolymerisation

Wie bereits erwähnt bestehen die Vorteile der lichthärtenden Adhäsive darin, dass die

Brackets ohne Zeitdruck präzise auf der Zahnoberfläche platziert werden können und die

Entfernung von überschüssigem Material ohne Schwierigkeit mit einer Sonde möglich ist.

Erst durch die direkte Applikation von Licht kommt es zur Aktivierung des

Polymerisationsvorganges und damit zur Aushärtung des Adhäsivs. Üblicherweise werden

Polymerisationslampen mit Halogen-, Plasma- oder mit LED-Licht eingesetzt.

Die herkömmliche dentale lichthärtende Einheit (light curing unit, LCU), die auf der

Halogentechnologie basiert, hat trotz ihrer Popularität unter den Zahnärzten mehrere

Nachteile. Halogenlampen haben eine begrenzte effektive Lebensdauer (bis zu 1000 Stunden)

und benötigen für die Aushärtung der Adhäsivmaterialien eine vergleichsweise lange

Applikationszeit (Bala et al., 2005).

Um diese Mängel der Halogenlampen zu überwinden, wurden in den 1990er Jahren neue

schnellere lichthärtende Alternativen wie beispielsweise das LED-Licht (light emitting diode),

PAC-Licht (Plasma Arc Curing) und das Hochleistungs-Halogenlicht eingeführt.

Da die LED-Technologie viele Vorteile besitzt – kurze Polymerisationszeit, relativ lange

Lebensdauer mit stabiler und effizienter Ausgabe von blauem Licht bei sparsamer

Energiemenge und minimaler Wärmeerzeugung –, hat diese Technologie in der letzten Zeit

vermehrte Anwendung in der Polymerisation von dentalen und kieferorthopädischen

Materialien gefunden (Jandt et al., 2000). RETAMOSO et al. konnten zeigen, dass sich durch

die Anwendung von LED-Lampen die Aushärtungszeit um ca. 60% der von den

herkömmlichen Halogenlampen benötigten Zeit reduziert (Retamoso et al., 2010).

Eine weitere Möglichkeit zur schnellen und effektiven Polymerisation von Dentalmaterialien

stellt das Xenonlicht dar. SFONDRINI et al. berichten, dass dieses Plasmalicht (PAC) im

16

Vergleich zu Halogenlicht-Aushärtungseinheiten für eine deutliche Reduzierung der

Aushärtungszeit von Adhäsiven sorgt, ohne ihre Scherfestigkeit zu beeinträchtigen (Sfondrini

et al., 2006). Der Nachteil dieser Technologie liegt in der erzeugten Temperaturerhöhung am

bestrahlten Zahn. Laut einer Studie von NOMOTO et al. beträgt diese bei 6 bis 9 Sekunden

langer Plasmalicht-Applikation 15°C bis 60°C. Eine Gefahr für das Pulpagewebe stellt dies

aber nicht dar (Nomoto et al., 2003).

Fortschritte in der Technologie haben es zudem ermöglicht, die Lichtleistungsdichte zu

erhöhen und damit die notwendige Beleuchtungszeit zu reduzieren, ohne die Haftfestigkeit

des Verbundes Zahnschmelz-Adhäsiv-Bracket zu beeinträchtigen. Heutzutage wird

Hochleistungs-Halogenlicht mit bis zu 3000mW/cm2 Leistungsdichte angeboten. STAUDT et

al. berichten hierfür über eine Mindestbeleuchtungszeit von 4 Sekunden, um eine klinisch

ausreichende Haftfestigkeit zu erreichen (Staudt et al., 2006).

Viele Autoren haben die Effektivität der verschiedenen lichthärtenden Einheiten und ihre

Wirkungen auf die Haftfestigkeit zwischen Bracket und Zahnschmelz untersucht.

DALL´IGUEN et al. überprüften den Effekt von LED- und PAC-Lichteinheiten auf die

Scherfestigkeit von Brackets auf Rinderzähnen. Es wurde dabei festgestellt, dass die LED-

Lampe bei 5 Sekunden Polymerisationszeit und die PAC-Lampe bei 3 Sekunden

Polymerisationszeit eine ausreichende mittlere Scherfestigkeit erzeugen, um

kieferorthopädischen Kräften standhalten zu können (Dall’Igna et al., 2011). Im selben Jahr

verglichen CEREKJA et al. ein Hochleistungs-Halogenlicht mit einer hochintensiven LED-

Lampe. Die Ergebnisse zeigten, dass die Polymerisationszeit auf 6 Sekunden mit dem

Hochleistungs-Halogenlicht und auf 10 Sekunden mit dem hochintensiven LED-Licht

reduziert werden kann, ohne die Scherkraft signifikant zu beeinträchtigen (Cerekja and

Cakirer, 2011).

2.1.1.8 Belastung durch Temperaturwechseln

Ein weiterer wesentlicher Einflussfaktor auf die Haftfestigkeit zwischen Bracket und

Zahnschmelz ist die Auswirkung des Temperaturwechsels während der Behandlungsdauer auf

die physikalischen Eigenschaften des Adhäsivmaterials. Bereits Anfang der 1980er Jahre

wurde die thermozyklische Vorbehandlung von Prüfkörpern empfohlen, um die

Temperaturwechselbelastungen in der Mundhöhle zu simulieren und somit eine bessere

17

Vergleichbarkeit der Resultate mit den Bedingungen der Mundhöhle zu erreichen

(Buonocore, 1981).

Die Temperatur in der Mundhöhle kann zwischen 5°C und 50°C schwanken (Bergström and

Varga, 1971; Draughn, 1981; Pfeiffer and Marx, 1989). Um diesen in der Mundhöhle

vorkommenden Temperaturstress möglichst realitätsnah zu imitieren, können Prüfkörper in

vitro einem Thermocycling unterzogen werden. Dabei erfolgt eine Temperaturbelastung mit

abwechselnder Kalt- und Heißflüssigkeit meistens zwischen 5°C und 55°C in 500 bis 10000

Zyklen. Die Prüfkörper werden somit einer künstlichen Alterung ausgesetzt, um die

Langzeitfestigkeit des Adhäsives testen zu können.

Schon in den 1970er Jahren wurde nachgewiesen, dass die Haftfestigkeit verschiedener

Adhäsivsysteme durch den Einfluss des Temperaturwechsels reduziert wird (Bishara et al.,

1975).

BISHARA et al. untersuchten die Auswirkung von Thermocycling auf Prüfkörper in

Scherversuchen. Dafür wurden in der ersten Gruppe 20 mit Brackets versehene humane

Zähne für 24 Stunden bei konstanter Wassertemperatur von 37°C gelagert. In der zweiten

Gruppe setzten die Autoren die Zähne 24 Stunden vor dem Scherversuch einem

Temperaturwechsel zwischen 5°C und 55°C aus. Die Ergebnisse zeigen, dass das getestete

Adhäsiv eine klinisch adäquate Scherfestigkeit bei 24 Stunden konstanter Lagerung der

Prüfkörper aufweist, aber nach dem Thermocycling etwa 80% seiner Festigkeit verliert

(Bishara et al., 2003). Mehrere aktuelle Studien bestätigen signifikant niedrigere Werte für die

Haftfestigkeit nach Temperaturwechselbelastung (Dos Santos et al., 2005; Sokucu et al.,

2010).

YAP et al. berichten über eine gesteigerte Wasserabsorption des Adhäsivs durch eine in vitro

durchgeführte Temperaturwechselbelastung. Diese Wasseraufnahme könnte ein Grund für die

Reduzierung der Verbundkraft sein, da die chemische Bindungskraft zwischen den

Polymerketten reduziert wird und entsprechend die mechanischen Eigenschaften verringert

werden (Rantala et al., 2003). Eine weitere Ursache könnten Unterschiede zwischen den

Expansionskoeffizienten vom Bracket, Zahn und Adhäsiv sein (Daub et al., 2006). Durch

diese führen die Temperaturschwankungen in der Mundhöhle zu Spannungen zwischen Zahn

und Adhäsiv sowie zwischen Adhäsiv und Bracket und somit zur Belastung des Verbundes

zwischen Zahn und Bracket (Daub 2006).

18

2.2 Torsionsstabilität der Kunststoffbrackets

Das Ziel einer orthodontischen Behandlung ist die Änderung der Zahnposition innerhalb des

Alveolarfortsatzes durch gezielte Kraftapplikation. Diese mittels einer orthodontischen

Apparatur erzeugte Kraft lässt sich als Produkt aus Masse und Beschleunigung errechnen:

F= m x a (Maßeinheit Newton N= kgm/s2)

Da der Zahn im Parodont aufgehängt ist, handelt es sich hierbei um einen gestützten starren

Körper. Im Gegensatz zum starren Körper spricht man beim gestützten starren Körper nicht

mehr von einem Massenschwerpunkt, sondern von einem Widerstandszentrum.

Das Widerstandszentrum eines Zahnes ist von der Form und Größe der Zahnwurzel sowie

von der Beschaffenheit des umgebenden Gewebes abhängig. In der Literatur wird die Lage

des Widerstandszentrums bei einem einwurzligen Zahn etwa im Übergang vom oberen zum

mittleren Wurzeldrittel angegeben. Bei einem mehrwurzligen Zahn liegt das

Widerstandszentrum ca. 1 bis 2 mm apikal von der Wurzelfurkation (Burstone et al.1980).

Wenn ein Kraftangriff durch das Widerstandszentrum führt, findet eine

Translationsbewegung statt. Diese Bewegung umfasst das seitlich parallele Versetzen der

Zahnlängsachse sowie die Bewegungen des Zahnes entlang seiner Längsachse.

Liegt der Ansatzpunkt der Kraft unter- oder oberhalb des Widerstandzentrums, entsteht

zusätzlich ein Drehmoment, dessen Größe sich aus Kraft und Kraftarm (r = senkrechter

Abstand zum Widerstandszentrum) ergibt:

M= F x r (Maßeinheit Nmm)

Das Drehmoment verursacht eine kippende Bewegung des Zahnes um das Rotationszentrum,

eine sogenannte Rotationsbewegung. Die Lage des Rotationszentrums variiert in

Abhängigkeit vom applizierten Drehmoment-Kraft-Verhältnis. Die resultierende

Zahnbewegung besteht in diesem Fall aus zwei Komponenten: aus einer translatorischen und

einer rotatorischen Bewegung. Man unterscheidet folgende Kippformen:

- Unkontrollierte Kippung: Der Kraftansatzpunkt liegt oberhalb des

Widerstandszentrums. Das Verhältnis Drehmoment/Kraft liegt bei null (M/F=0). Das

Rotationszentrum befindet sich 1 - 2mm apikal des Widerstandszentrums. Somit

bewegt sich die Krone in eine Richtung und die Wurzel in die entgegengesetzte

Richtung.

- Kontrollierte Kippung (Kronentorque): hierbei erfolgt der Kraftangriff ebenfalls

koronal vom Widerstandszentrum. Das Verhältnis Drehmoment/Kraft ist jedoch

kleiner als der Abstand zwischen dem Kraftansatzpunkt und dem Widerstandszentrum

19

M/F < r. Das Rotationszentrum liegt nun am Apex. Die Krone des Zahnes bewegt sich

in eine Richtung, wobei die Wurzel an einer Gegenbewegung gehindert wird.

- Reine Wurzelbewegung (Wurzeltorque): Der Kraftansatzpunkt ist apikal des

Widerstandszentrums und das Verhältnis Drehmoment/Kraft ist M/F > r. Dadurch ist

das Rotationszentrum nach inzisal verlagert. Die Wurzel bewegt sich in eine Richtung,

wobei die Krone unbewegt bleibt.

Bei der Durchführung einer Tip-Bewegung (unkontrollierte Zahnkippung in mesiodistaler

Richtung um die Zahnlängsachse) oder Torque-Bewegung entsteht im Bracketslot eine

Spannung durch den Klemm-Effekt zwischen Bracket und Bogen. Diese führt zu einer

elastischen und möglicherweise zu einer plastischen Verformung des Bracketmaterials. Eine

elastische Verformung bedeutet, dass das Bracket zu seiner ursprünglichen Form zurückkehrt

sobald die Spannung beseitigt wurde. Wird die Spannung größer als die elastische Grenze des

Bracketmaterials, nimmt die Verformung einen plastischen Charakter an und das Bracket

bricht ab. Um dieser erzeugten Spannung standhalten zu können und die Kraft vom Bogen

effektiv auf den Zahn zu übertragen, müssen die Brackets vor allem im Slotbereich eine

gewisse Bruchfestigkeit besitzen.

Neben der geringeren Haftfestigkeit und der Neigung zur Wasseraufnahme und zur

Verfärbung gehören die mangelhafte Torsionsbelastbarkeit und Bruchfestigkeit der

Kunststoffbrackets zu den Hauptproblemen dieses Systems. Manche Autoren schlagen

deshalb vor, die Anwendung der Polycarbonatbrackets auf Situationen zu beschränken, in

denen nur ein minimaler Wurzeltorque erforderlich ist und eine kurze Behandlungszeit

erwartet werden kann (Winchester, 1992).

Aufgrund von Materialermüdung zeigen die Kunststoffbrackets in vielen Studien eine

übermäßige Verformung des Bracketslots, wenn kieferorthopädische Kräfte durch den Bogen

auf das Backet ausgeübt werden:

MATSUI et al. untersuchten unter Verwendung der digitalen Bildkorrelationsmethode die

Verformung der Bracketflügel verschiedener ästhetischer Brackets im Slotbereich bei gleicher

Aktivierung des Drahtbogens in mesiodistaler Richtung und schlussfolgerten, dass diese bei

Kunststoffbrackets innerhalb von 0,2% liegt und bei Keramik- und Metallbrackets

vernachlässigbar ist. Polycarbonatbrackets mit Edelstahlslot zeigten dabei signifikant kleinere

Versetzungen als solche ohne Metallslot (Matsui et al., 2015).

ALKIRE et al. Untersuchten in vitro das Torsionsdeformationsverhalten von vier

Kunststoffbrackets, einem Metall- und einem Keramikbracket. Ein Ausleger aus 0,021 x

20

0,025 inch-Edelstahldraht wurde zu einem gleicharmigen Dreieck (20mm) gebogen, wobei

die Basis in den Bracketslot (0,021 inch x 0,028 inch) gelegt und mit einer Drahtligatur

befestigt wurde. An der Spitze des Dreieckes wurde ein Gewicht von 100g eingehängt, um

ein Drehmoment von 2000gmm zu erzeugen. Die Apparatur wurde für 28 Tage in einem 30ºC

warmen Wasserbad gelagert. Die Messungen des Winkels am Ausleger wurden zu

verschiedenen Zeitpunkten (1 bis 28d) durchgeführt. Die Kunststoffbrackets ohne Metallslot

zeigten gegenüber denjenigen, die mit einem Metallslot verstärkt waren, als auch gegenüber

den Metall- und Keramikbrackets signifikant mehr Deformation. Die Deformation der Metall-

, Keramik- und metallslotverstärkten Kunststoffbrackets wurde hingegen als klinisch nicht

bedeutsam beurteilt (Alkire et al., 1997).

FELDNER et al. untersuchten die durch Torquebelastung entstehende Deformation

verschiedener Modifikationen von Polycarbonat-Brackets (reine Polycarbonat-Brackets und

keramikverstärkte Polycarbonat-Brackets, jeweils mit und ohne Metallslot). Im Vergleich zu

Metallbrackets aus rostfreiem Stahl zeigten alle Kunststoffbrackets eine signifikant höhere

Verformung, wobei das Ausmaß der Verformung für keramikverstärkte Polycarbonat-

Brackets mit Metallslot am geringsten war. Die Autoren schlussfolgerten daraus, dass

Polycarbonat-Brackets nur mit Metallslot klinisch in der Lage sind, Zähne ausreichend zu

torquen (Feldner et al., 1994).

Auch SADAT-KHONSARI et al. untersuchten in ihrer Studie das Verhalten verschiedener

Kunststoffbrackets unter Torquebelastung verglichen mit einem Metallbracket. Die

Mittelwerte für das Drehmoment, bei dem die plastische Verformung begann, variierten

zwischen 15,22Nmm für das keramikverstärkte Kunststoffbracket und 35,69Nmm für das

Kunststoffbracket mit Metallslot. Laut Autoren bewirkt der Zusatz von Keramik- oder

Glasfaserpartikeln demzufolge keine Verbesserung der elastischen Eigenschaften von

Kunststoffbrackets unter Torquebelastung. Nur die Eingliederung eines Metallslots könne zu

einer signifikanten Verbesserung führen, damit Kunststoffbrackets für die klinische

Anwendung geeignet sind (Sadat-Khonsari et al., 2004). HARZER et al. bestätigen diese

Aussage: Auch sie konnten deutlich höhere Torqueverluste und geringere Torquewerte der

Kunststoffbrackets gegenüber Metallbrackets feststellen (Harzer et al., 2004).

In der Dissertation von MEE-YOEN RO wurden selbstligierende Kunststoffbrackets

verschiedener Hersteller in ihrer Dimensionstabilität unter Torquebelastung verglichen:

selbstligierende Kunststoffbrackets mit Metallslot und selbstligierende glasfaserverstärkte

Kunststoffbrackets zeigten dabei die höchste Torquestabilität. Die klinische Verwendung

21

glasfaserverstärkter und passiv selbstligierenden Polycarbonatbrackets wurde hingegen

aufgrund signifikant niedriger Torquefestigkeit infrage gestellt (Mee-Yoen 2006).

AJITH et al. untersuchten die physikalischen Eigenschaften von drei verschiedenen Arten

ästhetischer Brackets: Keramikbrackets, silikatverstärkte Kunststoffbrackets und

Polycarbonat-Brackets mit metallverstärkten Slot. Der Torsionswiderstand der Brackets bei

Aktivierung von Bogendrähten in der zweiten und dritten Ordnung war bei allen

ausgewählten Brackets mehr als ausreichend, um einer kieferorthopädischen Belastung

standzuhalten (Ajith et al., 2013).

3 Zielsetzung und Hypothesen

Die Ermüdung der verwendeten Materialien in der Multibracketbehandlung wird unter

anderem von der Behandlungsdauer beeinflusst. Die durchschnittliche Haltbarkeit

konfektionierter Kunststoffbrackets beträgt nach eigener klinischer Erfahrung ca. ein Jahr.

Durch eine Individualisierung der Behandlungsapparatur ist nicht nur die Optimierung des

Behandlungszieles möglich, sondern auch eine Verkürzung der Behandlungsdauer, wodurch

die Materialermüdung begrenzt werden kann.

In einer Pilotstudie von KREY et al. wurde die klinische Verwendbarkeit individualisierter

CAD/CAM-gefertigter Brackets bereits getestet (Krey et al., 2016). Ziel der vorliegenden

Studie ist es, die mechanischen Parameter solcher 3D-gedruckten Kunststoffbrackets nach

einer mittels Thermocycling simulierten künstlichen Alterung (1 Jahr Alterung) zu prüfen.

Im Einzelnen sollen folgende Fragen untersucht werden:

- Welche Scherhaftfestigkeit am Zahnschmelz weisen die 3D-gedruckten Brackets nach

einer simulierten Alterung (Thermocycling) auf?

- Welche Torsionsstabilität zeigen die 3D-gedruckten Brackets nach einer simulierten

Alterung (Thermocycling)?

4 Material und Methoden

22

4.1 Material

4.1.1 Zähne

Für die Durchführung von Scher- oder Zugfestigkeitsuntersuchungen sind laut DIN 13990

entweder humane dritte Molare oder permanente untere Inzisivi von jungen Rindern im Alter

zwischen 2 bis 5 Jahren zu verwenden. Die bovinen Unterkieferinzisiven haben eine geringe

bukkale Krümmung und weisen somit eine optimale Bedingung für das Kleben von Brackets

auf.

In unserer Studie wurden für die Herstellung der Prüfkörper 120 entsprechende Rinderzähne

der Firma Rocholl (Aglasterhausen, Deutschland) hinzugezogen. Die Kronen der Zähne

wurden, nachdem die Zähne schonend extrahiert und vom Restgewebe befreit wurden, unter

Wasserkühlung von den Wurzeln durchtrennt und das Pulpagewebe entfernt. Vor der

Lieferung wurden die Zähne mit einer bakteriostatischen Desinfektionslösung (1,0%-igem

Chloramin T-Trihydrat) eine Woche lang desinfiziert. Nach dem Spülen mit klarem

Leitungswasser wurden die Zähne in einem Plastikbehälter mit 0,5%-igem Chloramin T

gelagert und an uns geliefert. Nach der Zustellung an uns wurden die Zähne wiederum mit

Leitungswasser gespült und in Glasbehälter mit destilliertem Wasser umgelagert. Die Zähne

wurden bis zum Zeitpunkt der Versuchsdurchführung im Kühlschrank bei 2° bis 4° C

aufbewahrt. Der Lagerzeitraum bis zu den erfolgten Untersuchungen betrug höchstens zwei

Monate.

4.1.2 Brackets

Folgende Bracketsysteme wurden auf ihrer Haftfestigkeit geprüft:

- 3D-gedruckte Brackets mit einer glatten Basis, die mit Aluminumoxidkristallen (50µm

Körnergröße) sandgestrahlt wurde (mikroretentive Basis) (Abb. 1).

- 3D-gedruckte Kunststoffbrackets mit Retentionsrillen in der Basis (makroretentive

Basis) (Abb. 2).

- Als Kontrollgruppe dienten konventionell hergestellte Polyoxmethylenbrackets

(Brilliant Brackets, Forestadent, Pforzheim, Deutschland) (Abb. 3).

23

seitliche Aufnahme Ansicht von Oben Ansicht der Basis Vergrößerung der Basis

Abb. 1: Das 3D-gedruckte Bracket mit mikroretentiver Basis.

seitliche Aufnahme Ansicht von Oben Ansicht der Basis Vergrößerung der Basis

Abb. 2: Das 3D-gedruckte Bracket mit makroretentiver Basis.

seitliche Aufnahme Ansicht der Basis Vergrößerung der Basis

Abb. 3: Das konventionelle Brilliant-Bracket (Forestadent, Pforzheim, Deutschland).

4.1.2.1 CAD/CAM-gefertigte Brackets (3D- gedruckte Brackets)

Zur CAD-Konstruktion der 3D-gedruckten Brackets wurde die Software Onyx Ceph 3D Lab

(Image Instruments GmbH, Chemnitz, Deutschland) verwendet.

Nach dem Export digitaler Modelldaten aus dem Intraoralscanner Omnicam Ortho (Dentsplay

Sirona, Wals, Österreich) in die Software und einer Optimierung der gescannten Modelldatei

wurden die virtuellen Modelle ausgerichtet und gesockelt (Abb. 4).

24

Abb.4: Aus dem Intraoralscan konstruiertes 3D-Arbeitsmodell mit Hufeisensockel.

Nun erfolgte eine Segmentierung der Zähne und eine synthetische Errechnung der Wurzel für

die einzelne Zähne. Beim Vorhandensein von CT- oder DVT-Daten konnten die Wurzeln der

realen Position und Achsenstellung nachgebildet werden. Im nächsten Schritt wurde das Ziel-

Set-up geplant (Abb. 5). Hierbei wurden die Zähne unter Berücksichtigung der biologischen

Grenzen der Unterkieferknochenstruktur sowie des Kontakts zu den Nachbarzähnen und

Antagonisten in allen 3D-Ebenen (sagittal, vertikal, horizontal) ausgerichtet. Die metrischen

Angaben zur geplanten Zahnbewegung und benötigten approximalen Schmelzreduktion für

jeden einzelnen Zahn können im klinischen Fall genau ermittelt werden.

Abb. 5: Simuliertes Ziel-Set-up.

Anschließend wurden die in der Software hinterlegten konstruierten Bracketgrundkörper auf

den Zähnen im geplanten Zielmodell positioniert. Die CAD-Konstruktion des

Bracketgrundkörpers erfolgte in FreeCad 0,16 (freecadweb.org) ausgehend von einer 2D-

Skizze, die in eine 3D-Zeichnung überführt wurde. Unter Berücksichtigung der von

MACCOLL et. al für ein günstiges Adhäsivverhältnis empfohlenen Basisgröße wurde eine

Basisfläche von 3 x 4mm (12mm²) gewählt (MacColl et al., 1998), was ungefähr der

25

Basisfläche der Oberkiefer 1er Brilliant-Brackets (Bracket der Vergleichgruppe 3) entspricht.

Die Dicke des Brackets betrug zwischen 1,5mm und 2mm, um ein möglichst flaches Design

zu gewährleisten. Die Slotgröße lag bei 0,56 x 0,73mm.

Abb. 6: Die Konstruktion des Bracketgrundkörpers.

Im klinischen Fall bestünden bei dem hier gezeigten digitalen Workflow nun noch weitere

Möglichkeiten: Die auf dem virtuellen Zielmodell positionierten Brackets können auf das

Ausgangsmodell übertragen werden (Abb. 7), um aus der Diskrepanz zur Zahnoberfläche eine

individualisierte Bracketbasis für jeden einzelnen Zahn zu errechnen (Abb. 8). Für eine

genaue Übertragung im Mund des Patienten kann eine Positionierungsschiene (Klebetray)

erzeugt werden (Abb. 9). In/Out-Biegungen zur Kompensation von Bracketdicken über 2mm

können dank errechneter Übertragungsschablonen in idealer Bogengeometrie genau gebogen

werden (Abb. 10).

Abb. 7: Die Brackets auf den FA-Punkten platziert.

26

Abb. 8: individualisierte Brackets als STL-Datei.

Abb. 9: STL-Datei der Positionierungsschiene.

Abb. 10: eine Übertragungsschablone für die Biegung der idealen Bogen.

Da es sich in der vorliegenden Arbeit jedoch um eine in-vitro-Studie zur Haftfestigkeit der

3D-gedruckten Brackets auf standardisierten Prüfkörpern handelt, wurde auf die

Individualisierung der Bracketbasis und die Anfertigung von Übertragungshilfen verzichtet.

Die STL-Datei der Brackets wurde an die Software Netfab Prof. 4.5 von der SHERAeco-Print

30 (SHERA Werkstoff-Technologie GmbH & Co. KG, Lemförde, Deutschland) (Abb. 11)

27

exportiert und der vorliegende Datensatz nach Aufrichtung und Duplikation auf ein Gitter (30

x 17 x 0,3mm) auf der Bauplattform platziert (Abb. 12).

Abb. 11: SHERAeco-Print 30 (SHERA Werkstoff-Technologie GmbH & Co. KG, Lemförde,

Deutschland).

Abb. 12: Bauraum mit konstruierten Brackets auf einem Baugitter.

Der 3D-Druck erfolgte mit dem SHERAeco-Print 30 in einer Schichtdicke von 50µm aus

SHERAprint ortho Plus (Shera Werkstoff-Technologie, Lemförde, Deutschland). Es handelt

sich hierbei um ein biokompatibles, lichthärtendes, klares Kunststoffmaterial auf

28

Methacrylatbasis, das als Medizinprodukt Klasse IIa zertifiziert ist und den einschlägigen EN-

ISO-Standards entspricht.

Vor der endgültigen Nachhärtung wurden die Restmonomere in einem

Ultraschallreinigungsbad (90% Alkohol) für 2 x 2min entfernt. Die Nachhärtung erfolgte

gemäß der Herstellervorgaben unter Stickstoff-Schutzatmosphäre (1,5bar) mit 3000 Blitzen

(10/sec mit 200 Watt) bei 280 bis 580nm (Otoflash G171, NK Optik, Baierbrunn

Deutschland) in zwei Zyklen (Abb. 13).

Abb. 13: Gedruckte Brackets auf einem Gitter während der Nachhärtung.

Um die Auswirkungen einer mikroretentiven Basis mit denen einer makroretentiven Basis auf

die Scherhaftfestigkeit von 3D-gedruckten Brackets vergleichen zu können, wurden bei der

CAD-Konstruktion zwei unterschiedliche Designs gewählt. Beim ersten Design wurde auf die

Makroretentionen in der Basis verzichtet, dafür wurde die Bracketbasis mit

Aluminiumoxidkristallen (50µm) für 3 Sekunden sandgestrahlt (Airsonic Mini Sandblaster,

Hager und Werken, Duisburg, Deutschland) (Abb. 14), um eine mikroretentive Basis zu

schaffen (Abb. 15).

29

Abb. 14: Aluminiumoxid-Pulver und Sandstrahlgerät (Hager und Werken GmbH, Duisburg,

Deutschland).

Abb. 15: ein 3D-gedrucktes Bracket mit mikroretentiver Basis

links virtuelle STL-Datei, rechts fertig gedruckt.

Im zweiten Design wurden extra Retentionsrillen in der Basis konstruiert, um eine

makroretentive Basis zu erstellen (Abb. 16).

Abb. 16: ein 3D-gedrucktes Bracket mit makroretentiver Basis

links virtuelles STL-Datei, rechts fertig gedruckt.

4.1.2.2 Brilliant-Brackets

Die konventionellen Kunststoffbrackets der Vergleichsgruppe (Brilliant-Brackets Forestadent,

Pforzheim, Deutschland) werden aus Polyoxymethylen hergestellt. Die Basis (13,5mm²

Fläche) besitzt mechanische Retentionsklötze und sorgt laut Hersteller für eine gute Haftung

am Zahn (Abb. 17).

30

Abb. 17: Brilliant-Bracket (Forestadent, Pforzheim, Deutschland). Die Basis besitzt eine Größe von 13,5mm².

4.1.3 Konditioner

Zur Konditionierung der Zahnschmelzoberfläche wurde die konventionelle Säure-Ätz-

Technik angewendet. Als Ätzmittel diente 37%-ige Phosphorsäure (Scotchbond Universal

Etchgel, 3M Unitek, Monrovia, USA) (Abb. 18).

Abb. 18: Scotchbond Universal Etchgel (3M Unitek, Monrovia, USA).

4.1.4 Adhäsivsystem

Zur Standardisierung der Versuchsgruppen wurde bei allen Brackettypen das gleiche

lichthärtende Adhäsivsystem verwendet (Transbond XT, 3M Unitek, Monrovia, USA) (Abb.

19). Der Primer enthält einen hohen Bis-GMA-Anteil und keine Füllstoffe, um eine gute

Penetration in den Spalten der angeätzten Schmelzoberfläche zu gewährleisten (Abb. 20). Die

Adhäsivpaste setzt sich aus Bis-GMA, Bis-EMA und bis zu 80% Füllstoffen (Quarz)

zusammen.

31

Abb. 19: Transbond XT(3M Unitek, Monrovia, USA).

Abb. 20: Transbond Cure Adhesive Primer (3M Unitek, Monrovia, USA).

4.1.5 Polymerisationslampe

Die Aushärtung des Adhäsivsystems erfolgte mit einer LED-Lampe (Bluephase 20i, Ivoclar

Vivadent, Schaan, Liechtenstein) (Abb. 21).

Abb. 21: LED-Lampe Bluephase 20i (Ivoclar Vivadent, Schaan, Liechtenstein).

Laut Hersteller hat die Bluephase-Lampe eine Wellenlänge von 385nm bis 515nm undeine

Leistung von 2000 - 2200mW/cm2. Die Bestrahlung des Adhäsives führt zum Zerfallen des

32

Photoinitiators in Radikale, welche den Polymerisationsvorgang auslösen.

4.1.6 Drahtbogen und Drahtligaturen

Für die Durchführung der Torsionsstabilitätsuntersuchung wurden Stahlbögen aus

Stangendraht mit einem 0,019 inch x 0,025 inch Querschnitt verwendet (Smile Dental GmbH,

Düsseldorf, Deutschland). Die 3D-gedruckten Brackets wurden am Stahlbogen mit 0,10 inch

Stahlligaturen fixiert (Forestadent, Pforzheim, Deutschland) (Abb. 22).

Abb. 22: Drahtligatur 0,010 inch (Forestadent, Pforzheim, Deutschland).

4.2 Methode

4.2.1 Herstellung der Prüfkörper für die Scherhaftfestigkeitsversuche

Das Studienprotokoll der vorliegenden Arbeit orientiert sich an der Dissertation von

MUSABEGOVIC (Musabegovic, 2011) und wurde gemäß der Anforderungen der DIN13990-1

und DIN13990-2 durchgeführt.

Für die Herstellung der Prüfkörper der Scherhaftfestigkeitsversuche dienten Silikonformen

mit 10 identischen würfelförmigen Vertiefungen. Um die im späteren Vorgang zu beklebende

bukkale Zahnoberfläche der Rinderzähne zu isolieren, wurden die Grundflächen der Würfel

mit einer ca. 1mm dicken Schicht aus Abdruckmasse bedeckt (Abb. 23). Anschließend

wurden die einzelnen Zähne, mit der bukkalen Fläche nach unten gerichtet, leicht in die

Abdruckmasse innerhalb der Silikonformen gedrückt.

33

Abb. 23: Silikonform mit 10 identischen Würfelformen für die Herstellung der Prüfkörpern.

Die Silikonform wurde danach mit einem schnellhärtenden 2-Komponenten-Einbettmittel auf

Basis von hochvernetztem Methylmethacrylat (Technovit 4071, Heraeus-Kulzer, Wehrheim,

Deutschland) (Abb. 24) aufgefüllt, sodass die Rinderzähne bis auf die isolierte bukkale Fläche

komplett umschlossen waren (Abb. 25). Um die Reaktionswärme des exotherm abbindenden

kaltpolymerisierenden Kunststoffes abzufangen, wurden die Prüfkörper nach kurzem

Anziehen der Einbettmasse aus den Formen entnommen und in ein kaltes Wasserbad

eingetaucht. Nach 4 bis 6 Minuten war die Einbettmasse komplett ausgehärtet und die

Prüfkörper konnten aus dem Wasserbad entnommen werden.

Abb. 24: 2-Komponenten-Einbettmittel Technovit 4071 (Heraeus-Kulzer, Wehrheim, Deutschland).

34

Abb. 25: Silikonform mit eingebetteten Rinderzähnen in Technovit 4071 (Heraeus-Kulzer, Wehrheim,

Deutschland).

Die Isoliermasse wurde manuell und mithilfe von Wasserspray von der zu beklebenden

Zahnoberfläche der Prüfkörper entfernt. Überstehende Kanten der ausgehärteten Einbettmasse

wurden an allen Würfelseiten mit einem Modelltrimmer entfernt, um eine Behinderung in der

späteren Prüfung zu vermeiden.

Zur weiteren Reinigung der Schmelzoberfläche wurde eine fluoridfreie Polierpaste (Super

Polish, Kerr, Bieberach, Deutschland) (Abb. 26) verwendet. Das Polieren fand mittels einer

rotierenden Bürste im Winkelstück mit niedriger Drehzahl von 5000 Drehungen/Minute für

10 Sekunden pro Prüfkörper statt. Anschließend wurde die gereinigte Fläche gründlich mit

Wasser abgespült.

Abb. 26: Fluoridfreie Polierpaste Super Polish (Kerr, Bieberach, Deutschland).

Die 120 Prüfkörper wurden in drei Gruppen von jeweils 40 Prüfkörper aufgeteilt. An den

ersten 40 Prüfkörper wurden die 3D-gedruckten Brackets mit mikroretentiver Basis

(sandgestrahlt) befestigt. Die Prüfkörper der zweiten Gruppe wurden mit den 3D-gedruckten

Brackets mit makroretentiver Basis (Rillen) beklebt. Als Kontrollgruppe dienten die

restlichen 40 Prüfkörpern, die mit konventionell hergestellten Kunststoffbrackets (Brilliant

Brackets Forestadent, Pforzheim, Deutschland) beklebt wurden. Um eine gleichmäßige

35

Bracketplatzierung zu gewährleisten, wurde auf allen Prüfkörpern auf der gleichen Höhe eine

Bleistiftmarkierung gesetzt (Abb. 27).

Abb. 27: Ein eingebetteter Zahn mit Bleistiftmarkierung für eine gleichmäßige Bracketplatzierung.

Anschließend erfolgte unterhalb der Markierung die Konditionierung des gereinigten

Zahnschmelzes mit 37%-iger Phosphorsäure (Scotchbond Universal Etchgel, 3M Unitek,

Monrovia, USA) (Abb. 28). Nach 30 Sekunden wurde das Ätzgel 10 Sekunden lang mit

Wasserspray weggespült und die Zahnoberfläche mit ölfreier Druckluft getrocknet. Nach

gegebenenfalls notwendiger Auffrischung der Bleistiftmarkierung, wurde jeglicher Kontakt,

der zu einer Verunreinigung der Fläche geführt hätte, vermieden.

Abb. 28: Konditionierung der zu beklebenden Zahnfläche mit Scotchbond Universal Etchgel (3M

Unitek, Monrovia, USA).

Auf die konditionierte Zahnoberfläche wurde nun der Primer (Transbond Cure Adhesive

Primer, 3M Unitek, Monrovia, USA) mit einem kleinen Pinsel in einer dünnen Schicht

aufgetragen, mit ölfreier Druckluft vorsichtig verblasen und anschließend für 5 Sekunden

polymerisiert (Bluephase 20i, Ivoclar Vivadent, Schaan, Liechtenstein). Die Basis des

Brackets wurde ebenso mit einer dünnen Schicht Primer eingepinselt und anschließend das

Adhäsiv (Transbond XT, 3M Unitek, Monrovia, USA) appliziert. Das Bracket wurde

36

sorgfältig unterhalb der Bleistiftmarkierung platziert und in der endgültigen Position fest

angedrückt.

Die Überschüsse des Adhäsives wurden vorsichtig mit einer zahnärztlichen Sonde entfernt.

Die Polymerisation erfolgte von mesial und distal in einem Abstand von ca. 3mm für jeweils

5 Sekunden im Turbomodus (Abb. 29-30).

Abb. 29: 3D-gedrucktes Bracket auf einem in Kunststoff eingebetteten Zahn.

Abb. 30: Brilliant-Bracket auf einem in Kunststoff eingebetteten Zahn.

Nach den geschilderten Klebevorgängen wurden alle Prüfkörper (Gruppe 1 bis 3) für

mindestens 24 Stunden bei 37ºC in destilliertem Wasser gelagert.

4.2.2 Herstellung der Prüfkörper für die Torsionsstabilitätsversuche

Zur Durchführung der Torsionsstabilitätversuche wurden mit der Software Freecad 0.16

(www.freecadweb.org) spezielle Prüfkörper entworfen, die den bereits in den Scherversuchen

verwendeten Bracketgrundkörper (als Standard Edgewise-Bracket mit 22 inch Slotgröße (0,56

x 0,73mm), Torque 0°, und Tip 0°) um eine Haltevorrichtung erweitern. Dafür wurde die

Bracketbasis je nach Versuchsart in einer L- bzw. Kreuz-Form verlängert.

37

Die Grundform des Prüfkörpers für die Untersuchung der Torquestabilität (Prüfkörper 1)

entspricht einer L-Form mit einem langem Arm (A) und einem senkrecht dazu ausgerichteten

Arm (B). Die Länge des Arms A (16mm) stellt den Abstand zwischen Bracketslot und

Kraftansatzpunkt dar. Der senkrechte Arm B verhindert das Wegrutschen des Druckbügels

und hält damit die Kraftarmlänge während des Versuchs konstant (Abb. 31).

Abb. 31: (Prüfkörper 1) Konstruktion des Prüfkörpers für die Torquestabilitätsuntersuchung mit einem

langen Arm (A) und einem senkrechtem Arm (B).

Zur Untersuchung der Tipstabilität wurde der Prüfkörper in Kreuz-Form konstruiert

(Prüfkörper 2). Die Länge des Armes A und B beträgt jeweils 9mm und stellt somit den

Abstand vom Bracketslot zum Kraftansatzpunkt dar. Der senkrechte Arm (C) verhindert das

Wegrutschen des Druckbügels und hält somit den Kraftarm während der

Versuchsdurchführung konstant (Abb. 32).

Abb. 32: (Prüfkörper 2) kreuzförmige Konstruktion des Prüfkörpers für die Tipstabilitätsuntersuchung

mit Arm A, B und C.

Die STL-Datei der Prüfkörper wurde an die Software Netfab Prof. 4.5 (SHERAeco-Print 30,

Shera Werkstoff-Technologie, Lemförde, Deutschland) exportiert und der vorliegende

38

Datensatz nach Aufrichtung und Duplikation auf ein Gitter (30 x 17 x 0,3mm) auf der

Bauplattform platziert.

Der 3D-Druck erfolgte in einer Schichtdicke von 50µm aus SHERAprint ortho Plus (Shera

Werkstoff-Technologie, Lemförde, Deutschland). Es handelt sich hierbei um ein

biokompatibles, lichthärtendes, klares Kunststoffmaterial auf Methacrylatbasis, das als

Medizinprodukt Klasse IIa zertifiziert ist und den einschlägigen EN-ISO-Standards

entspricht.

Vor der endgültigen Nachhärtung wurden die Restmonomere in einem

Ultraschallreinigungsbad (90% Alkohol) für 2x 2min entfernt. Die Nachhärtung erfolgte

gemäß der Herstellervorgaben unter Stickstoff-Schutzatmosphäre (1,5bar) mit 3000 Blitzen

(10/sec mit 200 Watt) bei 280 bis 580nm (Otoflash G171, NK Optik, Baierbrunn

Deutschland) in zwei Zyklen. Für jede Gruppe wurden jeweils 20 Prüfkörper hergestellt

(Abb.33).

(Prüfkörper 1) für die Torqueuntersuchung (Prüfkörper 2) für die Tipuntersuchung

Abb. 33: 3D-gedruckte Prüfkörper

4.2.3 Thermozyklierung

Unmittelbar vor Durchführung der Scherhaftfestigkeitsversuche bzw. der

Torsionsstabilitätsversuche wurden alle Prüfkörper einer Temperaturwechsel-Vorbehandlung

im Thermocycler THE-1100 (SD Mechatronik, Feldkirchen-Westerham, Deutschland)

unterzogen (Abb. 34). Dieses Vorgehen dient der künstlichen Alterung der Prüfkörper, um

somit den Zustand der Brackets nach 1 Jahr Verweildauer in der Mundhöhle zu simulieren.

Die Wassertemperatur des Kaltbads betrug 5°C, während das Wärmebad eine Temperatur

von 55°C aufwies. Die Zyklenzahl betrug 1000 Zyklen mit 30 Sekunden Verweilzeit in jedem

Bad und einer Abtropfzeit von 5 Sekunden zwischen den Bädern. Im Zeitraum nach der

Thermozyklierung bis zur Durchführung der Messungen wurden die Prüfkörpern für maximal

39

24 Stunden bei 37°C in destilliertem Wasser aufbewahrt.

Abb. 34: Thermowechselbad (THE-1100, SD Mechatronik, Feldkirchen-Westerham, Deutschland) zur

künstlichen Alterung der Prüfkörper.

4.2.4 Durchführung der Scherhaftfestigkeitsversuche

Messgröße dieser Versuchsreihe war die Druckscherkraft, die zum Versagen des

Adhäsivverbundes zwischen Zahnschmelz und Bracket führte.

Es wurden drei Versuchsvorgänge (ein Versuchsvorgang pro Gruppe) durchgeführt.

Die Abscherung erfolgte mit einer Universalprüfmaschine (Zwick BZ050/TH3A, Zwick

Roell, Ulm, Deutschland) (Abb. 35).

40

Jeder Prüfkörper wurde in dem justierbaren Spannblock eingespannt und so ausgerichtet, dass

die Inzisalkante des Zahnes nach oben zeigte mit der Bracket-Zahn-Schnittstelle parallel zum

Druckscherbügel.

In der Nullposition lag der aus 0,5mm federhartem Stahl bestehenden Druckscherbügel der

Schmelzoberfläche mit einem geringen Abstand zur Bracket-Zahn-Schnittstelle an. Dieser

Abstand war so eingestellt, dass vor dem Starten des Schervorganges keine Kraft auf das

Bracket ausgeübt wurde (Abb. 36).

Abb. 36:Fixierter Prüfkörper mit angelegtem

Abb. 35: Prüfkörper zwischen zwei Spannbacken in der Universalprüfmaschine (Zwick BZ050/TH3A, Zwick Roell, Ulm, Deutschland). Der Druckscherbügel ist in den Schraubstock eingespannt und senkrecht zu der Bracketbasis ausgerichtet. Die Messdose dient der präzisen Messung der Scherkraft

41

Druckscherbügel in der Nullposition.

Mit einer Vorkraftgeschwindigkeit von 10mm/min bewegte die Prüfmaschine den

eingespannten Prüfkörper nach oben, bis es zu einem Kontakt zwischen Druckscherbügel und

Bracket kam (Abb. 37). Der Druckscherbügel selber war unbeweglich in den Schraubstock

eingespannt.

Abb. 37: Bracket des Prüfkörpers zum Abscheren vorbereitet.

Der rote Pfeil zeigt die Bewegungsrichtung des eingespannten Prüfkörpers (nach oben).

Die Richtung der Scherkraft ist mit dem grünen Pfeil markiert (nach unten).

Anschließend bewegte die Prüfmaschine den Prüfkörper mit einer konstanten

Prüfgeschwindigkeit von 1mm/min weiter nach oben gegen den Druckscherbügel, bis es zum

Versagen des Verbunds Zahnschmelz-Adhäsiv-Bracket und infolgedessen zum Abspringen

des Brackets kam (Abb. 38 und 39).

Abb. 38: Eingespannter Prüfkörper während des Abscherversuches

(der federharte Stahlbügel liegt unter Spannung).

42

Abb. 39: Ein Prüfkörper unmittelbar nach der Abscherung.

Interessanterweise trat nach makroskopischer visueller Einschätzung das Versagen des

Bracket-Adhäsiv-Verbundes vorwiegend an der Schnittstelle zwischen Adhäsiv und

Bracketbasis auf (Abb. 40-44).

Abb. 40: Zahnoberfläche nach der Abscherung eines 3D-gedruckten Brackets mit makroretentiver

Basis (Adhäsivreste auf der Zahnoberfläche).

Abb. 41: Zahnoberfläche nach der Abscherung eines 3D-gedruckten Brackets mit mikroretentiver

Basis (Adhäsivresteauf der Zahnoberfläche).

43

Abb. 42: Zahnoberfläche nach der Abscherung eines konventionellen Kunststoffbrackets

Kunststoffbrackets (Adhäsivreste auf der Zahnoberfläche).

Abb.43:Abgeschertes3D-gedrucktesBracketmitmakroretentiverBasis.

linksseitlicheAufnahmeundrechtsAnsichtderBasis

Abb.44:Abgeschertes3D-gedrucktesBracketmitmikroretentiverBasis.

linksseitlicheAufnahmeundrechtsAnsichtderBasis

Die Bruchkraft, die zum Versagen des Adhäsivverbundes führte, wurde mittels einer

Messdose aufgenommen und in einem angeschlossenen Computer in Newton notiert. Um die

Ergebnisse besser mit denen anderer Studien vergleichen zu können, soll laut DIN 13990-246

44

die gemessene Scherkraft in Megapascal (MPa) angegeben werden. Die Umrechnung erfolgt

über folgende Formel:

RS= F/A

RS: die Scherhaftfestigkeit in MPa (N/mm²)

F: die Bruchscherkraft in N

A: die Bruchfläche des Verbundes in mm²

Die Größe der Bracketbasis (A) beträgt bei der Kontrollgruppe (Brilliant Brackets

Forestadent, Pforzheim, Deutschland) laut Herstellerangaben 13,5mm², bei den 3D-

gedruckten Brackets 12mm².

4.2.5 Durchführung der Torsionsstabilitätsversuche

Messgröße dieser Versuchsreihe war die Drehmomentbelastung, bei der eine plastische

Verformung der Kunststoffbrackets stattfand. Dabei wurde das labiolinguale Drehmoment

(Torque) von dem mesiodistalen Drehmoment (Tip) unterschieden, weshalb zwei separate

Versuchsvorgänge durchgeführt wurden.

Die Universalprüfmaschine (Zwick BZ050/TH3A, Zwick Roell, Ulm, Deutschland) wurde

um eine Haltekonstruktion erweitert. Diese diente der Fixierung des senkrecht zur

Druckrichtung ausgerichteten geraden Stangendrahts (Querschnitt von 0,019 inch x

0,025inch), an dem der Bracketanteil der Prüfkörper mit einer kieferorthopädischen

Stahlligatur (0,010 inch) befestigt wurde (Abb. 45). Die Drahtligatur wurde dabei so fest

angezogen, dass der Stangendraht unter Torque- und Tipbewegung sicher im Bracketslot

liegen blieb (Abb. 46).

45

Abb. 45: Die Haltekonstruktion zur Fixierung des Stahlbogens.

Abb. 46: Ein Prüfkörper (mittig am oberen Bildrand) in der Haltekonstruktion, mit Stahlligatur an dem

0,019 inch x 0,025 inch Stahlbogen fixiert.

Die Belastung der Prüfkörper erfolgte auf dem langen Arm mittels eines Druckbügels aus

0,5mm federhartem Stahl (Abb. 47).

46

Abb. 47: Die Haltekonstruktion mit dem fixierten Prüfkörper in der Prüfmaschine eingespannt.

In der Nullposition lag der Druckbügel an der Schnittstelle der Arme an, so dass er den

vertikalen Arm als Anschlag hatte und während des Tests nicht verrutschen konnte. (Abb. 48

und 49).

Abb. 48: Torquestabilität-Versuch (Druckbügel in der Nullposition).

47

Abb. 49: Tipstabilität-Versuch (Druckbügel in der Nullposition).

Der Druckbügel übte nun mit einer Beanspruchungsgeschwindigkeit von 200mm/min an der

Schnittstelle Druck aus (Abb. 50). Aufgrund dieses Kraftansatzes im Abstand zum

Bracketslot wurde ein Drehmoment erzeugt. Die vom Sensor registrierte Kraft, die zum

Versagen des Bracketflügels führte (Abb. 51 und 52), wurde in Newton aufgezeichnet und

mit dem Abstand zwischen Bracketslot und Kraftansatzpunkt multipliziert, um das

Drehmoment in Nmm zu erhalten:

M= F x r

M: maximales Drehmoment in Nmm

F: Kraft in Newton

r: senkrechter Abstand zum Widerstandszentrum in mm

Prüfkörper 1: r1 = 16mm Prüfkörper 2: r2 = 9mm

48

Abb. 50: Während des Torsionstabilität-Versuches, der Prüfkörper liegt unter Spannung.

Abb. 51: Prüfkörper nach dem Versagen der Bracketflügel beim Torquestabilität-Versuch (links:

Vergrößerung).

Abb. 51: Prüfkörper nach dem Versagen der Bracketflügel Tipstabilität-Versuch (links:

Vergrößerung).

4.3 Statistische Auswertung

Die tabellarische Erfassung der ermittelten Ergebnisse aus den Scherhaftfestigkeitsversuchen

in Newton (N) und die Umrechnung in MPa (N/mm²) erfolgten mithilfe der Software Excel

2011 (Microsoft, Redmond, USA). Die deskriptive und analytische Statistik wurde im

Statistikprogramm SPSS (IBM SPSS Statistics for Mac, Version 24.0. Armonk, USA) erstellt.

Zur Veranschaulichung der ermittelten Werte dienen Box-Whiskers-Plots, die folgende fünf

Werte darstellen:

49

- Minimumwert = 0%-Quartil

- 25%-Quartil

- Medianwert = 50%-Quartil

- 75%-Quartil

- Maximumwert = 100%-Quartil

Die Box spannt sich vom 25%-Perzentil bis zum 75%-Perzentil auf (Interquartilsabstand

IQR). Ein Querschnitt innerhalb der Box markiert den Medianwert. Die Whiskers erstrecken

sich außerhalb der Box, wobei der untere Whisker den Minimumwert und der obere Whisker

den Maximumwert darstellt. Ausreißer sind als Werte, die außerhalb der Box liegen und einen

Abstand von mehr als 1,5 der IQR zum 25%- oder 75%-Quartil haben, definiert.

Zunächst wurden die Ergebnisse jeder Versuchsgruppe mithilfe des Kolmogorov-Smirnov-

Tests auf Normalverteilung untersucht. Eine Stichprobe ist dann normalverteilt, wenn sich

ihre Standardabweichung symmetrisch um den Mittelwert verteilt.

Generell gilt bei allen Analysenverfahren eine Irrtumswahrscheinlichkeit von kleiner als 5%

(p < 0,05) als signifikant.

Um zu überprüfen, ob signifikante Unterscheide zwischen den Prüfkörpern in allen drei

Gruppen vorhanden ist, wurde eine einfaktorielle Varianzanalyse (ANOVA) durchgeführt.

Im Falle einer Normalverteilung (Kolmogorov-Smirnov-Test: p > 0,05) schließt sich an den

ANOVA-Test der t-Test an, der jeweils paarweise Einzelvergleiche zwischen den

Mittelwerten durchführt und überprüft, zwischen welchen Gruppen Unterschiede bestehen.

Bei einem Kolmogorov-Smirnov-Test: p < 0,05 würde die Hypothese einer Normalverteilung

abgelehnt werden und als nichtparametrisches Äquivalent für die vorliegenden unabhängigen

Stichproben der Mann-Whitney-Test Anwendung finden.

5 Ergebnisse

5.1 Ergebnisse der Scherhaftfestigkeitsversuche

Die ermittelte Ergebnisse der Scherhaftfestigkeit aller drei Versuchsgruppen werden im

Anhang in (Tabelle 1) dargestellt. Die Proben wurden in allen Versuchen zu 100% als

Rohdaten erfasst.

50

Tabelle 1: Ergebnisse der maximalen Scherfestigkeit in MPa

Prüfkörper-Nr.

Gruppe 1 Gruppe 2 Gruppe 3

1 4,73 6,11 5,04 2 3,56 1,97 3,69 3 5,26 4,49 2,81 4 4,56 2,22 3,49 5 4,71 3,41 2,66 6 2,99 2,74 4,67 7 4,12 2,19 4,58 8 3,35 2,81 3,58 9 3,61 2,34 3,15

10 4,30 3,03 3,95 11 5,07 2,79 3,68 12 4,35 4,11 3,73 13 5,11 3,28 5,12 14 2,84 2,79 1,72 15 2,94 2,58 2,51 16 3,00 4,55 2,52 17 4,96 5,04 4,00 18 4,91 4,74 5,26 19 5,35 3,50 6,06 20 3,27 4,69 4,15 21 3,68 4,69 4,60 22 2,67 3,25 3,69 23 3,31 4,46 3,67 24 2,09 2,97 4,07 25 3,18 3,72 5,02 26 2,77 2,18 2,95 27 2,30 2,73 3,87 28 3,13 2,16 6,12 29 3,46 2,47 3,51 30 4,16 3,20 5,68 31 2,47 2,15 2,75 32 1,50 3,91 3,04 33 4,37 1,70 5,19 34 4,17 1,97 3,04 35 3,96 2,07 2,62 36 5,15 1,77 3,33 37 4,94 1,66 3,76 38 3,38 2,48 5,26 39 5,28 2,23 2,94 40 4,75 2,83 2,98

Gruppe 1: Prüfkörpern mit Brilliant-Brackets (Kontollgruppe),

51

Gruppe 2: Prüfkörpern mit 3D-Brackets mit mikroretentiver Basis,

Gruppe 3: Prüfkörpern mit 3D-Brackets mit makroretentiver Basis. Die deskriptive Statistik ergab folgende Befunde:

Die mittlere Scherhaftfestigkeit betrug für die als Kontrollgruppe verwendeten

konventionellen Kunststoffbrackets (Brilliant Brackets) 3,84 ± 1,007 MPa (Median: 3,82MPa,

Minimum: 1,50MPa, Maximum: 5,35MPa).

Die 3D-gedruckten Brackets mit makroretentiver Basis zeigten einen relativ ähnlichen

Mittelwert zur Kontrollgruppe von 3,86 ± 1,05MPa (Median: 3,69MPa, Minimum: 1,72MPa,

Maximum: 6,12MPa).

Bei den 3D-gedruckten Brackets mit mikroretentiver Basis wurde ein leicht geringerer

Mittelwert von 3,09 ± 1,08MPa (Median: 2,80MPa, Minimum: 1,66MPa, Maximum:

6,11MPa) ermittelt.

Zur grafischen Interpretation wurden die ermittelten Ergebnisse in einem Boxplot-Diagramm

dargestellt (Abb. 53). Die tabellarische Zusammenfassung ist in Tabelle 2 im Anhang

aufgeführt.

Abb. 53: Boxplot zur Darstellung der Scherhaftfestigkeiten aller Versuchsgruppen

Gruppe 1 (Kontrollgruppe, konventionelle Kunststoffbrackets) in Blau

Gruppe 2 (3D-gedruckte Brackets mit mikroretentiver Basis) in Grün

Gruppe 3 (3D-gedruckte Brackets mit makroretentiver Basis) in Rot

52

Tabelle 2: Deskriptive Statistiken der Scherfestigkeitsversuche

Kontrollgruppe Mikroretentive Makroretentive

N 40 40 40

Mittelwert 3,84 3,099 3,86

Standardfehler des Mittelwertes 0,159 0,170 0,167

Median 3,82 2,80 3,69

Standardabweichung 1,007 1,08 1,05

Minimum 1,50 1,66 1,72

Maximum 5,35 6,11 6,12

Zur weiterführenden Auswertung wurden die erhobenen Daten mittels Kolmogorov-Smirnov-

Test auf Normalverteilung geprüft (Tabelle 3 im Anhang). Auf dem 5%-Niveau konnte von

einer Normalverteilung der Gruppe 1 und 3 ausgegangen werden. Eine Signifikanz von 0,02

wurde bei der Gruppe 2 festgestellt. Dies bedeutet, dass die Gruppe 2 (3D-gedruckte Brackets

mit mikroretentiver Basis) nicht normalverteilt war. Die anderen beiden Gruppen waren

normalverteilt.

Tabelle 3: Tests auf Normalverteilung Kolmogorov-Smirnov-Test Statistik df Signifikanz

Kontrollgruppe 0,105 40 0,200*

mikroretentive 3D Br. 0,149 40 0,026

makroretentive 3D Br. 0,113 40 0,200*

Die dazugehörigen Q-Q-Diagramme sowie die Histogramme von jeder Gruppe sind der

Abbildungen 54 – 56 zu entnehmen.

53

Abb. 54: links die Q-Q-Diagramme und rechts die Histogramme der kontrollgruppe (Gruppe 1)

Abb. 55: links die Q-Q Diagramme und rechts die Histogramme der 3D-gedruckten Brackets mit

mikroretentiver Basis (Gruppe 2).

Abb. 56: links die Q-Q Diagramme und rechts die Histogramme der 3D-gedruckten Brackets mit

makroretentiver Basis (Gruppe 3).

54

Die einfaktorielle Varianzanalyse (ANOVA) stellte signifikante Unterschiede der Mittelwerte

innerhalb der Gruppen von (p: 0,002) fest. Dies bedeutet, dass es signifikante Unterschiede

zwischen den einzelnen Versuchsgruppen gab (Tabelle 4 im Anhang).

Tabelle 4: Einfaktorielle ANOVA

Kontrollgruppe Quadratsumme df Mittel der Quadrate Signifikanz

Zwischen den Gruppen 15,112 2 7,556 0,002

Innerhalb der Gruppen 128,853 117 1,101

Gesamt 143,966 119

Um zu ermitteln, zwischen welchen Gruppen sich eine signifikante Differenz der Mittelwerte

befindet, folgte der multiple Gruppenvergleich mit Hilfe des t-Tests bzw. des Mann-Whitney-

Tests.

Bei vorliegender Normalverteilung der Gruppe 1 und 3 zeigte der t-Test einen nicht

signifikanten Unterschied bezüglich der Scherhaftfestigkeit (p: 0,936) (Tabelle 5 im Anhang).

Tabelle 5: Gruppenstatistiken T-Test für Gruppe 1 und 3

Gruppen N Mittelwert Standardabweichung t-Test Sig. (2-seitig)

Kontrollgruppe 40 3,8428 1,00779 0,081 0.936

makroretentive 3D Br. 40 3,8615 1,05893

Bei der Gruppe 2 dagegen lag keine Normalverteilung vor. Die Scherhaftfestigkeit der

Brackets in dieser Gruppe war schwächer und zeigte im Mann-Whitney-Test in Bezug zur

Gruppe 1 und zur Gruppe 3 einen statistisch signifikanten Unterschied (p: 0,001) (Tabelle 6

im Anhang).

Tabelle 6: Mann-Whitney-Test für Gruppe 1 und 2 sowie für Gruppe 2 und 3

Gruppen N Mittlerer Rang Rangsumme Mann-Whitney-U Signifikanz (2-seitig)

Kontrollgruppe 40 49,09 1963,50 456,500 0,001

mikroretentive 3D Br. 40 31,91 1276,50

Gruppen N Mittlerer Rang Rangsumme Mann-Whitney-U Signifikanz (2-seitig)

makroretentive 3D Br 40 49,03 1961,00 459,000 0,001

mikroretentive 3D Br. 40 31,91 1276,50

55

5.2 Ergebnisse der Torsionsstabilitätsversuche

Die gemessenen Kraftwerte (N) und die berechneten Drehmomente (Nmm) der Torque- und

Tipversuche sind im Anhang in Tabelle 7 bzw. 8 dargestellt.

Tabelle 7: maximale Kräfte und Drehmomente bei den Torquestabilitätsuntersuchungen

Tabelle 8: maximale Kräfte und Drehmomente bei den Tipstabilitätsuntersuchungen

Prüfkörper-Nr. Max. Kraft in N Drehmoment in N.mm

1 4,2 37,8 2 3,8 34,2 3 2,96 26,64

Prüfkörper-Nr. Max. Kraft in N Drehmoment in N.mm

1 3,32 53,12 2 3,27 52,32 3 2,93 46,88 4 2,42 38,72 5 3,38 54,08 6 2,93 46,88 7 3,19 51,04 8 3,25 52 9 3,49 55,84 10 3,2 51,2 11 2,14 34,24 12 3,01 48,16 13 2,99 47,84 14 3,14 50,24 15 3,45 55,2 16 2,3 36,8 17 4,62 73,92 18 4,03 64,48 19 4,04 64,64 20 2,78 44,48

56

4 3,31 29,79 5 3,32 29,88 6 3,54 31,86 7 4,16 37,44 8 3,84 34,56 9 3,34 30,06 10 3,03 27,27 11 2,9 26,1 12 3,67 33,03 13 3,08 27,72 14 4,62 41,58 15 2,65 23,85 16 3,13 28,17 17 3,56 32,04 18 3,74 33,66 19 4,25 38,25 20 4,95 44,55

Die deskriptive Statistik der ersten Versuchsreihe (maximaler Torque) ergab einen Mittelwert

von 51,10Nmm bei einer Standardabweichung von 9,40Nmm, einem Maximum von

73,92Nmm und einem Minimum von 34,24Nmm.

Die in dem zweiten Test gemessenen mesiodistalen Drehmomente (maximaler Tip) waren im

Allgemeinen viel niedriger. Das mittlere maximale Tipdrehmoment betrug 32,42Nmm bei

einer Standardabweichung von 5,43Nmm, einem Maximum von 44,55Nmm und einem

Minimum von 23,85Nmm.

Die Mittelwerte einschließlich der Standardabweichung für den maximalen Torque und den

maximalen Tip sind in Abbildungen 57 und 58 als Boxplots dargestellt; die Tabellen zu den

entsprechenden deskriptiven Statistiken sind im Anhang (Tabelle 9 bzw. 10) aufgeführt.

Tabelle 9: Deskriptive Statistiken der Torquestabilitätsuntersuchung

Torque N Minimum Maximum Mittelwert Standardabweichung

20 34,24 73,92 51.1040 9,40080

Tabelle 10: Deskriptive Statistiken der Tipstabilitätsuntersuchung

Tip N Minimum Maximum Mittelwert Standardabweichung

20 23,85 44,55 32,4225 5,43720

57

Abb. 57: Boxplot zur Darstellung der maximalen Torquewerte der 3D-gedruckten Brackets.

Abb. 58: Boxplot zur Darstellung der maximalen Tipwerte der 3D-gedruckten Brackets.

6 Diskussion

6.1 Diskussion der Scherhaftfestigkeitsversuche

Die Behandlung mit Multibracketapparaturen ist ein wichtiger Bestandteil der

kieferorthopädischen Behandlung. Brackets übertragen die Kraft aus dem Drahtbogen auf den

Zahn und sein Parodontium. Um diese Aufgabe gewährleisten zu können, muss der

Adhäsivverbund des Brackets am Zahnschmelz eine gewisse Haftfestigkeit aufweisen, um

einerseits den kieferorthopädischen Kräften des Drahtbogens und andererseits den

Scherkräften, die während des Kauvorgangs auftreten können, standzuhalten.

6.1.1 Diskussion der Versuchsmethode

58

Die Untersuchungen zur Scherhaftfestigkeit 3D-gedruckter Brackets wurden in der

vorliegenden Arbeit an bovinen Zähnen vorgenommen. Obwohl einige Autoren eine

geringere Haftkraft von Brackets auf Rinderzähnen als auf Humanzähnen beschreiben

(Oesterle et al., 1998; Retief et al., 1990), empfehlen die DIN-Normen zur Durchführung von

kieferorthopädischen Zug- und Scherversuchen (DIN-13990-1 und 13990-2) ein solches

Vorgehen. Die Vergleichbarkeit boviner Prüfkörper mit humanen Zähnen wird auch in den

Studien von SALEH et al., REIS et al. und TITLEY et al. als angemessen eingeschätzt (Reis et

al., 2004; Saleh and Taymour, 2003; Titley et al., 2006).

Die Anzahl der Prüfkörper pro Versuchsgruppe lag bei den Versuchen zur Scherhaftfestigkeit

bei 40 Stück. Diese Zahl überschreitet die in DIN-13990 beschriebene Mindestanzahl

(mindestens 10 Proben pro Gruppe), was zu einer geringeren Fehlerquote und genaueren

statistischen Auswertung führen sollte.

Zur Konditionierung der Schmelzoberfläche wurde, gemäß der heutigen allgemeinen

klinischen Empfehlung, 37%ige Phosphorsäure mit einer Applikationszeit von 30 Sekunden

verwendet. Eine Säurekonzentration von weniger als 30% oder mehr als 65% sowie eine

Konditionierungszeit von weniger als 15 Sekunden oder mehr als 120 Sekunden führt zu einer

signifikanten Reduktion der Haftfestigkeit zwischen Adhäsiv und Zahnschmelz (Hellwig et

al., 2009; Olsen et al., 1996; Shinchi et al., 2000; Wang and Lu, 1991).

Die getesteten 3D-gedruckten Brackets besaßen alle eine Basisflächengröße von 12mm²,

diese Größe orientiert sich an der von MACCOLL et al. empfohlenen Basisgröße für eine

günstige Haftfestigkeit (MacColl et al., 1998). Auch die Beschaffenheit der Bracketbasis

beeinflusst die Verbundkapazität eines Bracketadhäsivsystemes wesentlich. In dieser

Untersuchung wurden zwei unterschiedlichen Retentionsformen – eine rein

mikromechanische und eine rein makromechanische – getestet und miteinander verglichen,

um den Einfluss der verschiedenen Basisbeschaffenheit auf die Haftfestigkeit zu untersuchen.

Da ein Vergleich mit der Literatur nur begrenzt möglich war, haben wir in dieser Studie die

Scherhaftfestigkeitsversuche auch an konventionell hergestellten Kunststoffbrackets (Brilliant

Brackets, Forestadent, Pforzheim, Deutschland) durchgeführt und diese als Kontrollgruppe

betrachtet.

Lichthärtende Adhäsivsysteme haben in diversen Vergleichsstudien gegenüber den chemisch

härtenden Adhäsivsystemen eine bessere Haftfestigkeit erzielt (Bishara et al., 1999; Compton

et al., 1992; Galindo et al., 1998; Greenlaw et al., 1989). Aus diesem Grund wurde für die

59

Scherhaftfestigkeitsversuche in der vorliegenden Studie bei allen 3 Bracketsystemen ein

lichthärtendes Bracketadhäsivsystem (Transbond XT Light Cure Adhesivesystem, 3M,

Monrovia, USA) verwendet.

Um die Ergebnisse der in-vitro-Untersuchung mit in-vivo-Situationen vergleichen zu können,

werden die Versuchsproben in zahlreichen Studien einem Temperaturwechsel unterzogen. In

der vorliegenden Untersuchung wurden die Proben einem Thermozyklierungsbad von 5 °C

bzw. 55°C zu 1000 Zyklen ausgesetzt. Der Auswahl der Temperatur basiert auf den in der

Literatur beschriebenen Temperaturschwankungen in der Mundhöhle (Bergström and Varga,

1971; Draughn, 1981; Pfeiffer and Marx, 1989).

Da die Belastung des Adhäsivverbundes während des Kauens meistens den Grund für einen

klinischen Bracketverlust darstellt, wurden in der vorliegenden Arbeit– wie in vielen anderen

Studien zur Verbundfestigkeit – keine Zugversuche sondern Scherversuche durchgeführt.

Die Studien von LINDEMUTH et al. (2000) und von YAMAGUCHI et al. (2006) beschreiben,

dass eine Änderung der Abschergeschwindigkeit im Bereich von 0,5 bis 10mm/min zu keinen

signifikanten Unterschieden führt (Lindemuth and Hagge, 2000; Yamaguchi et al., 2006). Die

von uns gewählte Abschergeschwindigkeit von 1mm/min entspricht der Empfehlung der

DIN-13990.

6.1.2 Diskussion der Ergebnisse

Eine durchschnittliche Kaukraft, die auf das Bracket übertragen werden kann, liegt zwischen

40 - 140 Newton (Powers et al., 1997).Daher sollte die Haftfestigkeit des Bracket-Adhäsiv-

Verbundes unter Berücksichtigung der Bracketbasisgröße mindestens 6 - 8MPa (Reynolds

1975) bzw. 5 - 10MPa. (Diedrich 2000) betragen.

Die Ergebnisse der vorliegenden Studie lagen bei allen drei getesteten Bracketsystemen

deutlich unter dem minimal geforderten Haftfestigkeitswert von 5MPa und bestätigten somit

die in vielen Studien erwiesene Feststellung,dass die Haftfestigkeit von Kunststoffbrackets

unterhalb des klinisch akzeptablen Bereiches liegt (Blalock, Akin, Guan, Liu, Willmes, Crow

und Azezullah).

Während die Scherhaftfestigkeitswerte der 3D-gedruckten Brackets mit makroretentiver Basis

denen von konventionell hergestellten Kunststoffbrackets ähneln (Mittelwert: 3,89MPa für

die 3D- gedruckten Brackets bzw. 3,84MPa für die konventionelle Brackets), erreichten die

3D-gedruckten Brackets mit der mikroretentiven Basis nur eine mittleren Scherhaftfestigkeit

60

von 3,09MPa. Daraus lässt sich folgern, dass eine makromechanische Retention effektiver ist

als eine mikromechanische Retention.

Nachfolgend sollen die Ergebnisse der vorliegenden Untersuchung mit denen aus der

Literatur verglichen werden. Da verschiedene Studiendesigns zu unterschiedlichen

Ergebnissen führen können, sollten direkte Vergleiche zu anderen Studien nur mit

Zurückhaltung gemacht werden.

Bei der Suche nach vergleichbaren Studien wurde auf folgende Kriterien geachtet:

- Bracketbasisdesign

- Art der Zähne, auf denen die Brackets befestigt wurden (Human- oder Rinderzähne)

- Konditionierungsmittel

- Konditionierungszeit (30 oder 60 Sekunden)

- Adhäsivsystem (chemisch- oder lichthärtend)

- Thermozyklierung

- Abschergeschwindigkeit

In einem unserer Studie ähnlichen Versuchsaufbau untersuchten GUAN et al. (2000) vier

verschiedene Arten Kunststoffbrackets auf Rinderzähnen. Zum Einsatz kamen dabei vier

verschiedene Adhäsivsysteme, unter anderem das lichthärtende Adhäsiv „Transbond XT“

(3M Unitek, Monrovia, USA). Ziel der Studie war die Haftfestigkeit von Kunststoffbrackets

mit einem herkömmlichen Metallbracket zu vergleichen. Die Schmelzoberfläche der

Rinderzähne wurde nach einer 15sekündigen Reinigung mit fluoridfreier Polierpaste

konditioniert. Angaben über Art und Konzentration des Säuremittels wurden nicht gemacht.

Die Hälfte der Proben wurde einer Thermozyklierung unterzogen (10000 Zyklen bei einer

abwechselnden Temperatur zwischen 4°C und 60°C mit einer Verweilzeit von 1 Minute in

jedem Bad). Die Proben wurden an einer Universalschermachine (DCS-2000, Shimadzu,

Kyoto, Japan) montiert und unter konstanter Geschwindigkeit von 2mm/min abgeschert. Die

Scherhaftfestigkeit aller Kunststoffbrackets lag im Bereich von 3MPa bis 6MPa und war

signifikant niedriger als die der herkömmlichen Metallbrackets (p < 0,05). Diese Werte sind

trotz der Unterschiede in Konditionierungszeit und Art der Thermozyklierung vergleichbar

mit unseren Werten.

Ein Jahr später (Guan et al. 2001) untersuchten dieselben Autoren in einer anderen Studie, ob

eine systematische Behandlung der Bracketbasisoberfläche zu einer Verbesserung der

Haftfestigkeit von Kunststoffbrackets führen kann. Die Basis handelsüblicher

61

Kunststoffbrackets wurde mit 50µm körnigem Aluminumoxid in einem festen Abstand von

5mm für 3 Sekunden sandgestrahlt. Einige Brackets erhielten hingegen eine Beschichtung mit

2% Methacyloxy-propyl-trimethoxy-Silan oder wurden kombiniert mit Sandstrahlen und

Silanisierung bearbeitet. Auch hier wurde die Hälfte der Prüfkörper einer

Temperaturwechselwirkung zwischen 4°C und 60°C unterzogen. Die Abscherung mit der

Shimadzu-Universalmaschine fand mit einer Abschergeschwindigkeit von 2mm/min statt.

Unbehandelte Kunststoffbrackets in Kombination mit einem lichthärtenden Adhäsiv

erreichten einen geringen mittleren Haftfestigkeitswert von 3,7 ± 1,3MPa – dieser Wert ähnelt

der mittleren Haftfestigkeit unserer 3D-gedruckten Brackets mit makroretentiver Basis.

Reines Sandstrahlen konnte nach Thermozyklierung zu keinen verbesserten Haftwerten

führen. Die Kombination aus Sandstrahlen und Silanisierung hingegen führte zu klinisch

akzeptablen Haftwerten. Dieser positive Effekt auf die Scherhaftfestigkeit konventioneller

Kunststoffbrackets blieb auch noch bestehen, als die Brackets erst 24h nach Basisbearbeitung

adhäsiv befestigt wurden. Die Autoren folgern daraus, dass der zeitaufwändige Prozess des

Sandstrahlens und Silanisierens im klinischen Alltag nicht direkt chair-side erfolgen muss. Da

es sich bei den in der Studie verwendeten Brackets um handelsübliche Kunststoffbrackets

handelt, ist davon auszugehen, dass alle Brackets bereits über eine Makroretention verfügten.

Dies könnte die, verglichen mit der vorliegenden Arbeit (nur Mikro- oder nur

Makroretention), höheren Haftwerte nach reinem Sandstrahlen (Makroretention plus

Mikroretention) erklären.

In einer Untersuchung von LIU et al. (2004) erreichten konventionelle Kunststoffbrackets die

minimal geforderten 6MPa Haftfestigkeit. Bei genauer Betrachtung des Versuchsaufbau

fallen drei der oben genannten Kriterien auf, die von unserer Untersuchung abweichen und

damit prinzipiell die Unterschiede zu unseren ermittelten Ergebnisse begründen könnten.

Sowohl der Einsatz von Humanzähnen anstatt von Rinderzähnen, als auch die Anwendung

einer anderen Abschergeschwindigkeit (0,5mm/min) dürften allerdings keinen signifikanten

Einfluss auf die Scherhaftfestigkeit haben. Die vergleichsweise höheren Haftwerte lassen sich

am ehesten auf die fehlende Temperaturwechselbelastung zurückführen.

Die mittlere Haftfestigkeit der Polycarbonatbrackets betrug in der Unetrsuchung von

AZEZULLAH et al. (2008) 4,3 ± 2,2MPa und ähnelte somit unseren untersuchte obwohl hier

auch keine Temperaturwechselbelastung stattfand. die anderen wesentliche Punkte ähnelt sich

unser Studie.

62

In einer Studie von NKENKE et al. (1997) zeigten Kunststoffbrackets, die mit einem chemisch

härtenden Adhäsivsystem an bovinen Prüfkörpern befestigt wurden, vergleichsweise hohe

mittlere Haftfestigkeiten. Der Mittelwert betrug 7,36 ± 2,12MPa. Aufgrund wesentlicher

Unterschiede im Studiendesign (keine Temperaturwechselbelastung,

Vorschubgeschwindigkeit von 0,2mm/min) und vor allem wegen der Verwendung eines

chemisch härtenden Adhäsivsystems, lassen die Ergebnisse nur orientierend einen Vergleich

mit unserer Studie zu.

6.2 Diskussion der Torsionstabilitätsversuche

In der Endphase einer kieferorthopädischen Behandlung wird häufig ein rechteckiger

Drahtbogen verwendet, um ein mesiodistales und labiolinguales Wurzeldrehmoment zur

Feinjustierung der Zahnstellung zu nutzen. Auch hierfür müssen die Brackets eine gewisse

Dimensionstabilität aufweisen, um den kieferorthopädischen Kräften und Drehmomenten, die

durch den Drahtbogen im Slotbereich entstehen, standhalten zu können.

Dieser zweite Teil der vorliegenden Studie untersuchte daher die Torsionsstabilität 3D-

gedruckter Kunststoffbrackets unter labiolingualer und mesiodistaler Drehmomentbelastung.

6.2.1 Diskussion der Versuchsmethode

Während bei den Untersuchungen zur Scherhaftfestigkeit (erster Teil der Studie) eine

Kontrollgruppe durch das Befestigen konventioneller Brackets an den Prüfkörpern erstellt

werden konnte, bewies sich diese Vorgehensweise bei den Versuchen zur Torsionsstabilität

als nicht praktikabel. Nach mehreren Testversuchen stellte sich heraus, dass bei der

Durchführung solcher Torque- und Tipstabilitätsversuche an konventionellen

Kunststoffbrackets auf bovinen Prüfkörpern der Bracket-Adhäsiv-Verbund versagt, bevor

eine plastische Deformation im Bracket selbst stattfindet. Aus diesem Grund konnte für diese

Versuchsreihe keine Vergleichsgruppe erstellt werden, was eine Schwäche dieses Studienteils

darstellt.

63

6.2.2 Diskussion der Ergebnisse

Schon im Jahr 1932 berichtete SCHWARZ, dass die auf einen Zahn ausgeübte orthodontische

Kraft geringer sein sollte als der kapillare Blutdruck des Zahnhalteapparats, der im Bereich

von 20 bis 25g/cm2 liegt. Diesen Wert nutzte NIKOLAI bei seiner Suche nach dem benötigten

Drehmoment für eine erfolgreiche Torquebewegung. Das von NIKOLAI vorgeschlagene

Drehmoment, das erforderlich ist, um einen durchschnittlichen mittleren Oberkiefer-

Frontzahn zu torquen liegt zwischen 3000 bis 3500gmm (Schwarz et al. 1932, Nikolai et al.

1985).

REITAN et al. berichteten von einer physiologischen Drehbewegung bei einer Kraftanwendung

von ungefähr 130g an der Wurzelspitze eines Zahnes. HOLT et al. berechneten darauf

aufbauend das optimale Drehmoment für die Torquebewegung eines zentralen Oberkiefer-

Frontzahnes. Dafür multiplizierten sie REITANs Wert mit der durchschnittlichen Entfernung

der Zahnmitte eines oberen mittleren Incicivis zu seinem Widerstandzentrum (18,25mm) und

gaben somit ein Drehmoment von 2373gmm an (Reitan et al 1957, Holt et al. 1991).

Aus einer Studie an Makaken-Affen folgerten WAINWRIGHT et al., dass 2000gmm das

optimale Moment ist, um einen lingualen Torque zu erzeugen (Wainwright et al 1973).

Daraus kann geschlossen werden, dass das Drehmoment, das für eine erfolgreiche

Torquebewegung an einem mittleren zentralen Oberkieferzahnes erforderlich ist, zwischen

2000 und 3500gmm liegen sollte. Dies entspricht umgerechnet in Nmm ungefähr 20 bis

35Nmm.

Das mittlere maximale Torquemoment, bei dem die 3D-gedruckten Brackets plastische

Deformation zeigten, lag in der vorliegenden Studie bei 51,10Nmm. Die 3D-gedruckten

Brackets können den klinisch notwendigen Torquewerten demnach standhalten.

In einer Studie von LIDAUER et al. (1994) wurde die Belastung, die klinisch durch eine

Bogenaktivierung zweiter Ordnung bei 45° Winkelung zwischen zwei Brackets (Tip) entsteht,

gemessen. Diese ergab ein durchschnittliches Drehmoment von 2800gmm (umgerechnet ca.

28Nmm) (Lindauer et al., 1994). In unserer Studie wurde das maximale Tipdrehmoment, das

zur Deformation der 3D-gedruckten Brackets führte, ermittelt. Der mittlere Wert lag bei

32,42Nmm und ist damit höher als das, was LINDAUER et al. gemessen haben. Daher ist es

unwahrscheinlich, dass in der klinischen Anwendung erzeugte Torsionbelastungen (sowohl

Torque als auch Tip) zum Bruch der 3D-gedruckten Brackets führen.

In den vergangenen Jahrzehnten wurden diverse Studien zum Thema Torquestabilität von

Polycarbonat-Brackets durchgeführt. Alle bestätigten die geringere Torquestabilität von

64

Kunststoffbrackets gegenüber Metallbrackets (Feldner et al., 1994; Harzer et al., 2004; Sadat-

Khonsari et al., 2004). Im folgenden Abschnitt sollen die Ergebnisse der vorliegenden Studie

mit den Angaben der Literatur verglichen werden. Hier ist es wichtig darauf hinzuweisen,

dass durch die differierenden Versuchsaufbauten kein direkter Wertevergleich möglich ist.

SADAT et al. (2004) untersuchten Edgewise-Kunststoffbrackets (0°Torque, 0°Tip, und 0,018

inch x 0,02 inch Slot) aus unterschiedlichen Materialzusammensetzungen (reinem

Polycarbonat, keramikverstärktem und glasverstärktem Polycarbonat, Polyurethan,

keramikverstärktem und glasverstärktem Polycarbonat sowie Polyurethan mit Metallslot) auf

ihr Verhalten unter Torquebelastung. Für die Durchführung der Versuchsreihe wurde eine

Apparatur nach ØDEGAARD et al. benutzt. Es handelte sich dabei um eine Testapparatur, die

Torquemomente im Bezug zur graduellen Abweichung eines Vierkantdrahtes registriert. Die

Brackets wurden nach einer künstlichen Alterung (5000 Thermozyklen, 5°C und 55°C) mit

Drahtligaturen an einem 0,018 inch x 0,025 inch Stahldraht befestigt, der mit einer

Geschwindigkeit von 10mm/min gezogen wurde. Die auftretenden Torsionsmomente wurden

mit der Prüfmaschine gemessen und aufgezeichnet. Den höchsten Torquewert erreichte das

keramikverstärkte Polycarbonatbracket mit Metallslot (mittleres Torquemoment von 35,69 ±

3,67Nmm). Die Werte der Drehmomente bei Beginn plastischer Deformation lagen bei allen

Kunststoffbrackets, die keinen Metallslot besaßen, unterhalb 28Nmm. Verglichen dazu lag

der in unserer vorliegenden Studie ermittelte Mittelwert der maximalen Torquebelastung 3D-

gedruckter Brackets deutlich höher (51,10Nmm).

HARZER et al. (2004) verglichen die Slotverformung und die äquivalente Torquekapazität von

Kunststoffbrackets mit und ohne Metallslot. Zu diesem Zweck wurde der labiale

Kronentorque eines oberen mittleren Schneidezahns in einer simulierten intraoralen

klinischen Situation mit dem kieferorthopädischen Mess- und Simulationssystem (OMSS)

gemessen. Drei Arten von Brackets mit einem 0,018 inch -Slotsystem wurden auf einem

starren 0,018 inch ×0,022 inch Stahlbögen befestigt und selbst gedreht. Die in unserer Studie

als Kontrollgruppe eingesetzten Brilliant-Brackets (Polycarbonatbrackets ohne Metallslot),

tolerierten dabei niedrigere Torquewerte als Polycarbonatbracket mit einem Metallslot und

Metallbrackets. Der Mittelwert des maximalen Torque lag für die Kunststoffbrackets ohne

Metallslot bei 11,5Nmm und ist damit im Vergleich zum mittleren maximalen Torque unserer

3D-gedruckten Brackets deutlich niedriger. Vor allem die unterschiedlichen Testapparaturen

und die Anwendung eines anderen Slotsystems und anderer Drahtstärken können die

Ursachen für die Unterschiede in den Ergebnissen sein.

65

MEE YOUEN RO (2006) verwendete für seine Untersuchungen Bracketsysteme mit einem

0,022 inch Slotsystem. Vier Kunststoffbrackets aus verschiedenen Materialien wurden unter

anderem auf ihre maximale Torquebelastung getestet und untereinander verglichen. Nach

einer Thermozyklierung von 5000 Zyklen (4°C und 50°C) wurde dafür ein gerader

Vierkantdraht (0,021 inch × 0,025 inch) in den Bracketslot eingeführt und anschließend

verdreht, um ein Drehmoment zu erzeugen, welches mit einem Kraft/Drehmoment-Sensor

aufgezeichnet wurde. Die untersuchten Edgewise-Brackets aus Kunststoff ohne Metallslot

ähneln in ihrer Konstruktion den 3D-gedruckten Brackets und lassen sich somit am ehesten

für einen Vergleich mit der vorliegenden Arbeit heranziehen. Sie zeigten jedoch den

geringsten maximalen Toquewert (Mittelwert 11,71Nmm ± 1,49Nmm). Dieser lag damit

deutlich unter dem maximalen Torquewert der 3D-gedruckten Brackets (51,10Nmm).

Keramikverstärkte Edgewise-Kunststoffbrackets mit metallverstärktem Slot widerstanden

hingegen den höchsten Kräften der Studie (Mittelwert 16,45 ± 1,82Nmm). Auch dieser Wert

liegt allerdings deutlich unter den Mittelwerten der vorliegenden Arbeit.

Auch NISHIO et al. (2009) untersuchten die maximale Torquebelastung ästhetischer Brackets

(Polycarbonat mit/ohne Metallslot und mit/ohne Keramikverstärkung). Im Gegensatz zu den

bisher erwähnten Studien handelte es sich hierbei jedoch nicht um standardarisierte

Edgewise-Brackets, sondern um vorprogrammierten Brackets (+5° Tip und +12° Torque). Die

Brackets (0,022 inch x 0,028 inch Slotsystem) wurden standardisiert, an einen 0,021 inch x

0,025 inch Stahldraht ligiert, der sich mit einer Geschwindigkeit von 25mm/min drehte. Die

geringste Bruchfestigkeit zeigten die traditionellen Polycarbonatbrackets (Mittelwert 14,63 ±

1,96Nmm). Die Metallverstärkung des Slots führte zwar zu einer signifikant erhöhten

Bruchfestigkeit unter Torquebelastung (Mittelwert 22,7 ± 1,74Nmm), konnte aber trotzdem

nicht die Werte 3D-gedruckter Brackets erreichen. Neben der verschiedenen

Studienprotokolle könnten die niedrigen Torquewerte auch auf die Anwendung von

vorprogrammierten Brackets zurückgeführt werden. Die Tip- und Torque-Werte der in der

vorliegenden Arbeit untersuchten 3D-gedruckten Brackets lagen im Vergleich dazu bei 0°.

In einem der vorliegenden Arbeit ähnlichen Versuchsaufbau testeten MANHÄES et al. (2011)

die Bruchfestigkeit von Keramikbrackets unter Torquebelastung. Ein Drahtbogen aus

rostfreiem Stahl wurde in einer U-Form mit 6mm Breite und Höhe gebogen, in den Slot des

eingebetteten Brackets eingeführt und mit einer 0,008 inch Drahtligatur fixiert. Nach Montage

des Prüfkörpers in einer universellen Prüfmaschine, wurde der Draht nach unten gedrückt, um

ein vestibuläres Drehmoment zu simulieren. Der Test wurde bei einer Geschwindigkeit von

66

1mm/min bis zum Bruch des Brackets durchgeführt. Um das Drehmoment in Nmm zu

errechnen, wurde die gemessene Kraft in N mit dem Lastarm (6mm) multipliziert. Das

höchste ermittelte mittlere maximale Drehmoment lag bei 80 ± 17,3Nmm. Dieser Wert liegt

deutlich über der maximalen Torquebelastung der 3D-gedruckten Kunststoffbrackets, was an

den unterschiedlichen Materialeigenschaften von Keramik und Kunststoff liegen könnte.

Nach unseren Kenntnissen gibt es bis heute nur eine publizierte Studie, die sich mit dem

Thema Stabilität von Kunststoffbrackets unter Tipbelastung beschäftigt hat:

AJITH et al. (2013) verglichen den Torsionswiderstand von drei verschiedenen ästhetischen

Brackets (Keramik, silicatverstärkter Kunststoff, Polycarbonat mit metallverstärktem Slot) bei

der Aktivierung von Drähten in der zweiten und dritten Ordnung. Alle Brackets besaßen einen

0,022 inch x 0,028 inch Slot und wurden auf einem 0,021 inch x 0,025 inch Edelstahldraht in

einer speziell konstruierten Vorrichtung ligiert. Eine Universalprüfmaschine belastete den

Lastarm mit einer konstanten Geschwindigkeit von 2,5cm/min. Die Länge des Lastarmes

betrug bei allen Versuchen 39mm. Durch Kraftapplikation auf den Lastarm kippte der Draht

im Bracketslot in mesiodistaler Richtung. Es entstand ein Drehmoment, dessen Maße sich aus

der gemessenen Kraft (in Gramm) multipliziert mit dem Lastarm (39mm) ergibt. Das mittlere

maximale Drehmoment, das erforderlich war, um die Kunststoffbrackets ohne Metallslot

plastisch zu deformieren, betrug nach Umrechnung ca. 38,06Nmm. Diese Ergebnisse waren

vergleichbar mit unserer Studie, in der das mittlere maximale Tipdrehmoment für den Bruch

von den 3D-gedruckten Brackets 32,42Nmm betrug.

6.3 Schlussfolgerung

Ein kieferorthopädisches Bracket sollte in der Lage sein, die Kraft eines Drahtbogens auf den

Zahn und sein umgebendes Parodontium zu übertragen, ohne dass sein Adhäsivverbund zum

Zahnschmelz oder seine eigene Integrität beeinträchtigt wird.

Ziel dieser Versuchsreihe war es, neuartige 3D-gedruckte Kunststoffbrackets auf ihre

Haftfestigkeit an Rinderzähnen und Bruchfestigkeit unter Torsionsbelastung zu prüfen.

Sowohl mit makromechanischer Retention (Rillen im Basisdesign) als auch mit

mikromechanischer Retention (sandgestrahlte Basis) konnten die 3D-gedruckten Brackets

nicht die in der Literatur beschriebene minimale Scherhaftfestigkeit von 6MPa erreichen.

Auch die Kontrollgruppe aus konventionellen Kunststoffgruppen verfehlte diesen Richtwert.

67

Das Versagen des Bracket-Adhäsiv-Verbundes trat vorwiegend an der Schnittstelle zwischen

Adhäsiv und Bracketbasis auf. Weiterführende Untersuchungen sollten deshalb der Frage

nachgehen, ob durch eine Veränderung der Retentionsbasis bessere Haftfestigkeitswerte

erreicht werden können. Dies könnte zum Beispiel durch eine Kombination aus mikro- und

makromechanischer Retention erfolgen. Außerdem wäre die Anwendung eines anderen

Adhäsivsystes möglich.

Die Bruchfestigkeit 3D-gedruckter Brackets in Bezug auf die Torsionsbelastung, sowohl

unter Torque- als auch unter Tipbewegung, scheint für den klinischen Gebrauch hingegen

angemessen zu sein.

Neben der Verbesserung der Scherhaftfestigkeit sollten sich weiterführende Studien auch mit

dem Ausmaß der im Laufe der Behandlungszeit zu erwartenden Verfärbung 3D-gedruckter

ästhetischer Brackets befassen.

68

7 Zusammenfassung

Ziel: Aussagen zur Scherhaftfestigkeit und Torsionsstabilität 3D-gedruckter Polymethacrylat-

Brackets mit makroretentiver bzw. mikroretentiver Basis im Vergleich zu konventionell

hergestellten Kunststoff-Brackets.

Material und Methode: Die mit der Software FreeCad 0,16 (freecadweb.org) konstruierten

Brackets (Standard Edgewise-Bracket mit 22 inch Slotgröße, Torque 0°, und Tip 0°) wurden

im DLP-Verfahren aus einem medizinisch zugelassenen Polymethacrylat (SHERAprint ortho

Plus, SHERA, Lemförde) 3D-gedruckt.

Die Nachhärtung erfolgte in zwei Zyklen unter Stickstoff-Schutzatmosphäre (1,5bar, je 3000

Blitze, 10/sec, 200 Watt, 280 bis 580nm) (Otoflash G171, NK Optik, Baierbrunn) nach einer

Reinigung im Ultraschallbad (2 x 2min, 90% Ethanol).

Zur Untersuchung der Scherhaftfestigkeit wurden bei 40 dieser Brackets Retentionsrillen in

die Basis konstruiert (Makroretention). Weitere 40 Brackets erhielten eine glatte Bracketbasis,

die 3 Sekunden lang mit Aluminiumoxidkristallen sandgestrahlt wurde (Mikroretention). Als

Kontrollgruppe dienten konventionelle Kunststoffbrackets vergleichbarer Größe (Brilliant,

Forestadent, Pforzheim). Die Brackets aller drei Versuchsgruppen wurden im Standard-etch-

Verfahren mit lichtpolymerisierendem Adhäsiv auf bovinen Zahnprüfkörpern befestigt und

einem Thermocycling unterzogen (1000 Zyklen, je 30sec, 5/55°C). Die Ermittlung der

Scherhaftfestigkeit erfolgte gemäß DIN 13990-246 in einer Universalprüfmaschine (Zwick

BZ050/TH3A, Zwick Roell, Ulm). Zur statistischen Auswertung wurden eine einfaktorielle

Varianzanalyse (ANOVA), der t-Test und der Mann-Whitney-Test durchgeführt.

Zur Durchführung der Torsionsstabilitätversuche wurden die bereits in den Scherversuchen

verwendeten Bracketgrundkörper um einen Lastarm erweitert. Eine in die

Universalprüfmaschine eingespannte Haltekonstruktion diente der Fixierung eines senkrecht

zur Druckrichtung ausgerichteten geraden Stangendrahts (Querschnitt von 0,019 inch x 0,025

inch), an dem der Bracketanteil der Prüfkörper mit einer kieferorthopädischen Stahlligatur

befestigt wurde. Die Torque- und Tipbewegung entstand durch Kraftapplikation des

Druckscherbügels auf den Lastarm des Prüfkörpers.

Ergebnisse: 3D-gedruckte Brackets mit makroretentiver Basis zeigten eine

Scherhaftfestigkeit von 3,89 ± 1,0663MPa. Bei 3D-gedruckten Brackets mit mikroretentiver

Basis wurde eine signifikant geringere Scherhaftfestigkeit von 3,09 ± 1,0454MPa ermittelt.

69

Die Kontrollgruppe mit konventionell hergestellten Kunststoffbrackets zeigte eine

vergleichbare Scherhaftfestigkeit von 3,84 ± 0,995MPa. Die in der Literatur beschriebene

minimale Scherhaftfestigkeit von 6MPa wurde von keiner der Versuchsgruppen erreicht.

Die Torsionsstabilität 3D-gedruckter Bracket zeigte beim maximalen Torque einen Mittelwert

von 51,10 ± 9,40Nmm, das mittlere maximale Tipdrehmoment betrug 32,42 ± 5,43Nmm.

Schlussfolgerungen: Die Scherhaftfestigkeitswerte 3D-gedruckte Brackets mit

Makroretention ähneln denen von konventionell hergestellten Kunststoffbrackets. Um den

klinischen Anforderungen besser gerecht zu werden, bedarf es hier allerdings noch einer

Steigerung. Die Bruchfestigkeit 3D-gedruckter Brackets in Bezug auf die Torsionsbelastung,

sowohl unter Torque- als auch unter Tipbewegung, scheint für den klinischen Gebrauch

hingegen angemessen zu sein. In-office verwendbare 3D-Drucker könnten zukünftig für die

Herstellung individualisierter Multibracket-Apparaturen genutzt werden.

70

8 Literaturverzeichnis Ajith, S., Gowda, A.R., Babaji, P., Shivaprakash, S., Dmello, K., Kamble, S.S., 2013. An in

vitro comparison of resistance to second and third order archwire activations of three different

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84

9 Danksagung: An dieser Stelle möchte ich meinen besonderen Dank nachstehenden Personen entgegen

bringen, ohne deren Mithilfe die Anfertigung dieser Promotionsschrift niemals zustande

gekommen wäre:

Mein Dank gilt zunächst Herrn Prof. Dr. Karl Friedrich Krey, meinem Doktorvater, für die

Betreuung dieser Arbeit, der freundlichen Hilfe und der mannigfachen Ideengebung, die mir

einen Zugang zu dieser Thematik eröffnete. Weiterhin danke ich Herrn Prof. Dr. R. Biffar für

die Erlaubnis der Verwendung der Prüfmaschine aus der prothetischen Abteilung der Zahn-,

Mund- und Kieferheilkunde.

Für die freundliche Unterstützung bei der technischen Durchführung richtet sich mein Dank

an Frau Dipl.-Ing. A. Quooß. In Bezug auf die Erstellung meiner Promotion möchte ich des

Weiteren Frau Dr. Ph. Metelmann einen Dank aussprechen. Ebenso sei all denen ein

Dankeschön ausgesprochen, die keine namentliche Erwähnung fanden, aber zum Gelingen

dieser Arbeit beigetragen haben.

Tief verbunden und dankbar bin ich meiner Frau für ihre unglaublich hilfreiche Unterstützung

und ihr Verständnis bei der Anfertigung dieser Doktorarbeit.

Zuletzt möchte ich mich ganz herzlich bei meinen Eltern bedanken, dass sie mir ein

sorgenfreies Studium ermöglicht haben und mich in jeder Lebenslage bedingungslos

unterstützen und motivieren. Daher ist diese Arbeit vor allem ihnen gewidmet.

In-vitro-Untersuchung der mechanischen Parameter eines ...

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