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2  LITERATURÜBERSICHT

2.1 Zahnfarbige plastische Füllungsmaterialien

Bedingt durch die wachsende Bedeutung zahnfarbiger Restaurationen, sind gerade in den letzten 5 Jahren zahlreiche neue Materialien verschiedener Hersteller auf den Markt gekommen (Tab. 2.2). Im Wesentlichen handelt es sich hierbei um Modifikationen oder Kombinationen der Komposits und Glasionomerzemente.

Die Eingruppierung dieser Produkte sowie deren Indikationsstellung ist für den Zahnarzt unübersichtlich geworden. HICKEL schlägt die in Tabelle 2.1 dargestellte Einteilung vor [75].

Tab. 2.1: Einteilung zahnfarbige plastische Füllungsmaterialien nach Hickel (1997)

Glasionomerzemente, bzw. Materia­lien auf Glasionomerzementbasis
(enthalten Wasser)

Komposits, bzw. Materialien auf Kom­positbasis
(kein Wasser zugefügt)

konventionelle GIZ

Hybridkomposits

metallverstärkte GIZ

Mikrofüllerkomposits

hochvisköse GIZ

Kompomere

Hybridionomere (lichthärtende GIZ)

polyacrylsäuremodifizierte Kunststoffe (PAMR)


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2.1.1  Kompositmaterialien

Die Komposits bilden eine Materialgruppe der zahnfarbigen Füllungsmaterialien, die aus einer Weiterentwicklung der Methlymethacrylat-Technologie für die Zahnheilkunde hervorgeht. Bowen führte Vorläufer der heutig gebräuchlichen Komposits erstmalig 1958 in die Zahnheilkunde ein [20].

Das Hauptanwendungsgebiet für Komposits ist die Füllungstherapie. Sie finden allerdings auch Anwendung als Befestigungsmaterialien, Fissurenversiegler, Provisorienmaterialien und in Dentinhaftsystemen. Die Zusammensetzung ist in diesen Fällen allerdings abweichend von der weiter unten aufgeführten Darstellung.

Alle Komposits setzen sich aus einer organischen Matrix, anorganischen Füllpartikeln und einem diese beiden Phasen verbindenden Verbindungsagens zusammen [106], [130], [135]. Durch Veränderungen des Mengenverhältnisses zwischen der Polymermatrix und den Füllstoffen können die mechanischen Eigenschaften der Komposits entscheidend variiert werden.

Die Aushärtung der in der Darreichungsform plastischen Komposits erfolgt durch eine Polymerisationsreaktion der Matrixmonomere [167].


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Tab. 2.2: Physikalisch-chemische Eigenschaften verschiedener zahnfarbiger Füllungs­materialien (Hickel & Kunzelmann)

 

lichthärtendes GIZ

Kompomer

Mikrofüller -Komposit

Hybrid -Komposit

Produktbeispiel

Fuji II LC

Dyract AP

Silux Plus

Prodigy

Zugfestigkeit (MPa)

20-40

35-40

35-45

35-60

Biegefestigkeit (MPa)

30-60

90-125

40-90

100-145

Druckfestigkeit (MPa)

100-200

200-260

350-500

280-480

Vickershärte (kg/mm²)

35-45

50-60

50-60

70-130

E-Modul (GPa)

5-20

5-8

3-7

10-25

Schmelz­haftung (MPa)

6-20

14-22

18-25

20-28

Dentinhaftung (MPa)

5-18

12-22

12-25

12-25

Fluoridabgabe (1g/cm²)

50-600

30-60

0-10

0-10

Wasser zugefügt

ja

ja

nein

nein

2.1.1.1 Matrix (Monomere und Additive)

Eine Vielzahl von Monomeren aus der Klasse der Methacrylate findet heute eine Anwendung in Komposits. Zwei wichtige Vertreter, neben vielen anderen, sind BisGMA (Bisphenol-A-diglycidyl-methacrylat) und TEGDMA (Triethylen-glykol-dimethacrylat), die in unterschiedlichen Mengenverhältnissen kombiniert werden [83]. TEGDMA dient dabei als Verdünner.


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Die folgende Tabelle (Tab. 2.3) zeigt, wie sich die Materialeigenschaften des Komposits bei vermehrter Zugabe von TEGDMA verändern [5], [145].

Tab. 2.3: Eigenschaftsveränderungen der Komposits bei Zugabe von TEGDMA

 

Viskosität

Poly­merisations­schrumpfung

Wasser­aufnahme

Sedi­mentierung der Füller

Zugabe­möglichkeit von Füllern

plus TEGDMA
(Verdünner­monomer)

nimmt ab

nimmt zu

nimmt zu

nimmt zu

nimmt zu

Des weiteren sind der Monomermatrix lichthärtender Komposits folgende Additive beigemengt:

- Photoaktivatoren, z.B. Campherchinon, ermöglichen den Start der Polymerisation bei Bestrahlung mit der Polymerisationslampe.

- Inhibitoren vermeiden die ungewollte Polymerisation während der Lagerung.

- Pigmente, häufig Metalloxide, definieren die Zahnfarbe.

- UV-Absorptionsmittel verhindern Verfärbung und Alterung des Komposits durch UV-Licht [130], [84], [85], [55].

2.1.1.2 Füllpartikel, Klassifikation und Materialeigenschaften

Als Füllstoffe kommen Quarz, Glas oder Keramik mit einer Teilchengröße von 0,01 μm bis 100 μm zur Anwendung [106]. Sie werden in unterschiedlichen Mengen zwischen 30 und 90 Gewichtprozent zugegeben und beeinflussen somit die Werkstoffeigenschaften [29].

Die meisten Klassifikationen von Komposits basieren auf der Art der verwendeten Füllstoffe, so auch der Vorschlag von LUTZ et al., der 4 Typen vorsieht [106], [166].


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Typ 1: Makrofüller-Komposits

Dieser älteste Typ findet heute kaum noch Verwendung. Die Partikelgröße der gängigen Makrofüller liegt zwischen 10-30 μm (selten deutlich größer) bei einem Gesamtanteil von ca. 60-73 Volumenprozent. Häufig werden geringe Mengen (1-7%) Mikrofüllerpartikel (s. u.) zugegeben, um die gewünschte Viskosität zu erreichen.

Typ 2: Homogene Mikrofüller-Komposits

Homogene Mikrofüller-Komposits werden mit sehr feinen SiO2-Glaspartikeln (0,04 μm) gefüllt. Generell gilt: Je kleiner die Füllerpartikel, um so größer ist der gesamte Oberflächenbereich. In diesem Fall heißt das, daß für mikrogefüllte Komposits eine vergleichbar große Menge an Kunststoff zugefügt werden muß, um alle Partikeloberflächen zu benetzen und eine zufriedenstellende Viskosität zu erreichen. Ein sehr hoher Kunststoffanteil in Komposits führt allerdings zu einer starken Polymerisationsschrumpfung und ungünstigen mechanischen Eigenschaften. Aus diesem Grund sind homogene Mikrofüller-Komposits nicht auf dem Markt zu finden.

Typ 3: Inhomogene Mikrofüller-Komposits

Mit diesem Komposittyp wurden die Nachteile der homogenen Mikrofüller-Komposits dadurch weitgehend eliminiert, daß man auspolymerisierte Typ 2 Komposits zerkleinerte und diese sogenannten Vorpolymerisate wiederum mit nicht-polymerisierten homogenen Mikrofüller-Komposit vermengte. Die Vorpolymerisate verhindern somit eine übermäßige Polymerisationsschrumpfung, indem der Monomeranteil vermindert wird (Tab. 2.4).

Der Vorteil von mikrogefüllten Komposits liegt in der geringen Größe der Füller, die unterhalb der Wellenlänge des sichtbaren Lichts liegt. Dies hat zur Folge, daß die Oberfläche stets homogen erscheint. Überdies besitzen sie ein niedriges Elastizitätsmodul, was für manche Indikationsbereiche von Vorteil sein kann (z.B. Silux Plus: 40 Volumenprozent anorganische Füllstoffe, durchschnittliche Partikelgröße 0,04 μm).


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Typ 4: Hybridkomposits

Bei diesem gängigen Typ wurde versucht, die positiven Eigenschaften der Mikro- und Makrofüller-Komposits zu vereinen, indem man Mikro- und Makrofüller einsetzt. Die Zwischenräume der großen Makrofüller wurden mit Mikrofüllerpartikeln aufgefüllt, mit dem Ziel einer geringen Polymerisationsschrumpfung und hohen Abrasionsfestigkeit (Tab. 2.4) [37], [107].

(z.B. Prodigy: 79 Gewichtsprozent Füllstoffe, durchschnittliche Partikelgröße 0,6 μm)

Tab. 2.4: Vergleich Hybridkomposits - mikrogefüllte Komposits

 

Hybridkomposits

Mikrogefüllte Komposits

Fülleranteil (Gew.-%)

80-85

35-55

Fülleranteil (Vol.-%)

55-65

25-35

Lineare Kontraktion (%)

0,1-0,2

0,2-0,6

Wasseraufnahme (Gew.-%)

1

3

2.1.1.3 Verbindungsagens (Coupling Agent, Silane)

Um eine Verbindung zwischen Kunststoff und Füllstoff zu erreichen, muß der Kunststoff die Füllerpartikel umfassen und eine chemische und mechanische Verbindung mit ihnen eingehen. Die Stärke der mechanischen Bindung ist von der Oberflächenstruktur und -größe der Füllpartikel abhängig. Kugelförmige Füllstoffe bieten eine kleinere Retentionsfläche als beispielsweise splitterförmige Teilchen.

Eine chemische Verbindung zwischen Matrix und Füllern stellt das Verbindungsagens her, das meist zu der Gruppe der Silane gehört. Hierbei handelt es sich um bifunktionelle Moleküle, die einen organischen und anorganischen Anteil aufweisen. Die Beschichtung der anorganischen Füllstoffe [Seite 17↓] mit Silanen bewirkt deren Hydrophobierung, wodurch die chemische Bindung mit der ebenfalls hydrophoben Kunststoffmatrix möglich wird.

Durch einen sowohl chemischen als auch mechanischen Verbund von Matrix und Füllstoffen werden die mechanischen Eigenschaften der Komposits erheblich verbessert (Tab. 2.2).

2.1.2 Glasionomerzemente

Ende der 60er Jahre wurden die Glasionomerzemente (GIZ) von WILSON und KENT entwickelt und 1972 unter dem Produktnamen ASPA auf den Markt gebracht. [169], [98], [17]. Der Name ASPA ist die Abkürzung für Alumino-Silikat-Poly-Acrylat und weist auf die Herkunft und Zusammensetzung hin. Die GIZ haben sich aus den Carboxylat- und Silikatzementen entwickelt [170], [53]. Das anorganische Glaspulver (Kalzium-Aluminium- bzw. Strontium-Fluoro-Silikat-Gläser) stammt von den Silikatzementen, die organische Flüssigkeit (Polyacryl- bzw. Polycarbonsäuren) von den Carboxylatzementen .

2.1.2.1 Abbindemechanismus

Der Abbindemechanismus der konventionellen GIZ beruht auf einer Säure-Base-Reaktion, die durch das Vermengen von Pulver und Flüssigkeit gestartet wird [111]. Aus dem Glaspulver werden durch einen Wasserstoffionenangriff überwiegend Ca2+ und Al3+ Metallkationen in Form von Fluoridkomplexen herausgelöst. In der ersten, sehr wasserempfindlichen Abbindephase (5-10 min) werden die Polycarbonsäuren hauptsächlich über die Kalziumionen vernetzt. Erst in der 2. Phase (10 min - 24 h) entstehen besser vernetzte Aluminiumpolycarboxylatkomplexe, die nicht mehr so wasserempfindlich sind wie die Kalziumpolycarboxylatkomplexe der ersten Abbindephase.


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2.1.2.2  Materialeigenschaften

Der große Vorteil der GIZ gegenüber den anderen Füllungsmaterialien ist, daß sie über einen längeren Zeitraum Fluoridionen freisetzen und somit kariespräventiv wirksam sind [51]. Die Fluoridionen stammen aus Natriumfluoridverbindungen, die bei der Vernetzungsreaktion der GIZ anfallen und nicht in die Matrix fest integriert werden [39], [150], [151].

Das thermische Expansionsverhalten sowie die thermische Leitfähigkeit entsprechen annähernd denen der Zahnhartsubstanz, die Abrasionswerte sind jedoch deutlich schlechter und lassen einen dauerhaften Einsatz im Kauflächenbereich nicht zu [153]. Metallverstärkte GIZ weisen diesbezüglich bessere Werte auf, sind aber für einen langfristigen Einsatz auch nicht empfehlenswert [108].

Was die Biege- und Kantenfestigkeit sowie die ästhetischen Aspekte angeht, so sind die GIZ den Komposits und Kompomeren eindeutig unterlegen und für einen Einsatz im Frontzahnbereich nicht geeignet (Tab. 2.2). Bedingt durch die große Oberflächenrauhigkeit ist das Material nicht hochglanzpolierbar. Eine erhöhte Plaqueansammlung konnte jedoch nicht festgestellt werden [158], [149], [49].

Ein weiteres Problem stellt die Feuchtigkeitsempfindlichkeit der GIZ in der primären Abbindephase dar. Die idealen Aushärtebedingungen liegen bei einer relativen Luftfeuchtigkeit von 80 %, zu starkes Austrocknen führt selbst nach Beendigung des Abbindeprozesses zu Rißbildungen [73].

Die Pulpaverträglichkeit der GIZ wird kontrovers diskutiert, eine direkte Überkappung ist kontraindiziert und in pulpanahen Bereichen (6 1 mm) sollte eine Unterfüllung gelegt werden [52], [81], [80].

2.1.3  Hybridionomere (lichthärtende GIZ)

Hybridionomere sind modifizierte GIZ, die zusätzlich polymerisierbare Methacrylate und Photoinitiatoren enthalten und somit die Vorteile der [Seite 19↓]Lichthärtung aufweisen [25]. Es finden zwei parallel ablaufende Abbindereaktionen statt. Einerseits die Säure-Base-Reaktion der herkömmlichen GIZ gewissermaßen als Dunkelreaktion, andererseits die Polymerisationsreaktion der Methacrylate initiiert durch Lichtaktivierung mit einer Polymerisationslampe. Als nachteilig erweist sich hierbei, daß das Licht nur bis in eine begrenzte Materialtiefe eindringen kann, wodurch die vollständige Polymerisation ausbleibt. Ein solcher Fehler muß mit Hilfe der Schichttechnik umgangen werden, einige Hersteller haben dieses Problem gelöst, indem sie zusätzlich chemische Polymerisationsinitiatoren dem Material zugesetzt haben.

2.1.3.1 Materialeigenschaften

Als Vorteil dieser Materialien gegenüber den konventionellen GIZ erweist sich neben der praktischen Anwendung auch eine geringere Neigung zur Krakelierung. Die Fluoridabgabe ist ähnlich, die mechanischen Werte sind etwas besser als bei herkömmlichen GIZ, die Abrasionsfestigkeit ist für den okklusionstragenden Bereich allerdings gleichermaßen unzureichend [114], [50], [97].

2.1.4 Kompomere

Die Kompomere weisen einen höheren Kunststoffanteil als die Hybridionomere auf und stehen somit den Komposits näher als den Glasionomerzementen. Sie bestehen aus einer Komponente und enthalten kein Wasser. Die Abbindereaktion der Kompomere läßt keine bzw. nur eine unbedeutende Säure-Base-Reaktion erkennen, sie beruht vielmehr auf der Polymerisation saurer Monomere (polyacrylsäure- bzw. polycarbonsäuremodifizierte Kunststoffe). Erst durch Wasseraufnahme im Laufe der Liegedauer kann es zu einer geringgradigen Säure-Base-Reaktion kommen.


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Bei den Füllkörpern handelt es sich um reaktive, ionenfreisetzende, z.T. fluoridhaltige Glaspartikel. Ein Ionenaustausch zwischen dem Glasfüllstoff und den Carboxylgruppen der Monomere und die dadurch bedingte Fluoridabgabe finden erst bei Wasseraufnahme durch Diffusion statt [96], [176].

2.1.4.1 Materialeigenschaften

Der Name Komp omer beinhaltet das Ziel dieser Entwicklung. Von den Glasion omer zementen sollten die positiven Eigenschaften Fluoridabgabe und einfache Handhabung übernommen werden, von den Komposits die guten Materialeigenschaften und Ästhetik [74], [131]. Die Tabelle 2.2 zeigt, daß dies zufriedenstellend gelungen ist, dennoch werden die Spitzenwerte der Ausgangsmaterialien nicht erreicht [56]. Infolge des hohen Kunststoffgehalts ist die Anwendung eines Primers für eine gute Haftung an der Zahnhartsubstanz unumgänglich, mit der Folge, daß die Verarbeitung langwieriger wird. [7]

Hinsichtlich der Ästhetik und der Polierbarkeit unterscheiden sich Kompomere nur unwesentlich von den Komposits.

2.1.5  Haftmechanismen (allgemein)

Entscheidend für einen dauerhaften Erfolg der Füllungstherapie ist unter anderem ein guter Verbund zwischen Füllwerkstoff und Zahnhartsubstanz. Als Adhäsion bezeichnet man das Aneinanderhaften unterschiedlicher Materialien, ursächlich hierfür sind molekulare oder atomare Anziehungskräfte (Adhäsionskräfte). Bei der mechanischen Retention kommt es dagegen nicht zu intermolekularen Wechselwirkungen. Demzufolge werden drei verschiedene Haftmechanismen unterschieden, die in der Praxis stets kombiniert vorkommen [35]:


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Die mechanische Retention setzt sich aus geometrischen und rheologischen Wirkungen zusammen. Sie beruht auf dem Vorkommen von Oberflächenrauhigkeiten und Unterschnitten, in die das Füllungsmaterial (mechanische Retention) oder ein Adhäsiv (mikromechanische Retention) eindringen kann. Bei einem Adhäsiv handelt es sich um eine Substanz, welche Oberflächen zweier Materialien benetzt und verbindet. Durch die polymerisationsbedingte Kontraktion der Adhäsive entsteht eine innige Verzahnung und Haftreibung.

Eine chemische Adhäsion findet auf atomarer oder molekularer Ebene statt. Die anzustrebende Bindungsart gerade im feuchten Mundmilieu sind kovalente oder ionische Bindungen, da sie wesentlich stabiler sind als Wasserstoffbrückenbindungen.

Eine eher untergeordnete Rolle spielt die physikalische Adhäsion. Hierbei handelt es sich um elektrostatische Wechselwirkungen zwischen polarisierten Molekülen (Dipolen, Van der Waals Kräfte). Diese Kräfte fördern jedoch die Benetzung von geätztem Schmelz und Dentin.

2.1.5.1  Schmelzhaftung der Komposits

Der Zahnschmelz ist eine poröse, devitale Substanz, die zu 86 Volumenprozent (95 Gew.-%) aus anorganischem Apatit und zu 14 Volumenprozent (5 Gew.-%) aus einer Matrix aus Proteinen und Wasser besteht. Der Schmelz setzt sich aus einer kristallinen Struktur, den sogenannten Schmelzprismen zusammen [137].

Wird der Schmelz oberflächlich mit 30-40%iger Phosphorsäure angeätzt, so werden die Schmelzprismen bevorzugt in den Kernzonen und der Prismenstabperipherie angelöst. An den Enden der Schmelzprismen bildet sich somit ein typisches Ätzmuster, das sich bis in eine Tiefe von 5-50 µm erstreckt. In Abhängigkeit von der Schmelzstruktur oder dem Anschnitt der Prismenstäbe, ist dieses Muster unterschiedlich ausgeprägt, am häufigsten findet man die typische Honigwabenstruktur [125], [63].


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Generell sollte der Schmelz vor dem Anätzen am Kavitätenrand angeschrägt werden. Auf diese Weise entsteht das günstigste Ätzmuster (quergetroffene Schmelzprismen), es wird aber auch die Haftoberfläche vergrößert. Die Gefahr der Schmelzrandfraktur sinkt und ein ästhetisch vorteilhafterer Übergang zwischen Zahn und Füllung wird geschaffen.

Die geätzte Oberfläche muß gründlich gereinigt und getrocknet werden, damit der niedrigvisköse, hydrophobe Versiegler in die Ätzstruktur eindringen kann [136]. Nach der Auspolymerisation des Versieglers kommt es zu der oben beschriebenen mikromechanischen Retention. Die Haftkraft sollte größer sein (620 MPa) als die Kräfte, die bei der Polymerisationsschrumpfung auftreten.

2.1.5.2  Dentinhaftung der Komposits

Im Gegensatz zu dem relativ homogen aufgebauten Schmelz unterscheidet sich das Dentin durch eine komplexere Struktur und einen größeren Anteil organischer Bestandteile (30 Vol.-% hauptsächlich Kollagen) und Wasser (20 Vol.-%). Zudem muß bedacht werden, daß nach jeder Präparation eine variabel dicke Schmierschicht (1-5 µm) dem Dentin aufliegt und die Öffnungen der Dentintubuli verschließt [40], [64], [137].

Diese relativ inhomogene Struktur war Anlaß, zunächst chemische Bindungen zwischen den organischen und anorganischen Bestandteilen des Dentins bzw. der Schmierschicht und der Kompositmatrix zu schaffen [10], [152]. Die auf diesem Haftprinzip aufbauenden Produkte wiesen allerdings keine ausreichende Haftung auf, deshalb strebt man heute vornehmlich eine mikromechanische Verbindung zwischen Adhäsiv und Dentin an [65]. In der Regel sind hierzu die drei Arbeitschritte Dentinkonditionierung, Priming und Bonding notwendig, um die sogenannte Hybridschicht zu etablieren [117]. Bei Dentinhaftmitteln der letzten Generation werden diese Schritte z.T. zusammengefaßt, was jedoch nicht bedeutet, daß eine der drei Funktionen nicht erfüllt würde.


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Bei der Dentinkonditionierung wird die Schmierschicht entfernt, außerdem werden das oberflächliche peri- und intertubuläre Dentin entmineralisiert. Als gut geeignet erweisen sich verschiedene Säuren (z.B. 10-40%ige Phosphorsäure, Maleinsäure) oder Komplexbildner (5-16%iges EDTA). Durch diesen Arbeitsschritt werden die Dentintubuli eröffnet und das Kollagengeflecht freigelegt [120].

Der anschließend aufzutragende Primer enthält vergleichsweise hydrophile Kunststoffmonomere (häufig Hydoxyethylmethacrylat (HEMA)) in einem Lösungsmittel, z.B. Wasser, Ethanol oder Azeton. Azeton erweist sich als besonders geeignet, da es das Wasser der konditionierten Oberfläche verdrängt und somit ein gutes Eindiffundieren des Kunststoffes ermöglicht.

Nachfolgend wird der Bonder, ein niedriggefüllter Kunststoff (z.B. BisGMA TEGDMA, UDMA, HEMA) appliziert, der die Dentinoberfläche einerseits benetzt und sich mit dem Primer vermischt, andererseits soll er dank seines amphiphilen Charakters den Verbund zum hydrophoben Kompositkunststoff herstellen [119]. Bevor jedoch das Kompositmaterial aufgetragen werden kann, müssen die Kunststoffe des Primers und Bonders polymerisiert werden, eine Hybridschicht ist somit hergestellt. Entscheidend für die Qualität dieser funktionell wichtigen Hybridschicht ist das Penetrationsvermögen der Monomere. Eine zu lange Ätzdauer bewirkt eine tiefe Demineralisation des Dentins, mit der Folge, daß die Kollagenfasern kollabieren und somit eine vollständige Penetration unmöglich wird. Das gleiche gilt für übermäßiges Trockenblasen des konditionierten Dentins, was ebenfalls das Zusammenfallen des Kollagens verursacht. Jedoch wird selbst bei lege artis Anwendung des Dentinadhäsivs in einigen Fällen eine unvollständige Ausfüllung der tiefsten Schicht des entmineralisierten Dentins gefunden. Diese sogenannte „Nanoleackage“ führt zu schlechteren Haftwerten oder manifestiert sich dadurch, daß klinisch randdichte Füllungen im Laufe der Zeit marginal verfärben [16]. Des weiteren mißt man der elastischen Hybridschicht eine Bedeutung als Kompensator der Polymerisationsschrumpfung des Komposits bei.


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2.1.5.3  Haftmechanismen der Glasionomerzemente

GIZ haften über polare und ionische Bindungen mit dem Hydroxylapatit des Schmelzes oder Dentins [42], [161]. Die Haftung am Dentin ist entsprechend seinem geringeren Anteil an Hydroxylapatit etwa 30 bis 50% geringer als am Schmelz. Die Haftkräfte der Komposits nach Schmelzätztechnik sind hingegen drei- bis fünfmal so groß wie die der chemischen Haftung der GIZ [3], [78], [104]. Generell weisen lichthärtende GIZ eine bessere Haftung an der Zahnhartsubstanz auf als konventionelle GIZ. Die Oberflächenkonditionierung der Kavität führt zu unterschiedlichen Ergebnissen. Während eine Ätzung des Dentins mit Phosphor- oder Zitronensäure keine Haftverbesserung der konventionellen GIZ bringt, erhöhen mit 25%iger Gerbsäure, 10 bis 25%iger Polyacrylsäure oder 5%igem Natriumhypochlorid vorbehandelte Oberflächen die Haftwerte [9], [115], [12]. Bei einer Vorbehandlung muß stets die Pulpenverträglichkeit gewährleistet sein, da es häufig zur Eröffnung der Dentintubuli kommt [66].

2.1.5.4  Haftmechanismen der Kompomere

Kompomere stehen chemisch den Komposits näher als den GIZ. Entsprechendes gilt für die Haftmechanismen, die ebenfalls über mikromechanische Verankerungen zustande kommen [1]. Kompomere benötigen stets einen Primer, der eine Hybridschicht aufbaut. Um den Vorteil der einfachen Handhabung der Kompomere gegenüber den Komposits aufrechtzuerhalten, handelt es sich hierbei um sogenannte One-Bottle-Systeme, die Konditionierer, Primer und Bonder zusammenfassen [23], [22], [131].

2.1.6 Marginale Adaptation

Der langfristige, möglichst nahtlose Verbund zwischen Zahn und Füllung ist einer der Hauptvoraussetzungen für eine erfolgreiche Füllungstherapie. Der


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Hauptfaktor, die Polymerisationsschrumpfung (Komposits: 1,5-7,1 Vol%, GIZ 1,4-6,7 Vol%), der den wirksamen Verbund negativ beeinflussen kann, wurde bei der Darstellung der Materialeigenschaften der einzelnen Werkstoffe bereits weiter oben charakterisiert, letztendlich gibt es jedoch noch weitere Elemente, die auf eine dauerhafte marginale Adaptation Wirkung ausüben [59], [46], [61]. Generell gilt: bestehen Bindungen zwischen Füllungsmaterial und Zahnhartsubstanz, so kann eine freie Kontraktion des Materials nicht stattfinden. Es kommt zum Aufbau von Spannungen, die letztendlich im Versagen des Verbundes resultieren können.

2.1.6.1 Flow

Flow beschreibt das Fließverhalten auf molekularer Ebene des nicht vollständig auspolymerisierten Füllwerkstoffes. Interne Spannungen des Teilpolymerisats werden durch räumliche Neuorientierung der Moleküle ausgeglichen; je schneller die Polymerisation verläuft, desto geringer ist die Wirkung des Flow. Der Flow gleicht also Polymerisationsschrumpfungskräfte teilweise aus [19], [4], [36].

2.1.6.2  Konfiguration der Kavität

Das Ausmaß der Spannungsreduktion durch Flow hängt des weiteren vom Verhältnis der freien ungebundenen Oberfläche zum Restaurationsvolumen ab [46], [44]. Dieser Zusammenhang wird mit Hilfe des C-Faktors (configuration factor) beschrieben, der eine Prognose der zu erwartenden Kontraktionsspannungen in Abhängigkeit von der Kavitätenform erlaubt. Hiernach treten bei Restaurationen von kleinem Volumen und großer gebundener Oberfläche (z.B. adhäsive Inlaybefestigung) höhere Spannungen auf als im gegenteiligen Fall (Eckenaufbau).


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2.1.6.3  Elastizitätsmodul (E-Modul)

Das E-Modul wird in PASCAL (N/m²) angegeben und beschreibt die Verformbarkeit eines Materials. Je höher der Wert, desto geringer ist bei gegebener Kraft die Verformung. Für den okklusionstragenden Bereich sollten ähnliche oder etwas höhere Werte wie die des Dentins (18,5 GPa) erreicht werden [167], während niedrigere Werte für Klasse V Kavitäten vom Vorteil sind (Ausgleich von Schrumpfungsspannungen) [87], [88].

2.1.6.4 Hygroskopische Expansion

Die organische Phase aller hier angewandten Füllungsmaterialien nimmt in Abhängigkeit von Zeit, Material und Oberfläche Wasser auf. Dies führt zu einer geringen Verschlechterung der mechanischen Eigenschaften. Durch die Wasseraufnahme kommt es zu einer Expansion des Materials, die theoretisch als Kompensation der Polymerisationsschrumpfungsspannungen angesehen werden kann [90], [45].

Glasionomermaterialien sind schon in der Abbindephase sehr empfindlich gegenüber Wassereinfluß, der dann auch Einwirkung auf das mechanische Verhalten hat [27], [144]. Schon nach 3-4 h kann eine Überkompensation des Schrumpfungsstresses stattfinden [47].

2.1.6.5 Thermisches Volumenverhalten

Der lineare thermische Ausdehnungskoeffizient α gibt die relative Längenveränderung eines Materials bei einer Temperaturveränderung um 1ºK an. Er liegt für Zahnhartsubstanz im Bereich von 8-10 x 10-6/ºK [148], während er für Kompositmaterialien deutlich höher bei 17,4-83,5 x 10-6/ºK liegt [99]. Glasionomerzemente nehmen einen Mittelwert ein (3,9-31,5 x 10-6/ºK) [112], [71].


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Gibt es deutliche Unterschiede zwischen Zahnhartsubstanz und Füllungsmaterial hinsichtlich ihrer Expansionskoeffizienten, so kann dies zu einer Verschlechterung der marginalen Adaptation bei Temperaturwechseln führen [116]. Vor allem bei einer Temperaturerniedrigung kann es zu einer Vergrößerung schon vorhandener Randspalten kommen [155].

2.1.7 Polierbarkeit zahnfarbiger Füllungsmaterialien

Im Anschluß an die Applikation müssen die ausgehärteten Füllungsmaterialien ausgearbeitet werden. Ziel ist es, ein ästhetisch anspruchsvolles Gesamtergebnis zu erzielen, sowie die Voraussetzungen für eine funktionell lang haltbare Restauration zu schaffen. Die Oberflächen der Füllungen und der umgebenen Zahnhartsubstanz sollen eine glatte Oberfläche aufweisen, um eine Plaqueretention zu verhindern, die schon bei einer Rauhigkeit von 0,7-1,44 µm feststellbar ist [101], [163], [26], [139]. Der Übergang vom Zahn zur Füllung soll nahtlos verlaufen. Überstände und Kanten sind Plaqueretentionsstellen und können somit eine Gewebeirritation hervorrufen.

Die Oberflächenqualität einer fertig ausgearbeiteten Restauration ist von dem Füllungsmaterial und den zur Ausarbeitung eingesetzten Instrumenten abhängig. Die glatteste Oberfläche wird bei plastischen zahnfarbigen Werkstoffen stets nach Aushärtung unter einem lichtdurchlässigen Kunststoffmatrizenband erzielt [173], [Seite 28↓][171]. In den seltensten Fällen können die Füllungen hiernach jedoch unbearbeitet belassen werden.

Es gibt eine ganze Reihe von Studien, die sich mit den unterschiedlichsten Poliersystemen und deren Qualität an verschiedenen Füllungsmaterialien befassen [28], [160], [70], [86], [79], [77]. In den meisten Fällen wird das Ergebnis anhand von Rauhigkeitsmessungen dokumentiert, selten mit komplizierten Lichtreflexionsmessungen [132], [79].

Das Ergebnis dieser Studien zeigt, daß unabhängig vom Material Aluminiumoxid-Scheiben die glatteste bearbeitete Oberfläche erzielen [11]. Hierbei gibt es

geringfügige Unterschiede zwischen den verschiedenen Systemen (Ra-Werte zwischen 0,14-0,67 µm für Komposits und 0,7-1,7 µM für lichthärtende GIZ). Der zusätzliche Gebrauch von Polierpasten erzielt jedoch keine signifikante Verbesserung [146], [28]. Somit stellen belegte Scheiben das Mittel der Wahl zur Ausarbeitung von Füllungen dar.

Nicht alle Flächen sind jedoch Polierscheiben zugänglich, von daher müssen beispielsweise starke Infrawölbungen an den Lingualflächen der Schneidezähne mit knospen- oder kugelförmigen Diamant- oder Hartmetallinstrumenten bearbeitet werden.

Eine Untersuchung von LIM ergab, daß der Zeitpunkt der Politur (sofort nach Applikation oder 1 Woche später) keinen Einfluß auf die Oberflächenqualität hat [103].

Die Frage, ob sich Diamant- oder Hartmetallinstrumente besser für eine abschließende Bearbeitung eignen, wird kontrovers diskutiert [140]. Die Mehrzahl der Autoren schlägt vielschneidige Hartmetallfräser für den letzten Arbeitsgang an Kompositmaterialien und Zahnhartsubstanz vor, während sich Diamanten anscheinend besser für GIZ eignen [8], [86].

Von den Füllungsmaterialien weisen die GIZ die größte Oberflächenrauhigkeit auf (nach Aushärtung unter Kunststoffmatrize Ra=0,64-0,72 µm), während Komposits deutlich bessere Werte erreichen (Ra=0,12-0,27 µm). Hybridkomposits und Mikrofüller-Komposits weisen keine signifikanten Unterschiede auf, ähnliches gilt für die Gruppe der Kompomere, die etwas schlechtere Werte als die Komposits erreichen [77].


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2.1.7.1  Negative Folgen der Ausarbeitung

Die Tatsache, daß bei der Ausarbeitung Kräfte auf die Restauration einwirken, läßt vermuten, daß hierbei auch unerwünschte Nebeneffekte auftreten können. Nur wenige Studien beschäftigen sich mit möglichen, durch die Präparation hervorgerufenen Schäden.

Anfänglich wurde angenommen, daß der große Verschleiß von Restaurationen im Seitenzahnbereich auch durch Schäden unterhalb der Füllungsoberfläche, verursacht durch die Ausarbeitung, hervorgerufen wurde [102], [126]. FERRACANE fand jedoch keine signifikante Zunahme solcher Schäden nach der Ausarbeitung [48]. Die untersuchten Diamant- und Hartmetallfinierer unterschieden sich ebenfalls nicht signifikant.

XU et al. konnten in einer Studie unterschiedlich lange Risse im Schmelz nach Bearbeitung mit Diamantinstrumenten feststellen [30], [174]. Die Größe der Risse ist abhängig von der Diamantkörnung.

Die Frage, inwiefern Randspalten zwischen Zahn und Füllung durch die Präparation verursacht werden, ist nicht leicht zu beantworten, da mehrere Faktoren auf die Spaltbildung einwirken [177]. BRACKETT et al. verglichen Diamant- und Hartmetallinstrumente und konnten für beide Instrumente am Schmelz keine Randspalten feststellen [21]. In den Dentinbereichen verursachten Hartmetallfinierer mehr Randspalten als Diamantfinierer. Der Unterschied war jedoch nicht signifikant.

2.2 Rotierende Instrumente

Die Anzahl der sich auf dem Markt befindlichen Instrumentenarten, -formen und -größen ist unübersichtlich groß, mehr als 8000 Variationen wurden bereits 1986 beschrieben [89], [100]. Heute dürfte sich ihre Zahl noch einmal stark erhöht haben. Die Praxis zeigt allerdings, daß sich nur wenige Arten für den alltäglichen Einsatz durchgesetzt haben.


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2.2.1  Klassifikation

Die Klassifikation rotierender Instrumente erfolgt aus technischer und funktioneller Sicht und kann somit auf verschiedenartige Weise betrachtet werden.

Eine eher technische Klassifikation erfolgt über das ISO-Nummernsystem (ISO 6360), das wesentliche Eigenschaften des Instrumentes beschreibt (Abb. 2.1) [89].

Aus zahnärztlicher Sicht ist eher eine funktionell orientierte Klassifikation von Interesse, die nicht unwesentlich durch die Beschaffenheit des Materials des Arbeitsschafts geprägt wird. Man unterscheidet im Wesentlichen Diamantinstrumente von Hartmetallinstrumenten, hinzu kommen belegte Scheiben, keramische Schleifkörper (Steinchen), elastische Polierkörper (Gummis), Filze und Bürsten. Letztere dienen mehrheitlich der Politur.

Abb. 2.1: ISO-Nummernsystem


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2.2.2  Begriffsdefinition

Unter „Bohren“ wird umgangssprachlich allgemein das Arbeiten mit rotierenden Instrumenten verstanden, man unterscheidet jedoch die Vorgänge Bohren, Fräsen und Schleifen.

Der Begriff Bohren wird im allgemein-technischen Sinne nur in Verbindung mit einem axialen Vorgehen verwandt. Das heißt, daß per definitionem nur beim Herstellen von Löchern gebohrt wird.

Unter Fräsen wird der Vorgang des Spanabhebens mit vielschneidigen Instrumenten zur Erzeugung von ebenen oder gekrümmten Flächen verstanden. Dieser Vorgang bezieht sich im Wesentlichen auf Hartmetallinstrumente, die nicht dem axialen Vorschub dienen.

Mit Schleifen wird der gleiche Vorgang wie das Fräsen beschrieben, mit dem Unterschied, daß die Spanabhebung mit keramischen oder diamantenen Schleifkörpern und nicht mit Schneiden erfolgt.

2.2.3 Theoretische Grundlagen

Beim Arbeiten mit rotierenden Instrumenten sind einige grundlegende Dinge zu beachten, die die Qualität des Ergebnisses beeinflussen können.

Die Leistung eines spanabhebenden Vorgangs, also die Zerspanungsmenge pro Zeiteinheit, ist von vielen Faktoren abhängig [143]. Beim zahnärztlichen Einsatz von rotierenden Instrumenten, kommt es allerdings meistens nicht vordergründig auf die Leistung an, sondern auf andere Faktoren, wie z.B. das Erzielen möglichst glatter Oberflächen oder gute Schneideigenschaften. Jedoch werden durch die Variation einiger dieser leistungsbeschreibenden Faktoren ideale Voraussetzungen für den zahnärztlichen Gebrauch geschaffen.


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Die Schnittgeschwindigkeit wird nach der Formel V= Ø *π * U/min berechnet und in m/min angegeben. Die Formel macht deutlich, daß die Geschwindigkeit des eingesetzten Instrumentes nicht nur von der Drehzahl des Antriebs abhängt, sondern auch von dem Kopfdurchmesser an der größten Stelle. Für die Praxis bedeutet das, daß bei der Wahl der Drehzahl stets die Instrumentengröße beachtet werden muß, um eine zu große Wärmeentwicklung, verursacht durch eine zu hohe Schnittgeschwindigkeit, zu vermeiden. Die Schnittgeschwindigkeit ist die Hauptbezugsgröße für die Arbeitsleistung [172].

Ferner besteht ein Zusammenhang zwischen der Schnittgeschwindigkeit und der Oberflächenrauhigkeit. Hartmetall- und Diamantinstrumente erzeugen bei sehr hohen Geschwindigkeiten rauhere Oberflächen. Bei Diamantinstrumenten ist dieser Zusammenhang stärker ausgeprägt als bei Hartmetallinstrumenten [72].

2.2.3.1 Drehmoment

Generell ist das Drehmoment der maschinengetriebenen Dentalantriebe denen der luftgetriebenen überlegen. Ein hohes Drehmoment bedeutet eine hohe Durchzugskraft. Dieser Zusammenhang ist beim hoch- und höchsttourigen Schleifen zu beachten, um Schäden zu vermeiden [164].

2.2.3.2 Wärmeentwicklung

Die Wärmeentwicklung wird von der Drehzahl, von der Belastung (Anpreßkraft in N), von der Eigenart der Instrumente und des Arbeitsobjektes sowie der Art und Menge der Kühlung beeinflußt.

Sie hat eine Einwirkung auf die Arbeitsleistung des Instrumentes, auf den Zustand der bearbeitenden Substanzen und auf die Beschaffenheit des Arbeitsmittels selbst. Bei 325°C ist ein Stahlbohrer vollständig enthärtet und verliert seine


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Schneidfähigkeit, bei 220°C unterschreitet seine Härte die des Schmelzes. Übertemperaturen verringern nicht nur die Flexibilität der Instrumente und erhöhen ihre Bruchgefahr, sondern sind selbstverständlich auch biologisch gesehen gefährlich (Schädigung der Pulpa).

2.2.3.3 Vibrationseffekte

Abb. 2.2: Schwingwege rotierender Instrumente in Abhängigkeit der Drehzahl [89]

Vibrationseffekte entstehen durch einen unrunden Lauf des Instrumentes, verursacht durch laterales Ausschwingen des Bohrkopfes. Der Grund hierfür ist in einem Lagerschaden des Antriebs oder in einer produktions- oder beschädigungsbedingten Unwucht des Bohrers selbst zu suchen [162]. Schlimmstenfalls führt eine Unwucht zum Abknicken des Instrumentenkopfes oder zu einem Defekt im Antriebslager. Geringe Abweichungen von der Norm


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machen sich als Unebenheiten und Schäden auf der Oberfläche des zu bearbeitenden Werkstückes bemerkbar [157].

Selbst unbeschädigte Instrumente weisen eine minimale drehzahlabhängige Schwingung auf (Abb. 2.2).

2.2.4  Diamantschleifer

In der Zahnmedizin werden seit mehr als 100 Jahren rotierende Instrumente für die Zahnpräparation eingesetzt [156], [142]. Die ersten Instrumente wurden aus Stahl, später aus Wolfram-Karbid-Verbindungen hergestellt. Die heute am häufigsten eingesetzten Instrumente sind allerdings Diamantschleifer. Das Hauptproblem bei der Herstellung von Diamantinstrumenten bestand im Verbund der Diamantpartikel mit dem Metallschaft.

Bei den ersten 1897 von Willmann und Schröder in Berlin hergestellten Diamantschleifern wurden die Diamantkörnchen durch Aufhämmern auf den Schaft aufgebracht [38]. Die Standzeit dieser Instrumente war noch sehr gering. Erst 1939 wurde von Drendel das noch heute übliche galvanische Bindungsverfahren entwickelt [159].

Die modernen Diamant-Schleifinstrumente sind universell anwendbar und zeichnen sich durch einen weichen vibrationsarmen Lauf sowie eine lange Formbeständigkeit und Standzeit aus. Sie sind sowohl links- als auch rechtsdrehend einsetzbar.

2.2.4.1 Aufbau eines Diamantschleifers

Ein Diamant-Schleifinstrument besteht aus drei Elementen:


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Stahlrohling

Das Ausgangsmaterial für den Rohling sind in Stangenform angelieferte hochfeste, rostfreie Spezialstähle, deren Bruch- und Biegefestigkeit nach dem Drehen durch eine Vakuum-Wärmebehandlung verbessert wird [92]. Ein hohes Ausmaß an Form- und Maßgenauigkeit dieser Rohlinge ist Voraussetzung für eine gute Rundlaufpräzision.

Diamantschleifkorn

Es werden sowohl Naturdiamanten als auch synthetisch hergestellte Diamanten verwendet. Die Mehrzahl der Hersteller verwendet Naturdiamanten, da sie in ihrer Kornform variabler und somit besser geeignet sind. Durch spezielle Zerkleinerungsverfahren ist es heute jedoch möglich, Synthetikdiamanten in ähnliche Strukturen zu brechen. Für eine optimale mechanische Verbindung sollte das Diamantkorn an der Oberfläche rauh und unregelmäßig beschaffen sein, sowie eine oktaederförmige Kornform besitzen. Die mittlere Korngröße reicht von 8–150 µm und ist ausschlaggebend für die Schleifleistung und für die Oberflächengüte des bearbeiteten Werkstücks. Eine große Körnung hat eine hohe Zerspanungsmenge, aber auch eine rauhe Oberfläche zur Folge [141].

Galvanische Metallbindung

Ein komplizierter elektrochemischer Prozeß stellt die Bindung der Diamanten zum Rohling her. Je nach Hersteller und Verwendungszweck (Einweg-, Mehrweginstrumente) werden die Diamantkörner in einer oder mehreren Lagen galvanisch in Nickel eingebettet. Die Einbettiefe und die Belegdichte der Diamanten haben Einfluß auf die Standzeit und Schleifleistung der Instrumente. Die Belegdichte ist abhängig von der Kornform und Größe. 60-70% der Oberfläche ist bei guten Mehrweginstrumenten mit Diamanten belegt [82].


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Abb. 2.3: Verbundschichten Rohling - Diamant

Die Abbildung 2.3 zeigt die mehrschichtige Einbettung der Diamantkörner. Die zuerst aufgebrachte Dämpfungsschicht dient der elastischen Lagerung der Körner mit dem Ziel, eine lange Standzeit zu erreichen. In der Bindungsschicht werden die Diamantkörner mechanisch festgehalten; je rauher und unregelmäßiger die Oberfläche der Diamanten ist, desto besser ist ihre Verankerung.

Eine glättende Abschlußschicht verhindert das Festsetzen von Schleifspänen auf der Bindung und sorgt für einen störungsfreien Spänetransport.

2.2.5  Hartmetallfinierer

Hartmetallbohrer und -finierer sind Präzisonsinstrumente mit hoher Schneidfähigkeit und Standzeit. Sie sind universell für verschiedene Präparationen und für die Bearbeitung vieler zahnärztlicher und zahntechnischer Materialien geeignet. Sie werden mit den Arbeitsteilen oder im Ganzen aus einer Wolfram-Karbid-Verbindung mit unterschiedlichen Schäften hergestellt. Die [Seite 37↓]stabile Konstruktion, die präzise Verzahnung und optimale Maß- und Rundlaufgenauigkeit sind notwendig, um gute Arbeitsergebnisse zu erzielen.

Die ersten Hartmetallinstrumente wurden 1947 von DENTATUS und S.S. WHITE auf Krupp-Stahl Basis gefertigt [89]. Die Vickershärte heutiger Instrumente liegt bei 1600 HV [91].

Komet Hartmetallfinierer setzen sich aus drei Elementen zusammen:

Das Arbeitsteil aus Hartmetall wird als Rohling auf den Stahlschaft angelötet. Anschließend wird die Verzahnung in das Arbeitsteil geschliffen und die Schaftart (Handstück, FG, Winkelstück) ausgearbeitet. In der Endprüfung werden Rundlauf, Schaftdurchmesser und die Verzahnung kontrolliert [91].

2.2.5.1  Schneidengeometrie

Abb. 2.4: Wirkwinkel eines Hartmetallfräsers


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Die Art der Verzahnung bestimmt die wesentlichen Eigenschaften eines Hartmetallfräsers [62]. Je nach Anwendungszweck weisen Hartmetallinstrumente unterschiedlichste Konstruktionsmerkmale auf. Die Variation der Wirkwinkel (Frei-, Keil- und Spanwinkel, siehe Abb. 2.4) ändert die Eigenschaften auf folgende Weise:

Spanwinkel

Der Spanwinkel beeinflußt die Spanbildung sowie die Schneidleistung und die Schnittkräfte. Rotierende Dentalinstrumente verfügen in der Regel über negative Spanwinkel. Wird ein zu großer negativer Spanwinkel gewählt, so ist das Ergebnis eine zu geringe Schneidleistung [6]. Der Kombifinierer weist einen kleinen Spanwinkel auf und zeichnet sich somit im Rechtslauf durch eine hohe Schneidleistung aus. Für den Linkslauf sind die Winkel anders definiert, der Spanwinkel ist in diesem Fall sehr groß, die Schneidleistung entsprechend geringer.

Keilwinkel

Der Keilwinkel bestimmt den Kraftaufwand beim Eindringen der Schneide in das zu bearbeitende Material. Je kleiner der Spanwinkel ist, um so kleiner ist auch der Kraftaufwand. Der Keilwinkel muß dem Material angepaßt sein. Eine Scheide mit zu kleinem Keilwinkel bricht, wenn die Härte des Materials groß ist.

Freiwinkel

Der Freiwinkel beeinflußt die Reibung zwischen Instrument und zu bearbeitender Materialoberfläche und somit die Wärmeentwicklung. Ein zu geringer Freiwinkel verhindert das Eindringen der Scheide in den Werkstoff.

Abb. 2.5 Drallwinkel

Drallwinkel

Die Drallrichtung ist bei den meisten zahnärztlichen Bohr- und Fräsinstrumenten „rechts“. Durch den Rechtsdrall wird das Werkstück zum Fräser hingezogen. Ziel ist es, einen innigen, vibrationsarmen Kontakt herzustellen, was für das Freihandfräsen von Vorteil ist.

Lediglich für die zahntechnische Parallelfrästechnik an Wachsobjekten wird der Linksdrall bevorzugt. Das Werkstück wird in diesem Fall vom Instrument weg auf die Auflage gedrückt.[Seite 39↓]

Anzahl der Schneiden

Die Anzahl der Schneiden variiert von 6 bis 30 und mehr Schneiden und ist vom Kopfdurchmesser und dem Anwendungszweck abhängig. Mit zunehmender Schneidenanzahl nimmt in der Regel die Laufruhe und die erzielte Oberflächengüte zu, während die Schneidleistung abnimmt [127], [118].


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19.10.2004