Werkstoffkunde in der Zahnmedizin E-Book

• Herausgeber: Thieme
• Kategorie: Fachliteratur
• Sprache: Deutsch

Seitenzahl: 1192

Veröffentlichungsjahr: 2018

Beschreibung

Endlich ist die zahnmedizinische Materialwissenschaft nicht mehr trocken und theorielastig: Das erfahrene Autorenteam präsentiert dieses wichtige Gebiet der Zahnmedizin durch praktische Anwendungsansätze und moderne Techniken auf einzigartige und spannende Weise neu.

Nicht nur die reine Werkstoffkunde, sondern der klinische Bezug und der angewandte Aspekt der Patientenaufklärung bilden den inhaltlichen Schwerpunkt dieses neuartigen Werkes.

Praxisnah und anwendungsorientiert

• Kompakte Beschreibung von Aufbau, Struktur und Zusammensetzung aller Materialien mit Hinweisen für die spätere Anwendung.
• Zahlreiche aussagekräftige Fotos und Grafiken zur Veranschaulichung von Materialeigenschaften und materialwissenschaftlichen Zusammenhängen.
• Ausführliche Vor- und Nachteile aller Materialien als Entscheidungshilfe für die Behandlung.
• Strukturierte Handlungsanleitungen und Tipps und Tricks der Autoren zur unkomplizierten Umsetzung in der Praxis.

Übersichtlich und anschaulich

• Optimale Vorbereitung auf Klausuren und Praxisphasen für den einsteigenden Zahnmedizinstudenten, Zahntechniker und auch angrenzende Wissenschaftsgebiete.
• Kompaktes Wissen für die Praxis: die gesamte zahnärztliche Materialkunde zusammengefasst in einem Band.

Spannend und zukunftsweisend

• Ausführliche Beschreibung und Anleitung neuer moderner Technologien, wie intraorale Abformmethoden, CAD/CAM-Verfahren, additives Rapid Prototyping und weitere innovative Technologien.

Jederzeit zugreifen: Der Inhalt des Buches steht Ihnen ohne weitere Kosten digital in der Wissensplattform eRef zur Verfügung (Zugangscode im Buch). Mit der kostenlosen eRef App haben Sie zahlreiche Inhalte auch offline immer griffbereit.

Leseprobe

Werkstoffkunde in der Zahnmedizin

Moderne Materialien und Technologien

Herausgegeben von

Martin Rosentritt, Nicoleta Ilie, Ulrich Lohbauer

Unter Mitarbeit von

Michael Behr, Renan Belli, Aldo R. Boccaccini, Jon Forstreuter, Roland Frankenberger, Uwe Gbureck, Robert Gmeiner, Sebastian Hahnel, Markus Kraft, Albert Mehl, Verena Preis, Sven Reich, Markus Schmidtke, Daniel Snétivy, Jürgen Stampfl, Bogna Stawarczyk, Roland Strietzel, Michael Wendler, Julia Will, Bernd Wöstmann, Moritz Zimmermann

442 Abbildungen

Inhaltsverzeichnis

Teil I Einführung

1 Materialauswahl und grundlegende Unterscheidungen

Teil II Zahnärztliche Materialien

2 Abformmaterialien

2.1 Einleitung

2.2 Grundsätzliche Anforderungen an Abformmaterialien

2.2.1 Präzision

2.2.2 Oberflächenreproduktion und Fließfähigkeit

2.2.3 Hydrophilie

2.2.4 Deformierbarkeit und Rückstellvermögen

2.2.5 Reißfestigkeit

2.2.6 Dimensionsstabilität

2.2.7 Desinfizierbarkeit

2.2.8 Kompatibilität mit Modellmaterialien

2.2.9 Biokompatibilität

2.3 Materialspezifische Charakteristika

2.3.1 Elastomere

2.3.2 Polysaccharide

2.3.3 Sonstige Abformmassen

2.4 Klinische Aspekte

2.4.1 Abformverfahren

2.4.2 Abformlöffel

2.4.3 Modellherstellung

2.4.4 Biologische Parameter

2.4.5 Verbesserung der Resultate durch Standardisierung

2.5 Klinische Studien

2.6 Literatur

3 Adhäsive

3.1 Einleitung

3.2 Definitionen und Voraussetzungen

3.2.1 Schmelzhaftung

3.2.2 Dentinhaftung

3.3 Klassifikation der Adhäsivsysteme

3.3.1 Self-etch-Adhäsive

3.3.2 Adhäsive zur Polymerisation ohne Licht

3.3.3 Adhäsive mit Füllkörperzusatz

3.3.4 Universaladhäsive

3.3.5 Konfigurationsfaktor und Haftung

3.4 Wertung der Adhäsivsysteme

3.5 Klinische Aspekte

3.5.1 Klinische Realität beim Dentinbonding

3.5.2 Klinische Hürden bei der Anwendung

3.5.3 Biokompatibilität von Adhäsiven

3.5.4 Postoperative Hypersensitivitäten

3.5.5 Anwenderstudien

3.6 Zusammenfassung

3.7 Literatur

4 Glasionomerzemente

4.1 Einführung

4.2 Historische Entwicklung

4.3 Chemischer Aufbau und Abbindereaktion

4.3.1 Säure-Base-Reaktion

4.3.2 Reaktive Ionomergläser

4.3.3 Polycarbonsäuren

4.4 Materialeigenschaften

4.4.1 Linear-elastische mechanische Eigenschaften

4.4.2 Verschleiß und Ermüdung

4.4.3 Thermische Kompatibilität

4.4.4 Haftung an der Zahnhartsubstanz

4.4.5 Kariostatische Eigenschaften

4.4.6 Klinische Bewährung

4.5 Verstärkungskonzepte

4.5.1 Verringerung der Porosität

4.5.2 Partikelverstärkung

4.5.3 Kunststoffmodifikation

4.5.4 Kunststoffbeschichtung

4.6 Zusammenfassung

4.7 Literatur

5 Dentale Befestigungsmaterialien

5.1 Aufgaben und klinische Anwendung

5.1.1 Unterschiede Befestigung Zahn – Implantat

5.1.2 Formen der Befestigung von Restaurationen

5.1.3 Einteilung der Befestigungsmaterialien

5.2 Phenolate

5.2.1 Zinkoxid-Eugenol-Zemente, Zinkoxid-Ethoxybenzoesäure-Zemente, eugenolfreie Zinkoxidzemente

5.3 Phosphate

5.3.1 Zinkoxid-Phosphat-Zemente

5.4 Polycarboxylate

5.4.1 Zinkoxid-Carboxylat-Zemente

5.4.2 Glasionomerzemente

5.5 Polymethacrylate

5.5.1 Polycarbonsäuremodifizierte Komposite/Kompomere

5.5.2 Befestigungskomposite

5.6 Literatur

6 Kunststoffe

6.1 Einleitung

6.1.1 Polymermaterialien

6.1.2 Polymerisation

6.1.3 Monomere

6.1.4 Hilfsstoffe

6.1.5 Wichtige Begriffe

6.2 Temporäre Kunststoffe

6.2.1 Einführung

6.2.2 Klinische Herstellung

6.2.3 Aufbau, Struktur, Zusammensetzung

6.2.4 Eigenschaften

6.2.5 Grenzflächen

6.2.6 Beständigkeit und Degradation

6.2.7 Klinische Studien und Bewährung

6.2.8 Klinische Aspekte

6.2.9 Zusammenfassung

6.3 Prothesenkunststoffe

6.3.1 Einführung

6.3.2 Aufbau, Struktur, Zusammensetzung

6.3.3 Eigenschaften

6.3.4 Grenzflächen

6.3.5 Alterung, Degradation, Lebensdauer und Versagen

6.3.6 Klinische Studien und Bewährung

6.3.7 Klinische Aspekte

6.3.8 Zusammenfassung

6.4 Prothesenzähne

6.4.1 Einführung

6.4.2 Aufbau, Struktur, Zusammensetzung

6.4.3 Eigenschaften

6.4.4 Grenzflächen

6.4.5 Beständigkeit und Degradation

6.4.6 Klinische Studien und Bewährung

6.4.7 Klinische Aspekte

6.4.8 Zusammenfassung

6.5 Versiegelungsmaterialien und Lacke

6.5.1 Einführung

6.5.2 Aufbau, Struktur, Zusammensetzung

6.5.3 Eigenschaften

6.5.4 Grenzflächen

6.5.5 Beständigkeit und Degradation

6.5.6 Klinische Studien und Bewährung

6.5.7 Klinische Aspekte

6.5.8 Zusammenfassung

6.6 Faserverstärkte Kunststoffe

6.6.1 Einführung

6.6.2 Aufbau, Struktur, Zusammensetzung

6.6.3 Eigenschaften

6.6.4 Grenzflächen

6.6.5 Alterung, Degradation, Lebensdauer und Versagen

6.6.6 Klinische Studien und Bewährung

6.6.7 Klinische Aspekte

6.6.8 Zusammenfassung

6.7 PAEK-Werkstoffe

6.7.1 Einführung

6.7.2 Aufbau, Struktur, Zusammensetzung

6.7.3 Eigenschaften

6.7.4 Grenzflächen

6.7.5 Alterung

6.7.6 Klinische Studien und Bewährung

6.7.7 Klinische Aspekte

6.7.8 Zusammenfassung

6.8 Kunststoffe für spezielle Anwendungen

6.8.1 Kunststoffe für spezielle Anwendungen in subtraktiver, additiver, konventioneller oder lichthärtender Verarbeitung

6.8.2 Kunststoffe zur Folienverarbeitung im Tiefziehverfahren

6.9 Literatur

7 Direkte und indirekte Komposite

7.1 Einführung

7.2 Aufbau, Struktur, Zusammensetzung

7.2.1 Organische Matrix

7.2.2 Füllkörper

7.2.3 Haftvermittler

7.2.4 Initiatoren und andere Additive

7.3 Klassifikation und Entwicklungsschritte der Komposite

7.4 Direkte Füllungskomposite

7.4.1 Kompositklassen

7.4.2 Eigenschaften plastischer Komposite

7.4.3 Klinische Aspekte

7.5 Indirekte Komposite

7.5.1 Kunststoffbasierte CAD/CAM-Materialien

7.5.2 Verblendkomposite

7.6 Lichtpolymerisation

7.6.1 Lichtpolymerisationsgeräte

7.6.2 Klinische Aspekte der Lichtpolymerisation

7.6.3 Tipps für eine korrekte Lichtpolymerisation

7.6.4 Polymerisation diverser Materialien

7.7 Zusammenfassung

7.8 Literatur

8 Keramische Materialien

8.1 Geschichtliche Entwicklung der Dentalkeramik

8.2 Glas und Keramik – Grundlagen

8.2.1 Glas

8.2.2 Keramik

8.2.3 Glaskeramik

8.3 Rohstoffe und Aufbereitung

8.4 Herstellung und Formgebung

8.4.1 Additive Formgebung im Schlickerverfahren

8.4.2 Heißpressverfahren (Lost-wax-Verfahren)

8.4.3 Subtraktive Formgebung im CAD/CAM-Verfahren

8.5 Schmelzen und Sintern

8.6 Eigenschaften keramischer Materialien

8.6.1 Thermische Eigenschaften

8.6.2 Mechanische Eigenschaften

8.6.3 Chemische und biologische Eigenschaften

8.6.4 Oberflächeneigenschaften

8.6.5 Optische Eigenschaften

8.7 Aufbau und Mikrostruktur dentalkeramischer Materialien

8.7.1 Amorphe und kristalline Phasen

8.7.2 Glasphase

8.7.3 Kristalline Phase

8.7.4 Polykristalline Kornstrukturen

8.8 Beschreibung der Materialklassen

8.8.1 Silikatkeramiken

8.8.2 Lithiumdisilikatglaskeramiken

8.8.3 Lithiumsilikatglaskeramik

8.8.4 Oxidkeramiken (nichtsilikatische Keramiken)

8.8.5 Verbundkeramiken

8.9 Verblendete Restaurationen

8.9.1 Mechanische Eigenschaften von Verblendsystemen

8.9.2 Haftung zwischen Gerüst und Verblendung

8.9.3 Eigenspannungen

8.9.4 Verblendverfahren

8.10 Degradationsprozesse

8.10.1 Chemische Degradation durch Wasser

8.10.2 Mechanische Ermüdung

8.11 Klinische Aspekte zu indirekten Keramikrestaurationen

8.11.1 Indikation: Die richtige Wahl treffen

8.11.2 Biomechanik: Präparationsrichtlinien für den klinischen Erfolg

8.11.3 Enorales Anpassen der Okklusion und Befestigungskonzepte

8.11.4 Reparatur und Nachsorge

8.12 Klinischer Erfolg dentalkeramischer Restaurationen

8.12.1 Inlays und Onlays

8.12.2 Einzelzahnkronen

8.12.3 Mehrgliedriger festsitzender Zahnersatz

8.12.4 Zirkonoxid in der Implantologie

8.13 Ursachen und Strategien zur Vermeidung von Keramikfrakturen

8.13.1 Einführung in die Methode der klinischen Fraktografie

8.13.2 Ursachen für Frakturverluste

8.13.3 Maßnahmen zur Vermeidung von Chippings und Frakturen

8.14 Literatur

9 Metalle

9.1 Metallische Werkstoffe

9.1.1 Geschichte

9.1.2 Lieferformen

9.1.3 Metall als Medizinprodukt

9.2 Definition und Einteilung

9.2.1 Struktur der Metalle

9.2.2 Einteilung nach Indikation

9.2.3 Einteilung nach Verarbeitung

9.2.4 Einteilung nach Zusammensetzung

9.3 Eigenschaften der Metalle

9.3.1 Schmelzpunkt und Schmelzintervall

9.3.2 Wärmeausdehnungskoeffizient

9.3.3 Mechanische Eigenschaften

9.3.4 Chemische Eigenschaften

9.3.5 Biologische Eigenschaften

9.4 Herstellung von metallischen Gerüsten

9.4.1 Konventionelle Herstellungsverfahren

9.4.2 CAD/CAM-Verfahren

9.5 Einfluss der zahntechnischen Verarbeitung auf die Eigenschaften von Dentallegierungen

9.6 Verbundsysteme mit Metallen

9.6.1 Metall-Keramik-Verbundsysteme

9.6.2 Metall-Kunststoff-Verbundsysteme

9.7 Fügetechniken für Metalle

9.8 Beschichtungen

9.9 Literatur

10 Präparations-, Schleif- und Poliermittel

10.1 Einführung

10.2 Vorbemerkungen zum Schleifen und Polieren

10.2.1 Körnungen

10.2.2 Schnittgeschwindigkeiten/Rotationsenergie auf der Oberfläche

10.2.3 Hartmetallinstrumente

10.2.4 Diamantinstrumente

10.2.5 Keramisch gebundene Werkzeuge

10.2.6 Gummipolierer

10.3 Finieren

10.3.1 Finieren verschiedener Materialien

10.4 Intraorale Politur

10.4.1 Einleitung

10.4.2 Form des Polierers

10.4.3 Randbemerkung – Körnungsgröße und der große Unterschied zu diamantierten Instrumenten

10.5 Politur der verschiedenen Materialklassen

10.5.1 Einleitung

10.5.2 Amalgam

10.5.3 Komposite

10.5.4 VMK – Verbund-Metall-Keramik

10.5.5 Silikatkeramiken als Einzelversorgung, Inlay oder Onlay

10.5.6 Monolithische Zirkonoxidkronen

10.5.7 Vollkeramik

10.5.8 Randbemerkung zum Thema Glanzbrand

10.6 Aufbereitung von Polierern

10.7 Literatur

11 Implantat- und Abutmentwerkstoffe

11.1 Einführung

11.2 Titan und Titanlegierungen

11.2.1 Einleitung

11.2.2 Reintitan

11.2.3 Titanlegierungen

11.2.4 Korrosionsbeständigkeit

11.2.5 Biokompatibilität

11.2.6 Klinische Erfahrung

11.3 Zirkoniumdioxid

11.3.1 Einleitung

11.3.2 Zirkoniumdioxid als Implantat- und Abutmentwerkstoff

11.3.3 Besondere mechanische Eigenschaften von kristallinen Keramiken

11.3.4 Biokompatibilität

11.3.5 Klinische Erfahrung mit Zirkoniumdioxid-Abutments

11.3.6 Klinische Erfahrung mit Zirkoniumdioxid-Implantaten

11.4 PEEK und PEKK

11.4.1 Einleitung

11.4.2 Struktur und Eigenschaften

11.4.3 Beständigkeit gegen Chemikalien, Temperatur und Alterung

11.4.4 Biokompatibilität

11.4.5 Klinische Erfahrung

11.5 Goldlegierungen, Kobalt-Chrom, Tantal

11.5.1 Goldlegierungen

11.5.2 Kobalt-Chrom

11.5.3 Tantal

11.5.4 Kombination von Metallen und Kontaktkorrosion

11.6 Oberflächen

11.6.1 Osseointegration

11.6.2 Weichgewebeintegration

11.7 Literatur

12 Knochenersatzmaterialien

12.1 Einleitung

12.2 Anatomische Grundlagen

12.3 Mechanismen der Knochenregeneration

12.4 Einteilung der KEM nach ihrer Herkunft

12.4.1 Autogene Transplantate

12.4.2 Allogene Transplantate

12.4.3 Xenogene Transplantate

12.4.4 Alloplastische Transplantate

12.5 Einteilung der KEM anhand ihrer chemischen Zusammensetzung

12.5.1 Hydroxylapatit

12.5.2 Trikalziumphosphate

12.5.3 Biphasische Werkstoffe

12.5.4 Kalziumphosphatzemente

12.5.5 Bioaktive Gläser

12.5.6 Polymere

12.5.7 Kompositmaterialien (Verbundwerkstoffe)

12.6 Zusammenfassung

12.7 Literatur

13 Speichelersatzmittel

13.1 Einführung

13.2 Klinische Speichelersatzmittel

13.2.1 Zusammensetzung

13.2.2 Anforderungen an klinische Speichelersatzmittel

13.2.3 Eigenschaften von klinischen Speichelersatzmitteln

13.3 Speichelersatzmittel für Laboruntersuchungen

13.4 Literaturverzeichnis

Teil III Moderne Technologien

14 Digitale Abformmethoden

14.1 Einleitung

14.2 Funktionsprinzipien der Scannersysteme

14.3 Workflow

14.3.1 Versorgung natürlicher Zähne

14.3.2 Implantatversorgung

14.4 Historische Entwicklung

14.5 Zukünftige Entwicklungen

14.6 Aktuelle Abformsituation

14.7 Aktuelle Bewertung digitaler Systeme

14.8 Literatur

15 CAD/CAM-Technologie

15.1 Einführung

15.1.1 Geschichte der CAD/CAM-Technologie

15.1.2 Dentale CAD/CAM-Technologie

15.2 Digitaler Workflow und CAD/CAM-Komponenten

15.2.1 Digitaler Workflow

15.2.2 Interventionsmöglichkeit

15.2.3 Kompatibilität

15.2.4 Verfahrensmöglichkeiten des Digitalen Dentalen Workflow

15.2.5 Materialien

15.3 Digitalisierungsverfahren

15.3.1 Prinzipien der 3D-Oberflächenerfassung

15.3.2 Methoden der 3D-Oberflächenerfassung

15.3.3 Intraoralscanner

15.3.4 Laborscanner

15.3.5 Vorteile Digitalisierungsverfahren

15.3.6 Nachteile Digitalisierungsverfahren

15.4 CAD-Software

15.4.1 Prinzip

15.4.2 Berechnungsverfahren

15.4.3 Vorteile

15.5 CAM-Software

15.5.1 Prinzip

15.6 Fertigungsverfahren

15.6.1 Prinzip

15.6.2 Additive Fertigungsverfahren

15.6.3 Subtraktive Fertigungsverfahren

15.6.4 Chairside- und Labside-Fertigungsverfahren

15.7 CAD/CAM-Indikationsspektrum

15.8 Literatur

16 Additive Fertigung in der digitalen Zahnmedizin

16.1 Einleitung

16.2 Verfügbare additive Fertigungstechnologien

16.2.1 Wannen-Fotopolymerisation („vat photopolymerization“)

16.2.2 Pulverbettschmelzen („powder bed fusion“ – PBS)

16.2.3 Materialdruck („material jetting“)

16.3 Anwendungen in der Zahnmedizin

16.3.1 Zahntechnische Modelle als Ersatz für Gipsmodelle

16.3.2 Direkte Herstellung von Restaurationen

16.3.3 Bohrschablonen für die Implantologie

16.3.4 Aufbissschienen für die Kieferorthopädie

16.3.5 Verlorene Wachsformen (Lost-wax-Modell)

16.4 Literatur

17 Innovative Technologien

17.1 Einleitung

17.2 Selektives Lasermelting (SLM)

17.2.1 Technik

17.2.2 Werkstoffe

17.2.3 Indikationen und Studien

17.3 Gussverfahren mit 3D-Modell

17.3.1 Technik

17.3.2 Werkstoffe

17.3.3 Indikationen und Studien

17.4 Funkenerosion

17.4.1 Technik

17.4.2 Werkstoffe

17.4.3 Indikationen und Studien

17.5 Fräsen und Sintern

17.5.1 Technik

17.5.2 Werkstoffe

17.5.3 Indikationen und Studien

17.6 Fräsen und Kleben: digitale Prothesen

17.6.1 Technik

17.6.2 Werkstoffe

17.6.3 Indikationen und Studien

17.7 Literatur

Anschriften

Sachverzeichnis

Impressum

Teil I Einführung

1 Materialauswahl und grundlegende Unterscheidungen

1 Materialauswahl und grundlegende Unterscheidungen

N. Ilie, U. Lohbauer, M. Rosentritt

Die Vielfalt dentaler Materialien ist enorm und ermöglicht den Anwendern eine optimierte Auswahl auch für spezielle Indikationen. Welches Material für eine klinische Anwendung am besten geeignet erscheint, hängt von einer Vielzahl verschiedenster Kriterien ab. Da für ein erfolgreiches Produkt verschiedene Personengruppen Verantwortung tragen, ergeben sich die Kriterien wiederum aus den unterschiedlichen Sichtweisen der beteiligten Gruppen ( ▶ Abb. 1.1).

Beteiligte.

Abb. 1.1 An einer Versorgung beteiligte Personengruppen.

Für den Patienten stehen bei der Entscheidung sicherlich Kriterien wie Erscheinungsbild, Kosten und Zufriedenheit im Vordergrund, während der Zahnarzt neben diesen und anderen Aspekten auch Funktion, Zugänglichkeit und Haltbarkeit der Versorgung in Betracht ziehen wird. Es kommen die Faktoren Genauigkeit, Fertigungsmöglichkeiten oder zeitliche Ansätze der Herstellung hinzu, wenn die Versorgung im zahntechnischen Labor gefertigt wird. Befragt man die Wissenschaftler, stehen optimale Eigenschaften oder das gute Langzeitverhalten einer Restauration im Fokus. Die Herstellerseite legt Wert auf gute Handling- und Verarbeitungseigenschaften und reproduzierbare Qualität. Diese oft sehr unterschiedlichen Anforderungen überlagern sich dabei immer wieder: Ein Material mit prinzipiell guten Eigenschaften, das aber vom Zahnarzt als schlecht oder schwierig zu bearbeiten eingeschätzt wird, wird nicht immer den Weg in die Praxis finden. Beim Zahnarzt und auch beim Zahntechniker kommen persönliche Aspekte hinzu, wie gute Erfahrungen mit einem Lieferanten oder das Vertrauen in die Produkte eines bestimmten oder ihnen bekannten Herstellers. Die Patienten wiederum werden, z.T. inspiriert durch Werbung oder ihr persönliches Umfeld, bestimmte, oftmals innovative oder besonders ansprechende Produkte anfragen. Zahnarzt und Zahntechniker sollten daher in Bezug auf innovative Materialien und Verfahren (z.B. intraorale Abformung, 3D-Druck) immer auf dem neuesten Stand sein. Auch eine intensive und konstruktive Kommunikation bzw. Feedback zwischen den beteiligten Gruppen ist daher unerlässlich.

Die Auswahl eines Materials ist ein multifaktorielles Thema, bei dem man erkennt, dass es nicht das optimale Material für eine spezielle Anwendung gibt, sondern dass nur durch das gemeinsame Abwägen aller Vor- und Nachteile ein gangbarer Kompromiss von allen Beteiligten getragen werden kann.

Eine erste wichtige Information in diesem Fachbuch soll sein, dass der Anwender leicht erkennt, welche Materialien für welche Indikationen eingesetzt werden können und welche Anforderungen die beschriebenen Materialien hierbei erfüllen können. Daneben sollen Aufbau und Struktur der Materialien erläutert werden, um daraus ein Verständnis für die spezifischen Materialeigenschaften zu entwickeln. Die Kenntnis der einzelnen Inhaltsstoffe und der Zusammensetzung der Materialien sowie deren Verarbeitung ist die Basis jeder erfolgreichen Anwendung.

Vonseiten der Materialforschung ist es von Bedeutung, die Werkstoffgruppen anhand ihrer mechanischen Parameter grob zu unterteilen ( ▶ Tab. 1.1). Die chemischen und physikalischen Grundlagen bestimmen auch für die praktische Anwendung wichtige und grundlegende Eigenschaften und Unterschiede zwischen Materialklassen, so z.B. die Verformbarkeit der Metalle oder das spröde Verhalten von Keramiken. Klinische Fragen, ob z.B. Festigkeit und Härte für eine Anwendung im Seitenzahnbereich mit Belastungen von bis zu 1000N überhaupt ausreichend ist, müssen geklärt werden. Wenn Risse entstehen, kann man anhand der Bruchzähigkeit beurteilen, wie schnell sich diese ausbreiten werden. Für einen Laien können einige Kennwerte allerdings verwirrend oder auf den ersten Blick unlogisch erscheinen. Wie können Materialien den gleichen E-Modul besitzen, wie z.B. eine Kobalt-Chrom-Legierung und eine Zirkonoxidkeramik mit ca. 200 GPa, aber trotzdem komplett unterschiedliche Festigkeit aufweisen?

Tab. 1.1

 Größenordnung typischer mechanischer Eigenschaften indirekter Materialien.

Eigenschaft

Kunststoff

Kunststoff/Keramik

Keramik

Legierung

PEEK

Komposite

Hybridmaterial

Feldspat

Li-S / Li2S

ZrO2

Nichtedelmetall (CoCr)

Edelmetall

Biegefestigkeit (MPa)

165

100–200

160

100–150

350–450

900–1400

450–550*

350–550*

E-Modul (GPa)

3,5

10–15

30

45–70

70–90

200

150–240

75–150

Bruchzähigkeit (MPa*m0,5)

4–5

< 2

1,5

1,1

2,5

5–10

> 50

> 50

* 0,2% Dehngrenze

Um die Materialoptionen weiter einschätzen zu können, helfen Informationen zu physikalischen (Wärmeausdehnung, Schrumpfung, Stress etc.), biologischen (Toxizität, Mutagenität, Allergien etc.) und ästhetischen (Farbe, Transluzenz, Verfärbung etc.) Eigenschaften. Diese entscheiden über die grundlegenden Einsatzmöglichkeiten eines Materials. Ein Beispiel: Für metallische Kronen kann eine Tangentialpräparation gewählt werden, da der metallische Kronenrand sehr dünn auslaufen kann, während für keramische Kronen zwingend eine abgerundete Hohlkehle oder Stufe präpariert werden muss, da der Kronenrand sonst aufgrund der Sprödigkeit der Keramik auszubrechen droht.

Weitere wichtige Inhalte für den klinischen Alltag liefern die Informationen zu den eingesetzten Fertigungs- und Verarbeitungstechnologien: Wie wird ein Material richtig verarbeitet und was muss besonders beachtet werden? Prinzipiell gleiche Materialien können so unterschiedlich verarbeitet werden, dass sich daraus unterschiedliche Produkteigenschaften und Anwendungsmöglichkeiten ergeben. Keramiken können z.B. gepresst, geschichtet oder geschliffen werden. Denkt man an die Zahnhaftung, kann bei der Zahnvorbehandlung unter Umständen auf das Ätzen verzichtet werden oder es kann Zahnschmelz selektiv bzw. Dentin und Schmelz zusammen geätzt werden, und dies teilweise bei Verwendung des gleichen Adhäsivsystems. ▶ Abb. 1.2 zeigt am Beispiel von Kunststoff verschiedene Verarbeitungsverfahren und daraus resultierende Kombinationsmöglichkeiten.

Verarbeitungsverfahren.

Abb. 1.2 Möglichkeiten der Kunststoffverarbeitung in der Zahnmedizin.

Aufgrund dieser vielfältigen Möglichkeiten Materialien und Verarbeitungstechniken zu kombinieren, verliert der Anwender leicht den Überblick und es besteht das Risiko, dass sich unbewusst Fehler einschleichen. Weitere klinische Probleme können daraus resultieren, dass Verarbeitungsschritte einzelner Produkte fälschlicherweise generalisiert oder auf andere Materialien oder Materialklassen übertragen werden. Nicht selten kommt es zu einer Zweckentfremdung der eigentlich für eine spezifische Anwendung konzipierten Materialien (z.B. Befestigung von Restaurationen mit Flowkomposit) oder zu Notlösungen und Improvisationen. Eile und Hektik des Alltags begünstigen dies. Ein Beispiel hierfür kann die inkonsequente Belichtung von direkten Kompositen sein, deren Materialeigenschaften durch unzureichende Lichtpolymerisation drastisch reduziert werden können. Die Kompetenz und Erfahrung der Anwender bei Indikationsstellung, Materialauswahl, Verarbeitung und der Eingliederung der Versorgung tragen deshalb entscheidend zum Erfolg bei. Ein Blick auf die Verarbeitungsanleitung oder zumindest das grafische Ablaufschema muss vor der Anwendung obligatorisch sein. Der Erfolg einer Restauration hängt zu 70% vom Behandler und lediglich zu 30% von dem eingesetzten Material und seiner Verarbeitungstechnik ab.

Noch komplexer wird eine Materialentscheidung durch das Zusammenspiel der einzelnen Materialien und ihre Wechselwirkung an denGrenzflächen. Sehr offensichtlich ist dies beim Haftverbund zwischen Zahn und Restauration, bei dem das Material, die Vorbehandlung, die Präparaton, die Reinigung, die Aktivierung (Primer) oder die Art des Befestigungsmaterials eine entscheidende Rolle spielen.

Insgesamt erscheint es für den Anwender wichtig, bereits vor Beginn der Arbeiten, also bereits vor der Präparation, die Planung über den kompletten Verlauf der Arbeiten abgeschlossen zu haben und bereits zu diesem Zeitpunkt zu wissen, wie eine Versorgung bis hin zum Finieren und Polieren verarbeitet werden muss. Natürlich gibt es besonders patientenabhängige, unberechenbare Faktoren, wie eine erschwerte Zugänglichkeit, Würgereize, Blutungen oder erhöhte Speichelbildung, die es manchmal nötig machen von der definierten Materialauswahl oder dem geplanten Vorgehen (z.B. der Befestigung) doch abweichen zu müssen. Im Notfall oder bei Versagen einer Restauration sollten verschiedene Möglichkeiten der Reparatur bekannt sein und entsprechende Materialien vorgehalten werden.

Wichtige Parameter, um die Eignung von Materialien beurteilen zu können, sind darüber hinaus die Untersuchung von Alterungs- und Degradationseffekten sowie die Analyse von Versagensmustern (Korrosion, pH-Resistenz, Fraktografie etc.), um die Lebensdauer von Materialien und Versorgungen abzuschätzen. Hierzu können sicherlich einzelne Materialparameter, wie das Elastizitätsmodul oder die Festigkeit bestimmt werden. Hilfreich und realitätsnäher sind aber auch zyklische Ermüdungstests und Bauteilprüfungen. Um im Labor möglichst klinisch relevant zu prüfen, werden z.B. in der sogenannten Kausimulation klinisch relevante Versorgungen, die teilweise auf extrahierten Humanzähnen befestigt wurden, einer künstlichen Alterung durch Kauen im feuchten Medium und unter thermischen Wechsellasten unterzogen. Anhand der Nachstellung dieser klinischen Parameter im Zeitraffer wird es möglich, die Auswirkungen des klinischen Alltags nachzuahmen und Überlebensraten einzuschätzen. Diese präklinischen Testverfahren können im Vorfeld meist unter vergleichbar kostengünstigen Bedingungen erste Eignungen der neuen Materialien ausloten. Zwingend notwendige prospektive und retrospektive klinische Studien können durch diese In-vitro-Studien nicht ersetzt werden. Klinische Studien müssen deshalb immer als endgültige Entscheidungsgrundlage für ein Material oder eine Therapieform stehen.

Dem Anwender hilft dieses Buch darüber hinaus mit Informationen zu klinischen Aspekten wie Verarbeitungshinweisen, häufig auftretenden Problemen, Reparaturoptionen oder einfach praxisbezogenen Tipps und Tricks. Wer sich weiter mit der entsprechenden Materie beschäftigen möchte, dem sind die aktuellen Literatur- und Videohinweise ans Herz gelegt. Man sollte sich bewusst machen, dass viele der am Markt verfügbaren Materialien gute bis exzellente Eigenschaften und somit das Potenzial für einen langfristigen klinischen Erfolg besitzen. Voraussetzung hierfür ist aber immer eine Kombination aus Kenntnis der Materialien und dem Wissen um ihre richtige Verarbeitung.

Teil II Zahnärztliche Materialien

2 Abformmaterialien

3 Adhäsive

4 Glasionomerzemente

5 Dentale Befestigungsmaterialien

6 Kunststoffe

7 Direkte und indirekte Komposite

8 Keramische Materialien

9 Metalle

10 Präparations-, Schleif- und Poliermittel

11 Implantat- und Abutmentwerkstoffe

12 Knochenersatzmaterialien

13 Speichelersatzmittel

2 Abformmaterialien

B. Wöstmann

2.1 Einleitung

Die Abformung von Zähnen und Kieferabschnitten stellt gestern wie heute ein ebenso komplexes wie problematisches Gebiet der Zahnheilkunde dar. Die Qualität des Abformergebnisses entscheidet maßgeblich über den Erfolg zahlreicher zahnärztlicher Behandlungsmaßnahmen, vor allem jedoch über das Ergebnis einer prothetischen Versorgung, da ohne Modell die derzeitige dentale Technik undenkbar ist. Alle heute für permanente festsitzende Restaurationen verwendeten Werkstoffe können nicht direkt im Munde des Patienten verarbeitet werden, sondern bedürfen einer externen – auch wenn chairside gefräst (Cerec) – (zahn)technischen Anfertigung. Damit stellt die Abformung, die man auch als „dreidimensionale Erfassung der anatomischen Patientensituation“ begreifen kann, die entscheidende Basis für die sich anschließenden technischen Prozesse bei der Herstellung des Zahnersatzes dar. Dies trifft gleichermaßen für konventionelle Abformtechniken, wie auch für den digitalen, intraoralen Scan (Kap. ▶ 14) zu.

Merke

Die vielfach gebrauchte Bezeichnung „Abdrucknahme“, welche unnötigerweise die Anwendung eines mehr oder weniger großen Druckes in den Vordergrund rückt, sollte durch den zutreffenderen Begriff „Abformung“ ersetzt werden.

Die Anfänge der Abformung liegen im 18. Jahrhundert, als Pfaff die Abformung – allerdings zunächst noch ohne Abformlöffel – unter Benutzung von verflüssigtem Siegelwachs beschrieb ▶ [52] und durch Ausgießen des gewonnenen Negativs mit Gips ein Modell herstellte. 1820 war mit der Beschreibung des Abformlöffels durch Delabarre ▶ [102] bereits das noch heute gültige Prinzip der Abformung erreicht: Ein wie auch immer geformter Materialträger wird mit Abformmasse beschickt und den darzustellenden anatomischen Strukturen aufgedrückt. Bemerkenswert erscheint, dass schon in den Anfängen der Abformungspraxis der Einfluss der Abformmasse auf das Abformergebnis erkannt wurde.

Die meisten Abformmaterialien wurden allerdings erst während der letzten 100 Jahre entwickelt. Lediglich die zur Darstellung unterschnittener Gebiete mehr oder weniger als ungeeignet anzusehenden Materialien wie Gips, Stents-Masse (Kombination verschiedener Wachsarten; erstmalig 1857 von Stent beschrieben ▶ [102]) oder Guttapercha fanden schon vorher Verwendung. Eine zufriedenstellende Darstellung schwer abzuformender Unterschnitte gelang erst 1926 mit der Einführung der Hydrokolloide ▶ [90] und der Alginate (ab ca. 1940) ▶ [115]. Die heute insbesondere zur Abformung präparierter Zahnhartsubstanz vorwiegend eingesetzten Polyether (Impregum, 3M) wurden erstmals 1964, A-Silikone ca. 1975 vorgestellt, nachdem als erste synthetische Präparate Polysulfide und danach C-Silikone bereits 1954/1955 Eingang in die Zahnheilkunde gefunden hatten.

Die Innovationen der letzten Jahre betreffen in erster Linie Detailverbesserungen, da sich am grundsätzlichen Prinzip der Abformung seit Jahrzehnten nichts mehr geändert hat. Weiterentwicklungen betrafen die Bereitstellung von Silikon-Polyether-Hybriden mit dem Ziel, die positiven Eigenschaften von Polyethern mit denen der A-Silikone zu kombinieren, die Optimierung des Verhältnisses von Verarbeitungszeit zur Mundverweildauer, die Verbesserung automatischer Mischverfahren, die Hydrophilisierung der Abformmassen sowie die Methoden des Weichgewebsmanagements ▶ [11], ▶ [13], ▶ [125], ▶ [130].

2.2 Grundsätzliche Anforderungen an Abformmaterialien

2.2.1 Präzision

Die technischen Genauigkeitsanforderungen an die einzelnen Abformmassen sind in den jeweiligen Normen für die Materialien definiert ( ▶ Tab. 2.1). Sie betreffen die lineare Schrumpfung bei der Vernetzung, die Rückstellung nach Verformung und die Fähigkeit der Materialen zur Oberflächenreproduktion. Für die klinische Anwendung sind diese Daten jedoch nur wenig aussagekräftig und waren daher auch nur in Ausnahmefällen Gegenstand einer diesbezüglichen wissenschaftlichen Untersuchung.

Tab. 2.1

 Normen zu Abformmaterialien.

Material

Norm

Abformgips

ISO 6873: 2013

Alginate

ISO 21563: 2013

Guttapercha

–

Hydrokolloide

ISO 21563: 2013

Polyether

ISO 4823: 2015

Polysulfide

ISO 4823: 2015

Silikone

ISO 4823: 2015

thermoplastische Massen

ISO keine – ANSI/ADA 3

Zink-Oxid-Eugenol Pasten

ISO keine – ANSI/ADA 16

In der Literatur verfügbare Daten beruhen vornehmlich auf einem Vergleich einer abzuformenden Ausgangssituation mit dem aus der Abformung erhaltenen Modell bzw. es wird sogar die Präzision des gesamten Arbeitsablaufs anhand der erreichten Passgenauigkeit der definitiven Restauration geprüft. Dies betrifft sowohl die Reproduktion des gesamten Kieferbogens als auch die Darstellung des einzelnen Zahnes beziehungsweise präparierten Zahnstumpfes. Je nach klinischer Aufgabenstellung kommt dabei entweder der Reproduktion des Kieferbogens (z.B. Teilprothese, umfangreiche Implantatversorgung) oder der des Einzelzahns (z.B. Inlay, Krone) die größere Bedeutung zu.

2.2.2 Oberflächenreproduktion und Fließfähigkeit

Die Fähigkeit einer Abformmasse, eine Oberfläche zu reproduzieren, hängt wesentlich von ihrer Fließfähigkeit (Viskosität) ab. Grundsätzlich gilt, je fließfähiger ein Material ist, desto besser werden Oberflächendetails wiedergegeben. Auf der anderen Seite darf die Viskosität aber nicht zu niedrig sein, damit das Material nicht aus dem Löffel herausläuft. In diesem Zusammenhang sind strukturviskose Abformmassen vorteilhaft. Unter Strukturviskosität versteht man das Verhalten eines Materials, unter Scherbelastung (etwa beim Auspressen durch eine Mischkanüle bzw. Applikationsspritze oder auch beim Einbringen in den Mund mit einer Erhöhung der Fließfähigkeit (Senkung der Viskosität) zu reagieren. Dieses Phänomen entsteht vornehmlich durch parallele Ausrichtung langkettiger Moleküle unter der Scherbelastung, die parallel ausgerichtet besser aneinander „vorbeigleiten“ können. Nach Wegfall der Scherbelastung führt die Brown’sche-Molekularbewegung sehr schnell zu einer Aufhebung der Parallelität und damit wieder zu einem Viskositätsanstieg.

Ein vergleichbares Verhalten zeigen thixotrope Materialien, deren Viskosität unter Scherbelastung ebenfalls abnimmt. Anders als die Strukturviskosität beruht Thixotropie dagegen vornehmlich auf der Ausbildung von Wasserstoffbrücken zwischen den Molekülen, die so zu großen Komplexen aggregieren. Unter Scherung werden diese Brücken zerstört, womit sich zwanglos der Einfluss der Belastungsdauer auf die Viskositätsverringerung erklärt. Der Aufbau neuer Wasserstoffbrücken benötigt ebenfalls mehr Zeit als die bloße Umorientierung der Moleküle. Ein durch thixotropes Verhalten bedingter Viskositätsanstieg dauert dementsprechend lange, er kann sogar Monate in Anspruch nehmen.

2.2.3 Hydrophilie

Die vollständige Benetzung der Präparation durch die Abformmasse besonders im Bereich der Präparationsgrenze ist Grundvoraussetzung für eine gelungene Abformung. Obwohl es bisher nach wie vor unklar ist, welche Materialeigenschaften insbesondere die Benetzungsfähigkeit einer Abformmasse beschreiben ▶ [20], ▶ [106], wird allgemein die Hydrophilie des Materials als ein wesentlicher erfolgsbestimmender Faktor angesehen ▶ [69], ▶ [87], ▶ [88]. Zusätzlich ist dieBenetzbarkeit der Oberfläche der Abformung bei der Modellherstellung von großer Wichtigkeit, da sie der Entstehung von Luftblasen entgegenwirkt ▶ [58]. Dementsprechend hat die Hydrophilie einer Abformmasse insgesamt großen Einfluss nicht nur auf die Genauigkeit der Abformung als solche, sondern auch auf das Ergebnis der Modellherstellung.

Im Allgemeinen wird die Kontaktwinkelmessung am liegenden Tropfen als ein geeignetes Verfahren zur Bestimmung der Hydrophilie von Abformmaterialien angesehen. Dabei handelt es sich um ein optisches Verfahren, bei dem ein Tropfen (4–5 μl) einer Prüfflüssigkeit (i.d.R. Wasser) auf die zu charakterisierende Oberfläche aufgebracht und der Randwinkel des Tropfens mit der Oberfläche über einen Zeitraum von mehreren Sekunden betrachtet wird. Je besser die Oberfläche von der Flüssigkeit benetzt wird, desto kleiner fällt der Randwinkel aus, sodass dieser üblicherweise im Zusammenhang mit Wasser als direktes Maß für die Hydrophilie einer Abformmasse verwendet wird ( ▶ Abb. 2.1).

Kontaktwinkelmethode zur Bestimmung der Hydrophilie von Abformmassen:

Abb. 2.1

Abb. 2.1a hydrophiles Material

Abb. 2.1b hydrophobes Material

Die Problematik des Verfahrens besteht darin, dass eine definierte Messung nur an abgebundenen Massen möglich ist. Etwaige Veränderungen der Hydrophilie des Materials während der Vernetzungsphase bleiben unberücksichtigt. Insgesamt ist der Aussagewert von Kontaktwinkeldaten im Hinblick auf das klinisch zu beobachtende Anfließverhalten von Abformmassen daher eingeschränkt ▶ [12], ▶ [13].

Versuche, die klinische Situation im Labor mithilfe von Sulkusmodellen nachzustellen, um den Einfluss von Feuchtigkeit auf das Abformresultat zu bestimmen, scheinen die klinische Realität zwar besser abzubilden, sie sind aber sehr aufwendig und wurden daher nur in Einzelfällen unternommen ▶ [107], ▶ [127].

2.2.4 Deformierbarkeit und Rückstellvermögen

Praktisch keine klinische Situation, die es abzuformen gilt, ist frei von Unterschnitten. Aus diesem Grund muss ein Abformmaterial deformierbar sein, damit die Abformung in toto aus dem Mund entfernt werden kann. Ist es das nicht (starre Abformmaterialien), bleibt nichts anderes übrig als die Abformung im Munde zu zerbrechen und anschließend die Bruchstücke wieder zusammenzufügen.

Idealerweise müsste sich ein Abformmaterial bei einer Deformation vollkommen elastisch verhalten und sich nach Entlastung vollkommen zurückstellen (Hook-Verhalten; ▶ Abb. 2.2a). Aufgrund des polymeren Charakters der heute verwendeten, nichtstarren Abformmassen ist eine Deformation immer mit einer – abhängig vom Ausmaß der Belastung – irreversiblen Umorganisation der Molekülketten verbunden. Aus diesem Grund ist nach einer Deformation eines polymerisierten Abformmaterials eine bleibende Verformung unausweichlich ( ▶ Abb. 2.2b).

Rückstellverhalten einer Abformmasse.

Abb. 2.2 Ideales Rückstellverhalten:

Abb. 2.2a reales Rückstellverhalten

Abb. 2.2b blau: Deformation, grün: Rückstellung

Neben der chemischen Natur der Abformmasse wird das Rückstellvermögen einer Abformmasse wesentlich vom Ausmaß und der Dauer der Deformation bestimmt  ▶ [6], ▶ [63], ▶ [75]. Auch der Polymerisationsgrad der Abformasse hat einen Einfluss, da Materialien mit höherem Polymerisationsgrad ein verbessertes elastisches Verhalten zeigen. Der Polymerisationsgrad gibt an, wie viele monomere Moleküle während der Polymerisation sich durchschnittlich zum Makromolekül verkettet haben. Dementsprechend lassen sich durch Verlängerung der Mundverweildauer (Polymerisationszeit) die elastischen Eigenschaften des Abformmaterials verbessern. Dies betrifft insbesondere Polyether, bei denen in den ersten Minuten nach der klinisch erkennbaren Erhärtung der Masse die Polymerisation noch maßgeblich weiter voranschreitet und ein höherer Polymerisationsgrad erzielt wird ▶ [6], ▶ [12], ▶ [63]. Demgegenüber kann eine Verkürzung der Mundverweildauer zu einer Erhöhung der bleibenden Deformation führen ▶ [63].

Das Ausmaß der bleibenden Deformation bei elastomeren Abformmaterialien wird üblicherweise in einem Kompressionsversuch geprüft (ISO 4323). Untersuchungen der bleibenden Deformation nach Zugbelastung fehlen dagegen fast vollständig ▶ [71]. Besonders bei niedrigviskosen Abformmassen, die bei ihrer klinischen Anwendung einer erheblichen Elongation ausgesetzt sein können (Elongation einer dünnen Fahne im Sulkusbereich bei der Entnahme der Abformung), ist allerdings von einer hohen klinischen Relevanz auch der bleibenden Deformation nach Zugbelastung auszugehen ▶ [67], ▶ [68].

Das beste Rückstellvermögen zeigen die Silikone, die sich nahezu wie ein Hook-Material verhalten, sofern ihr kritischer Dehnungspunkt ( ▶ Abb. 2.2b, roter Punkt) nicht überschritten wird ▶ [33]. Insbesondere A-Silikone können selbst nach 60 %iger Dehnung eine Rückstellung von > 99 % erreichen ▶ [67], ▶ [68], ▶ [71] ( ▶ Abb. 2.3).

Bleibende Deformation nach Elongation verschiedener Abformmassen.

Abb. 2.3

Das Rückstellverhalten ist überdies abhängig von der Dehngeschwindigkeit: Schnell gedehntes Material stellt sich genauer in die ursprüngliche Form zurück, als langsam gedehnte Proben(viskoelastisches Verhalten)▶ [28].

2.2.5 Reißfestigkeit

Die Reißfestigkeit ist ein wichtiger Parameter zur Charakterisierung der Abformasse. Dabei sind die Anforderungen an die Reißfestigkeit in Abhängigkeit vom geplanten Einsatzzweck durchaus unterschiedlich: Zur Darstellung subgingivaler Anteile ist eine möglichst hohe Reißfestigkeit wünschenswert, damit einerseits die fehlerfreie Darstellung der infragingivalen Bereiche gelingt und andererseits kein Material – möglicherweise unerkannt – im Sulkus verbleibt und eine Fremdkörperreaktion hervorruft ▶ [76]. Sofern Material in den Interdentalraum eingeflossen ist, darf die Reißfestigkeit nicht so hoch sein, dass die Masse nicht wieder entformt werden könnte. Dies gilt insbesondere für Abformungen mit in situ befindlichen festsitzenden kieferorthopädischen Apparaturen, die wegen der erforderlichen niedrigen Reißfestigkeit der Abformmasse praktisch nur mit Alginaten (oder Agarmassen) möglich ist. Üblicherweise wird die Reißfestigkeit im Zugversuch mit einem hantelförmigen Prüfkörper bestimmt. Mathematisch wird dazu der Quotient der beim Zerreißen aufgetretenen Kraft und der ursprünglichen (!) Querschnittsfläche der Probe gebildet. Dies führt zu einem versuchsinherenten Problem, da sich bei der Dehnung des Probekörpers nämlich der Querschnitt kontinuierlich verringert ( ▶ Abb. 2.4).

Deformation eines Probekörpers im Zugversuch.

Abb. 2.4

Insbesondere bei stark dehnbaren Materialien (z.B. Polyethern) hat sich im Verlauf der Dehnung der tatsächliche Querschnitt der Probe beim endgültigen Riss deutlich gegenüber dem Ausgangsquerschnitt reduziert, sodass der errechnete Wert für die Reißfestigkeit erheblich unter der tatsächlichen Festigkeit des Materials liegt. Aus dieser Perspektive ist es sinnvoller, anstelle der auf den Ursprungsquerschnitt bezogenen Reißfestigkeit eines Materials die zum Zerreißen der Probe notwendige Energie zu bestimmen, die der Fläche unter dem Graphen im Kraft-Weg-Diagramm entspricht ▶ [53]. Dies entspricht auch eher der klinischen Situation ( ▶ Abb. 2.5).

Reißfestigkeit und Reißenergie.

Abb. 2.5 Hohe Kraft bei geringem Weg, trotzdem kleine Reißenergie (a). Geringere Kraft bei erheblich stärkerer Deformation, trotzdem hohe Reißenergie (b). Die Reißenergie entspricht der schraffierten Fläche im Graphen.

Die Zugabe von Verzögerern oder Verdünnern führt im Allgemeinen zu einer Reduktion der Reißfestigkeit ▶ [108].

2.2.6 Dimensionsstabilität

Auf den Umstand, dass eine Abformung nach der Entnahme aus dem Mund stets eine gewisse Rückstellzeit benötigt, wurde bereits hingewiesen. Der Transport der Abformung von der Praxis in das Labor sollte am besten in einem Behälter erfolgen, in dem die Abformung locker in Schaumstoff eingebettet sicher fixiert liegt. Ungeeignete Transport- und Aufbewahrungsbedingungen können beispielsweise durch Hitze oder Aufnahme bzw. Abgabe von Feuchtigkeit zu weiteren Dimensionsänderungen führen.

Grundsätzlich ist zu beachten, dass die Lagerfähigkeit einer Abformung nicht nur von dem gewählten Abformmaterial bestimmt wird, sondern auch der Abformlöffel zu berücksichtigen ist. Insbesondere sind bei allen individuellen Löffeln Rückstellungen des Löffelmaterials durch Abbau von bei der Polymerisation eingefrorenen Spannungen nicht auszuschließen. In Abhängigkeit von den Lagerbedingungen sind weitere Dimensionsänderungen durch Aufnahme bzw. Abgabe von Feuchtigkeit in Betracht zu ziehen ▶ [120]. Abformungen im individuellen Löffel sollten daher stets möglichst bald (am selben Tag) ausgegossen werden, da in diesem Fall davon ausgegangen werden muss, dass der individuelle Löffel der die Dimension bestimmende Faktor ist. ▶ Tab. 2.2 fasst die zulässigen Lagerzeiten verschiedener Abformungen zusammen.

Tab. 2.2

 Lagerfähigkeit von Abformungen.

Abformmaterial

Lagerfähigkeit

Bemerkungen

A-Silikon

mit Serienlöffel

unbegrenzt

mit individuellem Löffel

möglichst am selben Tage ausgießen

Der individuelle Löffel stellt den die Genauigkeit bestimmenden Faktor dar!

K-Silikon

möglichst am selben Tage ausgießen

Schrumpfung durch die Verdunstung des bei der Polymerisation entstandenen Alkohols

Polysulfide

möglichst am selben Tage ausgießen

Polyether

mit Serienlöffel

einige Tage

trocken, kühl und dunkel lagern

mit individuellem Löffel

am selben Tage ausgießen

Der individuelle Löffel stellt den die Genauigkeit bestimmenden Faktor dar!

Hydrokolloid

innerhalb von 30 min ausgießen

Alginat

Abformung unverpackt

innerhalb von 30 min ausgießen

in ein feuchtes (nicht nasses) Tuch eingeschlagen und in einem verschlossenen Plastikbeutel gelagert

innerhalb von 1–2 h ausgießen

Alginate und Hydrokolloide sollten nach der Entformung für ca. 15 min in einem Hygrophor (z.B. in ein feuchtes, aber nicht nasses Fließpapier eingeschlagen) ruhen, damit eine Rückstellung der bei der Abformung deformierten Bezirke erfolgen kann, und danach unmittelbar ausgegossen werden. Sofern dies im Ausnahmefall nicht möglich ist, werden sie am besten im Hygrophor – oder alternativ in einem wieder verschließbaren Kunststoffbeutel mit einem beigelegten feuchten (nicht nassen) Zellstofftuch – transportiert, da unter diesen Bedingungen die geringsten Dimensionsänderungen eintreten. Eine Lagerung über mehr als 1 h ist unter diesen Bedingungen unproblematisch, eine Aufbewahrung länger als 2 h nicht zu empfehlen.

Abformungen mit K-Silikonen oder Polysulfiden müssen am Abformtag ausgegossen werden, da sie per se nicht dimensionsstabil sind. Polyetherabformungen müssen trocken, kühl und vor direktem Sonnenlicht geschützt transportiert und aufbewahrt werden. Unter diesen Bedingungen ist eine Lagerung über mehrere Tage (etwa Wochenende) möglich.

Obwohl A-Silikone die günstigsten Voraussetzungen für eine Aufbewahrung bieten, sollten auch sie auf jeden Fall trocken und nicht über Raumtemperatur gelagert und transportiert werden.

2.2.7 Desinfizierbarkeit

Abformungen sind nicht zu unterschätzende Keimträger, weil sie immer mit Speichel und häufig auch mit Blut kontaminiert sind. Bei der Infektionsprophylaxe in der zahnärztlichen Praxis kommt der Desinfektion von Abformungen besondere Bedeutung zu, da so die Infektionskette zwischen zahnärztlicher Praxis und dem Dentallabor unterbrochen und eine Keimverschleppung verhindert wird.

Das sofortige Abspülen der Abformung unter fließendem Wasser ist bereits eine effektive Maßnahme, um die Keimzahl nachhaltig zu reduzieren. Eine Desinfektion sollte sich möglichst bald anschließen, da jede Verzögerung zu einem Anstieg der Keimzahl führt.

Merke

In jedem Fall muss eine Abformung vor der eigentlichen Desinfektion sorgfältig mit Wasser abgespült werden, da die zu inaktivierenden Erreger unter Umständen durch Speichel- oder Blutproteine geschützt werden und sonst das Desinfektionsmittel in der angegebenen Einwirkzeit die Erreger nicht zuverlässig erreicht und abtötet.

Bei der Desinfektion wird eine Reduzierung der Keimzahlen mindestens um den Faktor 105 angestrebt. Eine Sprühdesinfektion führt in der Regel nicht zu einer ausreichenden Keimreduktion, da keine komplette Oberflächenbenetzung sichergestellt werden kann. Nur ein regelrechtes Eintauchen der Abformung in das Desinfektionsmittel gewährleistet eine ausreichende Desinfektion. Als Tauchbad sollte ein verschließbarer Behälter gewählt werden, um der möglichen Verdunstung des Desinfektionsmittels und einer Anreicherung in der Raumluft vorzubeugen. Als Desinfiziens sollten nur speziell für Abformmassen entwickelte und freigegebene Desinfektionsmittel auf Aldehyd- oder Peressigsäurebasis (Alkohol reicht zur Abtötung bestimmter Erreger nicht aus) verwendet werden. Die Empfehlungen der jeweiligen Gesellschaften für Hygiene und Arbeitssicherheit und die Angaben der Hersteller sind in jedem Fall genauso zu beachten wie die Prüfung der Verträglichkeit des gewählten Desinfektionsmittels mit dem zur Modellherstellung vorgesehenen Gips ▶ [1], ▶ [2], ▶ [55].

Um Wechselwirkungen vorzubeugen, muss eine Abformung nach der Desinfektion sorgfältig mit Wasser abgespült und (bei Elastomeren) getrocknet werden.

Nicht alle Abformmaterialien sind zur Desinfektion in wässrigen Lösungen gleichermaßen gut geeignet. Alginate sind nur begrenzt desinfizierbar, da sie bei der Lagerung in wässerigen Lösungen quellen. Da nicht jedes Alginat mit jedem Desinfiziens gleich gut verträglich ist, empfiehlt es sich, den Angaben der Hersteller zu folgen ▶ [89]. Noch problematischer ist die Desinfektion von Abformungen auf Hydrokolloidbasis, da der Agar bei Einlagerung in ein wässeriges Desinfektionsmedium unmittelbar zu quellen beginnt. Die Einwirkzeit darf deshalb nur wenige Minuten betragen.

Polyether sind nicht ohne Einschränkung desinfizierbar, da sie bei der Lagerung in wasserhaltigen Desinfektionsmitteln ebenfalls zur Wasseraufnahme und Quellung neigen. Zwar ist ein kurzzeitiges Einlegen der Abformung in eine geeignete Desinfektionslösung vertretbar, doch sind Desinfektionszeiten über mehrere Stunden unbedingt zu vermeiden ▶ [36], ▶ [112]. Gleiches gilt für einige der heutigen stark hydrophilisierten A-Silikone. Hier sind es die in das Material eingelagerten Tenside, die aktiv eine Wasseraufnahme begünstigen. Gleichzeitig werden die auf der Oberfläche befindlichen Tensidmoleküle gelöst, was das spätere Ausgießen der Abformung erschwert. Aus diesen Gründen sollten Abformungen nicht mehrfach desinfiziert werden: Entweder die Desinfektion erfolgt bereits in der zahnärztlichen Praxis, dann muss die Abformung entsprechend als „desinfiziert“ gekennzeichnet und darf im Labor nicht erneut desinfiziert werden. Andernfalls muss die Desinfektion im Labor erfolgen.

Bei der Desinfektion von K-Silikonen und Polysulfiden ist keine Quellung der Masse durch Wasseraufnahme zu erwarten, hier stellt die lagerungsbedingte Schrumpfung der Materialien den limitierenden Faktor bezüglich der Einwirkzeit dar.

2.2.8 Kompatibilität mit Modellmaterialien

Die Kompatibilität des verwendeten Abformmaterials mit dem Modellmaterial muss ebenfalls gegeben sein. Die Abformmasse darf weder mit diesem verkleben noch die Oberfläche negativ beeinflussen. Die heute bevorzugt verwendeten Typ-IV-Gipse sind in dieser Hinsicht weitgehend unproblematisch; siehe ▶ Modellmaterialien.

2.2.9 Biokompatibilität

Die Bioverträglichkeit der heute gebräuchlichen Abformmassen ist im Allgemeinen sehr gut ▶ [104]. Dies betrifft insbesondere die Polysaccharide und additionsvernetzenden Silikone, für die ausschließlich Einzelfälle von Unverträglichkeiten berichtet wurden ▶ [47]. Grundsätzlich sind polymerisierte Materialien besser verträglich als die Einzelkomponenten ▶ [70]. Allergische Reaktionen wurden bisher nur auf den Härter der ▶ K-Silkone beschrieben, zu dem Hautkontakt vermieden werden sollte ▶ [46]. Auch in Bezug auf Polyethermassen sind vereinzelt allergische Reaktionen beschrieben ▶ [46], ▶ [83], ▶ [113], für die insbesondere der ▶ Katalysator verantwortlich gemacht wird ▶ [51]. Wenn auch im Regelfall die Verwendung dieser Materialien unproblematisch sein dürfte, so sollte doch insbesondere bei Patienten, die anamnestisch Allergien angeben, auf andere Massen – bevorzugt A-Silikon – ausgewichen werden. Wegen der Gefahr der Sensibilisierung sollten auch Zahnarzt und Helferin den Hautkontakt mit dem Material vermeiden. Die schlechteste Bioverträglichkeit betrifft die heute eher irrelevanten Polysulfide, die als mäßig toxische Substanzen gelten. Für die Toxizität ist in erster Linie das in der Reaktorpaste enthaltene Bleidioxid verantwortlich. Der Kontakt mit einer frischen Knochenwunde ruft beim Versuchstier entzündliche Reaktionen hervor ▶ [32], ▶ [64].

Demgegenüber sind Alginate und Hydrokolloide als Naturprodukte sehr gut verträglich; über Allergien wurde bisher nicht berichtet. Die Verträglichkeit von Zinkoxid-Eugenol-Präparaten ist prinzipiell gut; gelegentlich sind jedoch Schleimhautirritationen zu beobachten, die durch das Eugenol hervorgerufen werden. Auch allergische Reaktionen auf Eugenol wurden beschrieben ▶ [99].

2.3 Materialspezifische Charakteristika

Aus chemischer Perspektive können die gegenwärtig verfügbaren Abformmaterialien in die folgenden Hauptgruppen eingeteilt werden:

Elastomere (industrielle Polymere)

Silikone (Polysiloxane oder Polydimethylsiloxane)

Polyether

Siliko-Polyether Hybride

Polysulfide

Polysaccharide (natürliche Polymere)

Alginate

Hydrokolloide

sonstige Materialien

Abformgips

Zinkoxid-Eugenol-Pasten

thermoplastische Massen (Stents-Masse)

Guttapercha

Alternativ kommt auch eine Klassifikation der Abformmaterialen nach primär physikalischen Gesichtspunkten in Betracht ( ▶ Tab. 2.3).

Tab. 2.3

 Einteilung der Abformmaterialien nach physikalischen Gesichtspunkten.

Starr

Elastisch

Irreversibel

Abformgips

Zinkoxid-Eugenol-Pasten

Alginat

Elastomere

Silikone

Polyether

Siliko-Polyether-Hybride

Polysulfide

Reversibel

Guttapercha

thermoplastische Kompositionsmassen

Hydrokolloid

Für Präzisionsabformungen werden heute nahezu ausschließlich Elastomere – mit Ausnahme der heute fast bedeutungslosen Polysulfide – und Polysaccharide als Abformmassen eigesetzt. Bei Situationsabformungen kommen mit großer Präferenz Alginate zum Einsatz. Dagegen nimmt die Verwendung des reversibel elastischen Hydrokolloids in den letzten Jahren stark ab. Auch starre Abformmassen werden immer weniger verwendet. Wenn überhaupt, werden sie vorzugsweise im Rahmen der Funktionsabformung in der Totalprothetik eingesetzt.

2.3.1 Elastomere

2.3.1.1 Silikone

Abformmaterialien mit klarer Präferenz sind zum gegenwärtigen Zeitpunkt die Silikone (Polysiloxane), die in sich die Merkmale der anorganischen Siliziumverbindungen und der polymeren Kunststoffe vereinen. Gegen Temperatureinflüsse sind sie – abgesehen von Volumeneffekten – weitgehend unempfindlich. Sie sind lösungsmittelresistent, biologisch inert und wasserabweisend. Die Aushärtung der Silikone erfolgt durch eine Vernetzung der einzelnen Polydimethylsiloxanketten zu einem großen Makromolekül. Je nachdem, ob es sich bei dieser Vernetzungsreaktion um eine Polykondensation (zwei Moleküle reagieren unter Abspaltung eines dritten Moleküls) oder um eine Polyaddition (Verbindung zweier Moleküle ohne Abspaltung eines dritten) handelt, spricht man von K-Silikonen (kondensationsvernetzenden) oder A-Silikonen (additionsvernetzenden; siehe Kap. ▶ 6). Der gelegentlich anzutreffende Ausdruck C-Silikon entstammt der angloamerikanischen Literatur und ist mit dem Begriff K-Silikon identisch.

Die ISO-Norm 4823 und die ADA-Spezifikation Nr. 19 unterscheiden Materialien mit

knetbarer (Typ 0),

hoher (Typ 1),

mittlerer (Typ 2) und

niedriger (Typ 3) Konsistenz.

Silikone sind die universellsten Abformmaterialen. Sie sind sowohl zur Abformung präparierter Zähne mithilfe aller mit Elastomeren einsetzbaren Verfahren (Korrektur- bzw. Doppelabformung, Sandwich- und Doppelmischtechnik, Einphasentechnik, Ringabformung, siehe Kap. ▶ 2.4.1) sowie zur Darstellung von Schleimhautarealen geeignet. Zur Funktionsabformung in der Totalprothetik sind insbesondere solche Massen prädestiniert, deren Mundverweilzeit durch die Zugabe eines Verzögerers („Retarder“) gezielt verlängert werden kann; siehe ▶ Abformung unbezahnter Kiefer.

K-Silikon

Grundbaustein der K-Silikone ist das ölartige Polydimethylsiloxan mit endständigen Hydroxylgruppen, das – je nach Fließfähigkeit – mit 10–80 m% Füllstoffen (z.B. Kieselgur, TiO2, ZnO) zu einer Paste eingedickt ist. Die Katalysatorkomponente (flüssig oder mit entsprechenden Mengen Füllstoff als Paste mit einer der Basiskomponente ähnlichen Konsistenz) enthält tetrafunktionelle Alkoxysilane (meist Tetraethylsilikat), welche in Gegenwart eines Katalysators (z.B. Zinkoktoat oder Dibutylzinndilaurat) mit den Hydroxylgruppen unter Abspaltung eines Kondensats (meist Alkohol) reagieren und die Vernetzung induzieren ( ▶ Abb. 2.6). Nach der Aushärtung führt die unvermeidliche Verdunstung des Alkohols zu einer Schrumpfung des Materials, deren Ausmaß annähernd umgekehrt proportional zum Füllstoffgehalt ist.

Vernetzung von K-Silikonen.

Abb. 2.6

Da die Füllkörper an der Reaktion nicht beteiligt sind, schrumpfen hochgefüllte Silikone weniger als niedriggefüllte ▶ [98]. Die Schrumpfung beträgt je nach Fabrikat und Füllungsgrad zwischen 0,2 und 0,4% lin. innerhalb von 24h, davon etwa die Hälfte in der ersten Stunde ▶ [79], ▶ [116].

Die Schrumpfung setzt sich aus der eigentlichen Polymerisationsschrumpfung und dem Volumenverlust durch Alkoholverdunstung zusammen. Hinzu kommt die thermische Kontraktion des Materials bei der Abkühlung von Mund- auf Raumtemperatur. Bei einem thermischen Ausdehnungskoeffizienten von 100 – 280 × 10–6/K beträgt die Schrumpfung je nach Füllstoffgehalt unter Umständen mehr als 1% lin. ▶ [24], ▶ [43]. Je höher der Füllstoffgehalt, desto geringer ist der thermische Ausdehnungskoeffizient.

Insgesamt können bei den K-Silikonen jedoch erhebliche Kontraktionen bereits in den ersten 24 h resultieren ▶ [37]. Abformungen aus K-Silikon sollten daher spätestens 2–3 h nach der Aushärtung ausgegossen sein.

K-Silikone werden als Paste-Paste- bzw. Paste-Flüssigkeit-Systeme geliefert. Da in jedem Fall unterschiedlich große Mengen zu dosieren sind, ist die korrekte Dosierung seit jeher ein besonderes Problem der K-Silikone. Die Darreichung von K-Silikonen in Statikmischsystemen ist aufgrund der mangelnden Lagerstabilität der Härterkomponente technisch nur schwer umzusetzen, weshalb nur von einzelnen Herstellern wenige Produkte verfügbar sind. Wenn immer möglich, sollten wegen des erheblichen Fehlerrisikos beim manuellen Dosieren und Mischen diesen Materialien der Vorzug gegeben werden. Bei der konventionellen Dosierung und Mischung von K-Silikonen von Hand ist mit einer Abweichung vom vorgeschriebenen Mischungsverhältnis von etwa ± 25% zu rechnen, was die Materialeigenschaften nachhaltig verschlechtert und die Abformung maßgeblich negativ beeinflussen kann ▶ [124]. Unterdosierung des Härters führt zu einem verminderten Rückstellvermögen; eine Überdosierung bedingt eine verkürzte Verarbeitungszeit und begünstigt Vorvernetzungen, die erhebliche Distorsionen nach sich ziehen können. Da die Abformmasse erst in einem bereits teilvernetzten Zustand in die Mundhöhle und damit in ihre endgültige Form gebracht wird, werden die schon vorhandenen elastischen Bezirke innerhalb des Materials deformiert und stellen sich nach der Entnahme der Abformung aus dem Mund zurück. Diese Vorvernetzungen sind nicht gänzlich vermeidbar, da K-Silikone bereits unmittelbar nach der Härterzugabe zu vernetzen beginnen. Durch eine geringfügige Unterdosierung des Härters lassen sich die Effekte zwar prinzipiell verringern, es resultiert aber eine Verschlechterung der physikalischen Eigenschaften mit den oben beschriebenen nachteiligen Folgen.

Praxistipp

Eine Verlängerung der Verarbeitungszeit sollte vorzugsweise durch Kühlung herbeigeführt werden, da es anschließend nicht zu den unerwünschten Änderungen der Materialeigenschaften kommt. Aus diesem Grund sollten K-Silikone vor der Verarbeitung immer im Kühlschrank (ca. 10 °C) gelagert und wenn möglich Dosierhilfen (Pumpspender, Messbecher, Pipettierhilfen oder Ähnliches) verwendet werden.

A-Silikon

Die heute zunehmend verwendeten additionsvernetzenden Silikone (Polydimethylsiloxane) verdanken ihre Entwicklung dem Bestreben, die Verdunstung kleiner Moleküle zu verhindern und so die Schrumpfungsvorgänge zu minimieren. A-Silikone werden durchweg als Paste-Paste-Systeme geliefert, die neben dem eigentlichen Polydimethylsiloxan – je nach Fließfähigkeit – zusätzlich unterschiedliche Anteile an Füllstoffen (z.B. ca. 60 m% bei einem mittelfließenden Material) enthalten. Die Vernetzung erfolgt durch Vermittlung eines Platinkatalysators (H2PtCl6) durch Vernetzung der endständigen Vinylgruppen mit einem in der zweiten Komponente enthaltenen multifunktionellen Organohydrogenpolysiloxan unter Bildung von Ethylbrücken ▶ [33] ( ▶ Abb. 2.7). An der Oberfläche kann zusätzlich eine Reaktion mit Wasser erfolgen ( ▶ Abb. 2.8), bei der Wasserstoff freigesetzt wird, der zu Porositäten der Oberfläche führt und diese negativ beeinflusst. Alle A-Silikone enthalten daher zusätzliche Substanzen zur Wasserstoffbindung ▶ [33].

Vernetzung von A-Silikonen.

Abb. 2.7

Mechanismus der Wasserstofffreisetzung aus A-Silikonen.

Abb. 2.8

Die Abbindereaktion folgt einer anderen Kinetik als beim K-Silikon und wird im Allgemeinen als Snap-Set-Effekt ( ▶ Abb. 2.9) bezeichnet. Sofern es gelingt, die Abformmasse vor dem Beginn der zunehmend beschleunigten Vernetzung in situ zu bringen, lassen sich durch Vorvernetzung bedingte Distorsionen praktisch vollständig vermeiden. In diesem Zusammenhang sind Materialien mit optimierter Snap-Set-Vernetzung (z.B. Flexitime, Kulzer; Imprint 4, 3M) hilfreich, da sie ungewollten Deformationen während der Aushärtungsphase des Materials entgegenwirken; der zusätzlich eintretende Zeitgewinn bei der Behandlung ist zwar nützlich, erscheint aber demgegenüber eher vernachlässigbar klein. Da bei diesen Massen der Vernetzungsbeginn stark temperaturgetriggert ist, sollten diese Materialien unbedingt gekühlt gelagert und verarbeitet werden, um eine ausreichende Verarbeitungszeit sicherzustellen. Dies ist unproblematisch, da auch A-Silikone ohne negativen Einfluss auf die Fließfähigkeit gekühlt (10°C) werden können.

Reaktionskinetik bei der Vernetzung elastomerer Abformmassen.

Abb. 2.9

Die polymerisationsbedingte Schrumpfung der meisten A-Silikone liegt unterhalb von 0,05 % lin. und damit noch unter der durch die thermische Kontraktion (thermischer Ausdehnungskoeffizient: 100–280 × 10–6K–1) bei der Abkühlung von Mund- auf Raumtemperatur verursachten Dimensionsänderung. A-Silikone stellen damit die formtreuesten Abformmaterialien dar ▶ [54], ▶ [125]. Eine weitere, lagerungsbedingte Schrumpfung tritt im Gegensatz zu den K-Silikonen nicht ein. Daher lassen sich additionsvernetzende Materialien problemlos über Tage, sogar über Wochen lagern ▶ [119].

Das vollständige Fehlen polarer Anteile im Silikonmolekül bedingt die ausgesprochene Hydrophobie der A-Silikone, die als deren größter Nachteil gilt ( ▶ Abb. 2.10).

Kettenausschnitt Polydimethylsiloxan (A-Silikon).

Abb. 2.10 Silizium: Blau, Sauerstoff: rot, Wasserstoff: hellgrau, Kohlenstoff: dunkelgrau. Die polaren Sauerstoffatome werden nahezu vollständig von den Si-Atomen und CH3-Gruppen abgeschirmt: nach außen völlig apolares, hydrophobes Molekül.

Bei den ersten A-Silikonen wirkte sich die Hydrophobie nachteilig auf das Abformergebnis aus. Das wasserabstoßende Verhalten der Materialien verhinderte ein ungehindertes Anfließen des Abformmaterials an den präparierten Zahn. Eine Reproduktion besonders infragingival liegender Präparationsgrenzen durch eine Abformung wird durch Sulkusflüssigkeiten und evtl. vorhandene Blutungen zusätzlich erschwert. Bei nahezu allen heute verfügbaren Materialien wird die Hydrophobie deshalb durch Zumischung anionischer Tenside abgemildert ▶ [10], ▶ [97]. Da sich die polaren Strukturen jedoch erst im Laufe des Verfestigungsprozesses an der Oberfläche sammeln, erreichen diese Materialien ihre maximale Hydrophilie erst nach der Verfestigung. Während der Applikation sind sie nach wie vor mehr oder minder hydrophob. In diesem Zusammenhang sind die Ergebnisse verschiedener Untersuchungen, die das Benetzungsverhalten der A-Silikone untersuchen, eher kritisch zu sehen ▶ [13], ▶ [69], ▶ [107]. Die im Laborversuch an hydrophilisierten A-Silikonen gemessenen Kontaktwinkel resultieren im Wesentlichen nämlich nicht auf einer Erhöhung der Hydrophilie der Oberfläche der Abformmasse, sondern entsprechen eher einem messtechnischen Artefakt: Das zugesetzte Tensid löst sich von der Oberfläche und diffundiert in das zur Messung verwendete Wasser. Die gemessene Erniedrigung des Kontaktwinkels (verbesserte Benetzbarkeit der Oberfläche, siehe Kap. ▶ 2.2.3) beruht damit vornehmlich auf der Senkung der Oberflächenspannung des Wasser ▶ [13]. Allerdings ist diese messtechnische Situation mit der Mundsituation nur sehr eingeschränkt vergleichbar (Speichel oder sogar Blut statt Wasser).

Im Gegensatz zum K-Silikon stellt die Dosierung der A-Silikone durch die nahezu ausschließliche Darreichung in Statikmischsystemen bei niedrig- und mittelgefüllten Massen (Typ 1–3) kein Problem dar. Nur wenige Hersteller bieten auch Putty-Massen (Typ 0) in automatischen, dynamischen Mischsystemen an. Die meisten Knetmassen sind nach wie vor von Hand zu mischen. Beim Anmischen sollten sicherheitshalber keine Latexhandschuhe getragen werden, da eine Inhibition der Materialien durch unzureichend polymerisiertes Latex nicht ausgeschlossen ist.

Praxistipp

Nicht abgebundene Rückstände von Methacrylat-Compositen – auch in Dentin Sealern – können die Abbindung stören und müssen daher sorgfältig mit Alkohol entfernt und dann mit Wasser abgespült werden. Dies gilt auch für Metallsalze, wie Aluminium- oder Eisenchlorid, die typischerweise in Adstringentien enthalten sind, die ebenfalls eine Inhibition hervorrufen können ▶ [48]. Im Zweifelsfall sollte deshalb bei Verwendung von A-Silikonen auf die Anwendung von Adstringentien zur Blutstillung verzichtet werden. Ansonsten muss vor der Applikation der Abformmasse der Stumpf sorgfältig gereinigt und das Adstringens abgespült werden.

Manche Retraktionsfäden sind bereits herstellerseitig mit Adstringentien imprägniert. Vor dem Einsatz einer solchen, möglicherweise problematischen Materialkombination ist die Prüfung der Verträglichkeit von Adstringens und Silikon unablässig. Ein entsprechender Test lässt sich leicht durchführen: Ein Retraktionsfaden wird mit dem zu prüfenden Adstringens getränkt, mit einer Watterolle leicht abgetupft und mit dem auch später zur Abformung eingesetzten dünnfließenden Abformmaterial umschichtet ( ▶ Abb. 2.11a). Als Kontrolle sollte ein weiterer, mit Speichel oder Kochsalzlösung getränkter Faden dienen. Nach dem Aushärten der Abformmasse müssen die Fäden fest in ihr haften und dürfen sich nicht entfernen lassen. Ist dies nicht der Fall oder befindet sich sogar noch ungehärtete Abformmasse an einem der Fäden), liegt eine Materialinkompatibilität vor ( ▶ Abb. 2.11b).

Einfacher Test zur klinischen Überprüfung der Kompatibilität von Abformmassen mit Adstringentien.

Abb. 2.11

Abb. 2.11a Ausgangssituation.

Abb. 2.11b Faden nach der Entfernung mit anhaftenden Resten unabgebundener Abformmasse.

Auch der Härter der K-Silikone kann den Katalysator der A-Silikone inhibieren. Aus diesem Grund dürfen A-Silikone niemals mit einem – auch bereits ausgehärteten – K-Silikon in Kontakt kommen. Es ist deshalb nicht ratsam, etwa einen Serienlöffel vor der eigentlichen Abformung mit einem K-Silikon zu ▶ individualisieren oder gar eine zweizeitige Abformung vorzunehmen, bei der ein K-Silikon als Löffel- und ein A-Silikon als Spritzenmaterial verwendet wird. Umgekehrt ist es zwar prinzipiell denkbar, ein A-Silikon als Löffel- und ein K-Silikon als Spritzenmaterial zu verwenden, da in diesem Fall das A-Silikon bereits ausgehärtet ist, wenn es mit dem K-Silikon in Berührung kommt. Da sich A- und K-Silikone aber nicht verbinden, ist von dieser Kombination ebenfalls dringend abzuraten.

Sonderformen

Scanbare Abformmaterialien In Fällen, in denen die geplante Restauration ohnehin der Herstellung im CAD/CAM-Prozess bedarf, erscheint es naheliegend, auf das Ausgießen der konventionellen Abformung zu verzichten und stattdessen dieselbe direkt zu scannen und so ein virtuelles Modell zu erstellen. Auf diese Weise lassen sich die unweigerlich mit der konventionellen Modellherstellung verbundenen Dimensionsänderungen (Gipsexpansion) vermeiden. Allerdings hat dieser Weg bisher keine große Verbreitung gefunden, was nicht zuletzt an den physikalischen Limitationen des Verfahrens liegen dürfte. Letztlich handelt es sich bei den gegenwärtig eingesetzten Laborscannern um Systeme, die entweder laserbasiert durch Interferometrie bzw. Triangulation bzw. lichtoptisch moirétopografisch (Streifenprojektion) die Objektoberfläche digitalisieren. Alle Verfahren weisen dann die höchste Messgenauigkeit auf, wenn der Sichtwinkel auf die Oberfläche möglichst rechtwinklig ist ( ▶ Abb. 2.12).

Problematik beim Scannen von Abformungen.

Abb. 2.12 Oberflächen sind bei zu kleinem Sichtwinkel auf die Oberfläche nicht mehr scanbar: 1) gut, 2) eingeschränkt, 3) nicht darstellbar.

Je weiter vom rechten Winkel abgewichen wird, desto ungenauer wird das Verfahren. Während sich die Abformungen von Inlaykavitäten meistens problemlos realisieren lassen, ist die Scanbarkeit insbesondere langer, schmaler Präparationen (z.B. Frontzähne) limitiert, wenn nicht gar unmöglich. Damit kann der Abformungsscan nicht als alleiniges Verfahren angewendet werden und hat wohl von daher auch bisher keine große Bedeutung erlangt, obwohl von einigen Herstellern speziell für den Scanprozess optimierte Abformmassen angeboten werden. Bei diesen Materialien handelt es sich um A-Silikone, die hinsichtlich ihres Reflexionsvermögens und ihrer Farbe auf den Scanprozess optimiert wurden.

Um die Schwierigkeit der eingeschränkten Sichtbarkeit zu überwinden, kommen prinzipiell alternative tomografische Verfahren (etwa Micro-CT) in Betracht. In diesem Fall muss die Abformung mit einem Kunststofflöffel erfolgen, da metallische Löffel aufgrund der sonst unvermeidbaren Artefakte im Micro-CT ausscheiden. Diese Vorgehensweise ist zwar grundsätzlich möglich (z.B. biodentis, Leipzig), hat sich aber bisher ebenso wenig etabliert.

Darüber hinaus werden zunehmend Verfahren vorgestellt, entweder Modelle oder Abformungen mittels konventioneller DVT-Geräte (z.B. Carestream) zu digitalisieren, meist mit dem Ziel, sie für die präoperative implantologische Planung oder kieferorthopädische Diagnostik zu nutzen ▶ [5]. Ob die zur Anfertigung festsitzender Restaurationen auf diesem Wege erreichbare Genauigkeit bereits ausreicht und mit der konventioneller Verfahren vergleichbar ist, ist im Moment keineswegs ausreichend geklärt und muss eher bezweifelt werden ▶ [35]. Letztendlich können aber auch diese Verfahren die grundsätzlichen Probleme der konventionellen Abformung naturgemäß nicht überwinden, da alle diese Ansätze entweder auf einer konventionellen Abformung oder einem Modell aufsetzen.

Alginatersatzmaterialien Als Alternative zum Alginat werden von einigen Herstellern (z.B. Imprint 4 Preliminary, 3M; Status Blue, DMG; AlgiNot, Kerr; Silginat, Kettenbach; Xantasil, Kulzer) sogenannte „Alginatersatzmaterialien“ angeboten, bei denen es sich im Prinzip um mit kostengünstigen Füllstoffen versehene Polyvinylsiloxane handelt, deren Konsistenz den Alginaten nachempfunden ist. Diese Materialien übertreffen in der Regel die mit Alginaten darstellbare Reproduktionsgenauigkeit und haben eine mit A-Silikonen vergleichbare Lagerstabilität. Ihre Reißfestigkeit ist höher als die der Alginate. Sie bieten sich daher insbesondere in Situationen an, in denen die Abformung nicht direkt in der Praxis ausgegossen wird und längere Lagerzeiten damit unausweichlich sind. Sie dürfen auf der anderen Seite nicht zu schnell nach der Entnahme ausgegossen werden, da zumindest einige dieser Materialien verstärkt zur Wasserstoffbildung neigen (s.o.), was beim sofortigen Ausgießen zu Porositäten der Modelloberfläche führen kann ▶ [14], ▶ [85], ▶ [111].

Kieferrelationsfixierung Zunehmend werden auch A-Silikone in Statikmischsystemen zur Verschlüsselung im Rahmen der Kieferrelationsbestimmung angeboten. Gegenüber den eigentlichen Abformmaterialien zeichnen sich diese Massen vor allem durch eine stark verkürzte Abbindezeit sowie ihren hohen Füllstoffgehalt aus. In der Regel werden silikatbasierte Füllstoffe verwendet, die im ausgehärteten Zustand in der organischen Silikonmatrix eingebettet sind. Dem hohen Füllstoffgehalt verdanken die Massen ihre im Vergleich zu den Abformmaterialien nur geringe Polymerisationsschrumpfung sowie hohe Endhärte ▶ [30], ▶ [50]. Diese ist oftmals mit dem sonst verwendeten Shore-A-Messverfahren, bei dem die Eindringtiefe einer Kugel unter definierter Federkraft bestimmt wird, nicht mehr messbar. Allerdings sind die alternativ vielfach angegebenen Shore-D-Härtewerte nur bedingt aussagekräftig. Anders als beim Shore-A-Verfahren wird nicht eine Kugel mit definierter Kraft auf die Oberfläche aufgedrückt, sondern eine Messspitze. Vom Verfahrensprinzip darf diese Spitze nicht in die Oberfläche eindringen und sie verletzen, was aber oft der Fall ist. Besser sollte daher die in der DIN 13903 beschriebene Kugeldruckhärtemessung zur Charakterisierung verwendet werden. Die Endhärte der Massen ist deren wesentliche materialtypische Größe, da sie maßgeblich mit der erreichbaren Genauigkeit bei der Modellzuordnung korreliert ist ▶ [131], ▶ [132].

2.3.1.2 Polyether

Polyether werden als Paste-Paste-Systeme dargereicht und überwiegend in automatischen Mischsystemen angeboten, sodass Dosieren und Mischen unproblematisch sind. Die Basispaste enthält das Etherpolymer mit endständigen Ethylenimingruppen (ca. 60 m%) sowie Füllstoffe (SiO2; ca. 40 m%) und Weichmacher, die die Konsistenz bestimmen. Die Reaktorpaste enthält als Katalysator der Vernetzungsreaktion Sulfonsäureester (ca. 20 m%), Weichmacher (Dioctylphthaleat; ca. 65 m%) und Füllstoffe (SiO2) ▶ [22]. In einer Additionsreaktion bilden sich lineare Makromoleküle, die auch bei relativ hohen Molekulargewichten noch fließfähig sind. Durch Veresterung der endständigen OH-Gruppen mit ungesättigten Säuren und anschließender Addition von Ethylenimin entstehen Moleküle, die eine sehr reaktionsfähige Aziridinogruppe tragen. Diese kann leicht in Gegenwart von Säure zu einer exothermen Polyadditionsreaktion veranlasst werden ▶ [23], ▶ [114] ( ▶ Abb. 2.13). Gegenüber A-Silikonen besitzen Polyether aufgrund ihrer Molekülstruktur mit polaren Komponenten eine genuine Hydrophilie ( ▶ Abb. 2.14).

Vernetzungsreaktion des Polyethers.

Abb. 2.13

Kettenausschnitt Polyether.

Abb. 2.14 Sauerstoff: rot, Wasserstoff: hellgrau, Kohlenstoff: dunkelgrau. Gut erkennbar sind die freiliegenden polaren Sauerstoffatome, die für die genuine Hydrophilie des Materials verantwortlich sind.

Da bei der Vernetzungsreaktion keine flüchtigen Nebenprodukte abgespalten werden, ist die Dimensionsänderung der Masse bei der Lagerung nur sehr gering und mit der der Polyvinylsiloxane vergleichbar, ohne das Ausmaß der letzteren allerdings zu erreichen ▶ [56], ▶ [57]. Obwohl Polyether unmittelbar nach der Härterzugabe zu vernetzen beginnen, zeigen sie initial eine den A-Silikonen ähnliche Reaktionskinetik, die dann im weiteren Verlauf der Vernetzungsreaktion zunehmend langsamer abläuft. Polyether reagieren noch mehr als A-Silikone außerordentlich empfindlich auf Methacrylat-Compositen und Adstringentien ▶ [48].

Praxistipp

Insbesondere eisensulfathaltige Lösungen sollten niemals zusammen mit Polyethern Anwendung finden.

Praxistipp

Polyether dürfen vor der Verarbeitung nicht im Kühlschrank (kälter als 16–18 °C) gelagert werden, da bei einer Abkühlung ihre Viskosität erheblich ansteigt und die Masse nicht mehr verarbeitbar ist. Vorteilhaft dagegen ist ihre Lagerung bei ca. 18 °C (z.B. Weinkühler).

Polyether werden vornehmlich im individuellen Löffel in einphasigen bzw. einzeitig-zweiphasigen Abformverfahren verarbeitet. Die Anwendung von Serienlöffeln ist zwar möglich, aber wegen der nur geringen Standfestigkeit des Materials nicht zu empfehlen. Die Durchführung zweizeitiger Abformungen ist mit Polyethern nicht möglich. Aufgrund der ihnen eigenen Adhäsivität sind sie zur Überabformung über Primärteile oder Übertragungskappen prädestiniert.

Sonderformen

Kieferrelationsfixierung Seit langer Zeit steht mit dem Material Ramitec (3M) ebenfalls eine polyetherbasierte Masse zur Fixierung der Kieferrelation zur Verfügung. Wie auch die silikonbasierten Materialien ist auch sie höher gefüllt und schneller abbindend. Ihre Lagerstabilität entspricht der der Polyetherabformmassen. Das Material erlaubt eine Genauigkeit der Modellzuordnung, die mit der von Wachsen vergleichbar ist, aber die Genauigkeit von A-Silikon-basierten Massen nur teilweise erreicht ▶ [84], ▶ [131], ▶ [132].

2.3.1.3 Silikon-Polyether-Hybride

Hybridmaterialien, die aus Silikon- und Polyetherkomponenten aufgebaut sind, stellen die neueste Entwicklung auf dem Gebiet der Abformmassen dar. Ihnen liegt das Bestreben zugrunde, die genuin hohe Hydrophilie der Polyether mit den günstigen Eigenschaften in Bezug auf Schrumpfung, Rückstellvermögen und Lagerstabilität der A-Silikone zu verbinden. Chemisch betrachtet entspricht ihr Grundgerüst damit einer Polyvinylsiloxankette ähnlich einem A-Silikon, das in der zu den A-Silikonen beschriebenen Vernetzungsreaktion polymerisiert. Je nach Hersteller sind in diese Kette entweder Polyetherbausteine eingebracht oder als Seitenketten angedockt. Ihre mechanischen Eigenschaften sind, wie auch die erreichbaren Abformgenauigkeiten, mit A-Silikonen und Polyethern vergleichbar ▶ [17], ▶ [94] ( ▶ Abb. 2.15).

Kettenausschnitt Polydimethylsiloxanether (Information GC).

Abb. 2.15 Silizium: Blau, Sauerstoff: rot, Wasserstoff: hellgrau, Kohlenstoff: dunkelgrau. Die polaren Sauerstoffatome in den Etheranteilen liegen frei: polares, hydrophiles Molekül.

2.3.1.4 Polysulfide

Die ältesten elastomeren Abformmassen sind die heute nahezu bedeutungslosen Polysulfide oder auch Thiokole (lediglich in den USA haben sie noch einen geringen Marktanteil). Ursprünglich wurden Polysulfide in der Bauindustrie als „Einpastesystem" verwendet: Aus der Tube ausgedrückt, härten sie innerhalb einiger Tage an der Luft durch Zutritt von Sauerstoff aus ▶ [24]. Seit 1950 stehen sie als „Zweipastensysteme" in leicht-, mittel- und schwerfließender Konsistenz als Abformmaterial zur Verfügung. In der Regel ist zu ihrer Anwendung ein individueller Löffel erforderlich.

Funktioneller Hauptbestandteil der Polysulfid-Abformmasse sind niedrigmolekulare Merkaptane (molare Masse M ca. 2000–4000 g/mol) mit 1 etwa in der Kettenmitte liegenden und 2 endständigen SH-Gruppen, die neben Füllstoffen (ZnO, CaSO4, TiO2; 10–55 m%, je nach Fließfähigkeit) den Hauptbestandteil der Basispaste ausmachen. Die Katalysatorpaste enthält Bleidioxid (welches den Massen die charakteristische braune Farbe verleiht) als Katalysator (50–80 m%), dazu Schwefel (bis 4 m%) und ein geeignetes Öl (z.B. Paraffin) ▶ [114]. Polysulfide vernetzen durch eine Polykondensationsreaktion ( ▶ Abb. 2.16).

Vernetzungsreaktion von Polysulfiden.

Abb. 2.16

Als Reaktionsprodukt entsteht Wasser, das bei der Lagerung der Abformung verdunsten kann. Die lagerungsbedingte Schrumpfung entspricht mit einem initialen Wert von < 0,35 %, der nach 24 h bis zu 1 % erreichen kann, größenordnungsmäßig den Dimensionsänderungen kondensationsvernetzender Silikone ▶ [21]. Die Schrumpfung ist stark produktabhängig. Hochgefüllte Materialien sind dimensionsbeständiger als dünnfließende ▶ [37]. Polysulfide haben gegenüber Silikonen und Polyethern eine verlängerte Abbindezeit sowie ein erheblich schlechteres Rückstellvermögen. Ihre Fähigkeit zur Detailwiedergabe ist dagegen vergleichbar. Nach der klinisch erkennbaren Erhärtung schreitet die Vernetzung weiter fort, und die Elastizität und damit das Rückstellvermögen steigen deutlich an.

Praxistipp

Polysulfidabformungen dürfen – insbesondere wenn starke Unterschnitte vorhanden sind – niemals zu früh aus dem Munde entfernt werden, sondern müssen über die klinisch erkennbare Erhärtung hinaus noch für mindestens 5 min im Munde belassen werden. Die Rückstellung der elastisch deformierten Bezirke läuft verlangsamt ab und kann mehr als 30 min in Anspruch nehmen.

Polysulfide eignen sich nur zur Anwendung mit einzeitigen Abformtechniken (Sandwich- bzw. Doppelmischtechnik). Für zweizeitige Abformungen (Doppel- bzw. Korrekturabformung) sind sie aufgrund ihrer zu geringen Endhärte nicht zu empfehlen.

2.3.2 Polysaccharide

2.3.2.1 Alginat

Alginate zählen zu den irreversibel-elastischen Abformmaterialien. Grundsubstanz der Alginate ist die Alginsäure, ein Polyglykosid der D-Mannuron-und L-Gulonsäure, die α-1,4-glykosidisch miteinander verknüpft sind ▶ [33], ▶ [114] ( ▶ Abb. 2.17).

Natriumalginat, unvernetzt.

Abb. 2.17

Die Säure ist in Wasser unlöslich. Ihre Salze mit den Alkalimetallen Natrium und Kalium sowie mit dem Ammonium (NH4-Alginat) sind wasserlöslich. Zweiwertige Metalle bilden mit Ausnahme des Magnesiums bei der Reaktion mit Alginsäure ein schwerlösliches, vernetztes Gel ( ▶ Abb. 2.18).

Vernetztes Kalziumalginat.

Abb. 2.18

Die Sol-Gel-Reaktion beim Aushärten besteht prinzipiell in einer Ionenreaktion, bei der strukturell die aus dem Kalziumsulfat dissoziierten Kalziumionen die Natrium- oder Kaliumionen zweier benachbarter Alginsäuremoleküle ersetzen.

Kn2-Alginat + n CaSO4 → n K2SO4 + Can-Alginat

Nach Zugabe von Wasser dissoziiert das gut lösliche Natriumalginat sofort und die entstandenen Polyanionen der Alginsäure würden sehr rasch mit den Kalziumionen des gleichfalls in Lösung gehenden Kalziumsulfats reagieren und das schwer lösliche Kalziumalginat ausfällen, sodass klinisch eine Verarbeitung nicht möglich wäre. Aus diesem Grund enthält das Alginatpulver neben Füllstoffen (60–80 m%), dem eigentlichen Natriumalginat (10–20 m%) und Kalziumsulfat als Reagens (0,5–3,5 m%) zusätzlich Natriumphosphat als Verzögerer (0,5–3,5 m%). Hinzu kommen noch 1–5 m% Farb- und Geschmackstoffe. Der Verzögerer dient dazu die Verarbeitungszeit zu verlängern, indem er die in Lösung gehenden Kalziumionen in einer Konkurrenzreaktion teilweise abfängt:

2 Na3PO4 + 3 CaSO4 → Ca3(PO4)2 + 3 Na2SO4

Erst wenn der Verzögerer verbraucht ist, kommt die Abbindereaktion voll in Gang und es entsteht ein vernetzter Alginatkomplex, in dessen Maschenwerk aus Polyglykosidketten sich das nur als Reaktionsmilieu dienende Anmischwasser befindet ▶ [114], ▶ [120].

Die Anmischung des Alginats erfolgt nach wie vor meistens von Hand, obwohl sich durch die Verwendung von Anmischgeräten – je nach Gerätetyp – die Materialeigenschaften geringfügig steigern lassen ▶ [66]. Unabhängig vom gewählten Mischverfahren erfolgt die Dosierung im Allgemeinen mithilfe von Dosierlöffeln für das Pulver und Messbechern für die Flüssigkeit. Dabei ist der Einfluss des persönlichen Moments vor allem bei der Dosierung des Pulvers – bedingt durch dessen Kompressibilität – sehr groß (Unterschiede von im Mittel 16 ± 6 %).

Praxistipp

Da sich das Alginatpulver bei längerer Lagerzeit entmischen kann, ist ein Durchschütteln des Pulvers vor der Anwendung für die Erzielung gleichbleibender Materialeigenschaften von großer Bedeutung.

Ohne weitere Behandlung des Alginatpulvers werden beim Aufschütteln lungengängige Nanopartikel meist aus dem Füller freisetzt, die bei fortgesetzter Inhalation als ätiologische Faktoren der Lungenfibrose gelten. Deshalb werden heute nur sogenannte „staubfreie Alginate“ angeboten, bei denen dem Alginatpulver bei der Herstellung Glyzerin zugegeben wurde, das die Nanopartikel zu größeren Komplexen agglomeriert.

Ein Glätten des auf den Löffel aufgebrachten Materials mit Wasser vor dem Einbringen in den Mund sollte unterbleiben, da es zu einer Verminderung der Oberflächenqualität des Modells führt ▶ [61].

Praxistipp

Das Abbindeverhalten von Alginaten wird üblicherweise als normal- oder schnellabbindend (normal- bzw. fast-setting) angegeben. Ein normalabbindendes Alginat ist bei einer Verarbeitungszeit von 2 min nach ca. 2 weiteren min erhärtet. Bei schnellabbindenden Produkten beträgt die Verarbeitungszeit ca. 1,5 min bei einer Abbindezeit von 1–2 min. Zusätzlich ist bei beiden Varianten eine Mischzeit von ca. 45 s vorgesehen. Diese Zeiten sind auf eine Temperatur des Anmischwassers von 20 °C berechnet. Wird eine verlängerte Verarbeitungszeit gewünscht, so sollte diese durch die Verwendung von kaltem Anmischwasser (10 °C Temperaturabsenkung → etwa doppelte Verarbeitungszeit) und nicht durch eine Veränderung des Pulver-Wasser-Verhältnisses herbeigeführt werden (mehr Wasser → längere Verarbeitungszeit), um die mechanischen Eigenschaften des erhärteten Gels nicht negativ zu beeinflussen.

Das Rückstellvermögen der Alginate ist schlecht, im Bereich von Unterschnitten ist deshalb für eine ausreichende Schichtstärke des Abformmaterials Sorge zu tragen. Alginate dienen fast ausschließlich für Situationsabformungen jeder Art. Auch zur Herstellung der Arbeitsmodelle für Einstückgussprothesen und für kieferorthopädische Geräte kommen sie zum Einsatz. Für die Kronen- und Brückentechnik sind sie allerdings aufgrund ihrer nur bedingt guten Oberflächenreproduktion und Dimensionstreue ungeeignet. Alginatabformungen sollten baldmöglichst ausgegossen werden, da es sonst zu erheblichen Volumenänderungen infolge von Wasserverdunstung kommen kann. Selbst bei einer Lagerung im Hygrophor sind – je nach Fabrikat – nach 5 h Dimensionsänderungen zwischen 0,1 und 0,8 % lin. zu erwarten ▶ [42] (siehe Kap. ▶ 2.2.5).

2.3.2.2 Reversibles Hydrokolloid – Agar