Finite-Elemente-Analyse von geschweißten Titanstäben und Polyetheretherketonstäben in geschienten Interimsprothesen für den gesamten Oberkieferbogen | Wissenschaftliche Berichte

Scientific Reports Band 15, Artikelnummer: 16193 (2025) Zitieren Sie diesen Artikel

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Metrikdetails

Festsitzende provisorische Vollbogenrestaurationen neigen aus mehreren Gründen während der Funktion zum Bruch. Diese Art von Frakturen während der Heilungsphase heben die Stabilisierung des Zahnbogens auf und stören die Spannungsverteilungsmuster. Eine FEA-Studie (Finite-Elemente-Analyse) wurde anhand von zahnlosen Oberkiefermodellen durchgeführt, bei denen Implantate und andere Komponenten in dreidimensionalen (3D) geometrischen Modellen dargestellt wurden. Es wurden zwei 3D-FEA-Modelle mit sechs Implantaten verwendet. Modell TB: Die Implantate wurden mit einem geschweißten Titanstab geschient; Modell PB: Die Implantate wurden mit einem PEEK-Stab (Polyetheretherketon) geschient. Für beide Modelle wurde virtuell eine vorläufige Vollbogenprothese aus PMMA (Polymethylmethacrylat) entworfen. Beide Modelle wurden vertikalen und schrägen Kräften mit einer Einzelkraft von 100 N ausgesetzt. Die Höhe der maximalen äquivalenten Von-Mises-Spannungen wurde am zervikalen Teil des Knochenzylinders (Randknochen) und an beiden Gerüsten berechnet. Unter beidseitiger vertikaler Belastung erwiesen sich die Spannungen am Randknochen zwischen Titan- und PEEK-Schiene als vergleichbar. Das PEEK-Gerüst wies eine bessere und geringere Spannungsverteilung auf als Titan. Unter einseitiger schräger Belastung zeigte PEEK eine bessere mechanische Reaktion auf den Randknochen. Und das PEEK-Gerüst selbst zeigte höhere Spannungen als Titan. Das Verhalten von PEEK- und Titanschienen ist unter vertikaler beidseitiger Belastung vergleichbar. Im Gegensatz dazu sind bei schräger Belastung die Spannungen innerhalb der PEEK-Schiene höher und übertragen entsprechend weniger Spannungen auf die darunterliegenden Strukturen. PEEK erwies sich also hinsichtlich des Spannungsverteilungsmusters auf Implantate und Randknochen als erfolgreich, es sind jedoch weitere Studien erforderlich, um seine Wirksamkeit und breitere Anwendbarkeit zu bestätigen.

Die Rehabilitation zahnloser Patienten mit implantatgetragener Prothese umfasst typischerweise das Einsetzen von Implantaten und anschließendes Belasten der Prothese nach 3–4 Monaten im Unterkiefer und 6–8 Monaten im Oberkiefer1. Eine solch stressfreie Heilungsphase ermöglicht die Osseointegration des Implantats und senkt das Risiko eines Implantatversagens und -verlusts2. Das zweistufige Protokoll zeigte erhebliche psychologische und funktionelle Schwierigkeiten bei Patienten, denen kürzlich die restlichen Zähne gezogen wurden und die nie eine herausnehmbare Prothese getragen hatten, da sie eine provisorische herausnehmbare Prothese tragen müssen. Dementsprechend wurde das ursprüngliche zweistufige Protokoll geändert, wobei Implantate nach der sofortigen Zahnextraktion zusammen mit dem sofortigen Einsetzen einer festsitzenden provisorischen Prothese gesetzt wurden3.

Interimsprothesen bieten zahlreiche Vorteile. Sie dienen unter anderem als Diagnoseinstrument, helfen bei der Beurteilung des periimplantären Weichgewebes, der Beurteilung der Nachbarzähne und der Mundhygiene des Patienten. Sie sind außerdem hilfreich bei der Patientenbehandlung (ästhetisch, phonetisch, psychologisch), der Kommunikation zwischen Patient, Prothetiker und Techniker, der Bestimmung der Implantatbettentwicklung, der Heilung des Weichgewebes um die Implantate, der möglichen Belastung der Implantate, der Verbesserung der Gewebekonturen im Zusammenhang mit dem Emergenzprofil und der Entwicklung von Interdentalpapillen und ermöglichen so die mögliche Vermeidung eines dritten chirurgischen Eingriffs4,5.

Laut Lin et al. sind die häufigsten Komplikationen bei einer provisorischen festsitzenden Vollbogenprothese aus Acrylharz der Bruch der Prothesenstruktur und der Bruch des Verblendmaterials.6 Ein solcher Bruch während der Heilungsphase macht die Stabilisierung des Zahnbogens überflüssig und stört die Spannungsverteilungsmuster.7

Mehrere Gründe haben dazu geführt, dass festsitzende Interimsprothesen für den gesamten Zahnbogen während der Anwendung anfällig für Brüche sind. In den gerissenen Acrylbasen vieler Restaurationen wurden Acrylporositäten und/oder in das Acryl eingebettete Fremdmaterialien als „Lufteinschlüsse“ beobachtet.8 Es wurde berichtet, dass Biegeermüdung, die nach wiederholtem Biegen der PMMA-Prothese auftritt, ebenfalls zu Brüchen führen kann9.

Eine Schienung (starr oder nicht-starr) verhindert nachweislich die axiale Rotation und Bewegung von sofort belasteten Implantaten. Die Wirksamkeit der Schienung zur Förderung der Osseointegration von Implantaten ist jedoch ungewiss, da frühere Studien eine Osseointegration von nicht geschienten, sofort belasteten Implantaten gezeigt haben10. Einigen Studien zufolge reduziert die Schienung von Implantaten das Risiko einer Überlastung jedes einzelnen Implantats aufgrund der vergrößerten Oberfläche und der verbesserten biomechanischen Verteilung11,12.

Die Schienung kann entweder starr durch eine Metallstange oder halbstarr durch Acrylharz sein. Die halbstarre Schienung kann vor einer Sofortbelastung mit CAD/CAM-Technologie in der richtigen vertikalen Okklusionsdimension hergestellt werden, oder die vorhandene Prothese des Patienten kann nach Anpassung als festsitzende Interimsprothese verwendet werden13. Eine halbstarre Schienung reduziert die Belastung des die Implantate umgebenden Knochens nicht ausreichend. Andererseits bietet sie aufgrund des fehlenden Metallträgers eine bessere Passivität für die implantatgetragene festsitzende Prothese. Deshalb wird eine halbstarre Schienung für die Heilungsphase nach der Implantatplatzierung (4–6 Monate) empfohlen, die für das Überleben des Implantats wichtig ist14.

Mehrere Studien berichten von einer erfolgreichen oralen Rehabilitation zahnloser Ober- und Unterkiefer mit einer festsitzenden definitiven Restauration, die durch einen intraoral verschweißten Titandraht gestützt wurde, am selben Tag der Implantatinsertion.15 Die intraorale Schweißtechnik ermöglicht eine starre Schienung mehrerer Implantate zur sofortigen Belastung am selben Tag und gewährleistet so eine vorhersehbare Fixierung der Implantate während der Heilungsphase bei erheblicher Reduzierung der Mikrobewegungen.16

Intraorales Schweißen ist ein techniksensitives Verfahren. Der vollständige Kontakt zwischen Schweißabutment und Titansteg ist während des Schweißvorgangs entscheidend. Eine perfekte Verbindung erfordert festen und konstanten Druck17. Darüber hinaus sind Synkristallisations- und elektrisches Widerstandsschweißen eingeschränkt, da sie nicht bei allen Metallen und Legierungen wirksam sind und bei Patienten mit Herzschrittmachern nicht angewendet werden können16.

Polyetheretherketon (PEEK) ist ein Hochleistungspolymer aus der Gruppe der Polyaryletherketone. Es verfügt über hervorragende physikalische und chemische Eigenschaften wie ein geringes spezifisches Gewicht (1,3 g/cm3) und eine geringe Biegefestigkeit (165–170 MPa), eine angemessene Elastizität (3.600 MPa) und eine geeignete Härte (20 HV)18,19.

Der Hauptvorteil dieses Materials besteht darin, dass es einen geringeren Elastizitätsmodul als metallische Werkstoffe aufweist und relativ mit dem des menschlichen Knochens vergleichbar ist, wodurch die Belastung des umgebenden Knochens minimiert wird20.

In ihrer Finite-Elemente-Studie zum Verhalten von Prothesengerüsten aus Polyetherketonketon (PEKK) und Polyetheretherketon (PEEK) berichteten Villefort et al.21, dass die höhere Stoßdämpfung von PEKK zu einer geringeren Spannungskonzentration an der Prothesenschraube und der Prothesenbasis führte. Dies zeigte klinisch ein geringeres Risiko von Frakturen der Acrylbasis und einer Lockerung der Schraube.

Es wurde berichtet, dass die klinische Lebensdauer von Implantatprothesen durch die Lastübertragung zwischen Implantat und Alveolarknochen beeinflusst wird22. Studien an herkömmlichen Implantaten haben zudem gezeigt, dass sich die Spannungen vor allem im marginalen Kortikalisknochen, der dem Implantathals entspricht, konzentrieren23. Diese Spannungsüberlastung maximiert das Risiko einer marginalen Knochenresorption um das Implantat herum24. Da die Qualität des marginalen Knochens ein entscheidender Parameter für das osteomechanische Verhalten in der Implantatbiomechanik ist25.

Das Finite-Elemente-Modell ist eine Computertechnik zur Spannungsverteilungsanalyse, die zur Erstellung virtueller Modelle verwendet wird. Der Einfluss der Belastungsstärke auf periimplantäre und dentale Implantatelemente kann durch Anwendung der äquivalenten Spannung (von Mises-Spannung), ausgedrückt in Megapascal (MPa), aufgezeichnet werden26.

Die Finite-Elemente-Analyse (FEA) hat erhebliche klinische Auswirkungen, da sie ein hilfreiches Verständnis des biomechanischen Verhaltens der Schienenmaterialien bietet. Darüber hinaus hilft sie, die Reaktion dieser Materialien unter verschiedenen Belastungsbedingungen vorherzusagen27. Dies verbessert die langfristige klinische Stabilität des Implantatsystems und die Gesamtleistung.

Darüber hinaus hat sich die FEA als anwendbare Methode zur Analyse der Spannungsverteilung und des klinischen Verhaltens geometrisch komplexer Prothesensysteme erwiesen, zu denen Zahnimplantate, Knochen und Prothesen gehören28. Dementsprechend können Kliniker Bereiche mit hoher Spannung identifizieren, die zu Knochenschwund oder einem späteren Versagen des Implantats führen können, und so bessere Planungs- und Wartungsprotokolle befolgen21.

Dies kann die klinische Entscheidungsfindung und die Behandlungsergebnisse deutlich verbessern und somit das Risiko von Komplikationen verringern. Die Anwendung dieser FEA-Studien kann somit eine sichere und effektive klinische Anwendung gewährleisten.

Trotz all dieser Vorteile weisen FEM-Studien eine Reihe von Einschränkungen auf. Die Belastungen sind tendenziell stärker vereinfacht als die tatsächlichen komplexen Kräfte, die beim Kauen und verschiedenen anderen Funktionen auftreten29. Darüber hinaus können sie die Natur anatomischer Strukturen wie Knochen oder Weichteile nicht vollständig erfassen. Knochen sind eine unglaublich komplexe lebende Struktur, deren Eigenschaften von Individuum zu Individuum variieren. Darüber hinaus kann der Einsatz von FEM bei der Untersuchung der extrem genauen Anatomie einer Knochenstruktur die Analyse auf diese spezielle Struktur beschränken30.

Darüber hinaus ist die FEA nicht zeitabhängig. Die biologische Dynamik eines lebenden Bauteils lässt sich nicht präzise modellieren, da Faktoren wie Zeit und andere Einflüsse, denen die Struktur ausgesetzt ist, nur schwer berücksichtigt werden können. Für eine qualitativ hochwertige FEA ist zudem spezielle Software erforderlich, die möglicherweise nicht allen Forschern zur Verfügung steht31.

Ziel dieser Studie war es daher, das mechanische Verhalten von Oberkiefer-Vollbogenprothesen mit unterschiedlichen Schienenmaterialien zu untersuchen. Die Nullhypothese lautete, dass die Verwendung unterschiedlicher Schienenmaterialien keinen Einfluss auf das mechanische Verhalten der Prothese hat.

Die vorliegende Studie umfasste zwei Schritte: die Konstruktion eines virtuellen Modells und eine dreidimensionale Finite-Elemente-Analyse. Im Rahmen dieser Studie wurden zwei virtuelle Modelle erstellt. Beide mit jeweils sechs Implantaten wurden verwendet. Im Modell TB wurden die Implantate mit einem geschweißten Titanstab verblockt; im Modell PB hingegen wurden die Implantate mit einem PEEK-Stab verblockt.

Für die virtuelle Modellkonstruktion wurde ein Lehrmodell eines zahnlosen Oberkiefers (Ramses Medical Products, Kairo, Ägypten) verwendet. Es wurde mit einem 3D-Scanner (CeraMap 400 Amann Girrbach Inc., Koblach, Österreich) gescannt und mit der Exocad-Software (Exocad DentalDB 3.1 Rijeka CAD/CAM-Software) (Exocad America, Inc. Darmstadt, Deutschland) modelliert. Da im Oberkiefer häufig eine Knochendichte von (D3) beobachtet wird, wurde das Modell virtuell so geformt, dass es eine 1 mm dicke äußere Kortikalis darstellt, die den Trabekelknochen bedeckt (Abb. 1a). Am Modell wurde Reverse Engineering durchgeführt und es wurde eine STL-Datei (Standard Tessellation Language) exportiert. Dieses virtuelle STL-Modell wurde zur weiteren Glättung und Lückenfüllung in die Mesh Mixer-Software (Version 3.5.0) (Mesh Mixer, Autodesk, San Rafael, Kalifornien, USA) importiert und im STL-Format exportiert32.

Modelldesign; (a) Knochenzylinder, (b) Implantat, (c) Multi-Unit-Abutment, (d) temporäre Titanhülse, (e) Implantate mit 2 mm starkem Titanstab aus Titandraht verblockt, (f) Implantate mit 3 mm starkem PEEK-Stab verblockt, (g) prothetische Suprastruktur, entworfen mit der Software Exocad in Form einer PMMA-Vollbogenprothese. Bild mit freundlicher Genehmigung von Dr. Nermeen Ahmed Hassan, veröffentlicht unter einer CC BY Open Access-Lizenz.

Für den Knochenzylinder wurde eine neue Ebene parallel zur oberen Ebene erstellt und im oberen Teil des Zylinders entlang der neuen Ebene ein Spalt vorgenommen, um die Erfassung der Ergebnisse des marginalen periimplantären Knochens zu erleichtern. Daher ist der marginale periimplantäre Knochen 2 mm hoch und 1,3 mm dick33.

Es war geplant, sechs Zahnimplantate in den rechten seitlichen Schneidezahn R2, den rechten ersten Prämolaren R4, den rechten ersten Molaren R6, den linken mittleren Schneidezahn L1, den linken Eckzahn L3 und den linken ersten Molaren L6 zu setzen. Alle Implantate wurden axial gesetzt34.

Die Implantate wurden mit der Solidworks-Software (Software 2023 SP0) (Solidworks 2023 × 64 Edition Premium-Paket) mit einem Durchmesser von 4,2 mm und einer Länge von 10 mm modelliert35,36,37 (Abb. 1b). Gerade Multiunit-Abutments und Titanbasen wurden ebenfalls mit der Solidworks-Software modelliert (Abb. 1c und d).

Im Modell TB wurden die Implantate mit einem 2 mm dicken Titanstab16 (Abb. 1e) geschient, während sie im Modell PB mit einem 3 mm dicken PEEK-Stab21,38 (Abb. 1f) geschient wurden. Alle anderen Komponenten beider Modelle waren identisch, um alle Variablen zu standardisieren.

Die prothetische Suprastruktur wurde mit der Exocad-Software (Exocad DentalDB 3.1 Rijeka CAD/CAM-Software) (Exocad America, Inc., Darmstadt, Deutschland) als PMMA-Vollbogenprothese39 entworfen (Abb. 1g). Die STL-Dateien der Zahnimplantate, Abutments und der prothetischen Suprastruktur wurden mit der Solidworks-Software erstellt.

Das gerade Multiunit-Abutment mit 5 mm Durchmesser wurde als STL-Datei aus BlueSky Plan Version 4.12.13 (64 Bit) (Bio Software, LLC) exportiert. Die STL-Datei wurde dann in Solidworks exportiert und durch Reverse Engineering ein 3D-Gussmodell erstellt32.

Für die Titanhülsen wurde in der oberen Ebene des Kappenteils eine zweidimensionale Skizze eines Kreises mit 5 mm Durchmesser gezeichnet. Dieser Kreis wurde mit einem Boss-Extrude-Werkzeug zu einem 8 mm langen Zylinder extrudiert. Abschließend wurde im Kappenteil und im zylindrischen Teil ein Hohlraum geschaffen, um die endgültige dreidimensionale hohle Titanhülse32 zu bilden.

Die beiden Modelle wurden in die ANSYS-Software (Ansys 2022 R1) (Ansys, Inc., Pennsylvania, USA) exportiert, um den Analyseprozess zu starten. Es wurde angenommen, dass der zervikale Teil jedes Knochenzylinders aus kompaktem Knochen besteht und der restliche Teil des Knochenzylinders aus Spongiosa. Es wird angenommen, dass das Implantat, das Multi-Unit-Abutment, die temporären Titanhülsen und der Metalldraht alle aus einer Titanlegierung bestehen. Das PEEK-Gerüst sollte aus BioHPP PEEK hergestellt werden. Währenddessen wurde angenommen, dass die gesamte Konversionsprothese aus PMMA besteht. Es wurde angenommen, dass die Materialien ein linear isotropes Verhalten aufweisen und der Elastizitätsmodul und die Poissonzahl für die verschiedenen Komponentenmaterialien, die in der Studie verwendet wurden, sind in der folgenden Tabelle aufgeführt, Tabelle 1. Alle Komponenten wurden so konstruiert, dass 100 % Kontakt entlang der Schnittstellen gewährleistet ist.

Die Vernetzung der Modelle erfolgte durch die Unterteilung des geometrischen Modells in kleine Teile, sogenannte Elemente, die an gemeinsamen Punkten, sogenannten Knoten, verbunden sind. (Abb. 2).

Modellvernetzung. Bild mit freundlicher Genehmigung von Dr. Nermeen Ahmed Hassan, veröffentlicht unter einer CC BY Open Access-Lizenz mit Genehmigung.

Die Gesamtzahl der Elemente im Modell TB betrug 139.733 und im Modell PB 147.951. Die Anzahl der Knoten im Modell TB betrug jedoch 139.733 und im Modell PB 268.653. Die festen Beschränkungen wurden auf den unteren Aspekt und alle seitlichen Aspekte des virtuellen Oberkieferabdrucks angewendet, um jegliche Körperverschiebung während der Belastung zu vermeiden.

Es wurden zwei Belastungsszenarien angewendet 33, 40, 41. Das erste Szenario simulierte eine vertikale Belastung von 200 N, die beidseitig im hinteren Bereich aufgebracht wurde, wobei der erste Backenzahn eine Belastung von 100 N und jeder Prämolar eine Belastung von 50 N erhielt (Abb. 3a).

Lastanwendung; (a) Anwendung einer beidseitigen vertikalen Last von 200 auf den Prämolaren und den ersten Backenzahn in der zentralen Zahngrube (b) Anwendung einer einseitigen schrägen Last auf die lingualen Neigungen der bukkalen Höcker des Prämolaren und des ersten Backenzahns in einem Winkel von etwa 45 Grad zur vertikalen Achse des Zahns. Bild mit freundlicher Genehmigung von Dr. Nermeen Ahmed Hassan, veröffentlicht unter einer CC BY Open Access-Lizenz mit Genehmigung.

Die vertikale Belastung wurde auf die zentralen Fossae des Prämolaren und des ersten Molaren ausgeübt. Das zweite Szenario simulierte eine schräge (laterale) Belastung von 200 N, die einseitig im hinteren Bereich der rechten Seite ausgeübt wurde, wobei der erste Molar eine Belastung von 100 N und jeder Prämolar eine Belastung von 50 N erhielt (Abb. 3b). Die laterale Belastung wurde auf die lingualen Neigungen der bukkalen Höcker des Prämolaren und des ersten Molaren in einem Winkel von etwa 45 Grad zur vertikalen Achse des Zahns ausgeübt.

In beiden Modellen sind die angezeigten Spannungen die maximalen Hauptspannungen für (1) den zervikalen Teil des Knochenzylinders (Randknochen) (Abb. 4a und b, 5a und b) und (2) den Titandraht (Abb. 4c und 5c) sowie das PEEK-Gerüst (Abb. 4d und 5d).

Spannungsverteilung während der Anwendung beidseitiger vertikaler Belastung auf (a) Randknochen im Titanmodell (TB), (b) Randknochen im PEEK-Modell (PB), (c) Titandraht, (d) PEEK-Gerüst. Bild mit freundlicher Genehmigung von Dr. Nermeen Ahmed Hassan, veröffentlicht unter einer CC BY Open Access-Lizenz mit Genehmigung.

Spannungsverteilung bei einseitiger Schrägbelastung auf (a) Randknochen im Titanmodell (TB), (b) Randknochen im PEEK-Modell (PB), (c) Titandraht, (d) PEEK-Gerüst. Bild mit freundlicher Genehmigung von Dr. Nermeen Ahmed Hassan, veröffentlicht unter einer CC BY Open Access-Lizenz.

In beiden Modellen wird die Dehnung für (1) den zervikalen Teil des Knochenzylinders (Randknochen) unter vertikaler Belastung (Abb. 6a und b) und (2) den zervikalen Teil des Knochenzylinders (Randknochen) unter schräger Belastung (Abb. 6c und d) angezeigt.

Dehnungsverteilung bei beidseitiger vertikaler Belastung auf (a) Randknochen im Titanmodell (TB), (b) Randknochen im PEEK-Modell (PB), Dehnungsverteilung bei einseitiger schräger Belastung auf (c) Randknochen im Titanmodell (TB), (d) Randknochen im PEEK-Modell. Bild mit freundlicher Genehmigung von Dr. Nermeen Ahmed Hassan, veröffentlicht unter einer CC BY Open Access-Lizenz.

Sie wurden als grafische Ausgabe in Form von farbcodierten Karten und numerischen Ausgaben angezeigt, die die Höhe der maximalen äquivalenten Spannungen (Von-Mises-Spannungen) in Megapascal (Mpa)39,40 anzeigten. Anschließend wurden die Ergebnisse aus beiden Modellen gesammelt und tabellarisch dargestellt.

Die Ergebnisse dieser Studie zeigten, dass die marginalen Knochenspannungen an den linken und rechten Backenzähnen unter beidseitiger vertikaler Belastung 15,07 bzw. 14,485 MPa für Modell TB (Titangerüst) und 14,977 bzw. 14,927 MPa für Modell PB (PEEK-Gerüst) betrugen. Die Ergebnisse waren bei beiden Modellen vergleichbar.

Darüber hinaus zeigte sich, dass PEEK-Gerüste unter beidseitiger vertikaler Belastung eine bessere Spannungsverteilung und geringere Spannungen aufwiesen als Titan-Gerüste. Die Spannungen lagen bei PEEK- und Titan-Gerüsten bei 8,3313 bzw. 54,924 MPa (Tabelle 2). Dies könnte auf die Verbindung zwischen PEEK-Steg und Abutments zurückzuführen sein. Hinsichtlich der Belastung der Implantate zeigte sich, dass die Ergebnisse beim Modell TB etwas höher waren als beim Modell PB. Dies könnte auf die stoßdämpfende Wirkung von PEEK zurückzuführen sein, das bei beidseitiger vertikaler Belastung Spannungen ableitet und somit weniger Spannungen auf die Implantate überträgt.

Unter einseitigen schrägen Kräften betrugen die marginalen Knochenspannungen an den linken und rechten Backenzähnen 3,9284 und 173,94 MPa jeweils für Modell TB. Für Modell PB wurden Werte von 4,1725 und 166,84 MPa ermittelt. PEEK zeigt eine bessere mechanische Reaktion im Vergleich zu einem Titangerüst. Das PEEK-Gerüst zeigte jedoch höhere Spannungen als das Titangerüst. Die Spannungen betrugen 168,18 und 106,03 MPa. Und auch dies kann auf die Art der Verbindung zwischen PEEK-Steg und Abutments zurückzuführen sein (Tabelle 3). Hinsichtlich der Spannungen auf die Implantate wurde erneut festgestellt, dass die Ergebnisse bei Modell TB höher sind als bei Modell PB, und dies kann durch die Natur von PEEK unter schräger Belastung verursacht werden, das dazu neigt, die Spannungen innerhalb des PEEK selbst anzusammeln

Bezüglich der Dehnung wurde festgestellt, dass die marginale Knochendehnung an den linken und rechten Backenzähnen unter beidseitiger vertikaler Belastung 8,90 bzw. 9,66 mm/mm MPa für Modell TB (Titangerüst) und 9,98 bzw. 9,95 mm/mm für Modell PB (PEEK-Gerüst) betrug. Die Ergebnisse waren bei beiden Modellen vergleichbar (Tabelle 4).

Unter einseitiger schräger Krafteinwirkung betrug die marginale Knochendehnung an den linken und rechten Backenzähnen rezeptiv 2,621 bzw. 1,166 mm/mm für Modell TB. Für Modell PB lagen sie bei 2,78 bzw. 1,11 mm/mm. Die Ergebnisse waren bei beiden Modellen vergleichbar (Tabelle 5).

In der vorliegenden Studie wurde die Spannungsverteilung entlang des Randknochens unter Verwendung zweier verschiedener Schienenmaterialien unter vertikaler und schräger Belastung untersucht. Die Ergebnisse zeigten, dass beide Schienenmaterialien unterschiedliche mechanische Reaktionen aufweisen, sodass die Nullhypothese verworfen wurde.

Die klinische Bewertung der Spannungs- und Dehnungsverteilung in periimplantären Knochenbereichen ist schwierig und in den meisten Situationen nicht durchführbar. Daher ist die FEA eine geeignete Methode zur Bewertung der Spannungsverteilung und der klinischen Leistung geometrisch komplexer Prothesensysteme, die Zahnimplantate, Knochen und Prothesen umfassen28.

Wie in der Studie von Altıparmak et al. gezeigt, in der mithilfe einer dreidimensionalen Finite-Elemente-Analyse die Spannungen untersucht wurden, die bei Okklusionskräften auf den Knochen auftreten, sowie bei Implantatsystemen aus Titan und Polyetheretherketon (PEEK)42.

Da es sich bei der FEA um eine Simulation handelt, verbesserte sich die Datengenauigkeit durch eine Erhöhung der Netzdichte in den zu bewertenden Modellbereichen. Wie bei früheren Studien zur Finite-Elemente-Analyse im Zusammenhang mit der Implantologieforschung ging auch unsere Studie davon aus, dass alle modellierten Strukturen in ständigem Kontakt miteinander stehen43.

Was den Einfluss der Implantatanzahl auf die Struktur betrifft, so ist erwiesen, dass die Platzierung von sechs Implantaten die Spannungen gleichmäßiger verteilt. In einer Studie von Fazi et al.44 wurde die Spannungsverteilung bei 3–4–5 implantatgetragenen Prothesen untersucht. Dabei zeigte sich, dass die Belastungsakkumulation im System bei 5 implantatgetragenen Prothesen abnahm.

In einer aktuellen Studie von Desai et al.40 wurden zwei Belastungskräfte angewendet: beidseitige vertikale Kräfte, die eine Situation des Zusammenbeißens darstellten, und einseitige Kräfte, die die Kaukräfte simulierten.

Um die mittleren Bisskraftwerte im hinteren Bereich zu simulieren, wurde eine vertikale Belastung von 200 N (50 N für jeden Prämolaren und 100 N für den ersten Molaren) auf die zentralen Fossae der Prämolaren und des ersten Molaren ausgeübt. Die schräge Belastung wurde hingegen auf die lingualen Neigungen der bukkalen Höcker der Prämolaren und des ersten Molaren in einem Winkel von etwa 45 Grad zur vertikalen Achse ausgeübt. Dies steht im Einklang mit den Studien von Osman et al. und Hassan et al.33,41.

Außerdem haben Meric et al.45 gezeigt, dass die bei der Herstellung von Zahnprothesen verwendeten Materialien die Belastung von Zahnimplantaten beeinflussen und möglicherweise zu Knochendeformationen führen können.

Assunção et al.46 kamen zu dem Schluss, dass die Verwendung starrer Gerüstmaterialien in implantatgetragenen Prothesen die Belastung der Zahnimplantate erhöht. Im Gegensatz dazu kam die Studie von Dayan et al.47 zu dem Schluss, dass die Herstellung von Gerüsten aus starren Materialien in All-on-4-Prothesen die Belastung der Zahnimplantate und des periimplantären Knochens reduziert, wenn die distalen Implantate um 30° geneigt sind.

Andere Studien, wie die von Çiftçi und Canay48 und die von Sertgöz49 durchgeführte Studie, berichteten, dass die Verwendung weniger starrer Restaurationsmaterialien zu einer hohen Belastung der Zahnimplantate und des Stützgewebes führte.

Garg 17 hat gezeigt, dass eine durch intraorales Schweißen erhaltene starre Rahmenschiene die Mikrobewegungen in Protokollen zur sofortigen Belastung kontrollieren und die auf jedes einzelne Implantat ausgeübte mechanische Belastung verringern kann. Dadurch wird eine optimale Verteilung der Okklusionslast sichergestellt und die seitlichen Kräfte auf das heilende Implantat verringert.

Allerdings kamen einige Studien, wie die von Aboelnagga M, zu dem Schluss, dass die Verwendung von Polyetherketonketon (PEKK) zur Konstruktion des Prothesengerüsts zu einer günstigen Spannungsverteilung und einer Verringerung der auf die Stützimplantate ausgeübten Spannungen führte50.

Außerdem untersuchten El-Rahman et al.51 das Verhalten von PEEK-Stangen unter zyklischer Belastung, wobei diese weniger Spannung ausübten und eine günstige Lastverteilung um die Implantate und auf den Kieferkammbereichen zeigten.

Die Daten dieser Studie zeigten, dass die Intensität und Verteilung der Vergleichsspannungen bei einseitiger Schrägbelastung im PEEK-Gerüst höher waren als bei den Titan-Gerüsten. Bei beidseitiger Vertikalbelastung waren Intensität und Verteilung der Vergleichsspannungen in den Titan-Gerüsten höher. Dies lässt auf eine verbesserte Lastverteilung entlang des PEEK-Gerüsts im Modell PB im Vergleich zum Modell TB schließen. Eine solche Vermutung könnte mit der Stoßdämpfung und dem niedrigen Elastizitätsmodul von PEEK zusammenhängen.

Die Ergebnisse dieser Studie decken sich mit den Studien von Ersöz und Mumcu52 sowie Jaros et al.53, die zeigten, dass PEEK unter schräger und axialer Belastung unterschiedlich reagiert. Im Gegensatz zu den steiferen Materialien CoCr, ZrO2 und Ti akkumulierte PEEK unter schräger Belastung Spannungen, anstatt sie zu verteilen. Dies beruht auf der Stoßdämpfungsfähigkeit des Materials und dem niedrigen Elastizitätsmodul.

Darüber hinaus untersuchten Elkhooly AS et al. in ihrer Studie das Muster der Spannungsverteilung entlang von PEKK- und Bio-HPP-CAD-CAM-Stegmaterialien in implantatgetragenen Prothesen. Sie fanden heraus, dass sich die Spannungen bei einseitiger Belastung auf die belasteten Implantate und den Kiefer konzentrierten, was zu statistisch signifikant größeren mittleren Mikrospannungen auf der belasteten Seite im Vergleich zur unbelasteten Seite führte54.

In Übereinstimmung mit unserer Studie berichteten Yu et al.55, dass Zirkonoxid und Metalle im Vergleich zu Polymergerüsten geringere Belastungen auf Knochen und Implantat und größere Belastungen auf das Gerüst verursachten.

Es wurde berichtet, dass die biomechanischen Eigenschaften von Materialien mit hohem Elastizitätsmodul diese besser für implantatgetragene Prothesengerüste geeignet machen56. Eine dreidimensionale Finite-Elemente-Analyse von Shin et al.57 kam zu dem Schluss, dass das Gerüst mit dem niedrigen Elastizitätsmodul (PEKK) die Spannung innerhalb des Gerüsts reduzierte; es übertrug jedoch zusätzliche Spannung auf die Suprastrukturen der Prothesen, was mit den Ergebnissen dieser Studie übereinstimmte.

In ähnlicher Weise gelangten Tribst et al.58 zu dem Schluss, dass eine Erhöhung des Elastizitätsmoduls des Gerüsts die auf die Implantate und den umgebenden Knochen übertragene Spannung verringerte.

In der von Shetty et al.59 durchgeführten Studie, in der implantatgetragene Vollbogenprothesen mit unterschiedlichen Gerüsten mittels Dehnungsmessstreifenanalyse bewertet wurden, zeigte PEEK bei Vorhandensein eines Auslegers höhere Verformungswerte als ZrO2 und CoCr, was mit den Ergebnissen dieser Studie übereinstimmt.

Im Gegensatz zu unserer Studie berichteten Franco et al.60, dass der Querschnitt der PEEK-Schiene einen Einfluss auf die Reaktion auf die angewandten Spannungen hat. In dieser Studie wurde der Querschnittseffekt jedoch nicht ausgewertet.

Hinsichtlich der klinischen Relevanz und basierend auf den aktuellen Studienergebnissen qualifizieren die biomechanischen Eigenschaften und das Verhalten der PEEK-Schiene diese für den Einsatz mit provisorischen Restaurationen. Dabei ist zu beachten, dass PEEK bei schräger Belastung eher dazu neigt, die Spannungen entlang des Schienenkörpers anzusammeln als zu verteilen. Daher wird in einem solchen Fall von der Verwendung eines Auslegers abgeraten, um das Risiko einer Verbiegung oder gar eines Bruchs der Schiene zu vermeiden. Darüber hinaus wirken sich das Design der Implantatplattform, das okklusale Kraftmuster sowie die Anzahl und der Durchmesser der Implantate auf das Muster der Spannungsübertragung aus61.

Standardisierung und Variablenkontrolle lassen sich zwar durch Studien zur Finite-Elemente-Analyse erreichen, diese Studie weist jedoch zahlreiche Einschränkungen auf. Zur Vereinfachung wurde eine statische Belastung angewendet, während die Belastung bei normalen Kaufunktionen dynamisch ist. Darüber hinaus wurde angenommen, dass alle Zahnimplantate vollständig in den Knochen osseointegriert sind, was jedoch nicht der klinischen Situation entspricht. Die Materialeigenschaften des Knochens wurden als linear elastisch und isotrop angenommen, was jedoch nicht mit der Simulation von lebendem Gewebe übereinstimmt32.

Im Rahmen unserer Studie und der erzielten Ergebnisse konnten wir feststellen, dass sich PEEK- und Titanschienen unter vertikaler beidseitiger Belastung vergleichbar verhalten. Im Gegensatz dazu sind bei schräger Belastung die Spannungen in der PEEK-Schiene höher und übertragen dementsprechend weniger Spannungen auf die darunterliegenden Strukturen. PEEK erwies sich somit hinsichtlich der Spannungsverteilung auf Implantate und Randknochen als erfolgreich. Weitere Studien sind jedoch erforderlich, um die Wirksamkeit und breitere Anwendbarkeit zu bestätigen.

Alle im Rahmen dieser Studie generierten oder analysierten Daten sind im Manuskript enthalten.

Standard-Tessellationssprache

Newton

Mega Pascal

Polyetheretherketon

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Abteilung für Mund-, Kiefer- und Gesichtsprothetik, Fakultät für Zahnmedizin, Ain Shams University, Organization of African Unity Street, Kairo, 11561, Ägypten

Lamiaa Farouk Zaki Mohamed, Hebatallah Tarek Mohamed, Hany Ibrahim Eid und Soha Saeid Mohammed

Abteilung für Mund-, Kiefer- und Gesichtsprothetik, Zahnmedizinische Fakultät, Universität Newgiza, Gizeh, Ägypten

Rana Mohammad Abdelrahman

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Korrespondenz mit Soha Saeid Mohammed.

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Farouk Zaki Mohamed, L., Tarek Mohamed, H., Ibrahim Eid, H. et al. Finite-Elemente-Analyse von geschweißten Titanstäben und Polyetheretherketonstäben in geschienten Interimsprothesen für den gesamten Oberkieferbogen. Sci Rep 15, 16193 (2025). https://doi.org/10.1038/s41598-025-99750-x

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Erhalten: 30. September 2024

Akzeptiert: 22. April 2025

Veröffentlicht: 09. Mai 2025

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-025-99750-x

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