Brotthållfastheten hos monolitiska kronor av zirkoniaförstärkt litiumsilikat och litiumdisilikat beroende på krontjocklek

(1)

Brotthållfastheten hos

monolitiska kronor av

zirkoniaförstärkt litiumsilikat

och litiumdisilikat beroende på

krontjocklek

Dennis Giang

Sandra Lindgren

Handledare: Camilla Johansson

Examensarbete (15 hp)

Malmö högskola

Tandteknikerprogrammet

Odontologiska fakulteten

(2)

(3)

Sammanfattning

Syfte: Syftet med föreliggande studie är att undersöka om det finns någon skillnad i

brotthållfastheten hos monolitiska kronor i zirkoniaförstärkt litiumsilikat och litiumdisilikat beroende på krontjocklek.

Material och metod: 48 monolitiska kronor framställdes genom CAD/CAM-tekniken.

Respektive material, IPS e.max CAD och VITA Suprinity var indelade i tre grupper med olika krontjocklekar på 0,5mm, 1,0mm och 1,5mm (n=8). Samtliga kronor genomgick termocykling innan de cementerades på stansar. Därefter genomgick kronorna en cyklisk mekanisk förbelastning innan de frakturerades med en universaltestmaskin.

Resultat: Grupperna med en krontjocklek på 1,0mm och 1,5mm oavsett materialgrupp visade

en signifikant högre brotthållfasthet än krontjockleken med0,5mm. IPS e.max CAD visade signifikant högre brotthållfasthet oavsett krontjocklek jämfört med VITA Suprinity.

Slutsats: Litiumdisilikatbaserade glaskeramer har högre brotthållfasthet än zirkoniaförstärkta

litiumsilikatbaserade glaskeramer. Krontjockleken har betydelse för brotthållfastheten och en krontjocklek på 1,0mm och 1,5mm har högre brotthållfasthet än 0,5mm.

(4)

(5)

Innehållsförteckning

Inledning………6

Frågeställning………8

Syfte……….…..8

Hypotes……….….8

Material och metod………....10-12 Stanstillverkning………..…10

Provkroppstillverkning………....10

Kristallisering………...……..….11

Termocykling……….….11

Cementering……….……...12

Cyklisk mekanisk förbelastning………..……….…………...12

Brotthållfasthetstest………...12 Resultat………...14-15 Diskussion……….…..16-19 Slutsats……….20 Referenser………...…22-24 Slutord………..26 Bilaga 1 Tabell 1. Materiallista

(6)

(7)

Inledning

I dentalbranschen har metall-keramiska (MK) konstruktioner länge använts som ersättningar vid fast protetik såsom kronor och broar.(1)MK-konstruktioner kan dock oftast upplevas som mindre estetiska eftersom metallen är opak och därför begränsar porslinets ljusgenomsläpp och påverkar ljusets spridning.(2) Patienter har också blivit mer och mer medvetna och förväntar sig en högre estetik och mer tandliknande ersättningar, vilket har medverkat till att helkeramiska konstruktioner blivit allt vanligare genom åren. Helkeramiska ersättningar har blivit ett mer attraktivt val tack vare högre estetik, biokompatibilitet och hållfastheten.(2,3) För att framställa estetiska och metallfria konstruktioner har nya keramiska material och processtekniker utvecklats.(3)

Sedan början av 2000-talet är det möjligt att göra helkeramiska konstruktioner såsom en underkonstruktion i zirkonia med påbränt porslin.(1-4) Zirkoniabaserade konstruktioner har visat sig ha en hållfasthet som kan jämföras med MK-konstruktioner samt att de ger en högre estetik,(5)men ett förekommande problem är chip off-frakturer i ytporslinet.(6,7) För att undvika chip off-frakturer har utvecklingen lett till möjligheten att framställa monolitiska kronor i exempelvis zirkonia. Ett annat materialalternativ för monolitiska ersättningarna är litiumdisilikat som har bättre optiska egenskaper, men dock en lägre hållfasthet jämfört med zirkonia.(4) En annan fördel hos litiumdisilikatbaserade glaskeramer är att de kan cementeras adhesivt för att förstärka konstruktionen ytterligare.(8-10) Studier (11-14) påvisar att

monolitiska litiumdisilikat-kronor har en relativt hög överlevnadsfrekvens. Helkeramiska monolitiska fullkronor i litiumdisilikat posteriort har en överlevnad på 88-100% efter 2-5år och 84-97% efter 5-14år.(8,11,12)

Kännetecken för helkeramiska material är sprödhet och att materialet är biokompatibelt. Beroende på vilket keramiskt material som används har de olika egenskaper, då kristallernas storlek, placering och mängden glasmatris spelar roll för egenskaper som translucens och hållfasthet. Zirkonia har en kristallstruktur där kornen är mindre och mer tätpackade medan glaskeramers kristallstruktur har större och färre korn.(15-17) Glaskeramer består av en amorf och en kristallin struktur. Glaskeramer bildas ur en glassmälta och vid en efterföljande

upphettning i glasfasen sker en kontrollerad kristallkornstillväxt, där storleken och placeringen av kristallerna har en stor betydelse för materialets hållfasthet, då kristallerna verkar som sprickhämmare i materialet.(1,18-20) Ett tätpackat material med många kristaller ger ett hållfast material med en lägre translucens, medan ett material med färre kristaller och således mer glasmatris ger en lägre hållfasthet, men en högre translucens.(19,21)

Den vanligaste varianten av glaskeramer är litiumdisilikatbaserad.(1,4,22)

Litiumdisilikatbaserade glaskeramer består av en sammansättning av kvarts (SiO2),

dilitiumoxider (Li2O), och andra oxider såsom difosforpentoxid (P2O5), dikaliumoxid (K2O),

zirkoniumdioxid (ZrO2) samt en liten mängd keramiska pigment.(1,19,22)

Materialet har goda estetiska egenskaper och har dubbelt så hög böjhållfasthet som leucitbaserade glaskeramer.(1)Litiumdisilikat används främst i den anteriora delen av

munhålan, men studier (23,24) visar på att monolitiska kronor även lämpar sig posteriort. Två idag vanligt förekommande litiumdisilikatbaserade glaskeramer är IPS e.max Press respektive IPS e.max CAD. Föregångaren till dessa glaskeramer var Empress II, som hade en lägre hållfasthet, vilket gjorde att det främst lämpade sig i den anteriora delen av munhålan eftersom belastningen där är lägre. Men med hjälp av olika sammansättningar och en kontrollerad kristallbildning gjordes en förbättring av materialets hållfasthet och optiska egenskaper, och tack vara det kan det nu även användas till den posteriora delen av

(8)

munhålan.(3,11,25,)

Litiumdisilikatbaserade konstruktioner kan framställas på två olika sätt, antingen genom den traditionella presstekniken eller genom CAD/CAM-teknik (Computer Aided

Design/Computer Aided Manufacturing), då modellen och/eller objektet scannas och konstruktionen designas virtuellt i datorn och sedan fräses fram ur ett block som är

förkristalliserat. För att färdigställa kristalliseringsprocessen krävs ytterligare en uppvärmning av objektet i en porslinsugn. CAD/CAM-teknikens fördelar är kostnadseffektivitet, minskad produktionstid, mer standardiserade arbeten med färre felkällor samt en bättre arbetsmiljö jämfört med den manuella framställningen.(1,3,26,27)

Litiumdisilikatglaskeramen IPS e.max CAD framställs genom CAD/CAM-tekniken och har enligt fabrikanten en hållfasthet på cirka 360MPa (biaxial böjhållfasthet). Sammansättningen består av kvarts (SiO2) 57-80wt%, litiumdioxid (Li2O) 11-19wt%, kaliumoxid (K2O)

0-13wt%, fosforpentoxid (P2O5) 0-11wt%, zirkoniumdioxid (ZrO2) 8wt%, zinkoxid (ZnO)

0-8wt%, magnesiumoxid (MgO) 0-5wt%, aluminiumoxid (Al2O3)5wt%, och andra oxider 0-8wt%.(28) Nyligen presenterade VITA Zahnfabrik en helt ny generation glaskeram, VITA Suprinity, en zirkoniaförstärkt litiumsilikat som har en hållfasthet på cirka 540MPa (biaxial böjhållfasthet). Sammansättningen består av kvarts (SiO2) 56-64wt%, litiumdioxid (Li2O)

15-21wt%, zirkoniumdioxid (ZrO2) 8-12wt%, fosforpentoxid (P2O5) 3-8wt%, kaliumoxid (K2O)

1-4wt%, aluminiumoxid (Al2O3)1-4wt%, ceriumoxid (CeO2)4wt% och andra oxider

0-6wt%.(29,30) Indikationsområdena för de båda materialen är full- och delkronor, mindre broar, inlägg, skalfasader och onlays anteriort och posteriort. I föreliggande studie kommer de CAD/CAM-framställda litiumdisilikatbaserade och zirkoniaförstärkta

litiumsilikat-glaskeramerna att undersökas.

Fabrikanterna, Ivoclar Vivadent för IPS e.max CAD och VITA Zahnfabrik för VITA

Suprinity, rekommenderar en krontjocklek på 1,5mm med en chamfer eller avrundad skuldra på minimum 1,0mm för monolitiska fullkronor.(28-30) Enligt dessa riktlinjer måste

tandläkaren således avverka en stor del av den befintliga tanden vid preparering, upp till 75% av tanden.(31) Vid en så stor avverkning kan det leda till att pulpan skadas och tanden måste då rotfyllas vilket kan få negativa konsekvenser för patientens orala respektive allmänna hälsa.(31,32) Vid en mindre avverkning av tanden bevaras emaljen, vilket ger en fördel för den adhesiva bindningen till cementet, då emalj binder bättre än dentin och följaktligen erhålls en ökad bindningsstyrka. Patienten får på så sätt en mer hållfast och långvarig

ersättning.(8-10)För att kunna bevara så mycket tandsubstans som möjligt och för att undvika skador på tanden vid preparering är det av intresse att undersöka vilka begräsningar det finns för krontjockleken för att hållfastheten inte ska påverkas negativt. En tidigare studie (33)på litiumdisilikatbaserade glaskeramer visar på att krontjockleken har betydelse för

brotthållfastheten, men att en reducering i krontjocklek från 1,5mm till 1,0mm inte påvisar någon signifikant negativ påverkan på brotthållfastheten. En annan studie (23)visar på att krontjocklek på 1,5mm och 2,0mm ger en signifikant högre brotthållfasthet än kronor med 1,0mm tjocklek. Det finns till författarnas kännedom i nuläget inga studier angående krontjocklek gjorda för zirkoniaförstärkt litiumsilikat.

(9)

Frågeställning

Hur påverkas brotthållfastheten beroende på materialets krontjocklek på

CAD/CAM-framställda monolitiska litiumdisilikat- (IPS e.max CAD) och zirkoniaförstärkta litiumsilikat- (VITA Suprinity) kronor i förhållande till hur mycket som är avverkat på preparationen?

Syfte

Syftet med föreliggande studie är att undersöka om det finns någon skillnad i

brotthållfastheten hos monolitiska kronor i zirkoniaförstärkt litiumsilikat och litiumdisilikat beroende på krontjocklek.

Hypotes

Hypotes 1 är att grupperna med zirkoniaförstärkt litiumsilikat har högre brotthållfasthet oavsett krontjocklek jämfört med litiumdisilikat-grupperna eftersom tillsatsen av mängden zirkonia i VITA Suprinity är högre och därför kommer agera som sprickhämmare och ge en högre brotthållfasthet.

Hypotes 2 är att grupperna 0,5mm och 1,0mm kommer ha signifikant lägre brotthållfasthet än gruppen 1,5mm eftersom 0,5mm och 1,0mm är under fabrikanternas rekommendationer.

(10)

(11)

Material och metod

Totalt framställdes 48 monolitiska kronor genom CAD/CAM-teknik; 24 kronor i VITA Suprinity och 24 kronor i IPS e.max CAD. Respektive material var indelade i tre grupper med olika krontjocklekar på 0,5mm, 1,0mm och 1,5mm (n=8). Se tabell 1 för gruppindelning. Samtliga kronor termocyklades samt genomgick en cyklisk mekanisk förbelastning och därefter cementerades de på stansar och belastades till fraktur.

Tabell 1. Gruppindelning av kronorna

Material Krontjocklek (mm) Gruppnamn Antal (n)

VITA Suprinity 0,5 V0,5 8 IPS e.max CAD 0,5 E0,5 8 VITA Suprinity 1,0 V1,0 8 IPS e.max CAD 1,0 E1,0 8 VITA Suprinity 1,5 V1,5 8 IPS e.max CAD 1,5 E1,5 8

Stanstillverkning

En masterstans till respektive krontjocklek (N=3) tillverkades från redan befintliga filer där de hade designats i ett dentallaboratoriskt CAD-program, 3shapea.Masterstansarna hade

utformningen som en tvåkuspig premolar. Den cervikala utformningen hade en 120 graders circumferent chamfer med en konvergensvinkel på totalt cirka 10 grader. Masterstansarna frästesb fram i C-castc, ett polymetylmetakrylat-material (PMMA) och två silikonavtryckd togs på varje stans. Utifrån dessa sex avtryck tillverkades epoxi-stansare enligt fabrikantens

anvisningar. Proceduren upprepades åtta gånger för att få totalt 48 stansar.

Provkroppstillverkning

Masterstansarna scannades i en dentallaboratorisk scannerf_{och för respektive stans}

framställdes sedan en fil med en individuell krona med hjälp av CAD-teknik. Cementspalten var 0,050mm ocklusalt/axialt (extra cement gap), 0,010mm cervikalt (cement gap), avståndet till preparationsgränsen (distance to marginline) var 1,00mm, och marginline offset 0,01mm enligt fabrikantens anvisningar. Filerna skickades till dentallaboratoriet Dental Syd i Malmö där samtliga block från IPS e.max CADg och VITA Suprinityh, se bilaga 1, tabell 1, frästes fram i KaVo Everesti enligt fabrikanternas anvisningar. Samtliga kronor hade en

ytterdimension på 8,5mm från preparationsgränsen till den högsta buckala punkten och 8,0mm från preparationsgränsen till den högsta linguala punkten med en diameter på 9,0mm, se figur 1.

A B C

figur 1.Schematisk illustration av utformning av de monolitiska kronorna. (A) Grupp V0,5 och E0,5. (B) Grupp V1,0 och E1,0. (C) Grupp V1,5 och E1,5.

(12)

Kristallisering

Konnektorn kapades och överskottet slipades bort med en finkorning diamantj under

vattenkylningk och därefter rengjordes kronorna i ett ultraljudsbadl. Innan kristallisering och glaze utfördes en kvalitetskontroll av samtliga frästa kronor med en fluorescenslampam. För att standardisera tjockleken på glazen drogs penseldrag över ytan tills den täcktes. Lika många penseldrag gjordes på alla kronorna och proceduren utfördes av en och samma tandtekniker. VITA Suprinity kristalliserades och glazades i ett kombinationsbrännprogram med VITA AKZENT Plus glaze-pastan enligt fabrikantens anvisningar. IPS e.max CAD kristalliserades först i ett kristalliseringsprogram och glazades därefter med kristalliserings/glaze-pastao i ett glazeprogram enligt fabrikantens anvisningar, se tabell 2-4. Sex stycken kronor

kristalliserades samtidigt i en kalibrerad ugnp enligt fabrikanternas anvisningar.

Tabell 2Kristallisering/glaze-program för VITA Suprinity B [°C] S [min.] T ↗ [°C/min.] T [°C] H [min.] Vak.1 [°C]/ Vak.2 [°C] L [°C] tL* 400 4.00 55 840 8.00 410/839 680 0 * Stängd lucka vid avkylning.

Tabell 3 Kristalliseringsprogram för IPS e.max CAD

B [°C] S [min.] T1* [°C] T2** [°C] H 1 [min.] H 2 [min.] Vak.1.1[°C]/ Vak.1.2[°C]/ Vak.2.1[°C]/ Vak.2.2[°C] L [°C] tL 403 6.00 770 850 0.10 10.00 550/ 770/ 770/ 850 700 0 *Värmestigningshastigheten för T1 60°C/min. ** Värmestigningshastigheten för T2 30°C/min.

Tabell 4 Glazeprogram för IPS e.max CAD

B [°C] S [min.] T1* [°C] T2** [°C] H 1 [min.] H 2 [min.] Vak.1.1[°C]/ Vak.1.2[°C]/ Vak.2.1[°C]/ Vak.2.2[°C] L [°C] tL 403 6:00 820 840 0:10 7:00 550/ 820/ 820/ 840 700 0 * Värmestigningshastigheten för T1 90°C/min. ** Värmestigningshastigheten för T2 30°C/min. Termocykling

Innan cementering termocykladesq samtliga kronor i 5000 cykler i två vattenbad med avjoniserat vatten med temperaturer på 5 respektive 55°C. Varje cykel tog 60 sekunder med

(13)

Cementering

Samtliga stansar sandblästradesr med 110μm aluminiumoxids under 2 bars tryck med en vinkel på 45 grader och ett avstånd på 10cm i 10 sekunder. Innan samtliga kronor etsades, rengjordes kronorna i ett ultaljudsbad. IPS e.max CAD etsades med IPS Ceramic Etching Gelt och VITA Suprinity med VITA CERAMICS ETCHu i 20 sekunder enligt fabrikanternas anvisningar. Efter etsningen silaniserades samtliga kronor med Monobond Plusv i 60 sekunder. Därefter applicerades en standardiserad mängd adhesivt cement, Multilink

Automixw i kronorna enligt fabrikantens anvisningar. Kronorna placerades sedan på stansarna med ett handtryck och därefter ljushärdadesx cementet i 20 sekunder från fyra olika håll under ett standardiserat tryck på 15N. Cementet ljushärdades sedan ytterligare i 60 sekunder

ocklusalt utan tryck. Cementöverskottet togs bort med en skalpell. Kronorna förvarades i fuktig miljö i ett värmeskåpy_{med 35°C i ett dygn för fullständig härdning.}

Cyklisk mekanisk förbelastning

Kronorna monterades i en förbelastningsmaskinz med en lutning på 10 grader mot

belastningsriktningen, se figur 2. En stålkula med en diameter på 2,5mm placerades i fossan mot den linguala kuspen med en 1mm plastfolieå mellan kulan och kronan. Kronorna

förbelastades i 10 000 cykler med 1cykel/sekund i våt miljö och med ett tryck som varierade mellan 10 och 100N. Mellan testerna förvarades kronorna i ett värmeskåp med 35°C.

Brotthållfasthetstest

Belastning till brott skedde i en universaltestmaskinä där kronorna slumpmässigt valdes ut och placeras med 10 graders lutning mot belastningsriktningen. En stålkula med en diameter på 2,5mm placerades i fossan mot den linguala kuspen med en 1mm plastfolie mellan stålkulan och kronan. Belastningshastigheten var 0,255mm/min. En fraktur definierades som total fraktur, då hela kronan fakturerade igenom till stansen, eller en komplex fraktur, en

kombinerad fraktur med en total fraktur med tydliga kohesiva inslag. Brotthållfasthetstestet utfördes till fraktur uppstod. Registrering av värden för belastning vid brott (N) och vilken frakturtyp som uppstod gjordes. One-way ANOVAö, Tukey´s test användes för att göra en statistisk analys av brotthållfastheten och Fischer´s exact probability test användes för att jämföra frakturtyp. Signifikansnivån sattes till α = 0,05.

(14)

(15)

Resultat

Resultatet av brotthållfasthetstestet visade att grupp E1,5 hade högst medelvärde och grupp V0,5 hade lägst medelvärde. Se tabell 5 för samtliga värden (N).

Tabell 5. Resultat av brotthållfasthetstest

*Bortfall av två kronor under kristalliseringen. **Bortfall av fem kronor under kristalliseringen.

a _{Grupperna med samma bokstav visade ingen signifikant skillnad mellan grupperna (p>0,05).}

Resultatet av brotthållfasthetstestet visade att vid en jämförelse mellan samtliga grupper hade grupp V0,5 signifikant lägst brotthållfasthet (p<0,05) och att E0,5 hade en statistiskt

signifikant lägre brotthållfasthet (p<0,05) än alla grupper förutom V0,5, se tabell 5. Grupperna V1,5, V1,0, E1,5 och E1,0 uppvisade ingen signifikant skillnad (p>0.05) inom grupperna avseende materialtjocklek och mellan materialgrupperna, se tabell 5.

Vid en jämförelse mellan materialen och inom materialtjocklek visade IPS e.max CAD numerisk högre brotthållfasthet än VITA Suprinity. Vid en jämförelse mellan

materialgrupperna, oavsett krontjocklek uppvisade IPS e.max CAD-grupperna signifikant högre brotthållfasthet än VITA Suprinity-grupperna (p<0,05), se tabell 6.

Tabell 6. Jämförelse mellan materialgrupperna oavsett krontjocklek

Fabrikat Antal (n) Medelvärde (N) Standardavvikelse (±)SD p-värde VITA 15 1255 334 0,000 E.max 24 1299 256 0,000

Den mest förekommande frakturtypen, oavsett grupp var totalfraktur. I grupperna V1,0, E1,5 och E0,5 förekom endast totalfraktur. I de resterande grupperna förekom både total och komplexfraktur, se tabell 7. Ingen signifikant skillnad kunde påvisas inom och mellan gruppernas frakturtyper. Grupp Antal (n) Medelvärde (N) Standardavvikelse (±)SD Minimum (N) Maximum (N) V1,5 6* 1454a 134 1347 1694 V1,0 6* 1360a 89 1231 1481 V0,5 3** 644 78 582 732 E1,5 8 1508a 157 1321 1801 E1,0 8 1391a 117 1234 1551 E0,5 8 998 114 808 1144 Total 39

(16)

Tabell 7. Fördelning av olika frakturtyper

Grupp Totalfraktur Komplexfraktur

V1,5 5 1 V1,0 6 0 V0,5 2 1 E1,5 8 0 E1,0 6 2 E0,5 8 0 Total 35 4

(17)

Diskussion

Nya material och processtekniker så som CAD/CAM-tekniken har lett till att helkeramiska konstruktioner har blivit ett mer attraktivt val de senaste åren. Framförallt gäller detta de monolitiska litiumdisilikatbaserade glaskeramerna med sina goda egenskaper som hög estetik och vävnadsvänlighet samt för att chip off-frakturer i ytporslinet kan undvikas. Trots den estetiska fördelen med glaskeramer är problemet att de har ett begränsat användningsområde på grund av sin hållfasthet. Under de senaste åren har en zirkoniaförstärkt litiumsilikat glaskeram utvecklats, som utlovar något högre hållfasthet än de litiumdisilikatbaserade. För att glaskeramer ska uppnå en tillräcklig hållfasthet, utan att riskera att konstruktionen faktureras, krävs det att det finns tillräckligt med materialtjocklek för ersättningen för att kompensera för den låga styrkan. Konsekvensen blir att man får avverka mer av tanden vid preparering för att få plats med den krontjocklek som krävs. Vid en för stor avverkning av tandsubstans kan patientens orala respektive allmänna hälsa påverkas negativt.

Det finns alltid begränsningar med studier och att jämföra resultatet från en in-vitro-studie med en klinisk situation. Därför är det viktigt att försöka standardisera metoden och efterlikna det kliniska i så stor utsträckning som möjligt. På så sätt blir resultaten mer trovärdiga och framställning av konstruktioner vid eventuellt kommande in-vivo-studier underlättas.(34,35) Detta var anledningen till designvalet och att kronorna utformades anatomiskt. Preparationen utformades med en 120 graders circumferent chamfer med en konvergensvinkel på 10 grader, vilket är en vanlig förekommande preparations typ.(36,37)

Fabrikanterna för IPS e.max CAD och VITA Suprinity rekommenderar en krontjocklek på 1,5mm för monolitiska kronor posteriort med en circumferent chamfer eller avrundad skuldra på minimum 1,0mm. Tandläkaren har inte alltid möjligheten att avverka så stor del av den befintliga tanden och därför är det av intresse att veta hur hållfastheten påverkas när

krontjockleken reduceras. I föreliggande studie valdes tre olika krontjocklekar att undersökas, 0,5mm, 1,0mm och 1,5mm. 0,5mm och 1,0mm valdes för att se hur brotthållfastheten

påverkas när fabrikantens rekommendationer på 1,5mm understigs. Preparationerna, det vill säga stansarna, hade olika storlekar och mått, men samtliga kronor oavsett krontjockleksgrupp hade samma ytterkontur. Denna utformning på preparationer och kronor möjliggjorde att kronorna kunde jämföras mot varandra för att få rättvisa värden.

Samtliga kronor framställdes med hjälp av CAD/CAM-tekniken. Kronorna designades virtuellt i datorn för att få korrekt krontjocklek. Dessa frästes sedan fram i ett plastmaterial, C-cast för att kontrollera utformning och passform innan filerna skickades iväg för fräsning. För att standardisera och minimera risken för en potentiell felkälla frästes alla kronorna i samma fräs, en fem-axlad fräs som ger ett mer preciserat arbete då denna fräs fräser från fler håll jämfört med en tre-axlad fräs.(38)CAD/CAM-tekniken är ett mer skonsamt sätt att arbeta på dels för tandteknikerns arbetsmiljö, då tandteknikern exempelvis exponeras mindre för farliga ämnen så som inbäddningsmassor, dels för miljön då mindre farliga avfall slängs bort.

Innan kronorna kristalliserades slipades konnektorerna bort med en finkornig diamant under vattenkylning. Detta skulle kunna vara en felkälla eftersom keramer är spröda och känsliga i detta stadie och slipning kan orsaka inre spänningar och brottanvisningar i materialet.(35,39) Slipningen skedde dock enligt fabrikanternas anvisningar. För att kontrollera och säkerställa att kronorna inte hade synliga defekter användes en fluorescenslampa innan kronorna kristalliserades.

(18)

VITA Suprinity kristalliserades och glazades samtidigt enligt fabrikantens anvisningar i ett kombinationsbrännprogram, medan IPS e.max CAD först kristalliserades och sedan glazades. Anledningen till de olika brännförfarandena var att de använda IPS e.max CAD-blocken, LT, HT och MO, enligt fabrikantens rekommendationer inte kan genomgå ett

kombinationsbrännprogram med kristallisering och glaze. Fabrikanten för VITA Suprinity anvisar inte heller att kristallisering och glaze kan utföras i två separata bränningar. Det kan dock inte uteslutas att de olika bränningsförfarandena kan ha påverkat materialen olika, då IPS e.max CAD-kronorna utsattes för värme en gång mer än VITA

Suprinity-kronorna.(40,41)

För stansmaterial valdes epoxi, ett material med liknande e-modul som dentin, vilket är en viktig faktor för att får mer verklighetstrogna värden.(35) Stansar med högre e-modul kan resultera i orealistiska höga brotthållfasthetsvärden eftersom stansmaterialet kan höja kronans hållfasthet. Epoxi har högre e-modul än POM och Duralay som är andra förekommande stansmaterial. Framställningsprocessen för epoxi är likt Duralay där materialet manuellt blandas och hälls i silikonformar som sedan får härda. Detta gör att det finns risk för defekter i materialet och att stansarna inte blir helt identiska jämfört med POM-stansar där man fräser fram stansarna och då får ett mer homogent material. På grund av detta kan stansarna vara en felkälla eftersom de är svårare att standardisera.

Samtliga kronor genomgick termocykling och cyklisk mekanisk förbelastning för att

efterlikna den orala miljön och få ett åldrande av materialet. Valet av 5000 cykler i 5-55°C för termocyklingen gjordes baserat på tidigare studier (42,43)då det inte finns någon

ISO-standard för detta. Denna process har visat sig vara lämplig för att åldra dentalamaterial. I den cyklisk mekaniska förbelastningen användes en 1mm plastfolie mellan stålkulan på 2,5mm och kronan för att säkerställa att en tillräckligt bred kontaktyta erhölls så att inte endast en kontaktpunkt uppstod och att trycket fördelades jämnare. Förbelastningstrycket var på 10-100N och var baserat på tidigare studie(33)och med materialens hållfasthet taget i beaktande.Under termocyklingen och förbelastningen kan spänningar och sprickor ha uppstått, eftersom keramer är känsliga mot cyklisk belastning i vatten som orsakar

spänningskorrosion,(35,39)och plötsliga skillnader i temperatur när provkropparna skiftar vattenbad. Efter förbelastningen av kronorna utfördes ett brotthållfasthetstest i en

universaltestmaskin. För en korrekt definition av begreppet brotthållfasthet ska hänsyn till arean tas, vilket inte är möjligt vid en komplex utformning av provkroppar så som kronor. Begreppet ”load to fracture” är jämfört med brotthållfasthet, ett mer korrekt begrepp för det som undersökts i föreliggande studie, men på grund av att brotthållfasthet är ett mer

vedertaget begrepp i det svenska språket valdes dock det framför ”load to fracture”.

Åtta till tio provkroppar har i liknande studier(33,42-44)visat sig vara ett lämpligt antal när det gäller helkeramer för att kunna påvisa signifikanta skillnader och få en klinisk relevant skillnad. Tio provkroppar hade möjligtvis varit mer optimalt sett till den statiska metoden, men på grund av studiens tidsbegränsning valdes åtta provkroppar för respektive grupp baserat på en tidigare liknande studie.(33) I föreliggande studie undersöktes monolitiska kronor, som till skillnad från exempelvis kronor med påbränt ytporslin, är mer homogena och

(19)

stycken från V1,0 och fem stycken från V0,5. En tänkbar anledning till att V0,5 och V1,0 formförändrades och inte längre passade på stansarna efter kristalliseringen kan vara att de tjocklekarna understiger fabrikantens rekommendationer och att risken för distorsion kan öka vid en reducering av krontjockleken. En annan anledning till antalet bortfall kan vara att materialet är operatör-och teknikkänsligt. Ett homogenitetstest gjordes i samband med den statistiska analysen för att kontrollera att testet var tillräckligt trots ojämnt antal provkroppar. Detta visade på normalfördelade grupper och att testet var tillförlitligt, fastän VITA Suprinity-grupperna hade färre antal provkroppar.

Resultatet i föreliggande studie visade att gruppen V0,5 hade signifikant lägre brotthållfasthet än gruppen E0,5 och att grupperna V0,5 och E0,5 hade signifikant lägre brotthållfasthet än grupperna V1,0, V1,5, E1,0 och E1,5. Vid en jämförelse mellan materialgrupperna, oavsett krontjocklek, uppvisade IPS e.max CAD-grupperna signifikant högre brotthållfasthet än VITA Suprinity-grupperna trots att VITA Suprinity utlovar en högre hållfasthet jämfört med IPS e.max CAD, med reservation att VITA Suprinty-grupperna hade färre antal provkroppar i respektive grupp. Därmed kan hypoteserna förkastas.

En förklaring till varför IPS e.max CAD-grupperna visade signifikant högre brotthållfasthet oavsett krontjocklek kan vara att VITA Suprinity är mer operatör-och teknikkänsligt och därför löper större risk att påverkas negativt under framställningsprocessen, vilket kan ha påverkat materialets slutliga egenskaper. I föreliggande studie användes anatomisk

utformning av kronorna och inte diskar, vilket kan ha resulterat i att VITA Suprinity-kronorna fick ett lägre värde än IPS e.max CAD i motsats till vad fabrikanterna anger, eftersom

värmefördelningen kan ha blivit ojämn och då påverkat fasomvandlingen under kristalliseringen. Efter kristalliseringen syntes visuellt en ojämn translucens hos VITA Suprinity-kronorna, vilket kan tyda på att materialet var mindre homogent och ett mindre homogent material ger anistropa egenskaper och en lägre hållfasthet eftersom materialets kristallstruktur inte blir jämnt fördelat. En annan anledning till att IPS e.max CAD-grupperna visade högre hållfasthet skulle kunna vara att VITA Suprinity-materialet möjligtvis har en högre initial hållfasthet, men att de har en större tendens till att degradera och få en reducerad hållfasthet i högre takt jämfört med IPS e.max CAD. För att kunna bekräfta denna teori hade dock en kontrollgrupp behövts som inte genomgick någon form av åldrande av materialet behövts. En annan tänkbar förklaring är att VITA Suprinity har en sammansättning som består av en högre mängd tillsats av zirkonia. Tillsatsen av mängden zirkonia kan hämma

kristallbildningen under kristalliseringsprocessen och kan då påverka materialets hållfasthet negativt.(45,46)

Resultatet från en tidigare studie av Seydler et al.(33) visar på att krontjockleken har

betydelse för brotthållfastheten, men att en reducering i krontjocklek från 1,5mm till 1,0mm inte påvisar någon signifikant negativ påverkan på brotthållfastheten och att en krontjocklek på 0,5mm visar ett signifikant lägre värde. De resultaten bekräftar de liknande resultaten i föreliggande studie. Dock var värdena i samtliga grupper i den förra studien något lägre, med hänsyn taget till att metoderna skiljer sig något åt. Exempelvis använde Seydler et al.(33) sig av naturliga tänder som preparationer, vilket efterliknar den kliniska situationen mer, men samtidigt är det svårare att få standardiserade preparationer som i föreliggande studie,

eftersom naturliga tänder kan skilja sig i kvalité, storlek och utformning. En annan anledning till de lägre värdena skulle kunna vara att de förbelastade kronorna med en last på 108N i 1,2 miljoner cykler, medan kronorna i föreliggande studie endast förbelastades i 10000 cykler. En annan studie av Dhima et al.(23) visade på att det inte finns någon signifikant skillnad vid en reducering av en krontjocklek från 2,0mm till 1,5mm men att en krontjocklek på 1,0mm

(20)

visade en signifikant lägre brotthållfasthet. Då denna studie har använt sig av en annan metod kan det vara förklaringen till varför föreliggande studie inte visade på samma resultat. I föreliggande studie fanns heller ingen krontjocklek på 2,0mm. Dhima et al.(23) frakturerade kronorna dynamiskt med en cyklisk belastning med en förbestämd last på 380-390N och fraktur registrerades beroende på hur många cykler som hade uppnåtts, medan kronorna i föreliggande studie fakturerades statiskt i en universaltestmaskin där lasten stegvis höjdes tills fraktur uppstod. Dhima et al.(23) utförde inget åldrande av materialet innan fraktur, vilket också kan ha påverkat resultatet till högre värden.

För att kunna använda glaskeramer posteriort där belastningen är högre krävs en viss hållfasthet av materialet. En människas bitkraft varierar beroende på kön, ålder och orala hälsa. Studier visar att den maximala bitkraften posteriort ligger cirka mellan

300N-900N.(47,48)Föreliggande studie visade på att medelvärdet för samtliga grupper bortsett från V0,5 och E0,5-gruppen överstiger den maximala bitkraften med marginal. Detta tyder på att de skulle kunna klara belastningen i en klinisk situation på grund av att de har tillräcklig hög brotthållfasthet. Eftersom bitkrafter och skjuvkrafter oftast är fördelade på flera tänder och föreliggande studie endast har använt sig av enpunktsbrotthållfasthetstest kan resultatet skilja sig från den kliniska situationen.

Frakturtyperna som uppstod i föreliggande studie var totalfrakturer och komplexa frakturer, med en majoritet av totalfrakturer. Ingen signifikant skillnad kunde påvisas inom eller mellan gruppernas frakturtyper. Anledningen till att majoriteten var totalfraktur kan ha varit att det är CAD/CAM-framställda monolitiska kronor, vilket gör att materialet blir mer homogent med mindre defekter. Totalfraktur är även den mest vanliga frakturtypen när ett

brotthållfasthetstest utförs.(42,44,49) De få komplexa frakturer som uppstod kan ha berott på en defekt inom materialet som exempelvis kan ha uppkommit under termocyklingen eller förbelastningen.

En sammanställning av resultaten visar att grupperna med en krontjocklek på 0,5mm hade lägst brotthållfasthet och att 1,5mm-grupperna hade högst brotthållfasthet. Det uppvisades ingen signifikant skillnad mellan grupperna med en krontjocklek på 1,0mm och 1,5mm oavsett materialgrupp. Resultatet kan med försiktighet tydas som att en reducerad krontjocklek från 1,5mm till 1,0mm, det vill säga en tjocklek under fabrikanternas

anvisningar, skulle kunna vara tillräcklig för att klara av den belastningen som krävs, utan att hållfastheten påverkas negativt. Ur hållfasthetssynvinkel ger det en möjlighet för tandläkaren att avverka mindre tandsubstans vid preparering, vilket resulterar i att risken för patientens eventuella skador i pulpan minskas. Ur tandteknikerns synvinkel ger det kunskap om att, i så stor utsträckning som möjligt, inte skapa en ersättning för monolitiska posteriora kronor som understiger 1,0mm för att inte påverka hållfastheten negativt. På så sätt skulle patienten få en mer långvarig ersättning. På lång sikt skulle det ge ett mer tids- och kostnadseffektivt arbete för tandvårdsteamet, patienten och samhället.Det behövs dock ytterligare studier för att kunna säkerställa detta.I föreliggande studie har endast brotthållfastheten undersökts, men en annan faktor som är intressant att undersöka i vidare studier är translucensen och hur den påverkas av de olika krontjocklekarna.

(21)

Slutsats

Inom ramen för föreliggande studies begränsningar kan följande slutsatser dras:

 Litiumdisilikatbaserade glaskeramer har högre brotthållfasthet än zirkoniaförstärkta litiumsilikatbaserade glaskeramer.

 Krontjockleken har betydelse för brotthållfastheten och en krontjocklek på 1,0mm och 1,5mm har högre brotthållfasthet än 0,5mm.

(22)

(23)

Referenser

1. Denry I, Holloway A. Ceramics for Dental Applications: A Review. Materials. 2010; 3: 351-368.

2. Sadowsky JS. An overview of treatment considerations for esthetic restorations: A review of the literature. J Prosthet Dent 2006; 96: 433-442.

3. Höland W, Rheinberger V, Apel E, Ritzberger C, Rothburst F, Kappert H, Krumeich F, Nesper R. Future perspectives of biomaterials for dental restoration. Journal of the european ceramic society 2009; 29: 1291-1297.

4. Conrad HJ, Seong WJ, Pesun IJ. Current caramic materials and system with clinial recommenations: a systematic review. J Prosthet Dent 2007; 98: 389-404.

5. Hosseini M, Worsaae N, Schiodt M, Gotfredsen K. A 1-year randomised controlled trial comparing zirconia versus metal-ceramic implant supported single-tooth restorations. Eur.J.Oral.Implantol. 2011; 4: 347-361.

6. Rismanchian M, Shafiei S, Askari N, Khodaeian N. Comparison of shear bond strength of two veneering ceramics to zirconia. Dent.Res.J. 2012; 9: 628-633.

7. Ferrari M, Vichi A, Zarone F. Zirconia abutments and restorations: From laboratory to clinical investigations. Dental Materials. 2015; 31: e63-76.

8. Ozturk E, Bolay S, Hickel R, Ilie N. Shear bond strength of porcelain laminate veneers to enamel, dentine and enamel-dentine complex bonded with different adhesive luting systems. J.Dent. 2013; 41: 97-105.

9. Luhrs AK, Guhr S, Gunay H, Geurtsen W. Shear bond strength of self-adhesive resins compared to resin cements with etch and rinse adhesives to enamel and dentin in vitro. Clin.Oral Investig. 2010; 14: 193-199.

10. Ergun G, Cekic I, Lassila LV, Vallittu PK. Bonding of lithium-disilicate ceramic to enamel and dentin using orthotropic fiber-reinforced composite at the interface. Acta Odontol.Scand. 2006; 63: 293-299.

11. Reich S, Schierz O. Chair-side generated posterior lithium disilicate crowns after 4 years. Clin.Oral Investing. 2013; 17: 1765-1772

12. Wolfart S, Eschbach S, Scherrer S, Kern M. Clinical outcome of three-unit lithium-disilicate glass–ceramic fixed dental prostheses: Up to 8 years results. Dental Materials. 2009; 25e-63-e71.

13. Pieger S, Salman A, Bidra AS. Clinical outcomes of lithium disilicate single crowns and partial fixed dental prostheses: A systematic review. J.Prosthet.Dent. 2014; 112: 22-30.

14. Toman M, Toksavul S. Clinical evaluation of 121 lithium disilicate all-ceramic crowns up to 9 years. Quintessence Int. 2015; 46: 189-197.

15. Wang F, Takahashi H, Iwasaki N. Translucency of dental ceramics with different thicknesses. J.Prosthet.Dent. 2013; 110: 14-20.

16. Messer RL, Lookwood PE, Wataha JC, Lewis JB, Norris S, Bouillaguet S. In vitro cytotoxicity of traditional versus contemporary dental ceramics. J.Prosthet.Dent. 2003; 90: 452-458.

17. Stawarczyk B, Emslander A, Roos M, Sener B, Noack F, Keul C. Zirconia ceramics, their ratio and grain size depending on sintering parameters. Dental Materials Journal. 2014; 33: 591-598.

18. Fernandes HR, Gaddam A, Tulyaganov DU, Ferreira JMF. Structure, properties and crystallization of non-stoichiometric lithium disilicate glasses containing CaF2. J.Non Cryst.Solids. 2014; 406: 54-61.

19. Höland W, Apel E, van´t Hoen Ch, Rheinberger V. Studies of crystal phase formations in high-strength lithium dislocate glass-ceramics. J.Non Cryst.Solids.

(24)

2006; 352: 38-39.

20. Goharian P, Nemati A, Shabanian M, Afshar A. Properties, crystallization mechanism and microstructure of lithium disilicate glass–ceramic. J.Non Cryst.Solids. 2010; 356: 208-214.

21. Huang S, Huang Z, Gao W, Cao P. Structural response of lithium disilicate in glass crystallization. Cryst.Growth Des. 2014; 14: 5144-5151.

22. Höland W, Rheinberger V, Apel E, van´t Hoen Ch. Principles and phenomena of bioengineering with glass-ceramics for dental restoration. Journal of the European Ceramic Society. 2007; 27: 1521-1526.

23. Dhima M, Carr AB, Salinas TJ, Lohse C, Berglund L, Nan KA.

Evaluation of fracture resistance in aqueous environment under dynamic loading of lithium disilicate restorative systems for posterior applications. Part 2 J.Prosthodont., 2014; 23: 353-357.

24. Fabbri G, Zarone F, Dellificorelli G, Cannistraro G, De Lorenzi M, Mosca A, Sorrentino R. Clinical evaluation of 860 anterior and posterior lithium disilicate restorations: retrospective study with a mean follow-up of 3 years and a maximum observational period of 6 years. Int.J.Periodontics Restorative Dent. 2014; 34: 165-177.

25. Kim JH, Lee SJ, Park JS, Ryu JJ. Fracture load of monolithic CAD/CAM lithium disilicate ceramic crowns and veneered zirconia crowns as a posterior implant restoration. Implant Dent. 2013; 22: 66-70.

26. Strub JR, Rekow ED, Witkowski S. Computer-aided design and fabrication of dental restorations: current systems and future possibilities. J.Am.Dent.Assoc. 2006; 137: 1289-1296.

27. Bauer F, Schweiger J, Edelhoff D. Digital dentistry: an overview of recent

developments for CAD/CAM generated restorations. British Dent Journal. 2008; 204: 505-511.

31. Christensen GJ. Tooth preparation and pulp degeneration. J.Am.Dent.Assoc. 1997;128:353-354.

32. Edelhoff D, Sorensen JA. Tooth structure removal associated with various preparation designs for posterior teeth. Int.J.Periodontics Restorative Dent. 2002; 22: 241-249. 33. Seydler B, Rues S, Muller D, Schmitter M. In vitro fracture load of monolithic lithium

disilicate ceramic molar crowns with different wall thickness. Clin Oral Investing. 2014; 18: 1165-1171.

34. Anusavice KJ, Kakar K, Ferree N. Which mechanical and physical testing methods are relevant for predicting the clinical performance of ceramic-based dental prostheses? Clin. Oral Impl. 2007; 18: 218-231.

35. Kelly JR. Clinically relevant approach to failure testing of all-ceramic restorations. J Prosthet Dent. 1999; 81: 652-661.

36. Goodacre CJ, Campagni WV, Aquilino SA. Tooth preparations for complete crowns: An art form based on scientific principles. J Prosthet Dent. 2001; 85: 363-376. 37. Tiu J, Al-Amleh B, Waddell JN, Duncan WJ. Clinical tooth preparations and

associated measuring methods: A systematic review. J Prosthet Dent. 2015; 113: 175-184.

(25)

disilicate glass ceramics for CAD/CAM restoration in the dental clinic. Restor Dont Endod. 2013; 38: 134-140.

41. Denry IL, Holloway JA. Effect of post-processing heat treatment on the fracture strength of a heat-pressed dental ceramic. J Biomed Mater Res B Appl Biomater. 2004; 68: 174-179.

42. Johansson C, Kmet G, Rivera J, Larsson C, Vult Von Steyern P. Fracture strength of monolithic all-ceramic crowns made of high translucent yttrium oxide-stabilized zirconium dioxide compared to porcelain-veneered crowns and lithium disilicate crowns. Acta Odontol Scand. 2014; 72: 145-153.

43. Vult Von Steyern P, Ebbesson S, Holmgren J, Haag P, Nilner K, Fracture strength of two oxide ceramic crown systems after cyclic pre-loading and thermocycling. J Oral Rehabil. 2006; 33: 682-689.

44. Sun T, Zhou S, Lai R, Liu R, Ma S, Zhou Z, Longquan S. Load-bearing capacity and the recommended thickness of dental monolithic zirconia single crowns. J Mech Beav Biomed Mater. 2014; 35: 93-101.

45. Huang X, Zheng X, Zhao G, Zhong B, Zhang X, Wen G. Microstructure and mechanical properties of zirconia-toughened lithium disilicate glass–ceramic composites. Materials Chemistry and Physics. 2014; 143: 845-852.

46. Apel E, Van´t Hoen C, Rheinberger V, Hölan W. Influence of ZrO2 on the

crystallization and properties of lithium disilicate glass-ceramics derived from a multi-component system. Journal of the European Ceramic Society. 2007; 27: 1571-1577. 47. Koc D, Dogan A, Bek B. Bite force and influential factors on bite force

measurements: a literature review. Eur J Dent. 2010; 4: 223-232.

48. Varga S, Spalj S, Varga ML, Milosevic SA, Mestrovic S, Slaj M. Maximum voluntary molar bite force in subjects with normal occlusion. Eur J Orthod. 2011; 33: 427-433. 49. Apel E, Deubener J, Bernard A, Höland M, Müller R, Kappert H, Rheinberger V,

Höland W. Phenomena and mechanisms of crack propagation in glass-ceramic. J Mech Beav Biomed Mater. 2008; 1: 313-325.

Övriga referenser

28. Ivoclar Vivadent. IPS e.max CAD 2009; 6.

29. Vita Zahnfabrik. Vita Suprinity Scientific documentation 2014; 4.

(26)

(27)

Slutord

Stort tack till

Camilla Johansson, odont.mag/tandtekniker MAH för handledledning och utomordentligt

stöd och uppmuntran under studiens gång.

Evaggelia Papia, Dr.odont.vet/tandtekniker MAH för all stöd och vägledning. Madeleine Söllner, KaVo för sponsring av material.

Pelle von Wowern, Produktchef Ivoclar Vivadent för sponsring av material. Mats Antonsson, Ulmbrants dental för sponsring av material.

VITA Zahnfabrik för sponsring av material.

Fahad Bakitian, masterstuderande tandläkare MAH, för hjälp med masterstansar. Dental Syd Malmö, för sin hjälpsamhet och fräsning av materialet.

Teknodont Malmö, för sin hjälpsamhet och råd. Tomas Lind, för kontakter och information.

Övriga kollegiet på Tandteknikerutbildningen MAH, för stöd och feedback. Studenter på Tandteknikerutbildningen K6 2015 MAH, för stöd och feedback.

(28)

Bilaga 1.

Tabell 1.Materiallista

Nr Material/Apparatur Produktnamn Tillverkare Land Batch-/LOTnr

a CAD/CAM 3Shape CAD design software

3Shape Köpenhamn, Danmark b CAM fräs Everest® Engine

4140

KaVo Dental GmbH

Biberach, Tyskland c C-cast Everest® C-Cast

Ronde 100/20

KaVo Biberach, Tyskland

R10063264 d Silikonavtryck Dublisil Dreve Dentamid

GmbH

Unna, Tyskland

408015X40801 9

e Stansmaterial Epofix Resin Struers 6124-7-39 e Stansmaterial Epofix Hardener Struers 3248-01 e Stansmaterial Kvartsmjöl

f Skanner 3Shape D700 3Shape Köpenhamn, Danmark g Litiumdisilikat IPS e.max CAD

MO2/C14

Ivoclar Vivadent Lichtenstein, Tyskland

H26912 g Litiumdisilikat IPS e.max CAD

MO4/C14

MO1/C14

MO0/C14

LTA2/C14

R36011 g Litiumdisilikat IPS e.max CAD

LTA3/C14

Ivoclar Vivadent Lichtenstein, Tyskland T26317 h Zirkoniaförstärkt litiumsilikat VITA Suprinity A3-HT-LS14 VITA Zahnfabrik Bad Saeckingen, Tyskland 35540 h Zirkoniaförstärkt litiumsilikat VITA Suprinity A3-T-LS14 VITA Zahnfabrik Bad Saeckingen, Tyskland 41700 i CAM-fräs Everest®

i CAD/CAM-fräs 1,3 CAM 2 Grinding pin 1,3

KaVo Everest Biberach, Tyskland

S003082 i CAD/CAM-fräs 1,0 CAM 2 Grinding pin

1,0

S003076 i CAD/CAM-fräs 0,6 CAM 2 Grinding pin

0,6

S003080 j Gul diamant fräs Two Striper® Dental

Diamond Instruments

Abrasive technology

Ohio, USA 751 k Highspeed Vatten

l Ultraljudsbad Bio Sonic® UC100XD

Colténe whaledent m Fluorescenslampa

MAH

n Glaze VITA AKZENT Plus glaze paste VITA Zahnfabrik Bad Saeckingen, 46350

(29)

p Kristalliseringsugn Programat EP 5000 Ivoclar vivadent Lichtenstein, Tyskalnd q Termocyklingsmaskin Specialtillverkad Malmö

Högskola

Malmö, Sverige r Sandbläster Basic Quattro IS Renfert Hilzingen,

Tyskland s Aluminiumoxid 110

μm

Cobra Aluoxyd Hilzingen, Tyskland

1619402 t Etsning IPS Ceramic Etching

Gel

Ivoclar Vivadent Lichtenstein, Tyskalnd

U01182 u Etsning VITA CERAMICS

ETCH VITA Zahnfabrik Bad Saeckingen, Tyskland 41800

v Silanisering Monobond Plus Ivoclar Vivadent Lichtenstein, Tyskalnd w Cement Multilik Automix Ivoclar Vivadent Lichtenstein,

Tyskalnd x Ljushärdningslampa Tanslux®

Powerblue®

Heraeus Kulzer Hanau, Tyskland y Värmeskåp Memmert Memmert

GmbH

Schwabach, Tyskland z Förbelastningsmaskin MTI Engineering AB Pamaco AB Lund, Sverige å Plastfolie Erkoflex Erkodent® Erich

Kopp GmbH

Pfalzgrafenwei ler, Tyskland ä Universaltestmaskin Instron 4465 Instron

Coporation

Canton, MA, USA ö Statistisk mjukvara IBM SPSS Statistics

20

SPSS Inc Chicago, IL, USA

(30)