implantaten und Aufbau - BEGO

ZWRDas deutsche
Zahnärzteblatt
www.thieme.de/zwr 10 · 2008
Sonderdruck
▶ In-vitro-Korrosionsstrommessung
zwischen Titanimplantaten
und Aufbauten
aus Titan,Gold- und
Kobaltchrom-Legierungen
In-vitro corrosion current measurement
between titanium implants and superstructures
made of titanium, gold and
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Originalia –– Materials Werkstoffkunde Science
3
In-vitro-Korrosionsstrommessung zwischen
Titanimplantaten und Aufbauten aus
Titan,Gold- und Kobaltchrom-Legierungen
M. Gente, J. Dati, P. Günter, S. Pruß, S. Rickmeyer, S. Vittur
Marburg
Bei Verlust eines Zahns kann die entstehende
Lücke durch eine Brücke geschlossen werden.
Weisen die benachbarten Zähne keine oder
kleine Hartsubstanzdefekte auf, so ist beim Brückenaufbau
eine Schädigung der benachbarten
Zähne unvermeidbar. Das Setzen eines Implantates
ist hier die günstigere Lösung. Weiter können
Implantate isoliert für Zahnersatz herangezogen
werden. Deshalb finden Implantate trotz
der hohen Kosten eine wachsende Anwendung.
Beim Einsatz des Implantatwerkstoffes muss jedoch
die Auswirkung auf andere im Mund befindliche
Metalle hinsichtlich der Korrosion beachtet
werden. Dabei versteht man unter Korrosion
die allmähliche Zerstörung eines Werkstoffes
unter Einwirkung anderer Stoffe aus seiner
Umgebung. Das Implantat und die jeweiligen
Aufbauten aus Metall bilden ein galvanisches
Element. Ziel der vorgestellten Arbeit ist es, die
Korrosionsströme zwischen einem Titan-Implantat
und verschiedenen metallischen Aufbaumaterialien
zu untersuchen.
Material und Methode
Es sollten die Korrosionsströme zwischen Implantat
(Semados S 3,75 L13, LOT 902621, Bego
Implantat-Systems Bremen) und den Aufbauten
aus einer gegossenen, hochgoldhaltigen Legierung
(Degunorm, Degussa Hanau), vorgefertigten
Aufbauten aus Reintitan (Sub-Tec Titanpfosten
S 5,5, LOT 901728, Bego Implantat-Systems
Bremen) und vorgefertigten CoCrMo-Aufbauten
(Sub-Tec Wirobond ® MI Pfosten 5,5, LOT
902286, Bego Implantat-Systems Bremen) untersucht
werden. Die Zusammensetzungen der
Legierungen sind in Tab. 1 entsprechend der
Herstellerangaben genannt.
Da die Oberfläche der zylindrischen Aufbauten
nicht mit Schleifpapier gleichmäßig bearbeitet
werden konnte, wurden, um eine einheitliche
Oberfläche der Aufbaumaterialien zu gewährleisten,
alle Aufbauten mit Strahlmittel der
Es wurden Korrosionsströme des Kontaktelements Titan-Implantat gepaart
mit Aufbauten aus verschiedenen Dentalmetallen (CoCrMo-Legierung
Wirobond, Titan des Reinheitsgrades 4 und der hochgoldhaltigen Legierung
Degunorm) untersucht. Als Elektrolyte wurden sowohl ungepufferte,
physiologische Kochsalzlösung mit einem pH-Wert von 6 als auch mit einem
pH-Wert von 2,3, der durch Milchsäurezusatz eingestellt wurde, verwendet.
Das Kontaktelement Titan-Implantat/Kobaltchrom-Aufbau weist in beiden
Lösungen die geringste Korrosionsstromdichte von ca. 3 nA/cm² auf. Die Korrosionsstromdichte,
die für Aufbauten aus Titan bzw. einer hochgoldhaltigen
Legierung gemessen wurden, lagen mit bis zu 100 nA/cm² bzw. 180 nA/cm²
deutlich höher. Die Ergebnisse dieser Untersuchung lassen den Einsatz von
CoCrMo-Aufbauten auf Implantaten aus Sicht ihrer Korrosionsbeständigkeit
mindestens so unbedenklich erscheinen wie die Verwendung von Titan oder
hochgoldhaltiger Edelmetalllegierungen.
Körnung 110 µm (Korox, BEGO Bremen) bei
2 bar Druck gestrahlt, bis eine matte Oberfläche
entstand. Die Aufbauten wurden anschießend
7 Tage trocken an der Luft gelagert, sodass
sich Passivierungsschichten wieder ausbilden
konnten.
Die für die Spannungsmessung erforderlichen
Drähte wurden am Implantat und am Aufbau angebracht.
Damit das Kupfer der Drähte nicht in
Lösung ging, wurden die Verbindungsstellen
sorgfältig mit lichthärtendem Komposit (Grandio
Tab. 1
Zusammensetzungen der Legierungen
Schlüsselwörter
Korrosion – Implantate –
Dentallegierungen
Gold Titan CoCr
Degunorm Massen % Reintitan Massen % Wirobond Massen %
Grad 4
Gold 73,8 Titan 99,8 Cobalt 61,5
Platin 9,0 Rest 0,2 Chrom 26,0
Silber 9,2 (Sauerstoff, Molybdän 6,0
Kupfer 4,4 Kohlenstoff, Wolfram 5,0
Zink 2,0 Wasserstoff) Rest 1,5
Rest
(Iridium,
Indium)
1,6 (Eisen,
Silizium)
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4 Originalia – Werkstoffkunde
Tab. 2
Metall-Paarung
Implantat mit
Tab. 3 Beträge der Kurzschlussstromdichten in nA/cm 2
Metall-Paarung
Implantat mit
NaCl-Lösung in beiden
Halbelementen [nA/cm 2 ]
kleinster
Wert
größter
Wert
Mittelwert
NaCl-Lösung und
Milchsäurelösung [nA/cm 2 ]
kleinster
Wert
größter
Wert
Mittelwert
Gold-
7 128 57,8 24 472 177,2
Legierung
Titan-Aufbau 44 160 61,1 10 216 102,4
CoCrMo-Legierung
Potenzialunterschiede der verschiedenen Kombinationen
Implantat/Aufbau in mV
NaCl-Lösung in beiden Halbelementen
Implantat in NaCl-Lösung und
Aufbau in Milchsäurelösung
+ Aufbau bildet die Kathode/ – Aufbau bildet die Anode
[mV]
kleinster
Wert
größter
Wert
Mittelwert
kleinster
Wert
größter
Wert
1,9 6,1 3,1 3,6 5,4 2,9
Mittelwert
Gold-Legierung –230 +95 –81 –290 +139 –30
Titan-Aufbau –290 +180 –18 –460 –38 –219
CoCrMo-
Legierung
+106 +129 +120 –75 +113 +37
Flow A1, VOCO, Cuxhaven) abgedeckt. Die Abb. 1
zeigt ein Implantat und Abb. 2 einen CoCr-Aufbau
mit der abgedichteten Verbindungsstelle.
Zur Untersuchung wurden 2 Reagenzgläser nach
Abb. 3 aufgebaut. Die Reagenzgläser wurden
mithilfe von Parafilm luftdicht verschlossen, um
ein Verdunsten zu verhindern. Eine Salzbrücke
verbindet die beiden Gefäße, den Mindestquerschnitt
von ca. 0,5 mm² sichert ein in dem Brückenschlauch
befindlicher Woll faden.
Das Implantat befindet sich in physiologischer
NaCl-Lösung mit einem pH-Wert von 6,0. Die
NaCl-Lösung soll das Milieu im Knochen- bzw.
Hautgewebe imitieren. Für die Aufbauten fanden
2 verschiedene Lösungen Verwendung: zunächst
ebenfalls physiologische NaCl-Lösung,
zum anderen dieselbe Lösung mit einem Zusatz
von Milchsäure, wodurch der pH-Wert von 6,0
auf 2,3 gesenkt wurde. Dadurch wird die Situation
nachgeahmt, bei der in der Plaque durch
anaeroben Abbau von Zuckern der pH-Wert absinkt.
In einem galvanischen Element lösen sich aus
der Anode Metallionen, bei einer elektrisch leitenden
Verbindung zur Kathode entsteht ein
elektrischer Strom. Der fließende Strom in der
galvanischen Zelle stellt ein Maß für die Korrosion
dar. Da eine größere Oberfläche einen stärkeren
Elektronenfluss möglich macht als eine
kleinere, ist es sinnvoll den Strom auf die Oberfläche
zu beziehen. Die maximale Korrosionsgeschwindigkeit
tritt bei maximalem Stromfluss,
d.h. bei Kurzschluss, auf. Deshalb wird
der Stromfluss, verursacht durch das Spannungspotenzial
des galvanischen Elements, bei
verschiedenen Verbraucherwiderständen gemessen.
Abb. 4 zeigt das Ersatzschaltbild der
Versuchsanordnung mit dem inneren Widerstand
R i
, dem Lastwiderstand R L
und dem Voltmeter.
Zunächst wurde die Spannung nach Entfernen
von R L
nach 24 h gemessen, sodass nur noch der
Innenwiderstand des Voltmeters (Röhrenvoltmeter
der Genauigkeitsklasse 0,5% mit 1 Volt
Schreiberausgang der Firma Colora Messtechnik
GmbH, Berlin, R i
> 100 GΩ) gegeben war.
Dann folgten nach weiteren 24 h unter der Last
3 MΩ und abschließend ebenfalls nach 24 h unter
der Last 1 MΩ (Metallfilmwiderstände der
Genauigkeitsklasse 1%, Belastbarkeit 0,125 Watt)
weitere Messungen. Innerhalb dieser Zeiten
stellten sich stabile Spannungswerte ein, die
mit einem xt-Schreiber (Siemens Kompensograph
X-T C1011) dokumentiert wurden.
Korrosionsstrommessungen können nach Heitz
et al. (1990) als Spannungsmessungen an ohmschen
Widerständen durchgeführt werden [2].
Mit dieser Methode kann man Kurzschlussströme
in galvanischen Elementen jedoch nicht
bestimmen, da dafür die Spannung an einem
Widerstandswert von 0 Ω gemessen werden
müsste, was natürlich unmöglich ist. Deswegen
wurde durch lineare Extrapolation der Spannung-Strom-Kennlinie
für eine Spannung von
0 Volt (Kurzschluss) der „Kurzschlussstrom“
berechnet. Diese Methode setzt zwar einen
ohmschen Innenwiderstand des galvanischen
Elements voraus (Abb. 4), stellt aber für kleinere
Abweichungen der Stromquelle vom ohmschen
Gesetz immer noch eine gute Näherung
dar. Eine Alternative wäre die Verwendung eines
Potentiostaten, mit dem der Innenwiderstand
des Strommessers elektronisch kompensiert
werden kann.
Bei Messungen mit dem Aufbau in der NaCl-
Milchsäurelösung wurde der pH-Wert im Gefäß
des Implantates durch Diffusion über die
Salzbrücke beeinflusst, er lag nach der Messung
zwischen 4 und 3,5. Für den pH-Wert der
Milchsäurelösung wurde keine Änderung nachgewiesen.
Als Beispiel ist die Auswertung der Messungen
bei der Paarung Implantat/CoCr-Legierung in
Abb. 5 dargestellt. Für jedes der 3 Aufbaumaterialen
wurden 4 Paare vermessen.
Ergebnisse und Diskussion
Die Potenzialunterschiede für das unbelastete
galvanische Element sind in Tab. 2 dargestellt.
Bei positivem Vorzeichen bildete das Implantat
die Anode, bei negativem Vorzeichen der Aufbau.
ZWR ̶ Das Deutsche Zahnärzteblatt 2008; 117 (10)

Originalia – Werkstoffkunde
5
Die Korrosion und auch eine mögliche biologische
Wirkung eines galvanischen Elements
hängen von der Menge der pro Zeiteinheit in
Lösung gehenden Metallionen ab. Diese wird
nicht vom Potenzialunterschied, sondern durch
den Kurzschlussstrom bestimmt, sodass im
Folgenden die berechneten Kurzschlussstromdichten
anhand der in Tab. 3 dargestellten
Werte diskutiert werden.
Die geringste Stromdichte wurde sowohl bei
der Salzlösung als auch bei der Korrosionslösung
zwischen dem Titan-Implantat und dem
CoCr-Aufbau festgestellt. Offensichtlich hat der
pH-Wert auf die Korrosion der CoCr-Legierung
im Gegensatz zu den anderen Aufbaumaterialien
keinen nennenswerten Einfluss. Kulmburg
(2006) berichtet, dass Korrosionsströme der
Paarung Reintitan-CoCrMoNb um den Faktor
10 bis 100 kleiner ausfallen als die Paarung
Reintitan/hochgoldhaltige Legierung, was mit
den Ergebnissen unserer Messungen gut übereinstimmt
[4].
Der unerwartete Potenzialunterschied und der
Stromfluss zwischen dem Titan-Implantat und
dem Titan-Aufbau lassen sich vermutlich auf
Unterschiede im Metallgefüge zurückführen.
So sind sowohl die Oberfläche des Aufbaus als
auch die des Implantates gestrahlt und damit
nicht mehr homogen, da das Strahlen eine gewisse
Druckspannung in der Metalloberfläche
erzeugt [3]. Mechanische Spannungen können
prinzipiell das Korrosionsverhalten von Metallen
verändern, in der Regel weisen die verformten
Gebiete eine höhere Korrosionsanfälligkeit
auf [1]. Für Inhomogenitäten spricht auch, dass
die Titan-Aufbauten sowohl edler als auch unedler
als die Implantatoberflächen in der NaCl-
Lösung bei einem pH-Wert von 6,0 reagiert haben.
Erst bei einem niedrigeren pH-Wert nach
Milchsäurezusatz reagierten die Titan-Aufbauten
einheitlich unedler. Das Material des Co-
CrMo-Aufbaus ist weitaus härter als das des
Titan-Aufbaus. Messungen mit einem Vickers-
Härteprüfgerät (CV-400DAT, CV-Instruments,
Maastricht, Niederlande) ergaben unter 500 g
Last Werte von 420 +/– 10 HV bzw. 320 +/– 10 HV.
Es könnte sein, dass der CoCrMo-Aufbau wegen
seiner höheren Härte beim Strahlen weniger in
seiner Oberfläche verändert worden ist als die
weichere Titan-Oberfläche und so die Streuung
der Messwerte für diesen Legierungstyp kleiner
ist.
Bezüglich der Korrosionsströme ist in unserer
Untersuchung die Paarung Titanimplantat mit
dem CoCrMo-Aufbau die günstigste Kombination.
Die gestrahlte Oberfläche der CoCrMo-Legierung
hat ebenso wie in der Untersuchung
von Kulmburg an einer CoCrMoNb-Legierung
edler reagiert als die Titan-Oberfläche des Implantats.
Nur für den Fall des niedrigeren pH-
Abb. 1 Implantat mit abgedichteter
Verbindungsstelle.
Abb. 3 Die Halbelemente wurden mittels
einer Salzbrücke zu einem galvanischen Element
verbunden. Als Salzbrücke diente ein Kunststoffschlauch,
der mit einem Wollfaden durchzogen
war. (Der Schlauch wurde in der Mitte durch eine
Fadenschlinge verengt, um den Ionenaustausch zu
verlangsamen. Die Schlauchverbindung war mit
der NaCl-Lösung und bei der Untersuchung der
Aufbauten in Korrosionslösung hälftig mit NaCl-
Lösung und Korrosionslösung gefüllt.)
Wertes in der NaCl-Milchsäurelösung reagierte
der Aufbau in einem von 4 Versuchen unedler.
Insgesamt gesehen sind alle von uns gefundenen
Stromdichten deutlich kleiner als die
von Kulmburg (1986) mitgeteilten Werte für
die Paarungen Gold-Legierung/CoCr-Legierung
und Gold-Legierung/NiCr-Legierung, für die er
Werte in Höhe von 100 bis 1000 nA/cm² gefunden
hat [5]. Sie sind auch kleiner als die von
Taher und Al Jabab (2003) ermittelten Werte in
Höhe von 10 bis 30 nA/cm² für die Paarung Titan/CoCr-Gusslegierung,
was möglicherweise
darauf zurückzuführen ist, dass wir es nicht
mit einer vergossenen CoCr-Legierung, sondern
laut Herstellerangabe mit einer homogenen industriell
vorgefertigten Legierung zu tun hatten
[6]. Weitgehende Übereinstimmung besteht
mit den Werten von Venugopalan et al. (1998),
die für die Paarung Titan/CoCrMo Ströme von
1–3 nA/cm² und für Titan/Hochgold-Legierung
66–154 nA/cm² angegeben haben [7].
Überraschen mag, dass die vergossene Gold-
Legierung unedler reagierte als die Oberfläche
Abb. 2 CoCr-Implantataufbau mit
abgedichteter Verbindungsstelle.
Abb. 4 Ersatzschaltbild für
das untersuchte galvanische
Element Implantat/Aufbau
im verwendeten Versuchsbaufbau.
U o
und R i
bilden
das Element nach, R L
ist der
Lastwiderstand. Mit dem extrem
hochohmigen (R>100
GΩ) Voltmeter V wird die
Spannung an R L
gemessen.
ZWR ̶ Das Deutsche Zahnärzteblatt 2008; 117 (10)

6 Originalia – Werkstoffkunde
Abb. 5 Ergebnis der Messungen an 4 Paaren
Implantat/CoCr-Legierung in physiologischer
Kochsalzlösung. Die Kurzschlussströme wurden
für abnehmende Spannungen bei steigenden
Strömen gegen die Spannung 0 extrapoliert.
Die freie Oberfläche des Aufbaus betrug
2,2 cm².
des Titan-Implantats. Laut Kulmburg (2006)
wäre eine edlere Reaktion zu erwarten gewesen
[4]. Reintitan habe ein sehr unedles Potenzial,
das durch Passivierung um etwa 2400 mV
angehoben werde und damit nicht ganz die
Werte von Edelmetalllegierungen erreiche.
Entscheidend für das Potenzial der Implantatoberfläche
ist also die Ausprägung der Passivierungschicht.
Nach Angabe des Implantatherstellers
ist die Implantatoberfläche mit einem
speziellen Sandstrahlverfahren hergestellt worden.
Offensichtlich reagiert im vorliegenden
Fall die passivierte Titan-Oberfläche edler als
die gestrahlte Edelmetalloberfläche.
Da das Strahlen zu einer Oberflächenvergrößerung
unserer Proben geführt hat, darf man annehmen,
dass alle Korrosionsströme bei glatten
Oberflächen geringer ausfallen würden [1]. Daraus
folgt, dass durch die von uns gewählte
Form der Oberflächenbearbeitung eine besonders
ungünstige Situation simuliert wurde und
die klinisch zu erwartenden Stromdichten kleiner
sind.
Klinische Relevanz
Bei der Anwendung von Implantaten ist zu berücksichtigen,
dass CoCr-Aufbauten in Verbindung
mit dem Titan-Implantat kleinere Korrosionsströme
zeigen als Aufbauten aus Titan oder
einer hochgoldhaltigen Legierung. Während für
die CoCr-Legierung kein Anstieg des Korrosionsstroms
für saure pH-Werte gefunden wurde, haben
sich diese für Titanaufbauten verdoppelt
und für die Edelmetalllegierung verdreifacht.
Die Ergebnisse dieser Untersuchung lassen den
Einsatz von vorgefertigten CoCr-Aufbauten auf
Implantaten aus Sicht ihrer Korrosionsbeständigkeit
mindestens so unbedenklich erscheinen
wie die Verwendung von Titan oder hochgoldhaltigen
Edelmetalllegierungen.
Danksagung
Wir bedanken uns bei der Firma Bego Implantat-Systems
in Bremen für Unterstützung durch
Überlassung der Implantate und der vorgefertigten
Implantataufbauten.
Literatur
1 Borchers. Metallkunde II, Berlin: Walter de
Gryter&Co. 1969
2 Heitz et al. Korrosionskunde im Experiment. Weinheim:
VCH, 1990
3 Hesse (Hrsg). Giesserei Lexikon. Fachverlag Schiele
& Schoen, 2000
4 Kulmburg et al. Untersuchung der Korrosionsbeständigkeit
von Rein-Titan. Stomatologie 2006;
103: 71–76
5 Kulmburg et al. Die Korrosion von Nichtedelmetall
(NE)-Legierungen. ZWR 1986; 95: 544–550
6 Taher, Al Jabab. Galvanic corrosion behaviour of
implant suprastructure dental alloys. Dental Mat
2003; 19: 54–59
7 Venugopalan et al. Evaluation of restaurative and
implant alloys ganvanically coupled to titatnium.
Dent Mat 1998; 14; 165–172
Peer-reviewed paper
Korrespondenzadresse
Prof. Michael Gente
Abt. für Zahnersatzkunde, Bereich für Propädeutik
und Kiefer-Gesichts-Prothetik
Medizinisches Zentrum für ZMK-Heilkunde
Georg-Voigt-Str. 3, 35033 Marburg/Lahn
E-Mail: michael@gente.de
ZWR ̶ Das Deutsche Zahnärzteblatt 2008; 117 (10)

Originalia – Materials Science
7
In-vitro corrosion current measurement between
titanium implants and superstructures made
of titanium, gold and cobalt chrome alloys
M. Gente, J. Dati, P. Günter, S. Pruss, S. Rickmeyer, S. Vittur
Marburg
When a tooth is lost, the resulting gap can be
closed with a bridge. Although the adjoining
teeth may have no hard tissue defects, or only
minor defects, they will inevitably be damaged
during construction of the bridge. Placement of
an implant is therefore the more favourable solution.
Furthermore, implants can be used in
isolation for tooth replacement, which is why
they are becoming increasingly popular in spite
of their high cost. Nevertheless, account must
be taken of the effect that the implant material
will have on other metals in the mouth as regards
corrosion. In this context, corrosion means
the gradual degradation of a material due
to the influence of other materials in its surroundings.
The implant and the respective metal
superstructures form a galvanic cell. The
aim of this paper is to investigate the corrosion
currents between a titanium implant and various
metallic superstructure materials.
Materials and method
The aim was to investigate the corrosion currents
between an implant (Semados S 3.75 L13
LOT 902621, Bego Implant Systems, Bremen)
and the superstructures made of a cast, highgold
alloy (Degunorm, Degussa Hanau), prefabricated
superstructures made of commercially
pure titanium (Sub-Tec titanium abutment S
5.5, LOT 901728, Bego Implant Systems, Bremen)
and prefabricated CoCrMo superstructures
(Sub-Tec Wirobond ® MI abutment 5.5, LOT
902286, Bego Implant Systems, Bremen). The
compositions of the alloys, as stated by the manufacturers,
are given in Table 1.
As it was not possible to prepare the surface of
the cylindrical superstructures evenly using
abrasive paper, a uniform finish was ensured by
sandblasting all the superstructures with an
abrasive of grit size 110 µm (Korox, BEGO, Bremen),
at a pressure of 2 bar, until a matt surface
was produced. The superstructures were then
Corrosion currents were investigated between titanium implants and superstructures
made of various dental metals (CoCrMo alloy Wirobond, grade 4
purity titanium and high-gold alloy Degunorm) when in electrical contact.
The electrolytes used were unbuffered normal saline solution with a pH of 6
and also with a pH of 2.3, created by the addition of lactic acid. The pairing
of titanium implant and cobalt-chrome superstructure displayed the lowest
corrosion current density, at approx. 3 nA/cm 2 in both solutions. The corrosion
current density measured with superstructures made of titanium or
high-gold alloy was significantly higher, at up to 100 nA/cm 2 and 180 nA/cm 2
respectively. The results of this investigation indicate that CoCrMo superstructures
can be used on implants at least as safely as titanium or high-gold
precious-metal alloys.
stored in dry air for 7 days so that passivation
layers could form again.
The wires required for voltage measurement
were attached to the implant and the superstructure.
To prevent the copper of the wires
from going into solution, the connection points
were carefully covered with light-curing composite
(Grandio Flow A1, VOCO, Cuxhaven). Fig.
1 shows an implant and Fig. 2 shows a CoCr superstructure
with the sealed connection point.
For the investigation, two test-tubes were set
up as shown in Fig. 3. The test-tubes were
sealed airtight using Parafilm to prevent evaporation.
A salt bridge connects the two vessels; a
Table 1
Composition of the alloys
Key Words
Dental Corrosion – Implants
– Dental Alloys
Gold Titanium CoCr
Degunorm % by Pure titanium
% by Wirobond
weight
grade 4
weight
% by
weight
Gold 73,8 Titanium 99,8 Cobalt 61,5
Platinium 9,0 Others 0,2 Chromium 26,0
Silver 9,2 (oxygen, Molybdenum 6,0
Copper 4,4 carbon, Tungsten 5,0
Zinc 2,0 hydrogen) Others 1,5
Others (iridium,
indium)
1,6 (iron, silicon)
ZWR ̶ Das Deutsche Zahnärzteblatt 2008; 117 (10)

8 Originalia – Materials Science
Table 3 Short-circuit current densities in nA/cm 2
Metal pair
Implant with
Table 2 Potential differences of the various implant/superstructure
combinations in mV
Metal-pair NaCl solution in both half-cells Implant in NaCl solution and
superstructure in lactic acid
solution
+ Superstructure forms the cathode/– Superstructure forms the anode
[mV]
Implant with
lowest
value
NaCl solution in both half-cells
[nA/cm 2 ]
lowest
value
highest
value
highest
value
mean
mean
lowest
value
NaCl solution and lactic acid
solution [nA/cm 2 ]
lowest
value
highest
value
highest
value
mean
Gold alloy –230 +95 –81 –290 +139 –30
Titanium superstructure
–290 +180 –18 –460 –38 –219
CoCrMo alloy +106 +129 +120 –75 +113 +37
mean
Gold alloy 7 128 57,8 24 472 177,2
Titanium superstructure
44 160 61,1 10 216 102,4
CoCrMo alloy 1,9 6,1 3,1 3,6 5,4 2,9
wool thread in the bridge tube ensures that the
minimum cross-section of approx. 0.5 mm 2 is
maintained.
The implant was placed in normal NaCl solution
with a pH of 6.0. The NaCl solution is intended
to imitate the environment in the bone/
skin tissue. Two different solutions were used
for the superstructures: firstly, normal NaCl solution
and, secondly, the same solution with
the addition of lactic acid, which reduced the
pH from 6.0 to 2.3. This simulates the oral situation
in which the pH is lowered in the plaque
by anaerobic degradation of sugars.
In a galvanic cell, metal ions dissolve out of
the anode, and if there is an electrically conductive
connection with the cathode, an electric
current is created. The current flowing in
the galvanic cell represents a measure of the
corrosion. As a large surface permits a stronger
electron flow than a small surface, a correlation
can be made between current and
surface area. The maximum rate of corrosion
occurs at maximum current flow, i.e., a short
circuit. For this reason, the flow of current,
caused by the voltage potential of the galvanic
cell, is measured with various load resistances.
Fig. 4 shows the equivalent circuit
diagram of the test setup with the internal
resistance Ri, the load resistance RL and the
voltmeter.
First, the voltage was measured after 24 hours,
after removing RL so that only the internal resistance
of the voltmeter (vacuum tube voltmeter
of accuracy class 0.5% with 1 volt recorder
output, from Colora Messtechnik GmbH,
Berlin, Ri > 100 GΩ) applied. Then, after a
further 24 hours, further measurements were
taken under a load of 3 MΩ and finally, again
after 24 hours, under a load of 1 MΩ (metallicfilm
resistors of accuracy class 1%, load rating
0.125 watts). Within these periods of time, the
voltage values stabilised and were documented
with an xt recorder (Siemens potentiometric
recorder X-T C1011).
Corrosion current measurements can be carried
out as voltage measurements at ohmic resistances,
as described by Heitz et al. (1990) [2].
However, with this method, short-circuit currents
in galvanic cells cannot be determined,
because that would require the voltage to be
measured at a resistance of 0 Ω, which is of
course impossible. Therefore the “short-circuit
current” was calculated by linear extrapolation
of the voltage-current characteristic for a voltage
of 0 volts (short circuit). Although this method
assumes an ohmic internal resistance of
the galvanic cell (Fig. 4), it still delivers a good
approximation for relatively small deviations of
the current source from Ohm’s law. An alternative
would be to use a potentiostat, with which
the internal resistance of the ammeter can be
electronically compensated.
For measurements with the superstructure in
the NaCl/lactic acid solution, the pH in the implant
test-tube was influenced by diffusion via
the salt bridge. According to the measurement,
it was between 4 and 3.5. No change was detected
in the pH of the lactic acid solution,
As an example, Fig. 5 shows the evaluation of
measurements with the implant/CoCr alloy
pair. Four pairs were measured for each of the
three superstructure materials.
Results and discussion
The potential differences for the unloaded galvanic
cell are shown in Table 2. Positive figures
mean that the implant formed the anode, while
negative figures indicate that the superstructure
formed the anode.
The corrosion and also a possible biological effect
of a galvanic cell depend on the quantity of
metal ions which go into solution per unit of
time. This is determined not by the potential
difference, but by the short-circuit current, so
the calculated short-circuit currents are discussed
below on the basis of the figures in Table
3.
The lowest current density was measured between
the titanium implant and the CoCr superstructure,
in both the saline solution and the
corrosion solution. Evidently, the pH has no appreciable
influence on the corrosion of the CoCr
ZWR ̶ Das Deutsche Zahnärzteblatt 2008; 117 (10)

Originalia – Materials Science
9
Fig. 1 Implant with sealed connection
point
Load resistance
Wool thread
Salt bridge
Superstructure
Implant
Electrolyte
Fig. 3 The half-cells were joined by a salt
bridge to form a galvanic cell. A plastic tube
with a wool thread passing through it served as
the salt bridge. (The tube was constricted in the
middle by a thread loop in order to slow down
the ion exchange. The connecting tube was
filled with the NaCl solution, and when examining
the superstructures in corrosion solution,
the tube was filled half-and-half with NaCl solution
and corrosion solution.)
alloy, in contrast to the other superstructure
materials. Kulmburg (2006) reports that corrosion
currents with the commercially pure titanium/CoCrMoNb
pairing are smaller than with
the commercially pure titanium/high-gold alloy
pairing by a factor of 10 to 100. This is consistent
with the results of our measurements
[4].
The unexpected potential difference and the
flow of current between titanium implant and
titanium superstructure are presumably attributable
to differences in the microstructure of
the metal. The surface of both the superstructure
and the implant were sandblasted and
therefore were no longer homogeneous because
the blasting generates a certain compressive
stress in the metal surface [3]. Mechanical
stresses can, in principle, change the corrosion
behaviour of metals. As a rule, the areas that
have been deformed display increased susceptibility
to corrosion [1]. A further indication of
inhomogeneities is the fact that the titanium
superstructures reacted both more nobly and
less nobly than the implant surfaces in the NaCl
solution at a pH of 6.0. Only at a lower pH, following
the addition of lactic acid, did the titanium
superstructures react consistently less
nobly. The material of the CoCrMo superstructure
is far harder than that of the titanium superstructure.
Measurements with a Vickers
hardness testing device (CV-400DAT, CV-Instruments,
Maastricht, Netherlands) produced
values of 420 +/– 10 HV and 320 +/– 10 HV under
a load of 500 g. It could be that the surface
of the CoCrMo superstructure was changed less
by the sandblasting due to its greater hardness
compared to the softer titanium surface, and
therefore the spread of measurements is smaller
for this alloy.
In terms of the corrosion currents, our investigation
showed the titanium implant/CoCrMo
superstructure pair to be the most favourable
combination. The sandblasted surface of the
CoCrMo alloy reacted more nobly than the titanium
surface, as was the case in Kulmburg’s
investigation using a CoCrMoNb alloy. Only in
the case of the lower pH in the NaCl/lactic acid
solution did the superstructure react less nobly
in one out of four tests. Overall, all the current
densities that we measured were considerably
lower than those reported by Kulmburg (1986)
for the gold alloy/CoCr alloy and gold alloy/NiCr
alloy pairings, for which he obtained values of
100 to 1000 nA/cm 2 [5]. They are also lower
than the values recorded by Taher and Al Jabab
(2003), which were 10 to 30 nA/cm 2 for the titanium/CoCr
cast alloy pairing. This may be attributable
to the fact that we did not use a cast
CoCr alloy, but, according to the manufacturer,
a homogeneous, industrially prefabricated alloy
[6]. There is a good overall match with the
findings of Venugopalan et al. (1998), who reported
currents of 1–3 nA/cm 2 for the titanium/
CoCrMo pairing and 66–154 nA/cm 2 for titanium/high-gold
alloy [7].
It may seem surprising that the cast gold alloy
reacted less nobly than the surface of the titanium
implant. According to Kulmburg (2006), a
more noble reaction would be expected [4]. He
states that commercially pure titanium has a
very base potential, which can be raised by
around 2400 mV by means of passivation, so
falling just short of the values of precious-metal
alloys. The decisive factor influencing the potential
of the implant surface is thus the development
of the passivation layer. According to
the implant manufacturer, the implant surface
was produced by a special sandblasting process.
Evidently, in the case in hand, the passivated
titanium surface reacts more nobly than
the sandblasted precious-metal surface.
As the sandblasting had the effect of increasing
the surface area of our samples, it may be assu-
Fig. 2 CoCr implant superstructure
with sealed connection point
Fig. 4 Equivalent circuit
diagram for the examined
galvanic cell with implant/
superstructure in the test
set up used. Uo and Ri simulate
the cell; RL is the load
resistance. The voltage at RL
is measured with the external
high-impedance (R>100
GΩ) voltmeter V.
ZWR ̶ Das Deutsche Zahnärzteblatt 2008; 117 (10)

10 Originalia – Materials Science
Voltage [mV]
300
200
100
0
–100
Implant against CoCr in NaCl
Sample 1
Sample 2
Sample 3
Sample 4
Current [nA]
for the CoCr alloy at acidic pH values, the corrosion
currents doubled for titanium superstructures
and tripled for the precious-metal alloy.
The results of this investigation indicate that
prefabricated CoCr superstructures can be used
on implants at least as safely as titanium or
high-gold precious-metal alloys.
Acknowledgement
We wish to thank Bego Implant Systems in Bremen
for supplying the implants and the prefabricated
implant superstructures.
Fig. 5 Result of measurements on four implant/CoCr
alloy pairs in normal saline solution.
The short-circuit currents were extrapolated for
decreasing voltages with increasing currents
against a voltage of 0 V. The free surface area of
the superstructure was 2.2 cm 2 .
med that all the corrosion currents would be
smaller on smooth surfaces [1]. It therefore follows
that the form of surface treatment selected
by us simulated a particularly unfavourable
situation and the current densities to be expected
in the clinical situation are smaller.
Clinical relevance
When using implants, it must be remembered
that CoCr superstructures in combination with
titanium implants display smaller corrosion
currents than is the case with superstructures
made of titanium or a high-gold alloy. Whereas
no increase in the corrosion current was found
Literatur
1 Borchers. Metallkunde II, Berlin: Walter de
Gryter&Co. 1969
2 Heitz et al. Korrosionskunde im Experiment. Weinheim:
VCH, 1990
3 Hesse (Hrsg). Giesserei Lexikon. Fachverlag Schiele
& Schoen, 2000
4 Kulmburg et al. Untersuchung der Korrosionsbeständigkeit
von Rein-Titan. Stomatologie 2006;
103: 71–76
5 Kulmburg et al. Die Korrosion von Nichtedelmetall
(NE)-Legierungen. ZWR 1986; 95: 544–550
6 Taher, Al Jabab. Galvanic corrosion behaviour of
implant suprastructure dental alloys. Dental Mat
2003; 19: 54–59
7 Venugopalan et al. Evaluation of restaurative and
implant alloys ganvanically coupled to titatnium.
Dent Mat 1998; 14; 165–172
Peer-reviewed paper
Address for correspondence
Prof. Michael Gente
Abt. für Zahnersatzkunde, Bereich für Propädeutik
und Kiefer-Gesichts-Prothetik
Medizinisches Zentrum für ZMK-Heilkunde
Georg-Voigt-Str. 3, 35033 Marburg/Lahn, Germany
E-mail: michael@gente.de
Impressum
Schriftleitung und Redaktion
Dr. med. dent. Cornelia Gins
Platanenallee 39, 14050 Berlin
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Herstellung/Layout: Wolfgang Eckl
Verlag: Georg Thieme Verlag KG
Rüdigerstraße 14, 70469 Stuttgart
ZWR ̶ Das Deutsche Zahnärzteblatt 2008; 117 (10)

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