prace oryginalne
Jolanta Sokołowska, nezar Masre, Monika Domarecka, Jerzy Sokołowski
Wpływ temperatury polimeryzacji
na wytrzymałość materiałów kompozytowych
Influence of Polymerization Temperature on Durability of Dental
Composites
Zakład Stomatologii ogólnej Katedry Stomatologii odtwórczej Uniwersytetu Medycznego w Łodzi
Streszczenie
Wprowadzenie. Materiały kompozytowe są dzisiaj często stosowanym materiałem, głównie do bezpośredniej odbudowy uszkodzonych twardych tkanek zębów. Sukces kliniczny rekonstrukcji materiałami kompozytowymi uszkodzonych twardych tkanek zębów opiera się w głównej mierze na ich prawidłowej polimeryzacji, ponieważ wytrzymałość mechaniczna kompozytów zależy od stopnia konwersji żywicy. podniesienie temperatury polime-ryzacji materiałów kompozytowych powinno zwiększyć stopień konwersji żywicy i wytrzymałość materiału kom-pozytowego.
Cel pracy. Badanie, czy wzrost temperatury światłoutwardzalnych materiałów kompozytowych zwiększy ich wytrzymałość mechaniczną.
Materiał i metody. Do badań użyto materiału kompozytowego enamel plus Hri/Micerium® w kolorze szkliwnym
(Ue2) oraz zębinowym (UD2). próbki do badań wytrzymałościowych, w formie walców o średnicy 5 mm i wyso-kości 3 mm, przygotowano polimeryzując materiał światłem diodowej lampy polimeryzacyjnej (elipar Freelight®
2/3M eSpe) w specjalnej formie z masy silikonowej (aquasil Ultra Monophase). Z każdego z materiałów kom-pozytowych wykonano 3 serie, po 10 próbek w każdej, polimeryzowanych w temperaturze: a) pokojowej (grupa porównawcza), b) 39oc, c) 50oc. Łącznie wykonano 60 próbek. Do uzyskania odpowiedniej temperatury materiał
kompozytowy przed polimeryzacją ogrzewano w specjalnym urządzeniu ena–Heat/Micerium. Wytrzymałość pró-bek kompozytów badano w urządzeniu do badań wytrzymałościowych Zwick-roell Z005/Zwick-roell, wykorzy-stując test średnicowej wytrzymałości na rozciąganie – DTS (Diametral Tensile Strengths). prędkość przesuwu belki poprzecznej wynosiła 2 mm/min.
Wyniki: Uzyskano istotnie wyższą wytrzymałość materiału kompozytowego zębinowego w porównaniu ze szkliw-nym. Zarówno szkliwne, jak i zębinowe próbki kompozytu ogrzane do temperatury 50oc wykazały po
polimeryza-cji istotnie wyższą wytrzymałość od próbek ogrzanych do 39oc. najmniejszą wytrzymałość wykazały próbki grupy
kontrolnej (Dent. Med. Probl. 2010, 47, 2, 153–159).
Słowa kluczowe: materiały kompozytowe, wstępne ogrzewanie, temperatura polimeryzacji, wytrzymałość średni-cowa na rozciąganie.
Abstract
Background. Dental composites are used widely, mostly for direct restorations of dental hard tissues. clinical success of composite restorations is based on proper polymerization, because mechanical durability depends on resin conversion degree. leveling the polymerization temperature of dental composite should increase both resin conversion degree and material durability.
Objectives. The aim of this research was to examine if the increase in light-cure dental composites temperature leads to the increase in material durability.
Material and Methods. Samples were made of enamel plus Hri/Micerium® dental composites, using enamel
(Ue2) and dentine (UD2) material. roller-shaped samples of 5 mm diameter and 3 mm high, were prepared in silicone matrix polymerized with diode lamp (elipar Freelight® 2/3M eSpe). Three series of 10 samples of each
material were made, 60 samples in overall. Series corresponded to polymerization temperature: a) room tempera-ture (test group), b) 39oc, c) 50oc. To acquire the necessary temperature, dental composites were placed in ena
Heat/Micerium heating device. Material durability was estimated in DTS test (Diametral Tensile Strengths) with use of Zwick-roell Z005/Zwick-roell device. Transverse bar movement velocity accounted for 2 mm/min.
Dent. Med. probl. 2010, 47, 2, 153–159
Współczesna stomatologia dysponuje dziś wieloma materiałami metalicznymi, ceramicz-nymi i polimerowymi o unikatowych właściwo-ściach. Zwłaszcza materiały polimerowe, a wśród nich materiały kompozytowe znalazły szerokie za-stosowanie w wielu dziedzinach stomatologii. Są dzisiaj często stosowanym materiałem, głównie do bezpośredniej odbudowy uszkodzonych twardych tkanek zębów, ale coraz częściej wykorzystuje się je także jako materiały odtwórcze i łączące w re-konstrukcji uszkodzonych tkanek z zastosowa-niem pośrednich technik adhezyjnych.
Stały postęp w dziedzinie chemii polimerów daje do dyspozycji lekarzy dentystów nowocze-sne kompozytowe materiały do wypełnień, które w porównaniu z wcześniej stosowanymi, wyróż-niają się znacznie lepszymi właściwościami użyt-kowymi. Zawdzięcza się to głównie modyfikacjom składu i struktury materiałów kompozytowych, ale także wprowadzanym zmianom w sposobie ich polimeryzacji. Sukces kliniczny rekonstrukcji uszkodzonych twardych tkanek zębów materiała-mi kompozytowymateriała-mi opiera się w głównej materiała-mierze na ich unikalnych właściwościach, ale także na prawidłowej polimeryzacji, właściwości biologicz-ne i mechaniczbiologicz-ne bowiem, w tym wytrzymałość kompozytów na zginanie czy twardość, zależą od stopnia konwersji żywicy [1–6].
liczne badania zmierzają do poprawy jako-ści polimeryzacji materiałów kompozytowych. Jednym z pól badań nad poprawą jakości poli-meryzacji jest zastosowanie energii cieplnej jako dodatkowego czynnika modyfikującego kinetykę reakcji polimeryzacji inicjowanej światłem. część tych badań dotyczy poprawy jakości polimeryza-cji materiałów stosowanych w pośrednich techni-kach adhezyjnych, gdzie spolimeryzowane wkłady
inlay-onlay lub licówki po aktywacji polimeryzacji
światłem są dodatkowo ogrzewane w specjalnych piecykach, w temperaturze 50–150oc. pozwala to
na skrócenie fazy ciemnej polimeryzacji i zwięk-szenie stopnia konwersji żywicy, twardości i wy-trzymałości na zginanie oraz modułu sprężystości i stabilności koloru [7–13].
Drugim kierunkiem badań podejmowanych nad połączeniem energii cieplnej i fotopolimery-zacji jest zastosowanie ogrzewania materiału kom-pozytowego przed jego deponowaniem. Zwięk-szenie temperatury materiałów kompozytowych przyspiesza reakcję ich polimeryzacji, co powinno
zwiększyć stopień konwersji żywicy i właściwości użytkowe materiałów kompozytowych. Zwiększe-nie stopnia konwersji podnosi bowiem twardość i wytrzymałość na złamanie oraz moduł spręży-stości i odporność na ścieranie materiałów kom-pozytowych [14].
celem pracy było zbadanie, czy wzrost tem-peratury światłoutwardzalnych materiałów kom-pozytowych istotnie zwiększy ich wytrzymałość mechaniczną.
Materiał i metody
Do badań użyto mikrohybrydowego materia-łu kompozytowego enamel plus Hri/Micerium®
w kolorze szkliwnym (Ue2) oraz zębinowym (UD2). na potrzeby badania sporządzono z masy silikonowej formy polimeryzacyjne z przestrzenią na materiał w kształcie walców o średnicy 5 mm i wysokości 3 mm. Tak przygotowane formy ukła-dano na metalowej podstawie na paseczkach ce-luloidowych, które tworzyły podstawę form poli-meryzacyjnych. Formy wypełniano materiałem kompozytowym, pokrywano od góry paseczkiem celuloidowym i za pomocą podstawowego szkieł-ka mikroskopowego wyrównywano powierzchnię materiału. Materiał kompozytowy polimeryzo-wano światłem diodowej lampy polimeryzacyjnej (elipar Freelight® 2/3M eSpe) przez 20 s w
bez-pośrednim kontakcie światłowodu z powierzchnią paseczka celuloidowego pokrywającego kompo-zyt. Za pomocą radiometru cure rite®
/Dentsply-caulk określono natężenie światła lampy poli-meryzacyjnej, które wynosiło 1350 mW/cm2 przy
bezpośrednim kontakcie końcówki światłowodu z polem testowym radiometru. Z każdego z ma-teriałów kompozytowych wykonano 3 serie, po 10 próbek w każdej, polimeryzowanych w tempera-turze: pokojowej (grupy porównawcze – pe i pD), 39oc (grupy badane – e1 i D1) i 50oc (grupy
ba-dane – e2 i D2). Łącznie wykonano 60 próbek. Do uzyskania odpowiedniej temperatury, 39oc
i 50oc, materiał kompozytowy przed
polimeryza-cją ogrzewano w specjalnym urządzeniu do pod-grzewania materiałów ena–Heat/Micerium, a sta-bilność temperatury materiału uzyskiwano przez wstępne ogrzanie do ww. temperatur metalowej płytki, na której układano formy polimeryzacyj-ne. Wytrzymałość próbek badano w urządzeniu
Results. Durability of dentine material was significantly higher in comparison to enamel material. Both enamel and dentine material samples heated to 50oc showed significantly higher durability in comparison to samples heated
to 39oc. The research indicated the lowest durability of samples in control group (Dent. Med. Probl. 2010, 47, 2,
153–159).
do badań wytrzymałościowych Zwick-roell Z005/ Zwick-roell, wykorzystując test średnicowej wy-trzymałości na rozciąganie – DTS (Diametral
Ten-sile Strengths), ściskając próbki wzdłuż ich
śred-nicy. Badanie przeprowadzono po 24 godz. prze-chowywania próbek w wodzie w temperaturze pokojowej. prędkość przesuwu belki poprzecznej wynosiła 2 mm/min. Wartości maksymalnych na-prężeń, w Mpa, powodujących pęknięcie materia-łu były obliczane i notowane automatycznie przez komputer, sprzężony z urządzeniem testującym i wyposażony w oprogramowanie do badań wy-trzymałościowych TestXpert® Zwick-roell gmbH.
Wykonano 60 pomiarów.
Wyniki badań poddano analizie statystycznej, wykorzystując do oceny normalności rozkładu zmiennej mierzalnej (tj. wytrzymałości kompozytu [Mpa]) test W Shapiro-Wilka. W celu oszacowania jednorodności wariancji w badanych grupach nie-zależnych (tj. wytrzymałości kompozytu [Mpa] we-dług typu kompozytu oraz wewe-dług temperatury po-limeryzacji) zastosowano test levene’a. Do weryfi-kacji hipotezy o istotności różnic w wytrzymałości kompozytu [Mpa] według temperatury polimery-zacji dla poszczególnych kompozytów zastosowano jednoczynnikową analizę wariancji bez powtórzeń (one-way ANOVA without replication) oraz test po-równań wielokrotnych post hoc Bonferroniego; zaś jednoczynnikową anoVa bez powtórzeń – do porównania wytrzymałości kompozytu polime-ryzowanego [Mpa] według typu kompozytu, bez uwzględniania temperatury polimeryzacji. W celu weryfikacji hipotezy o istotności różnic w wytrzy-małości kompozytu [Mpa] według typu kompozy-tu z uwzględnieniem temperakompozy-tury polimeryzacji zastosowano dwuczynnikową analizę wariancji, model zagnieżdżony (nested ANOVA). przedział
ufności ustalono na poziomie 95% (95% confidence
interval, 95%, ci). Jako istotne statystycznie
wy-niki odpowiednich testów uznawano wtedy, kiedy poziom istotności był mniejszy niż 5 punktów pro-centowych (p < 0,05).
Wyniki
Wyniki badań wytrzymałościowych zesta-wiono w tabeli 1 oraz na rycinie 1. Uzyskano naj-wyższą wytrzymałość próbek materiałów kom-pozytowych polimeryzowanych po ogrzaniu do temperatury 50oc (grupy e2 i D2), średnie
war-tości uzyskano dla próbek ogrzanych do tempe-ratury 39oc (grupy e1 i D1), najniższe wartości
wytrzymałości reprezentowały próbki materia-łów nieogrzewanych o temperaturze 20oc (grupy
porównawcze pe i pD). Uzyskano także wyższą wytrzymałość materiału zębinowego enamel Hri UD2 w porównaniu z materiałem szkliwnym ena-mel Hri Ue2 dla każdej z temperatur.
analiza statystyczna uzyskanych wyników dowiodła, że różnice w wytrzymałości kompozy-tu enamel Hri Ue2 (grupy pe, e1 i e2) według temperatury są istotne statystycznie (p < 0,001). Test porównań wielokrotnych post hoc Bonferro-niego wykazał, że znamienne statystycznie róż-nice stwierdza się między następującymi parami wyników: dla temperatury 39oc (grupa e1) versus
temperatury 50oc (grupa e2) (p = 0,046) oraz dla
temperatury 20oc (grupa pe) versus temperatury
50oc (grupa e2) (p = 0,001).
różnice w wytrzymałości kompozytu enamel Hri UD2 (grupy pD, D1 i D2) według tempera-tury są także istotne statystycznie (p < 0,001). Test porównań wielokrotnych post hoc Bonferroniego
Tabela 1. Zestawienie materiałów kompozytowych i wyników badań ich średnicowej wytrzymałości na rozciąganie (DTS)
wraz z określonym przedziałem ufności.
Table 1. listing of dental composites with results of Diametral Tensile Strenghts test (DTS) and specified confidence
interval. Materiał
(composite) grupa(group) ilość próbek(number of samples) Temperatura ma-teriału (composite tem-perature) [oc] Wytrzymałość DTS (Durability) [Mpa] odchylenie standardowe (Standard deviation) [Mpa] przedział uf-ności (confidence interval) 95% ci enamel Hri Ue2 pe 10 20 31,5 4,25 28,4–34,5 e1 10 39 35,3 4,89 31,8–38,8 e2 10 50 41,1 5,76 37,0–45,3 enamel Hri UD2 pD 10 20 39,8 9,00 33,4–46,2 D1 10 39 43,2 7,17 38,0–48,3 D2 10 50 55,7 4,50 52,4–58,9
wykazał, że istotne statystycznie różnice stwierdza się między następującymi parami wyników: dla temperatury 39oc (grupa D1) versus temperatura
50oc (grupa D2) (p = 0,002) oraz dla
temperatu-ry 20oc (grupa pD) versus temp. 50oc (grupa D2)
(p < 0,001). różnice w wytrzymałości kompozytu polimeryzowanego enamel Hri Ue2 (grupy pe, e1 i e2) versus enamel Hri UD2 (grupy pD, D1 i D2) są istotne statystycznie (p < 0,001), przy rozróżnie-niu typu kompozytu, bez uwzględnienia w analizie zarówno temperatury, jak i przy uwzględnieniu temperatury (model zagnieżdżony).
Omówienie
W bezpośredniej odbudowie uszkodzonych twardych tkanek zębów wykorzystuje się świa-tłoutwardzalne materiały kompozytowe, których polimeryzacja jest inicjowana światłem haloge-nowym. Mimo że fotopolimeryzacja jest prostym i skutecznym sposobem sieciowania kompozy-tów, to ma swoje ograniczenia. Dotyczą stopnia konwersji żywicy, ale jednocześnie z uwagi na głębokość oraz umiejscowienie części ubytków i trudności w dotarciu odpowiedniej ilości energii światła lamp polimeryzacyjnych, może dochodzić w różnych warunkach klinicznych do niedosta-tecznej polimeryzacji materiału. Stopień konwer-sji kompozytowych materiałów do wypełnień, po polimeryzacji inicjowanej światłem, w ideal-nych warunkach kliniczideal-nych osiąga 50–80% [15], a w przypadku dostarczenia niedostatecznej ilo-ści energii może być znacznie niższy, co decyduje o istotnym pogorszeniu właściwości użytkowych kompozytów. należy też pamiętać, że inicjacja polimeryzacji światłem rozpoczyna sieciowanie polimeru, który to proces, po zakończeniu na-świetlania i osiągnięciu punktu żelowania, w czę-ści przebiega w tzw. fazie ciemnej polimeryzacji [15], co może mieć niekorzystne skutki w postaci powstawania większych naprężeń w ubytku.
Jedną z proponowanych metod ograniczania opisanych wyżej zjawisk i poprawy właściwości użytkowych kompozytów dentystycznych jest zastosowanie specjalnych urządzeń, umożliwiają-cych podniesienie temperatury materiałów przed ich aplikacją. Tego typu urządzenia są termosta-towanymi podgrzewaczami, które zapewniają uzyskanie przez materiał kompozytowy tempe-ratury wyższej od tempetempe-ratury otoczenia, zazwy-czaj 40–70oc. przykładem takiego urządzenia
jest użyty w badaniach „piecyk” ena-Heat firmy Micerium, który standardowo może ogrzewać materiały do ustalonych temperatur 39oc i 50oc.
W prowadzonych badaniach założono, że podnie-sienie temperatury wstępnie ogrzanego materiału
kompozytowego przez zmianę warunków polime-ryzacji, przyspieszenie reakcji polimeryzacji i ob-niżenie lepkości materiału ma wpływać na proces sieciowania materiałów kompozytowych, i przez zwiększenie stopnia konwersji żywicy, zwiększyć wytrzymałość mechaniczną badanych materia-łów. Wyniki przeprowadzonych badań własnych jednoznacznie wskazują na istotny statystycznie wzrost wytrzymałości materiału enamel Hri, w kolorze zarówno zębinowym UD2, jak i szkliw-nym Ue2, polimeryzowanego po jego ogrzaniu do temperatury 39oc oraz 50oc, w porównaniu
z temperaturą pokojową (20oc).
Wyniki badań własnych trudno bezpośrednio odnieść do rezultatów prac innych autorów. nie-liczni, jak dotąd, autorzy podejmują zagadnienie wpływu ogrzewania materiałów kompozytowych przed ich fotopolimeryzacją na właściwości użyt-kowe kompozytów, mimo że wydaje się ono bardzo istotne z klinicznego punktu widzenia. Dostępna jest tylko jedna praca Uctasli et al. [16], którzy po-równali wytrzymałość na zginanie i moduł sprę-żystości materiałów kompozytowych, grandio/ Voco oraz Filtek Z250/3M eSpe, polimeryzowa-nych w temperaturze pokojowej oraz po ogrzaniu do temperatury 40oc, 45oc i 50oc z
wykorzysta-niem różnych technik inicjacji fotopolimeryzacji. autorzy stosowali odmienną metodykę badań, a uzyskane przez nich wyniki odbiegają nieco od rezultatów badań własnych dotyczących wytrzy-małości ocenianych materiałów. Zależność wzro-stu wytrzymałości wraz ze wzrostem temperatury, do jakiej ogrzano materiał w cytowanych bada-niach nie zawsze jest tak jednoznaczna i wyraźna jak w przypadku badań własnych, a stwierdzone przez autorów różnice nie były istotne statystycz-nie. autorzy wskazują jednak na istotne zmiany modułu elastyczności, ale tylko w przypadku ma-teriału Filtek Z250 polimeryzowanego dwuetapo-wo po ogrzaniu. Może to świadczyć o różnicach w przebiegu reakcji sieciowania materiałów w za-leżności od sposobu aktywacji ich polimeryzacji.
Większość dostępnych publikacji dotyczy za-gadnień wpływu wstępnego ogrzewania materia-łów kompozytowych na proces sieciowania żywic i pokazuje wzrost stopnia konwersji kompozytów [1, 7, 8, 17–19] i głębokości ich polimeryzacji [20] oraz twardości materiałów [20, 21]. Wyniki tych badań pośrednio potwierdzają własne badania. Trujilo et al. [19] w badaniach kinetyki reakcji polimeryzacji różnych światłoutwardzalnych ma-teriałów kompozytowych (Silux, Herculite XrV, Surfil) oraz stopnia ich konwersji w zakresie tem-peratur 23–70oc, wykazali wraz ze zwiększeniem
się temperatury materiałów przyspieszenie reak-cji ich polimeryzareak-cji i wzrost stopnia konwersji, niezależnie od rodzaju zastosowanej lampy
poli-meryzacyjnej (halogenowa, diodowa, plazmowa). Także Darmoch et al. [1] dowiedli wzrostu stopnia konwersji mikrohybrydowego materiału kompo-zytowego wraz ze wzrostem temperatury w zakre-sie 3–60oc. Jednocześnie w przypadku stosowania
materiałów ogrzewanych przed aplikacją wskazali na możliwość skrócenia czasu naświetlania (ak-tywacji polimeryzacji) bez zasadniczej zmiany stopnia konwersji materiału. lochbauer et al. [22] natomiast zwracają uwagę nie tylko na wyższy sto-pień konwersji wstępnie ogrzewanych materiałów kompozytowych, ale także na różnice w kinetyce reakcji ich polimeryzacji. Materiał kompozytowy wstępnie ogrzewany wykazywał taki sam stopień konwersji po 5 min i 24 godz. od naświetlenia, w przeciwieństwie do polimeryzowanych próbek materiału o temperaturze pokojowej, w których po 5 min stwierdzano różnice w stopniu konwersji między powierzchnią naświetlaną i przeciwległą oraz brak różnic w badaniu po 24 godz. Skróce-nie fazy ciemnej w procesie sieciowania materiału wstępnie ogrzewanego może mieć swoje korzystne implikacje kliniczne.
Zagadnieniem niezwykle istotnym z klinicz-nego punktu widzenia jest także ochrona miazgi zęba przed bodźcami termicznymi. Mogłoby się wydawać, że zastosowanie materiału kompozyto-wego o podwyższonej temperaturze, szczególnie w przypadku wypełniania głębokich ubytków i stosowania techniki bezpośredniego łączenia kompozytu z zębiną („bez podkładu”), może po-ciągać za sobą uraz termiczny miazgi. Wyniki naj-nowszych badań na modelach doświadczalnych określających profil zmian termicznych zębiny będącej w kontakcie z materiałem kompozyto-wym są jednak zaskakujące [23, 24]. okazuje się, że za wzrost temperatury zębiny odpowiada
głów-nie ciepło wydzielane podczas egzotermicznej reakcji polimeryzacji materiału kompozytowego, a maksimum wzrostu temperatury przypada na koniec fazy naświetlania materiału światłem lam-py polimeryzacyjnej. Udział ciepła pochodzącego ze wstępnie ogrzanego materiału kompozytowego jest niewielki i przy stosowaniu materiału ogrza-nego do 68oc temperatura zębiny rośnie zaledwie
o 1oc, w przeciwieństwie do wzrostu temperatury
o ok. 7oc, na skutek polimeryzacji materiału po
inicjacji światłem lampy polimeryzacyjnej. Zaska-kujące są również, uzyskane przez autorów ww. prac, niewielkie różnice – ok. 1oc, w maksymalnej
temperaturze zębiny podczas podawania do ubyt-ku i polimeryzacji materiałów kompozytowych w temperaturach 25oc i 37oc, 37oc i 68oc [24] oraz
22oc i 60oc [23].
Z klinicznego punktu widzenia ważne jest, aby materiał wypełniający zapewniał łatwość podania, ale także po wprowadzeniu do ubytku łatwo zwil-żał jego powierzchnię, bądź przy stosowaniu tech-niki warstwowej, powierzchnię spolimeryzowane-go materiału kompozytowespolimeryzowane-go. Trzeba wyraźnie podkreślić, że wstępne ogrzanie materiału kom-pozytowego zmniejsza jego lepkość, co ułatwia stosowanie i poprawia zwilżalność powierzchni. W pracy z materiałem kompozytowym enamel Hri/Micerium, szczególnie kolorami zębinowymi, obserwuje się znaczne zmniejszenie lepkości mate-riału, zwłaszcza po ogrzaniu go do 50oc.
Zmniej-szenie lepkości materiału ułatwia podawanie, ale może to mieć także zasadnicze znaczenie dla uzy-skania szczelności wypełnień. Wagner et al. [25] w badaniach szczelności wypełnień kompozyto-wych ii klasy metodą dyfuzji barwnika wskazali na istotne statystycznie zmniejszenie mikroprze-cieku brzeżnego w okolicy przydziąsłowej przy
tempetarura materiału podczas polimeryzacji (°C) composite temperature during polimerization (°C)
wytrzymałość (MPa
)
durability (MPa
)
Ryc. 1. Zestawienie wytrzymałości [Mpa] materiałów kompozytowych enamel Hri Ue2 versus enamel Hri UD2 w zależności od tempe-ratury [oc], do jakiej zostały
ogrza-ne przed polimeryzacją Fig. 1. listing of durability [Mpa] of enamel Hri Ue2 versus enaMel Hri UD2 dental com-posites in correlation with pre-curing temperature [oc]
zastosowaniu wstępnego ogrzewania materiału do temperatury 54oc.
Stosowanie wstępnego ogrzewania materiału przed zastosowaniem i polimeryzacją ma jeszcze jeden wymiar, wzrost stopnia konwersji żywicy materiału kompozytowego zwiększa stabilność barwy materiału, co czyni go mniej podatnym na przebarwienia w jamie ustnej [14].
W badaniach własnych uzyskano wyższą wy-trzymałość materiału zębinowego enamel Hri UD2 w porównaniu ze szkliwnym, a różnice były istotnie statystycznie. podobne zjawiskio wystę-puje w przypadku niektórych materiałów kom-pozytowych innych firm i na ogół kolory zębino-we wykazują wyższą twardość lub wytrzymałość mechaniczną w porównaniu z kolorami szkliw-nymi. Wytłumaczeniem tego mogą być różnice w składzie materiałów, tzn. ilości i jakości wypeł-niacza, co przy różnicach ich właściwości optycz-nych może pociągać za sobą różnice w sposobie aktywacji polimeryzacji i wytrzymałości mecha-nicznej [26].
Mając zatem na uwadze wyniki badań wła-snych wskazujących jednoznacznie na istotnie statystycznie wyższą wytrzymałość materiałów kompozytowych po wstępnym ich ogrzaniu, w porównaniu z materiałami polimeryzowanymi w temperaturze pokojowej, oraz wyżej opisane za-lety materiału wynikające ze zmniejszenia lepkości można wskazać proponowaną technikę podawania i polimeryzacji materiałów jako godną polecenia. Tym bardziej że wraz ze wzrostem współczynnika konwersji poprawiają się także właściwości biolo-giczne materiału kompozytowego [27, 28].
Wnioski
1. Wstępne ogrzanie światłoutwardzalnego materiału kompozytowego przed jego polimeryza-cją zwiększa w istotny sposób jego wytrzymałość średnicową na rozciąganie.
2. Wytrzymałość mechaniczna materiału zębi-nowego istotnie przewyższa wytrzymałość ocenia-nego materiału szkliwocenia-nego.
Piśmiennictwo
[1] Daronch M., rueggeberg F., De goes M.F.: Monomer conversion of pre-heated composite. J. Dent. res. 2005, 84, 663–667.
[2] rueggeberg F.a., craig r.g.: correlation of parameters used to estimate monomer conversion in a light-cured composite. J. Dent. res. 1988, 67, 932–937.
[3] Tanoue n., Matsumura H., atsuta M.: properties of four composite veneering materials polymerized with dif-ferent laboratory photo-curing units. J. oral rehab. 1998, 25, 358–364.
[4] Tanoue n., Matsumura H., atsuta M.: effectiveness of polymerization of a prosthetic composite using three polymerization systems. J. prosthet. Dent. 1999, 82, 336–340.
[5] Franz a., König F., anglmayer M., rausch-Fan X., gille g., rausch W-D., lucas T., Sperr W., Schedle a.: cytotoxic effects of packable and nonpackable dental composites. Dent. Mater. 2003, 19, 382–392.
[6] Franz a., König F., lucas T., Watts D.c, Schedle a.: cytotoxic effects of dental bonding substances as a func-tion of degree of conversion. Dent. Mater. 2009, 25, 232–239.
[7] Bagis y.H., rueggeberg F.a.: effect of post-cure temperature and heat duration on monomer conversion of photo-activated dental resin composite. Dent. Mater. 1997, 13, 228–232.
[8] Bagis y.H., rueggeberg F.a.: Mass loss in urethane/TegDMa- and Bis-gMa/TegDMa-based resin compos-ites during post-cure heating. Dent. Mater. 1997, 13, 377–380.
[9] covey D.a., Tahaney S.r., Davenport J.M.: Mechanical properties of heat-treated composite resin restorative materials. J. prosthet. Dent. 1992, 68, 458–461.
[10] Ferracane J.l., Hopkin J.K., condon J.r.: properties of heat-treated composites after aging in water. Dent. Mater. 1995, 11, 354–358.
[11] rueggeberg F, ergle J, lockwood p.: effect of photoinitiator level on properties of a light-cured and post-cure heated model resin system. Dent. Mater. 1997, 13, 360–364.
[12] Wendt S.l.: The effect of heat used as secondary cure upon the physical properties of three composite resins. i. Diametral tensile strength, compressive strength and marginal dimensianal stability. Quintessence int. 1987, 18, 265–271.
[13] Wendt S.l.: The effect of heat used as secondary cure upon the physical properties of three composite resins. ii. Wear, hardness and color stability. Quintessence int. 1987, 18, 351–356.
[14] Knežević a., Tarle Z., Meniga a., Šutalo J., pichler g., ristić M.: Degree of conversion and temperature measurement of composite polymerised with halogen and leD-curing unit. acta Stomatol. croat. 2003, 37, 165– 168.
[15] pacyk a.: porównawcza ocean metod pomiaru skurczu polimeryzacyjnego materiałów złożonych. praca doktor-ska. akademia Medyczna w Łodzi, 2005.
[16] Uctaslia M.B., arisub H.D., lasilla l., Valittud p.K.: effect of preheating on the mechanical properties of resin composites. eur. J. Dent. 2008, 2, 263–268.
[17] park S.H.: comparison of degree of conversion for light-cured and additionally heat-cured composites. J. prosthet. Dent. 1996, 76, 613–618.
[18] park S.H., lee c.S.: The difference in degree of conversion between lightcured and additional heat-cured composites. oper. Dent. 1996, 21, 213–217.
[19] Trujillo M., newman S., Stansbury J.: Use of near-ir to monitor the influence of external heating on dental composite photopolymerization. Dent. Mater. 2004, 20, 766–777.
[20] Muńoz c.a., Bond p.r., Sy-Muńoz J.S., Tan D., peterson J.: effect of pre-heating on depth of cure and surface hardness of light-polymerized resin composites. am. J. Dent. 2008, 21, 215–222.
[21] lucey S., lynch c.D., ray n.J., Burke F.M., Hannigan a.: effect of pre-heating on the viscosity and microhard-ness of a resin composite. J. oral rehab. 2009, 37, 278–282.
[22] lohbauer U., rahiotis ch., Kramer n., petschelt a., eliades g.: The effect of different light-curing units on fatigue behavior and degree of conversion of a resin composite. Dent. Mater. 2005, 21, 608–615.
[23] Daronch M., rueggeberg F., Hall g., De goes M.F.: effect of composite temperature on in vitro intrapulpal temperature rise. Dent. Mater. 2007, 23, 1283–1288.
[24] lohbauer U., Zinelis S., rahiotis ch., petschelt a., eliades g.: The effect of resin composite pre-heating on monomer conversion and polymerization shrinkage. Dent. Mater. 2009, 25, 514–519.
[25] Wagner W.c., aksu M.n., neme a.M., linger J.B., pink F.e., Walker S.: effect of pre-heating resin composite on restoration microleakage. oper. Dent. 2008, 33, 72–78.
[26] Wichrowska K.: Wpływ warunków polimeryzacji materiałów kompozytowych na stopień ich twardości. praca doktorska. Uniwersytet Medyczny w Łodzi, 2010.
[27] Franz a., König F., anglmayer M., rausch-Fan X., gille g., rausch W.D., lucas T., Sperr W., Schedle a.: cytotoxic effects of packable and nonpackable dental composites. Dent. Mater. 2003, 19, 5, 382–392.
[28] Franz a., König F., lucas T., Watts D.c., Schedle a.: cytotoxic effects of dental bonding substances as a func-tion of degree of conversion. Dent. Mater. 2009, 25, 2, 232–239.
Adres do korespondencji:
Jolanta SokołowskaZakład Stomatologii ogólnej Katedry Stomatologii odtwórczej Uniwersytetu Medycznego w Łodzi
ul. pomorska 251 92-213 Łódź tel. 42 675 74 61
e-mail: jolanta.sokolowska@umed.lodz.pl praca wpłynęła do redakcji: 4.06.2010 r. po recenzji: 30.06.2010 r.
Zaakceptowano do druku: 30.06.2010 r. received: 4.06.2010
revised: 30.06.2010 accepted: 30.06.2010
