Czas. Stomat., 2005, LVIII, 4 Przegląd technik utwardzania materiałów złożonych i urządzeń emitujących światło polimeryzacyjne na podstawie piśmiennictwa A review of the techniques of curing composite materials and apparatus emitting polymerizing light on the basis of the literature Ewa Jaskowska, Henryk Witmanowski Z Katedry i Zakładu Fizjologii Akademii Medycznej im. K. Marcinkowskiego w Poznaniu Kierownik: prof. dr hab. med. J. Paluszak Streszczenie Celem pracy jest omówienie podstaw teoretycznych technik utwardzania materiałów złożonych, jak również omówienie wad i zalet aparatury emitującej światło polimeryzacyjne stosowane do utwardzania materiałów złożonych. Efektywność polimeryzacji zachodzącej w materiale światłoutwardzalnym zależy m.in. od częstotliwości i intensywności użytego światła. Największy procent spolimeryzowanych cząsteczek monomeru powstaje przy długości światła od 450 nm do 490 nm., osiągając maksimum przy 468 nm. Na podstawie badań nad kinetyką skurczu polimeryzacyjnego skonstruowano wiele typów lamp, w których zastosowano różne źródła światła (lasery argonowe, plazmowe, halogenowe, czy diody emitujące światło niebieskie). Najnowszymi modelami lamp są lampy oparte na technologii diod elektroluminescencyjnych (LED). Czas efektywnej pracy diod emitujących niebieskie światło (ang. LED) jest ponad 200 razy dłuższy od czasu pracy stosowanych dotąd lamp halogenowych. Mniejsze zużycie energii, większa efektywność pracy oraz niewielka intensywność promieniowania są głównymi zaletami LED i mogą stać się podstawą do rozpowszechnienia ich użycia. Summary The aim of this paper is to discuss the theoretic basis of techniques of curing composite materials, and to discuss the advantages and disadvantages of apparatus emitting polymerizing light used for curing composite materials. The effectiveness of polymerization taking place in a light-cured material depends, among other things, on the frequency and intensity of the light used. The greatest percentage of polymerised monomer particles is obtained at a wavelength of 450 nm to 490 nm, with a maximum value at 468 nm. On the basis of studies on the kinetics of polymerization shrinkage, many types of lamp have been constructed, in which different sources of light have been used (argon, plasma and halogen lasers, diodes emitting blue light). The newest models of lamps are lamps based on light-emitting diodes (LED).The time of effective use of LED is over 200 times longer than the time of use of the halogen lamps used until now. A lower use of energy, greater effectiveness of use and minimal intensity of radiation are the main advantages of LED, and may become a basis for their widespread use HASŁA INDEKSOWE: światło, materiały złożone, polimeryzacja, LED KEYWORDS: light, composits, polymerisation, LED 253
E. Jaskowska, H. Witmanowski Czas. Stomat., Wstęp Wprowadzenie materiałów złożonych do stomatologii, które zapoczątkował w latach sześćdziesiątych Bowen wynalezieniem żywic Bis- GMA było przełomem w odtwarzaniu tkanek zęba (32, 35). Od tego czasu opracowano i wyprodukowano wiele materiałów, a firmy dążące do ciągłego udoskonalenia swoich produktów, walczą z ich niedoskonałościami. Niedoskonałości te wynikają z trzech charakterystycznych właściwości polimerów: skurczu polimeryzacyjnego, niskiego modułu sprężystości podłużnej oraz wysokiej wartości współczynnika rozszerzalności cieplnej w porównaniu z tkankami zęba (35). C e l e m p r a c y jest próba zapoznania czytelnika z technikami i urządzeniami emitującymi światło polimeryzacyjne stosowane do utwardzania materiałów złożonych. Materiały złożone, podobnie jak tkanka zęba, w której kryształy apatytu spajane są przez substancję organiczną, składają się z trzech faz: 1) fazy organicznej (matryca)-stanowi 20-30% objętości materiału, składa się z substancji polimerycznej, substancji regulujących proces polimeryzacji (np. inicjatory) i substancji warunkujących efekt estetyczny wypełnienia (np. barwniki), 2) fazy nieorganicznej (wypełniacze)-stanowi 52-88% objętości materiału, składa się z dwutlenku krzemu w postaci krystalicznego kwarcu lub szkła, soli glinowo-krzemowo-sodowych, borowych lub litowych, tlenków metali ciężkich, strontu, tantalu lub minerałów syntetycznych, 3) substancji wiążącej, która łączy powyższe fazy rolę tę pełnią związki krzemoorganiczne, winylowe i aminowe, np. silan, który łączy się chemicznie przez reakcję estrową z wypełniaczem i przez hydrofobową cząsteczkę zostaje wbudowany w splot polimeru podłoża organicznego (32, 35). W zależności od rodzaju, wielkości i objętości cząsteczek wypełniacza, dzieli się materiały złożone na trzy grupy (klasyfikacja wg Lutza i Philipsa): a) materiały złożone tradycyjne (z makrowypełniaczem), b) materiały złożone z mikrowypełniaczem homogenne i niehomogenne, c) materiały złożone hybrydowe. Polimeryzację, czyli wiązanie materiałów na bazie żywicy, osiągano pierwotnie za pomocą reakcji aminy (aktywatora) i nadtlenku (inicjatora)-tzw. materiały złożone chemoutwardzalne. Około dwudziestu lat temu wprowadzono materiały złożone utwardzane światłem widzialnym, obecnie są one w powszechnym użyciu (4, 16). Niewątpliwą zaletą materiałów chemoutwardzalnych jest równomierna polimeryzacja niezależnie od grubości wypełnienia. Mają one jednak wiele wad dość duży skurcz polimeryzacyjny, niestabilność koloru i związany z tym gorszy efekt estetyczny, ograniczony czas wypełniania ubytku (reakcja i wzrost lepkości następują natychmiast po zetknięciu dwóch składników), wprowadzenie pęcherzyków powietrza podczas mieszania i związana z tym niehomogenność, co prowadzi do powstawania porowatości i zahamowania polimeryzacji (14, 32, 35). Wady materiałów chemoutwardzalnych powodują, że większość stomatologów preferuje materiały złożone światłoutwardzalne. Mają one postać jednorodnej pasty, która zawiera dwuskładnikowy system inicjatora składający się z ketonu i aminy, przy czym keton, najczęściej kamforochinon, jest wrażliwy na światło niebieskie (4, 28). Zgodnie z teorią dualizmu korpuskularno-falowego światło ma dwoisty charakter, tzn. w pewnych warunkach zachowuje się jak fala, a w innych jak cząstka, czyli foton. Foton jest elementarnym kwantem światła, skończoną porcją energii, którą oddaje w momencie zderzenia z inną cząstką. Na tym zjawisku opiera się inicjacja procesu polimeryzacji, przy czym ponieważ prędkość fotonu jest wielkością stałą, równą prędkości światła, a energia fotonu uzależniona jest od jego prędkości i od częstotliwości promieniowania, z którym biegnie,. aby więc przekazać materiałowi złożonemu odpowiednią ilość energii, światło musi mieć określoną długość fali (częstotliwość). Efektywność polimeryzacji przy różnej częstotliwości światła badali Nomoto i Hrasawa 254
2005, LVIII, 4 Utwardzanie matriałów złożonych (22). Wykazali oni, że największy procent spolimeryzowanych cząsteczek monomeru powstaje przy długości światła w zakresie 450-490 nm., osiągając maksimum przy długości 468 nm. Badania nad udoskonalaniem materiałów złożonych generują rozwój urządzeń emitujących światło - lamp polimeryzacyjnych, stanowiących w tej chwili podstawowe wyposażenie gabinetu stomatologicznego. Produkowane lampy do utwardzania różnią się wieloma cechami, takimi jak: źródło światła, skuteczność polimeryzacji materiału złożonego, ilość wydzielanej energii cieplnej, jakość i rodzaj elementów optycznych oraz obecność układu stabilizującego napięcie (32). Długość fali światła emitowanego przez lampy polimeryzacyjne oraz jego intensywność mają decydujące znaczenie dla skuteczności procesu polimeryzacji, a tym samym dla właściwości wypełnień, stąd stałe poszukiwanie najlepszych źródeł światła. Obecnie używane w lampach źródła światła to: lasery argonowe, lampy plazmowe, lampy halogenowe oraz diody emitujące światło niebieskie (11, 15, 16, 20). Lasery argonowe stanowią najdroższe źródło światła. Nie ma ono jednak istotnych zalet w porównaniu ze światłem emitowanym przez lampy halogenowe (20, 34). Lampy plazmowe, w których źródłem światła jest łuk elektryczny powstający pomiędzy elektrodami w zamkniętej kuli ze szkła kwarcowego wypełnionej sprężonym ksenonem oraz oparami metali, są częściej używane (3). Lampa plazmowa (np. Apollo95E) wykazuje dużą moc około 1320 mw/cm 2,podczas gdy moc lampy halogenowej wynosi 700 mw/cm 2 (3, 10, 24). Pozwala to na znaczne skrócenie czasu naświetlania, gdyż jak wykazano polimeryzacja materiału złożonego w czasie 3 sekund lampą plazmową jest równie skuteczna jak halogenową w czasie 40 sekund (3, 10, 12, 19, 24). Niestety, duża intensywność światła wywołuje silne napięcia skurczowe prowadzące do powstawania szczeliny brzeżnej (ryzyko mikroprzecieku) oraz niekorzystny wzrost temperatury w miazdze zęba (3, 11, 13, 25, 31). Hannig i Bott zbadali różne lampy (APT1000PAC, Optilux500, Elipar Highlight). Stwierdzili, że wszystkie dają większy wzrost temperatury miazgi niż konwencjonalna lampa HelioluxII (9). Ponadto niektóre materiały do wypełnień o mniejszej reaktywności monomerów (np. Fermit), wymagające dłuższej ekspozycji światła, nie ulegają całkowitej polimeryzacji przy użyciu lampy plazmowej (20). Niektórzy autorzy proponują, aby używać tego typu lamp głównie w ortodoncji i do zabiegów profilaktycznych, jak np. lakowanie (10). Najbardziej rozpowszechnione są lampy halogenowe. W miarę coraz lepszego poznawania mechanizmów polimeryzacji materiałów złożonych i metod wyeliminowania ich wad, są one systematycznie udoskonalane. Lampy polimeryzacyjne halogenowe są produkowane jako: lampy pistoletowe i zestawy z elastycznym światłowodem (obecnie rzadko używane). Mają one wbudowany filtr, który zatrzymuje szkodliwe, krótkie fale i dłuższe fale wytwarzające ciepło (14, 16, 35). Najprostsze lampy do utwardzania dają możliwość wyboru tylko czasu ekspozycji, który sygnalizują sygnałem dźwiękowym, przy stałej mocy promieniowania. Najpopularniejsze aparaty to: Helilux (Vivadent), Optilux (Demetron), Visilux (3M), Degulux (Degussa), Translux (Kulzer). Obecnie coraz częściej produkuje się lampy z wbudowaną kontrolką natężenia światła, np. Helilux DLX (Vivadent) (14). W świetle badań nad mechaniką skurczu polimeryzacyjnego i teorii zaproponowanej m.in. przez Sakaguchiego (27) polimeryzacja rodnikowa zachodzi w trzech fazach: 1) faza przed utworzeniem żelu, 2) punkt żelu, 3) faza po utworzeniu żelu. Im później dany materiał osiąga punkt żelu, tym mniejsze naprężenia powstaną w nim po całkowitym utwardzeniu. Można to uzyskać naświetlając bardzo długo i z małą intensywnością, co klinicznie jest trudne do osiągnięcia. Zaczęto więc poszukiwać technik opóźniających wejście materiału złożonego w fazę żelu, przy jednoczesnym skróceniu czasu polimeryzacji. Doprowadziło to do wyprodukowania lamp z 255
E. Jaskowska, H. Witmanowski Czas. Stomat., zastosowaniem techniki miękkiego startu (polimeryzację rozpoczynamy światłem o małej intensywności, a następnie ją zwiększamy) i pulsacyjnej (naprzemiennie mała i duża moc) (7, 26,). Są to lampy: BISCO Nev VIP, Elipar Highlight ESPE, Astralis 7. Ta ostatnia jest najnowszą lampą firmy Vivadent. Ma ona trzy programy, za pomocą których można dostosować intensywność emitowanego światła do potrzeb: Low Power Program - stała intensywność światła na poziomie 400mW/ cm 2, High Power Program - duża intensywność światła 750mW/ cm 2, Pulse Program (7, 20, 22). Najnowszymi lampami polimeryzacyjnymi są urządzenia oparte na diodach emitujących niebieskie światło (ang.led)(33). Z opublikowanych prac porównujących właściwości lamp z żarówkami halogenowymi z lampami na bazie LED, wynika, że lampy z żarówką halogenową mają określony czas efektywnej pracy około 50 godz., podczas gdy lampy z LED około 10000 godz. (12, 15, 16, 30). W żarówkach halogenowych następuje w czasie pracy duża emisja ciepła. Prowadzi ona do degradacji takich części jak reflektor czy filtr, co daje klinicznie negatywny efekt, dotyczący właściwości utwardzanych wypełnień (16, 17). Badania wykonane m.in. przez Mittona (18) wykazują, że lampy używane w prywatnych gabinetach mają ze względu na zużycie nieodpowiednią moc promieniowania, przy subiektywnym zadowoleniu osób pracujących nimi (29). Lampy z LED mają poza tym lepiej dostosowane spektrum do obecnie stosowanych fotoinicjatorów. Przy mniejszej mocy promieniowania (halogenowe-755 mw/cm 2, LED-350 mw/ cm 2 ) parametry utwardzanych materiałów są podobne (11, 15). Zużywają mniej energii (6V napięcie robocze) i są produkowane również w wersji bezprzewodowej, bardzo wygodnej w użyciu. Ze względu na niewielką intensywność promieniowania nie trzeba do pracy nimi używać okularów ochronnych, a minimalna emisja ciepła wyklucza ryzyko przegrzania miazgi. Obecnie wiele firm produkuje już tego typu lampy (Luxo-Max, Elipar Freelight). Wiele zalet, przy stosunkowo przystępnej cenie rokuje rozpowszechnienie ich użycia. Od momentu wejścia na rynek lamp do utwardzania materiałów, aż po dzień dzisiejszy trwają badania nad wpływem pracy z nimi na siatkówkę oka operatora (1, 2, 5, 8). Stwierdzony jest negatywny wpływ światła niebieskiego o dużej intensywności na siatkówkę (6, 8, 23) i zaleca się używanie okularów ochronnych lub osłon (1, 2, 8). Chadwick i wsp. badali także wpływ promieniowania UV na skórę palców stomatologa. Chociaż wykazali, że ryzyko dla skóry jest niewielkie, jednak ze względu na możliwość interakcji promieniowania i różnych substancji chemicznych stosowanych w stomatologii, zalecają pracę w rękawiczkach (5). Badania dotyczące technik i urządzeń polimeryzacyjnych są w toku, dlatego lekarze powinni bacznie śledzić wszystkie nowości, aby w praktyce klinicznej zastosować najlepsze i bezpieczne techniki utwardzania materiałów złożonych. Piśmiennictwo 1. Anonymous.: The effects of blue light on the retina and the use of protective filtering glasses. Council on Dental Materials, Instruments and Equipment. J.A.D.A., 1986, 112, 4, 533-535. 2. Anonymous.: Visible light-cured composites and activating units. Council on Dental Materials, Instruments and Equipment. J.A.D.A. 1985, 110, 1, 100-102. 3. Bachanek T., Drop.B., Niewczas A., Chałas R.: Ocena właściwości użytkowych lampy plazmowej doniesienie wstępne. Quintessence 2000, 8, 3, 155-160. 4. Bassiouny M. A., Grant A. A.: A visible light-cured composite restorative. Brit. Dent. J., 1978, 145, 327-330. 5. Chadwick R. G., Traynor N., Moseley H., Gibbs N.: Blue light curing units-a dermatological hazard? Br. Dent. J., 1994, 176-206. 6. Dawson W., Nakanishi-Ueda T., Armstrong D., Reitze D., Samuelson D., Hope M., Fukuda S., Matsuishi M., Ozawa T., Ueda T., Koide R.: Local fundus response to blue(led and laser) and infrared (LED and laser) sources. Exp. Eye. Res., 2001, 73, 1, 137-147. 7. Davidson C. L., de 256
2005, LVIII, 4 Utwardzanie matriałów złożonych Gee A. J.: Light curing units, polymerization, and clinical implications. J. Adhes. Dent., 2000, 2, 3, 167-173. 8. Foster C. D., Satrom K. D., Morris M. A.: Potential retinal hazards of dental visible-light resin curing units. Biomed. Sci. Instrum., 1988, 24, 1, 251-257. 9. Hannig M., Bott B.: In-vitro pulp chamber temperature rise during composite resin polymerization with various light-curing sources. Dent. Mater., 1999, 15, 275-281. 10. Hasegawa T., Itoh K., Wakumoto S., Hisamitsu H.: Depth of cure and marginal adaptation to dentin of xenon lamp polymerized resin composites. Oper. Dent., 2001, 26, 6, 585-590. 11. Jandt K. D., Mills R. W., Blackwell G. B., Ashworth S. H.: Depth of cure and compressive strength of dental composites cured with blue light emitting diodes (LED). Dent. Mater., 2000, 16, 1, 41-47. 12. Kim J. W., Jang K. T., Lee S. H., Kim C. C., Hahn S. H., Garcia-Godoy F.: Effect of curing method and curing time on the microhardness and wear of pit ant fissure sealants. Dent. Mater., 2002, 18, 2, 120-127. 13. Knezevic A., Tarle Z., Meniga A., Sutalo J., Pichler G., Ristic M.: Degree of conversion and temperature rise during polymerization of composite resin samples with blue diodes. J. Oral. Rehabil., 2001, 28, 6, 586-591. 14. Knychalska-Karwan Z.: Stomatologia zachowawcza wieku rozwojowego. Wydawnictwo Uniwersytetu Jagiellońskiego. Kraków 1999. 15. Kurachi C., Tuboy A. M., Magalhaes D. V., Bognato V. S.: Hardness evaluation of a dental composite polymerized with experimental LED-based devices. Dent. Mater., 2001, 17, 4, 309-315. 16. Mills R. W., Jandt K. D., Ashworth S. H.: Dental composite depth of cure with halogen and blue light emitting diode technology. Brit. Dent. J., 1999, 186, 8, 388-391. 17. Miyazaki M., Hattori T., Ichiishi Y., Kondo M., Onose H., Moore B. K.: Evaluation of curing units used in private dental offices. Oper. Dent., 1999, 23, 2, 50-54. 18. Mitton B. A., Wilson N. H.: The use and maintenance of visible light activating units in general practice. Br. Dent. J., 2001, 191, 2, 82-86. 19. Munksgaard E. Ch., Peutzfeldt A., Asmussen E.: Elution of TEGDMA ant BisGMA from a resin ant a resin composite cured with halogen or plasma light. Eur. J. Oral Sci., 2000, 108, 341-345. 20. Niewiadomski K.: Stomatologia u progu nowego wieku. VIP, 1999, 6, 2-8. 21. Niewiadomski K.: Wiadomości ogólne o światłoutwardzalnych materiałach złożonych. VIP Vademecum cz. 1, 2000, 8, 9-14. 22. Okoński P.: Polimeryzacja światłoutwardzalnych materiałów kompozycyjnych przegląd piśmiennictwa. Nowa stomatologia 2000, 14, 4, 59-61. 23. Pang J., Seko Y., Tokoro T., Ichinose S., Yamamoto H.: Observation of ultrastructural changes in cultured retinal pigment epithelium following exposure to blue light. Graefe s. Arch. Clin. Exp. Ophtalmol., 1998, 236, 9, 696-701. 24. Park S. H., Krejci I., Lutz F.: Microhardness of resin composites polymerized by plasma arts or conventional visible light curing. Oper. Dent., 2002, 27, 1, 30-37. 25. Pilo R., Oelgiesser D., Cardash H. S.: A survey of output intensity and potential for depth of cure among light-curing units in clinical use. J. Dent., 1999, 27, 3, 235-241. 26. Rueggeberg F. A., Caughman W. F., Chan D. C.: Novel approach to measure composite conversion kinetics during exposure with stepped or continuous light-curing. J. Esthet. Dent., 1999, 11, 4, 197-205. 27. Sakaguchi R. L., Berghe H. X.: Reduced light energy density decreases post-gel contraction while maintaining degree of conversion in composites. J. Dent., 1998, 26, 659-700. 28. Smith G. A., Wilson N. H. F.: A visible light-cured composite restorative. Brit. Dent. J., 1998, 147, 185-187. 29. Salomon C. S., Osman Y. J.: Evaluating the efficacy of curing light. SADJ 1999. 30. Stahl F., Ashworth S. H., Jandt K. D., Mills R. W.: Light-emitting diode (LED) polymerization of dental composites: flexural properties and polymerization potential. Biomaterials 2000, 21, 13, 1379-1385. 31. Stritikus J., Owens B.: An in vitro study of mikroleakage of occlusal composite restorations polymerized by a conventional curing light and a PAC curing light. 2000 J. Clin. Pediatr. Dent., 2000, 24, 3, 221-227. 32. Tomankiewicz M.: Materiały kompozytowe i szklanojonomerowe w praktyce stomatologicznej. Wydawnictwo Czelej. Lublin 2002. 33. Uchida K., Hirasawa T.: Studies on light-emitting diodes based light curing unit. Jap. J. Acad. Dent. Engin., 2000, 14, 1, 25-30. 34. Westerman G., Hicks J., Flaitz C.: Argon laser curing of fluoride-releasing pit and fissure sealant: in vitro caries development. ASDC J. Dent. Child., 2000, 67, 6, 385-390. 35. Wilson H., McLean J. W., Brown D.: Materiały stomatologiczne i ich kliniczne zastosowanie. Wydawnictwo Sanmedica. Warszawa 1995. Otrzymano: dnia 23.VII.2004 r. Adres autorów: 60-781 Poznań, ul. Święcickiego 6. 257