Odpowiedź tworzywa akrylowego na ciągły i impulsowy bodziec temperaturowy*

PROTET. STOMATOL., 2010, LX, 6, 493-500 Odpowiedź tworzywa akrylowego na ciągły i impulsowy bodziec temperaturowy* The response of acrylic materials to constant and impulse temperature stimulus Piotr Andrysiak 1, Agnieszka Marcinkowska 1, Leszek Kubisz 2, Wiesław Hędzelek 1 1 Z Katedry Protetyki Stomatologicznej i Kliniki Protetyki UM im. K. Marcinkowskiego w Poznaniu Kierownik: prof. dr hab. n. med. W. Hędzelek 2 Z Katedry i Zakładu Biofizyki UM im. K. Marcinkowskiego w Poznaniu Kierownik: prof. dr hab. n. med. F. Jaroszyk HASŁA INDEKSOWE: materiały stomatologiczne, przewodnictwo elektryczne, laser CO 2 KEY WORDS: dental materials, electrical conductivity, carbon dioxide laser Streszczenie Wstęp. Podczas spożywania gorących napojów i pokarmów temperatury występujące w jamie ustnej osiągają niekiedy 70 o C (a nawet 77,4 o C). Takie sytuacje mogą wpływać na jakość i zmianę właściwości materiałów stomatologicznych, w tym elektrycznych. Również przypadkowa aplikacja promieniowania lasera CO 2 może mieć wpływ na zmianę właściwości materiałów stomatologicznych poprzez zamianę energii świetlnej na ciepło w warstwie powierzchniowej. Cel pracy. Celem pracy była ocena wpływu ciągłego i impulsowego bodźca temperaturowego na tworzywo akrylowe Triplex Hot. Materiał i metody. Do badań wybrano tworzywo akrylowe, stosowane do wykonywania ruchomych uzupełnień protetycznych. Różnej konstrukcji próbki przygotowywano zgodnie z zaleceniami materiałowymi producenta. Do oceny wpływu ciągłego bodźca temperaturowego wykorzystano pomiary przewodności elektrycznej właściwej. Parametrem pozwalającym na ocenę stabilności termicznej była wartość energii aktywacji nośników ładunku. Do badań wpływu impulsowego bodźca temperaturowego wykorzystano laser medyczny CO 2. Oceny powierzchni materiału dokonano przy użyciu skaningowego mikroskopu elektronowego typ EVO 40 firmy Zeiss. Summary Introduction. While consuming hot drinks and foods the temperature occurring in the oral cavity is reaching 70 o C (even 77.4 o C). Such situations can influence the quality and properties (e.g., electric properties) of dental materials. Accidental application of CO 2 laser radiation can also change the properties of dental materials through exchanging light energy for heating in the surface layer. Aim of the study. To assess the response of acrylic material, Triplex Hot, to constant and pulse temperature stimulus. Material and methods. Acrylic material, used for making removable dentures was chosen for examinations. The samples were prepared according to the producer s recommendations. Measurements of the electric conductivity were used to assess the impact of the constant temperature stimulus. The activation energies were calculated by using lnσ = f (1/T) relationship. CO 2 laser was used to assess the impulse temperature stimulus. The structural changes of acrylic material were observed using Scanning Electron Microscope (SEM) EVO 40 (Zeiss). Results. The differences and similarities in σ-t relationship for chosen material during two heating I and heating II are shown in Figs. The activation energies *Prezentacja plakatowa przedstawiona na XXVIII Konferencji Naukowo-Szkoleniowej Sekcji Protetyki PTS, Rawa Mazowiecka, 15-16 października 2010 roku 493

P. Andrysiak i inni Wyniki. Na wykresie σ-t zaobserwowano monotoniczny wzrost przewodności elektrycznej wraz z temperaturą, zarówno podczas I jak i II ogrzewania. Z wykresów zależności lnσ = f(1/t) odczytano wartości temperatur przegięcia oraz wyznaczono energie aktywacji nośników ładunku. Punkty przegięcia krzywej związane są z dalszą polimeryzacją materiału akrylowego podczas grzania. Zawartość monomeru resztkowego w tworzywach akrylowych wpływa na temperaturę zeszklenia materiału. Po naświetlaniach promieniowaniem lasera CO 2 powstały zagłębienia o stosunkowo równych krawędziach oraz pojawiło się lekkie zmatowienie materiału. Na podstawie badania SEM zmierzono średnice wewnętrznej części zmian powierzchniowych. Wnioski. Działanie ciągłego bodźca temperaturowego wpływa na starzenie się materiału akrylowego. Działanie impulsowego bodźca temperaturowego laserem CO 2 powoduje zmiany powierzchniowe tworzywa akrylowego. were calculated by using lnσ = f (1/T) relationship. The points of the curve inflexion are associated with further polymerisation of acrylic material during heating. The contents of the remnant monomer in acrylic materials affects the material vitrification temperature. After CO 2 laser irradiation of acrylic resin regular-edged indentations and tarnish on the material surface were observed. On the basis of the SEM examination, the diameters of the inner part of surface changes were measured. Conclusions. The effect of the constant temperature stimulus influences the aging of acrylic material. The impulse temperature stimulus induced by CO 2 laser causes surface changes of acrylic material. Podczas spożywania gorących napojów i pokarmów temperatury występujące w jamie ustnej osiągają niekiedy 70 o C, a nawet 77,4 o C. Dzieje się tak szczególnie na przedsionkowych powierzchniach zębów dolnych w odcinku przednim i w okolicy podniebiennych powierzchni zębów przednich górnych (1). Takie sytuacje mogą wpływać na jakość i zmianę właściwości materiałów stomatologicznych, w tym elektrycznych. Należy zwrócić także uwagę na fakt, iż wszystkie materiały podlegają procesom starzeniowym także pod wpływem temperatury. Są to wszelkie zmiany właściwości mechanicznych lub struktury, zachodzące w czasie, a w konsekwencji prowadzące do degradacji materiałów. Podczas zabiegów z użyciem lasera CO 2 impulsowy bodziec temperaturowy, poprzez zamianę energii świetlnej na ciepło w warstwie powierzchniowej, może mieć wpływ na zmianę właściwości materiałów stomatologicznych. Dlatego też praca z laserem CO 2 wymaga przestrzegania określonych środków ostrożności przez lekarza operatora, a także przeszkolenia w zakresie programowania parametrów urządzenia. Szczególnie ostrożnie należy wykonywać zabiegi w bezpośrednim sąsiedztwie zębów naturalnych (zwłaszcza żywych) oraz różnych materiałów stomatologicznych obecnych w jamie ustnej (2). Promieniowanie lasera CO 2 o długości fali 10 600 nm wywiera wpływ na materiały stomatologiczne, w tym na materiały polimerowe (3-12). W stomatologii blisko 95% polimerowych tworzyw sztucznych stanowią materiały akrylowe, stosowane są do wykonawstwa wielu prac protetycznych (13). Cel pracy Celem pracy była ocena wpływu ciągłego i impulsowego bodźca temperaturowego na tworzywo akrylowe Triplex Hot. Materiał i metodyka Materiał badań stanowiło tworzywo akrylowe Triplex Hot (Ivoclar Vivadent, Schaan, Liechtenstein), stosowane do wykonywania ruchomych uzupełnień protetycznych. Próbki materiału po zmieszaniu składników polimeryzowano termicznie. Do oceny wpływu ciągłego bodźca temperaturowego wykorzystano pomiary przewodności elektrycznej właściwej (σ), która jest miarą zdolności materiału do przewodzenia prądu elektrycznego i jest wielkością wrażliwą m. in. na zmianę struktury i stopnia wilgotności, zawartość domieszek, a także na obecność defektów strukturalnych, modyfikację materiału, czy też zachodzące procesy starzenio- 494 PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2010, LX, 6

Tworzywo akrylowe we. Do badań przygotowano trzy próbki materiału, które wykonano w specjalnie przygotowanej do tego celu matrycy silikonowej o średnicy ok. 1cm i grubości ok. 1mm. Wszystkie próbki pokryto pastą srebrową i przyklejono cienkie druciki celem umocowania w aparaturze pomiarowej. Pomiary przewodności elektrycznej właściwej przeprowadzono w stałym polu elektrycznym o natężeniu ok. 1kV/m w zakresie temperatur 298-523K (25-250 C) przy prędkości ogrzewania 4K/min. Zestaw pomiarowy użyty w badaniach przedstawia rycina 1. Próbki ogrzewano dwukrotnie, co pozwoliło na obserwację przemian zachodzących w ogrzewanym materiale, wykazując czy obserwowane zmiany są odwracalne czy trwałe. Pomiędzy grzaniami próbki schładzano do temperatury pokojowej. Badania przeprowadzono w powietrzu suchym o ciśnieniu atmosferycznym. Uzyskane wyniki opracowano w programie OriginPro7. Do badań wpływu impulsowego bodźca temperaturowego próbki tworzywa akrylowego miały formę płytek o wymiarach w mm (20x10x2). Przygotowano 8 próbek zgodnie z zaleceniami materiałowymi producenta, a następnie dokładnie wypolerowano. Do badań wykorzystano laser medyczny CO 2, model CTL-1401 S numer seryjny 1401/ 11/2001, produkcji Centrum Techniki Laserowej LASERINSTRUMENTS w Warszawie (ryc. 2). Końcówka robocza lasera oraz jego ramię zostały umocowane w układzie ze stabilną podstawą. Próbki do badania umieszczane były w specjalnie zaprojektowanym i skonstruowanym niezależnym uchwycie, umożliwiającym ruch w dwóch prostopadłych płaszczyznach do promienia lasera, z zachowaniem uprzednio wybranej odległości od źródła promieniowania (ryc. 3). Pozwalało to na naświetlanie jednej próbki w kilku miejscach badanej powierzchni z zachowaniem raz ustalonej odległości ogniskowej od źródła promieniowania. Badana powierzchnia próbek, przed rozpoczęciem naświetlania, była odtłuszczana 96% roztworem alkoholu etylowego. Każdą kolejną próbkę naświetlano z dwukrotnie wydłużonym czasem. Czas naświetlania kolejnych próbek ilustruje tabela I. W celu zbadania skuteczności ochrony materiału przed promieniowaniem lasera CO 2 powierzchnię próbki ósmej tzw. ekranowanej zabezpieczono specjalnym izolatorem tj. cienką, aluminiową folią spożywczą, którą owinięto próbkę tak, aby matowa jej powierzchnia znajdowała się na zewnątrz i ona właśnie była poddana ekspozycji promieniowania. Miało to rozproszyć promieniowanie lasera i zapobiec przypadkowym i niekontrolowanym odbiciom od gładkich i błyszczących powierzchni metalicznych. Próbka dziewiąta nie była poddawana napromieniowaniu i stanowiła próbę kontrolną dla badanego materiału. W przypadku każdej próbki wykonywano równoległe trzy identyczne serie naświetlań, kolejno zwiększając dwukrotnie moc promieniowania (tabela II). Każda próbka naświetlana była więc impulsami o takim samym czasie trwania, a każda seria miała pięć miejsc ekspozycji, gdzie każde następne pole było poddane dwukrotnie większej mocy promieniowania. Do badań SEM użyto skaningowy mikroskop elektronowy typ EVO 40, produkcji firmy Zeiss (Niemcy), wykorzystując powiększenie 300x (ryc. 4). Próbki do badań SEM musiały zostać po- T a b e l a I. Czas naświetlania kolejnych próbek materiału Triplex Hot Próbka 1 2 3 4 5 6 7 8 9 Czas naświetlania [s] 0,1 0,2 0,5 1,0 2,0 4,0 8,0 4,0 Kontrola T a b e l a I I. Wartości stosowanej mocy naświetlań na kolejnych miejscach aplikacji w badanych próbkach materiału Triplex Hot Miejsce naświetlania Pierwsze Drugie Trzecie Czwarte Piąte Moc [W] 0,5 1,0 2,0 4,0 8,0 PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2010, LX, 6 495

P. Andrysiak i inni Ryc. 1. Zestaw pomiarowy użyty w badaniach przewodności elektrycznej właściwej. Ryc. 3. Ramię lasera umieszczone w osadzarce, oddalone o odległość równą ogniskowej od powierzchni badanego materiału. Ryc. 2. Laser medyczny CO 2, model CTL-1401S, produkcji Centrum Techniki Laserowej LASERINSTRUMENTS, Warszawa. kryte cienką warstwą metalu (złota) w specjalnej napylarce próżniowej Sputter Coater SCD 050 (Balzers, Niemcy). Wyniki i ich omówienie Ryc. 4. Skaningowy mikroskop elektronowy, typ EVO 40, produkcji firmy Zeiss (Niemcy). Ogólny wygląd urządzenia. Wyniki badań temperaturowej zależności przewodności elektrycznej właściwej (σ-t) materiału Triplex Hot przedstawiono w formie wykresów tzw. termogramów zależności przewodności elektrycznej właściwej (σ) od temperatury (T) oraz wykresów zależności lnσ=f(1/t) tj. zależności Arrheniusa, a opracowanych w programie OriginPro 7. Z zależności Arrheniusa skorzystano celem wyznaczenia energii aktywacji nośników ładunku (E a ). Określono zakresy temperatur, w których energie aktywacji wyznaczono dla współczynnika korelacji (r) nie mniejszego niż 0,999. Ponadto z wykresów odczytano temperatury punktów przegięcia krzywej lnσ=f(1/t), niosące informacje o procesach zachodzących w trakcie ogrzewania materiału (14). Zarówno podczas I jak i II ogrzewania tworzywa akrylowego na wykresie (σ-t) zarejestrowano monotoniczny wzrost (σ) wraz ze wzrostem (T) (ryc. 5). Na podstawie otrzymanych wartości σ Triplex Hot można zaliczyć do materiałów o właściwościach charakterystycznych dla dielektryków (izolatorów) i to zarówno w temperaturze poko- 496 PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2010, LX, 6

Tworzywo akrylowe T a b e l a I I I. Zakresy temperatur T, dla których wyznaczono energie aktywacji Ea, dla współczynników korelacji r oraz temperatury punktów przegięcia Tg (I i II grzanie) Ogrzewanie materiału Tp [K] E a1 ± E [kj/mol] r Tg ± Tg [K] Tp [K] E a2 ± E [kj/mol] I ogrzewanie 418-449 172±3-0,99945 450,0±0,5 451-502 163,0±4,5-0,99951 II ogrzewanie 405-448 166±4-0,99916 452,0±1,5 453-503 118,0±3,5-0,99905 r jowej 298K tj. 25 o C, jak i w temperaturze fizjologicznej jamy ustnej 310K tj. 37 o C oraz w temperaturze występującej podczas spożywania gorących pokarmów 343K tj. 70 o C. Z wykresów zależności lnσ=f(1/t) (ryc. 6) odczytano wartości temperatur przegięcia oraz wyznaczono energie aktywacji nośników ładunku zarówno dla I jak i II ogrzewania (tab. III). Punkty przegięcia krzywej lnσ=f(1/t) niosą informację o procesach zeszklenia zachodzących w trakcie ogrzewania materiału, a temperatura punktu przegięcia odpowiada temperaturze zeszklenia (T g ). Punkty przegięcia krzywej prawdopodobnie odpowiadają za dalszą polimeryzację materiału akrylowego podczas grzania (15). Wiadomo bowiem, iż tworzywo akrylowe po polimeryzacji może zawierać różną ilość monomeru resztkowego, większą dla akrylanów polimeryzowanych w temperaturze pokojowej (maksimum 4,5% wag.) w stosunku do akrylanów polimeryzowanych termicznie (maksimum 2,2% wag.). Zawartość monomeru resztkowego w spolimeryzowanym tworzywie wpływa negatywnie na jego właściwości (13, 16, 17). Polimeryzację termiczną przeprowadza się najczęściej w temperaturze 73 o C (346K) przez ok. 8 godzin. Takie warunki pozwalają na prawie całkowitą polimeryzację z minimalną ilością monomeru resztkowego (13). W przeprowadzonych badaniach próbki tworzywa akrylowego poddano temperaturze 25-250 o C (298-523K) w obu grzaniach. Dla materiału Triplex Hot punkt przegięcia znajdował się w temperaturze 450,0K±0,5K (I grzanie). Po drugim grzaniu punkt przegięcia odczytano w temperaturze 452,0K±1,5K. Monomer resztkowy działa jak plastyfikator obniżając T g i stąd nieco wyższe wartości temperatur przegięcia (T g ) odczytane z wykresów podczas II grzania. Niewielkie różnice w wartości temperatur podczas I i II ogrzewania mogą świadczyć o małej zawartości monomeru resztkowego zaraz po związaniu materiału. Na powierzchni próbek z tworzywa akrylowego po naświetlaniach promieniowaniem podczerwonym o długości fali 10 600 nm powstały zagłębienia o stosunkowo równych krawędziach (ryc. 7, 8). Wraz ze wzrostem mocy i wydłużaniem czasu naświetlania, tworzywo ulegało większemu stapianiu w głąb, tworząc lejowate zagłębienia o równomiernym nachyleniu ścian. Nie wystąpiła przy tym żadna zmiana barwy tworzywa, pojawiło się jedynie lekkie zmatowienie materiału. Wnętrze krateru było puste, a jego ściany lekko pofałdowane. Na zewnątrz krateru, w jego bezpośrednim sąsiedztwie, tworzył się charakterystyczny, pierścieniowaty wał. Powstawał on prawdopodobnie ze względu na punktową kumulację energii termicznej, co skutkowało stopieniem również materiału bezpośrednio przylegającego do krateru. Na podstawie badania SEM zmierzone wartości średnic wewnętrznej części kraterów wynosiły od 161,1 do 899,1 μm. Dyskusja Właściwości dielektryczne materiałów stomatologicznych są istotne ze względu na pełnienie funkcji izolatora pomiędzy tkankami zęba, a środowiskiem jamy ustnej (18, 19). W przypadku polimerów amorficznych (bezpostaciowych), takich jak akrylany, w związku z tworzącymi je dużymi molekułami ruch nośników prądu w pasmach energetycznych jest ograniczony i wymaga termicznej aktywacji. Wyniki doświadczenia dotyczące przewodności elektrycznej właściwej w temperaturze 298K tj. 25 o C, w temperaturze jamy ustnej 310K tj. 37 o C, a także 343K tj. 70 o C pozwoliły na zakwalifikowanie badanego tworzywa akrylowego do materiałów o właściwościach dielektrycznych. Podobne badania przeprowadzali Tay i wsp. (19), w których wykorzystano metodę badania oporności PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2010, LX, 6 497

P. Andrysiak i inni Ryc. 5. Wykres zależności σ od T dla tworzywa akrylowego w I i II grzaniu. Ryc. 6. Wykres zależności Arrheniusa lnσ=f(1/t) dla tworzywa akrylowego w I i II grzaniu. Ryc. 7. Tworzywo akrylowe Triplex Hot. a wygląd próbki po aplikacji promieniowania lasera CO 2 (czas ekspozycji 2,0 s; wzrastająca moc 0,5; 1,0; 2,0; 4,0; 8,0 W, rozpoczynając od lewej strony próbki). b pojedyncza zmiana w powiększeniu, po zastosowaniu promieniowania o mocy 4,0 W i czasie ekspozycji 4,0 s. Ryc. 8. Przykład zdjęcia próbki tworzywa akrylowego Triplex Hot z badania SEM. (a moc 1,0 W czas 0,1 s; b moc 4,0 W czas 4,0 s; c średnice zmian powierzchniowych tworzywa akrylowego Triplex Hot na podstawie badania SEM). elektrycznej właściwej, będącej odwrotnością przewodności elektrycznej właściwej, której pomiary są czułą i nieinwazyjną metodą pozwalającą na ocenę dielektrycznych właściwości cementów. Zarówno w doświadczeniu El Kestawy i wsp. (18) jak i w przedstawionych badaniach wykazano wzrost przewodności elektrycznej materiałów wraz ze wzrostem temperatury. Działanie ciągłego bodźca temperaturowego może mieć też wpływ na dojrzewanie i starzenie się materiału stomatologicznego np. tworzywa akrylowego poprzez zmniejszenie ilości monomeru resztkowego w niecałkowicie spolimeryzowanym materiale. Różnice w wynikach pomiędzy poszczególnymi próbkami materiału mogą być spowodowane ich odmiennym składem chemicznym i procentowym udziałem monomeru resztkowego. Jednocześnie otrzymane wartości temperatury zeszklenia dla materiału Triplex Hot poniżej temperatur występujących w jamie ustnej wskazują na trwałość przyszłych uzupełnień protetycznych. Polimery amorficzne stosowane są w temperaturze poniżej temperatury zeszklenia, a gdy osiągają temperaturę bliską T g uzyskują wystarczającą energię kinetyczną makrocząsteczek, aby wystą- 498 PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2010, LX, 6

Tworzywo akrylowe piło lekkie płynięcie materiału. Dochodzi wtedy do utraty zdolności przenoszenia obciążeń (20). Polimer amorficzny ulega przemianie plastyczny- -kruchy w temperaturze poniżej T g opisanej przez Jansena (20) jako DBTT (ductile-to-brittle transition temperature). W stanie elastycznym pod wpływem przyłożonej siły polimer się odkształca, ale po pewnym czasie powraca do pierwotnego kształtu, w stanie plastycznym w wyniku przyłożonej siły odkształca się trwale. Badania temperaturowej zależności przewodności elektrycznej materiałów pozwalają na wyznaczenie temperatury zeszklenia, której wartość zależy od składu materiału i budowy strukturalnej, od metody i warunków pomiaru, od szybkości ogrzewania oraz chłodzenia materiału podczas badania, obecności plastyfikatorów, wilgotności próbki, a także od sposobu przygotowania materiału (17, 18, 21, 22). Czynnikiem mającym duży wpływ na wartość temperatury zeszklenia jest stopień polimeryzacji materiału polimerowego. Związane jest to bezpośrednio ze stopniem konwersji monomeru w polimer, czyli z procentową ilością nieprzereagowanych wiązań podwójnych. Stopień konwersji nie osiąga wartości 100%. Wzrost stopnia polimeryzacji prowadzi do wzrostu T g. Dalsza polimeryzacja materiałów stomatologicznych może przebiegać w temperaturze jamy ustnej bądź w wyższej podczas spożywania gorących pokarmów i napojów (1). Wówczas zawartość nieprzereagowanych metakrylanów zmniejsza się z czasem, a dojrzewanie materiału odbywa się w jamie ustnej. Wzrost temperatury w jamie ustnej do temperatury bliskiej lub powyżej T g w przypadku tworzyw akrylowych ruchomych uzupełnień protetycznych może powodować szybką i nieodwracalną deformację materiału. Dlatego ważne jest, aby temperatura dla tworzyw akrylowych nie zbliżała się do temperatury zeszklenia (13, 16, 17). Temperatura deformacji cieplnej tworzyw na bazie poli(metakrylanu metylu) wynosi 344-364K tj. 71-91 o C (13). Jak już wspomniano takiej temperatury można spodziewać się podczas spożywania gorących napojów i pokarmów, co będzie negatywnie wpływać na tworzywo uzupełnień protetycznych. Próby aplikacji promieniowania lasera CO 2 na powierzchnię tworzywa akrylowego podejmowali uprzednio Jacobsen i wsp. (8). Zajmowali się oni problemem poprawy retencji, dla elastycznych materiałów podścielających. Nie oceniali jednak ani jakościowo, ani ilościowo zmian, jakie wywoływało to promieniowanie. Stwierdzili jedynie, że aplikacja promieniowania o długości fali 10 600 nm na powierzchnię tworzywa akrylowego poprawia połączenie z elastycznymi materiałami, na bazie polimetakrylanu etylu, bardziej aniżeli z materiałami elastycznymi z grupy silikonów. Po aplikacji promieniowania lasera CO 2, na powierzchni tworzywa akrylowego powstają zagłębienia o regularnych krawędziach i pofałdowanych stokach krateru. Daje to dodatkową retencję dla tworzywa elastycznego na bazie polimetakrylanu etylu, co powoduje poprawę połączenia obu tworzyw twardego i elastycznego. Dodatkowo tworzywo akrylowe po aplikacji promieniowania jest stosunkowo czyste i pozbawione resztek pylistych, co pozwala na dobre połączenie z tworzywem elastycznym. Po aplikacji promieniowania o długości fali 10 600 nm, połączenie z elastycznymi materiałami z grupy silikonów nie jest już tak silne, jak z tymi na bazie polimetakrylanu etylu. Po analizie wyników badań wydaje się, że kratery na powierzchni tworzywa akrylowego są zbyt małe i płytkie, aby mogły skutecznie wpłynąć na poprawę retencji z elastycznym tworzywem silikonowym. Energia promieniowania lasera CO 2 po aplikacji zamieniana jest głównie na energię termiczną, która wywołuje najczęściej zmiany o charakterze miejscowego spalenia. Tłumaczy to wygląd próbek (karbonizacja, spękania, kratery itp.). Badania wpływu promieniowania lasera CO 2 na tworzywa kompozycyjne oraz kompomerowe przeprowadzali Mazouri i Walsh (12). Wykazali oni, że zastosowanie dawek promieniowania, nawet o małych gęstościach mocy, wywołuje w badanych materiałach zmiany powierzchniowe o charakterze ablacji, spalenia i stopienia. Wnioski 1. Ciągły i impulsowy bodziec temperaturowy powoduje powstanie zmian strukturalnych tworzywa akrylowego. 2. Ciągły bodziec temperaturowy przyspiesza starzenie się akrylu w skali objętości. 3. Działanie impulsowego bodźca temperaturowego laserem CO 2 powoduje zmiany powierzchniowe tworzywa akrylowego. PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2010, LX, 6 499

P. Andrysiak i inni Piśmiennictwo 1. Barclay C. W., Spence D., Laird W. R. E.: Intraoral temperatures during function. J. Oral Rehabil., 2005, 32, 12, 886-894. 2. Malmstrom H. S., McCormack S. M., Fried D., Featherstone J. D. B.: Effect of CO 2 laser on pulpal temperature and surface morphology: an in vitro study. Journal of Dentistry, 2001, 29: 521-529. 3. Akova T., Yoldas O., Toroglu M. S., Uysal H.: Porcelain surface treatment by laser for bracket-porcelain bonding, Am. J. Orthod. Dentofacial Orthop., 2005, 128: 630-637. 4. Critchlow G. W., Cottam C. A., Brewis D. M., Emmony D. C.: Further studies into the effectiveness of CO 2 -laser treatment of metals for adhesive bonding, Int. J. Adhesion and Adhesives, 1997, 17: 143-150. 5. Fujitani M., Harima T., Shintani H.: Does Er:YAG or CO 2 laser ablation of dentin affect the adhesive properties of resin bonding systems? International Congres Series, 2003, 1248: 161-166. 6. Gonzalez M., Banderas J. A., Rodriguez V., Castano V. M.: Particle-induced X-ray and scanning electron microscopic analyses of the effects of CO 2 laser irradiation on dentinal structure. Journal of Dentistry, 1999, 27: 595-600. 7. Hędzelek W., Błaszczak Z., Andrysiak P., Kaczmarek M.: Ocena powierzchni wybranych materiałów protetycznych po aplikacji promieniowania lasera CO 2 w różnych warunkach gęstości mocy. Protet. Stomatol., 2007, LVII, 3: 192-198. 8. Jacobsen N. L., Mitchell D. L., Johnson D. L., Holt R. A.: Lased and sandblasted denture base surface preparations affecting resilient liner bonding. J Prosthet Dent 1997;78: 153-158. 9. Johnson T., Van Noort R., Stokes Ch. W.: Surface analysis of porcelain fused to metal systems, Dent. Mater., 2006, 22: 330 337. 10. Klein A. L. L., Rodrigues L. K. A., Eduardo C. P., Nobre dos Santos M., Cury J. A.: Caries inhibition around composite restoration by pulsed carbon dioxide laser application. Eur J Oral Sci, 2005, 113: 239-244. 11. Konishi N., Fried D., Staninec M., Featherstone J. D. B.: Artificial caries removal and inhibition artificial secondary caries by pulsed CO 2 laser irradiation. Am J Dent, 1999; 13: 213-216. 12. Mazouri Z., Walsh L. J.: Damage to dental composite restorations following exposure to CO 2 laser radiation. J Clin Laser Med Surg. 1995 Apr;13, 2: 73- -76. 13. Craig R. G.: Materiały stomatologiczne. Elsevier Urban & Partner, Wrocław, 2008. 14. Kubisz L., Marzec E.: Studies on the temperature dependence of electrical conductivity of solid-state proteins. J. Non-Cryst. Solids, 2002, 305, 1-3, 322- -327. 15. Marcinkowska A., Hędzelek W., Kubisz L., Gauza M.: Wykorzystanie temperaturowej zależności przewodnictwa elektrycznego materiałów stomatologicznych do ich identyfikacji. Protet. Stomatol., 2008, 58, 3, 171-177. 16. Jorge J. H., Giampaolo E. T., Machado A. L., Vergani C. E.: Cytotoxicity of denture base acrylic resins: A literature review. J. Prosthet. Dent., 2003, 90, 2, 190-193. 17. Urban V. M., Machado A. L., Alves M. O., Maciel A. P., Vergani C. E., Leite E. R.: Glass transition temperature of hard chairside reline materials after post-polymerisation treatments. Gerontology, 2009, on-line (do publ. zatwierdzono 25.03.20009). 18. ElKestawy M. A., Saafan S. A., Shehata M. M., Saafan A. M.: Investigation of the electrical properties of some dental composite restorative materials before and after laser exposure. Dent. Mater., 2006, 22, 10, 885-895. 19. Tay W. M., Braden M.: Dielectric properties of glass ionomer cements. J. Dent. Res., 1981, 60, 7, 1311- -1314. 20. Jansen J. A.: Ductile to brittle transition of plastic materials. Adv. Mater. Processes, 2006, 164, 2, 39-42. 21. Koszkul J., Suberlak O.: Podstawy fizykochemii i właściwości polimerów. Wydawnictwa Politechniki Częstochowskiej, Częstochowa, 2004. 22. Caykara T., Güven O.: Effect of preparation methods on thermal properties of poly(acrylic acid)/silica composites. J. Appl. Polym. Sci., 1998, 70, 5, 891-895. Zaakceptowano do druku: 28.X.2010 r. Adres autorów: 60-812 Poznań, ul. Bukowska 70. Zarząd Główny PTS 2010. 500 PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2010, LX, 6