prace oryginalne Dent. Med. Probl. 2010, 47, 2, 153 159 ISSN 1644-387X Copyright by Wroclaw Medical University and Polish Dental Society 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 polimeryzacji materiałów kompozytowych powinno zwiększyć stopień konwersji żywicy i wytrzymałość materiału kompozytowego. 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 wysokości 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 kompozytowych wykonano 3 serie, po 10 próbek w każdej, polimeryzowanych w temperaturze: a) pokojowej (grupa porównawcza), b) 39 o C, c) 50 o C. Łącznie wykonano 60 próbek. Do uzyskania odpowiedniej temperatury materiał kompozytowy przed polimeryzacją ogrzewano w specjalnym urządzeniu Ena Heat/Micerium. Wytrzymałość próbek kompozytów badano w urządzeniu do badań wytrzymałościowych Zwick-Roell Z005/Zwick-Roell, wykorzystując 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 szkliwnym. Zarówno szkliwne, jak i zębinowe próbki kompozytu ogrzane do temperatury 50 o C wykazały po polimeryzacji istotnie wyższą wytrzymałość od próbek ogrzanych do 39 o C. Najmniejszą wytrzymałość wykazały próbki grupy kontrolnej (Dent. Med. Probl. 2010, 47, 2, 153 159). Słowa kluczowe: materiały kompozytowe, wstępne ogrzewanie, temperatura polimeryzacji, wytrzymałość średnicowa 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 temperature (test group), b) 39 o C, c) 50 o C. 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.
154 J. Sokołowska et al. Results. Durability of dentine material was significantly higher in comparison to enamel material. Both enamel and dentine material samples heated to 50 o C showed significantly higher durability in comparison to samples heated to 39 o C. The research indicated the lowest durability of samples in control group (Dent. Med. Probl. 2010, 47, 2, 153 159). Key words: dental composite, pre-heating, curing temperature, diametral tensile strenghts. Współczesna stomatologia dysponuje dziś wieloma materiałami metalicznymi, ceramicznymi i polimerowymi o unikatowych właściwościach. Zwłaszcza materiały polimerowe, a wśród nich materiały kompozytowe znalazły szerokie zastosowanie 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 rekonstrukcji uszkodzonych tkanek z zastosowaniem pośrednich technik adhezyjnych. Stały postęp w dziedzinie chemii polimerów daje do dyspozycji lekarzy dentystów nowoczesne kompozytowe materiały do wypełnień, które w porównaniu z wcześniej stosowanymi, wyróżniają się znacznie lepszymi właściwościami użytkowymi. 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 materiałami kompozytowymi opiera się w głównej mierze na ich unikalnych właściwościach, ale także na prawidłowej polimeryzacji, właściwości biologiczne i mechaniczne bowiem, w tym wytrzymałość kompozytów na zginanie czy twardość, zależą od stopnia konwersji żywicy [1 6]. Liczne badania zmierzają do poprawy jakości polimeryzacji materiałów kompozytowych. Jednym z pól badań nad poprawą jakości polimeryzacji jest zastosowanie energii cieplnej jako dodatkowego czynnika modyfikującego kinetykę reakcji polimeryzacji inicjowanej światłem. Część tych badań dotyczy poprawy jakości polimeryzacji materiałów stosowanych w pośrednich technikach adhezyjnych, gdzie spolimeryzowane wkłady inlay-onlay lub licówki po aktywacji polimeryzacji światłem są dodatkowo ogrzewane w specjalnych piecykach, w temperaturze 50 150 o C. Pozwala to na skrócenie fazy ciemnej polimeryzacji i zwiększenie stopnia konwersji żywicy, twardości i wytrzymałości na zginanie oraz modułu sprężystości i stabilności koloru [7 13]. Drugim kierunkiem badań podejmowanych nad połączeniem energii cieplnej i fotopolimeryzacji jest zastosowanie ogrzewania materiału kompozytowego przed jego deponowaniem. Zwiększenie temperatury materiałów kompozytowych przyspiesza reakcję ich polimeryzacji, co powinno zwiększyć stopień konwersji żywicy i właściwości użytkowe materiałów kompozytowych. Zwiększenie stopnia konwersji podnosi bowiem twardość i wytrzymałość na złamanie oraz moduł sprężystości i odporność na ścieranie materiałów kompozytowych [14]. Celem pracy było zbadanie, czy wzrost temperatury światłoutwardzalnych materiałów kompozytowych istotnie zwiększy ich wytrzymałość mechaniczną. Materiał i metody Do badań użyto mikrohybrydowego materiału 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 układano na metalowej podstawie na paseczkach celuloidowych, które tworzyły podstawę form polimeryzacyjnych. Formy wypełniano materiałem kompozytowym, pokrywano od góry paseczkiem celuloidowym i za pomocą podstawowego szkiełka mikroskopowego wyrównywano powierzchnię materiału. Materiał kompozytowy polimeryzowano światłem diodowej lampy polimeryzacyjnej (Elipar FreeLight 2/3M ESPE) przez 20 s w bezpośrednim kontakcie światłowodu z powierzchnią paseczka celuloidowego pokrywającego kompozyt. Za pomocą radiometru Cure Rite /Dentsply- Caulk określono natężenie światła lampy polimeryzacyjnej, które wynosiło 1350 mw/cm 2 przy bezpośrednim kontakcie końcówki światłowodu z polem testowym radiometru. Z każdego z materiałów kompozytowych wykonano 3 serie, po 10 próbek w każdej, polimeryzowanych w temperaturze: pokojowej (grupy porównawcze PE i PD), 39 o C (grupy badane E1 i D1) i 50 o C (grupy badane E2 i D2). Łącznie wykonano 60 próbek. Do uzyskania odpowiedniej temperatury, 39 o C i 50 o C, materiał kompozytowy przed polimeryzacją ogrzewano w specjalnym urządzeniu do podgrzewania materiałów Ena Heat/Micerium, a stabilność temperatury materiału uzyskiwano przez wstępne ogrzanie do ww. temperatur metalowej płytki, na której układano formy polimeryzacyjne. Wytrzymałość próbek badano w urządzeniu
Wpływ temperatury polimeryzacji na wytrzymałość materiałów kompozytowych 155 do badań wytrzymałościowych Zwick-Roell Z005/ Zwick-Roell, wykorzystując test średnicowej wytrzymałości na rozciąganie DTS (Diametral Tensile Strengths), ściskając próbki wzdłuż ich średnicy. Badanie przeprowadzono po 24 godz. przechowywania próbek w wodzie w temperaturze pokojowej. Prędkość przesuwu belki poprzecznej wynosiła 2 mm/min. Wartości maksymalnych naprężeń, w MPa, powodujących pęknięcie materiału były obliczane i notowane automatycznie przez komputer, sprzężony z urządzeniem testującym i wyposażony w oprogramowanie do badań wytrzymałościowych 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 niezależnych (tj. wytrzymałości kompozytu [MPa] według typu kompozytu oraz według temperatury polimeryzacji) zastosowano test Levene a. Do weryfikacji hipotezy o istotności różnic w wytrzymałości kompozytu [MPa] według temperatury polimeryzacji dla poszczególnych kompozytów zastosowano jednoczynnikową analizę wariancji bez powtórzeń (one-way ANOVA without replication) oraz test porównań wielokrotnych post hoc Bonferroniego; zaś jednoczynnikową ANOVA bez powtórzeń do porównania wytrzymałości kompozytu polimeryzowanego [MPa] według typu kompozytu, bez uwzględniania temperatury polimeryzacji. W celu weryfikacji hipotezy o istotności różnic w wytrzymałości kompozytu [MPa] według typu kompozytu z uwzględnieniem temperatury polimeryzacji zastosowano dwuczynnikową analizę wariancji, model zagnieżdżony (nested ANOVA). Przedział ufności ustalono na poziomie 95% (95% confidence interval, 95%, CI). Jako istotne statystycznie wyniki odpowiednich testów uznawano wtedy, kiedy poziom istotności był mniejszy niż 5 punktów procentowych (p < 0,05). Wyniki Wyniki badań wytrzymałościowych zestawiono w tabeli 1 oraz na rycinie 1. Uzyskano najwyższą wytrzymałość próbek materiałów kompozytowych polimeryzowanych po ogrzaniu do temperatury 50 o C (grupy E2 i D2), średnie wartości uzyskano dla próbek ogrzanych do temperatury 39 o C (grupy E1 i D1), najniższe wartości wytrzymałości reprezentowały próbki materiałów nieogrzewanych o temperaturze 20 o C (grupy porównawcze PE i PD). Uzyskano także wyższą wytrzymałość materiału zębinowego Enamel HRi UD2 w porównaniu z materiałem szkliwnym Enamel HRi UE2 dla każdej z temperatur. Analiza statystyczna uzyskanych wyników dowiodła, że różnice w wytrzymałości kompozytu Enamel HRi UE2 (grupy PE, E1 i E2) według temperatury są istotne statystycznie (p < 0,001). Test porównań wielokrotnych post hoc Bonferroniego wykazał, że znamienne statystycznie różnice stwierdza się między następującymi parami wyników: dla temperatury 39 o C (grupa E1) versus temperatury 50 o C (grupa E2) (p = 0,046) oraz dla temperatury 20 o C (grupa PE) versus temperatury 50 o C (grupa E2) (p = 0,001). Różnice w wytrzymałości kompozytu Enamel HRi UD2 (grupy PD, D1 i D2) według temperatury 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) Enamel HRi UE2 Grupa (Group) Ilość próbek (Number of samples) Temperatura materiału (Composite temperature) [ o C] Wytrzymałość DTS (Durability) [MPa] Odchylenie standardowe (Standard deviation) [MPa] Przedział ufności (Confidence interval) 95% CI 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
156 J. Sokołowska et al. wykazał, że istotne statystycznie różnice stwierdza się między następującymi parami wyników: dla temperatury 39 o C (grupa D1) versus temperatura 50 o C (grupa D2) (p = 0,002) oraz dla temperatury 20 o C (grupa PD) versus temp. 50 o C (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 rozróżnieniu 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 światłoutwardzalne materiały kompozytowe, których polimeryzacja jest inicjowana światłem halogenowym. Mimo że fotopolimeryzacja jest prostym i skutecznym sposobem sieciowania kompozytów, 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 niedostatecznej polimeryzacji materiału. Stopień konwersji kompozytowych materiałów do wypełnień, po polimeryzacji inicjowanej światłem, w idealnych warunkach klinicznych osiąga 50 80% [15], a w przypadku dostarczenia niedostatecznej ilości 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 naświetlania i osiągnięciu punktu żelowania, w części 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, umożliwiających podniesienie temperatury materiałów przed ich aplikacją. Tego typu urządzenia są termostatowanymi podgrzewaczami, które zapewniają uzyskanie przez materiał kompozytowy temperatury wyższej od temperatury otoczenia, zazwyczaj 40 70 o C. Przykładem takiego urządzenia jest użyty w badaniach piecyk Ena-Heat firmy Micerium, który standardowo może ogrzewać materiały do ustalonych temperatur 39 o C i 50 o C. W prowadzonych badaniach założono, że podniesienie temperatury wstępnie ogrzanego materiału kompozytowego przez zmianę warunków polimeryzacji, przyspieszenie reakcji polimeryzacji i obniżenie lepkości materiału ma wpływać na proces sieciowania materiałów kompozytowych, i przez zwiększenie stopnia konwersji żywicy, zwiększyć wytrzymałość mechaniczną badanych materiałów. Wyniki przeprowadzonych badań własnych jednoznacznie wskazują na istotny statystycznie wzrost wytrzymałości materiału Enamel HRi, w kolorze zarówno zębinowym UD2, jak i szkliwnym UE2, polimeryzowanego po jego ogrzaniu do temperatury 39 o C oraz 50 o C, w porównaniu z temperaturą pokojową (20 o C). Wyniki badań własnych trudno bezpośrednio odnieść do rezultatów prac innych autorów. Nieliczni, jak dotąd, autorzy podejmują zagadnienie wpływu ogrzewania materiałów kompozytowych przed ich fotopolimeryzacją na właściwości użytkowe kompozytów, mimo że wydaje się ono bardzo istotne z klinicznego punktu widzenia. Dostępna jest tylko jedna praca Uctasli et al. [16], którzy porównali wytrzymałość na zginanie i moduł sprężystości materiałów kompozytowych, Grandio/ Voco oraz Filtek Z250/3M ESPE, polimeryzowanych w temperaturze pokojowej oraz po ogrzaniu do temperatury 40 o C, 45 o C i 50 o C z wykorzystaniem różnych technik inicjacji fotopolimeryzacji. Autorzy stosowali odmienną metodykę badań, a uzyskane przez nich wyniki odbiegają nieco od rezultatów badań własnych dotyczących wytrzymałości ocenianych materiałów. Zależność wzrostu wytrzymałości wraz ze wzrostem temperatury, do jakiej ogrzano materiał w cytowanych badaniach nie zawsze jest tak jednoznaczna i wyraźna jak w przypadku badań własnych, a stwierdzone przez autorów różnice nie były istotne statystycznie. Autorzy wskazują jednak na istotne zmiany modułu elastyczności, ale tylko w przypadku materiału Filtek Z250 polimeryzowanego dwuetapowo po ogrzaniu. Może to świadczyć o różnicach w przebiegu reakcji sieciowania materiałów w zależności od sposobu aktywacji ich polimeryzacji. Większość dostępnych publikacji dotyczy zagadnień wpływu wstępnego ogrzewania materiałów 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 materiałów kompozytowych (Silux, Herculite XRV, Surfil) oraz stopnia ich konwersji w zakresie temperatur 23 70 o C, wykazali wraz ze zwiększeniem się temperatury materiałów przyspieszenie reakcji ich polimeryzacji i wzrost stopnia konwersji, niezależnie od rodzaju zastosowanej lampy poli-
Wpływ temperatury polimeryzacji na wytrzymałość materiałów kompozytowych 157 wytrzymałość (MPa) durability (MPa) Ryc. 1. Zestawienie wytrzymałości [MPa] materiałów kompozytowych Enamel HRi UE2 versus Enamel HRi UD2 w zależności od temperatury [ o C], do jakiej zostały ogrzane przed polimeryzacją Fig. 1. Listing of durability [MPa] of Enamel HRi UE2 versus ENAMEL HRi UD2 dental composites in correlation with precuring temperature [ o C] tempetarura materiału podczas polimeryzacji ( C) composite temperature during polimerization ( C) meryzacyjnej (halogenowa, diodowa, plazmowa). Także Darmoch et al. [1] dowiedli wzrostu stopnia konwersji mikrohybrydowego materiału kompozytowego wraz ze wzrostem temperatury w zakresie 3 60 o C. Jednocześnie w przypadku stosowania materiałów ogrzewanych przed aplikacją wskazali na możliwość skrócenia czasu naświetlania (aktywacji polimeryzacji) bez zasadniczej zmiany stopnia konwersji materiału. Lochbauer et al. [22] natomiast zwracają uwagę nie tylko na wyższy stopień 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. Skrócenie fazy ciemnej w procesie sieciowania materiału wstępnie ogrzewanego może mieć swoje korzystne implikacje kliniczne. Zagadnieniem niezwykle istotnym z klinicznego punktu widzenia jest także ochrona miazgi zęba przed bodźcami termicznymi. Mogłoby się wydawać, że zastosowanie materiału kompozytowego o podwyższonej temperaturze, szczególnie w przypadku wypełniania głębokich ubytków i stosowania techniki bezpośredniego łączenia kompozytu z zębiną ( bez podkładu ), może pociągać za sobą uraz termiczny miazgi. Wyniki najnowszych badań na modelach doświadczalnych określających profil zmian termicznych zębiny będącej w kontakcie z materiałem kompozytowym są jednak zaskakujące [23, 24]. Okazuje się, że za wzrost temperatury zębiny odpowiada głównie ciepło wydzielane podczas egzotermicznej reakcji polimeryzacji materiału kompozytowego, a maksimum wzrostu temperatury przypada na koniec fazy naświetlania materiału światłem lampy polimeryzacyjnej. Udział ciepła pochodzącego ze wstępnie ogrzanego materiału kompozytowego jest niewielki i przy stosowaniu materiału ogrzanego do 68 o C temperatura zębiny rośnie zaledwie o 1 o C, w przeciwieństwie do wzrostu temperatury o ok. 7 o C, na skutek polimeryzacji materiału po inicjacji światłem lampy polimeryzacyjnej. Zaskakujące są również, uzyskane przez autorów ww. prac, niewielkie różnice ok. 1 o C, w maksymalnej temperaturze zębiny podczas podawania do ubytku i polimeryzacji materiałów kompozytowych w temperaturach 25 o C i 37 o C, 37 o C i 68 o C [24] oraz 22 o C i 60 o C [23]. Z klinicznego punktu widzenia ważne jest, aby materiał wypełniający zapewniał łatwość podania, ale także po wprowadzeniu do ubytku łatwo zwilżał jego powierzchnię, bądź przy stosowaniu techniki warstwowej, powierzchnię spolimeryzowanego materiału kompozytowego. Trzeba wyraźnie podkreślić, że wstępne ogrzanie materiału kompozytowego 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 materiału, zwłaszcza po ogrzaniu go do 50 o C. Zmniejszenie lepkości materiału ułatwia podawanie, ale może to mieć także zasadnicze znaczenie dla uzyskania szczelności wypełnień. Wagner et al. [25] w badaniach szczelności wypełnień kompozytowych II klasy metodą dyfuzji barwnika wskazali na istotne statystycznie zmniejszenie mikroprzecieku brzeżnego w okolicy przydziąsłowej przy
158 J. Sokołowska et al. zastosowaniu wstępnego ogrzewania materiału do temperatury 54 o C. 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 wytrzymałość materiału zębinowego Enamel HRi UD2 w porównaniu ze szkliwnym, a różnice były istotnie statystycznie. Podobne zjawiskio występuje w przypadku niektórych materiałów kompozytowych innych firm i na ogół kolory zębinowe wykazują wyższą twardość lub wytrzymałość mechaniczną w porównaniu z kolorami szkliwnymi. Wytłumaczeniem tego mogą być różnice w składzie materiałów, tzn. ilości i jakości wypełniacza, co przy różnicach ich właściwości optycznych może pociągać za sobą różnice w sposobie aktywacji polimeryzacji i wytrzymałości mechanicznej [26]. Mając zatem na uwadze wyniki badań własnych wskazujących jednoznacznie na istotnie statystycznie wyższą wytrzymałość materiałów kompozytowych po wstępnym ich ogrzaniu, w porównaniu z materiałami polimeryzowanymi w temperaturze pokojowej, oraz wyżej opisane zalety 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 biologiczne materiału kompozytowego [27, 28]. Wnioski 1. Wstępne ogrzanie światłoutwardzalnego materiału kompozytowego przed jego polimeryzacją zwiększa w istotny sposób jego wytrzymałość średnicową na rozciąganie. 2. Wytrzymałość mechaniczna materiału zębinowego istotnie przewyższa wytrzymałość ocenianego materiału szkliwnego. 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 different 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 function 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 composites 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 doktorska. 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.
Wpływ temperatury polimeryzacji na wytrzymałość materiałów kompozytowych 159 [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 microhardness 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 function of degree of conversion. Dent. Mater. 2009, 25, 2, 232 239. Adres do korespondencji: Jolanta Sokołowska Zakład 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