I. Materiały kompozytowe

Mimo nieustannego postępu w dziedzinie technologii związków syntetycznych nie udało się do dnia dzisiejszego wyprodukować materiału, który w pełni mógłby zastąpić twarde tkanki zęba.

Idealny materiał odtwórczy powinien między innymi posiadać następujące cechy:

• trwale łączyć się z tkankami zęba zapewniając absolutną szczelność połączenia

• powinien być obojętny dla środowiska jamy ustnej i miazgi zęba

• nie wymywać się i nie nasiąkać płynami jamy ustnej

• jego ścieralność winna być równa ścieralności twardych tkanek zęba

• w trakcie wiązania (twardnienia) powinien być niewrażliwy na wilgoć powinien

być łatwy w użyciu i tani (dostępny)

• powinien dawać cień na zdjęciach rentgenowskich

Cementy krzemowe i krzemowo-fosforowe stosowane przed laty jako plastyczne materiały odtwórcze, zapewniały dobry efekt estetyczny, lecz były w zasadzie przeciwieństwem idealnego materiału do wypełnień. Wprowadzenie w 1944 r. żywic szybkopolimeryzujących na bazie polimetakrylanu metylu (akryl) jako plastycznych materiałów do wypełnień takich jak Duracryl wydało się postępem, ale w krótkim czasie okazało się, że materiały te nie sprawdziły się w praktyce klinicznej. Wykazywały duży skurcz polimeryzacyjny prowadzący do braku szczelności wypełnień, dużą toksyczność w stosunku do miazgi zęba i stosunkowo szybko traciły pierwotne zabarwienie. Zostały one wycofane z praktyki klinicznej.

W początkach lat 50-tych doskonalono żywice akrylowe dodając różne związki nieograniczone w celu poprawienia własności mechanicznych żywic, zwłaszcza zmniejszenia skurczu polimeryzacyjnego. Powstały preparaty - pierwsze materiały kompozycyjne, które znalazły zastosowanie kliniczne np. P-Caduril. Odkrycie przez Buonocore w 1955 roku zjawiska wzrostu adhezji żywicy akrylowej do trawionego kwasem szkliwa zapoczątkowało erę stomatologii „adhezyjnej” i przyczyniło się do postępu w technologii materiałów odtwórczych.

Dalszym krokiem na drodze doskonalenia materiałów kompozytowych było zsyntezowanie przez Bowena (w początku lat 60-tych ) w USA diakrylanów aromatycznych, a przede wszystkim żywicy Bisfenol A Glicydyl Metakrylatu - (Bis-GMA), produktu reakcji pomiędzy żywicą epoksydową, a metakrylanem oraz Bisfenol A Metaakrylan (Bis-EMA). Jednoczesne wprowadzenie związków sprzęgających, silanów, łączących fazę organiczną z nieorganiczną, zwiększyło wytrzymałość materiałów. Powstały w ten sposób materiały odtwórcze, o doskonałych na owe czasy własnościach, - kompozyty z makrowypełniaczem o wielkości ziarn 0,2-70µm („macrofill - resin”). W 1966 roku wprowadzono na rynek pierwsze kompozyty. Produkt ten pierwotnie sprzedawany był w postaci zestawu proszek-płyn lub pasta-pasta, czyli jako żywica utwardzana chemicznie. Na początku lat 70-tych wprowadzono materiały kompozy­towe utwardzone światłem ultrafioletowym. Dzięki temu poprawiły się właściwości fizyczne materiałów, zaś czas pracy i czas utwardzania zostały dokładnie określone. Kolejne zmiany w jakości i ilości wypełniacza wprowadzonego do żywicy pozwoliło na dalsze doskonalenie tych materiałów. Za sprawą firmy Ivoclar/Vivadent powstała grupa materiałów kompozytowych (odtwórczych) tzw. „ microfill - resin „ (żywica MF). Charakterystyczną cechą tych, wprowadzonych w 1977 roku, materiałów jest zawartość bardzo małych cząsteczek wypełniacza (+-0,04 µm) SiO₂ wprowadzonych do żywicy Bis- GMA lub żywicy uretanodwumetakrylanowej. Komozyty „microfill” mają mniejszą ścieralność oraz lepszą jakość (gładkość) powierzchni w stosunku do kompozytu o zawartości dużych wypełniaczy. Kompozyty „microfill” dzięki możliwości uzyskania bardzo gładkiej powierzchni stosuje się najczęściej w ubytkach zębów przednich, ale również bocznych. Jedną z wad tej grupy kompozytów jest większa absorpcja wody oraz większa rozszerzalność termiczna niż w grupie kompozytów o dużych cząsteczkach wypełniacza.

Koniec lat 70-tych to początek ery materiałów złożonych utwardzanych światłem lampy halogenowej. W 1977 r. rozpowszechniono kompozyty światłoutwardzalne jako materiały stosowane bez zastrzeżeń zarówno w zębach przednich, jak i trzonowych oraz przedtrzonowych. Dopiero badania Philipsa i Leindfeldera zwróciły uwagę na szybkie "zużycie" kompozytów w od­cinku bocznym uzębienia. Zatem dalsze poszukiwania składu materiałów kompozycyjnych koncentrowały się na opracowaniu materiałów o wyższej wytrzymałości mechanicznej, zwłaszcza odporności na zużycie. Doprowadziły one do powstania grupy materiałów o mieszanej wielkości wypełniacza, tzw. hybrydowych (hibryd composite). Materiały te, wprowadzone na rynek w 1979 roku, zawierają wypełniacze o wielkości cząsteczek od kilkudziesiątych do kilku mikrometrów oraz bardzo małe cząsteczki o wielkości 0,04 *m. Kompozyty „hybrydowe” odznaczają się dużą wytrzymałością mechaniczną (są twarde i odporne na ścieranie) i dobrą strukturą powierzchni, dobrą szczelnością brzeżną i mniejszą absorpcją wody w porównaniu z kompozytami z mikrowypełniaczem i w takim kształcie są dziś nie zastąpionym materiałem odtwórczym.

W 1982 r. nastąpił rozwój techniki po­średniego wypełniania ubytków tkanek twardych zębów poprzez systemy wkładów koro­nowych na bazie kompozytów. Obecnie możliwe jest wiązanie żywic kompozytowych ze szkliwem, zębiną i cementem, istniejącymi już wypełnieniami z żywic kompozytowych, porcelaną oraz metalem. Najnowsze technologie pozwoliły na produkcję materiałów złożonych o parametrach zbliżonych do amalgamatu. Dyskusja na temat wad amalgamatu i pro­blemów z utylizacją jego odpadów oraz znaczący wzrost oczekiwań pacjentów odnośnie do walorów kosmetycznych wypełnień przyczyniły się do rozpowszechnienia kompozytów ja­ko materiałów spełniających wymagania funkcjonalno-estetyczne. Badania kliniczne nad materiałami światłoutwardzalnymi trwają nadal i koncentruję się nad opracowaniem tak żywic o minimalnym skurczu polimeryzacyjnym jak i lepszych jakościowo wypełniaczy.

1. Budowa materiałów kompozytowych.

Materiały kompozytowe (kompozycyjne, złożone, ang. composites) składają się z części (fazy) organicznej stanowiącej matrycę (matrix), w którą wbudowane są wypełniacze (fillers) - związki nieorganiczne. Obydwie fazy materiału są połączone z sobą chemicznie przy udziale związków sprzęgających, stanowiących fazę wiążącą.

Faza nieorganiczna (fillers) stanowi ok. 60-80% masy materiału. W kompozytach mikrocząsteczkowych stanowi ona 52-60% objętości, zaś w przypadku materiałów kompozytów hybrydowych dochodzi nawet do 88%. Jako wypełniacze stosowane są przede wszystkim fosforany, krzemiany, różne szkła (barowe, strontowe, lantanowe, bizmutowe itp.), dwutlenek krzemu i inne. Cząsteczki nieorganiczne (wypełniacze) występują pod postacią, kuleczek odłamków, płytek, włókien, a także w postaci proszku. Wielkość cząsteczek wypełniacza waha się dość znacznie w zależności od preparatu od 0,007 do 70 µm. Mając na uwadze wielkość ziarn wypełniaczy możemy je podzielić na dwie zasadnicze gru­py: makrowypełniacze i mikrowypełniacze.

Makrowypełniacze stanowią zmielone, zgniecione i przesiane cząstki minerałów kwarcu i szkła. Rozmiary cząsteczek wahają się w granicach od 0,2 do 70μm, przy czym, w zależności od rodzaju materiału, ich wielkość jest różna. Materiały z makrowypełniaczem (makrofile) tradycyjne zawierają cząsteczki o wielkości 0,2-70μm, makrofile nowe 0,2-30μm, zaś materiały hybrydowe 0,2-8 μm. Mikrowypełniacze stanowią sferyczne cząstki dwutlenku krzemu - SiO₂ (masa krzemionkowa), o wymiarach od 0,007 do 0,04 μm.

Zadaniem wypełniacza jest poprawa właściwości fizycznych materiału (kompozytu), co przyczynia się do zwiększenia trwałości wypełnień. Wypełniacz zmniejsza skurcz polimeryzacyjny i rozszerzalność termiczną kompozytu, zwiększa wytrzymałość na rozciąganie i ściskanie, zmniejsza sprężystość i sorpcję wody, zwiększa twardość kompozytu i jego odporność na zużycie (ścieranie). Cząstki wypełniacza są odpowiednio barwione, twarde, nietoksyczne, odporne na wodę i rozpuszczalniki chemiczne w środowisku jamy ustnej. Wypełniacze wpływają dodatkowo na konsystencję, przejrzystość i barwę materiału. Skład fazy nieorganicznej, zarówno co do rodzaju wypełniaczy i jego ilości oraz wielkości cząsteczek, decyduje o właściwościach materiału.

Faza organiczna - matryca kompozytu (matrix), stanowi jego element spajający (lepiszcze) i zajmuje 20-30% objętości materiału. Składa się z różnych żywic zdolnych do polimeryzacji - diakrylanów. Większość materiałów kompozycyjnych zawiera żywicę Bis-GMA, aromatyczny monomer o wyso­kiej lepkości. Te zmodyfikowane akrylem żywice epoksydowe tworzą w wyniku polimeryzacji nie tylko łańcuchy lecz także, dzięki wiązaniom poprzecznym, trójwymiarową sieć. Dzięki temu wykazują lepsze cechy niż czyste żywice akrylowe pod względem właściwości mechanicznych, kurczliwości polimeryzacyjnej, lotności i odporności na kwasy. Jako wady tych żywic wymienia się nietrwałość barwy i dużą absorpcję wody. Żywice syntetyzowane według reguły Bowena (Bis-GMA) są podstawowym składnikiem większości materiałów kompozycyjnych. Wprowadzenie do matrycy kompozytu długołańcuchowych me­rów tej żywicy pozwala do minimum ograniczyć skurcz polimeryzacyjny materiału. Niektóre materiały zawierają w swoim składzie oligomery żywicy dimetakrylopoliuretanowej, która częściowo lub całkowicie zastępuje żywicę Bis-GMA. Najczęściej jednak matrix materiałów kompozycyjnych jest mieszaniną różnych typów żywic, z przewagą oczywiście żywic Bis-GMA i dimatakrylopoliuretanowej.

W skład matrycy wchodzą także dimetakrylany glikoli, monomery o niskiej lepkości - TEGDMA (3-ety­loglicerolo-2-metakrylat), EGDMA (etyloglicerolo-2-metakrylat i hemahydroksyetylogli­cerolo-2-metakrylat), dodawane do kompozytu, by zapobiec jego nadmiernej gęstości.

Faza organiczna zawiera, oprócz żywic, związki regulujące proces polimeryzacji. Inicjatory i przyspieszacze są dodawane celem otrzymania wolnych rodników niezbędnych w proce­sie polimeryzacji. W systemach chemoutwardzalnych stosuje się nadtlenek benzoilu. W większości materiałów światłoutwardzalnych, dla zapoczątkowania reakcji powstawania wolnych rodników, wykorzystuje się źródło światła widzialnego o długości fali 460-480 nm. By zapobiec samorzutnej polimeryzacji materiału, dodaje się do żywicy inhibitory. Barwniki oraz pochłaniacze promieni nadfioletowych warunkują trwałość efektu kosmetycznego materiału.

Problemem technologicznym było trwałe połączenie fazy organicznej z nieorganicznym wypełniaczem. Hydrofobowa żywica matrycy, z uwagi na odmienne własności chemiczne, nie wykazuje adhezji do hydrofilnej części nieorganicznej. Pierwsze kompozyty stosowane u schyłku lat 60-tych stanowiły tylko mieszaninę tych dwóch faz i z tego powodu nie sprawdziły się w praktyce klinicznej. Wprowadzenie czynnika wiążącego fazę organiczną z wypełniaczem częściowo rozwiązywało ten problem. Wszystkie wypełniacze poddawane są procesowi preparacji powierzchniowej - silanizowania. W wyniku tego procesu powierzchnia wypełniacza zostaje pokryta monomolekularną warstwą silanu - związku krzemoorganicznego, zawierającego wiązanie podwójne. Silan wiąże chemicznie fazę nieorganiczną i organiczną. Najpowszechniej stosowanym silanem jest γ-metakryloiloksypropylotrimetoksysilan (silan A-174). Stosowane są także dwumetylodwuchlorosilan oraz związki winylowe i aminowe, dzięki którym cząstki wypełniacza łączą się chemicznie z żywicą stanowiącą matrycę kompozytu. Związki te stanowią zewnętrzną warstewkę nieorganicznego wypełniacza i łącząc się z żywicą materiału kompozycyjnego wpływają znacznie na właściwości preparatu, zwiększając szczególnie jego wytrzymałość mechaniczną i odporność na ścieranie. Parametry wytrzymałościowe kompozytu z silanizowanym wypełniaczem są o 100% wyższe, w porównaniu do materiału wytworzonego z pominięciem procesu silanizacji.

Złożona budowa kompozytu między innymi znacznie ogranicza możliwości połączenia już spolimeryzowanej porcji kompozytu z następną warstwą po upływie piętnastu minut, zamoczeniu, zaślinieniu itp. Między innymi tłumaczy się to tym, że szlifowana powierzchnia kompozytu składa się w znacznej części z obnażonych wypełniaczy, które pozbawione są już warstwy silanu. Dołączenie w tych warunkach następnej porcji kompozytu nie jest więc takie trwałe. Niejednorodna budowa wewnętrzna kompozytów (żywica-wypełniacze) oraz niepewność (mimo silanizowania powierzchni wypełniacza) połączenia fazy organicznej z nieorganiczną ujemnie wpływa na strukturę powierzchni kompozytów oraz na ścieralność występującą w warunkach klinicznych.

Połączenie fazy organicznej i nieorganicznej decyduje o wytrzymałości fizykomechanicznej materiału, dlatego też wprowadzono prepolimeryzację umożliwiającą uzyskanie cząsteczek kompozytu o średnicy od 1 do 200 μm (cząstek organicznych wzmocnionych cząsteczkami nieorganicznymi), które miesza się następnie z nie spolimeryzowaną masą kompozytu.

W celu sterowania procesem polimeryzacji, polepszenia zdolności składowania oraz trwałości barwy dodawane są do żywicy organicznej czynne środki chemiczne jako dodatki w wysokości do 5%: związki inicjujące polimeryzację, zapobiegające samoczynnemu wiązaniu materiału, środki absorpcyjne, barwniki i pigmenty.

2. Wiązanie (twardnienie) materiałów kompozytowych.

Materiały kompozytowe należą do grupy plastycznych materiałów do wypełnień. Reakcja wiązania (twardnienia) polega na polimeryzacji żywicy stanowiącej matrix kompozytu. Polimeryzacja jest to proces chemiczny polegający na prostym łączeniu się wielu cząste­czek zawierających wiązania wielokrotne w jeden związek wielkocząsteczkowy, bez jakiegokolwiek produktu ubocznego. Polimeryzacja materiałów kompozycyjnych jest wolnorodnikową polimeryzacją addycyjną. W procesie wiązania niezbędne jest wytworzenie wolnych rodników, które inicjują proces polimeryzacji. Wolne rodniki powstałe pod wpływem systemów inicjujących powodują rozpadanie się podwójnych wiązań monomerów i rozpoczęcie procesu polimeryzacji.

Kompozyty polimeryzują (twardnieją) w dwojaki sposób: po zmieszaniu masy podstawowej z katalizatorem (dwuskładnikowe) albo po naświetleniu światłem halogenowym o ściśle określonej długości fali świetlnej (jednoskładnikowe).

2.1. Kompozyty dwuskładnikowe produkowane są w postaci pasta-pasta, proszek-płyn (żywica), pasta płyn, zaopatrzonych w system aktywacji chemicznej - nadtlenek benzoilu z aminą trzeciorzędową. Inicjatorem jest nadtlenek benzoilu, który wchodząc w reak­cję z aminą trzeciorzędową powoduje powstawanie wolnych rodników. Polimeryzacja akty­wowana chemicznie zachodzi jednolicie w całej masie materiału. Materiały dwuskładnikowe najczęściej produkowane są w postaci dwóch past: pasty podstawowej i pasty katalizatora. Kompozyty pasta-pasta rozrabia się najczęściej przez zmieszanie pasty podstawowej z pastą katalizatora w proporcji 1:1 np.: Concise/3M, Silar/3M, Isopast/Vivadent i inne.

Nieliczne materiały produkowane są w postaci proszku i płynu, (podobnie jak cementy krzemowe). Materiały te przygotowuje się przez zmieszanie proszku z płynem w określonych proporcjach np. Evicrol firmy Spofa Dental. Materiały dwuskładnikowe rozrabia się zazwyczaj łopatkami z tworzyw sztucznych na bloczkach papierowych oraz nakłada się do ubytku przy pomocy instrumentów z tworzyw sztucznych - nakładaczy i upychadeł. Stosowanie instrumentów metalowych zarówno do rozrabiania materiałów jak i nakładania do ubytków powoduje starcie metalowych instrumentów przez ostrokonturowe cząsteczki twardego wypełniacza zawartego w masie kompozytu. Prowadzi to do przebarwienia materiału na sinawo - brudny kolor. Tylko nieliczne materiały takie jak: Isopast i Izofill, Izomolar firmy Vivadent można rozrabiać instrumentami metalowymi. Skład fazy nieorganicznej (wypełniacz w postaci proszku SiO₂ o wielkości ziaren 0,04µm) umożliwia takie postępowanie. Mieszanie ręczne katalizatora z bazą powoduje wprowadzenie do masy pęcherzyków powietrza co pogarsza strukturę wewnętrzną, a tym samym i strukturę powierzchni rekonstrukcji, sprzyja wprowadzeniu zanieczyszczeń i przedłuża czas pracy. Polimeryzacja materiału następuje w ściśle określonym przez producenta czasie. Zazwyczaj materiały zarabia się przez 30 sek., następne 30 sek. jest do dyspozycji lekarza na wprowadzenie materiału do ubytku, zaś twardnieją w ciągu kolejnych 2 min.

2.2. Kompozyty jednoskładnikowe. Materiały te produkowane są w postaci pasty, lub gęstego płynu (materiały typu flow), zaopatrzonych w system inicjacji polimeryzacji światłem widzialnym - zazwyczaj 0,2-0,7% kamforohinonu wraz z aminą alifa­tyczną. Materiały te po wyciśnięciu z opakowania i wprowadzeniu do ubytku, naświetla się światłem halogenowym (źródło światła o długości fali 470 nm) w celu spolimeryzowania. Energia świetlna aktywuje diketon (kamforohinon), który łączy się z ami­ną - powstaje związek kompleksowy, który rozpadając się tworzy wolne rodniki inicjujące polimeryzację żywicy kompozytowej. Aktywacja światłem ha­logenowym powoduje wiązanie od 40 do 60% żywicy kompozytowej natychmiast po rozpo­częciu naświetlania.

Należy pamiętać, że materiały zło­żone, zwłaszcza posiadające dużą ilość nieorganicznego wypełniacza, mogą przedwcześnie polimeryzować przy świetle operacyjnym lub świetle z otoczenia. Dlatego też zaleca się, aby materiały kompozytowe nie były oświetlane strumieniem bezpośrednim. Zaleca się także przechowywanie materiałów z dala od światła dziennego oraz wyjmowanie ze strzykawki na kilka sekund przed utwardzaniem.

Zaletami tego systemu jest brak konieczności ręcznego zmieszania składników preparatu (patrz wyżej), skrócenie czasu pracy lekarza (czas nakładania, modelowania jest dowolny), a o inicjacji procesu polimeryzacji decyduje moment rozpoczęcia naświetlania. Wadą tego systemu jest konieczność wyposażenia gabinetu w lampę polimeryzacyjną oraz ograniczona grubość warstwy kompozytu, która może być spolimeryzowana przez światło. Zmusza to w głębszych ubytkach do nakładania materiału warstwami i do polimeryzacji poszczególnych warstw. Grubość warstwy, która jest w stanie spolimeryzować uzależniona jest od rodzaju preparatu, koloru i właściwości lampy polimeryzacyjnej. Czas naświetlania waha się od 20 do 60 sekund. W trakcie naświetlania oczy lekarza i asystentki powinny być ochronione przez okulary lub osłony ponieważ światło polimeryzacyjne jest szkodliwe dla wzroku.

2.2.1. Lampy polimeryzacyjne produkowane są przez różne firmy w kilku typach. Lampy wieloczynnościowe ze źródłem światła halogenowego, umożliwiają uzyskanie światła polimeryzacyjnego (fioletowo-niebieskie), diagnostycznego (białe lub żółte) i do wykrywania płytki nazębnej (zielone), np. lampy - Heliomat (Vivadent). Większość produkowanych lamp posiada tylko światło polimeryzacyjne (halogenowe). Konstrukcje lamp polimeryzacyjnych umożliwiają nastawienie dowolnie wybranego czasu polimeryzacji w zakresie od 10 - 60 sek. Często czas naświetlania podawany jest cyklicznie sygnałem dźwiękowym np.: co 20 sek. W ostatnich latach wprowadzono na rynek również lampy o zmiennym natężeniu światła (soft start), w których natężenie rośnie wykładniczo w ciągu 20 sek. od wartości 200mW/mm² , do wartości 800mW/mm². Stosowane są także lampy polimeryzacyjne z plazmowym źródłem światła.

Bardzo duży wpływ na jakość wypełnienia ma głębokość utwardzenia materiału.

Podczas polimeryzacji obowiązują następujące zasady:

1. Zakładanie materiału warstwami, które nie przekraczają 2 mm grubości (ponieważ stopień utwardzenia maleje wraz ze wzrostem głębokości).

2. Na głębokość i rozległość polimeryzacji mają wpływ: moc żarówki, jakość i rodzaj światłowodu oraz innych elementów optycznych, ilość wydzielonej energii cieplnej oraz czas utwardzania.

3. Czas naświetlania każdej warstwy powinien wynosić 20-40 sekund.

4. Żywice posiadające więcej cząsteczek wypełniacza o dużych rozmiarach zostają utwardzone na większą głębokość przy tych samych warunkach ekspozycji świetl­nej. Polimeryzacja kompozytów mikrocząsteczkowych występuje do głębokości 2-­3 mm, a hybrydowych 4-5 mm. Głębokość powinna być mierzona od powierzchni światłowodu lampy utwardzającej.

5. Materiały o jaśniejszym odcieniu i bardziej przezierne polimeryzują głębiej.

6. Polimeryzacja zachodzi najszybciej w ciągu pierwszych 20 minut od aktywacji.

Polimeryzacja jest opóźniona przy obecności tlenu, który jest absorbowany przez wolne rodniki. Każda żywica, która posiada kontakt z powietrzem podczas polimeryzacji, roz­wija na swojej powierzchni warstwę nie spolimeryzowaną jako rezultat dyfuzji tlenu atmosferycznego. Warstwa ta jest cieńsza o 10-20 μm dla kompozytów utwardzanych światłem widzialnym niż dla chemoutwardzalnych.

Produkowane lampy do utwardzania różnią się między sobą wieloma cechami. Są to:

1. Źródło światła.

2. Skuteczność polimeryzacji materiału kompozytowego (głębokość i rozległość).

3. Ilość wydzielanej energii cieplnej.

4. Jakość i rodzaj elementów optycznych.

5. Obecność układu stabilizującego napięcie.

Wszystkie lampy dostępne na rynku spełniają podstawowe wymaganie, tzn. powodują utwardzenie warstwy 2-2,5 mm jednorazowo. Efektywność działania lampy maleje z cza­sem, dlatego zaleca się okresową kontrolę elementów optycznych i żarówki w lampie.

W ostatnich latach materiały kompozycyjne polimeryzowane światłem halogenowym znalazły bardzo szerokie zastosowanie głównie ze względu na łatwość pracy klinicznej oraz właściwości fizykochemiczne wypełnień. Również w ostatnich latach zdołano wyprodukować materiały, które polimeryzują pod wpływem światła oraz po pewnym czasie również chemicznie tak jak kompozyty dwuskładnikowe. Eliminuje to niebezpieczeństwo niespolimeryzowania głębszej warstwy kompozytu mimo naświetlania lampą polimeryzacyjną. Warstwa ta spolimeryzuje samoczynnie po upływie określonego czasu.

Materiały kompozycyjne przez wiele lat produkowane były jako materiały plastyczne do wypełnień ubytków próchnicowych zębów przednich - kl. III i V. Ze względu na właściwości fizykochemiczne przewyższające cementy krzemowo - fosforowe bardzo często używane były do wypełnień zębów bocznych - kl. I i II u Black'a. Ze względu na większą ścieralność niż amalgamaty materiały te jako wypełnienia dla zębów bocznych nie były akceptowane przez ADA (American Dental Association). - Amerykańskie Towarzystwo Dentystyczne. W ostatnich latach intensywne prace ośrodków badawczych doprowadziły do produkowania wyprodukowania materiałów kompozycyjnych przeznaczonych do zębów bocznych. Pierwszym materiałem, który uzyskał akceptację ADA jest preparat Occlusion. W obecnej chwili większość liczących się firm produkuje materiały przeznaczone dla odbudowy zębów trzonowych i przedtrzonowych. W niewielkim stopniu ustępują one odpornością na ścieranie i wytrzymałością na ściskanie amalgamatom, mają odpowiedni kolor i zachowują szczelność brzeżną.

2.3. Kompozyty dwuskładnikowe polimeryzujące z udziałem systemu podwójnej aktywacji, zarówno światłem, jak i chemicznej, odnosi się do kom­pozytów produkowanych w postaci pasta-pasta. Aktywacja świetlna jest stosowana do za­początkowania procesu polimeryzacji, a chemiczna do kontynuowania rozpoczętej reakcji (faza "ciemna" polimeryzacji 2-stopniowej).

Układ katalityczny jest tak dobrany, by materiał nie wiązał zbyt wcześnie. Wiązanie materiału rozpoczyna się najczęściej po 2 min. Po zarobieniu, a materiał twardnieje po ok. 6 min.

System podwójnej aktywacji stosowany jest np. w materiałach do wypełnień ubytków zębów bocznych np. P10/3M oraz w cementach żywiczych - materiałach kompozycyjnych, przeznaczonych do osadzania licówek, koron, wkładów, szyn i mostów AET, w warunkach w których z uwagi na niedostateczny dostęp światła polimeryzacyjnego zachodzi obawa, że materiał nie w pełni spolimeryzuje.

3. Własności materiałów kompozytowych.

Intensywne badania laboratoryjne i kliniczne doprowadziły do produkcji coraz to nowszych preparatów, posiadających coraz więcej cech zbliżonych do idealnego materiału do wypełnień. Współczsne kompozyty posiadają cechy fizyczno-chemiczne znacznie przewyższające cementy krzemowe i krzemowo-fosforowe jak również amalgamaty i dlatego znalazły zastosowanie w różnych dziedzinach stomatologii wypierając prawie zupełnie cementy krzemowe.

3.1. Skurcz polimeryzacyjny

Materiały kompozycyjne w trakcie wiązania kurczą się, co jest związane ze skurczem polimeryzacyjnym żywicy stanowiącej matrix kompozytu. Spowodowany on jest zmniejszeniem odległości pomiędzy cząsteczkami monomeru podczas łączenia się w polimer. Odległość między cząsteczkami zawierającymi pojedyncze wiązania -C-C- , zależna od sił Van der Waalsa, zmniejsza się z 3-4 Å do 1,54 Å po polimeryzacji. Polimeryzacji towarzyszy niewielka redukcja skurczu (10%) będąca wynikiem zwiększenia odległości (z 1,35 Å na 1,54 Å) pomiędzy cząsteczkami węgla, co jest spowodowane zamianą wiązań podwójnych CH₂=C monomeru na wiązania pojedyncze -CH₂-C polimeru. Zatem rodzaj żywicy, a zwłaszcza liczba wiązań podwójnych występujących w monomerze, będzie decydowała o wielkości skurczu polimeryzacyjnego - większa liczba wiązań w monomerze - większy skurcz polimeryzacyjny. Większy skurcz będą wykazywały materiały z większą ilością żywicy i oczywiście mniejszą ilością wypełniacza. Najmniejszy skurcz wykażą materiały do wypełnień zębów bocznych i zdecydowanie wyższy materiały płynne np. cementy łączące i materiały typu flow. Skurcz polimeryzacyjny jest tym większy, im liczniej występują cząsteczki wypełniacza. Dla materiałów, w skład których wchodzi makrowypełniacz (kompozyty trady­cyjne i hybrydowe), wynosi on od 1,0 do 2,5%, dla materiałów z mikrowypełniaczem od 2 do 3,5%. Są jednak materiały, które kurczą się powyżej 7,1%. Skurcz materiałów światłoutwardzalnych w 60% zachodzi w ciągu pierwszej minuty od rozpoczęcia naświetlania.

Tab. 1. Skurcz polimeryzacyjny materiałów kompozytowych

Materiał kompozytowy	Skurcz polimeryzacyjny
		Liniowy (%)	Objętościowy (%)
Z makrowypełniaczem	0,2-0,5	1,0-2,1
Z mikrowypełniaczem	0,3-1,9	2,0-3,5
Hybrydowy	0,4-1,2	1,1-2,5

Skurczowi polimeryzacyjnemu kompozytu towarzyszy nie tylko zmiana objętości materiału, lecz także powstanie naprężeń wewnętrznych w materiale. Zasadnicza część skurczu kompozytu występuje w czasie, gdy materiał jest jeszcze plastyczny, co objawia się zmianą objętości, rekompensowanej przez odkształcenie wolnej powierzchni materiału. W momencie osiągnięcia punktu żelowania materiał staje się sztywny, a jego skurcz przebiegający w fazie pożelowej pociąga za sobą pojawienie się naprężeń wewnętrznych. Naprężenia w wykonywanych wypełnieniach są skutkiem nie tylko skurczu materiału w fazie pożelowej, lecz wynikają również z wiązania materiału ze ścianami ubytku oraz sposobu inicjacji polimeryzacji. Występują różnice w skurczu materiałów chemo i światłoutwardzalnych.

W przypadku materiałów światłoutwardzalnych, z uwagi na większe natężenie (energię) światła i ciepła absorbowanego przez powierzchowne warstwy kompozytu, niż światła przenikającego w głąb materiału, wcześniej polimeryzuje i uzyskuje sztywność warstwa powierzchowna, co sprawia, że wektor skurczu podąża w kierunku światła. To zjawisko pociąga za sobą powstanie największych naprężeń w miejscu kontaktu materiału ze ścianami ubytku, przeciwległymi do powierzchni, na którą pada światło lampy polimeryzacyjnej. Często ten mechanizm skurczu odpowiada za utratę szczelności polimeryzujących wypełnień.

Spowolnienie procesu polimeryzacji przyczynia się do zwiększenia elastyczności materiału i wytrzymałości na zginanie oraz redukcji naprężeń wewnętrznych, poprawy adaptacji brzeżnej i szczelności wypełnień. Wykorzystano to zjawisko wprowadzając zmodyfikowane techniki (polimeryzacji) naświetlania materiałów kompozycyjnych:

• technikę dwuetapowej polimeryzacji (ang. pulse-delay cure) - naświetlanie materiału przez 2-6 sek. światłem o natężeniu 200mW/cm², a po upływie 3-5 min. światłem o natężeniu 500mW/cm², przez 40 sek.

• polimeryzacji przy udziale narastającego natężenia światła (ang. soft-start polymerisation) - naświetlanie materiału przez 20 sek. światłem o rosnącym natężeniu w zakresie 200-800mW/cm², a przez następnych 20 sek. światłem o natężeniu 800mW/cm².

W celu zmniejszenia naprężeń wynikających ze skurczu polimeryzacyjnego opracowano metodę warstwową (ang. incremental technique), przy udziale cienkich skośnych warstw materiału (o grubości co najwyżej 2 mm), z których każda jest polimeryzowana oddzielnie. Pozostawianie w każdej warstwie szerokiej wolnej powierzchni materiału pozwala zrekompensować skurcz i naprężenia materiału przez odkształcenie wolnej powierzchni każdej z warstw.

Innym sposobem zmniejszenia naprężeń na granicy wypełnienia i tkanek zęba (zwłaszcza w ścianie dodziąsłowej) była, zaproponowana przez Lutz'a w 1986 roku, metoda warstwowego wypełniania połączonego z trójstronną polimeryzacją. Pozwalała ona ukierunkować wektory skurczu materiału do ścian ubytku. Dodziąsłową warstwę kompozytu naświetla się od strony dziąsła przez klin światłoprzewodzący, kolejną warstwę - językową, od strony językowej, zaś policzkową od strony przedsionkowej.

W celu uzyskania szczelności połączenia wypełnienia i ścian ubytku zaproponowano również wypełnienia typu „kanapka” (sandwich) - pierwszą warstwę, pokrywającą zębinę stanowi cement glassionomerowy, pokryty materiałem kompozycyjnym. Glassionomer zapewnia szczelność połączenia z zębiną, kompozyt zaś wytrzymałość i dobry efekt estetyczny.

W ostatnich latach zaproponowano dla zapobiegania powstawaniu szczeliny brzeżnej na drodze skurczu polimeryzacyjnego wytwarzanie stosunkowo grubych (0,1-0,4 mm) pośrednich warstw łączących z elastycznego materiału. Elastyczne, żywicze systemy wiążące, zawierające mikrowypełniacze (stosowane w warstwie do 0,1 mm), bądź wyścielenie ubytku elastycznym materiałem typu flow (technika CBF) (w warstwie 0,2-0,5 mm) ma absorbować naprężenia wynikające ze skurczu materiału kompozycyjnego przez swoją elongację, zapobiegając zerwaniu połączenia ząb­-kompozyt.

Skurcz polimery­zacyjny pociąga za sobą: naprężenia w materiale i na jego granicy ze szkliwem i zębiną, osłabienie połączenia z tkankami zęba, powstawanie pęknięć wewnętrznych materiału, w skrajnych przypadkach złamań, tworzenie się szczeliny brzeżnej, co wiąże się z mikroprzeciekiem pozabiegową wrażliwością zęba, wzrost porowatości materiału, powiększenie powierzchni utleniającej się materiału.

Tab. 2. Skurcz polimeryzacyjny i gęstość materiałów kompozytowych wg Cooka

Materiał kompozytowy	Objętość skurczu polimeryzacyjnego	Gęstość (g/cm3)
Prodigy (Kery)	2,8 _+ 0,2	2,094 _+ 0,002
Z100 (3M)	2,2 _+ 0,2	2,113 _+ 0,011
Charisma (Kulzer)	2,2 _+ 0,3	2,021 _+ 0,002
Glacier (SDI)	1,5 + 0,1	2,018 + 0,004

3.2. Sorpcja wody i rozpuszczalność materiałów kompozytowych.

Charakterystycznymi cechami materiałów kompozytowych znajdujących się w wilgotnym środowisku jamy ustnej są:

• sorpcja wody (pęcznienie)

• rozpuszczalność (dezintegracja).

Materiały na bazie żywic chłoną wodę, powiększając swoją objętość (pęcznieją). Ilość wody pochłanianej przez materiał kompozycyjny zależy od rodzaju materiału, a ściślej mówiąc od udziału w nim składnika żywiczego. Większą ilość wody pochłaniają materiały mikrocząsteczkowe - od 1,5 do 2 mg/cm², mniejszą makrocząsteczkowe 0,6-1,1 mg/cm², zaś hybrydowe cechuje najmniejsza sorpcja wody - 0,2-0,6 mg/cm². Najmniejsze właściwości sorpcji wody mają materiały hybrydowe. Jest to związane z ni­ską zawartością procentową organicznej żywicy. Wielkość sorpcji wody zależy także od rodzaju żywicy w materiale kompozytowym. Materiały na bazie 2-metakrylatu uretanu (UDMA) wykazują tendencję do mniejszej sorpcji wody niż materiały z udziałem żywiy Bis-GMA.

Sorpcja wody przez materiał kompozycyjny pociąga za sobą szereg zmian, w większości niekorzystnych, tak w materiale jak i jego połączeniu z tkankami zęba. Skutkiem sorpcji wody jest zmniejszenie wytrzymałości materiału kompozytowego (pęcznienie powoduje rozluźnienie struktury materiału - zmniejszenie spójności żywicy i osłabienie połączenia między żywicą i wypełniaczem). Pęcznienie materiału powoduje naprężenia w miejscu połączenia materiału ze szkliwem i zębiną, które wraz ze skurczem polimeryzacyjnym materiału, przyczyniają się do powstania szczeliny brzeżnej. Chociaż powiększenie objętości w wyniku sorpcji wody wyrównuje częściowo skutki skurczu polimeryzacyjnego, to jednak kierunek zwiększania objętości nie musi pokrywać się z wektorem skurczu materiału. Dlatego mimo powiększenia objętości materiału może dojść do zwiększenia naprężeń na pograniczu materiału i twardych tkanek zęba. Za osłabienie połączenia materiału z tkankami zęba odpowiada także dyfuzja wody w szczelinie łączącej, która jest znacznie szybsza (nawet do 400 razy) w porównaniu z dyfuzją wody przez materiał. Sorpcja wody powoduje również pogorszenie estetyki wypełnienia poprzez zmianę jego transparencji.

Sorpcja wody wiąże się także z rozpuszczalnością materiałów kompozytowych. Rozpuszczalność materiałów kompozytowych, po zakończeniu chemicznego wiązania jest niewielka, ale prowadzi do hydrolitycznej degradacji materiału, co objawia się po­rowatością powierzchni i osłabieniem jego wytrzymałości. Z materiałów kompozytowych uwalniane są głównie nie związane monomery i jony metali (baru czy strontu) dodawane do materiału jako środek kontrastujący na zdjęciach rtg. Rozpuszczalność materiału zależy od rodzaju żywicy stanowiącej matrix. Materiały na bazie 2-metakrylatu uretanu (UDMA), w porównaniu z Bis-GMA, wykazują tendencję do mniejszej rozpuszczalności. Rozpuszczaniu materiału towarzyszy osłabienie wiązania pomiędzy matrycą kompozytu, a cząsteczkami wypełniacza spojonego silanem. Z uwagi na różnice w rozszerzalności termicznej żywicy (matrix) i wypełniacza, raptowne zmiany temperatury sprzyjają opisanemu zjawisku.

Opisane zmiany nasilają się znacznie przy niedostatecznej polimeryzacji żywicy stanowiącej matrix kompozytu, mamy wówczas do czynienia z dużo większym udziałem nie związanych monomerów w żywicy, łatwych do wypłukiwania z materiału. Skrócenie czasu naświetlania materiału kompozycyjnego o 25% powoduje dwukrotny wzrost sorpcji wody i 4-6-krotny wzrost rozpuszczalności żywicy.

Hydrolitycznej dezintegracji materiałów kompozytowych sprzyja także rozproszenie wypełniaczy w matrycy, stąd mniejsza odporność materiałów mikrocząsteczkowych na rozpad hydrolityczny.

Tab. 3. Sorpcja wody

Materiał kompozytowy	Sorpcja wody (mg/cm^2)
Z makrowypełniaczem Z mikrowypełniaczem Hybrydowy	0,6-1,1 1,5-2,0 0,2-0,6

Sorpcja wody rozpoczyna się 4-6 godzin po założeniu wypełnienia i trwa ok. 28 dni, przy czym najintensywniej przebiega w ciągu pierwszych 7-10 dni. Dlatego też wydaje się celowym zalecanie pacjentowi z założonym wypełnieniem kompozytowym, szczególnie w odcinku przednim łuku zębowego, aby przez kilka godzin unikał takich produktów, jak kawa, herbata, papierosy, gdyż barwniki w nich zawarte mogą penetrować powierzchnię materiałów na głębokość od 3 do 5 μm. Przebarwienia wypełnień mogą zdarzać się zarów­no w przypadku materiałów chemo-, jak i światłoutwardzalnych. Większość wypełnień chemoutwardzalnych traci kolor w ciągu 1-3 lat po założeniu. Jest to związane z utlenia­niem pozostałych amin trzeciorzędowych. Wypełnienia światłoutwardzalne są bardziej od­porne na przebarwienia, pod warunkiem że są prawidłowo spolimeryzowane.

3.3. Rozszerzalność termiczna

Zmiany temperatury, typowe dla środowiska jamy ustnej (5-55^oC) powodują rozszerzanie i kurczenie się tkanek zęba oraz materiałów służących do ich odbudowy. W wysokiej temperaturze nastę­puje rozszerzanie materiałów, a w niskiej kurczenie. Materiał przeznaczony do wypełnień powinien posiadać rozszerzalność termiczną zbliżoną do rozszerzalności szkliwa i zębiny. Jeśli różnica w rozszerzalności termicznej pomiędzy tkanką zęba a użytym materiałem jest duża, to prowadzi to do powstania naprężeń na granicach stycznych i w konsekwencji szczeliny brzeżnej, mikroprzecieku i wtórnej próchnicy zębów.

Miarą rozszerzalności termicznej materiałów jest wartość współczynnika rozszerzalności termicznej, tj. przyrostu jego długości na 1^oC. Wartości współczynnika rozszerzalności termicznej dla różnych tkanek i materiałów przedstawiają się następująco: szkliwo 12 x 10^-6/°C, zębina 14 x 10^-6/°C, amalgamat 25 x 10^-6/°C, złoto 15 x 10^-6/°C, cement glassionomerowy 10-11 x 10^-6/°C, kompozyty hybrydowe i makrocząsteczkowe 30-40 x 10^-6/°C, kompozyty mikrocząsteczkowe 60 x 10^-6/°C. Współczynnik rozszerzalności termicznej dla materiałów z mikrowypełniaczem jest dwukrotnie wyższy niż dla materiałów tradycyjnych ze względu na wysoką zawartość żywicy i cząsteczek wypełniaczy krzemowych. Żywice hybrydowe mają podobny współczynnik do amalgamatu, dlatego bardziej nadają się do odbudowy zębów bocznych. Aby zmniejszyć rozszerzalność termiczną, można dodawać cząsteczki wypeł­niacza ze szkła cynkowego. Niektóre materiały zawierają w swoim składzie więcej niż jeden typ wypełniacza dla uzyskania odpowiedniej rozszerzalności termicznej.

Tab. 4. Współczynnik rozszerzalności termicznej wg Abousha, Vowlesa i Cooka

Materiał kompozytowy	Współczynnik rozszerzalności termicznej (ppm/°C)
Valux Plus (3M)	32,7
Charisma (Kulzer)	49,8
Glacier (SDI)	16,0
Herculite XRV (Kerr)	57,8
Pertac-Hybrid (ESPE)	59,0
Brillant-Dentin (Coltene)	63,5
Heliomolar (Vivadent) -	81,5

3.4. Przepuszczalność dla promieni rentgenowskich

Wypełnienie z materiału kompozytowego powinno być nieprzepuszczalne dla promie­ni rentgenowskich. Jest to konieczne do oceny konturów wypełnień, obecności ewentual­nych nawisów i niedoborów materiału, defektów brzeżnych, pęcherzyków powietrza oraz wykrywania ognisk próchnicy wtórnej.

Stopień przepuszczalności promieni rentgenowskich przez tkanki zęba i materiały kompozytowe jest porównywalny do przepuszczalności standardowego wzorca, którym jest płytka aluminium. Szkliwo jest tkanką prawie nieprzepuszczalną dla promieni rentgenowskich i odpowiada 4-milimetrowej płytce aluminium, zębina natomiast 2 milimetrowej. Aby materiał był uznany za nieprzepuszczalny, musi mieć (wg międzynarodowych stan­dardów) przepuszczalność taką jak 2-milimetrowa płytka aluminium. Materiały kompozy­towe ustępują znacznie amalgamatowi, który ma przepuszczalność porównywalną z 21milimetrową płytką aluminium.

Właściwości pochłaniania promieni rentgenowskich materiały kompozytowe zawdzię­czają pierwiastkom o wysokiej masie cząsteczkowej, takim jak bar, stront, występujących w postaci nierozpuszczalnych soli.

3.5. Elastyczność

Moduł elastyczności jest miarą sztywności materiału. Zależy on od natury cząsteczek fazy organicznej oraz sztywności połączenia matrycy z wypełniaczem. Im wyższy jest mo­duł elastyczności, tym większa odporność materiału na odkształcenie. Dla materiałów z mikrowypełniaczem wynosi średnio od 4 do 8 GPa, co świadczy o najsztywniejszej budo­wie. Dla materiałów z makrowypełniaczem moduł elastyczności waha się w granicach od 7,1 do 16,6 GPa, a dla kompozytów hybrydowych wynosi 14 GPa. Materiały kompozytowe z większą ilością cząsteczek wypełniacza posiadają wyższe wartości współczynnika ela­styczności zbliżone do zębiny 18,5 GPa. Wszystkie materiały kompozytowe cechują się zdecydowanie mniejszą sztywnością niż szkliwo, dla którego moduł elastyczności wynosi 82,5 GPa. Znaczne różnice pomiędzy wartością współczynnika elastyczności materiałów a tkankami zęba mogą doprowadzić do deformacji i podatności materiału na złamanie.

3.6. Porowatość

Porowatość to cecha wszystkich materiałów kompozytowych, sprzyja retencji barwni­ków, kolonizacji bakterii oraz obniża wartości estetyczne wypełnienia. Dla materiałów światłoutwardzalnych jest zdecydowanie mniejsza niż dla chemoutwardzalnych. Spośród kompozytów światłoutwardzalnych najmniejszą porowatość wykazują kompozyty hybry­dowe - 0,18 do 2,5%, większą mikrocząsteczkowe - 0,3 do 3,8% i największą materiały tra­dycyjne - 0,7 do 8,4%.

Stopień porowatości związany jest z:

1. Stosunkiem ilościowym żywicy do wypełniacza.

2. Sposobem przygotowania materiału i manipulacją podczas wprowadzania materiału do ubytku; podczas mieszania materiału następuje wprowadzanie pęcherzyków powietrza, które powodują powstawanie porowatości; najkorzystniejsze jest zakładanie materiałów jednoskładnikowych ze strzykawki bezpośrednio do ubytku.

3. Uszkodzeniem prepolimeryzowanych cząsteczek wypełniacza.

4. Sorpcją wody.

3.7. Korozja

Oddziaływanie chemiczne ze strony środowiska jamy ustnej powoduje hydrolityczny rozpad żywicy lub wypełniacza. Oba procesy mają wpływ na zużycie materiałów zarówno w miejscach kontaktów okluzyjnych, jak i w miejscach wyłączonych ze zgryzu.

Korozja w połączeniu z innymi obciążeniami powoduje powstawanie mikropęknięć, które w przyszłości mogą doprowadzić do rozległych złamań kompozytu. Zdecydowanie bardziej odporne na korozję są materiały z dużą ilością wypełniacza, dające gładką po­wierzchnię po wypolerowaniu, ze stabilną hydrolitycznie fazą organiczną oraz z mocnym połączeniem pomiędzy żywicą a wypełniaczem.

3.8. Kolor i przezierność

Większość preparatów produkowana jest w kilku kolorach umożliwiających odpowiedni dobór barwy. Również pod względem przezierności (transparencji) lekarz ma możliwość doboru preparatów o małej przezierności - opaker, lub o dużej przezierności - trans lub użycia materiałów o przezierności średniej (standardowej). Dobór koloru i przezierność stwarza możliwość wykonywania rekonstrukcji nie różniących się wyglądem od tkanek zęba. Materiały do zębów bocznych charakteryzują się mniejszą przeziernością. W tej grupie istnieją również możliwości doboru koloru. Trwałość barwy zwłaszcza nowych preparatów jest bardzo duża. Uzależniona jest często od struktury powierzchni rekonstrukcji - poprawności wypolerowania.

Podstawowymi własnościami optycznymi wszystkich materiałów są: jasność powierzchniowa, czyli luminacja, przenikalność i absorpcja. Brak przezroczystości jest ilora­zem padającego i wychodzącego natężenia światła i tym samym stanowi miarę nieprzepusz­czalności światła. Wielkość tę wylicza się z ilorazu jasności powierzchniowej na czarnym i białym tle. Materiały złożone zawierające mikrowypełniacze są w badaniach porównaw­czych bardziej przezierne niż materiały konwencjonalne. Przezierność wyraża się w optycz­nej gęstości na mm².

3.9. Twardość

Twardość materiału określa jego odporność na działanie sił powstających między inny­mi w trakcie żucia. Warunkują ją następujące czynniki:

1. Porowatość.

2. Rodzaj cząsteczek wypełniacza.

3. Stosunek ilościowy żywicy do wypełniacza.

4. Właściwie przeprowadzona polimeryzacja.

W zależności od rodzaju kompozytu twardość przyjmuje różne wartości. Dla materia­łów chemoutwardzalnych wartości są średnio o 15% niższe niż dla materiałów światłoutwardzalnych.

Powierzchnia materiału kompozytowego jest zawsze mniej twarda niż warstwy leżące głębiej. Wiąże się to z większą zawartością substancji organicznych i inhibicyjnym oddzia­ływaniem tlenu na proces polimeryzacji. Twardość powierzchni wypełnienia można zwiększyć o 2-4% poprzez po­wtórne naświetlanie. Materiały kompozycyjne przeznaczone do wypełnień zębów bocznych odznaczają się dużą twardością zbliżoną do amalgamatu.

3.10. Odporność na "zużycie"

Odporność na ścieranie kompozytów przeznaczonych do wypełnień zębów przednich jest zdecydowanie większa niż cementów krzemowych i krzemowo - fosforowych. Zużycie żywic kompozytowych to proces złożony. Z jednej strony zależy od reakcji ka­talizy i hydrolizy zachodzących przy udziale enzymów zawartych w ślinie, takich jak hydrolaza i esteraza, z drugiej strony powiązane jest z fizyczną degradacją powierzchni. Kli­niczne zużycie materiału objawia się chropowatością na skutek ścierania się matrycy, wy­padania cząstek wypełniaczy, złamań cząsteczek wypełniaczy wraz z matrycą lub ekspozy­cji pęcherzyków powietrza.

Ścieralność materiału powinna być porównywalna ze ścieralnością szkliwa. Uzyskuje się to poprzez dodanie cząsteczek szkła, baru lub cynku. Zbyt duże i zbyt twarde cząstecz­ki, np. kwarcu, mogą doprowadzić do wcześniejszego zużycia szkliwa zębów przeciwstaw­nych.

W zdecydowanej większości preparatów z makrowypełniaczem powierzchnia rekonstrukcji

(wypełnień) oglądana na sucho gołym okiem mimo polerowania jest matowa. Okazało się, że decydujący wpływ na ścieralność kompozytów ma odległość między poszczególnymi cząsteczkami. Tylko wtedy kiedy odległość ta jest mniejsza niż 0,1*m zaznacza się wyraźna tendencja do zmniejszania ścieralności. Przeciętna odległość między cząsteczkami zawartego w kompozycie wypełniacza może być zmniejszona poprzez zredukowanie wielkości cząsteczek wypełniacza. Zastosowanie wypełniacza SiO₂ o wielkości ziaren 0,1-0,5 µm (100-500 Å) zdecydowanie zmniejszyło podatność kompozytu na ścieranie i umożliwiło uzyskanie powierzchni kompozytu o lustrzanym połysku. Zatem materiały kompozytowe z mikrowypełniaczem mają większą odporność na zużycie z uwagi na bardziej homogenną budowę i dużą gładkość powierzchni. Proces ścierania obejmu­je jednolicie całą powierzchnię materiału, a małe odległości pomiędzy cząstkami wypełnia­cza stwarzają ochronne warunki dla matrycy.

Materiały tradycyjne z makrowypełniaczem wykazują małą odporność na ścieranie ze względu na zjawisko wycierania się żywicy otaczającej duże cząstki wypełniacza i utraty bloków polimerów oraz złamań kohezyjnych cząsteczek wypeł­niaczy wraz z matrycą.

Materiały zawierające wypełniacz zbudowany z mikro- i makrocząsteczek, czyli kompozyty hybrydowe, wykazują bardzo dużą odporność na zużycie. Charakteryzują się powolną de­gradacją, a także zwiększoną gęstością i spójnością fazy organicznej i nieorganicznej. Z uwagi na te własności materiały hybrydowe są najbardziej odpowiednimi z kompozytów do wypełnień ubytków w zębach bocznych.

Ścieralność materiałów złożonych uzależniona jest od:

1. Odporności spolimeryzowanej żywicy.

2. Rodzaju, gęstości, twardości i wielkości wypełniacza.

3. Chemicznej odporności materiałów łączących.

4. Jakości i rodzaju połączenia żywicy z wypełniaczem.

Czynniki mające wpływ na zużycie żywic kompozytowych:

1. Zgryz urazowy.

2. Rozległość wypełnienia powoduje zmniejszenie jego odporności na zużycie.

3. Niewłaściwe przygotowanie materiału do wprowadzenia do ubytku, np. zbyt ener­giczne mieszanie, powoduje wprowadzenie pęcherzyków powietrza.

4. Niewłaściwe opracowanie wypełnienia powoduje pozostawienie materiału i powsta­wanie zaburzeń zwarcia.

5. Nieprawidłowa polimeryzacja światłem ' halogenowym. Zbyt krótkie naświetlanie powoduje niecałkowite związanie materiału.

6. Złe wykończenie wypełnienia, tzn. niewłaściwe wypolerowanie materiału bądź nad­mierne szlifowanie, może doprowadzić do depolimeryzacji matrycy.

7. Wysokie amplitudy temperatur osłabiają właściwości mechaniczne materiału.

3.11. Odporność na złamania

Odporność na złamania mierzona jest ilością energii potrzebnej do wywołania złama­nia materiału. Materiały kompozytowe z większą ilością wypełniacza oraz z większymi cząstkami wypełniacza mają większą odporność na złamanie. Dla poszczególnych klas kompozytów wartości siły potrzebnej do złamania przedstawiają się następująco (od naj­mniejszej do największej): materiały kompozytowe z mikrowypełniaczem, materiały kom­pozytowe o małych cząsteczkach, materiały kompozytowe z makrowypełniaczem i hybry­dowe.

Odporność na złamania w środowisku jamy ustnej zmniejsza się z powodu sorpcji wo­dy i degradacji materiału.

Tab. 8. Odporność materiałów kompozytowych na złamanie

Materiał kompozytowy	Odporność na złamania (MNm^-1,5 )
Z makrowypełniaczem i hybrydowe	1,4-2,0
Z mikrowypełniaczem	0,7-1,2
O małych cząsteczkach	0,9-1,3
Wzmacniane włóknami	3,0

3.12. Wytrzymałość

Wytrzymałość mechaniczna kompozytów jest zdecydowanie większa niż cementów krzemowych i krzemowo - fosforowych. Wytrzymałość na nacisk jest wystarczająca aby odbudować powierzchnie żujące zębów trzonowych i przedtrzonowych oraz brzegi sieczne zębów przednich. Rekonstrukcje z materiałów kompozycyjnych wykazują dużą odporność na działanie środowiska jamy ustnej.

Na wytrzymałość materiałów kompozytowych składa się odporność na rozciąganie i ściskanie.

Odporność na rozciąganie zależy od ciągliwości matrycy oraz od oddalenia cząsteczek wypełniacza. Największą odpornością na rozciąganie charakteryzują się materiały hybry­dowe - 51,7-66,8 MPa. Jest to wartość porównywalna z odpornością na rozciąganie zębiny, która wynosi 51,7 MPa. Materiały kompozytowe z mikrowypełniaczem posiadają odpor­ność na rozciąganie od 30 do 56 MPa, a materiały kompozytowe z makrowypełniaczem od 35 do 50 MPa. Odporność materiałów kompozytowych na rozciąganie jest porównywalna z odpornością amalgamatu, która wynosi 60 MPa.

Odporność na ściskanie szkliwa i zębiny to odpowiednio: 400 MPa i 300 MPa. Kompo­zyty z wypełniaczem mikrocząsteczkowym wykazują małą odporność na ściskanie - 190­- 260 MPa, nieco bardziej odporne są kompozyty tradycyjne - 250-300 MPa, a największą odporność na ściskanie, porównywalną z tkankami zęba, mają kompozyty hybrydowe ­300-450 MPa.

Tab. 9. Wytrzymałość na ściskanie

Materiał kompozytowy	Wytrzymałość na ściskanie (MPa)
Helioprogress (Vivadent)	63,0
Herculite (Kerr)	113,4
Heliomolar Ro (Vivadent)	340,0
Tetric (Vivadent)	230,0

Amalgamat posiada nieco wyższą odporność na ściskanie - 350-500 MPa, lecz po godzi­nie osiąga jedynie 1/3 całkowitej wartości, podczas gdy materiały kompozytowe po jednej godzinie uzyskują 80-95% odporności maksymalnej. Wytrzymałość materiałów kompozy­towych zależy od:

a) wielkości i ilości cząsteczek wypełniacza,

b) jakości połączenia fazy organicznej z fazą nieorganiczną,

c) stopnia polimeryzacji.

3.13. Wydzielanie fluoru

Wydzielanie jonów fluoru przez materiały kompozytowe jest właściwością bardzo pożą­daną. Warunkuje ona długotrwałe zabezpieczenie zęba przed wystąpieniem próchnicy wtórnej, zwiększa odporność szkliwa, podnosi poziom fluoru w ślinie oraz może być inhibitorem kariogennego działania drobnoustrojów. Stosowanie materiałów złożonych z fluorem pozwala na uniknięcie próchnicy wtórnej przez co najmniej 2 lata od ich założenia. Fluor w materiałach kompozytowych może występować w postaci fluorków: NaF, YbF₃ i YF lub szkła fluorowego. Związki fluoru dodawane do materiałów złożonych mogą speł­niać jednocześnie funkcję środka cieniującego umożliwiającego widoczność wypełnienia na zdjęciach rentgenowskich. Fluorek iterbu (YbF₃), stosowany jako część składowa kompozytów, powoduje długotrwałe wydzielanie jonów fluoru i wbudowywanie go bezpośred­nio do szkliwa i zębiny. Mechanizm najlepiej poznany jest w przypadku materiału Helio­molar, który zawiera ok. 5% fluorku iterbu. Zaobserwowano, że materiał Tetric posiadają­cy ok. 15% fluorku iterbu uwalnia jony fluoru, które ulegają kumulacji w ciągu roku. Ba­dania laboratoryjne wykazują, że po około 10 tygodniach materiały uwalniają jony fluorko­we na stałym poziomie, ok. 1,0 ppm. Poziom ten jest wystarczający do długotrwałego za­bezpieczenia zęba przed próchnicą wtórną. Ilość uwalnianych jonów zależy także od ilości zawartego wypełniacza w materiale złożonym. Im mniej wypełniacza, tym materiał łatwiej i mocniej wiąże fluor, utrudniając jednocześnie uwalnianie.

W przypadku stosowania systemu Fluor-ever, fluorek sodu nie stanowi integralnej czę­ści materiału złożonego, lecz jest do niego dodawany, a jony fluoru wydzielane z NaF wni­kają głównie do szkliwa.

Nowa grupa materiałów wypełniających, którą reprezentują Ariston pHc i Degufill Mineral, posiada zdolności uwalniania jonów zdolnych do buforowania kwasów w momencie, gdy spada pH w jamie ustnej. Rezerwuar minerałów jest wciąż uzupełniany podczas stoso­wania środków do higieny jamy ustnej zawierających fluorki.

Materiał Ariston pHc zawiera nowy rodzaj wypełniacza, szkło alkaliczne, które wydzie­la 3 rodzaje jonów: fluorkowy, hydroksylowy i wapniowy. Ilość wydzielanych jonów fluor­kowych (F-) jest porównywalna z ilością wydzielaną przez cementy glassjonomerowe i uzależniona odwrotnie proporcjonalnie od pH śliny. Po 16 tygodniach z 1 cm² uwalnia się około 400 μg jonów fluorkowych. Ilość wydzielanych jonów hydroksylowych (OH-) jest uzależniona od wartości pH śliny. Przy niskim pH (ok. 4) uwalnia się znacznie więcej jo­nów hydroksylowych niż przy pH obojętnym (ok. 7). W ten sposób pH wokół wypełnienia nie spada nigdy poniżej wartości krytycznej 5,5. Po 16 tygodniach z 1 cm² uwalnia się ok. 120 μg jonów hydroksylowych. Wzrastająca ilość wydzielanych jonów wapniowych przy zmniejszającym się pH śliny powoduje przesunięcie reakcji zachodzących w jamie ustnej w kierunku remineralizacji. Po 16 tygodniach z 1 cm² materiału uwalnia się ok. 1600 μg jo­nów wapniowych.

4. Biologiczne właściwości materiałów kompozytowych

4.1. Szczelina brzeżna i mikroprzeciek.

Pod pojęciem szczeliny brzeżnej rozumiemy niewielką przestrzeń pomiędzy tkankami zęba a wypełnieniem o wielkości około 2-25 μm, przez którą przenikają płyny, mikroorga­nizmy, toksyny i substancje zawarte w ślinie oraz jony.

Najbardziej niebezpieczny jest mikroprzeciek bakteryjny, który pojawia się już przy szerokości szczeliny 2 μm. Szczelina brzeżna i mikroprzeciek uważane są ciągle za główną wadę materiałów kompozytowych. Wynika ona z ich skurczu podczas polimeryzacji, nie­korzystnego padania światła podczas wiązania, ze współczynnika rozszerzalności termicz­nej, hydrofilności materiału oraz z tego, że niejednokrotnie wypełnienia przydziąsłowe łą­czą się ze szkliwem, ale mają kontakt z cementem korzeniowym lub zębiną.

Badania radiograficzne wykazują, że całkowita eliminacja przecieku brzeżnego jest nie­możliwa.

Dotychczas uważano, że sorpcja niewielkich ilości wody przez świeżo związany kompo­zyt powoduje pewnego stopnia rozszerzenie materiałów, co teoretycznie mogłoby wyrów­nać skurcz polimeryzacyjny. Powstała szczelina brzeżna pochłania jednak większość wody, zmniejszając pęcznienie materiału w kierunku na zewnątrz ubytku. Korzystne byłoby po­zostawienie nadmiaru materiału zabezpieczającego powstałą szczelinę brzeżną, co w prak­tyce jest niemożliwe. Podobnie niemożliwe jest użycie monomerów hydrofilnych.

4.2. Oddziaływanie biologiczne kompozytów.

Liczne prace wykazały, że materiały kompozytowe są toksyczne dla miazgi zęba i dlatego wymagają stosowania podkładów izolujących. Uważa się że toksyczność materiałów kompozycyjnych jest znacznie mniejsza niż cementów krzemowych i zależna jest od rodzaju preparatu. Najczęściej jako materiały podkładowe pod kompozyty stosuje się cementy polikarboksylowe (Bondal, Adhesor i inne), a ostatnio cementy glassionomerowe (Baseline) - opisane będą w osobnym opracowaniu. W głębokich ubytkach stosuje się podkłady wodorotlenkowo-wapniowe np. Dycal, a następnie albo glassjonomer, albo cement polikarboksylowy i materiał kompozycyjny. Nie wolno stosować jako podkładów preparatów na bazie eugenolu np.tlenek cynku z eugenolem ponieważ doprowadza to do szybkiego przebarwiania wypełnień z kompozytów. Najczęściej materiałem podkładowym pokrywa się cienką warstwą zębinę aż do granicy ze szkliwem. Cement polikarboksylowy i glassjonomer wykazują adhezję do zębiny, dzięki temu dają one szczelne połączenie pomiędzy zębiną i podkładem. Materiał kompozycyjny łączy się z podkładem również bardzo szczelnie. Tym sposobem uzyskuje się szczelność wypełnień na granicy zębiny z materiałem wypełniającym. Materiały kompozycyjne nie wykazują adhezji do zębiny i położone bezpośrednio na zębinie nie zapewniają szczelności wypełnienia.

Najnowsze badania dowodzą, że za powikłania zapalne występujące po wypełnianiu ubytków kompozytami odpowiedzialny jest brak szczelności i związany z tym mikroprzeciek na granicy wypełnienia i ubytku. W ostatnich latach poprawa szczelności brzeżnej wypełnień z materiałów kompozycyjnych (po zastosowaniu systemów wiążących nowej generacji) umożliwiła wykonywanie wypełnień bez materiałów podkładowych. Nie obserwowano szkodliwego działania kompozytów na dziąsło brzeżne ani błonę śluzową policzka i warg.

4.3. Toksyczność

Problem toksycznego oddziaływania materiałów kompozytowych i ich czynników wiążących na tkanki żywe, zwłaszcza na miazgę zębową, pozostaje nadal otwarty. Nowoczesne materiały kompozytowe mogą wywoływać zmiany patologiczne o różnym stopniu nasile­nia, począwszy od zwyrodnienia odontoblastów i fibroblastów, nacieków zapalnych, aż do rozległych ognisk martwicy i ropni włącznie. Pojawiają się jednak zdania o braku szkodli­wości tych materiałów, jako że za główny czynnik sprawczy podaje się bakterie i ich toksy­ny pochodzące z mikroprzecieku brzeżnego.

Żywica z Bis-GMA może spowodować zwyrodnienie kolagenu zębiny, a przez to pośrednio uszkadzać miazgę. Systemy wiążące wykazują bardzo zróżnicowane działanie cyto­toksyczne - od minimalnej toksyczności (Dentin Protector) do dużej (Scotch Bond) i bardzo dużej (Visiobond, Adaptic Bonding Agent). Wiele preparatów wykazuje toksyczność aż do dwóch lat po spolimeryzowaniu. Ogólnie przyjmuje się, że materiały złożone star­szych generacji, których żywica oparta jest na polimetakrylanie PMMA, np. Evicrol, są znacznie bardziej szkodliwe niż materiały nowszych generacji zawierające Bis-GMA. Inne silnie toksyczne związki to 2-metakrylat uretanu (UDMA), 2-metakrylat etyleno-glikolu (EGDMA), stabilizatory ultrafioletu, tzn. benzofenon i kwas benzoinowy oraz inicjator ­nadtlenek benzoilu.

Chemoutwardzalne materiały uszkadzają miazgę w większym stopniu niż materiały utwardzane światłem. Szkodliwy wpływ związków chemicznych na miazgę zmniejsza grubość samej zębiny poprzez utrudnianie procesu dyfuzji. Po opracowaniu ubytku zębina pokryta jest tzw. warstwą mazistą, która zmniejsza jej przepuszczalność. Ważną rolę odgrywa także warstwa zębiny sklerotycznej, obecnej w ubytku próchnicowym.

Żywice łączące (z wyjątkiem materiałów najnowszej generacji) zakładane w bardzo głębokich ubytkach wywołują wyraźną reakcję ze strony fibroblastów miazgi zęba, często są zdecydowanie bardziej toksyczne niż materiały złożone. Zmiany mają na ogół charakter przewlekły, tzn. początkowo przebiegają bez klinicznie rozpoznawalnych symptomów. Czasami obserwuje się wrażliwość pozabiegową zęba, a nawet bóle po założeniu materiału kompozytowego. Objawy bólowe stwierdza się także po osadzeniu kompozytowych wkła­dów, nakładów, koron częściowych. Przyczyną ich mogą być naprężenia w materiale kom­pozytowym, stosowanym do ich osadzania, mikroprzeciek oraz przemieszczanie się płynu w kanalikach zębinowych.

Celem zmniejszenia lub wyeliminowania toksycznego oddziaływania materiałów złożonych oraz systemów wiążących na miazgę zaleca się stosowanie podkładów izolujących na bazie wodorotlenku wapnia (twardniejących). Podkłady na bazie tlenku cynku z eugeno­lem nie mogą być wykorzystywane pod wypełnienia kompozytowe, gdyż eugenol zaburza proces polimeryzacji, a także przebarwia materiał kompozytowy.

4.4. Reakcje alergiczne

W następstwie bezpośredniego kontaktu materiału kompozytowego z tkankami może dojść do powstania reakcji alergicznych. Niecałkowicie spolimeryzowana żywica zawiera monomery, które są silnymi alergenami. Najbardziej niebezpiecznym alergenem jest HEMA. Monomer przenika przez kanaliki zębinowe do miazgi i powoduje powstawanie odpowie­dzi immunologicznej. Poza monomerami częstą przyczyną reakcji alergicznych jest for­maldehyd - produkt reakcji utleniania, który występuje w spolimeryzowanym kompozycje jeszcze 115 dni po utwardzeniu, najczęściej w najbardziej zewnętrznej warstwie materiału, wiążącej przy dostępie tlenu.

Monomery alifatyczne i aromatyczne mogą wywoływać także reakcje alergiczne w po­staci dermatoz kontaktowych u personelu medycznego. Alergeny te posiadają zdolność przenikania nawet przez rękawice ochronne z lateksu. Profilaktyka polega na unikaniu bezpośredniego kontaktu materiału kompozytowego ze skórą.

4.5. Oddziaływanie lampy do utwardzania materiałów kompozytowych

Wiązka światła widzialnego emitowanego przez lampę służącą do polimeryzacji mate­riałów kompozytowych powoduje wzrost temperatury, co może mieć uszkadzający wpływ na miazgę. Przyrost temperatury w miejscu naświetlania zwiększa się wraz z czasem, osią­gając po 60 sekundach wartości od 3,4°C do 14,5°C. Zaobserwowany nieco wyższy przyrost temperatury na powierzchni policzkowej w odniesieniu do powierzchni podniebiennej może być spowodowany dodatkowym ciepłem powstałym po polimeryzacji wypełnienia. Najszybszy przyrost temperatury ma miejsce w ciągu początkowych 20-30 sekund naświe­tlania, po czym następuje szybkie wychłodzenie zęba w czasie następnych 20-30 sekund. Założenie kolejnej warstwy materiału i ponowne naświetlenie zęba po 10-25 sekundach po­woduje jednak dalszy (w porównaniu z pierwszym naświetleniem) wzrost temperatury o 2­5°C. Aby zapobiec urazowi termicznemu miazgi, wskazane jest skracanie czasu naświetla­nia do minimum niezbędnego dla polimeryzacji oraz wydłużanie przerw pomiędzy kolej­nymi naświetlaniami.

Zbyt długi czas naświetlania oraz zbyt duża intensywność światła mają wpływ na po­wstawanie uszkodzenia siatkówki oka osoby pracującej z lampą polimeryzacyjną. Czas eks­pozycji uznany za szkodliwy jest bardzo długi, stąd ryzyko szkodliwego oddziaływania na tkanki podczas polimeryzacji kompozytu jest znikome. Zaleca się jednak stosowanie pod­

czas zabiegu polimeryzacji okularów ochronnych bądź specjalnych osłonek fabrycznie do­łączanych do lamp.

4.6. Oddziaływanie na przyzębie i błonę śluzową.

Badania kliniczne i laboratoryjne wykazują, że materiały kompozytowe mają bardziej szkodliwy wpływ na przyzębie i błonę śluzową jamy ustnej niż cementy szklano-jonome­rowe. Nieprawidłowo spolimeryzowany kompozyt posiadający mniejszą ilość wypełniacza może powodować stany zapalne dziąsła brzeżnego. Często trudno jest jednoznacznie okre­ślić, czy reakcja zapalna jest wywołana przez toksyczne oddziaływanie materiału, czy też większym odkładaniem się płytki nazębnej na kompozytach. Prawidłowa higiena jamy ust­nej w dużym stopniu zapobiega stanom zapalnym dziąsła brzeżnego.

5. Wady materiałów kompozycyjnych.

5.1. Powierzchnia wypełnień

Zwłaszcza kompozyty z grupy microfill, ale również hybrydowe stwarzają możliwość uzyskania gładkiej i lśniącej powierzchni wypełnień. Stopień uzyskanej gładkości uzależniony jest od rodzaju preparatu i sposobu polerowania. Rekonstrukcje poleca się polerować krążkami ściernymi o różnej gradacji ścierniwa , pastami polerującymi lub gumkami. Sposób wykańczania wypełnień określony jest przez producenta. Makrofile z uwagi na gruboziarnisty wypełniacz nie dają się wypolerować, nie można uzyskać gładkiej i lśniącej powierzchni.

1. Styczność brzeżna.

Materiały kompozycyjne odznaczają się minimalnym skurczem polimeryzacyjnym oraz bardzo niewielką sorpcją wody. Zapewnia to stabilność kształtu rekonstrukcji i dobrą styczność brzeżną - szczelność wypełnień. Materiały kompozycyjne zastosowane w metodzie AET (Acid Etch Technique) wykazują adhezje do szkliwa zębów. Jest to jedna z najważniejszych cech materiałów kompozycyjnych, która umożliwia uzyskanie trwałych klinicznie połączeń między wypełnieniem, a tkanką zęba (adhezja materiałów kompozycyjnych do twardych tkanek zęba opisana jest w innym opracowaniu).

2. Brak cech adhezji do zębiny

Do połączenia z zębiną wymagają użycia żywic pośrednich (dentin bonding agents) wiążących chemicznie kompozyt z zębiną.

5.4. Wymagają bardzo starannej pracy

Wyjątkowo wrażliwe są na wilgoć w trakcie zakładania do ubytku i podczas polimeryzacji. Technologia wykonywania rekonstrukcji jest wieloetapowa, wymaga zręczności manualnej, dobrego wyposażenia gabinetu (narzędzia, ślinociąg, koferdam, lampa polimeryzacyjna, kształtki i inne), bardzo dokładnej znajomości ogólnych zasad pracy z materiałami kompozycyjnymi oraz szczegółowych znajomości własności danego preparatu.

5.5. Stosunkowo niewielka trwałość preparatów

Materiały kompozycyjne mają stosunkowo krótki okres przechowywania 2 - 4 lata (okres przechowywania określony jest przez producenta). Najczęściej materiały przechowuje się w lodówce jeśli nie stosuje się ich aktualnie w klinice. Tym sposobem przedłuża się ich okres przydatności. Należy jednak pamiętać, że przed zastosowaniem materiałów w klinice należy wyjąć je z lodówki na 12 godzin przed zastosowaniem klinicznym. Materiały stosowane po okresie gwarancyjnym nie zapewniają uzyskanie pełnowartościowych rekonstrukcji.

5.6. Cena preparatów.

Cena preparatów dobrych firm jest znaczna. Skomplikowana technologia stosowania, odpowiednie wyposażenie gabinetu oraz cena preparatów podnosi koszt wypełnień wykonywanych z materiałów kompozycyjnych.

6. Próba podziału materiałów kompozycyjnych.

Różnorodność materiałów kompozycyjnych, z których lekarz spotyka się w praktyce jest olbrzymia i skłania dydaktyków do próby usystematyzowania tej grupy materiałów.

6.1. Podział ze względu na skład fazy organicznej.

Z perspektywy czasu materiały kompozycyjne można podzielić na dwie grupy:

I grupa - materiały na bazie żywic polimetakrylanowych - PMMA.

II grupa - materiały na bazie żywic epoksydowych Bis-GMA wg reguły Bowena.

Do I-szej grupy zalicza się: Polocolor, Policap, Posit, Evicrol i inne

Do II-giej grupy zalicza się: Adepic, Concise, Compocop, Silar, Isopast Heliosit,

Ful-Fil, Isomolar, Oclusion, Silux, Valux i inne.

Podział ten nie jest ścisły ponieważ rozwój materiałów doprowadził do tego, że faza organiczna materiałów kompozycyjnych jest mieszaniną składającą się z wielu żywic połączonych różnymi wiązaniami, a żywice PMMA lub Bis-GMA, UDMA są tylko podstawą tych kompleksów wielocząsteczkowych.

6.2. Podział ze względu na wielkość wypełniaczy - skład fazy nieorganicznej.

1. Kompozyty pierwszej generacji zawierały cząsteczki wypełniacza o wielkości ziaren od 10-70 µm ((Adaptic, Concise, Evicrol, i inne).

2. Kompozyty o wielkości cząsteczek wypełniacza od 2-5µm lub 15µm (Compocop, Silar, Prisma-Fil i inne).

3. Kompozyty „Microfill” zawierają wielkości cząsteczek wypełniacza ok. 0,04µm (400-500 A⁰) najczęściej SiO₂ - (Heliosit, Silux Plus, Prisma Micro-Fine).

4. Kompozyty „Hybrid” zawierają cząsteczki wypełniacza 2-5µm najczęściej szkło barowe i 0,04µm SiO₂ np. Ful-Fil, CuRay.

6.3. Podział ze względu na postać materiału:

1. Kompozyty „pasta-pasta” (pasta (baza ) - pasta (katalizator)) (Concise, Silar, Isopast

2. Kompozyty „proszek-płyn (żywica)”. Evicrol

2. Kompozyty pasta-płyn (katalizator) - Smile Kerr

3. Kompozyty jednoskładnikowe (światłoutwardzalne)

• wyciskane ze strzykawek na: Heliosit, CuRay, Silux

• materiał wprowadzony bezpośrednio do ubytku z jednorazowych pojemników - Cavifill, Ful-Fil, Prisma Fil.

6.4. Podział ze względu na sposób polimeryzacji

1. Kompozyty polimeryzujące po zmieszaniu części podstawowej z katalizatorem np. (Silar, Concise Evicrol, i inne) (chemoutwardzalne).

2. Kompozyty polimeryzujące pod wpływem światła halogenowego.

Heliosit, Silux, Heliomolar, Ful-Fil, Oclusion, i inne (światłoutwardzalne)

(Pierwsza generacja tych kompozytów polimeryzowała pod względem światła ultrafioletowego - (lampy ultrafioletowe). Lampy jak i kompozyty zostały wycofane ze względu na szkodliwość ultrafioletowych na tkanki miękkie jamy ustnej i wzroku operatora.

6.5. Podział ze względu na przeznaczenie kliniczne.

1. Materiały kompozycyjne do wypełnień zębów przednich,

np. Silux, Helioprogres, Prisma Fil Prisma Micro-Fine, Evicrol, Concise, Adaptic,

2. Materiały kompozycyjne do wypełnień zębów bocznych

np. Heliomolar, Occlusion, P.-50;

3. Materiały kompozycyjne o dużej mikrolepkości do wypełnień niewielkich ubytków w zębach przednich i bocznych oraz „tunelowych” np. Tetric flow, Revolution

4. Materiały kompozycyjne do wykonywania wkładów inla'y- onla'y i licówek- np. Isosit IO, Dentacolor

5. Materiały kompozycyjne uniwersalne, Prisma, Tetric, Tetric ceram, Valux,

3. Materiały kompozycyjne do pokrywania przebarwionych zębów

np. Heliocolor, Heliotint.

4. Materiały kompozycyjne do osadzania licówek np. Heliolink,

5. Materiały kompozycyjne do osadzania szyn i mostów AET - ABC dual cement, Panavia Ex, Panavia 21.

6. Materiały kompozycyjne do osadzania wkładów inla'y- onla'y

7. Materiały kompozycyjne do osadzania koron i mostów

8. Materiały kompozycyjne do podbudowy filarów protetycznych

9. Materiały do wypełnienia bruzd np. Helioseal, Contact Seal inne.

7. Opakowania fabryczne

Mnogość i różnorodność form opakowań fabrycznych materiałów kompozycyjnych produkowanych przez liczne firmy uniemożliwia opis wszystkich preparatów z którymi może spotkać się lekarz w obecnej chwili. Ograniczmy się zatem tylko do pewnych cech charakterystycznych ważnych w wyborze i stosowaniu.

• Każde opakowanie powinno zwierać datę produkcji lub datę do której preparat

powinien zostać zużyty.

• Najczęściej poza nazwą fabryczną preparatu i firmą w instrukcji znajduje się

informacja dotycząca typu materiału kompozytowego np. Hybrid czy Microfill, typ II (typ

materiału określa jego właściwości)

• Nazwa preparatu określa jego zastosowanie - do zębów bocznych, pokrywania przebarwionych zębów i inne.

• na opakowaniu zaznaczone jest , czy preparat polimeryzuje pod wpływem światła - light cured , czy polimeryzuje po dodaniu katalizatora - self cured.

• Obecnie najczęściej preparaty rozprowadzane są w opakowaniach zawierających składniki umożliwiające stosowanie techniki łączenia kompozytów ze szkliwem i zębiną (wytrawiacze i żywice pośrednie w metodzie AET lub żywice pośrednie oparte na kwaśnych monomerach) /patrz rozdział następny/ ale zdarzają się opakowania zawierające tylko materiał kompozycyjny a zestawy wytrawiaczy i żywic pośrednich dostarczane są w oddzielnych opakowaniach.

14

---