Răşinile compozite cu contracţie redusă

Originally published in Compendium, an AEGIS publication.

Răşinile compozite cu contracţie redusă:
recenzie a istoriei, strategii pentru gestionarea contracţiei, semnificaţie clinică

Low-Shrink Composite Resins: A Review of Their History, Strategies for Managing Shrinkage, and Clinical Significance by Mark L. Pitel, DMD. Originally published in Compendium of Continuing Education in Dentistry 34(8) Sept 2013. Copyright © 2014 to AEGIS Communications. All rights reserved.
Traducere, redactare şi adaptare: Asist. Univ. Dr. Blanka Petcu

Rezumat

În pofida numeroaselor progrese realizate în tehnologia răşinilor compozite de-a lungul mai multor decenii, contracţia şi stresurile inerente rezultate în cazul restaurărilor compozite plasate direct continuă să pună la încercare clinicienii.

Această recenzie a răşinilor compozite include o trecere în revistă a istoriei şi a dezvoltării lor, alături de discutarea strategiilor de reducere a contracţiei de polimerizare. Se oferă, de asemenea, o evaluare a semnificaţiei clinice a acestor materiale, inclusiv dezbaterea diferenţelor dintre contracţia şi stresul de polimerizare, stratificarea incrementală versus plasarea monobloc şi apariţia monomerilor cu stres de contracţie mai redus.

Deşi stomatologia estetică este considerată pe scară largă ca fiind o inovaţie destul de modernă, istoria timpurie a materialelor restauratoare estetice poate data din anul 1843, cu descoperirea acidului acrilic de către Josef Redtenbacher, un chimist german.1 Până în anul 1900 acest simplu compus a dus la sinteza acidului metacrilic şi, mai important, a esterului său metilic, metil-metacrilatul (fig. 1).
Ca şi monomerii găsiţi în majoritatea compozitelor răşinice, metil-metacrilatul lichid se poate induce prin iniţierea polimerizării cu radicali liberi, ceea ce duce la polimerizarea legăturii duble C=C într-un polimer solid denumit poli (metil metacrilat).

Poli (metil metacrilatul) s-a utilizat pentru prima dată în stomatologie la începutul anilor 1930 în materialele de laborator presate indirect, precum baze de proteze şi ulterior la materiale de obturaţie fizionomice indirecte.2

Polimerii sunt de obicei molecule mari compuse din subunităţi mai mici repetitive denumite monomeri. Deşi nu există nicio cerinţă absolută cu privire la starea fizică a unui monomer sau polimer, monomerii utilizaţi în stomatologie sunt de obicei lichide care se transformă în polimer solid în cursul reacţiei chimice numite “polimerizare”.

Această reacţie necesită în general unele tipuri de sisteme catalizatoare sau infuzia de căldură sau energie care alertează moleculele de monomer la o stare termodinamică sau electronică instabilă, precum cea a unui radical liber. Odată destabilizaţi, se polimerizează pentru a atinge o stare mai stabilă din punct de vedere electrochimic.

Extinderea până la care monomerii se pot transforma într-un polimer se numeşte “gradul de conversie”. Astfel, dacă toate moleculele de monomer disponibile pot fi induse să se polimerizeze, ar exista teoretic un grad de conversie de 100%. În cazul polimerilor dentari actuali, gradul de conversie este de obicei mult mai mic decât 100%.

Contracţia de polimerizare survine când moleculele unui monomer lichid ocupă mai puţin loc pentru că îşi schimbă starea lichidă într-o stare solidă de polimer.
Pe măsură ce utilizarea clinică a materialelor restauratoare estetice directe a avansat, a fost recunoscută importanţa globală a contracţiei de polimerizare şi a stresului de contracţie. Bis-GMA în sine are o contracţie volumetrică raportată la cca 5%.5

Cu adăugarea incrementală a unor monomeri de diluţie cu contracţie mai crescută, primele compozite cu macro- şi microumplutură ar fi avut o contracţie volumetrică totală de 7,1%.6
Îmbunătăţirile aduse produselor mai noi au redus cu succes această valoare; totuşi, prin includerea răşinilor compozite convenţionale hibride şi fluide deopotrivă, compozitele pe bază de metacrilaţi încă manifestă valori ale contracţiei de polimerizare care variază între 1,78-5,7%.7

În funcţie de rezistenţa adeziunii la interfaţa dintre compozit şi dinte, o contracţie cu această magnitudine poate duce cu uşurinţă la probleme clinice, precum formarea decalajelor marginale şi a scurgerilor, detaşarea interfeţei restaurare/dinte, deflexiunea cuspizilor sau microfracturi ale structurii dentare în jurul formei exterioare a cavităţii.

Strategii pentru reducerea contracţiei de polimerizare

Reducerea procentajului de monomer prin adăugarea umpluturilor anorganice
Contracţia de polimerizare este în mod normal măsurată şi raportată ca o modificare volumetrică. Ea survine pentru că moleculele de monomer din starea lichidă sunt distanţate de legăturile Van der Waals, dar în cursul polimerizării spre starea solidă, se formează legături covalente, reducând distanţele interatomice.

În schimb, în cursul reacţiei de polimerizare umpluturile solide îşi menţin constantă dimensiunea volumetrică. Ca atare, una dintre primele strategii a constat în simpla reducere a cantităţii totale de monomer prin adăugarea de umplutură solidă. Este bine înţeles faptul că introducerea substanţelor de umplutură solide poate îmbunătăţi performanţa clinică prin creşterea durabilităţii şi reducerea uzurii în cazul majorităţii monomerilor răşinici organici, dar mai mult, pe măsură ce creşte densitatea umpluturii, contracţia globală de polimerizare scade, întrucât contracţia este limitată exclusiv la faza monomerică.

Fig. 3 prezintă grafic modul în care adaosul de umplutură în proporţie de 50-70% poate diminua brusc contracţia, comparativ cu o răşină monomerică polimerizată singură. Presupunând o contracţie volumetrică de 10% pentru faza de monomer, adăugarea unei fracţiuni de umplutură de 50% duce la o diminuare de 50% a contracţiei globale, în timp ce o fracţiune de 70% de material de umplutură reduce valoarea la 3%.

Utilizarea particulelor de umplutură cu dimensiuni multiple
Încărcarea totală cu umplutură este dependentă, de asemenea, de proprietăţile de “ambalare” a umpluturilor solide. Pentru a atinge cea mai mare densitate sau încărcare a particulelor de umplutură cu formă neregulată, este nevoie de un set de dimensiuni şi forme, în care particulele de mai mici dimensiuni pot umple progresiv spaţiul dintre particulele mai mari (fig. 4). Acest lucru a încurajat dezvoltarea compozitelor hibride, care folosesc umpluturi de dimensiuni multiple pentru atingerea acestui obiectiv.

Aşa cum se va discuta în următoarea secţiune, adăugarea de microumpluturi sau nanoumpluturi non-adezive poate ajuta la reducerea stresurilor de polimerizare.8,9 Totuşi, pe măsură ce creşte cantitatea de micro- sau nanoumplutură, vâscozitatea globală a produsului compozit final creşte brusc şi o parte dintre proprietăţile fizice pot fi afectate advers. Astfel, ponderea lor trebuie întotdeauna optimizată.

Utilizarea particulelor de umplere prepolimerizate
O altă abordare obişnuită care s-a utilizat pentru reducerea contracţiei constă în utilizarea “umpluturilor prepolimerizate”. Aceste umpluturi sunt fabricate prin adăugarea unor concentraţii foarte mari de micro- sau nanoumpluturi anorganice la un monomer răşinic în condiţii de presiuni şi temperaturi ridicate. Odată polimerizat, blocurile rezultante sunt măcinate în particule de umplutură de macrodimensiuni, a căror dimensiune variază de obicei între 30-65µm în cazul celor mai multe răşini compozite cu micro sau nanoumplutură10 (fig. 5).

Materialul restaurator este format din dizolvarea unui amestec heterogen al acestor particule de umplutură de macrodimensiuni şi microumplutură individuală într-o cantitate aferentă unui monomer nepolimerizat. Aceasta reduce semnificativ cantitatea monomerului liber nepolimerizat ce se poate contracta în cursul polimerizării, reducând astfel contracţia globală.
Un alt avantaj constă în reducerea distanţelor dintre particule, care măreşte contactul fricţional dintre particule în cursul polimerizării monomerului răşinic (fig. 6).

Sinteza şi utilizarea monomerilor cu contracţie redusă
Modificările în configuraţia umpluturii au oferit doar diminuarea limitată a contracţiei de polimerizare. Prin urmare, cercetătorii au început să examineze modalităţile de modificare a chimiei matriceale şi a monomerului. Iniţial s-au făcut încercări cu sistemele monomer/polimer fără contracţie sau cu expansiune.

În 1975, Bailey a propus utilizarea monomerilor biciclici, în cazul cărora ambele inele se deschideau în cursul fazei de polimerizare.11 Astfel, contracţia fiecărei distanţe Van der Waals transformate în legături covalente a fost compensată parţial sau total de deschiderea celor două inele ciclice. Aceasta poate duce la lipsa modificării volumului sau eventual la o uşoară expansiune. Aşa cum se sublinia anterior, “polimerizarea cu deschiderea inelului” duce aproape întotdeauna la o mai mică contracţie de priză decât simpla “polimerizare adiţională lineară”.

Întrucât sunt compatibile chimic cu metacrilaţii, grupul monomerilor “biciclici” care s-a bucurat de cea mai mare atenţie este reprezentat de spiro ortocarbonaţi (SOC). Provocarea tehnică a utilizării SOC în compozitele răşinice clinice constă în faptul că sunt preponderent cristalini la temperatura camerei şi oarecum nereactivi.

Întrucât unii SOC se pot copolimeriza cu metacrilaţii, Thompson & Bailey au încercat să depăşească limitele prin şlefuirea în particule fine şi crearea unei suspensii de SOC cristaline cu monomerii lichizi bis-GMA tradiţionali.12 Cu toate acestea, SOC şi monomerii tradiţionali nu s-au polimerizat simultan, ducând la un procentaj crescut de SOC cristalini nereacţionaţi în răşina polimerizată finală. În plus, erau capabili doar să atingă a mică reducere a contracţiei totale de polimerizare.

Un studiu ulterior întreprins de Stansbury şi Bailey a utilizat SOC cu puncte de topire mai reduse şi o mai mare compatibilitate cu monomerii dentari standard. Din păcate, nu au reuşit să demonstreze decât o îmbunătăţire modestă a contracţiei de polimerizare cu ajutorul copolimerilor adăugaţi de 33% SOC din greutate.13,14

În 2007, s-a introdus un nou monomer cu deschiderea inelului ciclic, numit Silorane (3M ESPE), care este denumit după cele cu două subunităţi chimice care formează molecular: solixani şi oxirani.
Siloxanii oferă un schelet anorganic alternativ de atomi de silicon şi oxigen (–Si-O-Si-O-) care are o grupare laterală ataşată de atomii de Si, fie de hidrogen, fie grupare organică. Siloxanii pot fi ramificaţi, neramificaţi sau ciclici şi sunt cunoscuţi îndeosebi pentru proprietăţile lor hidrofobe.
În Silorane, scheletul de siloxan este ciclic şi grupările laterale organice sunt oxirani. Oxiranii reprezintă trei inele formate din doi carboni şi un oxigen, care este cel mai simplu epoxid şi, aşa cum se arăta anterior, sunt membri ai grupării răşinii epoxidice. Polimerii formaţi din oxirani sunt cunoscuţi datorită contracţiei reduse şi proprietăţilor fizice excelente.

Siloranii se polimerizează prin deschiderea inelului cationic al grupărilor de oxiran, ducând la o contracţie globală minimă. Potrivit producătorului, contracţia volumetrică ce se poate obţine cu ajutorul compozitelor pe bază de siloran este de aproximativ 0,9% când se evaluează prin metoda discului ataşat adeziv, cunoscută ca metoda Watt.15

Acest rezultat este semnificativ, întrucât pentru prima oară un compozit direct disponibil comercial raportează un factor de contracţie

De asemenea, chimia Silorane-ului este încă nouă, deci nu sunt disponibile date clinice ca şi în cazul metacrilaţilor. Aceasta necesită cel puţin dublul duratei de polimerizare a răşinii metacrilice pentru un strat de 2mm şi prezintă o compatibilitate slabă cu adezivii şi produsele compozite pe bază de metacrilaţi; de aceea, necesită propriul său adeziv şi produsele complementare aferente.

Totuşi, cel mai important este faptul că diminuarea contracţiei de polimerizare nu se traduce în mod obligatoriu într-un stres redus exercitat asupra dintelui sau în forţe de adeziune amplificate, aşa cum se va prezenta în secţiunea referitoare la stresul de polimerizare.

Reducerea numărului total de legături covalente formate
Cu un succes doar limitat în utilizarea monomerilor cu cicluri care se deschid, eforturile recente de reducere a contracţiei s-au axat pe o altă strategie. Întrucât contracţia volumetrică a fost corelată cu locaţiile moleculare unde există o conversie a interacţiunilor electrostatice Van der Waals în legături covalente, este evident motivul pentru care reducerea numărului total al acestor conversii ar trebui să diminueze eficient contracţia volumetrică totală.

Aceasta se poate realiza prin utilizarea moleculelor de monomer cu greutate moleculară mai mare, care ocupă la rândul lor volume mai mari. Cu un număr mai mic de molecule monomerice care ocupă acelaşi posibil spaţiu comparativ cu monomerii mai mici, există o reducere a numărului de legături covalente formate pe unitate spaţială. Aceasta va duce în cele din urmă la scăderea contracţiei totale de polimerizare şi a stresului de contracţie.

Un exemplu pentru această strategie se găseşte în Kalore™ (GC), un produs introdus în anul 2009. Kalore prezintă o umplutură în proporţie de 82% din masă şi o contracţie volumetrică raportată la aproximativ 1,7% (prin dilatometrul cu mercur). Aceasta înlocuieşte monomerul bis-GMA cu DX-511, un monomer cu contracţie mai redusă, care se înrudeşte chimic cu uretan-dimetacrilatul (UDMA) dezvoltat de Dupont.
Astfel, Kalore este capabil să menţină compatibilitatea totală a metacrilatului. DX-511 deţine o greutate moleculară mult mai mare (895), decât bis-GMA (513) şi segmente rigide şi flexibile deopotrivă în monomer, acestea din urmă reducând vâscozitatea monomerului, ce permite utilizarea unei cantităţi mai mici de monomeri de diluţie în formulă.

Semnificaţia clinică

Contracţia de polimerizare vs stresul de polimerizare
Pe baza informaţiilor prezentate, se poate concluziona că o diminuare a contracţiei volumetrice/de polimerizare la un material de restaurare se va acompania întotdeauna de o reducere a stresului aplicat asupra dintelui. Totuşi, contracţia de polimerizare şi stresul asociat acesteia nu sunt întotdeauna paralele.

Stresul de polimerizare este o stare fizică locală, nu o proprietate de bază a materialului. Ca atare, valoarea sa finală depinde de geometria sistemului şi condiţiile limită.16 O parte din factorii moderatori sunt fizico-chimici, iar alţii sunt clinici.

Dezvoltarea stresului de polimerizare pare să rezulte dintr-o interacţiune complexă între geometria cavităţii, contracţia volumetrică, gradul de conversie, cinetica de reacţie şi proprietăţile viscoelastice ale materialului de restaurare.17 Pentru a înţelege acest aspect, se ia în considerare dinamica reacţiei de polimerizare după cum urmează.

Chiar la iniţierea polimerizării, monomerii sunt toţi fluizi într-o stare fluidă sau “stare de sol”, iar răşina compozită se comportă ca o soluţie vâscoasă. În cursul polimerizării active, monomerii lichizi se transformă treptat în polimer solid, asociată cu reducerea volumului.
Totuşi, câtă vreme mai există o cantitate suficientă de monomer lichid nepolimerizat uşor disponibil, orice contracţie de polimerizare a compozitului restaurator din cavitatea dentară se poate compensa prin curgerea monomerului nereacţionat, de exemplu pe măsură ce materialul polimerizat se contractă, orificiul este umplut imediat cu material fluid. Aceasta se numeşte faza de pregelificare. Nu se formează niciun stres semnificativ în materialul de restaurare şi nici pe pereţii cavităţii.

Cu toate acestea, odată ce marea parte a monomerilor lichizi se consumă prin reacţia de polimerizare, se iniţiază “faza de gel”. Contracţia permanentă nu mai poate fi compensată de monomerul liber şi începe să se formeze stres în interiorul materialului restaurator.
Dacă restaurarea se ataşează adeziv la un perete sau mai mulţi pereţi dentari, acest stres se poate transfera de la restaurare la dinte. În funcţie de magnitudinea stresului, acesta poate duce la deflexiunea pereţilor cuspidieni, la eşuarea adeziunii dintre dinte şi restaurare sau la eşuarea coeziunii (fractură) în stratul de adeziv, materialul de restaurare sau chiar în interiorul structurii dentare.
Toate aceste fenomene adverse pot scurta durata de viaţă a restaurării şi a dintelui.

Determinanţii stresului de polimerizare

1. Geometria cavităţii
Un factor cheie al cantităţii de stres de polimerizare ce va fi transferat la dinte de către materialul de restaurare îl reprezintă geometria cavităţii. Mai precis, stresul se poate transfera numai în locurile în care restaurarea interferează şi este ataşată adeziv la dinte.
Suprafeţele restaurării care nu au contact cu dintele sau nu aderă la pereţii cavităţii pot suferi deflexiune în cursul polimerizării, permiţând disiparea internă a forţelor de stres (deci se limitează numai la materialul de restaurare). Dacă nicio suprafaţă a restaurării nu se ataşează la dinte, se poate contracta şi se poate deplasa liber în interiorul cavităţii.

Totuşi, dacă se ataşează un singur perete al cavităţii, stresul se exercită asupra dintelui în această unică porţiune şi se disipează la celelalte. Dacă restaurarea se ataşează la doi pereţi ai cavităţii dentare, stresul se aplică pe două laturi şi tot aşa. Întrucât majoritatea restaurărilor estetice directe aderă adeziv, geometria cavităţii şi numărul suprafeţelor cu şi fără adeziune devine un factor cheie pentru stresul de polimerizare.

Un mod convenabil pentru a descrie acest aspect constă în raportul dintre pereţii cu şi fără adeziune, care oferă o valoare cuantificabilă a locaţiei şi a gradului de stres care se poate exercita direct pe dinte şi cavitate. Acest raport a fost denumit “factorul de configuraţie” sau prescurtat “factorul C”:18

Pereţii cavităţii cu adeziune
-––––––––––––––––––––––– = factorul de configuraţie = factorul C
Pereţii cavităţii fără adeziune

Cavităţile cu un factor C mai mare au tendinţa de a deţine un stres mai mare decât în cazul celor cu valori mai mici ale factorului C. Deşi factorul C utilizează cifre integre simple reprezentând pereţii cavităţii, pentru că este o valoare uşor de evaluat de către clinician, o ipoteză importantă prevede că toţi pereţii ar trebui să aibă suprafeţe relativ egale. Un calcul mai exact şi corect al factorului C ar fi:

Aria suprafeţei cu adeziune
–––––––––––––––––––––––– = factorul de configuraţie = factorul C
Aria suprafeţei fără adeziune

Se poate înţelege cu uşurinţă importanţa celei de-a doua formule de calcul (care înlocuieşte numerele raţionale cu numere întregi) când se examinează un liner răşinic fluid pentru o cavitate de clasa I. Dacă se iau pereţii cavităţii ca bază pentru calcularea factorului C, acesta ar fi:

Pereţii cu adeziune (V + O + M + D + Pulpar)
–––––––––––––––––––––––––––––––––––––– = 5 = factorul C
Pereţii fără adeziune (Ocluzal)

Un factor C de 5 este destul de mare şi ar duce în mod normal la un stres crescut exercitat asupra dintelui. Totuşi, un liner foarte subţire aplicat pe podeaua pulpară, suprafaţa vestibulară, orală, mezială, distală contribuie relativ puţin la aria de adeziune totală în comparaţie cu suprafaţa pulpară. Renunţarea la cele patru suprafeţe neglijabile duce la un factor C de 1, care este foarte mic:

Pereţi cu adeziune (Pulpar)
–––––––––––––––––––––––– = 1 = factorul C
Pereţi fără adeziune (Ocluzal)

Aceasta explică de ce utilizarea unui liner răşinic compozit fluid cu contracţie mai mare poate ajuta de fapt la tamponarea stresului de contracţie şi reducerea sensibilităţii postoperatorii.
Pentru clinician este important să ia în considerare factorul, întrucât cavităţile dentare cu factor C crescut tind să manifeste mai multe sechele postoperatorii legate de stres. Aceasta poate explica de ce o mică restaurare directă din compozit, de cls. I, ce nu se află nicidecum în apropierea pulpei, poate determina durere postoperatorie semnificativă. Pe baza formulei de mai sus, o cavitate normală de cls. I are un factor C de 5, care este valoarea maximă posibilă.

Stratificarea incrementală vs. plasarea monobloc

Pentru a ajuta la reducerea efectelor exercitate de stresurile de contracţie cauzate de configuraţia cavităţii, stomatologia clinică a promovat şi acceptat pe scară largă stratificarea incrementală în loc de plasarea monobloc a restaurării directe.19
Stratificarea s-a recomandat, de asemenea, şi pentru îmbunătăţirea forţei adezive20 şi diminuarea microscurgerilor marginale21, a deflecţiei cuspidiene22 şi chiar şi a sensibilităţii postoperatorii.23
Deşi utilizarea anumitor tipuri de plasări incrementale cu compozite foto poate fi necesară pentru penetrarea adecvată a luminii şi obţinerea unei profunzimi maxime de polimerizare, dezavantajele includ posibila înglobare a golurilor sau contaminarea între straturi şi durata prelungită de lucru.24

S-au propus diferite tehnici de stratificare, pornind de la raţionamentul că incrementele aplicate mai întâi oblic pe pantele cuspidiene ar ajuta la reducerea factorului C precum şi a stresului aplicat pe cuspizii vestibulari şi orali de stratificarea orizontală care îi tracţionează în cursul polimerizării.
Până în momentul de faţă literatura nu a dovedit că stratificarea incrementală duce în mod cert la reducerea efectelor exercitate de stresul de contracţie, faţă de aplicarea monobloc. De exemplu, un studiu efectuat de Abbas a arătat că folosirea straturilor multiple a cauzat o deflecţie cuspidiană mai mare la premolari decât plasarea unui monobloc25, în timp ce o cercetare mai recentă întreprinsă de Lee a arătat exact opusul.26

În cadrul altor două studii cu utilizarea analizei elementului finit (FEA) pentru a evalua diferitele tehnici de obturare incrementală, rezultatele au fost de asemenea contradictorii.
Versluis a concluzionat că aplicarea incrementală a obturaţiei a crescut deformarea dintelui restaurat şi a dus la o structură dinte-compozit cu un nivel şi mai mare de stres27, în timp ce un studiu FEA realizat de Kuijs a demonstrat că utilizarea compozitului cu priză chimică a dus la stresuri mai mici, în timp ce în cazul compozitelor foto tehnicile de stratificare nu difereau între ele sau faţă de aplicarea monobloc.28

Tendinţa contradictorie se regăseşte şi în ceea ce priveşte tehnicile de stratificare orizontală vs oblică. Un studiu referitor la forţele adezive microtensile exercitate asupra dentinei la cavităţile de cls. I profunde a constatat că straturile orizontale multiple reprezintă calea cea mai promiţătoare pentru obţinerea unei bune adeziuni la podeaua cavităţii.29
Un studiu ulterior efectuat de Nui a arătat că stratificarea oblică a produs forţe adezive mai puternice.30 Park et al a comparat obturarea monobloc vs stratificarea orizontală şi oblică. Studiul lor a utilizat modele de aluminiu în locul dinţilor naturali pentru a exclude variaţia semnificativă a specimenelor.

S-a constatat că tehnicile monobloc cu compozite foto au dus la o deflecţie cuspidiană mai accentuată decât tehnicile de stratificare incrementală. Nu a găsit, însă, nicio diferenţă semnificativă între metodele de stratificare orizontală, faţă de cele oblice.31

Astfel sunt destul de dificil de conturat concluzii definitive dacă stratificarea incrementală este realmente benefică sau care tehnică de stratificare este superioară. Această ambiguitate a determinat producătorii să dezvolte şi să ofere compozite directe destinate preponderent obturaţiilor monobloc sau tehnicilor de aplicare monobloc modificate. Primele produse comerciale disponibile pentru această abordare includ SureFil SDR® flow (DENTSPLY) şi Venus® Bulk Fill (Heraeus Kulzer).

Tehnica recomandată de fapt este o procedură monobloc modificată în cadrul căreia un strat orizontal de compozit fluid cu modul de contracţie redus şi cu grosimea de până la 4mm se foloseşte pentru a umple marea parte a cavităţii, după care se acoperă cu un strat de 2mm de compozit universal convenţional. Pentru descrierea acestei proceduri se foloseşte termenul de “bază monobloc”.
Desigur atunci când cavitatea devine foarte profundă, se folosesc mai multe straturi de bază cu modul redus de contracţie, pentru a asigura profunzimea corespunzătoare de polimerizare.

2. Gradul de conversie şi cinetica de reacţie
Pare intuitiv şi s-a confirmat şi în literatura de specialitate că există o relaţie directă între gradul de conversie şi contracţia volumetrică a unui compozit pe bază de metacrilaţi.32,33 În cazul unui compozit specific, diminuarea gradului de conversie va duce totodată la diminuarea contracţiei şi a stresului interfacial.34

Din păcate, reducerea gradului de conversie are în general impact negativ asupra proprietăţilor fizice ale materialului polimerizat; de aceea, aceasta nu este o cale practică de reducere a stresului. Totuşi, este practică şi posibilă reducerea stresurilor de polimerizare prin modificarea ratei/cineticii reacţiei de polimerizare.

Rata polimerizării este de fapt gradul de conversie pe unitate de timp (DC/s). S-a demonstrat că diminuarea ratei de formare a reţelei polimerului permite un grad mai mare de penetrare a materialului încă fluid şi compensează schimbările volumetrice, ba chiar permit o rearanjare la nivel molecular în dezvoltarea polimerului. Aceasta reduce sau întârzie formarea stresurilor interne şi interfaciale.35

Una dintre primele metode recunoscute pentru reducerea cineticii de polimerizare a constat în utilizarea materialelor compozite autopolimerizabile, faţă de versiunile foto. Întrucât reacţia de priză survine mult mai lent în cazul polimerizării chimice, ea oferă un stadiu de “pregelificare” mai extins care se traduce printr-un flux mai crescut şi un nivel de stres mai redus.36,37 Totuşi, compozitele autopolimerizabile prezintă adesea un grad mai mic de conversie şi proprietăţi fizice mai slabe în comparaţie cu compozitele foto. Astfel, există o contradicţie dacă reducerea stresului se datorează de fapt unei rate de polimerizare modificată sau gradului redus de conversie.

Compozitele autopolimerizabile necesită totodată cantităţi mai mari de co-iniţiatori de tipul aminelor terţiare decât compozitele foto pentru a cataliza reacţia de priză. Aceasta, combinată cu un grad redus de conversie, duce la mai mulţi monomeri nereacţionaţi şi o mai mare instabilitate, ceea ce a descurajat utilizarea universală a compozitelor autopolimerizabile.

Cinetica de polimerizare a compozitelor fotopolimerizabile se poate reduce în mod favorabil fără impact asupra conversiei finale prin varierea concentraţiei de fotoiniţiatori sau a unui inhibator de polimerizare frecvent utilizat, hidroxitoluena butilată (BHT), ce ajută la prevenirea prizei premature şi extinde termenul de valabilitate al produsului.38

Întrucât rata de polimerizare a compozitelor fotopolimerizabile este proporţională cu rădăcina la pătrat, s-a recomandat modularea densităţii puterii eliberate în primele faze ale fotoactivării sau prin utilizarea unei densităţi reduse a puterii pentru extinderea timpilor de expunere, cu scopul de a diminua stresul fără a influenţa gradul conversiei finale. Acest studiu efectuat de Bouschlicher & Reuggeberg39 a dus la o serie de progrese în sfera lămpilor de fotopolimerizare ce oferă moduri cu start soft, gradual, segmentat şi cu putere redusă, menite să diminueze densitatea puterii la începutul reacţiei de polimerizare şi să crească apoi treptat.

Deşi aceste moduri de polimerizare modificate s-au bucurat de o acceptare universală din partea producătorilor şi a practicienilor, există unele studii contradictorii care fac referire la beneficiile lor globale. Unele studii au raportat că sunt eficiente în reducerea ratei stresului de contracţie sau în îmbunătăţirea rezistenţei de adeziune la nivelul interfeţei40, în timp ce alte cercetări au determinat că motivul principal al scăderii stresului de contracţie prin soft start (priza pulsatorie) se datorează unei diminuări modeste a procentajului final de conversie.41

Fleming a raportat că polimerizarea de tip soft-start nu a redus semnificativ scurgerea marginală sau deflecţia cuspidiană şi nici nu a crescut gradul de conversie.42 Chan nu a identificat nicio diferenţă în privinţa sensibilităţii postoperatorii sau a diminuării semnelor de stres marginal după un studiu clinic cu durata de 24 luni.43
O publicaţie recentă propune o explicaţie plauzibilă la aceste discrepanţe. Ilie susţine că polimerizarea soft-start poate produce un beneficiu valid în cazul cavităţilor cu profunzimea de maxim 2mm, dar la cavităţile care ating sau depăşesc adâncimea de 6mm se observă o scădere semnificativă a gradului de conversie.44

3. Apariţia monomerilor cu stres de contracţie redus
După cum se menţiona mai sus, dezvoltarea monomerilor cu contracţie volumetrică redusă, cum ar fi Silorane sau DX-511 nu a dus în mod obligatoriu la o diminuare comparabilă a stresurilor de contracţie. În schimb, aceasta a stimulat dezvoltarea monomerilor cu “stres de contracţie redus”.
Un astfel de monomer se găseşte în produsul mai sus menţionat SureFil SDR flow, ce utilizează un monomer răşinici oligomeric constituit din dimetacrilat, un poli-izocianat şi un monomer reactiv cu grupare fotoreactivă derivată dintr-un fotoiniţiator. Monomerul rezultant are o greutate moleculară mai mare de 849 g/mol în comparaţie cu bis-GMA (513g/mol). Aceasta oferă avantajul anterior menţionat de reducere a contracţiei de polimerizare datorită numărului mai mic de legături covalente pe unitate de volum. Totuşi, potrivit producătorului, greutatea moleculară crescută şi flexibilitatea conformaţională din jurul modulatorului de polimerizare centrat conferă răşinii polimerizate o flexibilitate optimizată şi o structură de reţea, care permite să disemineze o energie mai mare (şi să stocheze mai puţină energie) în cursul polimerizării.

Un alt monomer inovator cu stres/contracţie redusă este TCD-DI-HEA (bis-(acriloiloximetil)triciclo[5.2.1.02,6]decanul) (care se găseşte de exemplu în Venus Diamond® Nanohybrid Composite [Heraeus Kulzer]). Monomerul TDC utilizează câteva strategii de reducere a contracţiei volumetrice şi a stresului de contracţie. În primul rând posedă o matrice foarte rigidă similară cu bis-GMA, ce ajută la reducerea vibraţiilor moleculare datorită deplasării browniene. Îi lipsesc grupările polare hidroxilice care există în bis-GMA. Ambele proprietăţi ajută la diminuarea distanţelor intermoleculare dintre moleculele de monomer în starea nepolimerizată. De aceea, se minimizează schimbarea între starea nepolimerizată şi polimerizată, ceea ce ar ajuta la un comportament al TDC cu reducerea contracţiei volumetrice.

Cu toate acestea, monomerul deţine totodată şi lanţuri laterale de uretan deosebit de elastice ce permit moleculei să absoarbă stres intern şi să compenseze mai bine contracţia volumetrică deja diminuată. Numeroase studii au demonstrat că TDC este deosebit de eficient în diminuarea contracţiei volumetrice şi a stresului rezultant.45,46

4. Efecte viscoelastice
Aşa cum se menţiona anterior, creşterea numărului total de particule anorganice de umplutură s-a folosit la compozitele restauratoare pentru a ajuta la amplificarea rezistenţei la fracturare şi uzură şi pentru a reduce contracţia lor globală de polimerizare.
S-a arătat de asemenea că există o strânsă relaţie între volumul umpluturii şi modulul de elasticitate sau rigiditate a materialului de restaurare.47 Din păcate, rigiditatea crescută a materialelor cu mai multă umplutură s-a dovedit că are rol important în determinarea stresului de polimerizare ce se produce în cele din urmă în cadrul sistemului.48

Pe baza respectivului studiu se pare că este preferabilă folosirea compozitelor cu modul redus sau cu mai puţină umplutură acolo unde din punct de vedere clinci este mai adecvat, pentru că au tendinţa să producă un nivel mai redus de stres de polimerizare. Deşi utilizarea unui compozit cu umplutură puţină poate fi mai puţin ideală sub forţele ocluzale laterale, ea poate fi utilă îndeosebi la restaurarea suprafeţelor lipsite de stres, precum cavităţile de clasa a III-a sau a IV-a.49
O modificare utilă a formulei în cazul hibrizilor cu un procent de umplutură crescut constă în înglobarea particulelor de microumplutură fără adeziune, despre care se crede că produc diminuarea semnificativă a stresului de polimerizare, acţionând ca noduri locale de eliberare a stresului în interiorul compozitelor.50

Concluzii

Deşi s-au realizat progrese pentru o mai bună înţelegere şi gestionare a comportamentului de contracţie şi a stresurilor inerente rezultante în cazul restaurărilor compozite directe, problema continuă să pună clinicienii în dificultate.

Înţelegerea deplină a tuturor factorilor implicaţi şi a interacţiunilor lor complexe s-a dovedit foarte dificilă până în momentul de faţă. Unele concepte sunt deocamdată controversate. Sunt necesare cercetări suplimentare pentru elaborarea unor instrucţiuni clinice în ceea ce priveşte materialele şi tehnicile utilizate în diversele configuraţii restauratoare directe.

Producătorii de răşini au parcurs deja multe etape pentru reducerea semnificativă a contracţiei volumetrice şi acum încep să facă progrese şi în reducerea stresurilor rezultante asupra dintelui, ce ar putea cauza numeroase sechele clinice adverse.
Monomerii neconvenţionali şi tehnicile clinice inovatoare oferă promisiunea minimizării contracţiei şi a stresului la niveluri şi mai puţin semnificative.

 

Despre autor:

Mark L. Pitel, DMD
Associate Clinical Professor of Operative Dentistry,
Director of Predoctoral and CDE Esthetic Studies,
Columbia University College of Dental Medicine, New York, New York

Referinţe bibliografice:

  1. Peutzfeldt A. Resin composites in dentistry: the monomer systems. Eur J Oral Sci. 1997;105(2):97-116.
  2. Paffenbarger GC, Rupp NW. Composite restorative materials in dental practice: a review. Int Dent J. 1974;24(1):1-17.
  3. Buonocore MG. A simple method of increasing the adhesion of acrylic filling materials to enamel surfaces. J Dent Res. 1955;34(6):849-853.
  4. Bowen RL. Use of epoxy resins in restorative materials. J Dent Res. 1956;35(3):360-369.
  5. Patel MP, Braden M, Davy KW. Polymerization shrinkage of methacrylate esters. Biomaterials. 1987;8(1):53-56.
  6. Bausch JR, de Lange K, Davidson CL, et al. Clinical significance of polymerization shrinkage of composite resins. J Prosthet Dent. 1982;48(1):59-67.
  7. Norris C, Burgess JO. Polymerization shrinkage of seventeen composite resins [abstract]. J Dent Res. 2002;81(spec iss A). Abstract 3435.
  8. Condon JR, Ferracane JL. Reduced polymerization stress through non-bonded nanofiller particles. Biomaterials. 2002;23(18):3807-3815.
  9. Condon JR, Ferracane JL. Reduction of composite contraction stress through non-bonded microfiller particles. Dent Mater. 1998;14(4):256-260.
  10. Albers HF. Tooth-Colored Restoratives: Principles and Techniques. 9th ed. Hamilton, Ontario, Canada: BC Decker Inc.; 2002:114.
  11. Bailey WJ. Cationic polymerization with expansion in volume. Journal of Macromolecular Science, Part A: Pure and Applied Chemistry. 1975;9(5):849-865.
  12. Thompson VP, Williams EF, Bailey WJ. Dental resins with reduced shrinkage during hardening. J Dent Res. 1979;58(5):1522-1532.
  13. Stansbury JW, Bailey WJ. Evaluation of spiro orthocarbonate monomers capable of polymerization with expansion as ingredients in dental composite materials. ACS Symposium on Progress in Biomedical Polymers: 1988, Los Angeles, CA. In: Gebelein CG, Dunn RL, eds. Progress in Biomedical Polymers. New York, NY: Plenum Press; 1990:133-139.
  14. Eick JD, Byerley TJ, Chappell RP, et al. Properties of expanding SOC/epoxy copolymers for dental use in dental composites. Dent Mater. 1993;9(2):123-127.
  15. Watts DC, Cash AJ. Determination of polymerization shrinkage kinetics in visible-light-cured materials: methods development. Dent Mater. 1991;7(4):281-287.
  16. Tantbirojn D, Versluis A, Pintado MR, et al. Tooth deformation patterns in molars after composite restoration. Dent Mater. 2004;20(6):535-542.
  17. Pfeifer CS, Ferracane JL, Sakaguchi RL, Braga RR. Factors affecting photopolymerization stress in dental composites. J Dent Res. 2008;87(11):1043-1047.
  18. Carvalho RM, Pereira JC, Yoshiyama M, Pashley DH. A review of polymerization contraction: the influence of stress development versus stress relief. Oper Dent. 1996;21(1):17-24.
  19. Donly KJ, Jensen ME. Posterior composite polymerization shrinkage in primary teeth: an in vitro comparison of three techniques. Pediatr Dent. 1986;8(3):209-212.
  20. He Z, Shimada Y, Sadr A, et al. The effects of cavity size and filling method on the bonding to Class I cavities. J Adhes Dent. 2008;10(6):447-453.
  21. Tjan AHL, Bergh BH, Lidner C. Effect of various incremental techniques on the marginal adaptation of class II composite resin restorations. J Prosthet Dent. 1992;67(1):62-66.
  22. Kim ME, Park SH. Comparison of premolar cuspal deflection in bulk or in incremental composite restoration methods. Oper Dent. 2011;36(3):326-334.
  23. Ward DH. Treating patients with CARE (comfortable aesthetic restorations): reducing postoperative sensitivity in direct posterior composite restorations. Dent Today. 2004;23(8):60, 62, 64-65.
  24. Campodonico CE, Tantbirojn D, Olin PS, Versluis A. Cuspal deflection and depth of cure in resin-based composite restorations filled by using bulk, incremental and transtooth-illumination techniques. J Am Dent Assoc. 2011;142(10):1176-1182.
  25. Abbas G, Fleming GJ, Harrington E, et al. Cuspal movement and microleakage in premolar teeth restored with a packable composite cured in bulk or in increments. J Dent. 2003;31(6):437-444.
  26. Lee MR, Cho BH, Son HH, et al. Influence of cavity dimension and restoration methods on the cusp deflection of premolars in composite restoration. Dent Mater. 2007;23(3):288-295.
  27. Versluis A, Douglas WH, Cross M, Sakaguchi RL. Does an incremental filling technique reduce polymerization shrinkage stresses? J Dent Res. 1996;75(3):871-878.
  28. Kuijs RH, Fennis WM, Kreulen CM, et al. Does layering minimize shrinkage stresses in composite restorations? J Dent Res. 2003;82(12):967-971.
  29. Nikolaenko SA, Lohbauer U, Roggendorf M, et al. Influence of c-factor and layering technique on microtensile bond strength to dentin. Dent Mater. 2004;20(6):579-585.
  30. Niu Y, Ma X, Fan M, Zhu S. Effects of layering techniques on the micro-tensile bond strength to dentin in resin composite restorations. Dent Mater. 2009;25(1):129-134.
  31. Park J, Chang J, Ferracane J, Lee IB. How should composite be layered to reduce shrinkage stress: incremental or bulk filling? Dent Mater. 2008;24(11):1501-1505.
  32. Venhoven BA, de Gee AJ, Davidson CL. Polymerization contraction and conversion of light-curing BisGMA-based methacrylate resins. Biomaterials. 1993;14(11):871-875.
  33. Silikas N, Eliades G, Watts DC. Light intensity effects on resin-composite degree of conversion and shrinkage strain. Dent Mater. 2000;16(4):292-296.
  34. Ferracane J, Greener EH. The effect of resin formulation on the degree of conversion and mechanical properties of dental restorative resins. J Biomed Mater Res. 1986;20(1):121-131.
  35. Braga RR, Ferracane JL. Contraction stress related to degree of conversion and reaction kinetics. J Dent Res. 2002;81(2):114-118.
  36. Krejci I, Lutz F. Marginal adaptation of Class V restorations using different restorative techniques. J Dent. 1991;19(1):24-32.
  37. Feilzer AJ, de Gee AJ, Davidson CL. Setting stresses in composites for two different curing modes. Dent Mater. 1993;9(1):2-5.
  38. Payne MD, Ferracane JL, Sakaguchi RL. Monitoring curing of composites with varied BHT levels using DMA and PhotoDSC [abstract]. J Dent Res. 2001;80(spec iss). Abstract 250.
  39. Bouschlicher MR, Rueggeberg FA. Effect of ramped light intensity on polymerization force and conversion in a photoactivated composite. J Esthet Dent. 2000;12(6):328-339.
  40. Cunha LG, Alonso RC, Pfeifer CS, et al. Modulated photoactivation methods: Influence on contraction stress, degree of conversion and push-out bond strength of composite restoratives. J Dent. 2007;35(4):318-324.
  41. Lu H, Stansbury JW, Bowman CN. Impact of curing protocol on conversion and shrinkage stress. J Dent Res. 2005;84(9):822-826.
  42. Fleming GJ, Cara RR, Palin WM, Burke FJ. Cuspal movement and microleakage in premolar teeth restored with resin-based filling materials cured using a ‘soft-start’ polymerisation protocol. Dent Mater. 2007;23(5):637-643.
  43. Chan DC, Browning WD, Frazier KB, Brackett MG. Clinical evaluation of the soft-start (pulse-delay) polymerization technique in Class I and II composite restorations. Oper Dent. 2008;33(3):265-271.
  44. Ilie N, Jelen E, Hickel R. Is the soft-start polymerization concept still relevant for modern curing units? Clin Oral Investig. 2011;15(1):21-29.
  45. Marchesi G, Breschi L, Antoniolli F, et al. Contraction stress of low-shrinkage composite materials assessed with different testing systems. Dent Mater. 2010;26(10):947-953.
  46. Cadenaro M, Codan B, Navarra CO, et al. Contraction stress, elastic modulus, and degree of conversion of three flowable composites. Eur J Oral Sci. 2011;119(3):241-245.
  47. Braem M, Van Doren VE, Lambrechts P, Vanherle G. Determination of Young’s modulus of dental composites: a phenomenological model. J Mater Sci. 1987;22:2037-2042.
  48. Condon JR, Ferracane JL. Assessing the effect of composite formulation on polymerization stress. J Am Dent Assoc. 2000;131(4):497-503.
  49. Tyas MJ. The Class V lesion: aetiology and restoration. Aust Dent J. 1995;40(3):167-170.
  50. Condon JR, Ferracane JL. Reduction of composite contraction stress through non-bonded microfiller particles. Dent Mater. 1998;14(4):256-260.

written by

The author didn‘t add any Information to his profile yet.

Comments are closed.

Leave a Reply

Want to join the discussion?
Feel free to contribute!