Метакрилатные композиты более тридцати лет используются в клинике терапевтической стоматологии. Постоянное совершенствование материалов улучшило их механические свойства и позволило расширить область клинического применения.

Фотоотверждаемые композиционные пломбировочные материалы прочно вошли в повседневную практику стоматолога. Они позволяют выполнять высокоэстетичные качественные и надежные реставрации, в том числе и жевательных зубов. Несмотря на значительное усовершенствование, стоматологические композиционные материалы имеют два недостатка, затрудняющих их использование: неполную степень полимеризации (конверсии) и полимеризационную усадку. Усадка при полимеризации может приводить к возникновению микроподтекания даже после идеально проведенного бондинга и наличия полноценного гибридного слоя. Микротрещины реставрационного материала и эмали, постоперативная гиперчувствительность, микроподтекание, вторичный кариес — последствия усадки композита.

В начале полимеризации композиты вступают в прегелевую фазу. Находясь в пластичном состоянии, материал свободно деформируется, мономеры могут двигаться внутри матрицы. При дальнейшей полимеризации формируются макромолекулы, композит переходит в твердую фазу — и движение молекул внутри матрицы прекращается. «Гелевая точка» определяется тогда, когда текучесть материала перестает успевать за сжатием. Материал вступает в постгелевую фазу, в которой продолжает давать усадку. Когда образовавшиеся связи начинают препятствовать усадке в этой фазе, появляется напряжение — сила, способствующая отрыву композита от стенок полости [6].

Предложены следующие методы нейтрализации усадки и напряжения [9]:

- использование адгезивов с более высокой силой адгезии;

- использование эластичных стресс-абсорбирующих слоев;

- снижение интенсивности фотоотверждающего потока;

- послойная аппликация композиционного материала;

- использование композиционных материалов с низкой усадкой;

- фторвыделяющие мономерные системы для уменьшения отрицательного эффекта краевых щелей.

Имеются данные об увеличении прочности адгезионного соединения твердых тканей зуба с композиционным материалом после облучения его низкоинтенсивным лазерным излучением [4].

Современные адгезивы характеризуются высокой силой адгезии. Однако если сила сцепления композита с адгезивом превышает величину полимеризационного стресса, то отсутствие повреждения адгезивной связи на поверхности композит — зуб не означает полного устранения проблемы, ведь могут возникать когезивные разрывы в твердых тканях зуба или деформация твердых тканей зуба. Под адгезией понимают сцепление поверхностей разнородных тел, когезия — сцепление молекул (атомов, ионов) в физическом теле, обусловленное межмолекулярным взаимодействием и(или) химической связью.

Величина полимеризационного стресса зависит от характеристик подлежащего субстрата. Если субстрат, на который наносится композит, способен поддаваться действию полимеризационных сил, развиваемый полимеризационный стресс уменьшается. Таков механизм действия материалов с низким модулем эластичности, то есть жидкотекучих композитов. Более толстый слой текучего композита обладает более выраженными способностями к поглощению стресса. Однако данные исследований различны, что может быть обусловлено различиями в механических характеристиках материалов, выпускаемых разными производителями. Наиболее выраженные стресс-абсорбирующие свойства выявлены у ненаполненных композитов.

Величина полимеризационного стресса также зависит от скорости достижения «гелевой точки», которая наступает в течение первых десяти секунд после начала полимеризации. Введение веществ, замедляющих реакцию полимеризации, увеличило время до наступления «гелевой точки», однако величина стресса не изменилась. Попытка ввести гранулы полиэтилена высокой плотности в состав гибридного или нанонаполненного композита привела к уменьшению полимеризационного стресса на 26—29% [9]. В качестве альтернативных режимов полимеризации были предложены шаговая (ступенчатая), импульсная, плавная полимеризация с целью продления прегелевой фазы. Но уменьшение полимеризационного стресса и улучшение краевого прилегания не должно сопровождаться уменьшением степени полимеризации (конверсии) и ухудшением механических свойств композита. Например, уменьшение степени полимеризации выражается в снижении микротвердости, а также в увеличении цитотоксичности композиционного материала. Значение микротвердости включено в перечень обязательных параметров, характеризующих стоматологические материалы [3]. При полном соблюдении режима полимеризации только 85% мономера вступает в реакцию. На процесс полимеризации влияет ряд факторов: интенсивность источника света, время полимеризации, толщина слоя материала и его цвет, расстояние от кончика световода до поверхности материала, температура окружающей среды.

Принцип послойной аппликации реализуется путем ограничения толщины порции, увеличения числа наносимых порций. Существуют варианты косой, горизонтальной, модифицированной техники аппликации композиционного материала.

Теоретическое обоснование полимеризационного стресса было изложено в концепции фактора конфигурации (С-фактор). С-фактор определяется как соотношение связанных и свободных поверхностей композита. Чем меньше значение С-фактора, тем больше свободных поверхностей композита, уменьшающих напряжение, возникающее в начальной стадии его полимеризации. В настоящее время нет единого мнения по поводу влияния С-фактора на полимеризационный стресс и, соответственно, силу адгезии. Одни исследователи подтверждают наличие влияния С-фактора на силу адгезии и величину полимеризационного стресса [16,18], предлагают ввести поправочные коэффициенты, учитывающие свойства субстратов в формулу С-фактора [5]. Другие исследователи отрицают влияние С-фактора на силу адгезии [14].

Проводятся исследования по созданию композиционных материалов с малой степенью усадки. Некоторые из них не получили коммерческого распространения, другие характеризуются меньшей степенью полимеризации по сравнению с традиционными метакрилатами или меньшей износостойкостью.

Изначально пломбирование композитами определялось теорией «направленной полимеризационной усадки». Она основана на усадке композита по направлению к источнику света. Часть пломбы, имеющая контакт со стенкой зуба, полимеризуется таким образом, чтобы свет полимеризационной лампы проникал через соответствующие твердые ткани зуба. Следовательно, усадка этой части пломбы должна быть направлена к стенке, и на границе твердых тканей зуба с композитом нагрузка уменьшается. Свободная поверхность полимеризуется в последнюю очередь [7].

Существует предположение, что в результате уменьшения начальной интенсивности света уменьшится скорость отверждения и таким образом у композита будет больше времени для компенсации усадки вследствие деформации материала за счет свободной поверхности, что должно снизить напряжение на границе композит — пломба. На этом основании была предложена методика плавного старта «soft-start». Суть ее заключается в уменьшении начальной интенсивности света в течение первых 10 — 15 секунд, что достигается отдалением световода на 2 — 3 см от отверждаемого материала. Рекомендуемая начальная мощность излучения около 100 мВт/см2. Следующий этап — максимальное световое облучение композита [2]. Так были созданы фотополимеризаторы с запрограммированным режимом плавного увеличения мощности светового потока. Данные, полученные различными исследователями при сравнении методик «soft-start» и прямой полимеризации, противоречивы [1, 8-10, 12, 13, 15].

Ведется активное исследование метода полимеризации композита с помощью высокомощного излучения. Однако независимо от режима воздействия (постоянного или дробного) его использование приводит к более выраженному микроподтеканию [10]. Фотоотверждение с использованием излучения низкой мощности вызывает меньшую усадку и снижение напряжения, но для достижения сравнимой степени полимеризации (конверсии) требуется больше времени [11].

Принцип направленной полимеризации не всегда выполним в клинических условиях. Например, при пломбировании клиновидных дефектов, маленьких кариозных полостей I класса по Блэку или виниринге толщина твердых тканей зуба такова, что при ее прохождении мощность светового потока значительно ослабевает. При прохождении света через композит толщиной более 2 мм способность его к полноценной полимеризации глубжележащего композита утрачивается [17].

Опубликованные научные данные о влиянии интенсивности и направленности светового потока фотополимеризационного устройства на распределение усадочного напряжения в полимеризуемом композите противоречивы.

Цель нашего исследования — изучение влияния метода фотоотверждения на направление усадки фотоотверждаемого композита.

Материалы и методы

В ходе исследования было использовано 20 полых цилиндрических образцов высотой 2 мм с внутренним диаметром 4 мм, изготовленных путем сверления соответствующих отверстий в стеклянных пластинах. Внутренние поверхности цилиндров были обработаны системой Porcelain Etch (Ultradent products inc.), включающей плавиковую кислоту и керамический силан. На обработанные поверхности в соответствии с рекомендациями производителей нанесен и полимеризован адгезив Single Bond (3M ESPE). Подготовленные полости заполнены светоотверждаемым композитом Filtek Z250 (3M ESPE) и покрыты с обеих сторон тонкой прозрачной пластмассовой плёнкой — таким образом сформировалась ровная поверхность композита (рис. 1).

Композит полимеризовали фотополимеризатором Estus-Prophy «Geosoft JSC» с мощностью излучения 400 мВт/см2 в стандартном рабочем режиме. В зависимости от способа отверждения композита образцы были разделены на четыре группы по пять образцов каждая.

В первой группе проводилось прямое отверждение композита в течение 20 секунд при расположении световода в непосредственной близости к поверхности композита.

Для отверждения образцов второй группы фотополимеризатор включался в режим плавного старта.

В третьей группе метод плавного старта имитировался, для чего проводилось 10-секундное засвечивание световодом, находящимся на расстоянии 20 мм от поверхности композита, при стандартной мощности излучения и дальнейшая полимеризация в течение 20 секунд при расположении световода в непосредственной близости к поверхности композита.

Четвертая группа образцов отверждалась методом направленной полимеризации. В течение 10 секунд проводилось предварительное засвечивание обратной поверхности композита через шлиф твердых тканей удаленного зуба человека толщиной 2 мм. Окончательная полимеризация выполнялась в течение 20 секунд.

Усадка композита оценивалась на профилограммах (полученных при помощи профилометра-профилографа “Калибр”) путем измерения мениска, образовавшегося с обеих сторон образцов на свободных поверхностях отвержденного композита (рис. 2). Глубина мениска измерялась по трем точкам его дна.

Результаты и их обсуждение

Усадочная деформация наблюдалась с обеих поверхностей образцов композита и составляла от 6 до 39 мкм. Во всех образцах деформация поверхности, удаленной от световода, значительно превышала деформацию поверхности, на которую был направлен световодный торец (соответственно 30,37 ± 0,70 и 15,47 ± 0,65 мкм; p<0,001). Это подтверждает направление усадки к свету.

Для оценки общей усадки образцов композита значения деформации ближайшей и удаленной от световода поверхностей суммировались. Общая величина деформации поверхностей образцов по группам составила: 1 группа — 42,73±1,42 мкм, 2 группа — 47,60±3,22 мкм, 3 группа — 46,60±3,80 мкм, 4 группа — 46,40±1,79 мкм. Различия между группами статистически недостоверны, следовательно, при данных режимах мощности светового потока величина усадки одинакова.

Деформация поверхностей композита, удаленных от световода, составила от 19 до 39 мкм (p<0,001) (рис. 3). В группе с плавным стартом деформация удаленной от световода поверхности на 19,59% больше по сравнению с группой прямой полимеризации. Статистически значимые различия (p<0,05) получены и при сравнении группы прямой полимеризации и группы с имитацией метода плавного старта. В группе с имитацией плавного старта деформация удаленной от световода поверхности на 12,68% больше по сравнению с группой прямой полимеризации. Статистически значимых различий между группами плавного старта и его имитации не выявлено.

В группе направленной полимеризации деформация удаленных от световода поверхностей на 14,21% меньше по сравнению с группой прямой полимеризации (p<0,05). При направленной полимеризации наблюдается на 36,60% и 28,70% меньшая деформация удаленных от световода поверхностей образцов композита по сравнению с методами плавного старта и имитации плавного старта (p<0,001).

При повторном осмотре образцов через неделю были обнаружены следующие изменения: в 14 образцах — трещины стекла (в первой группе — 3, во второй — 5, в третьей — 4, в четвертой — 2), в 4— отрыв композита по поверхности стекло-композит (в третьей — 1, в четвертой — 3). В двух образцах изменений не обнаружено (первая группа). Полученные данные свидетельствуют о высоком полимеризационном напряжении.

Таким образом, на основании результатов проведенного исследования можно сделать следующее предположение: свет низкой интенсивности в режиме плавного старта достаточен только для отверждения тонкой пленки композита на поверхности, обращенной к световоду. В дальнейшем эта пленка препятствует деформации свободной поверхности, способной частично компенсировать усадку композита на поверхности, удалённой от световода. Деформация удаленной от световода поверхности больше по сравнению с прямой полимеризацией в режиме плавного старта — на 19,59%, в режиме имитации плавного старта — на 12,68%. Деформацию удаленной от световода поверхности композита можно снизить на величину около 14% при использовании метода направленной полимеризации.

Литература 

1. Алямовский В.В. // Пародонтология. — 2000 — №2. — С.39 — 40.

2. Боер B. M., Лутц Ф. // Клинич. стоматология. — 2001. — №4. —С.12 — 18.

3. Иванов А.А., Полонейчик Н.М. Твердость стоматологических материалов. Методы ее измерения: Учеб. пособие. — Мн.:МГМИ, 1999. — 27с.

4. Луцкая И.К. //Вести НАН Беларуси. —2004. — №1. — С.82—88.

5. Николаенко С.А. Адгезивная терапия твердых тканей зуба: Автореф. дис. д-ра мед. наук. —Омск, 2004.

6. Полевая Н. //Стоматолог.— 2004. —№5. — С.61 — 74.

7. Радлинский С. // Стоматол. журнал. — 2001. — №3. —С.56 —63.

8. Barros G.K.P. et al. // Oper. Dent. —2003. — V.28, N5. — P.624 — 626.

9. Braga R.R., Ferracane J.L. // Crit. Rev. Oral. Biol. Med. — 2004. — V.15, N 3. — P. 176—184.

10. Cavalcante L.M.A. et al. // Oper. Dent. — 2003. — V.28, N2. —P.200—206.

11. Feng L., Suh B.I. // J. Biomed. Mater. Res. — 2006. —V.7.

12. Friedl K.H. et al. // Oper. Dent. — 2000. — V.25. —P.26—32.

13. Hofman N. et al. // Oper. Dent. — 2003. —V.28, N2. — Р.160 —167.

14. Kishikawa R. et al. // Amer. J. Dent. — 2005. — V.18, N 6. — Р.311 — 314.

15. Rosin M. et al. // Dent. Mater. — 2002. — V.8, N 7. — P.521—528.

16. Suh B.I., Wang Y. // Amer. J. Dent. — 2001. — V.14, N2. —Р.109 — 113.

17. Soh M.S., Yap A.U.J., Siow K.S. // J. Oper. Dt. — 2003. — V.28, N6. — P.707 — 715.

18. Yoshikawa T., Burrow M.F., Tagami J. // J. Adhes. Dent. — 2001. —N 2. — P.177 —183.