Suomen Hammaslääkärilehti

Nykyaikaiset yhdistelmämuovit

Suomen Hammaslääkärilehti
2011;15(4):36-42
Hilde M. Kopperud, Werner J. Finger ja Preben Hørsted-Bindslev

Läpikäynyt vertaisarvioinnin.

Polymeeripohjaiset hampaiden täytemateriaalit hallitsevat markkinoita ja ovat osoittautuneet kestäviksi. Materiaalien kemialliset ja mekaaniset ominaisuudet vaikuttavat kliiniseen käytettävyyteen. Perinteiset metakrylaattipohjaiset materiaalit, kuten mikrohybridit, saavat haastajia uusista ja vaihtoehtoisista materiaaleista, joissa fillerin ja resiinin osuus on kokonaan tai osittain korvattu uusilla yhdisteillä. Tämä artikkeli käsittelee perinteisiä ja uusia täytemateriaaleja sekä niiden kemiallisia ja mekaanisia ominaisuuksia kliinisestä näkökulmasta.

Polymeeripohjaiset täytemateriaalit hallitsevat nykypäivän pohjoismaista hampaiden korjaavaa hoitoa «Sunnegårdh-Grönberg K, van Dijken JW, Funegård U, Lindberg A, Nilsson M. Selection of dental materials and longevity of replaced restorations in Public Dental Health clinics in northern Sweden. J Dent»1 «Nascimento MM, Gordan VV, Qvist V, Litaker MS, Rindal DB, Williams OD, et al. Reasons for placement of restorations on previously unrestored tooth surfaces by dentists in The Dental Practice-Based Res»2. Muutamassa Pohjoismaassa elohopeaa sisältävien tuotteiden käyttö on kielletty. Kielto koskee myös amalgaamia, jota voidaan käyttää vain poikkeuksellisesti. Täytteiden pitkä käyttöikä edellyttää paikkamateriaaleilta hyviä mekaanisia ja kemiallisia ominaisuuksia sekä hyvää operatiivista tekniikkaa, jotta potilaan kariessairaus saataisiin pysähtymään.

Hampaiden täytemateriaalit ovat terveydenhuollon laitteita ja tarvikkeita koskevan lainsäädännön alaisia, ja niillä tulee olla CE-merkintä EU-direktiivin nojalla. Materiaalit voidaan myös testata voimassaolevien ISO-standardien vaatimusten mukaisesti. Standardit polymeeripohjaisille täytemateriaaleille ja lasi-ionomeerisementeille asettavat vaatimuksia – materiaalityypistä riippuen – muun muassa työskentelyajalle, kovettumisajalle, valoherkkyydelle, kovettumissyvyydelle, taivutuslujuudelle, puristuslujuudelle, veden imeytymiselle ja liukoisuudelle, värille ja värin pysyvyydelle sekä röntgenopasiteetille «International Organization for Standardization. Dentistry–Polymer-based restorative materials. ISO 4049: 2009.»3 «International Organization for Standardization. Dentistry–Water-based cements–Part 1: Powder/liquid acid-base cements. ISO 9917-1:2007.»4 «International Organization for Standardization. Dentistry–Water-based cements–Part 2: Resin-modified cements. ISO 9917-2:2010.»5.

Tämä artikkeli käsittelee eri polymeeripohjaisten täytemateriaalien kemiallisia, fysikaalisia ja kliinisiä ominaisuuksia painottuen resiinipohjaisiin yhdistelmämuovimateriaaleihin.

Polymeeripohjaisista materiaaleista on tarjolla eri muunnelmia. Materiaalien koostumuksen siirtymä on liukuva: yhdistelmämuoveista, kompomeerien kautta, muovi-lasi-ionomeereihin ja puhtaisiin lasi-ionomeerisementteihin.

Yhdistelmämuovityyppiset täytemateriaalit sisältävät kaksi pääfaasia: orgaanisen matriksin ja ensisijaisesti epäorgaaniset täytepartikkelit (fillerit). Orgaaninen matriksi koostuu perinteisesti erilaisista metakrylaattimonomeereista, jotka polymeroituvat kovettumisen aikana ja muodostavat kolmiulotteisen ristisidoksisen polymeeriverkoston (kuva «»1a ). Yksi ensimmäisistä menestyksellisesti yhdistelmämuoveissa käytetyistä monomeereista oli Bis-GMA, jota on kutsuttu myös Bowenin monomeeriksi. Sen lisäksi monomeeria TEGDMA on tavallisesti käytetty ohentavana komponenttina reagoimattomassa materiaalissa «Peutzfeldt A. Resin composites in dentistry: the monomer systems. Eur J Oral Sci 1997; 105: 97–116.»6. Muitakin metakrylaattimonomeereja käytetään laajalti perinteisissä yhdistelmämuoveissa, kuten UDMA ja Bis-EMA. Matalamman viskositeetin monomeerit tekevät materiaaleista paremmin käsiteltäviä kovettumattomassa muodossaan. Suurten, viskoosimpien monomeerien rakenteen joustavuuden oletetaan johtavan parempiin mekaanisiin ominaisuuksiin.

Niin sanotut täpättävät yhdistelmämuovit eroavat rakenteeltaan tavallisista yhdistelmämuoveista vain vähän, mutta ne sisältävät suuren määrän täytepartikkeleita. Niiden viskositeetti on korkeampi kuin eräillä muilla yhdistelmämuoveilla, ja ne eivät tartu niin helposti instrumentteihin. Niillä ei kuitenkaan voida rakentaa kontaktipistettä siten kuin amalgaamilla on totuttu tekemään. Materiaalien ominaisuudet ovat muutoin lähes universaaliyhdistelmämuovien kaltaiset. Niin kutsutut flow-materiaalit sisältävät tavallisesti pienemmän määrä fillereitä, ja niiden mekaaniset ominaisuudet ovat jossain määrin heikommat.

Monet käytössä olevat yhdistelmämuovit ovat edelleen varsin samanlaisia kuin ensimmäiset markkinoille tulleet materiaalit. Toive paremmista ominaisuuksista on vienyt tuotteiden kehitystä eteenpäin. Viime vuosien aikana tämä on johtanut uusiin materiaaleihin, joilla on osittain erilainen kemiallinen rakenne perinteisiin yhdistelmämuoveihin verrattuna, sekä uusien komponenttien kehittämiseen (monomeerit) olemassa olevien tuotteiden parantamiseksi. Muutamia esimerkkejä on kuvailtu jäljempänä.

Kuva 1.

A) Kaaviokuva reaktiosta polymeeriketjussa (1) olevan aktiivisen pisteen (2) ja hiiliatomien välisen C=C kaksoissidoksen (3) välillä dimetakrylaattimonomeerissa (4) ja polymeeriverkoston muodostuminen (5).

B) Piirros reaktiosta polymeeriketjussa (1) olevan aktiivisen pisteen (2) ja epoksiryhmän välillä (3) Silorane-monomeerissa (4) ja polymeeriverkoston muodostuminen (5).

Uudet monomeerit

Näissä materiaaleissa, esimerkiksi Surefil SDR®, GC Kalore® ja Venus Diamond®, on säilytetty sama perustavaa laatua oleva reaktiokemia kuin perinteisissä materiaaleissa, mutta niissä on hyödynnetty uusia kehiteltyjä monomeereja. Monomeerien rakenne on täysin tai osittain salainen. Yhteistä näille on, että uudet monomeerit ovat suuria ja joustavampia molekyylejä, kun taas pääteryhmät ovat metakrylaatin tyyppisiä, ja polymerisaatio tapahtuu samalla tavalla kuin perinteisissä materiaaleissa. Perinteisiä monomeereja voidaan siksi käyttää myös näihin materiaaleihin sekoitettuina. Koska reaktiokemia on sama kuin muilla metakrylaattipohjaisilla materiaaleilla, voidaan käyttää samoja sidosmateriaaleja. Alhaisempi polymerisaatiojännitys (joustavien monomeerien vuoksi) ja osittain pienempi polymeroitumiskutistuma (suurten monomeerien vuoksi) ovat muutamia niistä eduista, joita korostetaan näiden materiaalien yhteydessä.

Uusi reaktiokemia

Tuote Filtek Silorane® eroaa perinteisistä metakrylaattipohjaisista yhdistelmämuoveista siten, että se rakentuu toisentyyppisistä monomeereista, ja polymeeriverkoston muodostuminen materiaalissa pohjautuu eri kemiallisiin reaktioihin (kuva «»1 b). Polymeeriverkosto muodostuu tässä epoksireaktion kautta. Valmistaja ilmoittaa sen vähentävän materiaalin kutistumista kovettumisen aikana. Verrattuna useisiin muihin materiaaleihin, laboratoriotutkimukset näyttävät tukevan tätä «Lien W, Vandewalle KS. Physical properties of a new silorane-based restorative system. Dent Mater 2010; 26: 337–44.»7. Toistaiseksi käytettävissä ei ole pitkäaikaisia kliinisiä tutkimuksia, eikä eräs yhden vuoden mittainen tutkimuskaan viittaa Silorane®-muovin parempaan saumatiiviyteen «Schmidt M, Kirkevang LL, Hørsted-Bindslev P, Poulsen S. Marginal adaptation of a low-shrinkage silorane-based composite: 1-year randomized clinical trial. Clin Oral Investig 2010 DOI 10.1007/s 00784-0»8. Koska sen reaktiokemia on täysin erilainen perinteisiin yhdistelmämuoveihin verrattuna, sitä tulee käyttää ainoastaan sen kanssa yhteenkuuluvan sidosmateriaalin kanssa, joka on kehitetty erityisesti tätä tuotetta varten.

Filleriaineet

Silmiinpistävin yhdistelmämuovimateriaalien kehitys viime vuosina on kuitenkin tapahtunut filleripartikkelien parissa. Muutama vuosi sitten fillerityyppiin ja -kokoon perustuvan klassisen jaon mukaisesti oli olemassa vain hybridi- ja mikrofillerimuovit. Uusia markkinoille tuotuja yhdistelmämuovimateriaaleja markkinoidaan lähes pelkästään "nanokomposiitteina". Nanoteknologia, jota ehkä paremmin kuvaa ilmaisu "molecular engineering", käsittää funktionaaliset materiaalit tai rakenteet, joiden luonteenomaiset mitat ovat 0,1–100 nm «Kopperud HM, Derand T. Plastfyllinger og nanoteknologi. Aktuel Nordisk Odontologi 2008. København: Munksgård Danmark; 2008. pp. 101–10.»9. Aiemmin hybridiyhdistelmämuovien tyypillinen fillerikoko oli 5–30 µm korkean filleriosuuden saavuttamiseksi. Mikrofillerimuovi sisältää SiO2-partikkeleita, joiden läpimitta on noin 0,04 µm (40 nm). Nykyisten mikrohybridimuovien täytepartikkeleiden koko on pienentynyt merkittävästi, tyypillinen jakauma on 0,04–3,5 µm. Tämä kokoluokka lähenee ns. nanoyhdistelmämuovien fillerikokoa. Useimmat nanoyhdistelmämuovit voidaan koota nanohybridi-käsitteen alle. Kyseessä voi olla joko mikrohybridiyhdistelmämuovi, johon on lisätty pienempiä määriä nanofillereitä (kooltaan usein noin 5 nm), tai nanohybrideitä, jotka sisältävät nanokokoisia prepolymeeripartikkeleita tai niin kutsuttuja nanoklustereita.

Lasi-ionomeerit ovat yhdistelmämuoveja hydrofiilisempia materiaaleja. Ne koostuvat lasipulverista (silikaatti) ja orgaanisesta "polyhaposta" (ionomeeri), jossa on reaktiivisia karboksyylihapporyhmiä. Kovettuminen tapahtuu happo-emäsreaktiona, joka käynnistyy kemiallisesti jauhe- ja nestekomponentin sekoittuessa. Koska lasi-ionomeerin silikaatti on fluorilasia, materiaalista voi irrota ajan kuluessa fluoria. Lasi-ionomeereja voidaan vahvistaa lisäämällä polymeeriverkosto (muovi-lasi-ionomeeri tai hybridilasi-ionomeeri), yleensä vastaavantyyppinen kuin perinteisillä metakrylaateilla, mutta jotka sisältävät hydrofiilisempia monomeereja, kuten HEMA ja GDMA.

Kompomeerit sijaitsevat koostumuksen näkökulmasta yhdistelmämuovien ja muovi-lasi-ionomeerien välissä. Samankaltaisia materiaaleja kutsutaan nimellä "giomeeri", ja eri valmistajat saattavat käyttää eri nimityksiä tuotteille, jotka eivät oleellisesti eroa toisistaan. Ne lähentyvät mekaanisilta ominaisuuksiltaan yhdistelmämuoveja, toisin sanoen ne ovat vahvempia kuin lasi-ionomeerit, mutta samalla jossain määrin polyhappomodifioituja ja niistä voi irrota fluoria. Kompomeerien happo-emäsreaktio tapahtuu osittain ennakkoon, tai ajan myötä syljen vaikutuksesta.

Aktivointi ja kovettuminen

Muotoiltavien täytemateriaalien kovettuminen voidaan käynnistää eri materiaaleissa eri tavoin. Yleisellä tasolla puhutaan tavallisesti kemialliskovetteisista ja valokovetteisista materiaaleista, sekä kaksoiskovetteisista materiaaleista silloin, kun molempia tapoja käytetään samanaikaisesti. Valokovetteisissa materiaaleissa käytetään pääasiallisena initiaattorina kamferikinonia (CQ). Se aktivoituu absorboidessaan määrätyn aallonpituuden (468 nm) valoa, ja kovettumisreaktio käynnistyy, kun materiaalia valaistaan tällä valolla (sininen). On tärkeää huomata, että toiset initiaattorit käynnistävät reaktion valon eri aallonpituudella, jolloin voi olla tarpeellista käyttää toista valokovettajaa. Yksi esimerkki on initiaattori PPD (1-fenyyli-1,2-propaanidioni), joka aktivoituu aallonpituudeltaan noin 390 nm valossa (violetti). Osa kapean spektrin LED-lampuista ei lähetä tämän aallonpituusalueen valoa.

Nykyään käytetään pääasiassa LED-lamppuja ja yhä suurempaa valon intensiteettiä. Nykyään tavallinen intensiteetti on yli 2000 mW/cm2, kun taas "vanhanaikaisen" halogeenilampun intensiteetti oli usein 400–500 mW/cm2. Kovetusvalon intensiteetin kasvaessa materiaalia voidaan joissakin tapauksissa kovettaa riittävästi lyhyemmässäkin ajassa. Lamppujen ja materiaalien käyttöohjeissa voidaan havaita suositellun kovetusajan lyhentyneen aikaisemmasta 40 sekunnista nykyiseen jopa 5 sekuntiin. Tutkimukset osoittavat, että lyhimmillä kovetusajoilla kovettuva materiaalikerros on ohuempi, joissakin tapauksissa jopa ilmoitettua pienempi (kuva «»2). Uusien materiaalien käyttöohjeessa sallittu kerrospaksuus on paksu, ja uusien lamppujen suositeltu kovetusaika on lyhyt. Nämä seikat johtavat siihen, että varmistuakseen käyttämiensä materiaalien riittävästä kovettumisesta, on syytä testata kovettumissyvyys, johon omilla materiaaleilla ja lampulla päästään.

Polymeeripohjaisten täytemateriaalien kovettuminen aiheuttaa kaviteetin ja sen ympäristön lämpenemisen, koska polymerisaatioreaktio on eksoterminen. Se saattaa mahdollisesti saada aikaan pulpan vahingollisen lämpenemisen. Vaikka lämpeneminen täytemateriaalin läheisyydessä voi olla suhteellisen suurta, jopa yli 60oC, suojaava dentiinikerros vähentää merkittävästi ympäröivän kudoksen lämpötilan kohoamista. Täytemateriaali, lampun tyyppi ja teho sekä kovettumisaika vaikuttavat myös lämpenemiseen.

Kuva 2. Universaaliyhdistelmämuovin kovettumissyvyys (mm) kolmelle LED-valokovettajalle mitattuna. Lyhyt kovetusaika on lampun valmistajan suosittelema ja pitkä yhdistelmämuovin valmistajan suositusaika. Halogeenilamppu toimii referenssinä. Tiedot: NIOM.

Laboratoriotutkimukset

Tähän saakka ei ole onnistuttu simuloimaan laboratoriossa niitä hyvin monimutkaisia in vivo -olosuhteita, joille täytteet altistuvat. Sen lisäksi potilaaseen ja hammaslääkäriin liittyvillä tekijöillä on myös tärkeä merkitys, eikä niitä tunneta riittävästi. Sekundaarikaries ja täyte- tai hammasfraktuurat ovat yleisimmät syyt hampaiden suurempien paikkojen epäonnistumiseen. Saumavuodon muodostumisesta on esitetty hypoteesi, jonka mukaan se liittyy täytteiden kovettumiskutistumiseen. Se puolestaan riippuu polymeerimateriaalista, täyttämismenetelmästä, kaviteetin koosta eikä vähiten sidostumisesta kaviteettiin. Fraktuurariskin voidaan samalla tavalla nähdä olevan yhteydessä materiaalin mekaanisiin ominaisuuksiin ja kaviteettiin sidostumiseen. Tästä syystä on erittäin motivoivaa tutkia uusia yhdistelmämuovimateriaaleja in vitro, keskittyen polymeroitumiskutistumiseen ja mekaanisiin ominaisuuksiin. Tästä esimerkkinä tutkimukset, joissa verrattiin kuutta nanoyhdistelmämuovia perinteisiin mikrohybridi- ja mikrofillerimuoveihin (taulukko «Tutkitut materiaalit. Yhteenveto valmistajien tietojen mukaisesti.»1).

Taulukko 1. Tutkitut materiaalit. Yhteenveto valmistajien tietojen mukaisesti.
Koostumus
MateriaaliTyyppiKoodiValmistajaMonomeeriTäyteaine
Koostumustil- %
FiltekTM
Supreme XT		nanofilleriFIL3M ESPE,
St. Paul, MN, USA		Bis-GMA, UDMA, Bis-EMA, TEGDMAAggregoitunut SiO2/SrO2 klusterit (0,8–1,4 µm) ja aggregoitumaton SiO2 (20 nm)59.5
GrandionanohybridiGRAVoco, Cuxhaven, SaksaBis-GMA,
TEGDMA		Fluorosilikaattilasi, SiO2 (mikrofilleri < 1 µm, pallomainen nanofilleri < 5 nm)71.4
KalorenanohybridiKALGC Corporation, Tokio, JapaniUDMA (DuPont), DMA, UDMAPrepolymeeri (sis. 400 nm SrO2 ja 100 nm lantanoidifluoridi). F-Al -silikaatti (700 nm), Sr-Ba -lasi (700 nm), SiO2 (16 nm)69
MI FlownanohybridiMIFGC Corporation, Tokio, JapaniUDMA,
DMA		Sr-lasi, lantanoidifluoridi, SiO2
(keskiarvo = 700 nm)		40
Tetric
EvoCeram®		nanohybridiTETIvoclar-Vivadent, Schaan, LiechtensteinDMA, prepolymeeri (kopolymeeri)Ba-lasi, YbF3, sekaoksidi, prepolymeeri.
Epäorgaanisten fillerien koko: 40–3000 nm, keskiarvo 550 nm		53–55
Venus®
Diamond		nanohybridiVEDHeraeus Kulzer, Hanau, SaksaTCD-DI-HEA, PE-ristisidosBa-Al-F -silikaattilasi < 20 µm
SiO2 (5 nm)		64
FiltekTM
Z250		mikrohybridiZ2503M ESPE,
St. Paul, MN, USA		Bis-GMA, Bis-EMA, UDMASiO2, ZrO2, partikkelikoko 0,01–3,5 µm, keskiarvo 0,6 µm60
Durafill®
VS		mikrofilleriDURHeraeus Kulzer, Hanau, SaksaBis-GMA, UDMA, TEGDMASiO2 (20–70 nm); prepolymeeri < 20 µm. SiO2:n prepolymeeri: 32 m-% .66

Kovettumiskutistuminen

Nanoyhdistelmämuoveja markkinoidaan usein vain vähän kutistuvina materiaaleina, ilman että väitteelle on olemassa riittävää tieteellistä perustaa. Kuten perinteiset yhdistelmämuovitkin, nanomuovit sisältävät dimetakrylaatteja. Polymerisaation aikana molekyylien väliset etäisyydet lyhenevät, kun hiiliatomien välinen kaksoissidos (C=C) pelkistyy yksinkertaiseksi sidokseksi (C-C) (kuva «»1). Kutistuminen saa materiaalissa aikaan jännityksiä, kun geelifaasi on saavutettu, toisin sanoen kun materiaali menettää asteittain nestemäiset ominaisuutensa ja muuttuu materiaaliksi, jolla on elastisia ominaisuuksia. Geeliytymisen jälkeisen kutistumisen kasvaessa myös polymerisaatiojännitys kasvaa ja muovin elastisuusmoduuli kasvaa hyvin nopeasti. Kliinisesti siitä voi seurata hampaan ja kaviteetin deformoituminen, kaviteetin seinämän kiinnityksen pettäminen, postoperatiivinen sensitiivisyys ja saumavuoto.

Käytännöllinen menetelmä arvioida yhdistelmämuovin adaptaatiota kaviteettiin on mitata täytemateriaalin ja standardoidun dentiinikaviteetin välisen sauman leveyttä, sidostettuna ja ilman sidostusta «Asmussen E, Jorgensen KD. Microscopic investigation of the adaptation of some plastic filling materials to dental cavity walls. Acta Odontol Scand 1972; 30: 3–21.»10 «Irie M, Suzuki K, Watts DC. Marginal gap formation of light-activated restorative materials: effects of immediate setting shrinkage and bond strength. Dent Mater 2002; 18: 203–10.»11 «Takahashi H, Finger WJ, Wegner K, Utterodt A, Komatsu K, Wöstmann B, et al. Factors influencing marginal cavity adaptation of nanofiller containing resin composite restorations. Dent Mater 2010; 26: 1»12. Näin saadaan kokonaiskuva kovettumiskutistumisen, jännityksen ja elastisuusmoduulin vaikutuksesta. Sauman leveys kahdeksan tutkitun yhdistelmämuovimateriaalin ja sidostamattomien dentiini- tai Teflon-kaviteettien välillä esitetään kuvassa «»3. Leveys on mitattu 15 minuuttia valokovetuksen jälkeen kaviteetin reunalta. Sauman leveys Teflon-kaviteetissa on suunnilleen kaksi kertaa suurempi kuin sidostamattomassa dentiinikaviteeteissa. Se osoittaa, että dentiinillä on porausjätekerroksen (smear layer) ansiosta tietty adheesiovaikutus, mutta sillä ei ole kliinistä merkitystä. Molemmissa kaviteettimateriaaleissa sauman leveydet olivat muutoin verrannollisia.

Samalla itse-etsaavalla sidosaineella sidostamisen jälkeen osaan täytteistä ei muodostunut saumaa. Näiden täytteiden määrä ei kuitenkaan korreloinut sidostamattomien ja adhesiivisesti sidostettujen yhdistelmämuovien arvoihin (kuva «»3). Tämä yksinkertainen koe osoittaa, että kovettumiskutistuminen ei itsessään kuvaa kaviteetti- ja sauma-adaptaatiota riittävässä määrin.

Koska tällaiset kaviteettikokeet eivät sovellu yksittäisten materiaalien ja menetelmäparametrien kokonaisvaikutusten arvioimiseen, on hyödyllistä määritellä kutistuma, jännitys ja elastisuusmoduuli erikseen. Kovettumiskutistuminen määritellään usein Arkhimedeen periaatteen mukaisesti. Menetelmä ei ole käytännössä relevantti, koska se käsittää sekä kutistumisen ennen geeliytymistä että sen jälkeen. On tarkoituksenmukaisempaa mitata geeliytymisen jälkeinen kutistuminen; toisin sanoen se osa kokonaisprosessista, joka saa aikaan materiaalin elastiset jännitykset. Kutistuminen ja saumaleveys sidostamattomissa dentiini- ja Teflon-kaviteeteissa olivat hyvin verrannolliset. Se osoittaa, että saumamittaukset näissä kokeellisissa olosuhteissa heijastavat geeliytymisen jälkeisen kutistumisen vaikutusta, joka voi olla yksinkertainen indikaattori täytteen irtoamiselle sidospinnoilta.

Kuva 3. Maksimaalinen sauman leveys ilman sidosainetta tehdyn täytteen ja sylinterin muotoisen kaviteetin välillä dentiinissä (D) tai Teflon (T). Luvut pylväiden yläpuolella esittävät saumattomien täytteiden määrää (jokaisesta materiaalista tehtiin 8 täytettä) dentiinikaviteeteissa, joissa on käytetty sidosainetta iBond SE. Keskimääräinen kaviteetin halkaisija on 4,2 mm.

Mekaaniset ominaisuudet

Yhdistelmämuovien jäykkyys, jota kuvataan elastisuusmoduulilla (E-moduuli), kasvaa erittäin nopeasti polymerisaation aikana. Siitä syystä E-moduulia voidaan pitää tärkeänä parametrina, jolla on vaikutus täytteiden adaptaatioon kaviteetin seinämissä ja saumoissa «Kemp-Scholte CM, Davidson CL. Marginal integrity related to bond strength and strain capacity of composite resin restorative systems. J Prosthet Dent 1990; 64: 658–64.»13. 15 minuuttia valokovetuksen jälkeen nanohybridimuovi Grandio® filleriosuudella 71,4 til-% oli jäykin materiaali, kun taas mikrofillerimuovit Durafill®, sekä Kalore®, MI Flow®, Tetric EvoCeram® ja Venus Diamond® olivat huomattavasti vähemmän jäykkiä. Erityisesti flow-materiaalilla MI Flow® havaittiin, että sen suuri polymeroitumiskutistuminen ja jännitys kompensoituu alhaisella jäykkyydellä. Sidostetuissa kaviteeteissa sen adaptaatio saumoihin osoittautui suhteellisen tyydyttäväksi. Yhdistelmämuovitäytteiden mekaanisen resistenssin vuoksi muovin jäykkyyden tulee sitä vastoin olla korkea jo kovettuneessa materiaalissa, koska plastinen materiaali deformoituu toiminnallisessa rasituksessa voimakkaammin kuin jäykemmät materiaalit.

Yhdistelmämuovitäytteiden venytys- ja taivutuslujuus korreloivat suhteellisen hyvin. Mikrofillerimuovi, jonka ensisijainen käyttöalue on III ja V luokan vaurioiden restaurointi, on vähemmän lujaa, kun taas useimpien mikrohybridien venytyslujuus on 2–3 kertaa suurempi. Tutkittujen nanokomposiittien ryhmällä oli joko sama tai vain hieman heikompi venytys- ja taivutuslujuus kuin referenssimateriaalilla Z250® (mikrohybridi). Suuri lujuus on tärkeä edellytys sekä täytteiden runko-osan että reunamurtumien estämiselle.

Määritelmän mukaisesti murtumalujuus (fracture toughness) on kuormituksen intensiteetin mitta murtuman (crack) kärjessä, jossa se syntyy ja siirtyy alaspäin materiaalissa «Fujishima A, Ferracane JL. Comparison of four modes of fracture toughness testing for dental composites. Dent Mater 1996; 12: 38–43.»14. Defektit täytteen pinnassa tai heti sen alla ovat lähtökohta murtumalinjan etenemiselle (crack propagation) toiminnallisessa rasituksessa. Alhaista murtumalujuutta pidetään yhtenä abraasion syynä, koska oletetaan, että abraasio on yhteydessä "pinnan alaisiin mikromurtumiin" (subsurface micro-cracks), jotka aiheuttavat pieniä fraktuuroja ja materiaalin irtoamista «Manhart J, Kunzelmann KH, Chen HY, Hickel R. Mechanical properties and wear behavior of light-cured packable composite resins. Dent Mater 2000; 16: 33–40.»15. Kuudesta tutkitusta nanoyhdistelmämuovista ja kahdesta referenssimateriaalista kaikkien nanomuovien murtumalujuus oli merkittävästi korkeampi kuin mikrofillerimuovilla, mutta suhteellisesti pienempi murtumalujuus kuin mikrohybridireferenssillä. Murtumalujuusarvot korreloivat vain heikosti muiden mekaanisten parametrien kanssa.

Yhdistelmämuovien kovuutta voidaan mitata eri menetelmin. Useimmissa tapauksissa valmistajat ilmoittavat Vickers (VHN)- tai Knoop (KHN)-kovuusluvut. Toisaalla veto- ja taivutuslujuuden sekä E-moduulin, ja toisaalla KHN-luvun välillä on hyvä korrelaatio. Lin ja työryhmän «Li J, Li H, Fok AS, Watts DC. Multiple correlations of material parameters of light-cured dental composites. Dent Mater 2009; 25: 829–36.»16 kanssa yhdenmukaisesti todettiin KHN ja elastisiteettimoduulin välillä erittäin hyvä yhteys. Siksi voidaan suurella todennäköisyydellä lähteä siitä, että mitä kovempi pinta on, sitä jäykempi materiaali on.

Täytemateriaalien abraasio jaetaan usein vastapurijoiden, ravintoaineiden ja hampaiden harjauksen aiheuttamaan abraasioon. Jälkimmäistä voidaan tutkia helposti hammasharjan mekaanisten liikkeiden avulla. Laboratoriotutkimuksissa, joissa harjattiin yhdistelmämuovia kalsiumkarbonaattijauhe-vesi-tahnalla, löydettiin muovityyppien väliltä suuria eroja «Suzuki T, Kyoizumi H, Finger WJ, Kanehira M, Endo T, Utterodt A, et al. Resistance of nanofill and nanohybrid resin composites to toothbrush abrasion with calcium carbonate slurry. Dent Mater J 2009; »17. 50 000 harjaussyklin jälkeen (vastaa hampaiden harjausta noin viiden vuoden ajan) mikrofillerimateriaali Durafill®:sta ja mikrohybridimuovi Z250:sta menetettiin noin 200 µm materiaalista. Sitä vastoin nanofillerimateriaali Filtek Supreme® ja nanohybridit Grandio® ja Venus Diamond® kuluivat alle 100 µm. Prepolymeereja sisältävistä nanohybrideistä (Kalore® ja Tetric EvoCeram®) menetettiin merkittävästi enemmän materiaalia. Kokeen lopussa useimpien tutkittujen muovien pinnan havaittiin vain heikosti karhentuneen.

Korkea filleripitoisuus ja samalla lyhyt partikkelien välinen etäisyys suojaa yleisesti paremmin täytettä abraasiolta. Tämä yhteys on perustana nykyaikaisten mikrohybridimuovien kehittämisessä, jotka kliinisten pitkäaikaisten tutkimusten perusteella kykenevät vastustamaan ruoka-aineiden aiheuttamaa abraasiota merkittävästi. Kliiniset havainnot viittaavat siihen, että nanomuovit käytännössä vastustavat riittävästi ruoka-aineabraasiota, kun taas yksittäiset prepolymeeripartikkeleita sisältävät materiaalit eivät yhtä hyvin pysty siihen «Ferracane JL. Is wear of dental composites still a clinical concern? Is there still a need for in vitro wear simulating devices? Dent Mater 2006; 22: 689–92.»18 «Yesil ZD, Alapati S, Johnston W, Seghi RR. Evaluation of the wear resistance of new nanocomposite resin restorative materials. J Prosthet Dent 2008; 99: 435–43.»19.

Yhdistelmämuovitäytteet viimeistellään erilaisin menetelmin ja instrumentein, esimerkiksi hiontakiekoilla, hyvin hienojakoisilla timantti-instrumenteilla, timanttipastoilla ja silikoni- tai resiinikyllästetyillä kiillotuskärjillä. Tutkitut nano- ja referenssiyhdistelmämuovit olivat melko sileitä (lähes kaikkien pintakarkeus, Ra, oli alle 0,15 µm) Sof-Lex®-kiekolla tai erilaisilla timanttiterillä tehdyn viimeistelyn jälkeen. Bollenin ja hänen työryhmänsä (20) mukaan karkeus Ra= 0,2 µm on raja-arvo kliinisesti hyväksyttäville pinnoille. Vasta kun pinta oli raja-arvoa karheampi, se retentoi plakkia ja värjäytyi helpommin.

Yhteenveto ominaisuuksista

Nanokomposiitit eivät välttämättä ole vallankumouksellisia uusia tuotteita. Tutkimukset osoittavat, että mikrohybridi- ja nanohybridiyhdistelmämuovien ominaisuudet ovat melko samanlaisia. Yleinen teknologian kehitys vaikuttaa myös hammashoitomateriaalien kehittymiseen ja parantumiseen. Sekä nanoklustereita ja erillisiä nanopartikkeleja sisältävän na-nofillerimuovin myötä on löydetty lupaava tie, erityisesti mitä tulee yksinkertaiseen viimeistelyyn ja pysyvästi sileisiin pintoihin. Polymerisaatiokutistuminen ei itsessään ole laatuparametri, mutta sitä voidaan arvioida kutistumisjännityksen ja E-moduulin yhteydessä. Mikrohybridien ja uudempien nanopartikkeleja sisältävien yhdistelmämuovien välinen ero on suurelta osin marginaalinen, ja nanomuovien indikaatiot ovat pääosin samat kuin mikrohybridimateriaalienkin.

Liukeneminen ja bioyhteensopivuus

On tunnettua, että monomeereja, lisäaineita ja hajoamistuotteita saattaa vuotaa täytemateriaaleista veteen, orgaanisiin liuotinaineisiin tai simuloituihin fysiologisiin liuoksiin «Spahl W, Budzikiewicz H, Geurtsen W. Determination of leachable components from four commercial dental composites by gas and liquid chromatography/mass spectrometry. J Dent 1998; 26: 137–45.»21 «Geurtsen W. Substances released from dental resin composites and glass ionomer cements. Eur J Oral Sci 1998; 106: 687–95.»22 «Michelsen VB, Lygre H, Skålevik R, Tveit AB, Solheim E. Identification of organic eluates from four polymer-based dental filling materials. Eur J Oral Sci 2003; 111: 263–71.»23 «Kopperud HM, Schmidt M, Kleven IS. Elution of substances from a silorane-based dental composite. Eur J Oral Sci 2010; 118: 100–2.»24. Liukeneminen voi olla peräisin jäännösmonomeereista ja muista kovettuneen materiaalin vapaista aineista, sekä entsymaattisesta ja hydrolyyttisestä hajoamisesta ja osittain myös täytemateriaalin mekaanisesta kulumisesta. Laboratoriotutkimukset osoittavat, että suurin liukeneminen ilmenee pian kovettumisen jälkeen, ja että irtoavan materiaalin määrä vähenee merkittävästi jo muutaman tunnin jälkeen. Joissakin in vitro -tutkimuksissa on havaittu mitattavissa olevia määriä monomeerejä, jotka vuotavat yhdistelmämuoveista jopa 1 vuoden jälkeen «Polydorou O, König A, Hellwig E, Kümmerer K. Long-term release of monomers from modern dental-composite materials. Eur J Oral Sci 2009; 117: 68–75.»25, mutta nämä tutkimukset on tehty etanoliliuoksessa, ja vuotaminen voi johtua ennemminkin materiaalin hajoamisesta kuin jäännösmonomeerien vuotamisesta. On edelleen epäselvää, mitä kliinisiä vaikutuksia tällaisella vuodolla mahdollisesti voi olla. In vitro -solututkimuksissa hammashoitomateriaalien liukenemistuotteiden «Becher R, Kopperud HM, Al RH, Samuelsen JT, Morisbak E, Dahlman HJ, et al. Pattern of cell death after in vitro exposure to GDMA, TEGDMA, HEMA and two compomer extracts. Dent Mater 2006; 22: 630–40.»26 ja puhtaiden metakrylaattien «Schweikl H, Spagnuolo G, Schmalz G. Genetic and cellular toxicology of dental resin monomers. J Dent Res 2006; 85: 870–7.»27 «Spagnuolo G, D'Antò V, Valletta R, Strisciuglio C, Schmalz G, Schweikl H, et al. Effect of 2-hydroxyethyl methacrylate on human pulp cell survival pathways ERK and AKT. J Endod 2008; 34: 684–8.»28 on todettu aiheuttavan sytotoksisia vaikutuksia, jo matalinakin konsentraatioina «Samuelsen JT, Holme JA, Becher R, Karlsson S, Morisbak E, Dahl JE. HEMA reduces cell proliferation and induces apoptosis in vitro. Dent Mater 2008; 24: 134–40.»29. Raportoitujen sivuvaikutusten määrä viittaa kuitenkin siihen, että polymeeripohjaisten täytemateriaalien aiheuttamat kielteiset terveysvaikutukset ovat harvinaisia «Bivirkningsgruppen for odontologiske biomaterialer. Årsrapport 2009. Uni Helse 2010 (http://helse.uni.no/upload/arsr_2009.pdf).»30.

Sukupuolihormoneja jäljittelevien aineiden (ksenoestrogeenit) irtoaminen hammashoidon materiaaleista ja niiden vaikutus on ollut keskustelun aiheena monia vuosia «Olea N, Pulgar R, Pérez P, Olea-Serrano F, Rivas A, Novillo-Fertrell A, et al. Estrogenicity of resin-based composites and sealants used in dentistry. Environ Health Perspect 1996; 104: 298–305.»31. Nämä komponentit voivat olla peräisin hajoamistuotteista tai lisäaineista. Bisfenoli A (BPA) on toistuvasti esillä näissä keskusteluissa, koska se muodostaa ytimen Bis-GMA:n tyyppisissä monomeereissa. Näyttää sille, että Bis-GMA:n hajoaminen BPA:ksi on vähäistä. On pelätty, että polymeeripohjaisista hammashoitomateriaaleista peräisin olevan BPA:n kielteinen vaikutus ylittäisi materiaalin käytön hyötyarvon. Uudemmissa katsauksissa «Jacobsen N, Hensten A. Reproduksjonsskadelige stoffer i dentale plastmaterialer? Nor Tannlegeforen Tid 2010; 120: 748–52.»32 «Fleisch AF, Sheffield PE, Chinn C, Edelstein BL, Landrigan PJ. Bisphenol A and related compounds in dental materials. Pediatrics 2010; 126; 760–8.»33 pelolle ei löydy perusteita.

Contemporary Tooth-coloured Filling Materials

Tooth-coloured materials dominate restorative treatments in the Nordic countries today. The most recent developments have concentrated on monomers and filler particles. The present article discusses the composition of and results from laboratory studies on contemporary materials with specific focus on nano-composites and the clinical relevance of laboratory studies. Furthermore, polymerization by LED light curing units and the risk of release of hormone-like chemicals from composites are briefly discussed.

Käännös: Kristiina Oikarinen

Kirjallisuutta

  1. Sunnegårdh-Grönberg K, van Dijken JW, Funegård U, Lindberg A, Nilsson M. Selection of dental materials and longevity of replaced restorations in Public Dental Health clinics in northern Sweden. J Dent 2009; 37: 673–8.
  2. Nascimento MM, Gordan VV, Qvist V, Litaker MS, Rindal DB, Williams OD, et al. Reasons for placement of restorations on previously unrestored tooth surfaces by dentists in The Dental Practice-Based Research Network. J Am Dent Assoc 2010; 141: 441–8.
  3. International Organization for Standardization. Dentistry–Polymer-based restorative materials. ISO 4049: 2009.
  4. International Organization for Standardization. Dentistry–Water-based cements–Part 1: Powder/liquid acid-base cements. ISO 9917-1:2007.
  5. International Organization for Standardization. Dentistry–Water-based cements–Part 2: Resin-modified cements. ISO 9917-2:2010.
  6. Peutzfeldt A. Resin composites in dentistry: the monomer systems. Eur J Oral Sci 1997; 105: 97–116.
  7. Lien W, Vandewalle KS. Physical properties of a new silorane-based restorative system. Dent Mater 2010; 26: 337–44.
  8. Schmidt M, Kirkevang LL, Hørsted-Bindslev P, Poulsen S. Marginal adaptation of a low-shrinkage silorane-based composite: 1-year randomized clinical trial. Clin Oral Investig 2010 DOI 10.1007/s 00784-010-0446. 2.2010 Jul 20. (Epub ahead of print).
  9. Kopperud HM, Derand T. Plastfyllinger og nanoteknologi. Aktuel Nordisk Odontologi 2008. København: Munksgård Danmark; 2008. pp. 101–10.
  10. Asmussen E, Jorgensen KD. Microscopic investigation of the adaptation of some plastic filling materials to dental cavity walls. Acta Odontol Scand 1972; 30: 3–21.
  11. Irie M, Suzuki K, Watts DC. Marginal gap formation of light-activated restorative materials: effects of immediate setting shrinkage and bond strength. Dent Mater 2002; 18: 203–10.
  12. Takahashi H, Finger WJ, Wegner K, Utterodt A, Komatsu K, Wöstmann B, et al. Factors influencing marginal cavity adaptation of nanofiller containing resin composite restorations. Dent Mater 2010; 26: 1166–75.
  13. Kemp-Scholte CM, Davidson CL. Marginal integrity related to bond strength and strain capacity of composite resin restorative systems. J Prosthet Dent 1990; 64: 658–64.
  14. Fujishima A, Ferracane JL. Comparison of four modes of fracture toughness testing for dental composites. Dent Mater 1996; 12: 38–43.
  15. Manhart J, Kunzelmann KH, Chen HY, Hickel R. Mechanical properties and wear behavior of light-cured packable composite resins. Dent Mater 2000; 16: 33–40.
  16. Li J, Li H, Fok AS, Watts DC. Multiple correlations of material parameters of light-cured dental composites. Dent Mater 2009; 25: 829–36.
  17. Suzuki T, Kyoizumi H, Finger WJ, Kanehira M, Endo T, Utterodt A, et al. Resistance of nanofill and nanohybrid resin composites to toothbrush abrasion with calcium carbonate slurry. Dent Mater J 2009; 28: 708–16.
  18. Ferracane JL. Is wear of dental composites still a clinical concern? Is there still a need for in vitro wear simulating devices? Dent Mater 2006; 22: 689–92.
  19. Yesil ZD, Alapati S, Johnston W, Seghi RR. Evaluation of the wear resistance of new nanocomposite resin restorative materials. J Prosthet Dent 2008; 99: 435–43.
  20. Bollen CM, Lambrechts P, Quirynen M. Comparison of surface roughness of oral hard materials to the threshold surface roughness for bacterial plaque retention: a review of the literature. Dent Mater 1997; 13: 258–69.
  21. Spahl W, Budzikiewicz H, Geurtsen W. Determination of leachable components from four commercial dental composites by gas and liquid chromatography/mass spectrometry. J Dent 1998; 26: 137–45.
  22. Geurtsen W. Substances released from dental resin composites and glass ionomer cements. Eur J Oral Sci 1998; 106: 687–95.
  23. Michelsen VB, Lygre H, Skålevik R, Tveit AB, Solheim E. Identification of organic eluates from four polymer-based dental filling materials. Eur J Oral Sci 2003; 111: 263–71.
  24. Kopperud HM, Schmidt M, Kleven IS. Elution of substances from a silorane-based dental composite. Eur J Oral Sci 2010; 118: 100–2.
  25. Polydorou O, König A, Hellwig E, Kümmerer K. Long-term release of monomers from modern dental-composite materials. Eur J Oral Sci 2009; 117: 68–75.
  26. Becher R, Kopperud HM, Al RH, Samuelsen JT, Morisbak E, Dahlman HJ, et al. Pattern of cell death after in vitro exposure to GDMA, TEGDMA, HEMA and two compomer extracts. Dent Mater 2006; 22: 630–40.
  27. Schweikl H, Spagnuolo G, Schmalz G. Genetic and cellular toxicology of dental resin monomers. J Dent Res 2006; 85: 870–7.
  28. Spagnuolo G, D'Antò V, Valletta R, Strisciuglio C, Schmalz G, Schweikl H, et al. Effect of 2-hydroxyethyl methacrylate on human pulp cell survival pathways ERK and AKT. J Endod 2008; 34: 684–8.
  29. Samuelsen JT, Holme JA, Becher R, Karlsson S, Morisbak E, Dahl JE. HEMA reduces cell proliferation and induces apoptosis in vitro. Dent Mater 2008; 24: 134–40.
  30. Bivirkningsgruppen for odontologiske biomaterialer. Årsrapport 2009. Uni Helse 2010 (http://helse.uni.no/upload/arsr_2009.pdf).
  31. Olea N, Pulgar R, Pérez P, Olea-Serrano F, Rivas A, Novillo-Fertrell A, et al. Estrogenicity of resin-based composites and sealants used in dentistry. Environ Health Perspect 1996; 104: 298–305.
  32. Jacobsen N, Hensten A. Reproduksjonsskadelige stoffer i dentale plastmaterialer? Nor Tannlegeforen Tid 2010; 120: 748–52.
  33. Fleisch AF, Sheffield PE, Chinn C, Edelstein BL, Landrigan PJ. Bisphenol A and related compounds in dental materials. Pediatrics 2010; 126; 760–8.
Hilde M. Kopperud, senior scientist, Dr. scient., Nordic Institute of Dental Materials (NIOM as), Norge, hilde.kopperud@niom.no
Werner J. Finger, Dr. med. dent., Ph.D., Tohoku University, Sendai, Japan
Preben Hørsted-Bindslev, lector, Odontologisk Institut, Det Sundhedsvidenskabelige Fakultet, Århus Universitet, Danmark