TÜRKİYE CUMHURİYETİ ANKARA ÜNİVERSİTESİ

SAĞLIK BİLİMLERİ ENSTİTÜSÜ

KOMPOZİT REZİNİN YÜZEY SERTLİK DEĞERLERİ ÜZERİNE FARKLI

IŞIK CİHAZLARININ ETKİSİ

Dt. Hakan AKTÜRK

DİŞ HASTALIKLARI VE TEDAVİSİ ANABİLİM DALI DOKTORA TEZİ

DANIŞMAN Prof. Dr. Gürkan GÜR

2007 - ANKARA

II

Ankara Üniversitesi Sağlık Bilimleri Enstitüsü

Diş Hastalıkları ve Tedavisi Ana Bilim Dalı Doktora Programı

çerçevesinde yürütülmüş olan bu çalışma, aşağıdaki jüri tarafından Doktora Tezi

olarak kabul edilmiştir.

Tez Savunma Sınavı:

İmza

Prof. Dr. Nuran ULUSOY

Ankara Üniversitesi Diş Hekimliği Fakültesi

Jüri Başkanı

Prof. Dr. Gürkan GÜR(Danışman) Prof. Dr. Meserret BAŞEREN

İmza İmza

Prof. Dr. Oya BALA Doç. Dr. Perihan ÖZYURT

İmza İmza

III

İÇİNDEKİLER

Kabul ve Onay II

İçindekiler III

Önsöz V

Simgeler ve Kısaltmalar VI

Şekiller Dizini VIII

Çizelgeler Dizini IX

Resimler Dizini X

1. GİRİŞ 1

1.1. Kompozit Rezin Esaslı Dolgu Maddeleri 2

1.1.1. Kompozit Rezin Esaslı Dolgu Maddelerinin Yapısı 3

1.1.1.1.Organik Matriks 3

1.1.1.2.Ara Bağlayıcılar 5

1.1.1.3.İnorganik Doldurucular 5

1.1.2. Kompozit Rezin Esaslı Dolgu Maddelerinin Sınıflandırılması 6

1.1.3. Kompozit Rezinlerle İlgili Son Gelişmeler 13

1.2. Polimerizasyon 15

1.2.1. İlave Polimerizasyon (Katılmalı Polimerizasyon) 16

1.2.2. Kondensasyon Polimerizasyonu 16

1.3. Polimerizasyonun Safhaları 17

1.4. Kompozit Rezinlerin Polimerizasyon Sistemleri 20

1.5 Görünür Işık Polimerizasyon Cihazları 20

1.5.1. Lazer Işık Polimerizasyon Cihazları 22

1.5.2. Quartz Tungsten Halojen Polimerizasyon Cihazları 23

1.5.3. LED (Light Emitting Diode) Işık Kaynakları (Işık Yayan Diyot) 23

1.5.4. Plazma Ark Polimerizasyon Cihazları 25

1.6. Polimerizasyon Derinliği ve Belirleme Yöntemleri 26

1.7. Restoratif Materyallerin Yüzey Sertliklerinin Ölçülmesi 28

IV

1.7.1. Sertlik Ölçüm Metotları 28

1.7.1.1.Vickers Sertlik Ölçüm Testi 29

2. GEREÇ ve YÖNTEM 31

2.1. Deneyde Kullanılan Materyaller 31

2.1.1. Grandıo ® Nanohibrit Kompozit Rezin 31

2.2. Deneyde Kullanılan Cihazlar 32

2.2.1. Halojen Işık Polimerizasyon Cihazı 32

2.2.2. Led Işık Polimerizasyon Cihazı 33

2.2.3. Plazma Ark Işık Polimerizasyon (Pac) Cihazı 34

2.2.4. Vickers Sertlik Ölçüm Cihazı 35

2.3. Test Örneklerinin Hazırlanması 35

3. BULGULAR 39

3.1 Test sonuçlarının değerlendirilmesi 39

4. TARTIŞMA 48

5. SONUÇ VE ÖNERİLER 63

ÖZET 66

SUMMARY 68

KAYNAKLAR 70

ÖZGEÇMİŞ 81

V

ÖNSÖZ

Tez çalışmamın yapılmasında emeği geçen başta ana bilim dalı başkanımız Prof. Dr.

Nuran Ulusoy ve danışmanım Prof. Dr. Gürkan Gür olmak üzere tez çalışmama

katkıda bulunan bütün bölüm hocalarıma ve tez çalışmam boyunca bana yardım

eden, desteklerini esirgemeyen Dt. İsmail Hakkı Baltacıoğlu ve Dt. Özgür Irmak’a

teşekkür ederim.

Deneylerde kullandığım materyallerin temini için bölümümüz öğretim üyeleri Prof.

Dr. Yıldırım Hakan Bağış’a ve Doç. Dr. Adil Nalçacı’ya ve Protetik Diş Tedavisi

ABD öğretim üyesi Prof. Dr. Bülent Uludağ’a teşekkür ederim. Deney örneklerin

ölçümü için Kırıkkale Mühimmatsan A.Ş.’ye ve istatistiksel değerlendirmeler

konusundaki yardımları için Ankara Üniversitesi Tıp Fakültesi Biyoistatistik ABD

öğretim üyesi Yrd. Doç. Kenan Köse ve Zeynep Bıyıklı’ya teşekkür ederim.

VI

SİMGELER ve KISALTMALAR

nm Nanometre Bis-GMA Bisfenol A glisidil metakrilat

UDMA Ürethan dimetakrilat

TEGDMA Trietilen glikol dimetakrilat

EGDMA Etilen glikol dimetakrilat

OPB Ortalama partikül büyüklüğü

ACTA Academisch Centrum Trandheelkunde Amsterdam

α Alfa

µm Mikrometre

°C Derece santigrat

s Saniye o Derece

pH Hidrojen iyonlarının konsantrasyonu mm Milimetre

02 Oksijen Si02 Silisyum dioksit

H20 Hidrojen dioksit

SiOH Silisyumhidroksit

C-H Karbon hidrojen bağı

H Hidrojen

% Yüzde

mW Miliwatt

mW/cm2 Miliwatt/santimetrekare

LED Light Emitting Diode (Işık yayan diyot)

VII

PAC Plazma Ark Curing C=C Reaksiyona girmemiş monomer

FTIR Fourier Transform Infirared Spektrometre

HV Vickers sertliği

KHN Knoop sertlik değeri

kg Kilogram

(cal/cm3)1/2 (kalori/santimetreküp)1/2

cm2s-1 santimetrekare/saniye

J1/2m-3/2 joule1/2metre -3/2

Si-O-Si Silisyum oksit silisyum

µ Mikron

< Küçük

> Büyük

≥ Büyük ve eşit

n Örnek sayısı

SEM Scanning elektron mikroskop

u.v. Ultraviyole

VIII

ŞEKİLLER DİZİNİ

Şekil 1.1. Bis-GMA’nın yapısı

Şekil 1.2. UDMA’nın yapısı

Şekil 1.3. TEGDMA’nın yapısı

Şekil 1.4. Kamferokinonun yapısı

Şekil 1.5. Silan molekülünün yapısı

Şekil 3.1. Grup 1 (2mm) Vickers sertlik değerleri(HV)

Şekil 3.2. Grup 2 (3mm) Vickers sertlik değerleri(HV)

Şekil 3.3. Grup 3 (4mm) Vickers sertlik değerleri(HV)

IX

ÇİZELGELER DİZİNİ

Çizelge 2.1. Çalışmada Kullanılan Materyaller

Çizelge 2.2. Çalışmada Kullanılan Cihazlar

Çizelge 2.3. Deney Düzeneği

Çizelge 3.1. Grup 1 (2 mm kalınlık) Vickers sertlik değerlerinin alt ve üst değerleri

ve standart hataları

Çizelge 3.2. Grup 2 (3 mm kalınlık) Vickers sertlik değerlerinin alt ve üst değerleri

ve standart hataları

Çizelge 3.3. Grup 3 (4 mm kalınlık) Vickers sertlik değerlerinin alt ve üst değerleri

ve standart hataları

X

RESİMLER DİZİNİ

Resim 1.1. Vickers testinde kullanılan 136° lik piramit şeklindeki elmas uç ve

Knoop testinde kullanılan piramit şeklindeki uç

Resim 2.1. Halojen ışık cihazı

Resim 2.2. LED ışık cihazı

Resim 2.3. Plazma Ark ışık cihazı

Resim 2.4. Vickers Sertlik Cihazı

1

1. GİRİŞ

Son yıllarda teknolojik gelişmelere paralel olarak insanların estetiğe gösterdikleri

önem nedeniyle diş renginde restoratif materyaller üretilmeye başlanmıştır. Bu

estetik restoratif materyaller silikat simanlar, akrilik rezinler, cam iyonomer

simanlar ve kompozit rezinlerdir (Leinfelder, 1985; Willems ve ark., 1993;

Dayangaç, 2000; Craig ve Powers, 2002).

Akrilik rezin ve kompozitlerden önce estetik dolgu maddeleri silikat siman esaslıydı.

Bu maddelerin çözünürlük problemleri, poli-metil-metakrilat (PMMA) bazlı

doldurulmamış akrilik sistemlerin dolgu maddesi olarak gelişimine ışık tutmuştur.

Metil-metakrilat monomeri (MMA), polimerizasyon sırasında oldukça fazla

büzülme gösterdiğinden kenar sızıntısına neden olmaktaydı. Aynı zamanda PMMA

oklüzal yükleri kaldıracak kadar güçlü değildir. (Sturdevant ve ark,1995).

Bu olumsuzluklar; daha gelişmiş materyallerin üretilmesine neden olmuştur ve

sonuç olarak kompozit rezinler geliştirilmiştir. İlk kez 1956 yılında diş hekimliğinde

kullanılan kompozit, epoksi rezin ve eriyip birbiriyle kaynaşmış kuartz veya

porselen partiküllerinin bir araya getirilmesiyle oluşturulmuştur (Bowen, 1956).

Daha sonra epoksi gruplarının yerine metakrilat gruplu hibrit bir monomer

hazırlanmıştır (Bowen ve Rodriguez, 1962).

Kompozit rezinler ilk defa 1960’lı yılların ortalarında Sınıf I ve II kavite

preparasyonlarında kullanılmaya başlanılmıştır. Metalik restorasyonlar ile

karşılaştırıldığında kompozit rezin restorasyonlarından beklenen özellikler; daha iyi

adaptasyon, daha iyi estetik, kırılmaya karşı direnç, marjinal bütünlük, aşınmaya

karşı direnç, düşük ısı iletkenliği, kararma ve korozyonun olmaması, düşük toksisite

ve restorasyonun tek seansta bitirilmesidir. Bu ilk beklentiler laboratuvar

çalışmalarının ve kısa süreli klinik çalışmaların temelini oluşturmuştur.İlk üretilen

kompozitlerde, renk değişikliği, aşınma, sekonder çürük ve mikrosızıntıya bağlı

2

olarak, okluzal ve aproksimal yüzeylerde başarısızlıklar ortaya çıkmıştır (Zaimoğlu

ve ark., 1993; Jackson ve Morgan, 2000).

Kompozit rezinler de zaman içerisinde gelişim göstermiştir. 1970'li yılların

ortalarında, 1960'larda kullanılan büyük doldurucu partiküllü kompozitler yerine,

küçük boyutlu doldurucu partiküller içeren kompozit rezinler geliştirilmiştir. 1980'li

yıllardan itibaren de doldurucu partikül boyutu küçük olan rezinler ile gelişmiş

bonding ajanlar kullanılmaya başlanmıştır (Jackson ve Morgan, 2000).

Kimyasal yolla polimerize olan kompozit sistemlerinden görünür ışıkla polimerize

olan sistemlere geçiş, kompozitlerin uygulanmasında büyük kolaylıklar sağlamıştır.

Konuyla ilgili çalışmalar sürdürülmüş ve geliştirilen fiziksel özellikleri, diş sert

dokularına adezyonları ve geniş renk skalasına sahip görünümleri ile kompozitler,

sadece ön grup dişlerde değil posterior dişlerde de yaygın kullanım alanına sahip

restoratif materyaller olmuşlardır (Willems ve ark., 1993; Hickel ve ark., 1998;

Dayangaç, 2000; Tagami ve ark., 2000; Craig ve Powers, 2002).

1.1. Kompozit Rezin Esaslı Dolgu Maddeleri

Kompozit farklı materyallerin fiziksel bir karışımıdır. Bu karışımın parçaları

genellikle bu parçaların özelliklerini birleştirerek ara bir özellik kazanmak için

seçilir (Sturdevant ve ark,1995)

Kompozit rezinlerdeki ve bonding ajanlarındaki gelişmeler, hastaların estetik dolgu

istekleri, civanın yol açabileceği zararlar sonucunda günümüzde kompozitin klinik

kullanımı oldukça artmıştır (Yap ve Mok, 2002).

3

1.1.1. Kompozit Rezin Esaslı Dolgu Maddelerinin Yapısı

Organik bir matriks içerisinde belli oranlarda inorganik doldurucular ve

doldurucuların organik matrikse tutunmasını sağlayan bağlayıcı kısımdan oluşan

dolgu maddesidir. Kompozit rezinler üç fazdan oluşurlar (Dayangaç 2000)

1. Organik polimer matriks kısmı (Continuous phase)

2. Ara bağlayıcılar (Silane coupling agent)

3. Dağılmış inorganik doldurucu kısmı (Dispersed phase)

1.1.1.1. Organik Matriks

Bu faz içinde monomerler, komonomerler, inhibitörler, polimerizasyon başlatıcıları

ve ultraviyole (uv) stabilizatörleri bulunmaktadır.

Monomer ve Komonomerler: Bu alanda en çok kullanılan monomer ilk defa Bowen

tarafından 1965’te geliştirilen ve yapısı bisfenol-A ve glisidilmetakrilatın

oluşturduğu BIS-GMA(Şekil 1.1)’dır. Ancak daha sonraları bu formülden elde edilen

rezin yapının yüksek viskozite özelliği, saf bir yapısal sentezi oluşturamaması gibi

dezavantajlarının ortaya çıkmasından sonra çalışmalar yeni bir rezin matriks

geliştirme yönünde olmuştur.

Şekil 1.1 Bis- GMA

Son yıllarda iyi adezyon sağlayan ve renk değişime daha dirençli olan UDMA(Şekil

1.2) monomer olarak kullanılmıştır. Her iki monomerin viskoziteleri yüksek

olduğundan dilüe edebilmek için daha az viskoziteye sahip olan komonomerler ile

karıştırılırlar. Bu amaç için en fazla TEG-DMA(Şekil 1.3) kullanılmaktadır

(Soderholm ve Moriotti,1999; Bayne ve ark., 1994).

4

Şekil 1.2 UDMA

Şekil 1.3 TEGDMA

İnhibitörler: Kompozit dolgu maddesinin ısı, ışık ve diğer kimyasal yollarla kendi

kendine polimerize olmalarını engellemek için organik matriks içine konan fenol

türevi bileşiklerdir (Willem ve ark., 1993).

Polimerizasyon Başlatıcılar (İnitiatör/akseleratör): Otopolimerizan kompozitler

initiatör etki yapan dibenzol peroksit, akseleratör etki yapan N, N-bis (2 hidroksi

etilen) – p-tolidin gibi aromatik bir tersiyer amin kullanılır. Görünür ışıkla polimerize

olan kompozitlerde 450-500 nm dalga boyundaki ışığı absorbe ederek

polimerizasyonu başlatan initiatörler kullanılmaktadır. Bu iş için en çok kullanılan α-

diketon olan kamferokinondur(Şekil 1.4). Işığın etkisiyle kamferokinon harekete

geçmekte, amin ile reaksiyona girip serbest radikaller oluşturmaktadır (Bayne ve

ark., 1994; Willem ve ark., 1993).

Şekil 1.4. Kamferokinonun yapısı

5

U.V. Stabilizatörler: Otopolimerizan kompozitlerde polimerizasyonlarının ardından

reaksiyona girmeyen artık ürünler kalabilir. Bu ürünler ultraviole ışığın etkisiyle

parçalanarak kahverengi renkleşmelere neden olabilirler. Bu nedenle otopolimerizan

kompozitlerin organik fazına u.v. stabilizatörler ilave edilebilir (Willem ve ark.,

1993; Willem ve ark., 1992).

1.1.1.2. Ara Bağlayıcılar

Kompozit rezinlerde organik ve inorganik fazların arasındaki adeziv bağlantı ise

materyalin fiziksel özelliklerinin iyileştirilmesi ve kimyasal yapının devamlılığının

sağlanması açısından esastır. Genellikle silan(Şekil 1.5) olarak adlandırılan bu

ajanlar organik matriks ile inorganik doldurucular arasında bağlantı görevi yaparlar.

Kimyasal olarak dayanıklı ve inert olan bu bileşikler sıvı halden esnek katı hale

kadar çeşitli hallerde bulunabilirler. Bunlar iki fonksiyonlu moleküllerdir. Bir

taraftan organik matriksin metakrilat grubuyla kovalent bağ yaparken diğer taraftan

doldurucuların yüzeyindeki su ve hidroksil grublarını absorbe ederek yüzeyde

esterleşir ve suya dirençli materyali oluştururlar (Willem ve ark., 1992).

Şekil 1.5. Silan molekülünün yapısı

1.1.1.3. İnorganik Doldurucular

Doldurucu içermeyen silikat ve akrilikler gibi restoratif materyallerle

karşılaştırıldığında inorganik doldurucu birleşenine sahip olmaları nedeniyle

kompozit rezinler daha üstün fiziksel özelliklere sahiptir (Ronald ve Michael,2000).

6

Bu fazı cam partikülleri, alüminyum ve lityum silikat, bor silikat ve hidroksi apatit

gibi inorganik doldurucular oluşturur. İnorganik doldurucuların yapısına stronsiyum,

baryum, çinko, zirkonyum gibi iyonlar ilave edilerek aşınmaya dirençli radyoopak,

radyografik görüntü veren kompozit rezinler elde edilmiştir.

Gelişen estetik materyallerin inorganik yapısını oluşturan doldurucu partikül

boyutları, toplam ağırlıktaki oranları, yüzey şekilleri ve içerikleri ile ilk üretilen

kompozitlere göre oldukça farklıdır. Daha küçük partiküllerin daha yüksek oranda

kullanılması aşınmaya karşı direnci arttırırken, ısısal genleşme ve su emiliminin

azalmasında önemli rol oynar. Her zaman için kompozitlerin yapısına doldurucuların

yüksek oranda ilavesi rezinin bir çok fiziksel özelliğini geliştirir. Fakat yüksek

orandaki doldurucular kompozitin akışkanlığını azaltırken geniş yüzeylere sahip

doldurucu kullanılması bitim yüzeylerinin kötü olmasına neden olur. Doldurucu

ilaveleri yüzde hacim ve yüzde ağırlık olarak ifade edilmektedir (Charles ve Kelly,

2001; Dayangaç 2000).

1.1.2. Kompozit Rezin Esaslı Dolgu Maddelerinin Sınıflandırılması

Kompozit rezinler inorganik doldurucu partiküllerinin büyüklüğüne, bu partiküllerin

ağırlık ya da hacim olarak yüzdesine ve polimer matrikse ekleniş biçimlerine,

polimerizasyon yöntemlerine ve viskozitelerine göre sınıflandırılabilir (Dayangaç,

2000)

Kompozit Rezinlerin Doldurucu Partikül Büyüklüklerine Göre Sınıflandırılması:

Leinfender ve Lemans’ a (1988) göre Partikül Büyüklüğü

a) Geleneksel Kompozitler (8-12 μm) b) Arafaz Kompozitler (1-5 μm) c) Mikrodolduruculu Kompozitler (0.04 μm) O’Brain’a (1989) göre a) Geleneksel Kompozitler (20-50 μm) b) Arafaz Kompozitler ( 1-5 μm) c) İnce partiküllü Kompozitler (0.5 μm) d) Mikrodolduruculu Kompozitler (0.05 μm)

7

Philips’e (1991) göre a) Geleneksel Kompozitler (8-12 μm) b) Küçük partiküllü Kompozitler (1-5 μm) c) Mikrodolduruculu Kompozitler (0.04-0.4 μm) d) Hibrit Kompozitler (0.1 μm) Crispin’e (1994) göre a) Makro Dolduruculu Kompozitler (15-30 μm) b) Mikro Dolduruculu Kompozitler (0.04 μm) c) Hibrit Dolduruculu Kompozitler (0.6-5 μm) • Küçük Partiküllü Hibrit Kompozitler • Submikron Boyutlu Hibrit Kompozitler • Yoğun Olarak Doldurulmuş Hibrit Kompozitler Lutz ve Philips’e (1983) göre a) Megafil Kompozitler (50-100 µm) b) Makrofil Kompozitler (10-100 µm) c) Midifil Kompozitler (1-10 µm) d) Minifil Kompozitler (0,1-1 µm) e) Mikrofil Kompozitler (0,01-0,1 µm) f) Hibrid Kompozitler (0,04-1 µm) g) Nanofil Kompozitler (0,005-0,01 µm)

Kompozit Rezinlerin Doldurucu Partiküllerine Göre Sınıflandırılması:

a) Homojen dolduruculu kompozitler

b) Hibrit dolduruculu kompozitler

c) Heterojen dolduruculu kompozitler olarak sınıflandırılabilir (Sturdevant

ve ark., 1995).

Kompozit Rezin Esaslı Dolgu Maddelerinin Polimerizasyon Şekillerine Göre

Sınıflandırılması:

Yapılarını büyük oranda monomer ve ko-monomer şeklindeki dimetakrilatların

8

oluşturduğu reçine esaslı materyaller olan kompozitlerde, monomerler polimer haline

geçmeden önce karbon=karbon (C=C) bağlantısı şeklindedir. Polimerizasyonları

sırasında bu çift bağlar açılır ve monomerler birbirleriyle bağlar oluşturmaya

başlarlar. Bu şekilde polimer zincirleri oluşur.

Kompozit Rezinlerin Polimerizasyon Şekillerine Göre Sınıflandırılması

a) Kimyasal yolla (self-curing),

b) Ultraviole ışıkla,

c) Görünür ışıkla,

d) Argon Laser ile, e) Hem kimyasal hem görünür ışıkla (dual-cure) (Crispin, 1994; Sturdevant,

1995; Dayangaç, 2000).

Kimyasal Yolla Polimerize Olan Kompozit Rezinler:

Polimerizasyon işleminin kimyasal olarak başladığı bu kompozitler iki pat halinde

bulunurlar. Baz kısmında benzoil peroksit, katalizör kısmında aromatik tersiyer bir

amin ya da sülfürik asit ve deriveleri bulunur. Karıştırma sırasında hava kabarcığı

kalması, amin renkleşmesi ve kısıtlı kullanım süreleri nedeniyle klinik

uygulamalarda başarısızlıklar olabilmektedir. (Lutz ve Phillips, 1983; Bayırlı ve

Şirin, 1985; Mc Cabe ve Walls, 2000; Rawls ve Esquivel-Upshaw, 2003).

Ultraviole Işıkla Polimerize Oları Kompozit Rezinler:

Ultraviyole ışığıyla aktive edilen materyaller ilk olarak 1970'lerde piyasaya

sürülmüştür. 320-365 nm dalga boyuna sahip U.V. ışığı ile aktive edilebilen bir

fotobaşlatıcı olan benzoin metil eter içeren materyallerdir. Bu aktivasyon sonucunda

kimyasal başlatıcılara gerek kalmaksızın benzoin metil eter serbest radikallere

dönüşmektedir. Polimerizasyon derinliğinin yetersiz olmasına, polimerize olmamış

veya yan polimerize olmuş kısımların restorasyon bünyesinde kalmasına bağlı

olarak, mekanik özelliklerin yetersiz olmasına ve pulpada arzu edilmeyen

histopatolojik etkilere neden olmuşlardır. Ayrıca ultraviyole ışığın hem hekim hem

9

de hasta için cilt, retina, lens ve diğer göz dokuları üzerine zararlı fototoksik etkileri

olabileceği düşüncesi gibi bazı olumsuz özelliklerinden dolayı U.V. ışık ile

polimerize edilen kompozit rezinlerin kullanımı terk edilmiştir (Newman ve ark.,

1983; Watts ve ark., 1984; Mc Cabe ve Walls, 2000; Craig ve Powers, 2002).

Görünür Işıkla Polimerize Olan Kompozit Rezinler:

Tek pat sisteminde üretilmişlerdir. Polimerizasyon için görünür mavi ışığın, 450-500

nm dalga boyunda veya en az 300 mW/cm olması gerekir. Kompozitlerin içinde ışığı

absorbe ederek polimerizasyonu başlatan initiatörler bulunur. Bu iş için en çok

kullanılan madde bir α-diketon olan kamferokinondur. Işığın etkisiyle kamferokinon

harekete geçmekte ve serbest radikaller oluşturmaktadır(Sturdevant, 1995).

Görünür Işıkla Polimerize Olan Kompozitlerin Avantajları:

• Kompozitin polimerizasyon başlangıcının ve bitiminin hekim kontrolünde

olması,

• Çalışma rahatlığı ve uygulama kolaylığı,

• Tek pat şeklinde oluşu nedeniyle karıştırma işlemi gerektirmediğinden

karıştırma ile oluşabilecek hava kabarcıklarının ve yüzey pürüzlülüğünün

önüne geçer,

• Renk stabilitesi uygun ve süreklidir,

• Estetiktirler (Bağış ve Yamanel,2000; Dayangaç,2000).

Argon Lazer Işığı İle Polimerize Olan Kompozit Rezinler:

400-500 nm dalga boyu aralığında ışık spektrumuna ihtiyaç duyan kompozit

rezinlerin, 488 nm dalga boyuna sahip Argon lazerler ile polimerizasyonu

konusunda çalışmalar yapılmıştır (Burtscher, 1991).

Argon lazer ile diametral kuvvetlere karşı direncin arttığı, daha iyi adezyonun, daha

10

derin bölgelere ulaşan ve daha kısa sürede polimerizasyonun sağlanabildiği

gösterilmiştir (Kelsey ve ark., 1991).

Lazer ışığının rezine homojen penetrasyonu nedeniyle, görünür ışıkla sertleşenlere

göre Argon lazerle polimerize olan kompozit rezinlerde polimerizasyon büzülmesi

azalmaktadır. Lazer ışığıyla polimerize olan kompozit rezinlerde daha yüksek bir

sertlik elde edildiği, aynı zamanda mineye bağlanma kuvvetinin arttığı

kaydedilmiştir. Ancak fiyatları oldukça pahalı olan cihazlardır (Burtscher, 1991).

Hem Kimyasal Hem de Görünür Işıkla Polimerize Olan Kompozit Rezinler:

Hem ışık hem de kimyasal yolla polimerize olabilen kompozitlerdir. İki pat

şeklindedirler. Karıştırılmalarından sonra uygulandıkları bölgelerde polimerizasyon

önce ışık ile başlatılır. Işığın ulaşamadığı bölgelerde ve polimerize olmayan

bölgelerde polimerizasyon kimyasal olarak 8-24 saat içinde tamamlanır. Kimyasal

olarak sertleşme hızı, ışıkla sertleştirilme hızından çok daha yavaştır (Sturdevant ve

ark., 1995; Craig ve Powers, 2002).

Bu tip rezinler, akışkan özellikte olduklarından daha çok yapıştırma materyali olarak

kullanılırlar. Polimerizasyonun tam olarak gerçekleşmesinden endişe edilen her

ortamda kullanılmaları önerilmektedir. Özellikle derin kavitelerde, 2 mm'den daha

kalın rezin uygulamalarında, girişin zor olduğu interproksimal alanlarda

başarılıdırlar (Dayangaç, 2000).

Kompozit Rezin Esaslı Dolgu Maddelerinin Viskozitelerine Göre

Sınıflandırılması:

Kondense Edilebilen Kompozit Rezinler (Condensable-Packable Kompozitler):

Amalgam yerine kullanılabilecek direkt restoratif materyal arayışı halen devam

etmektedir. Ancak tam olarak amalgamın yerini alacak bir materyal bulunamamıştır.

Ancak çeşitli alternatifler klinik kullanımdadır. Bu alternatif materyallerden bir

11

tanesi kondense edilebilir kompozitlerdir.‘Condensable’ kelimesi bir materyale

basınç uygulandığında hacminin azalması anlamına geldiğinden bu tip materyallerin

tanımlanması için ‘packable’ daha uygun bir terim olacaktır. Bu restoratif rezinler;

5mm derinliğe kadar ışıkla sertleşebilen, kaviteye taşınma, uygulama ve işlenebilme

özellikleri açısından amalgama benzer olduğu bildirilerek piyasaya sürülmüşlerdir.

Klinik olarak karşılaştırıldığında bu kompozitlerin kullanımı amalgamdan daha

zordur (Manhart ve ark., 2000; Tung ve ark., 2000; Brackett ve Covey, 2000;

Loguercio ve ark., 2001).

Bu yeni restoratif rezinler; amalgama benzer kaviteye taşınma, uygulama ve

işlenebilme özelliklerine sahip olup, konvansiyonel kompozit rezinlerden daha

kolay manipülasyon sağlarlar. Bu da iyi bir marjinal kapanma sağlar. Sınıf II

kavitelerde konvansiyonel kompozit materyallerin kullanımı esnasında karşılaşılan

en büyük problem kontakt noktasının sağlanmasındaki zorluktur. Ancak packable

kompozitlerin kullanıma girmesiyle interproksimal konturdaki açıklıkların ortadan

kalktığı bildirilmiştir (Kelsey ve ark., 2000; Brackett ve Covey, 2000; Özdabak ve

Akgül, 2003). Çünkü bu kompozit materyaller interproksimal restorasyonlarda

metal matriks bandı ve kama kullanımına olanak sağlamış ve restorasyonun

sertleşmesinin kütlesel olarak yapılması gibi avantajları getirmişlerdir. Yüksek

oranda doldurucu içermeleri sebebiyle el aletleri ile işlenebilmeleri kolaylaşmış,

bunun yanısıra fiziksel ve mekanik özellikleri artmıştır. Kompozit rezinlerin

şekillendirilmeleri konusunda da gelişmeler vardır (Jackson ve Morgan, 2000;

Manhart ve ark., 2000; Wakefıeld ve Kofford, 2001).

Her ne kadar posterior restorasyonlarda herhangi bir mikrofil ve hibrit kompozit

kullanılabilirse de; doğru vaka seçimi yapıldığında kondanse edilebilen kompozit

rezinler bu bölgelerde rahatlıkla kullanılabilirler. Kontakt noktalarının ideale yakın

olarak oluşturulabilmesi, kaviteye basınç uygulanarak daha kolay

yerleştirilebilmeleri nedeniyle özellikle Sınıf II kavitelerde basınç ile

kullanılabilirler. Solitaire, Alert, Bisfıl II, Filtek P60, Surefil bu tip kompozit

materyallere örnek olarak gösterilebilir (Wakefield ve Kofford, 2001; Dayangaç,

2000).

12

Akışkan kompozit rezinler (Flowable Kompozitler):

Akıcı kompozit rezinler diye adlandırılan materyaller 1995’ten beri

kullanılmaktadır. Piyasada uygulayıcılar tarafından daha hızlı, daha iyi ve daha

kolay kullanım iddiası ile tanıtılmışlar ve hemen hemen her üretici firmanın ürünleri

içerisinde yer almışlardır. Bir kompozit rezini daha düşük viskoziteli yada akıcı

yapmak için ya partikül boyutunu arttırmak gerekir ya da doldurucu miktarını

düşürmek gerekir(Civelek ve ark., 2004).

Mikrofil ve hibrid kompozitlerle karşılaştırıldığında akıcı kompozitlerin daha az

yapışkan ve istisnai kullanım özelliklerine sahip oldukları bildirilmiştir. Akıcı

kompozitler çoğu mikrofil kompozitlerden daha az doldurucu içerirler (Chuang ve

ark., 2004).

Geleneksel pit ve fissür koruyucular ile günümüzde kullanıma sunulan akışkan

kompozitler arasındaki en belirgin fark, doldurucu oranlarının daha fazla olmasıdır.

Bunlar bir bakıma daha düşük vizkoziteli hibrit kompozitlerdir. Kavite duvarlarına

adaptasyonları daha iyidir. Ancak rezin matriks miktarının fazla oluşu nedeniyle

hibrit kompozitlerle karşılaştırıldığında polimerizasyon büzülmesi ve aşınma oranlan

artmış, dayanıklılıkları azalmıştır (Bayne ve ark., 1998; Labella ve ark., 1999;

Kiremitçi, 2000; Dayangaç, 2000; Craig ve Powers, 2002).

Akışkan kompozitlerin kullanım yerleri:

• Enjekte edilebilir olmaları nedeniyle, ulaşılması güç bölgelerde veya iyi

penetrasyon gereken alanlarda mikropreparasyonlar da denilen çok küçük

kavitelerde,

• Pit ve fissür koruyucu olarak,

• Kole aşınma ve çürüklerinin restorasyonlarında,

• Elastisite modülü düşük olduğu için servikal lezyonlarda,

• Sınıf II kavitelerde aproksimal kavitenin ilk tabakası olarak, özellikle

kondanse edilebilir kompozitlerin altında kenarlardaki boşlukları ve böylece

13

mikrosızıntıyı önlemek için ve stresi kıran esnek bir temel olarak,

• Akıcı özeliklerinden yararlanılarak, posterior kompozitlerin bitiminden sonra

restorasyon yüzeyinde kalan mikroçatlakların kapatılmasında,

• Mine defektlerinin tedavisinde,

• Küçük Sınıf III kavitelerde,

• Kompozit dolguların kontaktlarını yeniden oluşturmak amacıyla,

• Amalgam, kompozit ve kronlarda oluşan kenar kırıklarını onarmak amacıyla,

• Koruyucu rezin restorasyon olarak,

• Porselen onarımında,

• Dentin duyarlılığının giderilmesinde,

• Air abrazyon preparasyonlarının restorasyonlarında kullanılır (Bayne ve ark.,

1998; Kiremitçi, 2000; Dayangaç, 2000; Craig ve Powers, 2002; Attar ve

ark., 2004)

1.1.3. Kompozit Rezinlerle İlgili Son Gelişmeler

İyon Salabilen Kompozitler:

Bu tür kompozitler restorasyon yüzey pH değerinin değişimlerine bağlı olarak florür,

hidroksil ve kalsiyum iyonlan salarlar. Plak birikiminin pH değerini düşürmesi, iyon

salınımını arttırır. Yeni geliştirilen bazik cam taneciklerinin oluşturduğu bu etkileşim

ile bakterilerin üremesini inhibe etmek amaçlanmıştır. Bu amaç doğrultusunda

karyojenik bakterilerin ürettiği asitlerin tamponlanacağı, demineralizasyonun

azalacağı ve restorasyon kenarlarında sekonder çürük oluşumunun önleneceği

umulmuştur. (Dayangaç, 2000).

Ormoserler:

1998 yılında restoratif diş hekimliğine değişik bir kompozit materyal olarak

14

sunulmuştur. Bu maddeye organik- modifikasyon-seramik kelimelerinin ilk

hecelerinden oluşan 'ormoser' adı verilmiştir. Ormoserlerde çok fonksiyonlu ürethan

ile tioeter oligo metakrilat alkoksilanın inorganik-organik kopolimerleri oluşur.

Silanın alkoksisil grupları hidroliz ve polikondensasyon reaksiyonları ile inorganik

Si-O-Si ağını, metakrilat grupları da fotokimyasal yolla organik polimerizasyonu

gerçekleştirir. Ormoserlerin aşınmaya karşı dirençleri kompozit rezinlerden çok daha

fazladır. Definite bu tip kompozitlere örnek olarak gösterilebilir (Hickel ve ark.,

1998; Dayangaç, 2000; Sabbagh ve ark., 2004).

Nanodolduruculu Kompozitler:

Mikrofiller cilalanabilirliklerinin iyi olması nedeniyle anterior restorasyonlarda

kullanılırlar; fakat çiğneme kuvvetleri karşısında dayanıklı olmadıkları için, posterior

restorasyonlarda yetersizdirler. Diğer yandan hibritler, mikrofiller kadar iyi

cilanmasalarda çiğneme kuvvetlerine karşı daha gelişmiş dayanım sağlarlar (Davis,

2003). Rezin bazlı kompozit teknolojisinin geliştirilmesinden sonraki amaç; mikrofil

kompozitlere benzer, yüksek bir başlangıç cilalanabilirliği, parlaklık ve üstün bir cila

dayanıklılığı özelliği ile hibrit kompozitlere benzer, yüksek strese maruz kalan

restorasyonlar için uygun mekanik dayanım ve aşınma direnci gibi özellikleri bir

arada bulunduran ve ağız içindeki tüm bölgelerde kullanılabilen bir kompozit

doldurucu materyalin geliştirilmesidir. Bu amaçla nanodoldurucular, ileri metakrilat

rezinler ve polimerizasyon teknolojilerini kullanan kompozitler geliştirilmiştir (Mitra

ve ark., 2003). Nanokompozitler olarak adlandırılan bu yeni geliştirilmiş materyaller,

kompozit üretiminde dayanım ve estetik kalite özelliklerini birleştiren

nanoteknolojiyi kullanırlar (Davis, 2003).

Nanoteknoloji, nanometre ölçeğindeki fiziksel, kimyasal ve biyolojik olayların

anlaşılması, kontrolü ve üretimi amacıyla, fonksiyonel materyallerin, cihazların ve

sistemlerin geliştirilmesidir. Nanoteknolojide fonksiyonel materyaller ve yapılar bir

çok fiziksel veya kimyasal metotla, 0,1-100 nanometre arasında üretilir (Kirk ve

ark., 1991).

15

“Nano” kelimesi Yunanca kökenli olup nanometre 10 -9 metreyi veya 10-3

mikrometreyi ifade eden, çok küçük boyutlarda bir ölçü birimidir. Bir hidrojen

atomu 0,1-0,2 nm boyutlarında, küçük bir bakteri ise 1000 nm boyutlarındadır

(Duke, 2003; Mitra ve ark., 2003).

İstenilen boyutlarda (20 nm gibi) ve küresel parçacıklar halinde elde edilebilen bu

nanoparçacıklar, geleneksel doldurucu parçalarla kıyaslandığında tamamen yeni

özellikler gösterirler. Bu özellikteki doldurucular bir katıdan çok sıvıya benzerler.

Bu parçalar geleneksel doldurucuların yaptığı gibi matriksi kalınlaştırmazlar.

Kompozit rezinlere %50 oranına varana kadar nanodoldurucular katıldığında bile,

hala saf, doldurulmamış rezinin vizkozitesine benzer kompozit rezinler elde

edilebilir (Danebrock, 2005).

1.2. Polimerizasyon

Polimer; 'poli' (birçok) ve 'mer' (parça) kelimelerinin kombinasyonu olup; bir çok

basit molekülden yapılmış makromolekül anlamına gelir. Yani polimerler çok

parçadan oluşan moleküllerdir. Bir çok, tekrarlayan, basit kimyasal yapı

ünitelerinden oluşan büyük molekülleri içeren bir grup doğal ve sentetik

materyallerden oluşurlar (Leinfelder ve Lemans, 1988).

İki ya da daha fazla kimyasal üniteden oluşan polimerlere 'kopolimer'; üç farklı

monomer ünitesinden oluşan polimerlere ise 'terpolimer' denir (O'Brien, 1997; Craig

ve Powers, 2002).

Polimerizasyon; tek bir molekülden makromoleküllerin şekillenmesi olayıdır

(Leinfelder ve Lemans, 1988; Phillips, 1991).Polimer molekülünün içeriğinde

bulunan birbirine kovalent bağlarla bağlı çok sayıdaki monomerin molekül

ağırlıklarının toplamı, polimerin molekül ağırlığını verir. Polimerler binlerle,

milyonlarla ifade edilen molekül ağırlıklarına sahip olabilirler. Polimerin moleküler

ağırlık dağılımı fiziksel özelliklerinde önemli rol oynar. Ortalama moleküler ağırlığı,

16

monomer tipi ve konsantrasyonuna bağlı olsa da ısı, sertleşme zamanı gibi şartlara

bağlı olarak da değişebilir. Monomer molekülünün kısa zincirli oluşu düşük dereceli

polimerizasyonla sonuçlanıp rezini zayıflatırken, uzun zincirli oluşu da zayıflatıcı

etki yapar. Eğer ortamda çapraz bağlı zincirler varsa kompozit rezinin direnci artar

(Phillips, 1991; O'Brien, 1997; Craig ve Powers, 2002).

Polimerizasyon işlemi farklı mekanizmalarla meydana gelir; ancak sentetik

polimerler, monomerlerin birbirleri ilave polimerizasyon ve kondensasyon

polimerizasyonu ile iki türlü reaksiyonu sonucu elde edilirler(Taira ve ark., 1988;

Phillips, 1991; O'Brien, 1997).

1.2.1. İlave Polimerizasyon (Katılma Polimerizasyonu)

Bir çok dental rezin, monomerlerin büyüyen zincirinin sonuna katılmasıyla

polimerize olurlar. Katılmalı polimerizasyon bir aktif merkezden başlar, bir

monomerin katılmasıyla bir anda zincir büyümesi başlar. Teorik olarak zincir

büyümesi tüm monomer bitene kadar sürebilir (Phillips, 1991).

Katılma reaksiyonlarında yan ürün meydana gelmez. Bütün monomerler aynı

molekül ağırlığına sahiplerdir. Kondensasyon polimerizasyonunun aksine, dev

makromoleküller oluşur. İkisi arasında sadece kimyasal bağların dağılımı açısından

farklılık vardır (Phillips, 1991).

1.2.2. Kondensasyon Polimerizasyonu

Kondensasyon polimerizasyonunda ise bileşenler çift fonksiyonludur ve hepsi

kendiliğinden reaktif hale geçerler.Birden fazla monomer türü arasında benzer bir

mekanizmayla ilerleyen kimyasal reaksiyondur. İki monomer molekülünün basit bir

esterifikasyon reaksiyonu ile dimer formuna dönüşmesi ve bu esnada su ve amonyak

gibi küçük bir molekülü atarak birleşmesi olayıdır. Bu reaksiyon, yüksek molekül

ağırlıklı bir polimer formuna ulaşana kadar bir seri reaksiyon şeklinde devam eder.

17

Bu tür polimerizasyonlar basamaklı polimerizasyon reaksiyonları olarak da

adlandırılırlar. İki ya da daha fazla fonksiyonel grubu bulunan moleküller

kondensasyon reaksiyonları ile bağlanarak daha büyük molekülleri oluştururlar

(Taira ve ark., 1988; Phillips, 1991).

Tüm polimerizasyonlarda her zaman istenen özelliklerde polimerler hazırlamak

mümkün değildir. Monomerler, polimerin fiziksel ve kimyasal özelliklerini

etkilerler. Bu yüzden polimerizasyon işleminde kopolimerizasyon ve çapraz bağlantı

da önemlidir. Kopolimerizasyon Farklı kimyasal yapıya sahip iki ya da daha fazla

monomer molekülünün bir araya gelmeleriyle oluşan polimerizasyon türüne

kopolimerizasyon, bu şekilde elde edilen polimere de kopolimer denir (Phillips,

1991). Çapraz bağlantı bir zincir yapısı oluşturabilecek şekilde birbirine bağlanan

polimer moleküllerinden oluşan yapıya, reaktif yan zincirlere sahip monomerler

ilave edilir. Bu yan zincirler, bir zincirin diğer bir zincire bağlanmasına olanak sağlar

ve böylece üç boyutlu bir yapı oluşur. Çapraz bağlı polimerler fiziksel açıdan daha

dayanıklı olup, su emilimi ve çözünürlüğü az olan materyallerdir. Çapraz bağlayıcı

ajanın konsantrasyonu ve kompozisyonu fiziksel özellikleri etkiler (Phillips, 1991;

Mc Cabe ve Walls, 2000).

1.3. Polimerizasyon Safhaları

Diş hekimliğinde kullanılan materyallerin çoğu genellikle ilave polimerizasyon

reaksiyonu ile polimerize olur.

Katılmalı polimerizasyonun safhaları:

Katılmalı polimerizasyonun zincir reaksiyonlarında 4 belli safha vardır: İndüksiyon,

büyüme(propagation), zincir transferi ve sonlanma.

18

1.İndüksiyon:

İndüksiyon safhasını iki işlem kontrol eder. Aktivasyon ve başlatma(initiation).

Katılmalı polimerizasyonun başlaması için serbest radikal kaynağa ihtiyaç

vardır(R•). Serbest radikal tersiyer amin ya da organik peroksit ile sülfürik asit

derivesi gibi kimyasal bir aktivatörün ısı veya ışık ile reaksiyonu sonucu elde edilir.

Başlatıcı serbest radikal monomer molekülü, yani metil metakrilat ile reaksiyona

girerek monomerdeki çift bağı açar ve monomerdeki karbon atomuna bağlanarak,

diğer monomer moleküllerinin eklenmesi için gereken enerjiyi verir. Böylece karbon

atomunu kararsız halde bırakıp bağlantının kendisini serbest radikal haline getirir

(De Clark 1987; Leinfelder ve Lemans, 1988; Phillips, 1991).

2. Büyüme, Yayılma Reaksiyonu (Propagation):

Oluşan serbest radikal –monomer kompleksi, daha sonra başka bir monomere

yaklaşırken yeni bir radikal merkezi olarak davranır ve bir dimer molekülü oluşturur

ki bu molekül de bir serbest radikal haline gelir. Bu reaktif tür başarılı bir şekilde

büyük sayıda etilen moleküllerini ilave eder ve böylece reaktif merkezin

çoğalmasıyla polimerizasyon devam eder. Zincir büyümesi başladıktan sonra, az bir

enerji ile işlem sürer, ısının da gelişimiyle birlikte büyük polimer molekülleri birkaç

saniyede oluşur. Polimer zincirlerinin büyümeye devam etmesi, monomer

ünitelerinin bitmesine kadar devam eder. Aynı zamanda serbest radikali olan

herhangi bir materyal ile reaksiyona girmesiyle de sonlanabilir. Prematür olarak

oksijen içeren, hidrokinon ve öjenol gibi tipik ajanlar reaksiyonu sonlandırabildiği

gibi, iki ayrı zincir de etkileşime girerek kendi serbest radikallerini ortadan

kaldırabilir (Phillips, 1991).

3. Zincir Transferi

Bu işlemde büyüyen çemberin aktif radikali bir başka moleküle transfer olur(Bir

monomere ya da inaktive olmuş bir polimer zincirine). Daha sonraki büyüme için

yeni bir radikal yaratılmış olunur. Örnek olarak bir monomer molekülü, büyüyen bir

19

makromolekül tarafından aktive edilebilir. Böyle bir durumda ikincide bir sonlanma

reaksiyonu(termination) oluşur. Bu durum sonucunda büyüme için yeni bir çekirdek

oluşur. Aynı mekanizmayla daha önceden polimerizasyon reaksiyonu yok edilmiş

bir zincir, tekrar aktive edilebilir ve büyümeye devam edebilir. Bu işlemler birazdan

anlatılacak olan sonlanma reaksiyonlarından farklılık gösterir(Phillips, 1991).

4. Sonlanma Reaksiyonu (Termination):

Zincir reaksiyonları direkt çift bağlarla veya büyümüş bir zincirden diğerine hidrojen

atomu alışverişiyle sonlandırılabilir. Yani polimer moleküllerinin enerji alışverişiyle

deaktive olması işlemidir ki, bu işlem polimer zincirinin sonuna yerleşen serbest

köklerin aktivasyonlarının kalkmasıyla son bulur. Bazen de radikalin aktivitesi daha

sonra büyüme yapabilecek başka bir zincire transfer olarak diğer bir zincirin devamlı

büyümesiyle sonuçlanır (De Clark, 1987; Phillips, 1991).

Başlatıcı ışık ile aktive edildikten sonra, ortamda çok sayıda monomer molekülü

bulunduğundan sonlarıma reaksiyonları azdır. Zaman içinde monomerler zincire

eklendikçe, monomer konsantrasyonu azalacağından büyüme reaksiyonları azalır,

sonlarıma reaksiyonları artar. Ortamda monomer bittikten sonra radikaller uzun süre

kararlı kalamazlar, su, hava oksijeni ve hava karbondioksiti gibi bir madde ile

aktivitelerini kaybederler.

Polimerizasyon reaksiyonlarında başlatıcı konsantrasyonu optimum bir değerde

olmalıdır. Başlatıcı konsantrasyonu düşük olduğunda polimerleşme hızı yavaş olur.

Yüksek konsantrasyonlarda ise ortalama polimerizasyon derecesi sayısı az olur,

böylece oluşan polimerin molekül kütlesi küçük olur. Küçük molekül ağırlıklı

polimerlerin yoğunluk, erime noktası, kırma indisi, sertlik özellikleri düşüktür ve

termal dayanımı azdır. Diş hekimliği alanında polimerizasyon hasta ağzında

yapıldığı için, polimerizasyon hızının yüksek olması istenir (Phillips, 1984; O'Brien,

1997).

20

1.4. Kompozit Rezinlerin Polimerizasyon Sistemleri

Dental rezinler genelde 3 enerji kaynağı tarafından aktive edilirler: Isı, kimyasallar

ve ışık. Çoğu protez kaidesi olarak kullanılan akrilikler ısı aktivasyonuyla polimerize

edilirler. İkinci tür bir indüksiyon sistemi de ağız ısısında gerçekleştirilen kimyasal

aktivasyondur. Bu sistemler rekasiyona girecek en az iki maddeden oluşurlar. Bunlar

karıştırıldığı zaman, kimyasal bir reaksiyonun sonucunda serbest radikaller meydana

gelir. Bu sistemlere örnek tersiyer amin(aktivatör) ve benzol peroksit(başlatıcı)

olarak gösterilebilir. Bunlar polimerizasyonu başlatmak için karıştırılır. Bunlara oda

sıcaklığında self-cure dental rezinler denir. Bu işlem, esasında özel bir çeşit ısı

aktivasyonudur. Çünkü aminin bulunması başlatıcının serbest radikal oluşturacak

şekilde bölünmesini sağlayacak ısı miktarını oda sıcaklığı, ağız sıcaklığı gibi düşük

ısılara indirir. Amin, benzol peroksitle bir yapı oluşturur ve bu da serbest radikal

oluşumu için gerekli ısı miktarını azaltır. Üçüncü bir indüksiyon sistemi de ışık

aktivasyonlu olandır. Bu sistemde ışık kaynağından çıkan fotonlar, başlatıcıyı aktive

ederek serbest radikal oluşturur ve bu sayede polimerizasyon işlemi başlamış olur.

Bu sistem diş hekimliğine ilk sunulduğu zaman, ultraviyole ışık kullanılmıştır. Fakat

ultraviyole ışığın, retinaya ve pigmente olmamış oral dokulara yapacağı etkiyle ilgili

kaygılar, sınırlı penetrasyon derinliği ve kaynağının zamanla duyarlılığını

kaybetmesi görünür ışıkla aktive olabilen başlatıcıların gelişimini sağlamıştır.

Görünür ışıkla polimerizasyonda, kamferokinon(CQ) ve organik amin(dimetil-

aminoetilmetakrilat) mavi-mor aralığındaki ışık uygulandığı zaman serbest radikaller

oluşturmaktadır. Bu reaksiyonu tetiklemek için 470 nm civarında dalga boyu

gerekmektedir(Philips, 1991, O'Brien, 1997).

1.5. Görünür Işık Polimerizasyon Cihazları

Işıkla polimerize olan kompozit materyaller 1970’lerde piyasaya

sürülmüşlerdir(Peutzfeldt ve ark, 2000). Dental materyaller ışıkla sertleşmesi

açısından görünmez UV spektrumundan(10-380 nm’lik dalga boyu) görünür

21

spektruma yönelen bir gelişme göstermiştir. Görülür spektrumun mavi ucunda;

mavi-yeşil sınırındaki ışık, ışıkla polimerize olan materyalleri polimerize

etmektedir. Işıkla polimerizasyon 400-500 nm’lik elektromanyetik dalga boyunda

başlamaktadır. En sık kullanılan foto-başlatıcı olan kamferokinonun ışığı

abzorbsiyon spektrumu da bu aralıktadır ve 470 nm’de pik yapar(Peutzfeldt ve ark,

2000, Sakagucci ve ark, 1992)

Polimerizasyon derecesi kompozit rezinlerin klinik açıdan başarısını etkiler.

Maksimum polimerizasyon için, kompozit sistem içinde bulunan ve uyarılarak

polimerizasyonu başlatacak olan yapıya, uygun dalga boyu aralığında, etkili bir

şiddette ve yeterli sürede ışık verilmelidir ve ışık restorasyonun tüm yüzeyine

ulaşmalıdır. Bu faktörler uygun değilse materyal tam olarak polimerize olmaz.

Yetersiz polimerizasyon ise materyalin fiziksel ve mekanik özelliklerinin optimum

seviyede olmasını engeller, su emilimi ve çözünürlüğünü artırır. Sonuçta

restorasyonda başarısızlıklar ve hatta restorasyonun kaybı söz konusu olabilir (Mills

ve ark., 1999a; Yoon ve ark., 2002).

Işık cihazında şu özellikler vardır: --Işığın dalga boyu: Işık kaynağının yaydığı elektromagnetik dalga boyudur

- Güç: Işık cihazının birim zamanda yaydığı enerji miktarıdır. Birimi mW'dır.

-Işık Yoğunluğu: Güç densitesi olarak da tanımlanır. Işığın uygulandığı birim alana

düşen ışık gücüne denir. Birimi mW/cm2' dir. Işık yoğunluğu restoratif materyallerin

fiziksel özelliklerini hatta diş-restorasyon bağlantı kuvvetlerini etkilemektedir.

Yeterli bir polimerizasyon için ışık yoğunluğunun en az 300 mW/ cm2 olması

gerekmektedir. Işık ucu daha büyük olan ışık cihazları daha fazla güce sahiptirler,

ancak ışığın yayıldığı birim alan daha büyük olduğu için ışık yoğunluğu daha az

olur. Işık yoğunluğu cihazın gücü arttırılarak veya cihazın ucunun çapı küçültülerek

(ışık veren ucun birim alanının daraltılması ile) kontrol edilebilir (Unterbrink ve

Muessner, 1995; Mills ve ark., 1999; Mills ve ark., 2002a; Craig ve Powers, 2002).

22

Kompozitlerin görünür halojen ışıkla sertleştirilmesi işlemi 1970'li yıllara

dayanmaktadır (Burke ve ark., 1990). Mikroelektronik teknolojisindeki

gelişmelerden etkilenerek ışık kaynaklarında da yeni arayışlar içerisine girilmiş ve

günümüzde dört farklı tipte polimerizasyon sistemi diş hekimliğinin kullanımına

sunulmuştur. Bu sistemler:

• Lazer Işık Polimerizasyon Cihazları,

• Quartz Tungsten Halojen Işık Kaynaklan,

• Işık Yayan Diyotlar (Light Emitting Diodes, LED)

• Plasma Ark Işık Polimerizasyon Cihazlarıdır (Caughman ve Rueggeberg,

2002; Burgess ve ark., 2002; Vandewalle ve ark., 2005).

1.5.1. Lazer Işık Polimerizasyon Cihazları

Dişhekimliğinde, 400-500 nm dalga boyu aralığında ışık spektrumuna ihtiyaç duyan

kompozit rezin ve adeziv materyallerin polimerizasyonunda, 488-514 nm dalga

boyunda emisyon gösteren Argon lazerler kullanılabilmektedir (Burtscher, 1991).

Argon lazer kamferokinon içerikli kompozitlerde daha büyük tabaka rezin

kullanılabilmesine izin vermekte, daha iyi adezyon ve daha kısa sürede

polimerizasyon sağlayabilmektedir (Fleming ve Maillet, 1999; Coluzzi, 2000; Sun,

2000)..

Argon lazerle polimerize edilmiş kompozitlerin daha iyi fiziksel özelliklere sahip

olduklarına dair çalışmalar mevcut olup, Argon lazerle polimerize edilen

materyallerde daha az artık monomer görüldüğü bildirilmiştir.

Teknolojisinin karışık, enerji dönüşümü sırasında enerji kaybının çok olması ve

pahalı olmaları nedeniyle klinisyenlerin çoğu lazerleri restoratif materyallerin

polimerizasyonları için pratik bulmamaktadırlar (Caughman ve Rueggeberg, 2002).

23

1.5.2. Halojen Işık Kaynağı(QTH)

Halojen ışık cihazları günümüzde kliniklerde en yaygın kullanılan polimerizasyon

araçlarıdır. Aynı cihazda ışığın çıkış gücü ve süresi ayarlanabilmektedir(Hackman ve

ark., 2002). Tungsten filament akkor hale gelmesiyle ışık üretilir. Çıkan ışığın

spektrumu geniştir ve yüksek ısı oluşturur. Bu nedenle belirli dalga boyundaki ışığı

elde etmek için filtreleme gerekmektedir. (Yoon ve ark., 2002; Mills ve ark., 2002b;

Uhl ve ark., 2002; Hoffmann ve ark. 2002).

Halojen ampuller yaklaşık 100 saatlik sınırlı bir etkin kullanım ömrüne sahiplerdir.

Ampul, ışık filtresi ve reflektör zamanla bozulabilir. Oluşan yüksek ısı cihazın

verimini düşürüp, zamanla etkinliğini azaltabilir. Cihaz gücünün kontrolü için bir

radyometre kullanılabilir (Tarle ve ark., 2002; Mills ve ark., 2002a). Yükselen ısının

bir fan yardımıyla düşürülmesi gerekmektedir. Işık cihazının içine bir fan

yerleştirmek ayrı bir sistem ve enerji gereksinimi anlamına gelmektedir. Fazla enerji

gereksiniminden başka fanın bir diğer dezavantajı da çıkardığı sestir. Ayrıca çalışan

fanlar ortamda bulunan mikroorganizmalar hastaların ağzına üfleyebilir ve bu durum

hijyenik olmayan çalışma koşullarına neden olur. Havalandırma kanalları ise bu tür

cihazların kontaminasyonuna yol açmaktadır ve dezenfekte edilmeleri güçtür

(Asmussen ve Peutzfeldt, 2003 ).

Çeşitli ışık kaynaklan arasındaki ana farklılıklardan biri enerji seviyesidir. Bu seviye

400 mW/cm2'den 1000 mW/cm2'ye kadar değişebilir (Kauppi ve Combe, 2003).

1.5. 3. LED Işık Kaynakları (Light Emitting Diode, Işık Yayan Diyot)

Halojen ışık kaynaklarına alternatif olarak geliştirilen bir diğer ışık kaynağı (light

emitting diode-ışık yayan diyotlar) LED'lerdir (Jandt ve ark., 2000; Kurachi ve ark.,

2001). LED'ler kuantum mekaniği etkisiyle görülebilir mavi ışık yayan kaynaklardır.

Halojen ampullerinin yaklaşık 50-100 saat, Plazma Ark lambaların 500-5000 saat

gibi sınırlı ömürlerine karşılık; LED ışık cihazlarının ömrü yaklaşık 10.000

24

saattir.Yapılarında halojen ampullerde kullanılan sıcak filamanların yerine;

elektronların birinden diğerine geçişini sağlayan iki ayrı yarı iletken bağlantı (p-n

bağlantıları) taşırlar. Ortama elektrik verildiğinde, elektronlar ve boşluklar p-n

bağlantısı önünde tekrar birleşirler ve LED lambadan belirli bir dalga boyu

aralığında ışık yayılır(Jandt, 2000; Hofmann ve ark., 2002; Craig ve Povvers, 2002;

Teshima ve ark., 2003).

LED ışık cihazlarının temel özelliği 400-500 nm dalga boyu aralığında, sadece

görülebilir ışık üretmeleridir. Etkin spektrumlan ise 450-490 nm dalga boyudur

(Stahl ve ark., 2000; Kurachi ve ark, 2001; Mills ve ark., 2002a).

LED ışık cihazları, optimum dalga boyunda ışık verdiklerinden halojen ve Plazma

Ark ışık cihazlarındaki gibi üretilen ışığın filtre edilmesine gerek yoktur. Bu nedenle

elde edilen enerjinin neredeyse tamamı polimerizasyon için kullanılabilir (Jandt ve

ark., 2000; Mills ve ark., 2002b; Uhl ve ark., 2002).

Spektral çıkışları kamferokinonun absorbsiyon spektrumuna uygun düştüğü için,

özellikle fotobaşlatıcı olarak kamferokinon içeren kompozit rezinler üzerine etkili

olan LED ışık kaynaklarının diğer ışık cihazlarından farkı, sadece belirli dalga

boyunda, görülebilir ışık üretmeleridir. Üretilen ışığın %95'i polimerizasyon için

yeterlidir. Bu yüzden bu cihazların elektrik enerjisi tüketimleri daha azdır.

LED ışık kaynakları, yapılarında kamferokinon dışındaki reaksiyon başlatıcıları

içeren kompozit rezinler üzerine etkili olmayabilirler. Bu nedenle LED ışık

kaynakları kullanılacağı zaman, polimerize edilecek restoratif materyalin yapısı iyi

bilinmelidir (Vandewalle, 2005).

LED ışık kaynaklan geleneksel polimerizasyon veya soft start polimerizasyon gibi

çeşitli sertleştirme yöntemlerini sağlarlar, spektral dağılım ve ışık yoğunluğu

açısından programlanabilir özelliktedirler (Roulet ve ark., 2001).

25

1.5.4. Plazma Ark Işık Polimerizasyon Cihazları

Uzun bir ışık uygulama süresinin hasta ve hekim için sıkıntı yaratması ve maliyeti

yükseltmesi, çocuk hastalarda pratik olmaması gibi nedenlerle daha etkili bir ışık

cihazı arayışı sonucu Plazma Ark ışık cihazları geliştirilmiştir. Bu ışık cihazlarında

bir Xenon plazma kısa ark lambası kullanılır. Işık, iyonize molekül ve elektronların

gaz fazındaki karışımından oluşan kor bir plazmada yayılır. Plazma; katı, sıvı ve

gazla birlikte maddenin dördüncü halini tarif etmek için kullanılır. Bir gaz içindeki

iki elektrot arasından yüksek voltajlı bir akım geçerse, gaz iyonize olarak, elektronlar

ve pozitif iyonların bir kombinasyonu olarak düşünülebilir (Peutzfeldt ve ark., 2000;

Craig ve Powers, 2002; Rawls ve Esquivel-Upshaw, 2003).

Yüksek enerjili Plazma Ark ışık cihazları 1000 mW/cm2den fazla enerji

seviyesindeki ve 470 nm yakınında dar bir dalga boyu aralığındaki kesintisiz ışığın

kısa bir patlamasını sağlarlar. Böyle dar bir bant kamferokinon dışındaki bazı

başlatıcı ajanların absorbsiyonunu kaçırabilir (Roulet ve ark., 2001).

Plazma Ark cihazlar, standart halojen cihazlara göre kayda değer miktarda yüksek

enerji seviyeleri meydana getirirler. Bu artmış yoğunluğun amacı, kompozit

rezinlerin polimerizasyon oranının da arttırılmasıdır.

Plazma Ark ile birkaç saniyelik yüksek radyanslı polimerizasyonun, kompozit

materyali optimum özelliklerine ulaştırarak polimerize edip edemediği ve

gerçekleştirilen bu hızlı polimerizasyonun etkileri araştmlmaktadır (Stritikus ve

Owens,2000).

Plazma Ark lambalar işlevsel olarak halojen ışıklarla hemen hemen aynı özelliklere

sahip olmaları ve ışığı daha kompleks ve pahalı bir metotla üretmeleri sebebiyle

günümüzde rutin olarak kullanılmamaktadırlar (Sharkey ve ark., 2001).

26

1.6. Polimerizasyon Derinliği ve Belirleme Yöntemleri

Polimerizasyon derinliğini ölçmek için çeşitli metodlar kullanılmaktadır. Bunlar;

1) İndirekt Metodlar

• Kazıma(scraping)

• Görsel inceleme ve penotrometre

• Yüzey sertliği

2) Direkt Metodlar

• Lazer Raman Spektroskopi

• İnfrared Spektroskopisi

• FTIR

• Kromotografi

Kompozit rezinlerin polimerizasyonlarının etkinliğini değerlendirmek için direkt ve

indirekt metotlar kullanılabilir. Direkt metotlar arasında sayılabilen infrared

spektroskopi (Stansbury ve ark., 2005; Dickens ve Cho, 2005; Hussain ve ark.,

2005), laser Raman spektroskopi (Pianelli ve ark., 1999; Miyazaki ve ark., 2003),

Fourier Transform infrared spektroskopi (FTIR) (Ferracane ve Greener, 1984;

Halvorson ve ark., 2004; Young ve ark., 2004; Bala ve ark., 2005b) ve kromotografi

(Gerzina ve Hume, 1994) polimerizasyon reaksiyonları esnasındaki karbon çift

bağlarının (C=C) tek bağlara dönüşme yüzdesinin miktarını ve reaksiyona girmemiş

monomerlerin miktarını direkt olarak belirleyebilir.

Direkt metodlar kompleks, yüksek maliyetli ve zaman alıcıdır (Rueggeberg ve

Craig, 1988). İndirekt metotlar ise scraping (kazıma) ve penetrometre testi (Koupis

ve ark., 2004), görsel inceleme (Murray ve ark., 1981) ve yüzey sertliğini (Cohen ve

ark., 2004) içerir.

27

Kazıma testinde, polimerizasyon derecesini direkt olarak göstermez ve direkt

metotlarla karşılaştırıldığında polimerizasyon derinliğini fazla tahmin etme

eğilimindedir. Bununla beraber materyallerin relatif polimerizasyon derinliklerinin

karşılaştırılmasını sağlar (Koupis ve ark., 2004).Penetrometre testinde ise örnekler

belli bir ağırlık ile yüklenmiş 0,5 mm çaplı bir iğne içeren penetrometre cihazına

merkezi olarak yerleştirilir. İğne materyalin polimerize olmamış kısmı içine indirilir.

Belli bir süre sonunda, polimerizasyon derinliği, her ölçüm öncesi sıfırlanan kadranlı

ölçekten direkt olarak okunur (Koupis ve ark., 2004).

Yüzey sertliğinin polimerizasyon derecesinin bir göstergesi olduğu gösterilmiştir ve

sertlik testleri; metodun nispeten kolaylığı ve elde edilen sonuçların güvenilirliği

nedeniyle polimerizasyonun değerlendirilmesi için, en popüler metot olarak

görünmektedir (Yap, 2000). Yüzey sertliği yüksek dönüşüm alanlarındaki polimer

çapraz bağlarının küçük değişimlerine özellikle duyarlıdır (Rueggeberg ve

Margeson, 1990). Ayrıca örneklerin üst yüzeyi, orta bölgesi ve alt yüzeyi gibi örnek

içerisindeki spesifik bölgelerin ölçümlerine izin verir (Dietschi ve ark., 2003). Diğer

bir avantaj lan ise sertlik değerleri ve dönüşüm derecesi arasında, literatürde

gösterilmiş bir korelasyonun bulunabilmesidir (Rueggeberg ve Craig, 1988; Cohen

ve ark., 2004). Sertlik polimerize olan restoratif materyallerin mekanik özelliklerini

belirler. Çizilme ve aşınmaya karşı direnci arttırdığı gibi, materyalin çeşitli kuvvetler

karşısında kolayca deforme olmasını da önleyerek klinik başarıyı etkilemektedir

(Sonugelen ve ark., 2000). Materyallerin yüzey sertliği; orantı limiti, uzayıp

genişleyebilme, şekil verilebilme özelliği (ductility), çekme ve basma dayanımı gibi

özellikleriyle ilişkilidir. Bununla birlikte, materyallerin aşınma direncinin, abrazyon

özelliğinin veya dental yapılar veya materyallere karşı abraze olabilme özelliğinin

belirlenmesinde de kullanılmaktadır (Van Noort, 2002; Rawls, 2003).

28

1.7. Restoratif Materyallerin Yüzey Sertliklerinin Ölçülmesi

İdeal bir dolgu maddesinde aranılan önemli özelliklerden birisi de sertliktir; çünkü

sertlik çizilmeye olan direnci arttırdığı gibi, maddenin çeşitli kuvvetler karşısında

kolayca deforme olmasınıda önlemektedir. Arka grup dişlerde kullanılan dolgu

materyallerin aşınmaya ve oklüzal kuvvetlere karşı yeterli dirence sahip olması

materyalin yapısal özellikleri ile yakından ilgilidir. Yüzey sertlik ölçümleri genellikle

konik veye küresel standart bir ucun deney materyaline bastırılması karşısında

materyalin gösterdiği direncin ölçülmesi ile yapılmaktadır. Uygun olarak seçilen sert

uç belirli bir kuvvetle materyale batırıldığında materyal üzerinde bir iz

bırakmaktadır. Materyalin sertliği bu izin büyüklüğü ile ters orantılıdır. Yüzey

sertliği ölçümleri yapılırken örneklerin üzerinde birkaç ölçüm yapılıp bunların

ortalamaları alınmaktadır. Yapılan sertlik ölçümlerindeki değerlerden biri

diğerlerinden çok farklı değer de ise ortalamaya dahil edilmeyip bu farkın mutlaka

belirtilmesi gerekmektedir (Seymen ve Gülhan, 1996).

1.7.1. Sertlik Ölçüm Metotları

Materyallerin yüzey sertliğini ölçmek için yaygın olarak kullanılan ölçüm testleri:

Brinell, Rockvvell, Vickers, Knoop, Shore ve Barcol sertlik testleridir. Bu

metotlarda; deforme olmayan küresel veya konik bir ucun deney materyaline

batırılması karşısında materyalin gösterdiği direnç ölçülür. Uygun olarak seçilen sert

uç belli bir zaman süresinde, belirlenen bir yük altında materyale batırıldığında,

materyal üzerinde bir iz bırakır. Bu izin boyutları ölçülerek deneysel bir sertlik

numarası elde edilir. Materyalin sertliği bu izin büyüklüğü ile ters orantılıdır. Yüzey

sertliği ölçümlerinde, örnek yüzeyinden birkaç ölçüm yapılıp ortalamaları alınır.

Materyalin sertliği arttıkça, sertlik numarası da artar (Seymen ve Gülhan, 1996; Van

Noort, 2002).

29

1.7.1.1. Vickers Sertlik Ölçüm Testi

Sertliği ölçülecek materyal üzerine tepe açısı 136° olan, kare tabanlı, piramit şekilli

bir elmas uç ile kuvvet uygulanarak bir iz oluşturulur (Resim 1.4.). Yük

kaldırıldıktan sonra meydana gelen kare şeklindeki izin köşegenleri ölçülür (Wassel

ve ark., 1992; Pober, 1998). Bu ölçüm, cihaza ilave edilmiş bir mikroskop

yardımıyla ölçme ekranına aktarılarak, ölçüm ekranındaki hareketli iki cetvel

yardımıyla, köşegenlerin uzunluklarının ayrı ayrı ölçülüp ortalamasının alınmasıyla

yapılmaktadır. Vickers sertlik değeri kg olarak ifade edilen deney yükünün mm2

olarak ifade edilen iz alanına bölümü olup HV=1.854 x kuvvet / (taban köşegeni)2

formülü ile hesaplanır. İz alanı ne kadar küçükse elde edilen Vickers sertlik değeri o

kadar büyük olur ve materyalin daha sert olduğunu gösterir (O’Brien, 1997; Türkün

ve Gökay, 2002).

Vickers sertlik testinin avantajı son derece doğru değerler üretebilmesi, kullanılan

elmas ucun zaman ve kullanım ile bozulmaması ve tüm materyaller ve yüzeyler için

kullanılabilir olmasıdır (Türkün ve Gökay, 2002). Ek olarak Vickers sertlik

ölçümleri aynı örnek içindeki üst yüzey, merkez ve alt yüzey gibi spesifik bölgelerin

ölçümüne izin verir (Dietschi ve ark., 2003).

Resim 1.1. Vickers testinde kullanılan 136° lik piramit şeklindeki elmas uç ve Knoop testinde kullanılan piramit şeklindeki uç (Rawls, 2003)

30

Bu araştırmada; farklı kavite derinliklerinde farklı ışık cihazları(geleneksel halojen,

halojen turbo tip, LED ve Plazma Ark) ile polimerize edilen nanohibrit kompozit

rezinin yüzey sertliklerinin incelenmesi amaçlanmıştır.

31

2. GEREÇ VE YÖNTEM

2.1 Deneyde kullanılan materyaller

Çalışmada kullanılan restoratif materyal Çizelge 2.1’de gösterilmiştir.

Çizelge 2.1: Çalışmada kullanılan restoratif materyal.

Materyaller Üretici Firma Üretim Numarası

GRANDIO (Nanohibrit kompozit)

Voco GmbH Postfach 767, Cuxhaven, Germany 421480

2.1.1 GRANDIO ® Nanohibrit Kompozit Rezin

Geliştirilmiş kompozit teknolojisi ve nanoteknolojinin kombinasyonu ile üretilen

ışıkla polimerize olabilen nanohibrit yapıda bir kompozit materyaldir. İlk olarak

2003 yılında tanıtılmıştır. Organik matriksi Bis-GMA, UDMA ve TEGDMA'dan

oluşurken inorganik kısmı; l µm büyüklüğünde cam seramik mikrodoldurucular ve

20-60 µm büyüklüğünde, küresel SiO2 nanodoldurucuların kombinasyonundan

oluşur. Fotobaşlatıcı olarak kamferokinon kullanılmıştır. İnorganik doldurucu içeriği

hacminin %71,4'ünü, ağırlığının ise %87'sini oluşturur. Radyoopaktır ve çok yüksek

derecelerde cilalanabilme özelliğindedir. Hem anterior hem de posterior

restorasyonlar için kullanılabilir.

32

2.2 Deneyde kullanılan cihazlar

Deneyde kullanılan cihazlar Çizelge 2.2 de gösterilmiştir.

Çizelge 2.2: Deneyde kullanılan cihazlar

Cihazlar Firma

Halojen Işık Cihazı Hilux Expert, Benlioğlu Dental, Ankara, Türkiye

LED Işık Cihazı Litex 692S, Dentamerica,CA, USA

Plazma Ark Işık Cihazı Apollo 95E, DMD, Westlake, Village, CA 91362, USA

Vickers Sertlik Ölçüm Cihazı

Zwick 42952 , MKE Mühimmatsan A.Ş Kırıkkale / Türkiye

2.2.1 Halojen Işık Cihazı

Çalışmada hazırlanan kompozit örneklerin polimerizasyonunu sağlamak için

tungsten halojen ışık cihazı olarak Hilux Expert (Benlioğlu Dental, Ankara, Türkiye)

kullanılmıştır. Cihaz, ana kutuya ilave olarak bir tabanca ve ucunda 11 mm çaplı, 60°

eğimli fiber optik ışık ileticiden oluşmaktadır. Boost, bleaching, composite ve

bonding olarak ayrılmış dört standart moda sahiptir. Seçilen moda göre ışık

yoğunluğu otomatik olarak uygulanır. Tabanca üzerindeki dijital göstergeden

polimerizasyon süresi ayarlanabilir. Işık cihazının yoğunluğu, her bir örnek

polimerizasyonu öncesi, fiber optik uç ana kutu üzerindeki sensör işaretine

konulduktan sonra, cihazın üzerinde yer alan bar göstergeden ölçülerek kontrol

edilmiştir. Bar göstergeli internal ışık yoğunluğu Ölçerde değerler doğrudan okunur.

Kırmızı ışık yetersiz ışık yoğunluğunu (<300 mW/cm2), sarı ışık yeterli ışık

yoğunluğunu (>300 mW/cm2) ifade eder. Çalışmamızda biri standart biri turbo iki

yeni ışık ucundan yararlanılmıştır. Işık uçları kompozit örneklerin üst yüzeyine dik

gelecek şekilde yerleştirilmiş ve ince bir cam lamel üzerinden standart uçla 40 s

33

turbo uç ile 10 s süre ile ışık uygulanmıştır. Kullanılan ışığın dalga boyu 500 nm

olup, yoğunluğu 700 mW/cm ' dır.

Resim 2.1 Hilux Expert

2.2.2 LED Işık Cihazı

Çalışmada hazırlanan kompozit örneklerin polimerizasyonunu sağlamak için light

emitting diode (LED) ışık cihazı olarak Litex™ 692S LED (Dentamerica, CA, USA)

kullanılmıştır (Resim 2.2.). Şarj istasyonuna ilave olarak kablosuz bir tabancadan ve

360° rotasyon yapabilen, standart 9 mm çaplı, otoklavda steril edilebilen bir ışık

ileticiden oluşur. Çalışmamızda yeni bir ışık ucundan yararlanılmıştır. Tabancanın

kablosuz oluşu çalışma kolaylığı sağlamaktadır. Şarj istasyonu üzerinde pilin şarj

durumunu gösteren iki ışık vardır. Pembe ışık pilin şarj işleminde olduğunu, yeşil

ışık ise pilin tam olarak şarj olduğunu gösterir. Tam olarak dolmuş pil ile 40 dk

süreyle devamlı çalışılabilir. Çalışmada, tüm örnekler tam olarak şarj edilmiş pil ile

polimerize edilmiştir. Polimerizasyon süresi, tabanca üzerindeki dijital göstergeden

10'ar saniyelik artışlar şeklinde ayarlanabilir. LED'in 100 000 saatlik uzun ömrü

sayesinde, cihazın ömrü boyunca LED ışık kaynağının değişimi gerekli değildir. Şarj

istasyonu bir ışık içine fiber optik ucun yerleştirilmesiyle ışık yoğunluğu gösterge

lambası çalışır. Eğer yeterli ışık yoğunluğu (>300 mW/cm2) ölçülürse uyan ışığı

yeşil yanar. Uyan ışığının kırmızı yanması ise ışık yoğunluğunun yetersiz olduğunu

(<300 mW/cm2) veya düşük pil gücünü gösterir. Çalışmada, her bir örneğin

34

polimerizasyonu öncesi, ışık yoğunluğu gösterge lambasının yeşil yanması ile

kontrol edilmiştir. Üretici firma tarafından 3 mm kalınlıktaki kompozit örnekler için,

460-480 nm dalga boyuna sahip, 1000 mW/cm2 yoğunluktaki LED ışığının 10 s

uygulanması tavsiye edilmektedir. Çalışmada, kompozit örneklerin üst yüzeyine

yerleştirilmiş ince bir cam lamel üzerinden kompozit örneklere dik gelecek şekilde

10 s ve 20 s süre ile ışık uygulanmıştır.

Resim 2.2 Litex 692

2.2.3 Plazma Ark

Çalışmada hazırlanan kompozit örneklerin polimerizasyonunu sağlamak için PAC

ışık cihazı olarak Apollo 95e (DMD, Westlake, Village, CA 91362, USA)

kullanılmıştır (Resim 2.3). Çalışmamızda yeni bir ışık ucundan yararlanılmıştır.

Polimerizasyon süresi cihaz üzerindeki 1,2 ve SC tuşlarından ayarlanabilmektedir.

Çalışmada, kompozit örneklerin üst yüzeyine yerleştirilmiş ince bir cam lamel

üzerinden kompozit örneklere dik gelecek şekilde 1320 mW/cm2 ışık yoğunluğu ile 3

s, 6 s(2x 3 s) ve 10 s(3x 3 s + 1 s) süreyle ışık uygulanmıştır.

Resim 2.3 Apollo 95e

35

2.2.4 Vickers Sertlik Ölçüm Cihazı Sertlik ölçümleri Vickers sertlik ölçüm yöntemi ile yapılmıştır. Bu yöntemde batıcı uç piramit şeklinde olup elmastır (Resim 2.4).

Resim 2.4 Vickers Sertlik Cihazı

2.3 Test Örneklerinin Hazırlanması

Çalışmamızda test edilecek örneklerin yerleştirilmesi için üst yüzeyleri işaretlenmiş

2 mm, 3mm ve 4mm kalınlığındaki pleksiglass kalıplar üzerine 5 mm çapında yuva

açıldı. 1 mm kalınlığında bir cam tabakanın üzerine önce şeffaf matriks bant (S. S.

White Limited, Middx, England) konularak, üzerine pleksiglass kalıplar yerleştirildi.

Sonra pleksiglass kalıplar üzerinde bulunan 5 mm çapında, 2, 3 ve 4 mm

kalınlığındaki standart yuvalara A2 renkte Grandio (Voco, Cuxhaven, Germany)

kompozit materyali yerleştirildikten sonra üst yüzey, önce şeffaf matriks bant sonra 1

mm kalınlığında ince bir mikroskop camı ile kapatılarak fazla materyalin

uzaklaşması için sabit bir basınç uygulandı.

Halojen ışık cihazı standart uç ile polimerize edilecek örnekler; ışık cihazının ucu

kompozit yüzeyine dik olacak şekilde tutularak, üst yüzeylerinden 700 mW/cm2 ışık

şiddetinde ışık uygulanarak, 40 s süreyle polimerize edildi. Test örnekleri polimerize

edilmeden önce ışık ucu, polimerizasyon cihazının üzerinde bulunan sensör üzerine

36

değecek şekilde yerleştirilip, bar şeklindeki ışık ölçerden ışık yoğunluğu okunarak

kontrol edildi.

Halojen ışık cihazı turbo uç ile polimerize edilecek örnekler; ışık cihazının ucu

kompozit yüzeyine dik olacak şekilde tutularak, üst yüzeylerinden 950 mW/cm2 ışık

şiddetinde ışık uygulanarak, 10 s süreyle polimerize edildi. Test örnekleri polimerize

edilmeden önce ışık ucu, polimerizasyon cihazının üzerinde bulunan sensör üzerine

değecek şekilde yerleştirilip, bar şeklindeki ışık ölçerden ışık yoğunluğu okunarak

kontrol edildi.

LED ışık cihazı ile polimerize edilecek örnekler; ışık cihazının ucu kompozit

yüzeyine dik olacak şekilde tutularak, üst yüzeylerinden, üretici firmanın verdiği

değer olan 1000 mW/cm2 ışık şiddetinde ışık uygulanarak, 10 s ‘lik ve 20 s ‘lik

sürelerle polimerizasyon uygulandı. Her bir örneğin polimerizasyonu öncesi, ışık ucu

polimerizasyon cihazının üzerinde bulunan sensör üzerine değecek şekilde

yerleştirilerek ışık yoğunluğu kontrol edildi.

Plazma Ark ışık cihazı ile polimerize edilecek örnekler ise; ışık cihazının kompozit

yüzeyine dik olacak şekilde tutularak, üst yüzeyinden, üretici firmanın verdiği değer

olan 1320mW/cm2 ışık şiddeti uygulanarak 3 s, 6 s ve 10 s ‘lik sürelerle

polimerizasyon uygulandı.

Tüm örneklere standart mesafeden polimerizasyon uygulamak için, halojen, LED ve

Plazma Ark ışık kaynağının ucu cam yüzeyine temas edecek şekilde tutuldu.

Işıkla polimerizasyonun ardından matriks bantlar uzaklaştırıldı ve örnek üst

yüzeylerine, Sof-Lex bitirme ve polisaj diskleri (3M Dental Products, St. Paul MN,

USA) ve mikromotor ile düşük hızda ve tek yönlü bir hareket ile, 15-20 s süre

boyunca bitirme ve cila işlemleri uygulanarak standart bir yüzey yapısı oluşturuldu

(Sturdevant ve ark., 1995).

37

Bu şekilde hazırlanan 210 adet standart örnek kavite derinliklerine göre, her grupta

70'er örnek olacak şekilde 3 gruba ayrıldı. Deney düzeneği Çizelge 2.3 de

gösterilmektedir.

Çizelge 2.3 Deney Düzeneği

Vickers Sertlik Ölçüm Testi, Grandio Nanohibrit Kompozit n=210,

Grup 1 (2mm kalınlık) Grup 2 (3mm kalınlık) Grup 3 (4mm kalınlık)

n= 70 n=70 n=70

Halojen Standart Uç Halojen Standart Uç Halojen Standart Uç

40 s 40 s 40 s

n=10 n=10 n=10

Halojen Turbo Uç Halojen Turbo Uç Halojen Turbo Uç

40 s 40 s 40 s

n=10 n=10 n=10

LED LED LED

10 s 10 s 10 s

n=10 n=10 n=10

LED LED LED

20 s 20 s 20 s

n=10 n=10 n=10

PAC PAC PAC

3 s 3 s 3 s

n=10 n=10 n=10

PAC PAC PAC

6 s 6 s 6 s

n=10 n=10 n=10

PAC PAC PAC

10 s 10 s 10 s

n=10 n=10 n=10

Polimerizasyon işlemi tamamlanan 210 adet kompozit örnek, ışığı geçirmeyecek

özellikte olan, içi boş, koyu renkli cam şişelere yerleştirildi. Birbirine temas

etmesini önlemek için örnekler, şişe içine dik olarak yerleştirildi. Şişenin ağzı

parafilm (American Can Company, Greenvvich, CT) ile kapatılarak hava ile temas

etmemesi sağlandı

38

Cam şişelere yerleştirilen bu örnekler 37°C'deki etüvde (Thelco GCA/Precision

Scientific, Chicago, USA) 1 hafta süre ile bekletildi. Daha sonra örnekler distile su

ile yıkandı ve kurutma kağıdı ile kurutuldu. Kırıkkale MKE Mühimmatsan

A.Ş’deVicker’s sertlik ölçüm cihazı ile örneklerin üst ve alt yüzeylerindeki üç

değişik noktadan sertlik ölçümleri yapıldı.

Her bir örnek için, hem üst hem de alt yüzeyden üç sertlik ölçümünün ortalaması

alındı ve elde edilen değerler Kruskal Wallis tek yönlü ANOVA çoklu karşılaştırma

ve Mann-Whitney ikili karşılaştırma testi ve Bonferroni düzetmesi yapılarak

değerlendirildi. Tüm istatistiksel değerlendirmeler Ankara Üniversitesi Tıp Fakültesi

Biyoistatistik Ana Bilim Dalında yapılmıştır.

39

3. BULGULAR

Bir nanohibrit kompozit rezinin (Grandio), biri kontrol grubu olarak kullanılan

geleneksel halojen ışık cihazı ve diğerleri son yıllarda kullanılmaya başlanan LED ve

Plazma Ark ve halojen turbo uç ışık cihazı olmak üzere; dört farklı ışık cihazıyla

farklı derinliklerde (2mm, 3mm, 4mm) polimerizasyonunu takiben, yüzey

sertliklerinin incelendiği bu çalışmada, elde edilen değerler Çizelge 3.1, Çizelge 3.2,

Çizelge 3.3’de ve Şekil 3.1, Şekil 3.2, Şekil 3.3’de gösterilmiştir.

3.1 Test Sonuçlarının Değerlendirilmesi

Çalışmada hazırlanan toplam 210 örneğin Vickers yüzey sertlik ölçüm cihazı

kullanılarak elde edilen alt ve üst Vickers sertlik ortalama değerleri (X)-Çizelge 3.1,

Çizelge 3.2, ve Çizelge 3.3’de verilmiştir.

Çizelge 3.1: Grup 1(2 mm kalınlık)

GRUP 1 (2mm)

Yüzey Vickers Sertlik Değerleri (HV)

Üst yüzey 102,9 102,34 104,27 109,2 90,16 97,58 107,4

Alt yüzey 98,12 100,72 95,83 101,03 69,85 83,17 100,71

Halojen Halojen turb

LED 10 s LED 20 s PAC 3 s PAC 6 s PAC 10 so

40

Çizelge 3.2: Grup 2 (3 mm kalınlık)

GRUP 2 (3 mm)

Yüzey Vickers Sertlik Değerleri (HV)

Üst yüzey 101,4 98,1 99,08 109,2 88,88 91,12 99,15

Alt yüzey 87,4 81,4 79,61 101,68 68,53 75,79 84,64

Halojen Halojen turbo

LED 10 s LED 20 s PAC 3 s PAC 6 s PAC 10 s

Çizelge 3.3: Grup 3 (4 mm kalınlık)

GRUP (4 mm)

Yüzey Vickers Sertlik Değerleri (HV)

Üst yüzey 99,43 104,6 102,48 116,1 90,87 95,58 108,2

Alt yüzey 87,28 57,2 78,3 78,17 42,46 45,06 76,84

Halojen Halojen turbo

LED 10 s LED 20 s PAC 3 s PAC 6 s PAC 10 s

Çalışmada halojen cihaz ve standart uç kontrol grubu olarak kullanılmıştır. Buna

göre:

2mm kalınlıkta;

Grup 1 (2 mm)’deki örneklerin Vickers sertlik değerlerinin ortalamasının

karşılaştırılması Şekil 3.1 de verilmiştir.

Grup 1 (2 mm)’de üst yüzeyde; kontrol grubu olarak kullanılan halojen standart uç

40 s ile halojen turbo uç ve LED 10 s arasında istatistiksel olarak fark yokken

(p>0,05); halojen standart uç 40 s ile LED 20 s, PAC 3 s, PAC 6 s ve PAC 10 s

arasında istatistiksel olarak belirgin fark bulunmuştur (p<0,001). Buna göre halojen

41

standart uç 40 s(102,9 HV), LED 20 s(109,2 HV) ve PAC 10 s(107,4 HV)’ye

nazaran daha düşük sertlik değerleri gösterirken, PAC 3 s(90,16) ve PAC 6 s (97,58

HV)’ye nazaran daha yüksek sertlik değerleri göstermiştir.

Üst yüzeyde kontrol grubu olarak kullanılan halojen standart uç 40 s ile LED 10 s

arasında istatistiksel olarak belirgin bir fark bulunamamasına rağmen (p>0,05) LED

10 s standart uç 40 s’den daha sert olarak ölçülmüştür.

Üst yüzeyde LED 10 s ve LED 20 s arasında istatistiksel olarak fark bulunmuştur

(p<0,001). Buna göre LED 20 s (109,2 HV), LED 10 s’ye (104,27 HV) göre daha

yüksek sertlik değeri göstermiştir.

Üst yüzeyde PAC 10 s ile PAC 3 s ve PAC 6 s arasında istatistiksel olarak anlamlı

fark bulunmaktadır (p<0,001). Buna göre PAC 10 s (107,4 HV), PAC 3 s (90,16 HV)

ve PAC 6 s’ye (97,58 HV) nazaran daha yüksek sertlik değeri göstermiştir.

Grup 1 (2 mm)’de alt yüzeyde kontrol grubu olarak kullanılan halojen standart uç

40 s ile turbo uç, LED 20 s ve PAC 10 s arasında istatistiksel olarak anlamlı bir fark

bulunurken (p<0,01); LED 10 s, PAC 3 s ve PAC 6 s arasında istatistiksel olarak

önemli bir fark bulunmuştur (p<0,001). Buna göre halojen standart uç 40 s (98,12

HV); turbo uç (100,72 HV), LED 20 s (101,03 HV) ve PAC 10 s‘ye (100,71 HV)

nazaran daha düşük sertlik değeri gösterirken; LED 10 s (95,83 HV), PAC 3 s (69,85

HV) ve PAC 6 s’ye (83,17 HV) nazaran daha yüksek sertlik değeri göstermiştir.

Alt yüzeyde LED 20 s ile LED 10 s arasında istatistiksel olarak farklılık

bulunmaktadır (p<0,001). Buna göre LED 20 s (101,03 HV) LED 10 s’ye (95,83

HV) göre daha yüksek sertlik değeri göstermiştir.

Alt yüzeyde PAC 10 s ile PAC 3 s ve PAC 6 s arasında istatistiksel olarak önemli bir

fark bulunmuştur (p<0,001). Buna göre PAC 10 s (100,71 HV); PAC 3 s (69,85 HV)

ve PAC 6 s’ye (83,17 HV) nazaran daha yüksek sertlik değeri gösterirken; PAC 6 s

ve PAC 3 s arasında da istatistiksel olarak önemli bir fark bulunmuştur(p<0,001).

42

PAC 6 s (83,17 HV), PAC 3 s’ye (69,85 HV) nazaran daha yüksek sertlik değeri

göstermiştir.

Grup 1’de (2 mm), hem alt hem de üst yüzeylerde kontrol grubu olarak kullanılan

halojen standart uç 40 s ile diğer cihazların karşılaştırılmasında turbo uç ile arasında

fark bulunmazken; LED 10 s, LED 20 s ve PAC 10 s daha yüksek yüzey sertlik

değerleri göstermiş; PAC 3 s ve PAC 6 s daha düşük yüzey sertlik değerleri

göstermiştir.

GRUP 1 (2mm) Vickers Sertlik Değerleri (HV)

020406080

100120

Halojen Hal.Turbo

LED 10s LED 20s PAC 3s PAC 6s PAC 10s

n=10 n=10 n=10 n=10 n=10 n=10 n=10

Üst yüzey

HV

Alt yüzey

Şekil 3.1 Grup 1 (2mm) Vickers sertlik değerleri(HV)

3mm kalınlıkta;

Grup 2 (3 mm)’deki örneklerin Vickers sertlik değerlerinin karşılaştırılması şekil 3.2

de verilmiştir.

Grup 2’de (3 mm) üst yüzeyde kontrol grubu olarak kullanılan halojen standart uç 40

s ile turbo uç, LED 10 s ve PAC 10 s arasında istatistiksel olarak önemli bir fark

bulunmazken (p>0,05); LED 20 s, PAC 3 s ve PAC 6 s arasında istatistiksel olarak

önemli bir fark bulunmuştur (p<0,001). Buna göre halojen standart uç 40 s (101,4

HV), turbo uç (98,1 HV), LED 10 s (99,08 HV) ve PAC 10 s’ye (99,15 HV) nazaran

çok düşük yüzey sertlik değeri gösterirken; PAC 3 s (88,88 HV) ile PAC 6 s’ye

(91,12 HV) nazaran daha yüksek yüzey sertlik değeri göstermiştir.

43

Üst yüzeyde LED 20 s (109,2 HV) ise halojen standart uç 40 s’ye (101,4 HV)

nazaran daha yüksek yüzey sertlik değeri göstermiştir.

Üst yüzeyde LED 10 s ile LED 20 s arasında istatistiksel olarak farlılık bulunmuştur

(p<0,001). Buna göre LED 20 s (109,2 HV), LED 10 s’ye (99,08 HV) nazaran daha

yüksek yüzey sertlik değeri göstermiştir.

Üst yüzeyde PAC 10 s ile PAC 3 s ve PAC 6 s arasında istatistiksel olarak anlamlı

bir farklılık bulunmuştur (p<0,001). Buna göre PAC 10 s (99,15 HV), PAC 3 s

(88,88 HV) ile PAC 6 s’ye (91,12 HV) nazaran daha yüksek yüzey sertlik değeri

gösterirken; PAC 6 s (91,12 HV), PAC 3 s’ye (88,88 HV) nazaran daha yüksek

sertlik değeri göstermiştir.

Grup 2’de (3 mm); alt yüzeyde kontrol grubu olarak kullanılan halojen standart uç 40

s ile diğer ışık cihazlar arasında istatistiksel olarak anlamlı fark bulunmuştur

(p<0,001). Buna göre halojen standart uç 40 s (87,4 HV), halojen turbo uç (81,4

HV), LED 10 s (79,61 HV), PAC 3 s (68,53 HV), PAC 6 s (75,79 HV) ve PAC 10

s’ye (84,64 HV) nazaran daha yüksek yüzey sertlik değeri gösterirken; LED 20 s’ye

(101,68 HV) nazaran daha düşük sertlik değeri göstermiştir.

Alt yüzeyde LED 10 s ile LED 20 s arasında istatistiksel olarak anlamlı bir fark

bulunurken (p<0,001), LED 20 s (101,68 HV), LED 10 s’ye (79,61 HV) nazaran

daha yüksek yüzey sertlik değeri göstermiştir.

Alt yüzeyde PAC 3 s, PAC 6 s ve PAC 10 s arasında istatistiksel olarak anlamlı bir

fark bulunurken (p<0,001); PAC 10 s (84,64 HV), PAC 3 s (68,53 HV) ve PAC 6

s’ye (75,79 HV) göre daha yüksek yüzey sertlik değeri gösterirken; PAC 6 s (75,79

HV), PAC 3 s’ye (68,53 HV) göre daha yüksek yüzey sertlik değeri göstermiştir.

44

Grup 2 (3 mm)’de hem alt hem de üst yüzeylerde kontrol grubu olarak kullanılan

halojen standart uç 40 s, LED 20 s hariç diğer cihazlarda daha yüksek yüzey sertlik

değeri göstermiştir.

GRUP 2 (3mm) Vickers Sertlik Değerleri (HV)

020406080

100120

Halojen Hal.Turbo

LED 10s LED 20s PAC 3s PAC 6s PAC 10s

n=10 n=10 n=10 n=10 n=10 n=10 n=10

Üst yüzey

HV

Alt yüzey

Şekil 3.2 Grup 2 (3mm) Vickers sertlik değerleri(HV)

4mm kalınlıkta;

Grup 3 (4 mm)’deki örneklerin Vickers sertlik değerlerinin karşılaştırılması şekil 3.3

de verilmiştir.

Grup 3’te (4mm) üst yüzeyde kontrol grubu olarak kullanılan halojen standart uç 40 s

ile diğer ışık cihazları arasında istatistiksel olarak anlamlı fark bulunmuştur

(p<0,001). Buna göre; halojen standart uç 40 s (99,43 HV), PAC 3 s (90,87 HV) ve

PAC 6 s’ye (95,58 HV) nazaran daha yüksek yüzey sertlik değeri gösterirken halojen

45

turbo uç (104,6 HV), LED 10 s (102,48 HV), LED 20 s (116,1 HV) ve PAC 10 s’ye

(108,2 HV) nazaran daha düşük yüzey sertlik değeri göstermiştir.

Üst yüzeyde LED 10 s ve LED 20 s arasında istatistiksel olarak anlamlı fark

bulunurken (p<0,001); LED 20 s (116,1 HV), LED 10 s’ye (102,48 HV) nazaran

daha yüksek yüzey sertlik değeri göstermiştir.

Üst yüzeyde PAC 3 s, PAC 6 s ve PAC 10 s arasında istatistiksel olarak anlamlı fark

bulunurken (p<0,001); PAC 10 s (108,2 HV), PAC 3 s (90,87 HV) ve PAC 6 s’ye

(95,58 HV) nazaran daha yüksek yüzey sertlik değeri gösterirken; PAC 6 s (95,58

HV), PAC 3 s’ye (90,87 HV) nazaran daha yüksek yüzey sertlik değeri göstermiştir.

Grup 3 (4 mm) alt yüzeyde kontrol grubu olarak kullanılan halojen standart uç 40 s

ile diğer ışık cihazları arasında istatistiksel olarak anlamlı fark bulunmuştur

(p<0,001). Buna göre halojen standart uç 40 s (87,28 HV), diğer ışık cihazları olan

turbo uç (57,2 HV), LED 10 s (78,3 HV), LED 20 s (78,17 HV), PAC 3 s (42,46

HV), PAC 6 s (45,06 HV) ve PAC 10 s’ye (76,84 HV) nazaran daha yüksek yüzey

sertlik değeri göstermiştir.

Alt yüzeyde LED 10 s ile LED 20 s arasında istatistiksel olarak anlamlı bir fark

bulunmamıştır (p>0,05). Alt yüzeyde PAC 3 s, PAC 6 s, PAC 10 s arasında

istatistiksel olarak anlamlı bir fark bulunurken (p<0,001); PAC 10 s (76,84 HV),

PAC 3 s (42,46 HV) ve PAC 6 s’ye (45,06 HV) nazaran daha yüksek sertlik değeri

göstermiş; PAC 3 s (42,46 HV), PAC 6 s’ye (45,06 HV) nazaran daha düşük sertlik

değeri göstermiştir.

Grup 3 (4 mm)’te hem alt hem de üst yüzeylerde kontrol grubu olarak kullanılan

halojen standart uç 40 s, PAC 3 s ve PAC 6 s’ye göre daha yüksek yüzey sertlik

değerleri gösterirken; üst yüzeyde turbo uç, LED 10 s, LED 20 s ve PAC 10 s’ye

nazaran daha düşük yüzey sertlik değerleri göstermiştir.

46

GRUP 3 (4mm) Vickers Sertlik Değerleri (HV)

020406080

100120140

Halojen Hal.Turbo

LED 10s LED 20s PAC 3s PAC 6s PAC 10s

n=10 n=10 n=10 n=10 n=10 n=10 n=10

HV Üst yüzey

Alt yüzey

Şekil 3.3 Grup 3 (4mm) Vickers sertlik değerleri(HV)

Işın cihazlarının farklı kavite derinliklerinde gösterdiği sertlik değerleri ise:

Halojen standart uç 40 s için üst yüzeyde Grup 1 (2 mm) ile Grup 3 (4 mm) arasında

fark bulunurken (p>0.01), Grup 1 (2 mm) ile Grup 2 (3 mm) arasında sertlik

açısından fark yoktur (p>0.05). 2 mm’de (102,9 HV) daha sert bir yüzey

oluşmuştur. Alt yüzeyde ise Grup 2 (3 mm) ile Grup 3 (4 mm) arasında fark yokken

(p>0.05) diğer gruplar arasında önemli fark vardır(p<0.001). Yine 2 mm’de (98,12

HV) daha sert bir yüzey oluşmuştur.

Halojen turbo uç 10 s için üst yüzeyde Grup 1 (2 mm) ile Grup 3 (4 mm) arasında az

anlamlı bir fark varken (p>0.01); Grup 1 (2 mm) ile Grup 2 (3 mm) arasında önemli

bir farklılık vardır (p<0.001). Buna göre en düşük sertlik 3 mm’de (98,1 HV)

oluşmuşken 4 mm (104,6 HV) derinlikte sertlik 2 mm’den (102,34 HV) daha fazla

bulunmuştur. Alt yüzeyde ise tüm gruplar arasında önemli farklılık vardır (p<0.001).

Bu yüzeyde derinlik arttıkça sertlik azalmıştır.

LED 10 s için üst yüzeyde Grup 1 (2 mm) ile Grup 2 (3 mm) karşılaştırıldığında

önemli fark bulunmuş (p<0.001), Grup 3 (4 mm) ile Grup 2 (3 mm) arasında az bir

fark gözlenmiş (p>0.01) ve Grup 3 (4 mm) ile Grup 1 (2 mm) arasında fark

bulunamamıştır (p>0.05). Buna göre Grup 1 (2 mm)’de Grup 2 (3 mm)’ye göre daha

47

sert bir yüzey elde dilmiştir. Alt yüzeyde Grup 3 (4 mm) ile Grup 2 (3 mm) arasında

fark yokken (p>0.05) Grup 3 (4 mm) ile Grup 1 (2 mm) ve Grup 2 (3 mm) ile Grup 1

(2 mm) arasında önemli fark vardır (p<0.001). Bu yüzeyde ise 2 mm (95,38 HV) en

sert yüzey değerini vermiştir.

LED 20 s için üst yüzeyde Grup 1 (2 mm) ile Grup 2 (3 mm) karşılaştırıldığında fark

bulunmazken (p>0.05) , Grup 3 (4 mm) ile Grup 2 (3 mm) arasında ve Grup 3 (4

mm) ile Grup 1 (2 mm) arasında önemli fark vardır (p<0.001). Buna göre 4 mm

derinlik diğer derinliklere göre daha yüksek sertlik değeri vermiştir. Alt yüzeyde

Grup 1 (2 mm) ile Grup 2 (3 mm) arasında istatistiksel olarak fark bulunmazken

(p>0,05), Grup 1 (2 mm) ve Grup 2 (3 mm) ile Grup 3 (4 mm) arasında istatistiksel

olarak önemli fark bulunmuştur (p<0,001). Buna göre en düşük değer 4 mm

derinlikte alt yüzeyde (78,17 HV) saptanmıştır.

PAC 3 s için, üst yüzeyde Grup 1 (2 mm) ile Grup 3 (4 mm) arasında fark

bulunmazken (p>0,05), diğerleri arasında önemli bir farklılık vardır (p<0.001). buna

göre en düşük değer 3 mm derinlikte (88,88 HV) saptanmıştır. Alt yüzeyde ise bütün

gruplar arasında istatistiksel olarak fark bulunurken (p<0,001), en yüksek değer 2

mm derinlikte (69,85 HV) saptanmıştır.

PAC 6 s için üst yüzeyde Grup 2 (3 mm) ile Grup 1 (2 mm) arasında fark yokken

(p>0,05), diğer gruplar arasında önemli bir farklılık vardır (p<0.001). Alt yüzeyde

ise tüm gruplar arasında önemli farklılık vardır (p<0.001) Buna göre üst yüzeyde en

yüksek değer 2 mm derinlikte (97,58 HV) ve alt yüzeyde yine en yüksek değer 2 mm

derinlikte (83,17 HV) saptanmıştır.

PAC 10 s için, üst yüzeyde Grup 3 (4 mm) ile Grup 1 (2 mm) arasında fark yokken

(p>0,05), diğer gruplar arasında önemli bir farklılık vardır (p<0.001). Buna göre üst

yüzeyde en düşük değer 3 mm derinlikte (99,15 HV) saptanırken; üst yüzeyde en

yüksek değer 2 mm derinlikte (100,71 HV) saptanmıştır. Alt yüzeyde ise tüm gruplar

arasında önemli farklılık vardır (p<0.001).

48

4. TARTIŞMA

Günümüzde gelişen teknoloji ve insanların estetiğe gösterdikleri önem,

araştırmacıları diş renginde yeni restoratif materyaller üzerinde çalışmaya

yöneltmiştir. Bu amaçla geliştirilen kompozit rezinler son yıllarda yalnız anterior

değil posterior bölgedeki restorasyonlarda da sıklıkla kullanılmaktadır(Dayangaç

2000).

Bowen’in(1962) Bis-GMA monomerine inorganik doldurucular ilave etmesiyle

kompozit rezinler diş hekimliğinde kullanılmaya başlanmıştır. 1960’larda diş

hekimliğinde kimyasal olarak polimerize olan ilk kompozit rezinler üretilmiş ancak

doldurucu partiküllerin büyük ve konsantrasyonlarının düşük olması cilalnabilme

özelliğini olumsuz yönde etkilediğinden dolguların zaman içerisinde renklendiği

saptanmıştır. 1970 yılında ışık ile polimerize olabilen kompozit rezinler ortaya

çıkmıştır. İlk piyasaya çıkan ürünler U.V. ışığı ile polimerize olmaktaydı. Ancak bu

ışının göze olan zararlı etkilerinde dolayı 1980’lerde halojen lambalar kompozit

rezinlerin polimerizasyonunda kullanılmaya başlanmıştır. 1980’li yılların başında

posterior bölgelerde kullanılmak üzere ilk posterior kompozit rezinler üretilmiştir.

Bu kompozit rezinlerde; partikül boyutları azaltılıp doldurucu miktarı arttırıldığından

aşınma direnci daha da artmıştır. 1980’li yılların ortalarında ışıkla polimerize olan

kompozit rezinlerin yapısına değişik partikül boyutlarına sahip doldurucular katılarak

hibrit tip olarak tanımlanan kompozit rezinler geliştirilmiştir. Ortalama partikül

büyüklüğünün 1 µm olduğu bu kompozit rezinler hem anterior hem de posterior

restorasyonlarda kullanılabilmektedir(Manhart ve ark., 2000)

Daha sonraki yıllarda kompozit rezinlerin yapısına katılan inorganik partikül

büyüklüklerinin 0,6-0,7 µm’a kadar indirilmesiyle mikrohibrit olarak tanımlanan

grubun oluşturulduğu izlenilmektedir. Bu kompozit rezinlerde dolgunun yapısındaki

partiküller daha üniform bir yapıda olduğundan fiziksel özellikleri daha iyi ve

kaviteye uygulanmaları daha kolaydır. Son yıllarda kompozit rezinlerin içindeki

doldurucu oranları, miktarı ve doldurucu içerikleri değiştirilerek farklı kompozit

49

rezinler piyasaya sürülmüştür. Bunlar arasında kondanse edilebilen kompozit

rezinler, iyon salabilen kompozit rezinler, akışkan kompozit rezinler ve nanohibrit

kompozit rezinler sayılabilir(Dayangaç 2000).

Nano dolduruculu kompozitler konusundaki çalışmalar 1990’larda başlamış ve bu

konuda yapılan çalışmalar sonucunda 20-75 nm büyüklüğünde, toplu halde olmayan

partiküller geliştirilmiştir. Bu nano boyutlu doldurucu partiküller hibrit kompozitlerin

dayanmaya ve aşınmaya karşı olan özelliklerine ilave olarak, mikro dolduruclu

kompozitlerin daha iyi cilalanabilme özelliklerine de sahiptirler(Davis, 2003; Duke ,

2003; Yap ve ark., 2005).

Çalışmamızda nano-dolduruculu kompozitlerin gelişmiş özelliklerinden dolayı, bir

nano-hibrit kompozit olan Grandio’yu kullandık.

Bir kompozit rezin için aranılan en önemli özelliklerden biri de rezin yapısında

bulunan monomerlerin polimerizasyon reaksiyonu sırasında polimere dönüşmesidir.

Bis-GMA ve UDMA gibi yüksek molekül ağarlıklı monomerler görünür ışık ile

polimerize edildiğinde her zaman reaksiyona girmemiş önemli oranda artık ürün

içerirler. Polimerizasyon derecesi kompozit rezinlerin mekanik özelliklerini,

çözünürlülüğünü, renk değişimini ve biyouyumluluğunu etkileyen önemli bir

faktördür. Restorasyonda bulunan reaksiyona girmemiş artık komponentler; lokal

doku irritasyonu, tekrarlayan çürüklere ve pulpa irritasyonuyla sonuçlanan

mikrosızıntıya da neden olabilirler(Ferracane ve ark., 1997).

Rezin yapısındaki dental materyallerin monomer değişimi ve polimerizasyon

derecesini saptamak için çok sayıda metot kullanılmıştır (Hansen ve Asmussen,

1993; Kurachi ve ark., 2001; Price ve ark., 2003; Soh ve ark., 2003). Yüzey sertliği

ölçümü de kompozit rezinlerin polimerizasyon derinliklerinin değerlendirilmesinde

kullanılan indirekt bir ölçüm metodudur. Sertlik testlerinde örneklerin alt ve üst

yüzeylerinin yanı sıra örnek içerisindeki belirli bölgelerin ölçümü de yapılabilir.

Aynı zamanda sertlik ölçüm testleri sırasında çok sayıda örnek değerlendirilebilir. Bu

özellikleri nedeniyle yüzey sertlik testleri kompozit rezinlerin polimerizasyonunda

50

farklı ışık cihazlarının etkinliğinin karşılaştırılmsı için oldukça kolay ve elverişli bir

metotdur (Dietschi ve ark., 2003; Tsai ve ark., 2004; Price ve ark., 2004).

Yüzey sertlik değerlendirmelerinde Brinell, Rockwell, Knoop, Shore, BArcol ve

Vickers gibi çeşitli ölçüm metodları kullanılmaktadır(O’brien 1997; Van Noort,

2002; Rawls, 2003)

Son derece doğru değerler üretebilmesi, kullanılan elmas ucun zamanla

bozulmaması, tüm materyaller için kullanılabilir olması ve aynı örnek üzerindeki üst

ve alt yüzeylerin ölçülebilmesi(Türkün ve Gökay, 2002; Dietschi ve ark, 2003;

Rawls, 2003) gibi avantajlarından dolayı çalışmamızda yüzey sertlik değerleri

ölçümünde Vickers sertlik ölçüm metodunu kullanıdık.

Işıkla sertleşen kompozit rezinlerin tam polimerizasyonu ışığın yeterli doygunluğu

temeline dayanır. Işık kompozit rezinden geçerken absorbe edilir ve dağılır. Bu

nedenle ışığın yoğunluğu ve etkinliğinin polimerizasyondaki önemi rezinin derinliği

arttıkça daha da fazlalaşır(Vargas ve ark, 1998). Görünür ışık ile polimerize olan

kompozit rezinlerin polimerizasyonu, ışık kaynağının yoğunluğu ve kaynaktan çıkan

dalga boyuna bağlıdır(De Walde ve Ferrecane 1987).

Bu sebeplerden dolayı biz de çalışmamızda farklı ışık cihazlarıyla polimerize edilen

bir nano-hibrit kompozit rezinin, farklı derinliklerdeki yüzey sertlik değerlerlerini

incelemeyi amaçladık.

Görünür ışık cihazları, diş hekimliğinde, görünür ışığa duyarlı restoratif

materyallerin polimerizasyonunda yaygın olarak kullanılmaktadırlar. Bu amaçla

kullanılan halojen ışık cihazlarındaki halojen lambalar akkor hale gelmiş bir

filamentten çevreye yayılan geniş bir dalga boyunda atomlar ile ışık üretirler. Salınan

ışığın kompozit rezinlerin polimerizasyonu için gerekli mavi ışığa çevrilmesi için

filtrelere ihtiyaç vardır.halojen ışık cihazları yaklaşık 500 nm dalga boyunda ışık

üretirler. Halojen lambalar 100 saat gibi sınırlı bir ömre sahiptirler. Bununla beraber

ışık kaynağının ampülü, reflektörü ve filtresi uygulamalar sırasında meydana gelen

51

yüksek ısı nedeniyle zamanla bozulabilir. Bu da ışık kaynağının sertleştirme

etkinliğinin zamanla azalmasına, kompozit rezinlerde yetersiz fiziksel özellikler

ortaya çıkmasına ve restorasyonlarda post-operatif kırık oluşmasına yol

açabilir(Hansen ve Asmussen, 1993).

Son yıllarda halojen ışık cihazlarından kaynaklanan bu sorunların ortadan

kaldırılması amacıyla görünür bir ışık ile sertleşen kompozit rezinlerin

polimerizasyonunda, LED ve PAC gibi yeni ışık cihazları kullanılmaya

başlanmıştır(Correr ve ark. 2000).

LED teknolojisinde halojen ışık kaynaklarında kullanılan kızgın filament yerine p-n

bağlantıları kullanılır.LED ışık cihazları yaklaşık 480 nm dalga boyunda ışık

üretirler. Açığa çıkan galyum nitrit mavi ışığın dalga boyu, kompozit rezinlerin

yapısında bulunan ışığa duyarlı kamferokinon ile uyumlu olduğundan, LED ışık

cihazlarında filtre kullanımına gerek yoktur. Ayrıca LED ışık cihazları belirgin bir

bozulma göstermeden halojen ışık cihazlarına oranla daha uzun süre güvenle

kullanılabilmektedir(Hofmann ve ark 2002).

PAC ışık cihazlarının diş hekimliğinde kullanımı daha yenidir. Işık gaz halinde

iyonize moleüküller ve elektronların karışımından oluşan parlak bir plazmadan

yayılır. Plazma ışık kaynakları yaklaşış 470 nm dalga boyunda oldukça yoğun ışık

üretirler.( Strıtıkus ve Owens, 2000).

Çalışmamızda bu sebeplerden dolayı, kontrol grubu olarak kullandığımız geleneksel

halojen ışık cihazıyla polimerize edilen farklı derinliklerdeki kompozit rezininin

yüzey sertlik değerlerini, son yıllarda kullanılmaya başlanan yeni geliştirilmiş LED

ve PAC cihazlarıyla polimerize edilen kompozit rezinlerin yüzey sertlik değerleriyle

karşılaştırdık.

Kompozit rezinlerin polimerizasyonunda ışığın yoğunluğu ve etkinliği rezinin

derinliği arttıkça azalır(Kanca, 1985; Pires ve ark., 1993). Görünür ışıkla polimerize

olan kompozit rezinler için önerilen derinlik 2 mm’dir. Derin kavitelerde kompozit

52

rezinlerin 2 mm’lik tabakalar halinde yerleştirlmesi ve her tabakadan sonra

polimerize edilmesi gerekmektedir. Koyu renkli kompozitler için ise bu kalınlığın 2

mm’den daha az olması önerilmektedir (Council on Dental Materials, Instruments

and Equipment, 1985). Kompozit materyalinin kalınlığı arttıkça ışığın geçişinde bir

azalma olur. Halojen ışık cihazlarıyla yapılan araştırmalarda yeterli bir yüzey sertlik

değeri ve maksimum polimerizasyon elde etmek için kompozit rezin tabakalarının 2

mm’den daha fazla olmaması gerektiği bildirilmiştir(Pilo ve ark., 1999; Rueggeberg

ve ark. 1994).

Bu nedenle biz de çalışmamızda GRANDIO kompozit rezinin sıklıkla kullanılan ve

açık renk olan A2 rengini kullanarak, geleneksel halojen ışık cihazlarına alternatif

olarak üretilen ve yüksek yoğunlukta ışık verebilen yeni geliştirilmiş LED ve PAC

ışık cihazlarının 2 mm’den daha kalın örneklerde( 3mm ve 4mm) nasıl performans

verdiğini araştırdık.

Yapılan çalışmalarda polimerizasyon cihazının ucunun kompozit rezinlerde

uzaklaşmasıyla ışık yoğunluğunun azaldığı ve bu nedenle polimerizasyon cihazının

ucu ile kompozitin yüzeyi arasındaki mesafenin 1 mm olacak şekilde

konumlandırılması gerektiği bildirilmiştir(Pires ve ark., 1993; Shortall ve Harrington,

1996).

Biz de çalışmamızda kompozit rezin ile ışık ucu arasındaki uzaklığı standardize

etmek amacıyla kompozit örneklerin alt ve üst yüzeyine strip bantlar koyarak üst

yüzeydeki strip bantın üzerine de 1mm kalınlığında tranparan bir mikroskop camı

yerleştirilerek polimerizasyonu bu mikroskop camı üzerinden gerçekleştirdik.

Gordon ve ark (2003) farklı cilalama tekniklerinin kompozitlerin yüzey sertliğne

etkilerini inceledikleri çalışmalarında strip bantlar ile bitirilen grubun rezinden

zengin yüzey tabakası oluşumu nedeniyle en düşük Vickers sertlik değeri verdiği ve

bu tabakanın bitirme ve cila işlemleriyle uzaklaştırılması sonucu Vickers sertlik

değerlerinin önemli ölçüde arttığını bildirmişlerdir.

53

Biz de çalışmamızda araştırmacıların önerileri doğrultusunda strip bant

yerleştirilerek polimerize edilmiş örneklerdeki bu tabakayı, daha sert ve aşınmaya

daha dirençli yüzeyler elde etmek amacıyla farklı kalınlıklarda abraziv grenlere sahip

Sof-Lex abraziv diskler kullanılarak uzaklaştırdık.

Yapılan çalışmalarda yüzey sertliğinin bitirme ve cila işlemlerinin yanı sıra, sıcaklık

ve farklı saklama koşullarından da etkilendiği bildirilmiştir. Islak saklama

koşullarının 37°C derecede kuru ortama nazaran daha düşük sertlik değerleri verdiği

gösterilmiştir (Quance ve ark., 2001; Yap ve ark., 2002; Gordan ve ark., 2003;

Carrilho ve ark., 2004; Yap ve ark., 2005).

Bizim çalışmamızda da araştırmalara paralel olacak şekilde kompozit rezin örnekleri

yüzey sertlik değerleri ölçülmeden önce 37°C kuru havada bekletilmiştir.

Berry ve ark (1992) ile Pires ve ark (1993) halojen ışık cihazlarındaki çeşitli

problemleri işaret etmişler ve zamanla bu ışık cihazlarında güç kaybı meydana

geldiğini ve arzu edilen polimerizasyonu sağlamada yetersiz olduklarını

bildirmişlerdir.

Barghi ve ark (1994) halojen ışık cihazlarının performanslarının zamanla olumsuz

etkileneceği ve kliniklere kullanılan bu cihazların çıkış gücünün yetersiz olduğunu

bildirmişlerdir. Araştırmacılar 209 halojen ışık cihazlarının performansının

%30’unun 200 mW/cm2’den düşük %16’sının ise 200-300 mW/cm2 aralığında bir

ışık yoğunluğuna sahip olduğunu tespit etmişlerdir.

Pilo ve ark. (1999) 130 halojen ışık cihazının yoğunluğunu ölçtükleri çalışmalarında

bu cihazların %55’inin güç yoğunluğunun 300 mW/cm2’den az olduğunu

bildirmişlerdir.

400-515 nm dalga boyu alanında kabul edilebilecek ışık yoğunluğu aralığı 300-1000

mW/cm2'dir. Bu limit değerleri, tungsten halojen tipteki ışık cihazları için

54

standardize edilmiş olup, Plazma Ark veya LED cihazları için değildir. 400-515 nm

dalga boyu alanı göze alındığında, Plazma Ark ve LED cihazlarının çoğunun ışık

yoğunluğu, halojen cihazlar için kabul edilen aralığın dışındadır. LED cihazları için,

bu aralıktaki ışık yoğunlukları 300 mW/cm2'den azdır (Nomoto ve ark., 2004).

Çalışmamızda yeni ışık uçlarına sahip, daha önce kullanılmamış ışık cihazları

kullanılmıştır. Halojen ışık cihazı, 700 mW/cm2 , LED ışık cihazı ise 1000 mW/cm2,

ve Plazma Ark ışık cihazı 1320 mW/cm2 yoğunluğa sahiptir. Işık cihazlarının

yoğunluğu, halojen ışık cihazı ile polimerize edilen örnekler için, her bir örnek

polimerizasyonu öncesi, fiber optik uç ana kutu üzerindeki sensör işaretine

konulduktan sonra, cihazın üzerinde yer alan bar göstergeden ölçülerek kontrol

edilmiştir. LED ışık cihazı ile polimerize edilen örnekler için ise, her bir örneğin

polimerizasyonu öncesi, fiber optik uç daire biçimindeki sensör içine yerleştirilerek,

ışık yoğunluğu gösterge lambasının yeşil yanması ile kontrol edilmiştir.

Genel olarak 2 mm kalınlığındaki kompozit rezinlerin kamferokinonla başlatılan

polimerizasyonlarını temin etmek için, 450-500 nm dalga boyu aralığı, 300mW/cm2

yoğunluk ve 40 s uygulama süresinin gerektiği bir çok araştırıcı tarafından

bildirilmiştir(Leung ve ark., 1983; Takamizu ve ark., 1988; Shortall ve Harrington,

1996; Kurachi ve ark., 2001; Dietschi ve ark., 2003).

Bu sebeple biz de araştırmamızda kompozit rezin örneklerini polimerize etmek için

halojen ışık cihazını 450- 500 nm dalga boyu aralığında, 700 mW/cm2’lik bir

yoğunlukla ve 40 s süreyle uyguladık.

Polimerizasyon etkinliği; polimerizasyon boyunca reaksiyona giren metakrilat

gruplanndaki çift bağların miktarı olan, dönüşüm derecesi ile yansıtılır. Çok düşük

çapraz bağlı sistemlerde zayıf ve fleksible olma eğilimi varken, yüksek derecelerde

çapraz bağlı polimerler, serttir, esnemez. İlave olarak aşınma direncini azaltan su

emilimi de, monomer dönüşüm derecesi ile kontrol edilir (Lee ve Greener, 1994;

Peutzfeldt, 1994;Söderholm, 1981; Pearson ve Longman, 1989; Soh ve Yap, 2004).

55

Yetersiz polimerizasyon; zayıf aşınma direnci, artmış retansiyon başarısızlığı,

restorasyon marjinlerinde bozulma, aşınmada artış, sertlikte azalma, elastisite

modülünde azalma, sitotoksisitede artış, zayıf renk stabilitesi, daha yüksek boyanma,

gap formasyonu ve mikrosızıntıda artış, sekonder çürük ve ters doku reaksiyonları

gibi fiziksel ve mekanik özelliklerde azalmaya neden olur. Çözünürlük ve su

emiliminde artış ile erken restorasyon başarısızlıklarına yol açar. Optimal

performansta azalma ile sonuçlanır (Council on Dental Materials, Instruments and

Equipment 1985; Ferracane ve ark., 1997; St-Georges ve ark., 2002; Pearson ve

Longman, 1989; Shortall ve ark., 1995; Vargas ve ark., 1998; Knezevic ve ark.,

2001; Bala ve ark., 2005b; Fan ve ark., 1987; Correr Sobrinho ve ark., 2000; Caldas

ve ark., 2003; Harris ve ark., 1999; Franz ve ark., 2003; de Souza Costa ve ark, 2003;

De Gee ve ark., 1984)

Yeterli bir polimerizasyon derinliği ve dönüşüm derecesi elde etmek için, doğru

dalga boyu aralığında ve yeterli yoğunluktaki ışığı geçirecek, restorasyonların tüm

alanlarına ulaştıracak bir ışık cihazı gereklidir (Pires ve ark., 1993; Rueggeberg ve

ark., 1994; Shortall ve Harrington, 1996).

Davis ve ark. (1985) klinik olarak kabul edilebilir polimerizasyon derinliği elde

etmek için; üreticilerin optimum spektral bant genişliğinde ve yeterli enerji çıkışı

verecek ışık aktivasyon cihazları yapmalarını önermişlerdir.

Geleneksel ışık cihazlarında genel olarak kullanılan ışık kaynağı halojen lambadır.

Halojen lambalarda elektrik akımı tungsten bir filament üzerinden geçirilir ve

akkorlaşma yoluyla ışık üretilir. Filament ısıtılır ve geniş bir enerji seviyesi

aralığında atomların uyarılmasına yol açarak çok geniş bir spektrum meydana getirir.

Bu geniş spektrum sonucu, yaklaşık 400-500 nm dalga boyu aralığında ışık yayarlar.

Bu dalga boyu aralığında üretilen ışık, ışıkla sertleşen kompozitlerin pek çoğunda

bulunan kamferokinon tarafından oldukça iyi emilir. Ancak ürettikleri ışığın sadece

küçük bir bölümü, kompozitlerin polimerizasyonu için gerekli olan mavi ışığı

içerdiğinden, üretilen ışığın geri kalanı filtre edilerek ısı enerjisine dönüştürülür.

Polimerizasyon esnasında oluşan yüksek ısı, materyalin ısı iletkenliğine göre; diş

56

dokusunu da etkileyebilir ve derin kavitelerde canlı dişlerin pulpası için bir sorun

oluşturabilir.Yükselen ısının bir fan yardımıyla düşürülmesi gerekmektedir. Işık

cihazının içine bir fan yerleştirmek ayrı bir sistem ve enerji gereksinimi anlamına

gelmektedir. Fazla enerji gereksiniminden başka fanın bir diğer dezavantajı da

çıkardığı sestir. Ayrıca çalışan fanlar, ortamda bulunan mikroorganizmaları

hastaların ağzına üfleyebilir ve bu durum hijyenik olmayan çalışma koşullarına

neden olur. Havalandırma kanalları ise bu tür cihazların kontaminasyonuna yol

açmaktadır ve dezenfekte edilmeleri güçtür (Asmussen ve Peutzfeldt, 2003;

Teshima ve ark., 2003; Mills ve ark., 2002b; Craig ve Powers, 2002; Fan ve ark.,

2002)

Halojen ışık cihazlarının polimerizasyon siklusu boyunca önemli oranda ısı üretimi

ve yüksek işlem sıcaklıkları nedeniyle zamanla ampul, reflektör ve filtrelerinin

bozulması gibi bazı dezavantajlannın üstesinden gelmek için, Mills tarafından

1995'de LED ışık cihazları önerilmiştir. İlk olarak 2001'de kullanıma giren ve silikon

karbid esaslı olarak üretilen LED ışık kaynakları, sonraları üretici firmalar tarafından

galyum nitrit esaslı hale dönüştürülmüş ve güçleri arttırılmıştır (Mills ve ark., 1999a;

Yoon ve ark., 2002; Mills ve ark., 2002b).

LED'ler kuantum mekaniği etkisiyle görülebilir mavi ışık yayan kaynaklardır.

Yapılarında halojen ampullerde kullanılan sıcak filamanların yerine; elektronların

birinden diğerine geçişini sağlayan iki ayrı yarı iletken bağlantı (p-n bağlantıları)

taşırlar. Ortama elektrik verildiğinde, elektronlar ve boşluklar p-n bağlantısı önünde

tekrar birleşirler ve LED lambadan belirli bir dalga boyu aralığında ışık yayılır(Jandt

ve ark., 2000; Hofmann ve ark., 2002; Craig ve Powers, 2002; Teshima ve ark.,

2003).

LED ışık cihazlarının temel özelliği 400-500 nm dalga boyu aralığında, sadece

görülebilir ışık üretmeleridir. Etkin spektrumlan ise 450-490 nm dalga boyudur

(Stahl ve ark., 2000; Kurachi ve ark., 2001; Mills ve ark., 2002a).

57

LED ışık cihazları optimum dalga boyunda ışık verdiklerinden üretilen ışığın filtre

edilmesine gerek yoktur ve kullandıkları elektrik enerjisini etkin bir şekilde ışığa

çevirirler. Kaybedilen enerji az olduğundan yüksek ısı açığa çıkarmazlar. Bu nedenle

yüksek seviyelerde ısı açığa çıkaran halojen ve Plazma Ark polimerizasyon cihazları

gibi soğutucu bir fana gereksinim duymazlar. Böylece çubuk şeklinde, küçük ve

kolay taşınabilir yapıda üretilebilirler. Üzerlerinde girinti çıkıntı şeklinde hava

kanallarının olmaması nedeniyle, hem hijyeniktirler hem de sessiz çalışırlar (Jandt ve

ark., 2000; Knezevic ve ark, 2001; Uhl ve ark., 2002; Hofmann ve ark., 2002;

Teshima ve ark., 2003)

LED ışık cihazlannın en önemli avantajı ise, kamferokinon fotoiniatörünün

aktivasyonu için optimum absorbsiyon dalgaboyu olan, 470 nm civarında bir pik ile

çok etkili ve dar bir spektral aralığa sahip olmalandır. Bu nedenle ışık üretimleri

yüksek etkinlikle sonuçlanır (Mills, 1995; Mills ve ark., 1999; Jandt ve ark., 2000;

Kurachi ve ark., 2001; Dunn ve Bush, 2002; Teshima ve ark., 2003; Nomoto ve ark.,

2004; Bala ve ark., 2005a; Bala ve ark., 2005b).

Çalışmamızda foto başlatıcı olarak kamferokinon içeren nano-hibrit yapıda bir

kompozit materyal olan Grandio’nun polimerizasyonunda kullanılan LED ışık cihazı

10 s ve 20 s’lik uygulamalarında tüm gruplarda Halojen ışık cihazıyla polimerize

edilen örneklerle benzer üst yüzey sertlik değerleri göstermiştir.

Bununla birlikte LED ışık cihazları kamferokinon fotobaşlatıcısını içeren materyaller

için optimize edildiklerinden, daha kısa dalga boylannda absorbsiyon gösteren

alternatif fotobaşlatıcıları, yeterli derecede aktive edemezler (Öztürk ve ark., 2004)

Dental materyallerin ışıkla polimerizasyonu için LED teknolojisinin potansiyelini

gösteren pek çok çalışma yapılmıştır (Mills ve ark., 1999; Stahl ve ark., 2000; Dunn

ve Bush, 2002; Nomoto ve ark., 2004). LED ışık cihazlarının hibrit kompozit rezin

polimerizasyonunda gösterdikleri etkinlikleri, daha az polimerizasyon büzülmesine

neden oldukları ve pulpa dokusunda termal değişikliklere neden olmadıkları bazı

58

çalışmalarda rapor edilmiştir (Hofmann ve ark., 2002; Jandt ve ark., 2000; Mills ve

ark., 2002b; Uhl ve ark., 2002; Asmussen ve Peutzfeldt, 2003).

Mills ve ark. (1999), Halvorson ve ark. (2004), polimerizasyon etkinliği açısından

halojen ve LED'leri karşılaştırdıklarında; LED'leri halojenden daha etkin

bulurlarken; Yoon ve ark. (2002); Micali ve Basting (2004); Nomoto ve ark. (2004)

LED'lerin polimerizasyon etkinliklerinin halojenden farklı olmadığını bulmuşlardır.

Bennet ve Watts'a (2004) göre, polimerizasyon derinliği performansı açısından;

kuartz tungsten halojen ile LED ışık cihazları arasında açık bir istatiksel farklılık

olmasına rağmen, LED'lerin performansı klinik açıdan memnun edicidir.

Bala ve ark.(2005b) halojen ışık üniteleriyle LED ışık ünitelerinin kompozitlerin

yüzey sertliğine olan etkisini araştırdıkları çalışmada LED ışık ünitelerinin halojen

ışık ünitelerinden daha fazla yüzey sertliği oluşturduğunu ancak halojen ışık

üniteleriyle LED ışık ünitesini arasında yüzey sertlik değerleri açısından belirgin bir

istatistiksel farklılık olmadığını bildirmişlerdir.

Jandt ve ark. (2000), Stahl ve ark. (2000), Kurachi ve ark. (2001) ve Knezevic ve ark.

(2001), LED ile polimerize edilen kompozitlerin Knoop veya Vickers sertlik

değerlerinin, halojen ışık cihazı ile elde edilen değerlerden çok farklı olmadığını

belirtmişlerdir.

Bu çalışmalara benzer olarak çalışmamızda halojen ışık cihazı ve LED ışık cihazı

kullanılarak polimerize edilen kompozit örneklerin Vickers sertlik değerleri

ortalaması karşılaştırıldığında iki cihaz arasında benzer sertlik değerleri bulunmuştur.

LED ışık cihazının 10 s ve 20 s’lik uygulamaları arasında ise 20 s’lik LED

uygulamasının 10 s’lik LED uygulamasına nazaran daha yüksek yüzey sertlik değeri

gösterdiği bulunmuştur.

Nomura ve ark. (2002) çalışmalannda, rezinleri yeni bir LED ışık cihazı ve iki farklı

halojen lamba ile polimerize etmişler ve LED ile halojen ışık cihazlan arasındaki

59

farkı incelemişlerdir. LED ile polimerize edilen dental rezinlerin, polimerizasyon

derecelerinin yüksek ve 3 boyutlu yapılarının halojen lambalarla polimerize

edilenlerden daha stabil olduğunu bulmuşlardır. Bu yüzden LED ışık aktivasyon

cihazlarının klinik uygulamalar için geleneksel halojen cihazlardan daha yüksek

potansiyele sahip olduğunu bildirmişlerdir.

Oberholzer ve ark. (2005) bir kompoziti, farklı LED ışık cihazlan ile polimerize

ettikleri çalışmalannda; elde ettikleri mikrosızıntı, makaslama bağlanma dayanımı ve

yüzey sertliği ölçümü değerlerini, standart bir halojen ışık cihazı ile

karşılaştırmışlardır. Restorasyonun halojen ışık cihazı ile elde edilen hem üst hemde

alt yüzeylerindeki sertlik değerlerini, LED ışık cihazı ile elde edilenlerden anlamlı

derecede düşük bulmuşlardır. Bu sonuçlan; deneyde, halojen ışık cihazlanna göre,

daha yüksek güç yoğunluğu ve dolayısıyla daha yüksek total enerjiye sahip ışık

üreten, LED ışık cihazlarının kullanılmış olmasına bağlamışlardır.

Güçlü bir LED ışık cihazıyla polimerize edilen kompozitlerin, bir halojen ışık

cihazıyla polimerize edilenlere benzer veya daha iyi mekanik özellikler

sergileyebileceği gösterilmiştir (Stahl ve ark., 2000; Mills ve ark., 2002a).

Bizim çalışmamızda da LED ışık cihazının 10 s’lik uygulamalarının, halojen ışık

cihazının 40 s’lik uygulamalarına benzer yüzey sertlik değerleri göstertmesine karşın

LED ışık cihazlarının 20 s’lik uygulamalarının halojen ışık cihazının 40 s’lik

uygulamalarından daha yüksek yüzey serlik değerleri gösterdiği saptanmıştır.

Kurachi ve ark. (2001) araştırmalarında, 5 farklı LED bazlı polimerizasyon cihazının

performanslarını halojen lambalarla karşılaştırmışlardır. Çalışmada cihazların

polimerizasyon etkinliklerini karşılaştırmak için sertlik testini kullanmışlardır. LED

bazlı cihazlar, 40 s polimerizasyon süresi ile kullanılan halojen lambalarla

karşılaştırıldığında; daha düşük sertlik değerleri göstermişlerdir.

Dunn ve Bush (2002), piyasadaki bir halojen bazlı ışık cihazı ve bir mavi LED ile

polimerize edilen, hibrit ve mikrofil rezin bazlı kompozitlerin alt ve üst yüzey

60

sertliklerini karşılaştırmışlardır. Çalışmada, kompozit tipi ve 2 mm kalınlığındaki

rezin bazlı kompozitleri polimerize etmek için kullanılan ışık cihazı tipleri için,

Knoop sertliklerinde anlamlı derecede farklılık açığa çıkmıştır. Rezin bazlı kompozit

tipi gözönüne alınmaksızın, halojen bazlı ışık cihazları, LED ışık cihazlarından daha

yüksek alt yüzey sertlik değerleri vermişlerdir.

Price ve ark. (2003) çalışmalarında, ikinci jenerasyon bir LED polimerizasyon

cihazı kullanarak polimerize edilen 10 kompozitin hepsinin, kuartz tungsten halojen

ışıklarıyla polimerize edildiğinde elde edilen sertlik değerlerinin %80'inden fazla

sertlik değeri gösterdiklerini bulmuşlardır. Ancak LED ışıkları kompozitlerin

tümünü halojen kadar iyi polimerize edemediği için; hekimlerin kullandıkları

rezinleri yeterince polimerize etmek için, gerekli zamanı ve polimerizasyon cihazını

kontrol etmeleri gerektiğini belirtmişlerdir.

Farklı kalınlıklarda kompozit örneklerin polimerize edildiği çalışmamızda, halojen

ışık cihazı ve LED ışık cihazı karşılaştırıldığında; grupların üst yüzey sertlik

değerleri arasında istatistiksel olarak anlamlı bir farklılık bulunmazken grupların alt

yüzey sertlik değerleri arasında örnekler kalınlaştıkça halojen ışık cihazının

uygulandığı gruplardaki yüzey sertlik değerleri LED ışık cihazının uygulandığı

gruplara nazaran daha yüksek değerler göstermiştir. Bunun nedeninin halojen ışık

cihazının ışık ucundan yayılan yüksek ısının, monomerlerin mobilitesini ve dönüşüm

derecesini arttığını düşünmekteyiz.

Çalışmamızda kullandığımız halojen turbo uçlu cihazla, 2 mm’lik kalınlıkta

polimerize edilen örnekler LED cihazı ile benzer sonuçlar vermiştir. Ancak derinlik

arttıkça turbo uçlu cihazın polimerize ettiği örneklerin sertlik değerlerinde azalma

meydana gelmiştir. Bunun nedeni turbo uçlu cihazda uygulama süresinin(10s) kısa

olması nedeniyle oluşan toplam enerjinin düşük olması olabilir.

Son yıllarda, uzun ışık uygulama süresinin kısaltılması ve hastaların tedavi

sürelerinin azaltılması amacıyla geleneksel ışık ünitelerine alternatif olarak PAC ışık

cihazları geliştirilmiştir. Bu cihazlarda bir xenon-plazma kısa ark lambası

61

kullanılarak 1000mW/cm2 den fazla enerji seviyesinde ve 470 nm dalga boyunda

kesintisiz ışık üretilmektedir. Bu cihazlar sertleşme zamanını önemli ölçüde

düşürmesine rağmen, kısa sürede polimerize olan materyalin mekanik özelliklerinin

olumsuz etkilendiğini gösteren çalışmalar da vardır (Peutzfeldt ve ark 2000, Stritikus

ve Owens 2000).

Tarle ve ark.'nın (1998) araştırmalarında halojen ve LED cihazları ile elde edilen 4

mm derinliğe kadar olan mikrosertlik değerlerinin Plasma ark ile elde edilen

değerlerle karşılaştırıldığında daha yüksek olduğunu ifade etmişlerdir.

Peutzfeldt ve ark (2000) yaptıkları bir çalışmada PAC ile sertleştirilen kompozitlerin

2mm kalınlığı aştığı zaman yeterli sertleşme derecesine erişemediğini görmüşlerdir.

PAC ışık kaynaklarının amacı polimerizasyon zamanını azaltırken polimerizasyon

oranını arttırmaktır (Fortin ve Vargas, 2000). Öte yandan bu çalışmada görülmüştür

ki PAC 2 mm’lik kompozit rezini üretici firmalar tarafından önerilen sürede tam

olarak sertleştirememektedir.

Rahiotis ve ark. (2003), bir Plazma Ark ışık cihazı ile iki farklı modda çalışan bir

LED ve bir halojen ışık cihazının, monomer dönüşüm yüzdesine ve polimerizasyon

derinliğine etkisini değerlendirmişlerdir. Çalışmanın sonuçlarına göre; halojen ışık

cihazı ile LED ışık cihazının, Plazma Ark ışık cihazından daha yüksek değerler

göstermiştir.

Dietschi ve ark (2003) çalışmalarında 1-2 mm lik kavite derinliklerinde PAC ve

halojenle polimerize edilen örnekleri karşılaştırdıklarında, yakın değerde sertlik

değerleri oluşturduklarını ve belirgin derecede ekspoz zamanını azalttığını ancak 2

mm den daha kalın örneklerde PAC’ın halojen kadar yüksek sertlik değerleri

vermediğini bulmuşlardır.

Correr ve ark.(2005) yaptıkları çalışmada enerji yoğunluğu ve ışınlama süresinin

arttırılmasıyla daha yüksek sertlik değerleri elde edilebileceği sonucuna varmışlardır.

Bu çalışmada 2mm derinliğe kadar LED ve halojen arasında sertlik açından

62

istatistiksel bir fark bulamamışlardır ancak PAC cihazı, LED ve halojen cihazlara

nazaran en düşük Knoop sertlik değerlerini göstermişitir.

Bizim çalışmamızda da 2mm’deki PAC uygulamasının halojen cihaz uygulamasıyla

benzer sertlik değerleri gösterdiği saptanmıştır. Ancak örneklerin kalınlığı arttıkça

PAC ile polimerize edilen örneklerdeki sertlik değerleri azalmıştır. En düşük sertlik

değeri 4 mm’lik grupta PAC 3 s uygulamasında bulunmuştur.PAC ışık cihazları

geleneksel ışık cihazlarına göre daha az toplam enerji yayar. Toplam enerji, ışınlama

süresi ve ışık yoğunluğuyla ilgilidir. (Rueggeberg ve ark 1993, Rueggeberg ve ark

1994, Sakaguchi ve Berge 1998, Peutzfeldt ve ark 2000). Bu PAC cihazının halojen

cihazla karşılaştırıldığında daha az polimerizasyon derinliği elde edilmesini

açıklayabilir.

Munksgard ve ark (2000) yaptıkları çalışmada PAC ünitesini üreticinin tavsiyesine

göre kullandıklarında en ideal sertliği elde edememişler ve ideal sertliği elde etmek

için daha fazla süreye ihtiyaç olduğunu belirtmişlerdir.

Çalışmamızda ışık yoğunluğu daha fazla olan PAC cihazının tüm kalınlıklarda

kompozit örneklerin üst ve alt yüzeyi arasında LED ve halojen cihazlarıyla

polimerizasyon işlemleriyle karşılaştırıldığında eşit bir sertleştirme oluşturmadığı

gözlendi. PAC 3s ve 6s ile sertleştirilen örneklerin alt yüzeydeki sertlik değerleri

diğer gruplardan daha düşük bulunmuştur. Diğer gruplara en yakın sertlik değerleri

PAC 10 s grubunda gözlenmiştir. Böylece PAC’ın güçlü ışıkla kısa sürede yeterince

polimerizasyon sağlamadığı saptanmıştır.

Bu sonuçlar, kompozit rezin polimerizasyonu için LED teknolojisinin halojene

alternatif oluşturabilecek potansiyele sahip olduğunu ancak PAC cihazlarının

üreticilerin tavsiye ettiği uygulama sürelerin yeterli performansı vermediği

göstermektedir.

63

5. SONUÇ ve ÖNERİLER

Kontrol grubu olarak kullanılan halojen standar uç ile halojen turbo uç, LED ve PAC

ışık cihazlarının 2mm, 3mm ve 4mm kalınlıklardaki örnekleri üst ve alt yüzey sertlik

değerlerinin karşılaştırıldığı bu çalışmanın sonuçlarına göre;

1) 2 mm kalınlıkta üst yüzeyde: Halojen standart uçlu ışık cihazının 40 s

uygulama süresi ile polimerize edilen örnekleri; LED ışık cihazının 20 s

uygulama süresi ile polimerize edilen örnekleri ve PAC ışık cihazının 10 s

uygulama süresi ile polimerize edilen örneklerine nazaran daha düşük yüzey

sertlik değerleri gösterirken, PAC ışık cihazının 3 s uygulama süresi ile

polimerize edilen örnekleri ve PAC ışık cihazının 6 s uygulama süresi ile

polimerize edilen örneklerine nazaran daha yüksek sertlik değerleri

bulunmuştur.

2) 2 mm’lik kalınlıkta alt yüzeyde: Halojen standart uçlu ışık cihazının 40 s

uygulama süresi ile polimerize edilen örnekleri; Halojen turbo uçlu ışık

cihazı ile 10 s uygulama süresiyle polimerize edilen örneklerleri, LED ışık

cihazının 20 s uygulama süresiyle polimerize edilen örnekleri ve PAC ışık

cihazının 10 s uygulama süresiyle polimerize edilen örneklerine nazaran daha

düşük yüzey sertlik değerleri gösterirken, LED ışık cihazının 10 s uygulama

süresiyle, PAC ışık cihazının 3 s uygulama süresiyle ve PAC ışık cihazının 6

s uygulama süresiyle polimerize edilen örneklerine nazaran daha yüksek

sertlik değerleri saptanmıştır.

3) 3 mm’lik kalınlıkta üst yüzeyde: Halojen standart uçlu ışık cihazının 40 s

uygulama süresi ile polimerize edilen örnekleri; LED ışık cihazının 20 s

uygulama süresi ile polimerize edilen örneklerine nazaran daha düşük yüzey

sertlik değerleri gösterirken, Halojen turbo uçlu ışık cihazının 10 s uygulama

süresiyle, LED ışık cihazının 10 s uygulama süresiyle, ışık cihazının 3 s

uygulama süresiyle, PAC ışık cihazının 6 s uygulama süresiyle ve PAC ışık

64

cihazının 10 s uygulama süresiyle polimerize edilen örneklerine nazaran daha

yüksek sertlik değerleri göstermiştir.

4) 3 mm’lik kalınlıkta alt yüzeyde: Halojen standart uçlu ışık cihazının 40 s

uygulama süresi ile polimerize edilen örnekleri; LED ışık cihazının 20 s

uygulama süresi ile polimerize edilen örneklerine nazaran daha düşük yüzey

sertlik değerleri gösterirken, Halojen turbo uçlu ışık cihazının 10 s uygulama

süresiyle, LED ışık cihazının 10 s uygulama süresiyle, PAC ışık cihazının 3 s

uygulama süresiyle, PAC ışık cihazının 6 s uygulama süresiyle ve PAC ışık

cihazının 10 s uygulama süresiyle polimerize edilen örneklerine nazaran daha

yüksek sertlik değerleri saptanmıştır.

5) 4 mm’lik kalınlıkta üst yüzeyde: Halojen standart uçlu ışık cihazının 40 s

uygulama süresi ile polimerize edilen örnekleri; Halojen turbo uçlu ışık

cihazının 10 s uygulama süresiyle, LED ışık cihazının 10 s uygulama

süresiyle, LED ışık cihazının 20 s uygulama süresiyle ve PAC ışık cihazının

10 s uygulama süresiyle polimerize edilen örneklerine nazaran daha düşük

yüzey sertlik değerleri gösterirken, PAC ışık cihazının 3 s uygulama süresiyle

ve PAC ışık cihazının 6 s uygulama süresiyle polimerize edilen örneklerine

nazaran daha yüksek sertlik değerleri bulunmuştur.

6) 4 mm’lik kalınlıkta alt yüzeyde: Halojen standart uçlu ışık cihazının 40 s

uygulama süresi ile polimerize edilen örnekleri diğer cihazlarla polimerize

edilen örneklere nazaran daha yüksek yüzey sertlik değerleri saptanmıştır.

7) Tüm cihazların polimerizasyon uygulamalarında kavite derinliği arttıkça

yüzey sertlik değerlerinin azaldığı gözlenmiştir.

8) Standart uçlu halojen ışık cihazıyla polimerize edilen örneklerin yüzey sertlik

değerleri, halojen turbo uçlu ışık cihazıyla ve LED ışık cihazıyla polimerize

edilen örneklerle benzerlik göstermiştir.

65

9) PAC ışık cihazının kısa uygulama süresiyle polimerize edilen örneklerin

yüzey sertlik değerleri yeterli bulunmamıştır.

Tüm ışık cihazlarının polimerizasyon uygulamalarında örnek kalınlığı arttıkça yüzey

sertlik değerlerinin azalması, görünür ışıkla polimerize edilecek kompozit

kalınlığının 2 mm’yi geçmemesi gerektiğini göstermektedir. Derin kavitelerde

kompozit rezinlerin 2 mm’lik tabakalar halinde yerleştirilmesi ve her tabakadan

sonra polimerize edilmesi gerekmektedir.

Geleneksel halojen ışık cihazlarına alternatif olarak üretilen yeni ışık cihazlarından

LED ışık cihazı ile polimerize edilen örnekler yeterli yüzey sertlik değerleri

gösterirken, PAC ışık cihazı ile polimerize edilen örneklerin yüzey sertlik değerleri

yeterli bulunmamıştır.

Bu sonuçlar LED ışık cihazlarının halojen ışık cihazlarına alternatif olarak

kullanılabileceğini ancak PAC ışık cihazlarının güvenli klinik uygulamalar için daha

fazla araştırmalar ile desteklenmesi gerektiğini göstermektedir.

66

ÖZET

KOMPOZİT REZİNİN YÜZEY SERTLİK DEĞERLERİ ÜZERİNE FARKLI IŞIK CİHAZLARININ ETKİSİ

Bu çalışmanın amacı; halojen standart ışık cihazı, halojen turbo uçlu ışık cihazı, LED ışık cihazı ve Plazma Ark ışık cihazı olmak üzere farklı ışık cihazlarıyla polimerize edilen farklı kalınlıktaki nanohibrit kompozit rezinin yüzey sertliğini değerlendirmektir.

Bu amaçla 2 mm, 3 mm ve 4mm kalınlıktaki pleksiglass kalıplar üzerinde 5 mm çapında toplam 210 adet yuva hazırlandı ve yuvalara kompozit rezin uygulandı. Üst yüzeyleri önce matriks bant sonra 1 mm kalınlığında bir mikroskop camı ile kapatılarak fazla materyalin uzaklaşması için basınç uygulandı. Bu şekilde hazırlanan örneklerden 2 mm kalınlıkta olanlardan 10 tanesine halojen standart ışık cihazı ile 40 s, 10 tanesine halojen turbo uç ile 10 s, 10 tanesine LED ışık cihazı ile 10 s, 10 tanesine LED ışık cihazı ile 20 s, 10 tanesine PAC ışık cihazı ile 3 s, 10 tanesine PAC ışık cihazı ile 6 s ve 10 tanesine de PAC ışık cihazı ile 10 s süreyle ışık uygulandı. Aynı işlem 3 mm ve 4 mm kalınlıktaki örnekler için tekrarlandı. Tüm örnekler için ışık cihazının ucu cam tabakaya temas edecek şekilde tutularak standardizasyon sağlandı. Işıkla polimerizasyonu takiben matriks bantlar çıkarıldı ve diskler yardımıyla bitirme ve cila işlemleri uygulandı. Örnekler kalınlıklarına göre 3 gruba ayrıldı, gruplarda kendi içinde ışık cihazı ve polimerizasyon sürelerine göre 10 adet örnek olacak şekilde 7 gruba ayrıldı. Bütün deney gruplarındaki örnekler ışığı geçirmeyecek şekilde özellikle kahverengi cam şişelere yerleştirilerek 37°C’de etüvde 1 hafta kuru hava ortamında bekletildi. Bu süre sonunda örnekler distile su ile yıkanıp kurutma kağıtları ile kurutuldu. Daha sonra Vickers yüzey sertlik ölçüm cihazı ile her bir örneğin üst ve alt yüzeyinin üç değişik noktasından yüzey sertlik ölçümleri yapıldı.

Her bir örneğin Vickers sertlik değerleri kaydedilerek ortalamaları hesaplandı. Sonuçlar Kruskal Wallis Tek Yönlü Anova ve Mann-Whitney karşılaştırma yöntemi kullanılarak istatistiksel olarak değerlendirildi (p<0,01).

İstatistiksel analiz sonuçlarına göre gruplar arasında anlamlı farklılıklar bulundu (p<0,01). Kompozit rezinlerin yüzey sertliğinin kullanılan ışık cihazı ve uygulama sürelerine göre değiştiği saptandı.

Halojen, LED ve PAC ışık cihazlarının kompozit rezinlerin yüzey sertliği üzerine etkisi, uygulanma sürelerine ve kavite derinliklerine göre değişiklik göstermektedir.

Üst yüzeyde sertlik değerlerinde en yüksek değerler LEd 20 s’de gözlenmiştir. Alt yüzey sertlik değerlerinde ise en düşük sertlik değeri PAC 3 s ile polimerize edilen 4 mm’lik kompozit örnekte bulunmuştur. 4 mm’lik kompozit kalınlığında halojen 40 s

67

kabul edilebilir en düşük sertlik değerlerini verirken diğer polimerizasyon uygulamaları yetersiz değerleri vermiştir.

PAC ışık cihazları tavsiye edilen kısa uygulama sürelerinde polimerizasyon derinliği açısından yeterli bulunmamıştır.

Bütün polmerizasyon uygulamalarında kavite derinliğinin artması sonucunda alt yüzeydeki sertlik değerlerinin azaldığı bulunmuştur.

Anahtar Sözcükler: Kompozit rezin, polimerizasyon, ışık polimerizasyon cihazı, yüzey sertliği, kavite derinliği

68

SUMMARY

Effect of Different Light Curing Units on the Surface Hardness of a Composite Resin

The aim of this study was to evaluate the effect of various light curing units such as; Quartz Tungsten Halogen light curing unit with standard tip and turbo tip, LED curing unit and Plasma Arc curing unit on surface hardness of a nanohybrid composite.

210 Standard holes, each 2 mm, 3 mm and 4mm in thickness and 5 mm in diameter were prepared on plexiglass molds and were fılled with a nanohybrid composite resin. Top surface of each speciment was covered with a matrix strip, 1 mm thick glass slide was placed over the matrix strip and pressure was applied to extrude excess material. 10 specimens in 2 mm thickness were polymerized with halogen curing unit with standard tip for 40 seconds. 10 specimens were cured with halogen curing unit with turbo tip for 10 seconds. 10 specimens were cured with LED curing light for 10 sec. whereas 10 specimens were cured with LED curing light for 20 seconds. 10 specimens were cured with PAC curing unit for 3 sec, 10 specimens were cured with PAC curing unit for 6 sec and 10 specimens were cured with PAC curing unit for 10 seconds. Same procedure was applied to the specimens in 3 mm and 4 mm thickness. The light source tip of the curing units were positioned directly over the glass slide for standardization. After light curing, the glass cover and matrix strips were removed and the top surface of each specimen was finished and polished with disks. The specimens were divided into 3 groups according to thickness, then each group was assigned into 7 groups each containing 10 specimens according to the different curing units and polymerization periods. All specimens were placed into dark colored glass containers and were stored at 37°C for one week. After the storing period, composite specimens were washed with distilled water and blotted dry. Surface hardness measurements were made by using Vickers surface hardness measuring device from three different points on the top and bottom surfaces of each specimen.

The Vickers hardness of the specimens were recorded and the average values were calculated. The results obtained were subjected to statistical analysis using Kruskal Wallis one-way ANOVA and Mann Whitney Multiple Range test at a significance level of p<0,01.

According to results of statistical analysis, significant differences were found among groups (p<0,01). Surface hardness of composite resins varied according to curing units and polymerization periods.

Effect of halogen, LED and PAC curing units on surface hardness of composites varied according to application periods and cavity depth.

Among the top surface hardness values, the highest value was obtained with LED 20 s. Among the bottom surface hardness values the lowest hardness was

69

obtained with PAC 3 s in 4 mm depth. In 4 mm depth halogen 40 s gave acceptable minimum hardness value, other polymerization applications resulted in inadequate hardness values.

PAC curing unit was found inadequate within recommended polymerization periods.

In all polymerization applications, bottom surface hardness values decreased as cavity depth increased.

Key Words: Composite resin, polymerization, light curing unit, surface hardness, cavity depth.

70

KAYNAKLAR

ASMUSSEN, E., PEUTZFELDT, A. (2003). Light-emitting diode curing: influence on selected properties of resin composites. Qintintessence Int., 34: 71-75.

ATTAR, N., TURGUT, M.D., GÜNGÖR, H.C. (2004). The effect of flowable resin composites as gingival increments on the microleakage of posterior resin composites. Oper. Dent., 29: 162-167.

BAĞIŞ, Y.H., YAMANEL, K. (2000). Işık ile polimerize olan kompozit rezinin renk farklılıklarının absorbsiyon katsayılarına etkisi. A. Ü. Diş Hek. Fak Derg., 27: 151-157.

BALA, O., ÖLMEZ, A., KALAYCI, Ş. (2005a). Effect of LED and halogen light curing on polymerization of resin based composites. J. Oral Rehabil, 32: 134-140;

BALA, O., ÜÇTAŞLI, M.B., TÜZ, M.A. (2005b). Barcol hardness of different resin based composites cured by halogen or light emitting diode (LED). Öper. Dent, 30: 69-74.

BARGHI, N., BERRY, T., HATTON, C. (1994). Evaluating intensity output of curing Iights in private dental offıces. J. A. D.A., 125: 992-996.

BAYIRLI, G.Ş, ŞİRİN, Ş. (1985). Restoratif Tedavi. İstanbul: Taş Matbaası, s.: 159-181.

BAYNE, S.C., HERMAN, H.O, EDWARD, J. (1994). Update on dental composites restorations.J.AD.A,. 125: 687-701.

BAYNE, S.C., THOMPSON, J.Y., SWIFT, EJ. (1998). A characterization of fırst-generation f!owable composites. J.A.D.A., 129: 567-577.

BENNETT, A.W., WATTS, D.C. (2004). Performance of two blue light emitting diode dental light curing units with distance and irradiation time. Dent. Mater., 20: 72-79.

BERRY, T.G., BARGHI, N., GODWIN, J., HUNTER, K. (1992). Measurement of intensity of curing light unİts in dental offîces. J. Dent. Res., 71: 161 (Abstract no: 442).

BOWEN, R.L. (1956). Use of epoksy resins in restorative materials. J. Dent. Res., 35: 360-369.

BOWEN, R.L., RODRIGUEZ, M.S. (1962). Tensile strength and modules of elasticity of tooth structure and several restorative materials. J. A. D. A., 64: 379-387.

BRACKETT, W.W., COVEY, D.A. (2000). Resistance to condensation of ‘condensable’ resin composites as evaluated by a mechanical test. Oper. Dent., 25: 424-426.

BURGES, J.O., WALKER, R.S., PORSCHE, C.H., RAPPOLD, A.J. (2002). Light curing-an update. Compendium, 23: 889-892.

BURKE, F.M., HAMLİN, P.D., LYNCH, EJ. (1990). Depth of cure of light-cured glass ionomer cements. Quintessence Int., 21: 977-981.

BURTSCHER, P. (1991). Curing of composites with an Argon laser. J. Dent. Res., 70: 526 (Abstract no: 2080).

71

CALDAS, D.B., DE ALMEIDA, J.B., CORRER SOBRINHO, L., SINHORETI, M.A., CONSANI, S. (2003). Influence of curing tip distance on resin composite Knoop hardness number, using three different light curing units. Öper. Dent, 28; 315-320.

CARRILHO, M.R.O., CARVALHO, R.M., TAY, F.R., PASHLEY, D.H. (2004). Effects of storage media on mechanical properties of adhesive systems. Am. J. Dent., 17: 104-108.

CAUGHMAN, W.F., RUEGGEBERG, F.A. (2002). Shedding new light on composite polymerization. Oper. Dent, 27: 636-638.

CHARLES, W.W., KELLY, R.K. (2001). Advances in restorative materials. Dent. Clin. North. Am. 45:7-27.

CHUANG, S.F., JIN, Y.T., LIU, J.K., CHANG, C.H., SHIEH, D.B. (2004). Influence flowable composite lining thickness on class II composite restoratİons. Oper. Dent, 29: 301-308.

CİVELEK, A., ERSOY, M., L'HOTELIER, E., SOYMAN, M., SAY, E.C. (2003). Polymerization shrinkage and microleakage in class II cavities of various resin composites. Oper. Dent, 28: 635-641.

COHEN, M.E., LEONARD, D.L., CHARLTON, D.G., ROBERTS, H.W., RAGAIN, J.C. (2004). Statistical estimation of resin composİte polymerization suffıcİency using microhardness. Dent. Mater., 20: 158-166.

COLUZZI, D. (2000). An overvievv of laser wavelengths used in dentistry. Dent. Cîin. North Am., 44:831-850.

COUNCIL ON DENTAL MATERIALS, INSTRUMENTS AND EQUIPMENT. (1985). Visible light cured composites and activating units. J. A. D, A., 110: 100-103.

CORRER SOBRINHO, L., DE GOES, M.F., CONSANI, S., SINHORETI, M.A., KNOWLES, J.C. (2000). Correlation betvveen light intensity and exposure time on the hardness of composite resin. J. Mater. Sci, Mater. Med., 11: 361-364.

CORRER, A.B, SINHORETI, M.A.C, SOBRINHO, L.C., TANGO, R.N,

SCHNEIDER, L.F.J, CONSANI, S.(2005) Effect of the increase of energy density on knoop hardness of dental composites light-cured by conventional QHT,LED and Xenon Plasma Arc. Braz Dent J 16:218-224

CRAIG, R.G., POWERS, J.M. (2002). Restorative dental materials. llth Ed. St. Louis: The C.V. Mosby Co., p.: 231-257.

CRISPIN, J.B. (1994). Contemporary esthetic dentistry: practîce fundamentals. 3rd Ed. Tokyo: Quinttessence Pub.Co.Ltd., p.: 60-71.

DANEBROCK, M. (2005). The difference betvveen new nanocomposites and classic composites. Erişim: [http://www.voco.com./usa/grandio/composites.pdf]. Erişim tarihi: 18.03.2005

DAVIS, N. (2003). A nanotechnology composite. Compendium, 24: 662-667.

72

DAVIS, L.G., BAKER, W.T., MARSHALL, J., MOSELEY, T.T. (1985). Optical hazards of blue light curing units: preliminary results. Br. Dent. J., 159: 259- 262.

DAYANGAÇ, B. (2000). Kompozit rezin restorasyonlar. Ankara: Güneş Kitapevi Ltd. Şti., s.: 4-20.

DE CLARK, S.P. (1987). Microvvave polymerization of acrylıc resins used in dental protheses. J. Prosthet. Dent., 57: 650-658.

DE GEE, A.J., TEN HARKEL-HAGENAAR, E., DAVIDSON, C.L. (1984). Color dye identifıcation of incompletely cured composite resins. J. Prosthet. Dent, 52: 626-631.

DE SOUZA COSTA, C.A., HEBLING, J., HANKS, C.T. (2003). Effects of light curing time on the cyctotoxicity of a restorative resin composite appüed to an immortalized odontoblast celi line. Öper. Dent, 28: 365-370.

DEWALD, J.P., FERRACANE, J.L. (1987). A comparison of four modes of evaluating depth of cure of light activated composites. J. Dent. Res., 66: 727-730.

DICKENS, S.H., CHO, B.H. (2005). Interpretation of bond failure through conversion and residual solvent measurements and Weibull analyses of flexural and microtensile bond strengths of bonding agents. Dent. Mater., 21: 354-364.

DIETSCHI, D., MARRET, N., KREJCI, I. (2003). Comparative efficiency of plasma and halogen light sources on composite microhardness in different curing conditions. Dent. Mater., 19: 493-500.

DUKE, E.S. (2003). Has dentistry moved into the nanotechnology era? Compendium, 24: 380-382.

DUNN, WJ., BUSH, A.C. (2002). A comparison of polymerization by lİght-emitting diode and halogen-based light-curing units. J. A. D. A., 133: 335-341.

FAN, P.L., WOZNIAK, W.T., REYES, W.D., STANFORD, J.W, (1987). Irradiance of visible light-curing units and voltage variation effects. J. A. D. A., 115: 442-445.

FAN, P.L., SCHUMACHER, R.M., AZZOLIN, K., EICHMILLER, F.C. (2002). Curing light intensity and depth of cure of resin based composites tested according to intematİonal standarts. J. A. D. A., 133: 429-434.

FERRACANE, J.L., GREENER, E.H. (1984). Fourier transform infrared analysis of degree of polymerization in unfılled resins-methods comparison. J. Dent. Res., 63: 1093-1095.

FERRACANE, J.L. MITCHEM, J.C., CONDON, J.R., TODD, R. (1997). Wear and marginal breakdown of composites vvith various degree of cure. J. Dent. Res., 76: 1508-1516.

FLEMING, M.G., MAILLET, W.A. (1999). Photopolymerization of composite resin using the Argon laser. J. Can. Dent. Assoc, 65: 447-450.

FORTIN D., VARGAS M.A.,(2000) The spectrum of composites:new techniques

and materials. J Am Dent Assoc., 131:26-30

73

FRANZ, A., KONIG, F., ANGLMAYER, M., RAUSCH-FAN, X., GILLE, G., RAUSCH, W.D. (2003). Cyctotoxic effects of packable and nonpackable dental composites. Dent. Mater., 19: 382-392.

GERZINA, T.M., HUME, W.R. (1994). Effect of dentine on release of TEGDMA from resin composite in vitro. J. Oral Rehabil., 21: 463-468.

GORDAN, V.V., PATEL, S.B., BARRETT, A.A., SHEN, C. (2003). Effect of surface fınishing and storage media on bi-axial flexure strength and microhardness of resin-based composite. Oper. Dent, 28: 560-567.

HACKMAN, S.T., POHJOLA, R.M., RUEGGEBERG, F.A. (2002). Depths of cure and effect of shade using pulse-delay and continuous exposure photo-curing techniques. Oper. Dent, 27: 593-599.

HALVORSON, R.H., ERICKSON, R.L., DAVIDSON, C.L. (2004). Polymerization effıciency of curing lamps: a universal energy conversion relationship predictive of conversion of resin based composite. Oper. Dent., 29: 105-111.

HANSEN, E.K., ASMUSSEN, E. (1993). Correlation betvveen depth of cure and surface hardness of a light-activated resin. Scand. J. Dent. Res., 101: 62-64.

HARRIS, J.S., JACOBSEN, P.H., O'DOHERTY, D.M. (1999). The effect of curing light intensity and test temperature on the dynamic mechanical properties two polymer composites. J. Oral Rehabil, 26: 635-639.

HICKEL, R., DASCH, R., JANDA, R., TYAS, M., RAWLS, K. (1998). New direct restorative materials. Int. Dent. J., 48: 3-16.

HOFMANN, N., HUGO, B.s KLAIBER, B. (2002). Effect of irradiation type (LED or QTH) on photo-activated composite shrinkage strain kinetics, temperature rise and hardness. Eur. Ora lScL, 110:471-479.

HUSSAIN, L.A., DICKENS, S.H., BOWEN, R.L. (2005). Properties of eight metacrylatedbeta-cyclodextrin composite formulations. Dent Mater., 21: 210-216.

JACKSON, R.D., MORGAN, M. (2000). The new posterior resins and a simplifled placement tecnique. J. A. D. A., 131: 375-383.

JANDT, K.D., MILLS, R.W., BLACKWELL, G.B., ASHWORTH, S.H. (2000). Depth of cure and compressive strength of dental composites cured with blue emitting diodes (LEDs). Dent Mater., 16: 41-47.

KANCA, J. (1985). Visibte light activated composite resins for posterior use-A comparison of surface hardness and uniformity of cure. Update. Quintessence Int., 16: 687-690.

KAUPPI, M.R., COMBE, E.C.C. (2003). Polymerization of orthodontic adhesives using modern high-intensity visible curing lights. Am. J. Orthod. Dentofaciaî Orthop., 124: 316-322.

KELSEY, W.P., BLANKENAU, R.J., POWELL, L.G. (1991). Application of the Argon laser to dentistry. Laser Surg Med, 11: 495-498.

74

KELSEY, W.P., LATTA, M.A., SHADDY, R.S., STAINSLAV, C.M. (2000). Phyisical properties of three packable resin-composite restorative material . Oper Dent ., 25:331-335.

KİREMİTÇİ, A. (2000). Akışkan (flovvable) kompozitler. H. Ü.. Diş Hek Fak. Derg., 24:10-12.

KIRK, R.E., OTHMER, D.F., KROSCHWITZ, J., HOWE-GRANT, M. (1991). Encyclopedia of chemical technology. 4th Ed. New York: Wiley, p.: 397 in: MITRA, S.B., WU, D., HOLMES, B.N. (2003). An application of nanotechnology in advanced dental materials. J.A.D.A, 134: 1382-1389.

KNEZEVIC, A., TARLE, Z., MENIGA, A., SUTALO, J., PICHLER, G., RISTIC, M. (2001). Degree of conversion and temperature rise during polymerization of composite resin samples with blue diodes. J. Oral RehabiL, 28: 586-591.

KOUPIS, N.S., VERCRUYSSE, C.WJ.S MARKS, L.A.M., MARTENS, L.C., VERBEECK, R.M.H. (2004). Curing depth of composite resins determined by scraping and a penetrometer. Dent. Mater., 20: 908-914.

KURACHI, C, TUBOY, A.M., MAGALHAES, D.V., BAGNATO, V.S. (2001). Hardness evulation of a dental composite polymerİzed with experimental LED-based devices. Dent Mater., 17:309-315.

LABELLA, R., LAMBRECHTS, P., VANMEERBEEK, B., VANHERLE, G. (1999). Polymerization shrinkage and elasticity of flovvable composites and a filled adhesives. Dent Mater., 15: 128-137.

LEE, S.Y., GREENER, E.H. (1994). Effect of excitation energy on dentine bond strength and composite properties. J. Dent, 22: 175-181.

LEINFELDER, K.F. (1985). Composite resins. Dent Clin. NorthAm., 29: 359-371.

LEINFELDER, K.F., LEMANS, J.E. (1988). Clinical restorative materials and techniques. 3rd Ed. Philadelphia: LEA and Febiger Co., p.: 309-312.

LEUNG, R., FAN, P., JOHNSON, W. (1983). Post-irradiation polymerisation of visible iight activated composite resins. J. Dent Res., 62: 363-365.

LOGUERCIO, A.D., REİS, A., RODRIGUES, F., BUSATO, A.L.S. (2001). One year clinical evaluation of posterior packable resin composite restorations. Oper. Dent, 26: 427-434.

LUTZ, F., PHILLIPS, R.W. (1983). A classifıcation and evaluation of composite resin system. J. Prosthet. Dent., 50: 480-488.

MANHART, J., KUNZELMANN, K.H., CHEN, H.Y., HICKEL, R. (2000). Mechanical properties of new composite restorative materials. J. Biomed. Mater. Res. (Appl. Biomater.), 53:353-61.

MC CABE, J.F., WALLS, A.W.G. (2000). Applied dental materiali. 8th Ed, Oxford, England Blackwell Scientiflc Pub., p.: 87-178.

75

MICALI, B., BASTING, R.T. (2004). Effectiveness of composite resin polymerization using light-emitting diodes (LEDs ) or halogen-based light-curing units. Braz. Oral Res., 18: 266-270.

MILLS, R.W. (1995). Blue light emitting diodes-another method of light curing? Br. Dent. J., 178:169(letter)

MILLS, R.W., JANDT, K.D., ASHWORTH, S.H. (1999a). Dental composite depth of cure with halogen and blue light emitting diode technology. Br. Dent. J.t 24: 388-391.

MILLS, R.W., UHL, A., JANDT, K.D. (2002a). High power light emitting diode (LED) arrays versus halogen light polymerization of oral biomaterials: Barcol hardness, compressive strenght and radiometric properties. Biomaterials, 24: 2097-2103.

MILLS, R.W., UHL, A., JANDT, K.D. (2002b). Optical povver outputs, spectra and dental composite depths of cure, obtained with blue emitting diode (LED) and halogen light curing units (LCUs). Br. Dent. 1, 26: 459-463.

MITRA, S.B., WU, D., HOLMES, B.N. (2003). An application of nanotechnology in advanced dental materials. J. A. D. A., 134: 1382-1389.

MIYAZAKI, M., ONOSE, H., UDA, N., KAZAMA, H. (2003). Determination of residual double bonds in resin-dentin interface by Raman speetroseopy. Dent Mater., 19: 245-251.

MUNKSGAARD, E.C., PEUTZFELDT, A., ASMUSSEN, E. (2000). Elution of TEGDMA and BisGMA from a resin and a resin composite cured with halogen or plasma light. Eur. J. Oral Sel, 108:341-345.

MURRAY G.A., YATES, J.L., NEWMAN, S.M. (1981). Ultraviolet light and ultraviolet light activated composite resins. J. Prosthet. Dent, 46: 167-170.

NEWMAN, S.M., MURRAY, G.A., YATES, J.L. (1983). Visible lights and visible light activated composite resins. J. Prosthet. Dent, 50: 31-35.

NOMOTO, R., MC CABE, J.F., HIRANO, S. (2004). Comparison of halogen, plasma and LED curing units. Oper. Dent, 29: 287-294.

NOMURA, Y., TESHIMA, W., TANAKA, N., YOSHIDA, Y, NAHARA, Y., OKAZAKI, M. (2002). Thermal analysis of dental resins cured with blue light emitting diodes (LEDs). J. Biomed. Mater. Res. (Appl Biomater.), 63: 209-213.

O’BRAIN J.A. (1989). Dental materials properties and selection. Quintessence publishing Co. Inc.

O'BRIEN, W.J. (1997). Dental materials and theîr selectîon. 2nd Ed. Chicago: Quintessence Pub.Co., p.: 18-114.

OBERHOLZER, T.G., PREEZ, I.C.D., KIDD, M. (2005). Effect of LED curing on the microleakage, shear bond strength and surface hardness of a resin-based composite restoration. Biomaterials, 26: 3981-3986.

ÖZDABAK, H.N., AKGÜL, N. (2003). Packable kompozitler. Atatürk Ü. Diş Hek. Fak. Derg., 13: 57-66.

76

ÖZTÜRK, B., ÖZTÜRK, A.N., ÜŞÜMEZ, A., ÜŞÜMEZ, S., ÖZER, F. (2004). Temperature rise during adhesive and resin composite polymerization with various light curing sources. Öper. Dent., 29: 325-332.

PEARSON, G.J., LONGMAN, CM. (1989). Water sorption and solubility of resin based materials following inadequate polymerization by a visible light curing system. J. Oraî Rehabil, 16:57-61.

PEUTZFELDT, A. (1994). Correiation between recordings obtained with a light intensity tester and degre of conversion of a light curing resin. Secin. J. Dent Res., 102: 73-75.

PEUTZFELDT, A., SAHAFI, A., ASMUSSEN, E. (2000). Characterization of resin composites polymerized with plasma arc curing units. Dent. Mater., 16: 330-336.

PHILLIPS, R.W. (1984). Elements of dental materials for derital hygîenists and assistants. 4th Ed. Philadelphia: W.B. Saunders, p.: 130-178.

PHILLIPS, R.W. (1991). Skinner's science of dental materials. 9th Ed. Philadelphia: W.B. Saunders, p.: 157-235.

PIANELLI, C, DEVAUX, J., BEBELMAN, S., LELOUP G. (1999). The micro-Raman spectroscopy, a useful tool to determine the degree of conversion of light activated composite resins. J. Biomed. Mater. Res., 48: 675-681.

PILO, R., OELGIESSER, D., CARDASH, H.S. (1999). A survey output intensity and potential for depth of cure among light curing units İn clinical use. J. Dent., 27: 235-241.

PIRES, J.A., CVITKO, E., DENEHY, G.E., SWIFT, E.J. (1993). Effects of curing tip distance on light intensity and composite resin microhardness. Quintessence Int., 24: 517-521.

POBER, R. (1998). Reporting microhardness data in scientifıc publications. J. Dent. Res., 77: 1766 (a letter).

PRICE, R.B., FEL1X, C.A., ANDREOU, P. (2003). Evulation of second generation LED curing light. J. Can. Dent. Assoc, 69: 666-675.

PRICE, R.B., FELIX, C.A., ANDREOU, P. (2004). Effects of resin composite composition and irradiation distance on the performance of curing lights. Biomaterials, 25: 4465-4477.

QUANCE, S.C., SHORTHALL, A.C., HARRINGTON, E., LUMLEY, PJ. (2001). EfFect of exposure intensity and postcure temperature storage on hardness of contemporary photo actİvated composites. J. Dent, 29: 553-560.

RAHIOTIS, C, KAKABOURA, A., LOUKIDIS, M., VOUGIOUKLAKIS, G. (2004). Curing effîciency of various types of light curing units. Eur. J. Oral Sel, 112: 89-94.

RAWLS, KJ. (2003). Mechanical properties of dental materials in: Phillips' Science OfDental Materials llth Ed Ed: ANUSAVICE, KJ. St. Louis: W.B. Saunders, p.: 69-143.

77

RAWLS, KJ., ESQUIVEL-UPSHAW, J. (2003). Restorative resins. in: Phillips' Science Of Dental Materials llth Ed. Ed: ANUSAVICE, KJ., St. Louis: W.B. Saunders, p.: 399- 437.

RONALD, D.J., MICHAEL, M. (2000). The new posterior resins. J.A.D.A. 131:375-83.

ROULET, J.F., WILSON, N.H.F., FUZZI, M. (2001). Advance in operative dentistry. Challenges of the future. Chicago: Quintessence Publishing Co. Inc., p.: 169-172.

RUEGGEBERG, F.A., CRAIG, R.G. (1988). Correlation of parameters used tp estimate monomer conversion in a light cured composite. J. Dent. Res., 67: 932-937.

RUEGGEBERG, F.A., MARGESON, D.H. (1990). The effect of oxygen inhibition on an unfılled/filled composite system. J. Dent. Res.t 69: 1652-1658.

RUEGGEBERG, F.A., CAUGHMAN, W.F., CURTIS, J.W. (1994). Effect of light intensity and exposure duratİon on cure of resin composite. Oper. Dent., 19: 26-32.

RUEGGEBERG, F.A., CAUGHMAN, W.F., CURTIS, Jr JW., DAVIS, H.C. (1993).

Factors affecting cure at depths within light-activated resin composites. Am J Dent, 6:91-95

SABBAGH, J., RYELANDT, L., BACHERIUS, L., BIEBUYCK, J., VREVEN, J., LAMBRECHTS, P., LELOUP, G. (2004). Characterization of the inorganic fraction of resin composites. J. Oral Rehabil, 31: 1090-1101.

SAKAGUCHI, R.L., BERGE H.X.(1998). Reduced light energy densitiy decreases

post-gel contraction while maintaining degree of conversion in composites. J Dent, 26:695-700

SAKAGUCHI, R.L., DOUGLAS, VV.H., PETERS, M.C.R.B. (1992). Curing light performance and polymerization of composite restorative materials. J. Dent., 20: 183-188.

SEYMEN, F., GÜLHAN, A. (1996). Arka grup dişlerde kullanılan çeşitli dolgu materyallerinin yüzey sertliklerinin incelenmesi. / İ.Ü. Diş Hek Fak. Derg., 30: 145-52.

SHARKEY, S., RAY, N., BURKE, F., ZIADA, H., HANNIGAN, A. (2001). Surface hardness of light activated resin composites cured by two different visible light sources: an in vitro study. Quintessence Int., 32: 401-405.

SHORTALL, A., HARRINGTON, E. (1996). Guidelines for the selection, use and maintenance of visible light activation units. Br. Dent J., 180: 383-387.

SHORTALL, A.C., WILSON, H.J., HARRINGTON, E. (1995). Depth of cure of radiation

activated composite restoratives. Influence of shade and opacity. J. Oral RehabiL, 22: 337-342

SOH, M.S., YAP, A.U.J. (2004). Influence of curing modes on crosslink density in polymer structures.y. Dent, 32: 321-326.

78

SOH, M.S., YAP, A.U.J., SIOW, K.S. (2003). Effectiveness of composite cure associated with different curing modes of LED lights. Oper. Dent., 28: 371-377.

SONUGELEN, M., ARTUNÇ, C, GÜNGÖR, M.A. (2000). Farklı yöntemlerle polimerize edilen estetik restoratif materyallerde aşınma ve sertliğin incelenmesi. E.Ü. Diş Hek. Fak. Derg., 21: 1-10.

SÖDERHOLM, K.J.M. (1981). Degradation of glass filler in experimental composites. J. Dent. Res., 60: 1867-1873.

SÖDERHOLM, KJ., MORIOTTI, A. (1999). Bis-GMA based resins in dentistry: Are they safe? J.A.D.A., 11: 735-739.

ST-GEORGES, A.J., SW1FT, E.J., THOMPSON, J.Y., HEYMANN, H.O. (2002). Curing light intensity effects on wear resistance of tvvo resin composites. Öper. Dent., 27: 410-417.

STAHL, F., ASHWORTH, S.H., JANDT, K.D., MILLS, R.W. (2000). Light-emitting diode (LED) polymerisation of dental composites: flexural properties and polymerisation potential. Biomaterials, 21: 1379-1385.

STANSBURY, J.W., TRUJILLO-LEMON, M., LU, H., DING, X., LIN, Y., GE, J. (2005). Conversion dependent shrinkage stress and strain in dental resins and composites. Dent. Mater., 21: 56-67.

STRITIKUS, J., OWENS, B. (2000). An in vitro study of microleakage of occlusa! composite restorations polymerized by a conventional curing light and a PAC curing light. J. Clin. Pediatr. Dent. 24: 221-227.

STURDEVANT, C.M., ROBERSON, T.M., HEYMANN, H.O., STURDEVANT, J.R. (1995). The art and science of operative dentistry. 3rd Ed. St. Louis: Mosby-Year Book Inc., p. : 252-263.

SUN, G. (2000). The rol of lasers in cosmetic dentistry. Dent. Clin. North Am., 44: 831-850.

TAGAMI, J., TOLEDANO, M., PRATI, C. (2000), Advanced adhesive dentistry, 3rd International Kuraray Symposium, Italy; Kurarty Co Ltd.

TAIRA, M., URABE, H., HIROSE, T., NVAKASA, K, YAMAKI, M, (1988). Analysis of photo-initiators in visible light cured dental composite resins. J. Dent. Res. , 67: 24-28.

TAKAMIZU, M., MOORE, B.K., SETCOS, J.C., PHILLIPS, R,W. (1988). Bffldöy ofvMblt light generators with changes in voltage. Oper. Dent., 13: 173-180.

TARLE, Z., MENIGA, A., RISTIC, M. (1998). The effect of the photopolymerization method on the quality of composite resin samples. J. Oral RehabiL, 25: 436-442.

TESHIMA, W., NOMURA, Y., TANAKA, N., URABE, H., OKAZAKI, M., NAHARA, Y. (2003). ESR study of camphorquinone/amine photoinitiator systems using blue emitting diodes (LEDs). Biomaterials, 24: 2097-2103.

79

TSAI, P.C.L., MEYERS, LA., WALSH LJ. (2004). Depth of cure and surface microhardness of composite resin cured with blue LED curing lights. Dent. Mater., 20: 364-368.

TUNG, F.F., ESTAFAN, D., SCHERER, W. (2000). Microleakage of a condensable resin composite: an in vitro investigation. Quintessence Int., 31: 430-434.

TÜRKÜN, L.Ş., GÖKAY, N. (2002). Poliasit modifıye kompozit rezin materyallerin aşınma ve sertlik özelliklerinin hibrit bir kompozitle karşılaştırılması. E.Ü. Diş Hek. Fak. Derg. , 23: 137-143.

UHL, A., MILLS, R.W., VOWLES, R.W., JANDT, K.D. (2002). Knoop hardness depth profile s and compressive strength of selected dental composites polymerized with halogen and LED Light curing technologîes. J. Biomed. Mater. Res., 631 729-738.

UNTERBRTNK, G.L., MUESSNER, R. (1995). Influence of light intensity on two restorative systems. J. Dent, 23: 183-189.

VAN NOORT, R. (2002). Introduction to dental materials 2nd Ed. London, England: Mosby Int. Pub. Ltd., p.: 96-123.

VANDEWALLE, K.S., ROBERTS, H.W.f TIBA, A., CHARLTON, D.G. (2005). Thermal emission and curing efficiency of LED and halojen curing lights. Oper. Dent, 30: 257-264.

VARGAS, M.A., COBB, D.S., SCIIMIT» J.L. (1998). Polymerization of composite resins: argon laser vs. conventiontl light Oper, Dent, 23: 87-93.

WAKEFIELD, C.W., KOFFORD, K,R. (2001) Advanees in restorative materials. Dent. Clin. North Am., 45:7-27.

WASSEL, R.W., MC CABE, J.F., WALLS, A.W.G. (1992). Subsurface deformation associated with hardness measurements of composites. Dent. Mater., 8: 28-223.

WATTS, D.C., AMER, O., COMBE, E.C. (1984). Characteristics of visible-light-activated composite systems. Br. Dent. J., 156: 209-215.

WILLEMS, G., LAMBRECHTS, P., BRAEM, M., VANHERLE, G. (1993). Composite resins in the 21st century. Quinttessence Int., 24: 641-657.

WILLEMS, G., LAMBRECHTS, P., BRAEM, M., CELIS, J.P., VANHARLE, G. (1992). A classifıcation of dental composites according to their morphological and mechanical characteristics. Dent Mater., 8: 310-319.

YAP, A.U.J. (2000). Effectiveness of polymerization in composite restoratives claiming bulk placement: impact of cavtty depth and exposure time. Oper. Dent, 25: 113-120.

YAP, A.U.J., CHEW, C.L., ONG, L.F., TEOH, S.H. (2002). Environmental damage and occlusal contact area wear of composite restoratives. J. Oral Rehabil., 29: 87-97.

YAP, A. U. J., LIM, L.Y., YANG, T.Y., ALI, A., CHUNG, S.M. (2005). Influence of dietary solvents on strength of nanofill and ormocer composites. Oper. Dent., 30: 129-133.

80

YOON, T.H., LEE, Y.K., LIM, B.S., KİM, C.W. (2002). Degree of polymerization of resin composites by different light sources. J. Oral Rehabil., 29: 1165-1173.

YOUNG, A.M., RAFEEKA, S.A., HOWLETT, J.A. (2004). FTIR investigation of monomer polymerisation and polyacid neutralisation kinetics and mechanism in various aesthetic dental restorative materials. Biomaterials, 25: 823-833.

ZAİMOĞLU, A., CAN, G., ERSOY, A.E., AKSU, L. (1993). Diş hekimliğinde maddeler bilgisi. Ankara: Ankara Üniversitesi Kitabevi. s: 225-257, 318.

81

ÖZGEÇMİŞ

Ad, Soyad: Hakan AKTÜRK

Doğum tarihi: 01 / 01 / 1973

Uyruğu: T.C.

Medeni Durumu: Evli

İletişim Adresi: Ankara Üniversitesi Dişhekimliği Fakültesi Diş Hastalıkları ve Tedavisi A.D. Beşevler / ANKARA

Telefon: 0312 2126250 / 328

Eğitimi: Ankara Üniversitesi Dişhekimliği Fakültesi

Yabancı Dil: İngilizce, Almanca

Yayınlar, Katıldığı kongreler ve Bildiriler:

YAYIN:

Gür G, Aktürk H, Mısırlıgil A. Florid İçeren Kompozit Rezinlerin

Antibakteriyel Etkinliklerinin İncelenmesi. GÜ Dişhek. Fak. Derg. 19 (1): 35-39,

2002.

KONGRE:

” Gür G, Özyurt P, Aktürk H.: “The Effect of Polishing Systems on Surface

Rougness of Floride Releasing Tooth-Colored Restorative Materials” 7th Congress of

the Balkan Stomatological Society, March 28-30 2002, Kuşadası, Turkey.