KOPOLİMER AKRİLİK REZİNLERİN FİZİKSEL VE BİYOLOJİK ÖZELLİKLERİNİN İNCELENMESİ

Transkript

1 TÜRKİYE CUMHURİYETİ ANKARA ÜNİVERSİTESİ SAĞLIK BİLİMLERİ ENSTİTÜSÜ KOPOLİMER AKRİLİK REZİNLERİN FİZİKSEL VE BİYOLOJİK ÖZELLİKLERİNİN İNCELENMESİ Yeliz HAYRAN PROTETİK DİŞ TEDAVİSİ ANABİLİM DALI DOKTORA TEZİ DANIŞMAN Prof. Dr. Yasemin KESKİN 2011 ANKARA

2 TÜRKİYE CUMHURİYETİ ANKARA ÜNİVERSİTESİ SAĞLIK BİLİMLERİ ENSTİTÜSÜ KOPOLİMER AKRİLİK REZİNLERİN FİZİKSEL VE BİYOLOJİK ÖZELLİKLERİNİN İNCELENMESİ Yeliz HAYRAN PROTETİK DİŞ TEDAVİSİ ANABİLİM DALI DOKTORA TEZİ DANIŞMAN Prof. Dr. Yasemin KESKİN Bu tez, Ankara Üniversitesi Diş Hekimliği Fakültesi Araştırma Fonu tarafından 2008/12 proje numarası ile desteklenmiştir ANKARA

3

4 iii İÇİNDEKİLER Kabul ve Onay İçindekiler Önsöz Simgeler ve Kısaltmalar Şekiller Çizelgeler ii iii vii viii x xiv 1. GİRİŞ Polimerlerin Temel Yapısı Polimerlerin Kimyasal Kompozisyonu Polimerlerin Moleküler Ağırlığı Polimerlerin Boyutsal Yapısı Polimerlerin Fiziksel Özellikleri Deformasyon ve İyileşme Reolojik Özellikleri Çözünme Özellikleri Termal Özellikler Polimerlerin Özelliklerini Etkileyen Faktörler Polimerizasyon Polimerizasyon Tipleri Kondensasyon Polimerizasyonu Katılma Polimerizasyonu Katılma Polimerizasyonunun Aşamaları Başlama Çoğalma Sonlanma Zincir Transferi Kopolimerizasyon 15

5 iv 1.5. Çapraz Bağlanma Rezinlerin Sınıflandırılması Rezinlerin Termal Davranışlarına Göre Yapılan Sınıflandırma Rezinlerin Yapısına Göre Yapılan Sınıflandırma ISO 1567 Standartına Göre Yapılan Sınıflandırma Polimerizasyon Yöntemlerine ve Aktivasyon Şekillerine Göre Yapılan Sınıflandırma Akrilik Rezinler Isı ile Polimerize Olan Akrilik Rezinler Poli (metil metakrilat) (Toz) Metil Metakrilat (Sıvı) Konvansiyonel Basınçla Kalıplama Tekniği ile Polimerize Olan Akrilik Rezinler Monomer-Polimer Oranı Monomer-Polimer Reaksiyonu Enjeksiyon Kalıplama Tekniği ile Polimerize Olan Akrilik Rezinler Kimyasal Olarak Polimerize Olan Akrilik Rezinler (Otopolimerizan Akrilik Rezinler) Görünür Işıkla Polimerize Olan Akrilik Rezinler Mikrodalga Enerjisi ile Polimerize Olan Akrilik Rezinler Protez Kaidesi Olarak Kullanılan Akrilik Rezinlerin Sahip Olması Gereken Özellikleri Fiziksel Özellikler Mekanik Özellikler Kimyasal Özellikler Biyolojik Özellikler Diğer Özellikler Akrilik Kaide Rezinlerinin Bazı Özelliklerinin İncelenmesi Çekme Dayanıklılığı Çarpma Dayanıklılığı Transvers (Esneme) Dayanıklılığı 34

6 v Young Modülü (Elastik Modül veya Elastisite Modülü) Artık Monomer Yüksek Basınç (Performans) Sıvı Kromatografi (HPLC) Tam Protez Kaide Plaklarının Kırılmasına Neden Olan Faktörler Protez Kaide Materyallerinin Fiziksel Özelliklerinin Güçlendirilmesi PMMA a Alternatif Olabilecek Materyaller PMMA a Materyal İlave Edilmesi Karbon Lifler Aramid Lifler Cam Lifler Polietilen Lifler Metal Yerleştirilmesi PMMA ın Kimyasal Olarak Modifikasyonu Biyouyumluluk Dental Materyallerin Biyouyumluluklarının Değerlendirilmesi İn vitro Test Yöntemleri Sitotoksisite Testi Hücre Kültürü Test Yöntemleri Agar Overlay Test Yöntemi Milipore Filtre Test Yöntemi Krom Salınım Test Yöntemi Model Kavite Test Yöntemi Diş Kavite Test Yöntemi MTT Test Yöntemi Akrilik Protez Kaidelerinin Sitotoksisitesi Polimer-Monomer Oranının Etkisi Depolama Süresi ve Suya Daldırma Polimerizasyon Süresinin Etkisi Polimerizasyon Metodunun Etkisi 56

7 vi 2. GEREÇ VE YÖNTEM Isı ile Polimerizasyon Test Yöntemleri Artık Monomer Analizi MTT Sitotoksisite Deneyi Örneklerin Hazırlanması ve Ekstraksiyon İşlemlerinin Gerçekleştirilmesi Hücre Kültürünün Hazırlanması Gözlü Hücre Üretme Kaplarının Hazırlanması MTT Testinin Uygulanması Transvers Dayanıklılık ve Elastik Modül Testi Çarpma Dayanıklılığı Testi İstatistik Değerlendirme BULGULAR Artık Monomer Test Sonuçları Sitotoksisite Test Sonuçları Transvers Dayanıklılık Test Sonuçları Elastik Modül Test Sonuçları Çarpma Dayanıklılığı Test Sonuçları TARTIŞMA SONUÇ VE ÖNERİLER 129 ÖZET 132 SUMMARY 133 KAYNAKLAR 134 ÖZGEÇMİŞ 143

8 vii ÖNSÖZ Poli (metil metakrilat) günümüzde en yaygın olarak kullanılan akrilik protez kaide materyali olmasına karşın mekanik özelliklerinin yetersizliği nedeniyle ideal bir kaide rezini olmaktan uzaktır. Farklı özelliklere sahip olan monomerlerin değişen oranlarda karıştırılması ile elde edilecek olan kopolimer yapının akrilin mekanik, kimyasal ve termal özelliklerini geliştirebileceği bilinmektedir. Doktora tezimizde poli (metil metakrilat) ın çeşitli kopolimerleri hazırlanarak, oluşturulan yapıların artık monomer, sitotoksisite özelliklerinin incelenmesinin yanı sıra, kopolimerizasyonun mekanik özellikler üzerine etkisini incelemeyi amaçladık. Tez çalışmam sırasında ve doktora eğitimim boyunca bilgi ve deneyiminin yanısıra yardımlarını ve güleryüzlülüğünü hiçbir zaman esirgemeyen değerli tez danışmanım ve sevgili hocam Sayın Prof. Dr. Yasemin KESKİN e, Çalışmamız süresince değerli bilgilerini ve desteğini esirgemeyen Prof. Dr. Gülay KANSU ve Orta Doğu Teknik Üniversitesi Fen-Edebiyat Fakültesi Kimya Bölümü Öğretim Üyesi Sayın Prof. Dr. Ali USANMAZ a Sitotoksisite değerlendirmelerinin planlanması ve yürütülmesindeki katkılarının yanı sıra, gösterdiği yakın ilgiden dolayı Tarım ve Köy İşleri Bakanlığı ŞAP Enstitüsü Müdürlüğü Hücre Bankası, Hücre ve Virüs Bölüm başkanı Sayın Biyolog Şükran YILMAZ a, Artık monomer analizinin yürütülmesindeki katkılarından dolayı Ankara Üniversitesi Biyoteknoloji Enstitüsü Enstrümental Analiz Birimi Kromatografi Ünitesinde görev yapmakta olan sayın uzman kimyager Nilüfer VURAL a, Test sonuçlarının istatistik değerlendirmelerinde büyük yardımları dokunan Ankara Üniversitesi Ziraat Fakültesi Zootekni Anabilim Dalı Öğretim Üyesi Sayın Prof. Dr. Zahide KOCABAŞ a, Yetişmemdeki katkıları nedeniyle Ankara Üniversitesi Diş Hekimliği Fakültesi Protetik Diş Tedavisi Anabilim Dalındaki tüm hocalarıma, doktora öğrenimim süresince desteklerini esirgemeyen tüm arkadaşlarıma ve personele, Son olarak da bana huzurlu bir çalışma ortamı sağlayan ve fedakarlıklarını hiçbir zaman esirgemeyen, canımdan çok sevdiğim sevgili annem, babam ve kardeşlerime, Sonsuz teşekkürlerimi sunarım...

9 viii SİMGELER ve KISALTMALAR < Küçüktür > Büyüktür % Yüzde bis-gma Bisfenol A-glisidil metakrilat BMA Bütil metakrilat BMPMS 1,3-Bis (metakriloksipropil) tetrametil disiloksan o C cal cm 2 CO 2 Cr dk DMA DMEM DMTA DNA DSC EDTA EMA FBS FMA g g/ml GPa HK HPLC IBMA ISO Santigrad derece (ısı birimi) Kalori (enerji birimi) Santimetrekare (alan birimi) Karbondioksit Krom Dakika (zaman birimi) Dinamik mekanik analiz Dulbecco nun modifiye eagle besi yeri Dinamik mekanik termal analiz Deoksiribonükleik asit Diferansiyel taramalı kalorimetri Etilendiamin tetraesetik asit Etil metakrilat Fötal sığır serumu Floroalkil metakrilat Gram (ağırlık birimi) Gram/mililitre (yoğunluk birimi) Giga paskal (kuvvet birimi) Hücre kontrol grubu Yüksek basınç (performans) sıvı kromatografi İzobütil metakrilat International Organization for Standardization (Uluslararası Standartlar Örgütü)

10 ix J kgf/cm 2 kj LOD LOQ m m 2 mg MHz μl ml mm mm 2 MMA mol MPa MTT μm N NBMA nm N/m 2 PBA PBS ph PHMA PMMA ppm s Tg Uv-vis Joule (Enerji, Isı, İş birimi) Kilogram kuvvet/santimetrekare (basınç birimi) Kilo joule (Enerji, Isı, İş birimi) Dedeksiyon limiti Kantitasyon limit Metre (uzunluk birimi) Metrekare (alan birimi) Miligram (=10-3 gram, kütle birimi) Megahertz (frekans birimi) Mikrolitre (=10-6 litre, hacim birimi) Mililitre (=10-3 litre, hacim birimi) Milimetre (=10-3 m, uzunluk birimi) Milimetrekare (alan birimi) Metil metakrilat 6, x kadar atom ya da molekül içeren madde Mega Paskal (kuvvet birimi) [3-(4,5 dimetil-tiazol-2-il)-2,5-difenil tetrazolium bromid] Mikrometre (=10-6 m, uzunluk birimi) Newton (kuvvet birimi) Norbonil metakrilat Nanometre (=10-9 m, uzunluk birimi) Paskal (kuvvet birimi) Polibütil akrilat Fosfat tampon solüsyonu Bir çözeltinin asitlik veya bazlık derecesini tarif eden ölçü birimi (=-log[h+]) Fenil metakrilat Poli (metil metakrilat) Toplam madde miktarının milyonda 1 birimlik maddesi Saniye (zaman birimi) Camsı geçiş sıcaklığı Ultraviyole görülebilir spektroskopi (Ultraviolet visible spectroscopy)

11 x ŞEKİLLER Şekil 1.1. Polistirenin kimyasal yapısı 2 Şekil 1.2. (a) Polimer zincirindeki atomlar arasındaki kuvvetli birincil bağlar, (b) Komşu zincirleri bağlayan atomlar arası zayıf ikincil bağlar 3 Şekil 1.3. (a) Doğrusal polimer, (b) Dallanmış polimer, (c) Çapraz bağlı polimer 5 Şekil 1.4. Benzol peroksitin serbest radikal verişi 13 Şekil 1.5. Serbest radikalin etilen monomeri ile reaksiyonu 13 Şekil 1.6. Çoğalma reaksiyonu 14 Şekil 1.7. Polimerizasyonun sonlanması 14 Şekil 1.8. Ardarda kopolimer zinciri 16 Şekil 1.9. Rastgele kopolimer zinciri 16 Şekil Blok kopolimer zinciri 17 Şekil Dallanmış kopolimer zinciri 17 Şekil Çekme, basma ve makaslama gerilimlerinin şematik görüntüsü 31 Şekil Basit bir sıkıştırma veya germe testi sonrası elde edilen gerilim-gerilme grafiği 32 Şekil Transvers dayanıklılık testinin şematik görüntüsü 35 Şekil 2.1. Çalışmada kullanılan akrilik rezinler ve monomerler 58 Şekil 2.2. Artık monomer tesbiti için hazırlanan örnekler 62 Şekil 2.3. Artık monomer test örneklerinin hazırlanmasında kullanılan alüminyum kalıp 62 Şekil 2.4. Cam balondan geçebilmesi için ikiye ayırılan örnek 62 Şekil 2.5. Cam balona konulmuş örnek 62 Şekil 2.6. Geri soğutuculara bağlanarak, sıcaklığı ayarlanabilen su banyosuna yerleştirilmiş cam balonlar 63

12 xi Şekil 2.7. MTT sitotoksisite testi için hazırlanan örnekler 66 Şekil 2.8. Steril kabin 66 Şekil 2.9. Örneklerin 6 gözlü hücre üretme kaplarına yerleştirilmiş görüntüsü 66 Şekil FBS 67 Şekil DMEM 67 Şekil İnkübatör 67 Şekil Hücre kültür üretme kabı 68 Şekil Doku kültürü mikroskobu 68 Şekil Hücre kültür kabından ayrılan hücrelerin ışık mikroskobundaki görüntüsü 68 Şekil Hücre kültür kabı yüzeyinden ayrılmış hücrelerin görüntüsü 68 Şekil Hemasitometre 69 Şekil gözlü hücre üretme kabına konulmuş hücre süspansiyonu 69 Şekil Elisa okuyucusu 70 Şekil Transvers dayanıklılık ve elastik modül testi için örneklerin hazırlanmasında kullanılan alüminyum kalıp 72 Şekil Transvers dayanıklılık ve elastik modül testi için hazırlanan örnekler 72 Şekil Transvers dayanıklılık ve elastik modül testi 72 Şekil Çarpma dayanıklılığı testi için hazırlanan örnekler 73 Şekil Çarpma dayanıklılığı test örneklerinin hazırlanmasında kullanılan alüminyum kalıp 73 Şekil Çarpma dayanıklılığı tesbitinde kullanılan Charpy tipi test cihazı 73 Şekil 3.1. Monomerlerin standart kromatogramları 75 Şekil 3.2. Kontrol grubu örneğine ait kromatogram 76 Şekil 3.3. % 10 EMA grubu örneğine ait kromatogram 76 Şekil 3.4. % 20 EMA grubu örneğine ait kromatogram 77 Şekil 3.5. % 30 EMA grubu örneğine ait kromatogram 77 Şekil 3.6. % 40 EMA grubu örneğine ait kromatogram 78 Şekil 3.7. % 10 BMA grubu örneğine ait kromatogram 78

13 xii Şekil 3.8. % 20 BMA grubu örneğine ait kromatogram 79 Şekil 3.9. % 30 BMA grubu örneğine ait kromatogram 79 Şekil % 40 BMA grubu örneğine ait kromatogram 80 Şekil % 10 IBMA grubu örneğine ait kromatogram 80 Şekil % 20 IBMA grubu örneğine ait kromatogram 81 Şekil % 30 IBMA grubu örneğine ait kromatogram 81 Şekil % 40 IBMA grubu örneğine ait kromatogram 82 Şekil EMA kopolimer gruplarının artık monomer miktarı bakımından ortalama değerleri 83 Şekil BMA kopolimer gruplarının artık monomer miktarı bakımından ortalama değerleri 84 Şekil IBMA kopolimer gruplarının artık monomer miktarı bakımından ortalama değerleri 84 Şekil Grupların artık monomer miktarı (%) bakımından ortalama değerleri 85 Şekil EMA kopolimer gruplarının 24. ve 48. saatteki hücre canlılık (%) ortalama değerleri 87 Şekil BMA kopolimer gruplarının 24. ve 48. saatteki hücre canlılık (%) ortalama değerleri 87 Şekil IBMA kopolimer gruplarının 24. ve 48. saatteki hücre canlılık (%) ortalama değerleri 88 Şekil Hücre canlılık (%) değerleri bakımından grupların ortalama değerleri 88 Şekil Hücre kontrolünün (a) 24. ve (b) 48. saatteki mikroskobik görünümü (x 200) 90 Şekil Kontrol grubuna ait hücrelerin (a) 24. ve (b) 48. saatteki mikroskobik görünümü (x 200) 90 Şekil % 30 EMA+ %70 MMA grubuna ait hücrelerin (a) 24. ve (b) 48. saatteki mikroskobik görünümü (x 200) 90 Şekil % 30 BMA+ %70 MMA grubuna ait hücrelerin (a) 24. ve (b) 48. saatteki mikroskobik görünümü (x 200) 91 Şekil % 30 IBMA+ %70 MMA grubuna ait hücrelerin (a) 24.

14 xiii ve (b) 48. saatteki mikroskobik görünümü (x 200) 91 Şekil EMA kopolimer gruplarının transvers dayanıklılık (MPa) bakımından ortalama değerleri 92 Şekil BMA kopolimer gruplarının transvers dayanıklılık (MPa) bakımından ortalama değerleri 93 Şekil IBMA kopolimer gruplarının transvers dayanıklılık (MPa) bakımından ortalama değerleri 93 Şekil Transvers dayanıklılık (MPa) bakımından grupların ortalama değerleri 94 Şekil EMA kopolimer gruplarının elastik modül (MPa) bakımından ortalama değerleri 96 Şekil BMA kopolimer gruplarının elastik modül (MPa) bakımından ortalama değerleri 97 Şekil IBMA kopolimer gruplarının elastik modül (MPa) bakımından ortalama değerleri 97 Şekil Elastik modül (MPa) bakımından grupların standart hata değerleri 98 Şekil EMA kopolimer gruplarının çarpma dayanıklılığı (kj/m 2 ) bakımından ortalama değerleri 100 Şekil BMA kopolimer gruplarının çarpma dayanıklılığı (kj/m 2 ) bakımından ortalama değerleri 100 Şekil IBMA kopolimer gruplarının çarpma dayanıklılığı (kj/m 2 ) bakımından ortalama değerleri 101 Şekil Çarpma dayanıklılığı (kj/m 2 ) bakımından grupların standart hata değerleri 101

15 xiv ÇİZELGELER Çizelge 2.1. Örneklerin hazırlanmasında kullanılan akrilik rezin ve polimerizasyon yöntemleri 57 Çizelge 2.2. Kopolimer örneklerin hazırlanmasında kullanılan monomerler ve oranları 58 Çizelge 2.3. Çalışma için hazırlanan monomer karışımları 59 Çizelge 2.4. Çalışmada kullanılan test yöntemleri 61 Çizelge 2.5. Her bir artık monomere ait kalibrasyon değerleri ve alıkonma zamanları 65 Çizelge 3.1. Artık monomer analizi bakımından grupların ortalama ve standart hata değerleri 83 Çizelge 3.2 Hücre canlılık (%) değerleri bakımından grupların ortalama ve standart hata değerleri 86 Çizelge 3.3. Transvers dayanıklılık bakımından gruplara ait ortalama ve standart hata değerleri 92 Çizelge 3.4. Elastik modül bakımından gruplara ait ortalama ve standart hata değerleri 96 Çizelge 3.5. Çarpma dayanıklılığı bakımından gruplara ait ortalama ve standart hata değerleri 99

16 1 1. GİRİŞ Diş hekimliğinin birçok alanında polimerler önemli yer tutmaktadır. Polimerlerin farklı özellikleri diğer materyallerle gerçekleştirilmesi mümkün olmayan bir dizi klinik uygulamaya izin vermektedir. Yaygın olarak kullanılan aljinat, polieter, polisülfit ve silikon esaslı ölçü materyalleri birer polimerdir. Protez dişler, simanlar, geçici kron materyalleri, endodontik dolgu malzemeleri, doku düzenleyiciler, pit ve fissür örtücüler, day materyalleri diğer polimer uygulamalarıdır. Bununla birlikte polimerler esas olarak tam protezler ve doku destekli bölümlü protezlerde kaide materyali olarak kullanılmaktadır. Çalışma özelliklerinin uygun, yapım aşamasındaki süreçlerin kolay, çevre dokularla uyumunun ve stabilizasyonunun iyi olması, pahalı donanım gerektirmemesi ve estetik olarak tatmin edici özelliklere sahip olması nedeniyle poli (metil metakrilat) (PMMA) esaslı rezinler, diş hekimliğine sunulduğu günden günümüze kadar en yaygın olarak kullanılan kaide rezinleridir. Bununla birlikte mekanik özelliklerinin yetersizliği ve kırılmaya karşı dayanıksız olmasından dolayı ideal bir kaide rezini olmaktan uzaktır. Günümüze kadar kaide materyallerinin mekanik özelliklerini arttırmak amacıyla PMMA a alternatif olabilecek materyaller geliştirmek, PMMA a bazı güçlendirici materyallerin ilave edilmesi ve yapısına kopolimer ilave edilmesi yolu ile PMMA ın kimyasal olarak modifikasyonunun sağlanması şeklinde birçok çalışma yapılmıştır. Ancak henüz PMMA a alternatif olabilecek tatmin edici bir materyal bugüne kadar bulunamamıştır. PMMA a fiber ilave edilmesi ile kaide rezinlerinin güçlendirilmesinde başarılı sonuçlar elde edilmesine karşın liflerin yerleştirilmesindeki zorluklar, fiberle güçlendirilmiş kaidelerin cilalama işlemlerinin zor olması gibi faktörler kaide rezinlerinin güçlendirilmesinde fiber kullanımını kısıtlamaktadır. Farklı özelliklere sahip olan monomerlerin değişen oranlarda karıştırılması ile elde edilecek olan kopolimer yapının mekanik, kimyasal ve termal özelliklerinin

17 2 geliştirilebileceği bilinmekle birlikte bu konu üzerinde günümüze kadar çok fazla çalışma yapılmamıştır. Bu noktadan hareketle, çalışmamızda tek tip, ısı ile polimerize olan protez kaide rezininin monomerine değişen oranlarda yüksek alkil grubuna sahip etil, bütil, izobütil metakrilat katılarak kopolimer yapılar hazırlanmıştır. Bir polimerin polimerizasyonunun hiçbir zaman tamamlanmadığı ve polimer içerisinde değişen miktarlarda artık monomer kaldığı bilinmektedir. Bir materyalin klinik kullanılabilirliği için artık monomer miktarının belirli seviyelerde, materyalin çevre dokularla biyouyumlu ve mekanik özelliklerinin iyi olması gerekmektedir. Bu nedenle bu çalışmada oluşturduğumuz kopolimer yapıların, polimerik yapıya göre göstereceği kimyasal, biyolojik ve fiziksel değişimlerini in vitro olarak incelemeyi planladık Polimerlerin Temel Yapısı Polimerlerin Kimyasal Kompozisyonu Polimer; birçok üniteden oluşmuş molekül anlamına gelir. Latincede poli: çok, mer: parça anlamındadır. Bir mer, polimeri oluşturan tekrarlayan basit kimyasal ünitedir ve sıklıkla materyale ismini verir (Craig ve Peyton, 1975; O Brien, 2002, Bölüm 6; Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 7; Powers ve Wataha, 2008). Örneğin polistiren stiren ünitelerinden oluşan bir polimerdir (Şekil 1.1), (O Brien, 2002, Bölüm 6; Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 7). Stiren Polistiren Şekil 1.1. Polistirenin kimyasal yapısı (MsXLabs, 2011) İki, üç veya dört üniteden oluşmuş kısa polimerler oligomer olarak isimlendirilmektedir (Noort, 2002, Bölüm 1.6; O Brien, 2002, Bölüm 6). Monomerler polimeri oluşturan moleküllerdir ve gerçekleşen bu işlem

18 3 polimerizasyon olarak adlandırılır (McCabe, 1990, Bölüm 12; Noort, 2002, Bölüm 1.6; O Brien, 2002, Bölüm 6). Polimer tek tip monomerden şekillenirse homopolimer, farklı tip monomerlerden şekilllenirse heteropolimer olarak isimlendirilmektedir (Noort, 2002, Bölüm 1.6). Diş hekimliğinde kullanılan akrilik rezinlerin çoğu çapraz bağlara sahip olmayan homopolimer yapısındadır (Powers ve Wataha, 2008). Eğer iki veya daha fazla farklı tipteki monomer polimerizasyona katılırsa oluşan yapıya kopolimer denir. Kopolimeri oluşturan üniteler belli bir dizilim içerisinde sıralanabileceği gibi gelişigüzel olarak veya çok sayıdaki aynı ünitelerin yan yana sıralı olarak dizildiği blok halinde de olabilir (O Brien, 2002, Bölüm 6). Polimerleri oluşturan üniteler birbirleriyle birincil kovalent bağlarla bağlanmaktadır (Phillips, 1991, Bölüm 10; O Brien, 2002, Bölüm 6). Polimer zincirleri ise birbirleriyle zayıf ikincil yani van der Waals bağlarıyla tutunmaktadır (Şekil 1.2 a ve b), (Noort, 2002, Bölüm 1.6). Şekil 1.2. (a) Polimer zincirindeki atomlar arasındaki kuvvetli birincil bağlar, (b) Komşu zincirleri bağlayan atomlar arası zayıf ikincil bağlar (O Brien, 2002, Bölüm 1). Birbirleriyle sadece van der Waals kuvvetiyle tutunan moleküllere göre, kovalent bağlarla bağlı moleküller, daha iyi özelliklere sahiptir. Bu zayıf van der Waals bağları, polimerin ısısının artışıyla birlikte kolaylıkla kırılırlar. Böyle bir durumda polimer yumuşar ve kolayca deforme olur (Noort, 2002, Bölüm 1.6).

19 4 Polimerler, camsı geçiş sıcaklığında (Tg) veya üzerindeki sıcaklıklarda sıvılaşır (McCabe, 1990, Bölüm 12; Phillips, 1991, Bölüm 10; Noort, 2002, Bölüm 1.6). Camsı geçiş sıcaklığı polimerin cam ve kırılgan halinden lastik benzeri hale geçtiği sıcaklıktır (O Brien, 2002, Bölüm 6) Polimerlerin Moleküler Ağırlığı Polimer molekülünün moleküler ağırlığı polimeri oluşturan ünitelerin moleküler ağırlığının toplamı kadardır. Tipik bir polimer molekülü yüz bin üniteden oluşabileceği gibi milyonlarca üniteden de oluşabilmektedir (Craig ve Peyton, 1975; O Brien, 2002, Bölüm 6; Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 7). Genellikle materyalin rapor edilen moleküler ağırlığı; ortalama moleküler ağırlıktır (Craig ve Peyton, 1975; McCabe, 1990, Bölüm 12; O Brien, 2002, Bölüm 6; Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 7). Polimerizasyonu gerçekleşmiş protez kaideleri için moleküler ağırlığın den fazla olması gerektiği rapor edilmiştir. Çapraz bağlı rezinden yapılmış suni dişlerde aynı şekilde yüksek molekül ağırlığına sahip olmalıdırlar (Phillips, 1991, Bölüm 10). Yüksek moleküler ağırlık, daha sert ve güçlü bir polimerin oluşumuna neden olmaktadır (Noort, 2002, Bölüm 1.6). Polimer molekülü içerisindeki toplam ünite sayısı; polimerizasyon derecesi olarak tanımlanmaktadır (Noort, 2002, Bölüm 1.6; O Brien, 2002, Bölüm 6; Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 7). Bir polimerin polimerizasyon derecesi ne kadar fazla ise fiziksel özellikleri de o kadar iyidir. Polimerin moleküler ağırlığı arttıkça materyalin polimerizasyon derecesi de artmaktadır. Polimerizasyon tipi, polimerin içerdiği monomerin türü ve sayısı polimerizasyon derecesini etkilemektedir (Ergün, 1998). Örneğin tek monomerden oluşmuş yüksek moleküler ağırlığa sahip polimerlerin, polimerizasyon derecesi de yüksektir (Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 7).

20 Polimerlerin Boyutsal Yapısı Polimerin doğrusal, dallanmış, çapraz bağlı olmak üzere 3 temel boyutsal yapısı vardır (Craig ve Peyton, 1975; O Brien, 2002, Bölüm 6; Rawls, 2003; Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 7). Molekül zincirleri nadiren sadece doğrusal şekildedir. Sıklıkla dallanmış veya çapraz bağlı formdadırlar (Şekil 1.3 a, b ve c), (Rawls, 2003). Doğrusal ve dallanmış moleküller birbirlerine zayıf, fiziksel bağlarla bağlanır (O Brien, 2002, Bölüm 6). a b c Şekil 1.3. (a) Doğrusal polimer, (b) Dallanmış polimer, (c) Çapraz bağlı polimer (Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 7) Polimerlerin Fiziksel Özellikleri Deformasyon ve İyileşme Uygulanan kuvvetler sonucu polimer içerisinde oluşan gerilim elastik deformasyona, plastik deformasyona ya da her iki deformasyona birden neden olabilmektedir. Plastik deformasyon geri dönüşümsüz bir olaydır ve polimerin kalıcı şekil değiştirmesiyle sonuçlanır. Elastik deformasyon geri dönüşümlü bir olaydır ve

21 6 gerilim ortadan kalktıktan sonra polimerin eski haline dönmesiyle sonuçlanır. Viskoelastik deformasyon elastik ve plastik deformasyonun bir kombinasyonu şeklindedir. Fakat yalnızca elastik gerinimin iyileşmesi gerilim azaldığı zaman meydana gelmektedir. Bununla birlikte iyileşme gerilim yok edildiğinde ani bir şekilde değil, zamanla olmaktadır (Rawls, 2003) Reolojik Özellikleri Reoloji, materyallerin akışkanlığı ve deformasyon özellikleri ile ilgilenen bilim dalıdır. Polimerlerin reolojik ya da akışkanlık özelliği elastik ve plastik deformasyon ve de gerilim ortadan kalktığında meydana gelen elastik iyileşmeyi (viskoelastik akışkanlık) kapsamaktadır. Zincir uzunluğu, çapraz bağlantı sayısı, ısı ve uygulanan kuvvet miktarı hangi davranışın baskın olacağını etkilemektedir (Rawls, 2003). Plastik akışkanlık: Geri dönüşümlü gerinim davranışı, polimer zincirleri birinden diğerine kaydığında meydana gelmekte ve kalıcı deformasyonla sonuçlanmaktadır (Rawls, 2003). Elastik iyileşme: Geri dönüşümlü gerinim davranışı polimerin amorf bölgelerinde sarmal şeklindeki zincirin düzelip tekrar sarmal şekle dönmesiyle meydana gelmektedir (Rawls, 2003). Plastik ve elastik özellikler ideal bir materyali tanımlamak için kullanılmaktadır. Bununla birlikte polimer yapısına sahip materyaller elastik ve plastik gerinim kombinasyonu ile deforme olmaktadır. Bu nedenle elastomerler her zaman tam olarak iyileşmez ve küçük bir miktar plastik deformasyon kalır. Halbuki plastikler yüksek seviyede plastik deformasyon sergilemektedirler. Fakat aynı zamanda çok az derecede elastik iyileşmeye sahiptirler. Bu fenomen viskoelastik iyileşme olarak isimlendirilmektedir (Rawls, 2003).

22 Çözünme Özellikleri Polimerlerin sıvı içerisinde çözünmeleri genellikle yavaştır ve nadiren tam olarak sıvı içerisinde çözünürler veya hiç çözünmezler. Çözme karakteristikleri; ortalama moleküler ağırlık, çapraz bağlanma ve zincir dallanmasına karşı oldukça hassastır (Rawls, 2003). Polimerlerin çözünme özellikleri şu şekildedir: 1) Uzun zincirli polimerler daha yavaş çözünürler. 2) Polimerlerin sıvı emme, şişme ve yumuşama eğilimi çözünme eğilimine göre daha fazladır. 3) Çapraz bağlanma, zincirlerin birbirinden tamamen ayrılmasını önler ve çözünmeyi geciktirir. 4) Yüksek çapraz bağlı moleküller çözünmezler. 5) Elastomerler plastiklerden daha fazla şişerler. 6) Dental polimerlerin şişmesi protezin uyumu sırasında istenmeyen durumlara neden olabilmektedir. 7) Su gibi emilen moleküller polimer zincirlerinden ayrılır ve zincirler arasında kaymayı kolaylaştırır. Bu kayganlaşma etkisi plastikleşme olarak adlandırılır (Rawls, 2003). Çapraz bağlanma düz makromoleküller arasında yeterli sayıda köprünün kurulmasını sağlayarak üç boyutlu bir ağın şekillenmesine neden olmaktadır ve bu durum su emilimini azaltır. Azalan emilim sonucu da rezinin dayanıklılık ve sertliği artar (Rawls, 2003) Termal Özellikler Polimerlerin fiziksel özellikleri ısı değişimlerinden de etkilenmektedir. Ergime noktasında zayıf bağlar kırılır ve zincirler birinden diğerine kayar. Bu durum gerçekleştiğinde materyal yumuşar. Donma noktasında bağlar yeniden şekillenir ve katılaşma meydana gelir. Bu süreci geçiren materyaller termoplastik materyaller olarak adlandırılır. Polistiren, polivinil akrilikler ve PMMA bunlara örnektir (Noort, 2002, Bölüm 1.6; O Brien, 2002, Bölüm 6; Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 7).

23 8 Termoplastik bir rezinin ulaştığı yeterli yumuşaklık ergime ısısı olarak isimlendirilmektedir. Polimerin moleküler ağırlığının az olması ergime ısısını düşürecektir (Phillips, 1991, Bölüm 10; Rawls, 2003). Termoplastik rezinler ısı, basınç gibi kimyasal olmayan reaksiyonlarla yumuşayarak şekillenmektedirler. Termoplastik rezinler eriyebilir ve organik çözücülerde çözünebilir (Phillips, 1991, Bölüm 10; Rawls, 2003). Ergime noktasında zincirin kaymasına izin veren boyutsal yapı çapraz bağlı materyallerde mevcut değildir. Bu nedenle çapraz bağlı polimerler ergime noktasında yumuşamaz ve termoset polimerler olarak adlandırılır. Silikonlar ve çapraz bağlı PMMA termoset yapılara tipik örneklerdir (O Brien, 2002, Bölüm 6; Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 7). Bu rezinlerin şekillenmesinde kimyasal bir reaksiyon gerçekleşir ve final ürün orijinal halinden kimyasal olarak farklılık göstermektedir. Termoset rezinler genel olarak çözünmez ve erimezler (Phillips, 1991, Bölüm 10; Rawls, 2003) Polimerlerin Özelliklerini Etkileyen Faktörler Polimerlerin özelliklerini; zincirin kimyasal kompozisyonu, moleküler ağırlığı, polimerizasyon derecesi, zincir uzunluğu, plastikleştirici ve doldurucu varlığı, dallanma sayısı ve/veya polimer zincirleri arasındaki çapraz bağ sayısı gibi birçok faktör etkiler (McCabe, 1990, Bölüm 12; O Brien, 2002, Bölüm 6). Genel olarak uzun zincirler ve yüksek molekül ağırlığı; polimerin dayanıklılığını, sertliğini, bükülmezliğini ve artan gevreklik sonucu çatlama direncini arttırır (O Brien, 2002, Bölüm 6). Polimer içerisinde mevcut olan kristalin miktarı polimerin özelliklerini etkiler. Yüksek kristalinli materyaller çok düzenli sıralanmış atomlara sahiptirler ve kristalinsiz materyallere göre güçlü, bükülmez ve daha az su emerler (O Brien, 2002, Bölüm 6; Rawls, 2003). Her ne kadar kristalinite çekme dayanıklılığını arttırsa da aynı zamanda polimerin erime ısısını arttırarak yumuşamasını azalttığı için kristalin rezinler dental kullanıma uygun değildir (Phillips, 1991, Bölüm 10). Çok az dental

24 9 polimer kristalin yapısındadır. Bir çoğu atomların düzensiz olarak sıralanmasıyla oluşmuş amorfoz yapıya sahiptir (Phillips, 1991, Bölüm 10; O Brien, 2002, Bölüm 6; Rawls, 2003). Sıklıkla polimerlerin fiziksel özelliklerini modifiye etmek amacıyla, polimerizasyon reaksiyonuna katılmayan kimyasallar polimere ilave edilmektedir. Bu amaç için kullanılan kimyasallar plastikleştirici olarak isimlendirilir. Plastikleştiriciler polimer ağı içerisinde çözünerek polimer zincirleri arasındaki bağlantıları modifiye etmektedirler. Genellikle çapraz bağ içermeyen polimerlerde kullanılırlar (Powers ve Wataha, 2008). Küçük plastikleştirici moleküller sert, çapraz bağlı olmayan polimere ilave edildiği zaman sertliği azaltır ve polimerin camsı geçiş sıcaklığını düşürür. Böylece belirli bir ısıda normal sertlikteki materyaller daha esnek hale gelebilirler (Craig ve Peyton, 1975; McCabe, 1990, Bölüm 12; Noort, 2002, Bölüm 1.6; O Brien, 2002, Bölüm 6; Rawls, 2003). Plastikleştiriciler eğer yeterli miktarda ilave edilirlerse sert bir polimerin yumuşak, esnek ve dayanıklı bir hale dönüşmesini sağlamaktadırlar (Noort, 2002, Bölüm 1.6). Plastikleştiriciler her zaman polimer ağı ile kovalent bağı ile bağlanamadığından zamanla polimerden ayrılabilirler ve bu durumda polimer içerisindeki etkileri kaybedilir. Bu nedenle plastikleştiricilerin oral dokulara salınabilme durumu göz önünde bulundurulmalıdır (Craig ve Peyton, 1975; Powers ve Wataha, 2008). Polimerlerin görsel ve fiziksel özelliklerini modifiye etmek amacıyla polimerlere partiküllerde ilave edilebilmektedir. Bu partiküller genellikle doldurucu olarak isimlendirilmektedir. Doldurucular protezin çarpma dayanıklılığını arttırdığından kırılmaya karşı dayanıklılığa önemli etkileri bulunmaktadır. İnorganik doldurucular polimere renk vermesi amacıyla da kullanılmaktadır. Doldurucular polimer ağına çapraz olarak bağlanabilmektedirler. Bu özellikleri polimerizasyon esnasında meydana gelen büzülmeyi azaltmaktadır (Powers ve Wataha, 2008). Polimerizasyon süresince doldurucusuz akrilik rezin için % 21 in üzerinde, protez rezini için % 6, rezin kompozit için % 1-3 kadar bir hacimsel azalma, büzülme ve iç stres oluşumu meydana gelmektedir. Polimer yeniden ısıtıldığında sıklıkla eğilme olarak adlandırılan şekilde bir değişiklik olmaktadır. Ek olarak polimerler çeşitli

25 10 miktarlarda su emme yeteneğine sahiptirler. Bu emilim sırasında küçük bir miktar genişleme meydana gelebilir (O Brien, 2002, Bölüm 6) Polimerizasyon Polimerizasyon, monomer adı verilen çok sayıdaki molekülün birleşerek makromolekül veya polimer oluşturduğu bir seri kimyasal reaksiyondur (Rawls, 2003). Diğer bir deyişle çok sayıdaki bir veya birden fazla tipte düşük molekül ağırlıklı moleküllerin yüksek molekül ağırlıklı tek bir molekül oluşturmak için reaksiyona girmesi polimerizasyon olarak isimlendirilmektedir (Phillips, 1991, Bölüm 10). Polimerlerin en önemli özellikleri çok büyük moleküllerden oluşmalarıdır (Phillips, 1991, Bölüm 10; Rawls, 2003). Bu makromolekül inorganik veya organik olabilmektedir. Ancak günümüzde diş hekimliğinde organik polimerler kullanılmaktadır (Phillips, 1991, Bölüm 10). Polimerizasyon hiçbir zaman tam olarak tamamlanmaz ve polimer içerisinde artık monomer kalır. Artık monomerin yüzdesi moleküler ağırlığı etkilemektedir (Phillips, 1991, Bölüm 10) Polimerizasyon Tipleri Polimerizasyon işlemi çeşitli mekanizmalarla olabilmektedir; fakat en sık polimerizasyon reaksiyonu iki ana tipte gerçekleşmektedir. Bunlar katılma ve kondensasyon polimerizasyonudur (McCabe, 1990, Bölüm 12; O Brien, 2002, Bölüm 6; Rawls, 2003; Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 7).

26 Kondensasyon Polimerizasyonu Kondensasyon polimerizasyonunda meydana gelen reaksiyonun mekanizması bir veya daha fazla molekül arasında oluşan kimyasal reaksiyonla aynı şekildedir (Phillips, 1991, Bölüm 10). Bu reaksiyonlarda iki ya da daha fazla fonksiyonlu grupları bulunan moleküller bağlanarak daha büyük molekülleri oluştururlar. Reaksiyon sırasında çoğu kez su molekülü gibi küçük bir molekülün ayrıldığı görülür. (McCabe, 1990, Bölüm 12; Noort, 2002, Bölüm 1.6; O Brien, 2002, Bölüm 6; Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 7). Sudan başka amonyak, karbondioksit, sodyum bromür, klorlu hidrojen azot, metanol gibi küçük moleküllerinde ayrıldığı görülmektedir (Kantar, 2005). Kondensasyon polimerizasyon reaksiyonları ile yüksek molekül ağırlıklı polimer elde etmek çok zordur. Günümüzde kondensasyon rezinler, dental restorasyonlarda ve protetik uygulamalarda genellikle tercih edilmemektedir (Phillips, 1991, Bölüm 10) Katılma Polimerizasyonu Kondensasyon polimerizasyonunun aksine katılma polimerizasyonu süresince bileşim içerisinde hiçbir değişiklik meydana gelmez. Bu polimerizasyonun gerçekleşebilmesi için mutlaka çift bağlar içeren doymamış moleküllerin varlığı gerekmektedir (Craig ve Peyton, 1975; Rawls, 2003 ). Bu tip reaksiyonlarda hiçbir yan ürün oluşmaz (Craig ve Peyton, 1975; Noort, 2002, Bölüm 1.6; Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 7). Kondensasyon polimerizasyonuna göre sınırsız büyüklükte dev moleküller oluşur (Phillips, 1991, Bölüm 10). Diş hekimliğinde sıklıkla katılma polimerizasyonu ile polimerize olan rezinler kullanılmaktadır (Craig ve Peyton, 1975; Phillips, 1991, Bölüm 10; Rawls, 2003). Tek başına polimerizasyon terimi kullanıldığında genel olarak katılma polimerizasyonu kastedilmektedir (Phillips, 1991, Bölüm 10).

27 12 Diş hekimliğinde yaygın olarak kullanılan polivinil klorid, PMMA, polistiren, polietilen katılma polimerizasyonu ile hazırlanmaktadır (Craig ve Peyton, 1975; O Brien, 2002). Aynı zamanda rezin kompozitlerin matriksinin ana bileşeni olan bis- GMA (Bisfenol A-glisidil metakrilat) da katılma polimerizasyonu ile elde edilmektedir (O Brien, 2002, Bölüm 6) Katılma Polimerizasyonunun Aşamaları Katılma polimerizasyon reaksiyonlarında başlama, çoğalma, sonlanma ve zincir transferi olmak üzere dört aşama tanımlanır (Phillips, 1991, Bölüm 10; Rawls, 2003). Bu reaksiyonlar ısı, ışık veya çeşitli kimyasallarla hızlandırılabilir (Craig ve Peyton, 1975; McCabe, 1990, Bölüm 12; Noort, 2002, Bölüm 1.6; O Brien, 2002, Bölüm 6; Rawls, 2003; Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 7) Başlama Başlama basamağı, aktive edilen başlatıcı ajanın kendi enerjisini monomer molekülüne transfer etmesini içeren periyottur. Bu periyot monomerin saflığından oldukça etkilenmektedir. Aktive olmuş gruplarla reaksiyon verebilecek herhangi bir safsızlığın mevcut olması durumunda bu süre oldukça uzar. Sıcaklık ne kadar yüksek ise başlama süresi de o kadar kısa olur (Phillips, 1991, Bölüm 10; Rawls, 2003). Her monomer molekülünün aktivasyonu için gerekli olan aktivasyon enerjisi cal/mol dür (Phillips, 1991, Bölüm 10). Başlama basamağında öncelikle polimer zincirinin büyümesini başlatacak olan serbest radikaller üretilir (Şekil 1.4), (Craig ve Peyton, 1975; Noort, 2002, Bölüm 1.6; O Brien, 2002, Bölüm 6; Rawls, 2003). Serbest radikalleri üreten etkinleştirici ajanlar başlatıcı olarak isimlendirilir (McCabe, 1990, Bölüm 12). Serbest radikal molekülleri eşleşmemiş elektronlu kimyasal gruplara sahiptir. Kimyasal olarak aktive edilen sistemlerde serbest radikaller; genellikle bir organik peroksit başlatıcı ve bir amin hızlandırıcının reaksiyona girmesiyle oluşturulur (Craig ve Peyton, 1975;

28 13 McCabe, 1990, Bölüm 12; O Brien, 2002). Dental ürünlerde hızlandırıcı olarak genellikle N, N- dihidroksietil-para-toluidin kullanılmaktadır (Craig ve Peyton, 1975; Noort, 2002, Bölüm 1.6; Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 7). Şekil 1.4. Benzol peroksitin serbest radikal verişi (MsXLabs, 2011). Işıkla aktive edilen sistemlerde ise başlatıcı ajan olarak kamforokinon kullanılmaktadır. Kamforokinonun ayrışması ile her birinde bir tane eşleşmemiş elektron bulunan iki tane serbest radikal oluşur. Serbest radikaller monomer molekülünde var olan çift bağları yakalar bu durum eşleşmemiş elektronun, monomerin en sonuna kayarak aktive olmuş monomer moleküllerinin şekillenmesi ile sonuçlanır (Şekil 1.5), (Craig ve Peyton, 1975; O Brien, 2002, Bölüm 6; Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 7). Şekil 1.5. Serbest radikalin etilen monomeri ile reaksiyonu (MsXLabs, 2011) Çoğalma Aktive olmuş monomerlerin eklenen monomerlerin çift bağlarını yakalaması ile hızlı bir şekilde serbest radikaller oluşturulur (Şekil 1.6). Bu ikinci basamak yani çoğalma zincirin uzunlamasına büyümesi şeklinde devam eder (O Brien, 2002, Bölüm 6).

29 14 Çoğalma başladıktan sonra her mol başına yalnızca 5000 ila 8000 kalori gerektiğinden işlem son derece hızlı gerçekleşir. Teorik olarak zincir reaksiyonu ısıyla birlikte tüm monomerler polimere dönüşene kadar devam eder. Gerçekte ise polimerizasyon tamamen tamamlanmaz (Phillips, 1991, Bölüm 10). Şekil 1.6. Çoğalma reaksiyonu (MsXLabs, 2011) Sonlanma Zincir reaksiyonu direkt çift bağlarla ya da büyümüş bir zincirden diğer bir zincire hidrojen atomunun geçmesiyle sonlanır (Şekil 1.7), (Phillips, 1991, Bölüm 10). Şekil 1.7. Polimerizasyonun sonlanması (MsXLabs, 2011).

30 Zincir Transferi Her ne kadar zincir sonlanması zincir transferi sonucu oluyorsa da buradaki olay farklıdır. Bu basamak aktive olmuş radikalin inaktif bir moleküle transfer edilmesi ve daha fazla büyüme için yeni bir çekirdek oluşturması olarak tanımlanmaktadır. Böylece sonlanmış zincir, zincir transferi ile yeniden aktive edilip büyüme devam edebilmektedir (Craig ve Peyton, 1975; Rawls, 2003) Kopolimerizasyon Katılma reaksiyonunda makromolekül tek tip ünitenin polimerizasyonu sonucu şekillenmektedir. Bununla birlikte fiziksel özellikleri geliştirmek için iki veya daha fazla kimyasal olarak farklı monomer kullanılabilmektedir. Bu şekilde oluşan polimer kopolimer, bu olay ise kopolimerizasyon olarak bilinmektedir (Phillips, 1991, Bölüm 10; Noort, 2002, Bölüm 1.6; Rawls, 2003; Powers ve Wataha, 2008). Örneğin iki monomerden oluşan etilen türevi, aşağıdaki yapısal formüle sahip olabilir (Phillips, 1991, Bölüm 10; Rawls, 2003). H 2 C = CHR 1 ve H 2 C = CHR 2 Buradaki R 1 ve R 2 iki farklı radikaldir. Polimerizasyon sonrası kopolimerin aşağıdaki gibi sonuçlanması olasıdır: n H 2 C = CHR 1 + m H 2 C = CHR 2 ( H 2 C- CHR 1 - H 2 C- CHR 2 ) n+m Bununla birlikte serbest radikallerin dönüşümlü olarak yerleşmesi ile oluşan son derece ideal olmuş bu kopolimer yapısının meydana gelmesi nadir olarak gözlenmektedir. Yerleşimlerinin rastgele bir şekilde olması daha muhtemel bir durumdur (Phillips, 1991, Bölüm 10; Rawls, 2003). Kopolimerin içeriği, kopolimeri oluşturacak olan iki veya daha fazla monomerin birbirleriyle ve her bir monomerin kendisiyle aynı olan monomer tipiyle reaksiyona girme kabiliyetine bağlıdır. Örneğin ilk formülde verilen monomer A olarak, ikinci

31 16 formüldeki monomer ise B olarak isimlendirilecek olursa, monomer A nın homopolimerize yani kendisi ile polimerize olma eğilimi oldukça fazlaysa B monomerinden bağımsız olarak polimerize olur ve bu durumda kopolimerizasyon meydana gelmez. Yani açığa çıkan rezin bir kopolimer değil iki polimerin karışımı olacaktır. Ancak böyle bir durum nadiren ortaya çıkar. Diğer taraftan A ve B ayrı ayrı polimerize olmaktan ziyade birlikte polimerize olma eğilimi gösterebilmektedir. Böyle bir durumda tüm monomerler bağımsız bir polimerizasyon meydana gelmeksizin kopolimer içerisine girebilmektedir. Çoğunlukla, final rezin çeşitli derecelerde polimerize veya kopolimerize olmuş polimer ve kopolimer karışımından oluşur (Phillips, 1991, Bölüm 10; Rawls, 2003). Kopolimerler ardarda, rastgele, blok ve dallanmış olmak üzere dört ayrı tiptedir. 1- Ardarda kopolimer Monomerler ardarda gelecek şekilde düzenlenir. Son derece ideal olmuş bu kopolimer yapısının meydana gelmesi nadir olarak gözlenmektedir (Şekil 1.8), (Phillips, 1991, Bölüm 10; Rawls, 2003). Şekil 1.8. Ardarda kopolimer zinciri (PSLS, 2011). 2- Rastgele kopolimer Rastgele polimer tipinde farklı üniteler zincir boyunca gelişigüzel dizilmektedir (Şekil 1.9), (Phillips, 1991, Bölüm 10; Noort, 2002, Bölüm 1.6; Rawls, 2003). Şekil 1.9. Rastgele kopolimer zinciri (PSLS, 2011).

32 17 3-Blok kopolimer Eğer aynı monomer üniteleri polimer zinciri boyunca birbiri ardına dizilirse blok kopolimer şekillenir (Şekil 1.10), (Phillips, 1991, Bölüm 10; Noort, 2002, Bölüm 1.6; Rawls, 2003). Şekil Blok kopolimer zinciri (PSLS, 2011). 4-Dallanmış kopolimer Dallanmış kopolimerler içerisinde birbiri ardına sıralanmış monomerlerden biri ikinci monomer türüyle dallanma gösterir (Şekil 1.11), (Phillips, 1991, Bölüm 10; Rawls, 2003). Şekil Dallanmış kopolimer zinciri (PSLS, 2011). Kopolimerizasyon, final rezinin fiziksel özelliklerini dikkate değer biçimde değiştirebilir. Birçok yararlı rezinler kopolimerizasyon ile üretilmektedir. Metil metakrilat (MMA), akrilik ve metakrilik esterler kolayca kopolimerize olmaktadırlar. Örneğin etil akrilatın küçük miktarları protezin esnekliğini arttırmak için MMA la

33 18 kopolimerize edilebilir (Phillips, 1991, Bölüm 10; Rawls, 2003). MMA ın bütil metakrilatla kopolimerizasyonu çarpma kuvvetleri sonucu oluşan kırıklara karşı daha dayanıklı olan bir rezinle sonuçlanmaktadır (Craig ve ark., 2004; Powers ve Wataha, 2008). Oktil metakrilat gibi bir kopolimerin ilavesi kopolimeri daha yumuşak ve esnek hale getirmektedir ve bunlar yumuşak astar malzemesi olarak kullanılmaktadır. Hidroksietil-metakrilat kopolimerinin ilavesi polimerin suyla ıslanabilirliğini arttırmaktadır ve bu durum ağız kuruluğu olan hastalarda protezin tutuculuğu için olumlu bir etki oluşturmaktadır. Kopolimerler estetik restoratif materyallerin ve ağız koruyucuların üretiminde de oldukça yaygın olarak kullanılır. Örneğin vinil asetatetilen kopolimeri çok iyi derecede enerji emebildiği için ağız koruyucu olarak kullanılmaktadır (Powers ve Wataha, 2008) Çapraz Bağlanma Polimerlerin istenmeyen özelliklerinin birçoğu polimer zincirleri arasındaki zayıf bağlardan kaynaklanmaktadır. Bunu düzeltmek için zincirlerin birbirleriyle birincil kimyasal bağlarla bağlanması gerekmektedir. Gerçekte bu metot çapraz bağlanma olarak isimlendirilir ve dayanıklılığı, su emilimine karşı direnci, aşınma direncini ve polimerin diğer özelliklerini arttırmaktadır (Noort, 2002, Bölüm 1.6; O brien, 2002, Bölüm 1; Rawls, 2003). Yüksek moleküler ağırlıklı polimerlerle karşılaştırıldığında düşük moleküler ağırlıklı polimerlerde gözlenen çapraz bağlanma, camsı geçiş sıcaklığını yani yumuşama ısısını arttırmaktadır (McCabe, 1990, Bölüm 12; Rawls, 2003). Çapraz bağlanma yüzey streslerine ve çözeltilere karşı dayanıklılığı arttırmak amacıyla akrilik dişlerin üretiminde de yaygın şekilde kullanılmaktadır (Phillips, 1991, Bölüm 10). Aynı zamanda çapraz bağlanma, akriliklerin tesviye ve cila işlemlerinin kolaylıkla yapılmasını sağlamaktadır (Powers ve Wataha, 2008).

34 19 Çapraz bağlanmanın fiziksel özellikler üzerine asıl etkisi polimer sistemine, çapraz bağlanma ajanının konsantrasyon ve kompozisyonuna bağlı olarak çeşitlilik göstermektedir (Phillips, 1991, Bölüm 10). Örneğin düşük camsı geçiş sıcaklığına ve az miktarda çapraz bağlantıya sahip materyal oda ısısında lastik gibi davranabilirken çok fazla çapraz bağlantı içeren bir materyal sert ve kırılgan hale gelebilmektedir (McCabe, 1990, Bölüm 12). Çapraz bağlanma polimerizasyon meydana gelmeden önce monomer içerisine çapraz bağlanma ajanlarının ilave edilmesiylede sağlanabilmektedir. Çapraz bağlanma ajanları serbest radikal polimerizasyonuna katılabilen iki veya daha fazla çift bağ içermektedirler (Powers ve Wataha, 2008) Rezinlerin Sınıflandırılması Heterojen ve kompleks yapılarından dolayı rezinlerin kesin bir sınıflandırmasını yapmak mümkün değildir (Phillips, 1991, Bölüm 10). Günümüze kadar rezinlerin çeşitli özellikleri dikkate alınarak değişik sınıflamalar yapılmıştır Rezinlerin Termal Davranışlarına Göre Yapılan Sınıflandırma Bu sınıflandırmaya göre rezinler 1. Termoplastikler 2. Termosetler olmak üzere 2 ana sınıfta toplanırlar (McCabe, 1990, Bölüm 12; Phillips, 1991; Bölüm 10, Rawls, 2003) Rezinlerin Yapısına Göre Yapılan Sınıflandırma Diğer bir sınıflandırma rezinlerin yapısı göz önünde bulundurularak yapılabilmektedir (Phillips, 1991, Bölüm 10). Bunlar;

35 20 1. Vinil rezinler, 2. Polistiren, 3. Akrilik rezinler, 4. Epoksi rezinler, 5. Multifonksiyonel akrilik rezinlerdir ISO 1567 No lu Standarda Göre Yapılan Sınıflandırma Protez kaide materyali olarak kullanılan polimerler ISO 1567 no lu standarda göre ise şu şekilde sınıflandırılmıştır: Tip 1: Isı ile polimerize olan polimer Sınıf 1: Toz ve sıvı Sınıf 2: Plastik pat Tip 2: Otopolimerizan polimer Sınıf 1: Toz ve sıvı Sınıf 2: Toz ve sıvı akışkan rezinler Tip 3: Termoplastik toz içerenler Tip 4: Işık ile polimerize olan polimer Tip 5: Mikrodalga ile polimerize olan polimer (ISO 1567, 1999) Polimerizasyon Yöntemlerine ve Aktivasyon Şekillerine Göre Yapılan Sınıflandırma 1. Isı ile polimerize olan akrilikler a. Konvansiyonel yöntemle polimerize olan akrilik rezinler i. Doldurucusuz akrilik rezinler ii. Güçlendirilmiş akrilik rezinler 1. Karbon ile güçlendirilmiş akrilik rezinler 2.Poli-fiber ile güçlendirilmiş akrilik rezinler b. Yüksek çarpma dayanıklılığına sahip akrilik rezinler

36 21 2. Kimyasal olarak polimerize olan akrilik rezinler 3. Enjeksiyonla kalıplama tekniği kullanılarak polimerize olan akrilik rezinler a. PMMA b. Polikarbonat c. Naylon 4. Işıkla aktive olan akrilik rezinler (O Brien, 2002, Bölüm 6) Akrilik Rezinler Akrilik rezinler etilen türevi olup, yapısal formülünde bir vinil (-C=C-) grubu içermektedirler. Diş hekimliğinde kullanılan iki çeşit akrilik rezin vardır (Phillips, 1991, Bölüm 10; Rawls, 2003). 1. Akrilik asitten (CH 2 =CHCOOH) türetilmiş olanlar, 2. Metakrilat asitten [CH 2 =C(CH 3 )COOH] türetilmiş olanlar. Bu iki akrilik rezinde katılma polimerizasyonu ile polimerize olmaktadır (Phillips, 1991; Bölüm 10). Yaygın olarak kullanılan akrilik rezinler, metakrilik asitin metil esteri olan metil metakrilattır. Metakrilatın polimerizasyonu ile elde edilen dental polimer PMMA tan oluşur (Rawls, 2003; Powers, Wataha, 2008). Akrilik rezinlerin çeşitli formları bulunmakla birlikte günümüzde en yaygın olarak toz-sıvı birleşimi kullanılmaktadır (Zaimoğlu ve ark., 1993, Bölüm 12; Craig ve ark., 2004).

37 Isı ile Polimerize Olan Akrilik Rezinler Poli (metil metakrilat) (Toz) Isı ile polimerize olan akrilik rezinlerin büyük çoğunluğu toz-sıvı şeklinde uygulanırlar. Toz kısmı (polimer) önceden polimerize olmuş PMMA kürecikleri şeklindedir (McCabe, 1990, Bölüm 13; O Brien, 2002, Bölüm 6; Phoenix, 2003). Bu küreler, polimerleşmeyen bir sıvı içerisinde ısıtılmak suretiyle, monomerin polimere dönüşmesi ile elde edilir. Orijinal olarak akrilik tozu yani PMMA şeffaftır. Toz içerisine genel olarak akrilik kopolimer ya da polimer taneleri, reaksiyon başlatıcı maddeler, pigment ve boyalar, opaklık verici maddeler, plastikleştirici maddeler, organik ve inorganik lifler ilave edilir (Craig ve Peyton, 1975; Zaimoğlu ve ark., 1993, Bölüm 12). Başlatıcı olarak az miktarda benzol peroksit içerirler (Craig ve Peyton, 1975; McCabe, 1990, Bölüm 13; Phillips, 1991, Bölüm 10; Zaimoğlu ve ark., 1993, Bölüm 12; O Brien, 2002, Bölüm 6; Phoenix, 2003). Benzol peroksit serbest radikalleri oluşturarak polimerizasyonun başlatılmasından sorumludur (Zaimoğlu ve ark., 1993, Bölüm 12; O Brien, 2002; Phoenix, 2003) Metil Metakrilat (Sıvı) Monomerin esas maddesi genellikle saf metil metakrilattır (Craig ve Peyton, 1975; Zaimoğlu ve ark., 1993, Bölüm 12; O Brien, 2002, Bölüm 6; Phoenix, 2003). Fakat diğer akrilik monomerleri ile modifiye edilebilir (Craig ve Peyton, 1975; Zaimoğlu ve ark., 1993, Bölüm 12). Eğer iki veya daha fazla farklı tipteki monomer polimerizasyona katılırsa kopolimerler şekillenir (O Brien, 2002, Bölüm 6; Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 7). Monomerler ısı, ışık azda olsa oksijen aracılığı ile polimerize olmaya başladığından sıvı içerisinde polimerizasyon önleyici ve sıvının saklanabilmesini uzatan bazı maddeler konulur. Bu madde eser miktarda hidrokinondur (Phillips, 1991, Bölüm 10; Zaimoğlu ve ark., 1993, Bölüm 12).

38 23 Sıvıya çapraz bağlanma ajanları da eklenmektedir. Glikol dimetakrilat, PMMA protez kaide rezinlerinde en sık kulllanılan çapraz bağlantı ajanıdır (Phillips, 1991, Bölüm 11; Zaimoğlu ve ark., 1993, Bölüm 12; O Brien, 2002, Bölüm 6; Phoenix, 2003). Glikol dimetakrilat kimyasal yapı olarak MMA ile aynıdır. İki polimer zincirinin arasında köprü görevi yaparak polimer zincirinin büyümesine aracılık etmektedir (O Brien, 2002, Bölüm 6; Phoenix, 2003). Aynı zamanda akriliğin çatlamalara ve çizilmelere karşı dayanıklılığını arttırmaktadır. Sıvı içerisindeki çapraz bağlanma ajanı % 1-2 konsantrasyonundadır (Zaimoğlu ve ark., 1993, Bölüm 12). Isı ile polimerize olan akrilik rezinler konvansiyonel basınçla kalıplama tekniği ve enjeksiyonla kalıplama tekniği olmak üzere iki şekilde polimerize edilirler (McCabe, 1990, Bölüm 13; Craig ve ark., 2004) Konvansiyonel Basınçla Kalıplama Tekniği ile Polimerize Olan Akrilik Rezinler Bu teknik akrilik rezinin ısı ile polimerizasyonunda en yaygın olarak kullanılan yöntemdir. Bu teknikte toz-sıvı sistemi kullanılır. Karışım hamur kıvamına geldiğinde, mufla içerisindeki protez kalıp boşluğuna yerleştirilir, mufla kapatılır ve basınç altında brite yerleştirilir. Britteki mufla 73 C de 8 saat ya da daha fazla süre kalacak şekilde sıcak su banyosuna konulurak ısı ile polimerizasyonu gerçekleştrilir. 73 C de yavaş bir şekilde polimerizasyon gözeneklerin oluşmasını engellerken 8 saat ya da daha fazla sürenin uygulanması artık monomerin oluşmasını en aza indirgemektedir (Craig ve ark., 2004) Monomer-Polimer Oranı İstenilen özelliklere sahip iyi uyumlu bir protez kaidesine sahip olabilmek için monomer-polimer oranının uygun olması oldukça önemlidir (Phillips, 1991, Bölüm 11; Zaimoğlu ve ark., 1993, Bölüm 12; Rawls, 2003). Polimer oranının fazla olması

39 24 polimerizasyon reaksiyonunun süresini kısaltmaktadır. Ayrıca rezinin polimerizasyon büzülmesi miktarı da azalmaktadır. Ancak polimer küreciklerinin tamamen ıslanabilmesi için yeterli miktarda monomer kullanılması gerekmektedir (Phillips, 1991, Bölüm 11; Zaimoğlu ve ark., 1993, Bölüm 12). İdeal monomer - polimer oranı genellikle hacimce 1/3 tür (Phillips, 1991, Bölüm 11; Zaimoğlu ve ark., 1993, Bölüm 12; Rawls, 2003). Toz içerisindeki çeşitli büyüklükteki polimer ve pigment partiküllerinin düzenli olarak dağılması, toz ve sıvının birbiriyle homojen olarak karışması gerekmektedir. Böylece meydana gelen hamur uygun bir monomer - polimer dengesine sahip olur. Toz ve sıvının homojen olarak karışmaması halinde protezin dayanıklılığında azalma, gözeneklilikte artma ve renginde bozulma meydana gelir (Phillips, 1991, Bölüm 11; Zaimoğlu ve ark., 1993, Bölüm 12) Monomer Polimer Reaksiyonu MMA, polimer boncuklarına temas ettiği anda hızlı bir şekilde polimer boncukları içerisine diffüze olur. Bu durum boşlukların şişmesine ve boncuklar arası açıklıkların içerisine girerek düşük molekül ağırlıklı polimerlerin ayrılmasına neden olur. Boncuklar şişerken bitişik boncuklar arasında karışıklıklar meydana gelir ve boncukmonomer karışımı koheziv bir jel halini gelir. Her ne kadar monomer her boncuğun merkezine iyice infiltre olsada boncuklar hiçbir zaman tam olarak çözünmez (O Brien, 2002, Bölüm 6). Toz ile sıvının fiziksel reaksiyonu sırasında en az dört safha mevcuttur (Phillips, 1991, Bölüm 11; Zaimoğlu ve ark., 1993, Bölüm 12). 1.Safha (Islak kum) : Monomer, polimer küreciklerini ıslatır ve polimerin yavaşca monomer içerisine dağılmasıyla yapışkan olmayan sıvı bir kütle oluşur. Bu safha ıslak kum olarak isimlendirilir (Phillips, 1991, Bölüm 11; Zaimoğlu ve ark., 1993, Bölüm 12). 2.Safha (Liflenme) : Monomerler polimeri yakalar. Monomerin yakaladığı polimer, çözeltiye katılarak monomer içerisinde dağılır. Bu safha karışıma dokunulduğu

40 25 zaman yapışkan ve lifli bir yapıyla karakterizedir (Phillips, 1991, Bölüm 11; Zaimoğlu ve ark., 1993, Bölüm 12). 3.Safha (Hamur) : Monomer polimer içerisine girdikçe, kütle çözelti içerisindeki polimer ile daha doygun hale gelerek pürüzsüz, yapış yapış olmayan ve hamurumsu bir şekil alır. Bu safha hamur veya jel safhası olarak isimlendirilir (Phillips, 1991, Bölüm 11; Zaimoğlu ve ark., 1993, Bölüm 12). 4.Safha (Plastik) : Monomer buharlaşarak ve polimere daha fazla penetre olarak hemen hemen tamamen yok olur. Kütle gittikçe daha koheziv ve lastik benzeri bir hal alır. Bu safhadaki karışım artık tamamen plastiktir (Phillips, 1991, Bölüm 11; Zaimoğlu ve ark., 1993, Bölüm 12). Çalışma zamanı ikinci safhanın bitimi ile dördüncü safhanın başladığı zaman arasındaki süredir. Başka bir deyişle materyalin hamur olarak kaldığı zamandır (Phillips, 1991, Bölüm 11; Rawls, 2003) Enjeksiyon Kalıplama Tekniği ile Polimerize Olan Akrilik Rezinler Enjeksiyon kalıplama tekniği, Pryor tarafından 1942 yılında geliştirilen bir tekniktir. Hamur halindeki akrilik rezinin alçı, silikon-alçı ya da hidrokolloid kaplar arasındaki protez boşluğuna basınç altında sevk edilmesi ile konvansiyonel basınçla kalıplama tekniğinden farklılık göstermektedir (Craig ve Peyton, 1993) Kimyasal Olarak Polimerize Olan Akrilik Rezinler (Otopolimerizan Akrilik Rezinler) Serbest radikalleri oluşturarak polimerizasyonun başlamasından sorumlu olan benzol peroksiti aktive etmek için ısı yerine kimyasal bir aktivatör de uygulanabilmektedir. Böylece polimerizasyon oda ısısında tamamlanabilmektedir. Örneğin az miktarda üçüncü derecede amin, monomerle polimer karıştırılmadan önce monomere eklenebilir. Karıştırdıktan sonra dimetil-p-toluidin le benzol peroksit in reaksiyona

41 26 girmesiyle serbest radikaller şekillenir (Phillips, 1991, Bölüm 10; Phoenix, 2003). Otopolimerizan akrilik rezinler, monomere üçüncü derecede aromatik aminin eklenmesi dışında kimyasal olarak ısı ile polimerize olan protez rezinleri ile aynıdır (O Brien, 2002, Bölüm 6; Phoenix, 2003). Aromatik aminler oda sıcaklığında akrilik rezin içerisindeki monomerlerin polimerizasyonunu başlatan benzol peroksit ile reaksiyona girer ve böylece serbest radikaller oluşur (O Brien, 2002, Bölüm 6). Kimyasal olarak aktive olan rezinlerde polimerizasyon derecesi, ısı ile aktive olan sistemlerdeki kadar tamamlanmaz. Bu kimyasal olarak aktive olan rezinlerde büyük miktarda reaksiyona girmemiş monomerin var olduğunu göstermektedir. Bu reaksiyona girmemiş monomerler iki önemli probleme neden olmaktadır. Birincisi reaksiyona girmemiş monomer plastikleştirici olarak davranır ve bu protez kaidesinin çekme dayanıklılığının azalmasıyla sonuçlanır. İkincisi artık monomer potansiyel doku iritanı olarak görev yapar. Bu nedenle protez kaidesinin doku uyumluluğunu tehlikeye düşürür. Kimyasal olarak aktive olan rezinlerin renk uyumluluğu ise ısı ile aktive olan rezinlere göre daha kötüdür (Phoenix, 2003). Kimyasal olarak polimerize olan akrilik rezinlerle, ısı ile polimerize olan akrilik rezinlerin polimerizasyonunda uygulanan prosedür aynıdır. Polimer mufla içerisine yerleştirilir ve ilk sertleşme dk içerisinde gerçekleşir. Ancak polimerizasyonun tam olarak sonlanması saatlerce devam edebilir. Boyutsal olarak stabil bir protez kaidesi elde etmek için muflanın en azından iki, üç saat ya da tüm gece basınç altında bekletilmesi gerekmektedir (Phillips, 1991, Bölüm 11). Dökülebilir tip veya akışkan rezin sistemleri; kimyasal olarak aktive olan sistemlere yenilik getiren bir sistemdir. Bu teknik için kullanılan polimerler çok ince partiküllüdür ve yüksek molekül ağırlığına sahiptir. Yüksek molekül ağırlığı sayesinde karıştırma ve dökme sırasında gereksiz viskozite artışı önlenmektedir (Phillips, 1991, Bölüm 11). Akışkan rezin tekniği sayesinde iyi bir doku uyumu elde edilir. Mufladan çıkarma sırasında porselen dişlerde kırılmaların daha az olması, fazla malzeme kullanımı gerektirmemesi ve bu nedenle laboratuvar işlemlerinin daha kolay olması gibi avantajlara sahiptir (Phillips, 1991, Bölüm 11; Phoenix, 2003).

42 27 Avantajlarının yanısıra dökme işlemi sonucu hava kabarcıklarının meydana gelmesi, dişlerin yerinden oynaması, vertikal boyutta azalma, oklüzal uyumun bozulması, ön grup dişlerin kolelerine rezinin az gelmesi, plastik dişlere bağlantının iyi olmaması ve özel muflalama işlemleri gibi dezavantajları vardır (Phillips, 1991, Bölüm 11; Phoenix, 2003). Kimyasal olarak polimerize olan rezinlerle, ısı ile polimerize olan rezinler karşılaştırıldığında artık monomer miktarı ve su emilimi kimyasal olarak polimerize olan rezinlerde daha fazla, boyutsal stabilitesi ise daha düşüktür. Amin hızlandırıcılar içermesi nedeniyle renk uyumu ısı ile polimerize olan rezinlere göre daha kötüdür. Partikül yapıları ısı ile polimerize olan rezinlere göre daha düzensizdir. Ayrıca polimer partikülleri daha düşük molekül ağırlığına sahip oldukları için yapısı daha zayıf ve esnektir (Phillips, 1991, Bölüm 11; Craig ve Peyton, 1993; Keskin, 1993) Görünür Işıkla Polimerize Olan Akrilik Rezinler Bu yöntemde, esası üretan dimetakrilat olan özel bir reçine gereklidir. Bu reçine belirli bir dalga boyundaki ışığa karşı duyarlıdır. Üretan dimetakrilat içerisinde yüksek molekül ağırlığına sahip akrilik reçine monomerleri olan bir matriks oluşturur. Matriksin içerisinde az miktarda çok ince silika ve polimerizasyonu başlatmak için başlatıcı ajan olarak kamforokinon mevcuttur (Phoenix, 2003; Çalıkkocaoğlu, 2004). Yüksek yoğunlukta kuartz halojen lambaları ile oluşturulan nm lik mavi bir ışıkla polimerizasyon sağlanır (Çalıkkocaoğlu, 2004) Mikrodalga Enerjisi ile Polimerize Olan Akrilik Rezinler Akrilik rezinler, mikrodalga enerjisi ile de polimerize edilebilmektedir. (Çalıkkocaoğlu, 2004). 300 ile MHz arasında frekansa sahip elektromagnetik dalga, mikrodalga olarak tanımlanır. Mikrodalga ışıması ile tüm elektromagnetik radyasyonlar ısıya çevrilmektedir (Zaimoğlu ve ark., 1993, Bölüm 12).

43 28 İlk olarak 1968 de Nishii tarafından tanımlanan akrilik rezinlerin mikrodalga enerjisi ile polimerizasyonu, mikrodalga enerjisinin akrilik rezini yetersiz etkilemesi sonucu zaman zaman tam polimerize olmamış ya da çok gözenekli örnekler elde edilmiştir. Bu sorunlar metal muflaların kullanılmasından kaynaklanmıştır. Bu nedenle 1984 te kendi geliştirdiği özel plastik bir mufla tasarlamıştır. Bu muflanın her bir yüzünü 2,5 dk süreyle mikrodalga fırınında tutarak içerisinde ki akrilik rezinin polimerizasyonunu sağlamıştır ve bu sayede mikrodalga enerjisi ile polimerizasyon yeniden güncellik kazanmıştır (Çalıkkocaoğlu, 2004). Mikrodalga ile polimerizasyon şu şekilde meydana gelmektedir. Oda ısısında MMA polar bir sıvıdır MHz frekansa sahip mikrodalgalar akrilik rezin içerisindeki MMA moleküllerinin elektromagnetik bir alanda saniyede 5 milyar kez dönme hareketini sağlayarak çok sayıda kutuplaşmış moleküllerin oluşumunu gerçekleştirir. Bu işlem sürecinde moleküler sürtünmeden dolayı ısı açığa çıkar ve oluşan ısı monomerin polimerizasyonunu sağlar (De Oliveria ve ark., 2003; Lai ve ark., 2004) Protez Kaidesi Olarak Kullanılan Akrilik Rezinlerin Sahip Olması Gereken Özellikleri Fiziksel Özellikler: 1- Oral dokularla karşılaştırıldığında görünümü doğal olmalıdır (McCabe, 1990, Bölüm 12; Rawls, 2003). Oral dokuları taklit edebilmesi için translusens veya transparan olmalıdır. Sonrasında pigmente edilebilmeli veya renklendirilebilmelidir (Phillips, 1991, Bölüm 10; Rawls, 2003). 2- Kullanım sırasında protezin yumuşamaması ve herhangi bir değişikliğe uğramaması için uygun bir camsı geçiş sıcaklığına sahip olmalıdır (McCabe, 1990, Bölüm 12; Phillips, 1991, Bölüm 10). 3- Kaidenin termal etkenler sonucu yumuşaması, iç stres, devam eden polimerizasyon ve su emilimi gibi faktörler sonucu zamanla şekil

44 29 değiştirmemesi için iyi bir boyutsal stabiliteye sahip olmalıdır (McCabe, 1990, Bölüm 12; Phillips, 1991, Bölüm 10; Rawls, 2003). 4- Protezin olabildiğince hafif olabilmesi için özgül ağırlığının az olması gereklidir (McCabe, 1990, Bölüm 12; Phillips, 1991, Bölüm 10; Rawls, 2003). 5- Oral mukozanın sıcak ve soğuğa karşı normal reaksiyon vererek sağlığının devamlılığını korumak için ısı iletkenliğinin yüksek olmaması gerekmektedir (McCabe, 1990, Bölüm 12). 6- Radyografik tekniklerle tespit edilebilmesi için radyoopak olmalıdır (McCabe, 1990, Bölüm 12) Mekanik Özellikler 1- Her ne kadar bu konu hakkında çeşitli düşünceler olsada birçok hekim protez kaidesinin sert olması gerektiğini savunmaktadır. Bu nedenle yüksek elastisite modülü bir avantajdır (McCabe, 1990, Bölüm 12). 2- Kırıkların önlenmesi için yeterli esneme dayanıklılığına sahip olmalıdır (McCabe, 1990, Bölüm 12; Phillips, 1991, Bölüm 10; Rawls, 2003). 3- Kaide materyalinin yeterli bir yorulma ömrü ve yüksek yorulma limit değeri olmalıdır (McCabe, 1990, Bölüm 12). 4- Çarpma dayanıklılığına karşı dirençli olmalıdır (McCabe, 1990; Bölüm 12; Phillips, 1991, Bölüm 10; Rawls, 2003). 5- Abrazyona karşı yeterli dirence sahip olmalıdır (McCabe, 1990, Bölüm 12; Phillips, 1991, Bölüm 10,) Kimyasal Özellikler 1- Protez kaide materyalinin kimyasal olarak etkinlik göstermemesi gerekmektedir (McCabe, 1990, Bölüm 12; Rawls, 2003). 2- Oral sıvılarda çözünmemeli, su veya tükürüğü emmemelidir (McCabe, 1990, Bölüm 12; Phillips, 1991, Bölüm 10; Rawls, 2003).

45 30 3- Sonradan, görünüm ve renk olarak değişim göstermemelidir (Phillips, 1991, Bölüm 10) Biyolojik Özellikler 1- Polimeri karıştırma veya hazırlama aşamasında, teknisyen için zararlı olmamalıdır (McCabe, 1990, Bölüm 12; Rawls, 2003). 2- Protez kaidesi hasta için toksik ve iritan olmamalıdır (McCabe, 1990, Bölüm 12, Phillips, 1991, Bölüm 10; Rawls, 2003). 3- Kabul edilemez bir tat ve kokuya sahip olmamalıdır (Phillips, 1991, Bölüm 10; Rawls, 2003) Diğer Özellikler 1- Pahalı olmamalı ve uzun raf ömrü olmalıdır (McCabe, 1990, Bölüm 12; Rawls, 2003). 2- Uygulaması kolay olmalıdır (McCabe, 1990, Bölüm 12; Phillips, 1991; Bölüm 10, Rawls, 2003). 3- Hazırlanma aşamasında pahalı ekipman gerektirmemelidir (McCabe, 1990, Bölüm 12; Phillips, 1991, Bölüm 10; Rawls, 2003). 4- Kırık oluşması durumunda kolayca tamir edilebilmelidir (McCabe, 1990, Bölüm 12; Phillips, 1991, Bölüm 10; Rawls, 2003) 1.9. Akrilik Kaide Rezinlerinin Bazı Özelliklerinin İncelenmesi Diş hekimliğinde kullanılan materyallerin bazı mekanik özelliklere sahip olması gerekir. Dental protezlerin dizaynında göz önünde bulundurulması gereken en önemli faktör dayanıklılıktır (Anusavice, 2003). Isırma kuvvetleri karşısında kırılmaksızın yeterli dayanıklılığa ve sertliğe sahip olması gerekmektedir. Genel

46 31 olarak materyellerin bu özellikleri gerilim-gerinim ilişkisi ile karakterizedir (McCabe, 1990, Bölüm 2). Gerilim: Materyalin birim alanı üzerine, gerilim olarak tanımlanır. belirli bir düzlemde etkiyen kuvvet Gerilim=Kuvvet/Alan (F/A) formülüyle hesaplanır. Gerilim birimi N/m 2 paskal dır. yani Çekme, makaslama, sıkıştırma gerilimi olmak üzere uygulanan kuvvetlerin çeşidine ve materyalin şekline göre gelişen birçok gerilim çeşidi vardır (Şekil 1.12), (Noort, 2002; Anusavice, 2003; Craig ve ark., 2004). Çekme gerilimi Basma gerilimi Makaslama gerilimi Şekil Çekme, basma ve makaslama gerilimlerinin şematik görüntüsü (Sean, 2011). Bir kütleye çekme, basma ve makaslama gerilimlerinden yalnızca bir tanesini uygulamak son derece zordur. Pratikte, yapıda bir gerilim tipinin baskın olmasına karşın, diğer iki tip gerilim de mutlaka mevcuttur. Bunlara kompleks gerilimler denir (Zaimoğlu ve ark., 1993, Bölüm 3; Anusavice, 2003). Gerinim: Dışarıdan kuvvet uygulanan bir materyalin boyutlarında bir miktar değişiklikler olmaktadır. Gerinim, birim boyut başına meydana gelen uzunluk değişimidir. Gerinim= Uzunluktaki değişim/orijinal uzunluk formülüyle ifade edilir.gerinimin birimi yoktur, % olarak ifade edilir. Gerinim elastik veya plastik olabileceği gibi hem

47 32 elastik hem de plastik olabilir. (McCabe, 1990; Zaimoğlu ve ark., 1993, Bölüm 3; Anusavice, 2003; Craig ve ark., 2004). Gerilim-Gerinim Eğrileri: Gerilim ve gerinim birbirinden bağımsız değildir. Dışarıdan bir kuvvet uygulandığında materyal içerisinde gerilim oluşmaktadır. Oluşan bu gerilim materyalin gerinimine veya boyutunda değişikliklerin meydana gelmesine neden olmaktadır. Materyallerin mekanik özelliklerinin karşılaştırılmasında gerilim-gerinim eğrileri kullanılmaktadır. Gerilim-gerinim eğrilerini elde etmek için materyale çeşitli kuvvetler uygulanır ve uygulanan kuvvet karşılığında ki gerilim ve gerinim değerleri saptanır. Bu değerlerin çizimleri ile gerilim ve gerinim eğrisi elde edilir (Noort, 2002; Craig ve ark., 2004). Gerilim P T E Gerilim ve gerinim arasındaki doğru orantı Gerinim Şekil Basit bir sıkıştırma veya germe testi sonrası elde edilen gerilim-gerilme grafiği (Web. assign. net, 2011). Şekil 1.13 deki gerilim-gerinim eğrisinde, P noktasına kadar gerilim ve gerinim arasında ki ilişki doğrusaldır. Materyal kırılana yani T noktasına kadar, gerilim uygulanmaya devam ettiğinde bu durum gerinim miktarında da orantısal bir artışa neden olur. Kırılmanın meydana geldiği T noktasında ki gerilim, kırma gerilimi olarak ifade edilir. Çekme testinde bu bize çekme dayanıklılığını, basma testinde ise basma dayanıklılığı değerini verir. P noktası, gerilim veya gerinimin orantılı olduğu en yüksek gerilim miktarı yani orantı sınırı olarak tanımlanır. E noktası ise elastik sınırdır. Bir malzemeye uygulanan kuvvetler ortadan kalktığında tekrar eski boyutuna döndüğü en yüksek gerilime elastik sınır adı verilmektedir. Bu, materyalin daimi deformasyon olmaksızın dayandığı en yüksek gerilimdir (McCabe, 1990; Zaimoğlu ve ark., 1993, Bölüm 3).

48 33 Dayanıklılık: Materyalin belirli miktarda plastik deformasyon gösterdiği veya kırılmanın gerçekleştiği ortalama gerilim derecesi; materyalin dayanıklılığı olarak tanımlanır. Akrilik rezinden yapılan bir protezin dayanıklılığı polimer bileşimine, hazırlanma yöntemine, polimerizasyon tipine ve protezin tutulduğu ortama bağlı olarak farklılıklar gösterebilir. Dayanıklılık sonucunu; gerinim oranı, test örneğinin şekli, bitim yüzeyi ve materyalin test edildiği ortam gibi birçok faktör etkilemektedir. Dayanıklılık; baskın olan gerinim cinsine göre çekme, basma, makaslama dayanıklılığı gibi isimler alır (Zaimoğlu ve ark., 1993, Bölüm 3) Çekme Dayanıklılığı Çekme gerinimi materyali germeye ya da uzatmaya neden olan kuvvetler ile oluşturulur. Çekme gerinimi oluşturulmak istenen materyal bir ucundan sabitlenerek diğer ucundan ise çekme gerilimi oluşturacak kuvvet uygulanır (Vincent, 1972). Tam ve bölümlü protezler için PMMA ın çekme dayanıklılığı genellikle yeterlidir. Ancak, bu protezlerin kırılmayacağı anlamına gelmez. Kırıklar genellikle kaza sonucu düşürme, yüksek stres alanlarının olduğu hatalı yapımlar ve düşük şiddette gerilim sikluslarının sebep olduğu esneme yorgunlukları sonucu meydana gelir (Craig ve Peyton, 1975) Çarpma Dayanıklılığı Çarpma dayanıklılığı bir materyalin ani darbe uygulandığında, bu darbe sonucu emdiği enerjinin ölçümüdür (Craig ve Peyton, 1975). Çarpma dayanıklılığı testi, materyale uygulanan bu darbe karşısında gösterdiği direnci test etmek üzere tasarlanmıştır (Noort, 2002). Çarpma dayanıklılığı testi Charpy testi ve Izod testi olmak üzere iki şekilde uygulanabilmektedir. Ancak en sık olarak Charpy tipinde çarpma dayanıklılığı testi kullanılmaktadır (Anusavice, 2003). Bu test için ağır bir sarkaç kullanılır. Öncelikle standart büyüklükte çubuk şeklinde örnekler hazırlanır. Sarkaç bilinen bir yükseklikten serbest bırakılır ve desteklere paralel olarak yerleştirilen çubukların merkezine vurarak, örneklerin kırılmasına neden olur.

49 34 Sarkacın enerjisinin bir kısmı örneği kırmak için kullanılır. Enerjideki farklılık, sarkacın önceki ve sonraki yüksekliklerinin bilinmesi ile hesaplanabilir. Bu farklılık örnek tarafından emilen ve kırılmasını sağlayan enerji miktarının ölçülmesidir (Noort, 2002). Her mekanik testte olduğu gibi örneğin boyutu, şekli ve dizaynı çarpma dayanıklılığını etkilemektedir (Anusavice, 2003). Izod çarpma test cihazında ise örnek cihaza dik olarak tutturulur. Kuvvet Charpy testinde tanımlandığı gibi örneğin merkezine değil, tutturulduğu ucun üst kısmından uygulanır. Eğer darbe alan bir örnek tamamen deforme olmamışsa çarpışma enerjisini elastik biçimde saklıyor demektir. Bu yetenek materyalin esnekliği olarak tanımlanır ve gerilim-gerinim eğrisinde elastik sınır bölgesinin altındaki alanın hesaplanmasıyla ölçülür (Anusavice, 2003). Bu nedenle düşük elastik modüllü ve yüksek çekme gerinimine sahip bir materyal çarpma kuvvetlerine karşı daha dayanıklıdır. Düşük elastik modül ve düşük çekme gerinimi ise düşük çarpma direnci sunar (Anusavice, 2003). Her ne kadar ilave edilen plastikleştiriciler, plastiğin çarpma dayanıklılığını arttırsa da bu artışa sertlik, orantı sınırı, elastik modül ve basma dayanıklılığındaki azalma eşlik eder (Craig ve Peyton, 1975) Transvers (Esneme) Dayanıklılığı Protez kaide rezinlerinin değerlendirilmesinde transvers dayanıklılığın ölçülmesi, çekme ve basma dayanıklılığının ölçülmesinden daha yaygın bir şekilde kullanılmaktadır. Çünkü ağızda proteze uygulanan yükün tipini en yakın bu test sergilemektedir (Craig ve Peyton, 1975). Transvers dayanıklılık testi, iki ucundan desteklenen çubuk şeklindeki örneğe statik bir yükün uygulanmasıyla gerçekleştirilir. Üç nokta eğme uygulanan çubuk şeklindeki örnek için transvers dayanıklılık 3FL/2bd 2 formülü ile hesaplanır. Bu formüle göre L destekler arası uzaklık, b örneğin genişliği, d örneğin kalınlığı, F ise kırılma noktasındaki maksimum yüktür (Şekil 1.14).

50 35 Şekil Transvers dayanıklılık testinin şematik görüntüsü (Wikipedia, 2011). Birim alan başına uygulanan kuvvet sonucu oluşan gerilimin birimi için genel olarak mega paskal (MPa) kullanılmaktadır. Transvers dayanıklılık testi bir anlamda çekme, basma ve makaslama gerilimlerinin aynı anda ölçülmesidir (Anusavice, 2003) Elastik Modül (Young Modülü veya Elastisite Modülü) Elastik modül bir materyalin sertliği veya bükülmezliği olarak tanımlanır. Gerilim gerinim grafiğinin eğimiyle hesaplanır (Anusavice, 2003). Elastik Modül= Gerilim/Gerinim dir Bu bakımdan bir gerilime ne kadar küçük gerinim karşılık geliyorsa elastik modülün değeri o kadar büyük olur. Elastik modülünün birimi gerilimle aynı olup N/m 2 (Paskal) ile ifade edilir. Elastik modül değerleri Giga pascal (GPa) ile de ifade edilebilir (1 GPa= 10 9 N/m 2 ) (Zaimoğlu ve ark., 1993, Bölüm 3; Noort, 2002; Anusavice, 2003) Artık Monomer Akrilik rezinlerin polimerizasyonu sırasında monomerlerin polimere dönüşümü tam olarak tamamlanmaz ve polimerize olmuş rezin içerisinde çeşitli miktarda reaksiyona girmemiş monomer kalır (Vallittu ve ark., 1998). Rezinin içerisinde kalan bu artık

51 36 monomer plastikleştirici gibi davranır ve akrilik rezinin fiziksel ve mekanik özelliklerini olumsuz yönde etkiler (Urban ve ark., 2007). Aynı zamanda artık monomer oral mukozada irritasyon, enflamasyon ve alerji oluşturma potansiyeline sahiptir. Kliniksel semptomlar sıklıkla eritem, oral mukozada erozyon, mukoza ve dilde yanma hissi şeklinde kendini göstermektedir. Artık monomer miktarı uygulanan polimerizasyon yöntemi ve durumuna göre çeşitlilik göstermektedir (Jorge ve ark., 2003). Her ne kadar rezin içerisinde değişen miktarlarda artık monomer kalsa da, genel olarak akrilik rezinlerin insan sağlığı açısından düşük risk grubunda materyaller olduğu düşünüldüğü için günümüzde hala kullanılmaya devam edilmektedir (Lefebvre ve Schuster, 1994). Akrilik rezinlerdeki artık monomer miktarının saptanması için değişik analiz yöntemleri kullanılmaktadır. Bunlar gaz kromatografi, gaz-sıvı kromatografi ve yüksek basınç (performans) sıvı kromatografi (high pressure liquid chromatography) (HPLC) yöntemleridir. Ayrıca rezinin suda veya alkolde bekletilmesi sonucu suya geçen artık monomerin ultraviyole spektroskopi tekniği ile tespit edilmeside mümkündür (Keskin, 1993) Yüksek Basınç (Performans) Sıvı Kromatografi (HPLC) Kromatografi başka yöntemlerle ayrılması mümkün olmayan karmaşık bileşiklerin, bileşenlerini birbirinden ayırarak izole etmek ve de bu bileşenleri tanımlamak için kullanılan önemli bir ayırma metodudur (Skoog ve West, 1980). Kromatografik ayırmalar, biri sabit diğeri hareketli olan iki faz (ortam) arasında gerçekleştirilir. Ayrılması istenen madde veya maddeler çözünmüş halde hareketli faza ilave edilir. Hareketli faz bir kolon içinde, ya normal yerçekimi kuvvetiyle veya basınçla kolondaki sabit faz içinden aşağıya doğru indirilir. Bu indirme esnasında hareketli fazda çözünmüş halde bulunan maddelerle sabit faz arasında fiziksel ve kimyasal bazı çekim kuvvetleri meydana gelir. Bu çekim kuvvetleri her madde için ayrıdır. Bundan dolayı hareketli faz, sabit faz içinden veya yüzeyinden aşağıya doğru inerken içinde bulunan maddelerin kolon içindeki hızları farklı farklı olur. Sabit fazla

52 37 arasındaki çekim kuvveti en az olan kolon içinde en hızlı yol alırken (kolonda en az kalırken), sabit fazla arasındaki çekim kuvveti en çok olan, en yavaş yol alır. Kolonun tepesinden enjekte edilen maddeler kolonun altına farklı zamanlarda ulaşırlar. Bu esnada her maddenin tanecikleri kendi aralarında kümeler meydana getirerek kolondan aşağıya doğru bantlar halinde yol alırlar (Gündüz, 2002). Bu hareket hızlarının farklılığı sonucu, numune bileşenleri birbirlerinden kalitatif ve/veya kantitatif olarak analizlenebilen farklı bandlar veya bölgeler şeklinde ayrılırlar (Skoog ve West, 1992). Küçük dolgu maddeleriyle doldurulup yüksek basınç altında bir kolonda yapılan kromatografi türlerine yüksek performans sıvı kromatografisi denir. Buna göre HPLC eski kromatografi türlerinin iyileştirilmiş ve hızlandırılmış şekli de denebilir. Yüksek performanslı sıvı kromatografi yöntemi bütün analitik ayırma teknikleri arasında en çok kullanılanıdır. Bunun nedeni bu metodun; hassas olması, sıcaklığa hassas olan maddelere bile uygulanabilmesi, doğruluk dereceleri ve kesinlikleri yüksek sonuçlar vermesidir (Gündüz, 2002) Tam Protez Kaide Plaklarının Kırılmasına Neden Olan Faktörler PMMA, protez kaide materyali olarak en sık kullanılan materyal olmasına karşın mekanik özellikleri bakımından tam olarak ideal bir kaide materyali değildir (Jagger ve Harrison,1999). Günümüze kadar protez kırık tipleri ve kırılma sıklığı ile ilgili birçok araştırma yapılmıştır (Hargreaves, 1969; Darbar ve ark., 1994). Protezlerdeki kırık nedenleri esneme yorgunluğu ve çarpma olmak üzere iki farklı kuvvet sonucu meydana gelmektedir. Esneme yorgunluğu materyalin tekrar eden esnemesi sonucu ortaya çıkar. Bu kuvvet materyale hiçbir zarar vermeyecek kadar küçük bir kuvvet gibi görünse de sürekli tekrar etmesi sonucu kırıklara neden olmaktadır. Bu tip başarısızlık stres bölgelerinde mikroskobik olarak gözlenebilen çatlakların başlaması ile açıklanabilir. Uygulanan yükün devam etmesi sonucu bu çatlak genişler ve materyalin zayıflamasına neden olur. Zayıflayan materyale mekanik kapasitesini

53 38 aşan son bir kuvvet uygulanması halinde, bu durum materyalin kırılması ile sonuçlanır (Wiskott ve ark., 1995). Orta hat kırıkları genellikle esneme yorgunluğu sonucu meydana gelmektedir. Çarpma kırıkları ise genellikle protezin ağız dışarısında temizlenirken, hapşırırken veya esnerken kazara düşmesi sonucu protezin ani bir darbe almasıyla gerçekleşir (Jagger ve Harrison, 1999). Protez kırıkları protez kaide materyalinin sahip olduğu fiziksel özelliklerin dışında başka birçok faktör nedeniyle de meydana gelir (Jagger ve Harrison, 1998). Protezin deformasyonuna neden olan herhangi bir faktör (Kydd, 1956; Lambrecht ve Kydd, 1962), geniş frenulum girintisi gibi stres konsantrasyonlarının toplandığı bölgelerin şekillenmesi (Rees ve ark., 1990), protezlerin ince yapılması, protezin dokuyla uyumsuz olması ya da rölyefin yetersiz yapılması, protezin kilitli oklüzyona sahip olması, kliniksel dizaynın zayıf olması ve protezin önceden tamir edilmiş olması (Yunus ve ark., 1994), gibi faktörler protez kırıklarının oluşmasına neden olabilmektedir Protez Kaide Materyallerinin Fiziksel Özelliklerinin Güçlendirilmesi Günümüze kadar kaide materyallerinin fiziksel özelliklerinin geliştirilmesi yolunda yapılan çalışmalar üç şekilde olmuştur. -PMMA a alternatif olabilecek materyaller geliştirmek için yapılan çalışmalar, -PMMA a bazı güçlendirici materyallerin ilave edilmesi, -PMMA ın kimyasal olarak modifikasyonu (Jagger ve Harrison,1999) PMMA a Alternatif Olabilecek Materyaller PMMA a göre sertlik ve dayanıklılığı, boyutsal stabilitesi daha iyi, aşınma direncine karşı daha dayanıklı ve aynı zamanda radyoopak özelliğe sahip PMMA a alternatif olabilecek materyallerin geliştirilmesi için birçok çaba sarfedilmiştir (Jagger ve Harrison,1999). PMMA ın mekanik eksikliklerinin üstesinden gelmek için poliamid, epoksi reçine, polistiren, vinil akrilik, polikarbonat (Stafford ve ark., 1980) ve

54 39 naylon (Stafford ve ark., 1986) gibi çeşitli polimerler protez kaide rezini olarak kullanılmak üzere geliştirilmiştir. Radyoopasite bakımından protez kaide rezinlerinde gelişme kaydedilmesine rağmen, PMMA a alternatif olabilecek tatmin edici bir materyal bugüne kadar bulunamamıştır (Jagger ve Harrison, 1999) PMMA a Materyal İlave Edilmesi Kaide materyali olarak kullanılan PMMA ın fiziksel ve mekanik yetersizliklerinin giderilmesi amacı ile metal güçlendiriciler, PMMA lifler, karbon lifler, aramid lifler, cam lifler, ultra yüksek molekül ağırlığına sahip polietilen lifler yapıya ilave edilmiştir (Jagger ve Harrison, 1999; Jagger ve ark., 2000; Karacaer ve ark., 2003) Karbon Lifler Karbon lifleri PMMA içerisine gevşek iplikler veya örülmüş ağ şeklinde eklenebilir (Jagger ve Harrison, 1999). Karbon lifleri ile yapılan çeşitli güçlendirme çalışmalarında bu liflerin yapıya ilave edilmesi ile protezin güçlendirildiği (Schreiber, 1974; Bowman ve Manley, 1984) ve protezin transvers dayanıklılığının arttığı bildirilmiştir (Schreiber, 1971; Jagger ve Harrison, 1999). Güçlendirme amacıyla karbon liflerin kullanımı ile ilgili günümüze kadar yapılan çalışmalar ümit verici olmakla birlikte, karbon liflerin toksik etkilerinin rapor edilmiş olması (Yazdanie ve Mahood, 1985), liflerin yerleştirilmesindeki zorluklar, fiberle güçlendirilmiş kaidelerin cilalama işlemlerinin zor olması, siyah renginden dolayı estetik olarak tatmin edici olmaması ve alternatif güçlendirme metotlarının geliştirilmesi nedeniyle kullanımları sınırlı kalmıştır (Jagger ve Harrison, 1999) Aramid Lifler Karbon liflere kıyasla aramid polimerler üstün ıslanabilirlik yeteneğine sahiptirler ve kullanımında bir bağlantı ajanına gerek duyulmaz (Jagger ve Harrison, 1999).

55 40 Aramid lifleri içeren çapraz bağlı akrilik rezinlerin transvers dayanıklılıklarının karşılaştırıldığı bir çalışmada, güçlendirilen tüm örneklerin transvers dayanıklılığının zayıfladığı gösterilmiş ve bu etkinin lif ile matriks ara yüzeyindeki adhezyon zayıflığından kaynaklanabileceği belirtilmiştir (Grave ve ark., 1985). Bunun aksine aramid liflerin akrilik rezinin dayanıklığını arttırdığını gösteren çalışmalar da vardır (Mullarky, 1985; Berrong ve ark.,1990). Ancak, sarı renge sahip olmaları kullanımlarını sınırlamaktadır. Rezin yüzeyine ulaşan lifler pürüzlü bir yüzey oluştururlar ve cilalanamazlar. Bu sebeplerden dolayı hastalarda rahatsızlığa neden olabilirler. Yapılan çalışmalarda herhangi bir toksik etkiye rastlanmamıştır (Jagger ve Harrison, 1999) Cam Lifler Dental polimerleri güçlendirmek için kullanılan cam fiberler gevşek, sürekli ve örgü şeklinde 3 tipte olmaktadır. Üzerinde işlem uygulanmadan akrilik rezin karışımına ilave edilen cam fiberler rezini kuvvetlendirmek yerine zayıflatmaktadır. Silan gibi birçok kimyasal, cam fiberlerin akrille bağlantısını kuvvetlendirmek için kullanılmaktadır (Jagger ve Harrison, 1999). Cam liflerin oluşturacağı güçlendirme etkisi matriks yapısı içinde yer alan liflerin miktarı ve diziliminden de etkilenmektedir (Vallittu, 1999; Kanie ve ark., 2000, 2004). Cam lifler genellikle polimer içerisine elle eklenmektedir. Mufla içerisinde akrilik rezine uygulanan basınç nedeniyle lateral olarak uzanan bu liflerin pozisyonları bozulmakta ve homojen olmayan bir dağılıma neden olmaktadır. Ayrıca liflerin akrilik rezin tarafından iyi ıslatılamaması ve polimerizasyon büzülmesi, liflerin yüzeyindeki rezin tabakasını bozmakta ve liflerle rezin arasındaki bağlantıyı azaltmaktadır. Genel bir kural olarak en iyi güçlendirmenin sağlanabilmesi için matriks içindeki fiber konsantrasyonunun yüksek olması gerekmektedir (Jagger ve Harrison, 1999).

56 Polietilen Lifler Polietilen doğal ve kristalin bir polimerdir. Polietilen erime noktasının altındaki sıcaklıklarda çekilerek fiber haline getirilir. Böylece eksensel yöndeki esneme modülü yükselmiş bir materyal üretilir (Jagger ve Harrison, 1999). Polietilen fiberler, protez kaidelerinin güçlendirilmesi amacıyla ilk kez 1988 de Braden ve ark. (1988) tarafından kullanılmış ve çarpma direncini, esneme dayanıklılığını ve elastik modülü arttırdıkları ifade edilmiştir. Polietilenin doğal rengi, düşük yoğunluğu, biyouyumluluğu, inert yapısı ve dayanıklılığı belli başlı avantajları arasındadır. Polietilen fiberler, karbon ve kevlar fiberlerin aksine protez kaide akrilik rezinleri için estetik olarak tatmin edici sonuçlar sağlarlar (Gutteridge, 1992; Uzun ve ark., 1999; Uzun, 2000). Bu fiberler iyi mekanik özelliklere sahip oldukları halde fiberlerin yüzey enerjilerinin düşük olması ve dolayısıyla ıslanabilirliklerinin de az olması neticesinde polimer matrikse zayıf bağlanma gösterdiğine dair raporlar söz konusudur. Yüzeylerine plazma uygulaması ile polar gruplar oluşturularak bağlantıları arttırılmaya çalışılmaktadır. Ancak plazma uygulamasıyla bile protez kaide polimerlerinin mekanik özelliklerini önemli ölçüde arttıramadığına dair raporlar vardır (Braden ve ark., 1988; Kanie ve ark., 2000; Ellakwa ve ark., 2002; Narva ve ark., 2005). Polietilen fiberle güçlendirilmiş protez kaide rezinlerinin su emilimi incelendiğinde su emiliminin önemli miktarda azaldığı, dolayısıyla da kaidenin boyutsal stabilitesindeki değişikliklerinde çok az olduğu gözlenmiştir. Bunun nedeninin polietilen liflerin hidrofobik özellikleri nedeniyle gerçekleştiği düşünülmektedir (Chow ve ark., 1993; Jagger ve Harrison, 1999). Polietilen fiberler paralel, dokuma ve kırpılmış formlarda kullanılabilirler. Yakın zamandaki çalışmalar, hacimce % 35 oranında paralel veya kırpılmış formlu fiberlerin rezine ilave edilebileceğini göstermiştir (Ladizesky ve ark., 1994).

57 Metal Yerleştirilmesi Metaller tel, plaka veya tanecik şeklinde ilave edilebilmektedir. Pedodontik protezlerin güçlendirilmesinde paslanmaz çelik ağ, tel örgülü plaka, paslanmaz çelikten lingual bar ve paslanmaz çelik ağ kullanılan bir çalışmada, paslanmaz çelik lingual bar ve paslanmaz çelik ağ yerleştirilen akrilik rezinlerin transvers dayanıklılıklarının önemli miktarda arttığını, bununla birlikte ağ ve tel örgülü plakanın güçlendirme de önemli bir etkiye sahip olmadıkları rapor edilmiştir (Jagger ve Harrison, 1999). Kullanılan metalin kalınlığı ve yerleştirildiği pozisyon da güçlendirme özelliklerini etkilemektedir (Jagger ve Harrison, 1999). Ruffino (1985), metalle güçlendirmenin akrilik rezinlerin kırılma dayanıklılığı ve metalin pozisyonunun etkisi üzerine yaptığı çalışmasında maksimum dayanıklılık için metalin, stresin ve kırığın beklendiği hatla temas etmeyecek şekilde yatay olarak yerleştirilmesi gerektiğini söylemiştir. Protez kaide rezini içerisine tanecik şeklindeki gümüş, bakır ve alüminyum ilavesinin PMMA ın ısı iletkenliğini ve basma kuvvetlerine karşı direncini, esneme ve çarpma dayanıklılığını arttırdığı ancak çekme dayanıklılığını azalttığı bildirilmiştir. Çekme dayanıklılığındaki bu azalmanın nedeni doldurucu taneciklerinin stres konsantrasyonu oluşturmasına, doldurucu tanecikler ile PMMA matriks arasında iyi bir bağlantı olmamasına ve komponentler arasında boşluk kalmasına bağlanmıştır (Sehajpal ve Sood, 1989). Pek çok çalışmada yapılan testlerin sonucunda metal doldurucular ve rezin arasındaki adhezyon yetersizliğinden dolayı direnç kaybı gözlenmiştir. Bu nedenle, metal doldurucuların kumlanması ya da metal adeziv rezinlerin kullanımı ile problem giderilmeye çalışılmıştır. Bu şekilde bir miktar dayanıklılıkta artış sağlanmış ise de klinik kullanım yönünden değerli bir yöntem olarak değerlendirilmemektedir (Jagger ve Harrison, 1999).

58 PMMA ın Kimyasal Olarak Modifikasyonu İstenen özelliklere sahip yeni bir materyal elde etmek amacıyla; farklı fiziksel özelliklere sahip iki farklı polimer değişen oranlarda karıştırılabilir. Bu iki farklı polimer birbirine karışabilen bir sistem şekillendirebilirse iki polimerin zinciri birbirine bağlanmış demektir. Elde edilen kopolimerin özellikleri iki değişik polimerin birbirleriyle olan sinerjist davranışlarına bağlıdır. Çarpma dayanıklılığı, kimyasal ve termal dayanıklılık, elastik modül, kırılma sırasında uzama ve adhezyon gibi fiziksel özellikler bu sayede iyileştirilebilir (Arlen ve Dadmun, 2003). Bununla birlikte en büyük problem bazen polimer çiftleri birbiriyle bağlanamaz. Birçok polimer çifti karıştırıldığında polimerizasyon süreci esnasında sistemden ayrılır ve bu durum düşük mekanik özelliklerin ortaya çıkmasına neden olur. Bu nedenle iyi bir materyal elde edebilmek için iki polimerin birbiriyle dağılmadan bir arada kalabilmesi için iç adhezyonu arttırmak gerekmektedir (Arlen ve Dadmun, 2003). Bu amaçla karışıma blok ya da rastgele kopolimerlerin ilave edilmesi ile daha dirençli bir yapı elde edilebilir (Ko ve ark., 2000). Birbiriyle bağlanmayan polimer karışımları için karışımdaki komponentlerle aynı monomerden oluşturulan kopolimerin karışımın mekanik özelliklerini arttırdığı bildirilmiştir (Arlen ve Dadmun, 2003). PMMA, lastik aşı kopolimeri ilavesi ile kimyasal olarakda modifiye edilebilmektedir. Polimerlerin lastik ilave edilerek güçlendirilmesi kabul gören bir kaide güçlendirme metodu olmuştur. PMMA a lastik ilave edilmesi ile PMMA ın ve lastiğin iç içe geçtiği bir PMMA matrikse sahip rezin oluşur. İlerlemekte olan bir çatlak PMMA boyunca yayılacak, fakat lastik arayüzde yavaşlayacaktır. Lastik ile güçlendirilmiş ya da diğer bir deyişle high impact resin, konvansiyonel rezine kıyasla kırılma olmadan önce daha yüksek gerilime dayanır ve daha fazla enerjiyi emebilir. Bu tip rezinlerdeki problem çarpma dayanıklılığı artarken esnekliğin çok fazla artmasıdır (Jagger ve Harrison, 1999). Düşük moleküler ağırlıklı bütadien stiren lastik ilave edilerek kaide plağının çarpma dayanıklılığının arttırılmasına yönelik çalışmalar yapılmış, bu rezinlerin diğer rezinlere oranla kırılma olmadan önce daha yüksek gerilim ve enerjiyi emebildiği

59 44 ancak esnekliğin çok fazla artmasının problem yaratabileceği bildirilmiştir (Rodford, 1990). Bir makalede lastikle güçlendirilmiş rezin, konvansiyonel ısı ile polimerize olan rezin, oto polimerize rezin, hızla ısı ile polimerize olan rezin ve dökülebilir rezinle karşılaştırılmıştır. Lastikle güçlendirilmiş rezinin çarpma dayanıklılığının ve boyutsal stabilitesinin konvansiyonel ısı ile polimerize olan rezinlere göre daha iyi olduğu ancak yorulma ve transvers dayanıklılık testlerinde ise konvansiyonel ısı ile polimerize olan rezinlerin daha başarılı olduğu rapor edilmiştir (Stafford ve ark., 1980). PMMA ın lastikle güçlendirilmesi bugüne kadar başarılı bir şekilde kullanılmış, geleneksel PMMA rezinlere alternatif oluşturmuştur. Ancak PMMA dan daha pahalı olması rutin olarak kullanımını sınırlamaktadır (Jagger ve Harrison, 1999) Biyouyumluluk Biyouyumluluk; canlı dokularla temasta olan herhangi bir materyalin, sistemik ve lokal toksisite alerjik, mutajenik ve karsinojenik etki yapmayan inert özelliklere sahip olması ve vücudun yumuşak ya da sert dokularında doku reaksiyonu oluşturmamasını ifade eder (Kansu, 1992; Wataha, 2000). Başka bir deyişle biyouyumluluk kullanılan materyalin uygun biyolojik tepkiye neden olma yeteneğidir. Materyalin biyouyumlu olarak kabul edilebilmesi için konak, materyal ve materyalin fonksiyonunun birbiriyle uyum içerisinde olması gerekmektedir (Wataha, 2001). Aslında tam anlamıyla hiçbir etki oluşturmayan materyal yoktur. Bir materyal canlı bir doku içerisine yerleştirildiğinde biyolojik sistemle materyal arasında bir etkileşim ve bu etkileşim sonucu çeşitli biyolojik tepkiler meydana gelir. Bu etkileşimlerin boyutları materyale, konağa, materyalin yerleştiği bölgenin durumuna bağlı olarak değişkenlik gösterir. Ne olursa olsun materyal konağı, konak da materyali etkiler (Lemons, 1990).

60 45 Materyal, konak ve materyalin fonksiyonu; materyal konakda bulunduğu süre boyunca devam ettiği için materyale karşı oluşacak biyolojik cevapta bu süreyle eş zamanlı olarak devam edecektir. Yani biyouyumluluk durağan olmayan dinamik bir süreçtir. Başlangıçta uygun ve istenilen biyolojik cevaplar alınırken sonrasında bu koşullar değişebilmektedir (Wataha, 2001). Biyouyumluluk yalnızca bir materyalin özelliği değil, aynı zamanda materyalin çevre ile etkileşimidir. Örneğin uygun koşullar altında yapılan bir titanyum implantın kemikle osteintegrasyonu belirli bir süre sonra gerçekleşirken, aynı koşul, aynı konak, aynı yerleştirme tekniği kullanılarak yerleştirilen kobalt-krom alaşımının kemikle osteointegrasyonu gerçekleşmeyecektir (Wataha, 2001). Dental materyallerin dayanıklılık, estetik ve fonksiyonunun yanı sıra biyouyumlu olması da oldukça önemlidir. Dental materyallere karşı yan etkilerin oluşması çok yaygın olmamakla birlikte bazı alaşımlara, rezinlere ve simanlara karşı reaksiyonların geliştiği gösterilmiştir (Hensten-Pettersen,1992, 1998). Geleneksel protez kaide rezinlerinden salınan potansiyel toksik maddelerin formaldehit, metil metakrilat, metakrilik asit ve benzoik asit olduğu gösterilmiştir (Lefebvre ve ark.,1994). Dental materyallerin klinik uygulamalarda yaygın olarak kullanılmasından önce, yalnız mekanik açıdan değil, biyolojik değerlendirmeler için önerilen standardlara uygunluk yönünden de test edilmesi gereklidir (Aydın ve ark., 1991) Dental Materyallerin Biyouyumluluklarının Değerlendirilmesi Geçmişte yeni materyallerin biyouyumluluğu kolayca insanlar üzerinde test edilebilirken, bu uygulama uzun yıllardan beri kabul görmemekte ve mevcut materyaller insanlar üzerinde uygulanmadan önce ayrıntılı bir şekilde incelenmesi gerekmektedir (Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 5). Materyallerin biyouyumluluğunun değerlendirilmesinde kullanılacak testler öncül testler, ikincil testler ve kullanım testleri olmak üzere üç tiptir. Diş hekimliği malzemelerinin

61 46 biyolojik uyumluluğu genellikle öncül testler grubunda yer alan sitotoksisite testleri ile değerlendirilmektedir (Hensten-Pettersen, 1988). Öncül testler materyalin toksisite profilini görmek amacıyla uygulanan testlerdir. Sitotoksisite, hemolizis testi, sistemik toksisite testi, soluma testi ve karsinojenite tahmin testlerinden dominant letal testi, Ames mutojenite testi, Styles hücre transformasyon testini kapsamaktadır (Hensten-Pettersen, 1988). İkincil testler; öncül testler ile materyal değerlendirildikten sonra, materyale karşı gelişen inflamatuar veya immun reaksiyonları tespit etmek için fare, rat, tavşan, hamster veya guinea pigler üzerinde uygulanmaktadır (Craig, 1996). İkincil testler bağ veya kemik dokusuna implantasyon, oral mukoza membran irritasyon testleri ve hassasiyet testlerini kapsar (Hensten-Pettersen, 1988). Kullanım testleri operatif diş hekimliği ve endodonti alanında uygulanmaktadır. Bu nedenle kullanım test metotları; pulpa kaplaması, pulpatomi ve endodontik tedavi sırasında kullanılan materyallerin pulpa ve dentinde oluşturdukları reaksiyonları değerlendirmek amacı ile geliştirilmiştir (Hensten-Pettersen, 1988). Dental restoratif bir materyalin biyouyumluluğunun saptanmasında basitten, karmaşığa doğru sıralanan bu 3 test metodunun kullanılması gerekmektedir. Birinci basamaktan başarıyla geçen materyal ikinci seviyeye ve sonuç olarak en iyisi üçüncü seviyeye yükselir. Toksik materyaller testin erken basamaklarında elenir. Böylece zaman alıcı, pahalı, karmaşık test yöntemlerinin uygulanmasına gerek kalmaz (Schmalz, 1997). Günümüzde; bu sınıflama in vitro ve in vivo test sistemleri olarak ikiye ayrılmaktadır. Bir hayvan sistemi dışında gerçekleştirilen, öncül testlerin de bu gruba dahil olduğu tüm testlere in vitro test sistemleri, hayvanlarda gerçekleştirilen ikincil ve kullanım testlerini de içine alan testlerin tümüne in vivo test sistemleri adı verilmektedir (Demir, 2007).

62 İn vitro Test Yöntemleri İn vitro testler, hücre kültürüne dayanan test metotlarıdır (Hensten-Pettersen, 1988). Hücre kültürü; spontan migrasyon, mekanik ve enzimatik parçalanma ile bir dokudan ayrılan hücrelerin in vitro ortamda yaşatılmasını ve çoğaltılmasını ifade etmektedir (Güner, 2007). Maymun, tavşan, kobay fare gibi çeşitli canlıların böbrek, akciğer, tümör, amniyon zarları gibi çeşitli organları tek tek hücrelere ayrılırlar. Bu hücreler çeşitli tuzlar, tampon maddeleri, aminoasitler, vitaminler, dana veya at serumu içeren besleyici sıvılarda süspanse edilerek steril tüp veya şişelere konulur. Bu hücre süspansiyonu 36 C de bekletildiğinde hücreler kabın çeperine yapışarak ürerler. Üreme sonucunda oluşan yapıya hücre kültürü denir (Çiçek ve Bilgiç, 2006). Hücre kültürü; tüp, hücre-kültür kabı veya canlı organizma dışında yapılır. Bu testler materyalin hücre, enzim veya diğer izole edilmiş biyolojik sistemlerle temas edecek şekilde yerleştirilmesini gerektirir. Temas, hücre sistemi ile arasında herhangi bir bariyer olmaksızın direkt veya bariyerin olmasıyla indirekt olabilir. Direkt testler de materyalin fiziksel olarak hücre ile temasta olması veya materyalden çıkan özütün hücre sistemiyle temasta olması şeklinde alt gruba ayrılabilir (Schmalz, 1994; Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 5). Çok çeşitli kaynaklardan sağlanan ve dokulardan elde edilen hücre kültürleri üç bölümde incelenir: 1) Birincil hücre kültürleri 2) İkincil hücre kültürleri 3) Sürekli hücre kültürleri Birincil hücre kültürü: Hücrelerin dokulardan tripsin ile ayrıştırılarak in vitro üretilmeleri ile elde edilen kültürlere denir. İn vitro koşullarda pasajları kısıtlı olup, bir kaç pasajdan sonra üreyebilme yeteneklerini kaybederler (Çiçek ve Bilgiç, 2006). Fakat in vivo hücrelerin birçok karakteristiğini yansıtabilmektedirler (Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 5).

63 48 İkincil hücre kültürü: Normal kromozom sayısına sahip diploid hücrelerden elde edilirler. En fazla 50 kez pasajları yapılabilir (Çiçek ve Bilgiç, 2006). Sürekli hücre kültürü: Birincil hücreler kültür içerisinde uzun süre yaşayamadıklarından daha uzun süre çoğalmalarını sağlayabilmek için birincil hücrelerin dönüştürülmesiyle sürekli hücreler elde edilmektedir. Ancak bu dönüşümden dolayı in vivo karakteristiği tamamen yansıtamazlar (Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 5). Teorik olarak sonsuz pasajları yapılabilir. Genellikle habis tümörlerden elde edilirler (Çiçek ve Bilgiç, 2006). İn vitro testler kabaca sitotoksisite veya hücre büyümesinin değerlendirilmesi, metabolik veya diğer hücre fonksiyonlarının değerlendirilmesi ve hücredeki genetik materyale etkisinin değerlendirilmesi (mutajenik değerlendirme) şeklinde alt gruplara ayrılabilir. İn vitro testlerin, in vivo ve kullanım testlerine göre birçok avantajları vardır. Genel olarak uygulanması kolay, hayvan ve kullanım testlerine göre ucuz, standardize edilebilir, geniş skala taraması için uygun ve deneysel kontrolü iyi bir şekilde yapılabilmektedir (Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 5). Bunların dışında testi yapılan malzemenin diğer metabolik olaylardan izole olarak hücre metabolizmasındaki spesifik bir fonksiyon üzerindeki etkisi değerlendirilmekte, kantitatif sonuçlar elde edilmekte ve materyallerin toksisite değerleri kullanım testlerine göre daha hassas sonuçlar vermektedir (Güner, 2007). Dezavantajları ise in vitro olarak test edilen materyalin in vivo olarak kullanılacak olması, in vitro ortamda enflamatuar veya diğer doku koruma mekanizmalarının olmamasıdır (Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 5). Bu nedenle yalnızca in vitro değerlendirme ile bir materyalin tamamen biyouyumlu olduğu söylenemez (Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 5) Sitotoksisite Testi Sitotoksisite testi; bir hücrenin materyalle temasından önceki ve sonraki hücre büyümesini ölçerek hücre ölümünün değerlendirildiği bir test yöntemidir (Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 5).

64 49 Sitotoksisite testinde kullanılan biyolojik sistem organ kültürü, hücre kültürü veya hücre organelleri olabilir. Dental materyallerin in vitro sitotoksisite testinde en yaygın olarak kullanılan biyolojik sistem hücre kültürleridir. Hücre kültürlerinde L- 929 ve 3T3 fare fibroblastları veya özellikle gingiva, mukoza ve pulpa fibroblastları gibi birincil hücreler kullanılmaktadır. (Schmalz, 1994). Hücreler hücre kültür kabında yapışacakları hazneye yerleştirilir. Daha sonra test edilecek materyal test sistemi içerisine konulur. Eğer materyal sitotoksik değilse hücreler haznede yapışık kalmaya devam eder ve zamanla çoğalırlar. Eğer materyal sitotoksik ise hücre büyümesi durabilir, sitopatik özellikler ortaya çıkar veya yapışık hücrelerin hazneden ayrıldığı gözlenir. Eğer materyal katı ise, materyalden farklı mesafelerde bulunan hücrelerin yoğunluğu değerlendirilebilir ve hücre büyümesinin gerçekleşmediği bölge tanımlanabilir. Hücre yoğunluğu niteliksel, yarı niteliksel veya nicel olarak değerlendirilir. Sitotoksisite belirlenirken negatif yani toksik olmayan bir kontrol grubu ile beraber pozitif yani sitotoksik kontrol materyali de kullanılabilir (Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 5). Dental materyallerin sitotoksisitesi, hücre büyümesi dışında hücrelerin membran geçirgenliğindeki değişimler, metabolik veya sitopatojenik değişimler ile de değerlendirilmektedir. Değerlendirmede bu parametrelerden iki veya daha fazlası kullanılabilir (Hensten-Pettersen, 1988). Membran geçirgenliğindeki değişimler sonucu sitotoksisitenin ölçülmesi oldukça kolaydır. Membran geçirgenliğindeki kayıp ile hücre ölümü hemen hemen birbiriyle eşdeğerdedir. Bu sayede bir mikroskop yardımıyla hücre ölümü kolaylıkla tanımlanabilmektedir. Esası membran geçirgenliğindeki değişimlere dayanarak uygulanan sitotoksik testler agar overlay ve 51 Cr salınım testidir. Sitokimyasal boyalar ve mikroskoplar kullanılarak metabolik değişimleri saptayarak sitotoksisiteyi ölçen test yöntemi ise milipore filtre testidir (Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 5). Bunların dışında sitotoksik cevabı değerlendirmek amacıyla hücrelerin enzimatik ve biyosentetik aktivitileri de kullanılabilmektedir. Bu testler genellikle deoksiribonükleik asit (DNA) sentezi veya protein sentezinin ölçümü ile yapılmaktadır. Bu ölçümü yapabilmek için kültüre işaretlenmiş radyoizotop öncüleri

65 50 ilave edilerek, DNA veya protein içerisine giren radyoizotop analiz edilmektedir. Sitotoksisite için en sık kullanılan enzimatik test yöntemi mitokondriyal dehidrogenaz aktivitesini ölçen MTT testidir (Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 5) Hücre Kültürü Test Yöntemleri Agar Overlay Test Yöntemi Bu testin amacı katı materyallerden salınabilen bileşenlerin ve materyal ekstratlarının sitotoksik etkilerinin saptanmasıdır. Test materyali, nötral kırmızı boyayla boyanmış L-929 fare fibroblast hücrelerini bir yüzüyle örten agar tabakasının diğer yüzeyle temasta olacak şekilde yerleştirilmektedir. 24 saatlik inkübasyondan sonra toksik etkiler difüzyon bölgesindeki hücrelerden boya kaybıyla gösterilmektedir. Diffüze olan toksik materyallerin konsantrasyonlarının yüksek olduğu bölgelerde lizis meydana gelir. Sitotoksik cevap renk değiştiren bölgedeki (renk açılma indeksi 0-5) difüzyon büyüklüğüne bağlı olarak bir cevap indeksi terimi ile hücre yıkımına uğrayan bölgedeki hücrelerin yüzdesi (hücre yıkım indeksi 0-5) ile kaydedilmektedir (Hensten-Pettersen, 1988; Schmalz, 1988). Renk Açılma İndeksi; 0- Test materyalinin çevresinde saptanabilen bir renk açılması yok 1- Test materyalinin yalnızca alt kısmındaki bölgede renk açılması var 2- Test materyalinin çevresinde renk açılması 5 mm den daha büyük değil 3- Test materyalinin çevresinde renk açılması 10 mm den daha büyük değil 4- Test materyalinin çevresinde renk açılması 10 mm den daha büyük 5- Kültürün tamamında renk açılması var (ISO 7405, 1997). Hücre Yıkımı İndeksi; 0- Saptanabilen bir hücre yıkımı yok 1- % 20 den daha az hücre yıkımı var 2- % arasında hücre yıkımı var

66 51 3- % arasında hücre yıkımı var 4- % arasında hücre yıkımı var 5- % 80 den daha fazla hücre yıkımı var Hücre cevabı: Renk açılma indeksi/hücre yıkımı indeksi (ISO 7405, 1997). Skala Hücre cevabı Yorumlama 0 0/0 Sitotoksisite yok 1 1/1 Hafif şiddetli sitotoksisite 2 2/2-3/3 Orta şiddetli sitotoksisite 3 4/4-5/5 Şiddetli sitotoksisite Klasik yöntem bu şekilde olmasına karşın, agar tabakası, hücreler ve boyama prosedürleri, pek çok araştırıcı tarafından modifiye edilmiştir (Schmalz, 1988). Testin çok kolayca, kısa sürede yapılabilmesi, ucuz olması, sistematik bir şekilde kayıtlarının alınabilmesi, sonuçların aynı laboratuvarda tekrarlanabilmesi, test sonuçlarının insan ve hayvan dokuları arasındaki benzer ilişkiyi yansıtması gibi avantajlarının (Schmalz, 1988) yanısıra testin karakteristiği nedeniyle ortamdaki ısının ve ph ın uygun olmaması, katı materyalden uçucu bileşiklerin salınması, ışıktan boyanan hücrelerin korunamaması gibi nedenlerden dolayı hataların oluşabilmesi de bu test metodunun dezavantajıdır (Hensten-Pettersen, 1988) Milipore Filtre Test Yöntemi Direkt hücre-materyal temasını esas alan hücre kültür testlerinin en fazla eleştirilen kısmı, kliniksel olarak hücre-materyal kontağının sıklıkla direkt olarak gerçekleşmemesidir (Hensten-Pettersen, 1988; Powers ve Sakaguchi; 2006, Bölüm 5). Kayıp diş dokusunu restore etmek için kullanılan materyallerin birçoğu hücre ile indirekt kontaktadır. Genellikle materyal ile pulpa hücresi arasında bir dentin bariyeri vardır. Bu nedenle milipore testi, hücre ile materyal arasında filtre kullanılmasıyla modifiye edilmiştir. Modifiye milipore filtre test yönteminde; geçirgen filtre bir yüzü hücre ile diğer yüzü ise materyal ile temasta olacak şekilde yerleştirilir. Süzülen

67 52 maddelerin hücreler üzerinde toksik etki oluşturabilmesi için 0.45 μm lik filtre porlarından geçmesi gerekmektedir (Hensten-Pettersen, 1988). Sitokimyasal boyalar ve mikroskoplar kullanılarak metabolik değişimler saptanır (Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 5). Materyale karşı gelişen toksik cevap, etkilenen bölgenin çapına, genişliğine ve boyalı bölgenin yoğunluğuna göre standart bir skorlama sistemi ile değerlendirilir (ISO 7405, 1997). Skala Boyama Değerlendirmesi Renk açıklığı olan bölge 0 Boyanma yoğunluğunda hiçbir farklılık yok yok 1 Çapı 5 mm den daha az boyanmamış bölge <20 mm 2 2 Çapı 5-7 mm olan boyanmamış bölge 20 mm 2-40 mm 2 3 Çapı 7 mm den daha fazla olan boyanmamış bölge >40 mm 2 Sonuçların yorumlanması; 0-Sitotoksisite yok, 1-Hafif şiddetli sitotoksisite, 2- Orta şiddetli sitotoksisite, 3- Şiddetli sitotoksisite şeklinde yapılır. Bu test yöntemi katı, yarı katı ve sıvı materyaller için kullanılabilir (Wennberg, 1988) Krom Salınım Test Yöntemi Na 2 CrO 4 içerisindeki 51 Cr +6 (altı değerlikli krom), hücreler içerisine geçerek protein ve diğer hücre yapılarına tutunup 51 Cr +3 (üç değerlikli krom) formunu oluşturur. 51 Cr +3 diğer hücreler tarafından kullanılamaz. 51 Cr +3 un radyoaktivitesinin ölçülerek ortamdaki hücre yıkımı belirlenir. Test sonuçları; toksik değil, az toksik, toksik ve ciddi şekilde toksik olmak üzere 4 seviyede değerlendirilir (Hensten-Pettersen, 1988). Spangberg tarafından 1973 yılında, dental materyallere uygun olabilmesi için krom salınım test yöntemi modifiye edilmiştir. Böylece hem sıvı hem de katı materyaller

68 53 test edilebilir. Bu test için insan epitel hücreleri veya fare fibroblast hücreleri kullanılmaktadır (Hensten-Pettersen, 1988) Model Kavite Test Yöntemi Model kavite test yöntemi ilk olarak 1977 yılında Tyas tarafından tanıtılmıştır. Materyal tabanı milipore filtreli veya dentin tabakalı bir PMMA kavite içerisine yerleştirilir. BHK-21 (C-13) fibroblastlar kavite tabanına yerleştirilir ve 4 ml hücre kültürü materyal ve hücrelere bağlanır. Hücre yıkımının değerlendirilmesi lizozomal ve mitokondrial enzimler olan asitfosfataz ve süksinat dehidrojenazın sitokimyasal yöntemlerle belirlenmesi ile yapılmaktadır (Hensten-Pettersen, 1988) Diş Kavite Test Yöntemi İlk olarak 1985 yılında Hume tarafından sunulan diş kavite test yöntemi in vivo duruma oldukça yakın bir aşamadır. Bu metot, dişe uygulanan restoratif maddelerden diffüze olan toksik maddelerin kimyasal toksisite potansiyelini saptamak için kullanılmaktadır. Gömülü 3. molar dişler çekilir ve bu dişler kullanılmadan önce 4 C de 3 saatten daha fazla süre fosfat tamponlu salin solüsyonu içerisinde bekletilir. Normal bir kavite veya kron preparasyonu yapıldıktan sonra sistem dentin duvarına penetre olabilen materyallerin solüsyonlarını elde etmek için kullanılmaktadır. Pulpa sıvısı veya preparasyonun pulpal tarafındaki vasat ayrı ayrı L-929 fibroblastı ile test edilir (Hensten-Pettersen, 1988) MTT Test Yöntemi Biyouyumluluğun saptanması için bazı in vitro test yöntemlerinde hücrelerin biyosentetik veya enzimatik aktivitelerine karşı sitotoksik cevap değerlendirilmektedir. Sitotoksisitenin belirlenmesinde en yaygın kullanılan

69 54 enzimatik test yöntemi; MTT testidir. Bu test ile mitokondriyal dehidrogenaz aktivitesi ölçülmektedir (Powers ve Sakaguchi; 2006, Bölüm 5). Mitokondriyal dehidrogenaz enzimi, yaşayan hücrelerdeki aktif mitokondri içerisinde ayrılarak soluk sarı renkli tetrazolium tuzu olan MTT [3-(4,5 dimetiltiazol-2-il)-2,5-difenil tetrazolium bromid] yi koyu mavi çözünmeyen formazan (1- [4,5- dimetil-tiazol-2-il]-3,5-difenilformazan) bileşiğine dönüştürür (Li ve ark., 2003; Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 5). Sitotoksik nedenlerden dolayı dehidrogenaz enzimi aktive olmazsa formazan bileşimi oluşmamaktadır. Sonuç olarak canlı ve mitokondri fonksiyonu bozulmamış hücreler koyu mavi renkte boyanmakta, ölü ya da mitokondri fonksiyonu bozulmuş hücreler boyanmamaktadır (Powers ve Sakaguchi, 2006, Bölüm 5). Mitokondriyal dehidrogenaz üretimi yaşayan hücre sayısı ile ilişkilendirilmektedir (Lefebvre ve ark.,1994). Formazan oluşumu, optik yoğunluğun ölçülmesi veya test örneğinin çevresindeki formazan ışığın elektron mikroskobuyla belirlenmesi ile değerlendirilir (Güner, 2007) Akrilik Protez Kaidelerinin Sitotoksisitesi Akrilik protez kaide rezinlerinin sitotoksik potansiyelini ve biyouyumluluğunu etkileyen en önemli faktör salınan artık monomerdir (Sipahi ve ark., 2006). Formaldehit, metil metakrilat, metakrilik asit, benzoik asit, dibütil falat, fenil benzoat, fenil salisilat ve diklohekzil falat gibi potansiyel toksik maddeler protez kaide rezininden salınabilmektedir (Huang ve ark., 2001). Akrilik rezinden salınabilen maddelerin salınım konsantrasyonu oranında sitotoksik potansiyele sahip oldukları gösterilmiştir (Tsuchiya ve ark., 1994). Polimer-monomer oranı, polimerizayon süresi, polimerizasyon metodu, polimerizasyon sonrası protezin suda bekletilmesi gibi birçok faktör rezinin sitotoksisitesi üzerinde etkilidir (Jorge ve ark., 2003).

70 Polimer-Monomer Oranının Etkisi Polimer-monomer oranı protez kaide materyalinin sitotoksitesini etkileyen faktörlerden biridir (Jorge ve ark., 2003). Karışıma daha fazla monomer eklendiğinde artık monomer miktarı artmaktadır ve bu nedenle rezinin daha fazla sitotoksisite potansiyeline sahip olduğu düşünülmektedir (Kedjarune ve ark., 1999). Polimermonomer oranının artık monomer miktarı üzerine etkisinin araştırıldığı bir çalışmada (5:3) oranında hazırlanan polimerde gözlenen artık monomer seviyesinin, (4:3) oranında hazırlanan polimerin artık monomer seviyesine göre anlamlı şekilde azaldığı gösterilmiştir (Lamb ve ark., 1983). Kimyasal yolla polimerize olan akrilik rezinlerde polimer-monomer oranı düşük olduğu için artık monomer miktarı, ısı ile polimerize olan akrilik rezinlere göre daha fazla olduğu birçok çalışmada rapor edilmiştir (Ruyter ve Øysaed, 1982; Vallittu ve ark., 1998; Urban ve ark., 2007) Depolama Süresi ve Suya Daldırma Depolama süresi akrilik rezinlerin sitotoksisitesi üzerinde çok önemli bir role sahiptir (Jorge ve ark., 2003). Sheridan ve ark. (1997) akrilik rezinlerin sitotoksik etkilerinin polimerizasyondan sonraki ilk 24 saat içinde çok fazla olduğunu ve yaptıkları çalışmada bu etkinin zaman geçtikçe azaldığını bildirmişlerdir. Araştırmacılar protez kaidesinin ilk üretildiği zamana kıyasla uzun süre suya batırıldığında daha az toksik etkiye sahip olduğunu kabul etmektedirler (Jorge ve ark., 2003). Sitotoksik etki polimerizasyondan sonra da günlerce devam edebilmektedir. Ancak ilk 24 saat protez kaidesi su içerisinde bekletilerek bu durum en aza indirilebilmektedir (Schuster ve ark., 1995; Sheridan ve ark., 1997) Polimerizasyon Süresinin Etkisi Polimerizasyon sıcaklığı ve süresine bağlı olarak, çeşitli miktarlarda artık monomer polimer içerisinde kalmakta ve bu durum sitotoksisitenin farklı dereceleriyle sonuçlanmaktadır (Jorge ve ark., 2003). Polimerizasyon süresi uzatıldığında artık

71 56 monomer miktarının azaldığı böylece daha az sitotoksik etkiye neden olacağı gözlemlenmiştir (Kedjarune ark., 1999). Polimerizasyon süresi kadar polimerizasyon ısısı da oldukça önemlidir. Yapılan çalışmalarda 100 C lik ısıdan daha düşük ısılarda kaynatma durumunda 100 C yi aşan sıcaklıklardaki kaynatmaya göre polimerlerin içerisinde daha fazla MMA kaldığı gösterilmiştir (Jorge ve ark., 2003) Polimerizasyon Metodunun Etkisi Polimerizasyon yöntemi protez kaide rezinlerinin sitotoksisitesi için belirleyici bir özelliktir (Jorge ve ark., 2003). Otopolimerize akrilik rezinlerin sitotoksik etkisinin ısı ile polimerize olan akrilik rezinlere göre daha fazla olduğu birçok çalışmada gösterilmiştir (Hensten-Pettersen ve Wictorine, 1981; Tsuchiya ve ark., 1994; Sheridan ve ark., 1997; Cimpan ve ark., 2000).

72 57 2. GEREÇ VE YÖNTEM Araştırmamız Ankara Üniversitesi Diş Hekimliği Fakültesi Protetik Diş Tedavisi Anabilim Dalı, Ankara Üniversitesi Biyoteknoloji Enstitüsü Enstrümental Analiz Birimi Kromatografi Ünitesi, Orta Doğu Teknik Üniversitesi Kimya Bölümü Polimer Araştırma Laboratuvarlarında ve Tarım ve Köy İşleri Bakanlığı ŞAP Enstitüsü Müdürlüğü Hücre Bankasında yürütülmüştür. Çalışmamızda tek tip, ısı ile polimerize olan protez kaide rezininin monomerine (sıvı) üç farklı tipte metakrilat monomeri hacimsel olarak değişen oranlarda ilave edilmiştir. Daha sonra her monomer karışımı polimer (toz) ile polimerize edilerek kopolimer yapı oluşturulmuştur. Hazırlanan örneklerin artık monomer miktarının tespiti için Yüksek Performans Sıvı Kromatografi cihazı ile ölçümleri yapılmış ve sonrasında örneklerin in vitro koşullarda L-929 fare fibroblast hücre kültüründe MTT test yöntemi ile sitotoksisiteleri değerlendirilmiştir. Mekanik özellikleri ise transvers dayanıklılık, elastik modül ve çarpma dayanıklılığı testleri ile incelenmiştir. Çalışmamızda kullanılan akrilik rezin ve monomerler Çizelge 2.1, 2.2 ve Şekil 2.1 de görülmektedir. Çizelge 2.1. Örneklerin hazırlanmasında kullanılan akrilik rezin ve polimerizasyon yöntemleri. Yöntem Materyal İçerik Üretici Firma Konvansiyonel ısı ile polimerizasyon QC-20 PMMA Dentsply Co, New Zealand, Australia

73 58 Çizelge 2.2. Kopolimer örneklerin hazırlanmasında kullanılan monomerler ve oranları. Kullanılan monomerler İlave edilme oranı (Hacimsel olarak) Üretici Firma Etil Metakrilat % 99 (EMA) % 10 - % 20 - % 30 - % 40 Sigma-Aldrich Co. Ltd., Poole, Dorset, England Bütil Metakrilat % 99 (BMA) % 10 - % 20 - % 30 - % 40 Sigma-Aldrich Co. Ltd., Poole, Dorset, England İzobütil Metakrilat % 97 (IBMA) % 10 - % 20 - % 30 - % 40 Sigma-Aldrich Co. Ltd., Poole, Dorset, England Şekil 2.1. Çalışmada kullanılan akrilik rezinler ve monomerler Çalışmamızda biri kontrol grubu olmak üzere 13 örnek grubu mevcuttur. Kontrol grubu (ısı ile polimerize konvansiyonel akrilik rezin) ve bu rezinin monomerine diğer

74 59 monomerlerin ilave edilmesiyle oluşturulan alt gruplar hacimsel oranlarına göre Çizelge 2.3 de görülmektedir. Çizelge 2.3. Çalışma için hazırlanan monomer karışımları. Konvansiyonel Akrilik Rezin (QC-20) % 100 Metil Metakrilat (Kontrol) % 10 Etil Metakrilat + % 90 Metil Metakrilat % 20 Etil Metakrilat + % 80 Metil Metakrilat % 30 Etil Metakrilat + % 70 Metil Metakrilat % 40 Etil Metakrilat + % 60 Metil Metakrilat % 10 Bütil Metakrilat+ % 90 Metil Metakrilat % 20 Bütil Metakrilat+ % 80 Metil Metakrilat % 30 Bütil Metakrilat+ % 70 Metil Metakrilat % 40 Bütil Metakrilat+ % 60 Metil Metakrilat % 10 İzobütil Metakrilat+ % 90 Metil Metakrilat % 20 İzobütil Metakrilat+ % 80 Metil Metakrilat % 30 İzobütil Metakrilat+ % 70 Metil Metakrilat % 40 İzobütil Metakrilat+ % 60 Metil Metakrilat

75 Isı ile Polimerizasyon Çalışmamızda yapılacak olan tüm testler için gerekli örneklerin mum modellerinin hazırlanmasını takiben bu modeller kayıp mum tekniği uygulanmak üzere muflalanmış (Hanau Flask, Teledyne, Colorado, USA) ve daha sonra muflalar su içerisinde ısıtılarak mumlar modellerden uzaklaştırılmıştır. Mufla tamamen soğumadan mum model boşluğu laklanarak izole edilmiştir. Kontrol grubu test örnekleri için ısı ile polimerize olan QC-20 akrilik rezin polimeri (toz) ile monomeri (sıvı), üretici firmanın talimatlarına uygun olarak 23 g/10 ml oranında karıştırılmıştır. Kopolimer gruplarının test örnekleri; QC-20 akrilik rezin monomerine hacimsel olarak % 10 - % 20 - % 30 - % 40 oranında etil metakrilat (EMA), bütil metakrilat (BMA)ve izobütil metakrilat (IBMA) kullanılarak hazırlanmıştır. Polimer- monomer oranı, kontrol grubu örneklerinin hazırlanmasında olduğu gibi 23 g/10 ml dir. Karışımın hazırlandığı kabın üzeri temiz bir cam ile örtülerek, hamur kıvamına gelmesi beklenmiştir. Hamur kıvamına ulaşan rezin, mum boşluğuna yerleştirilmiş, prova kapanışı yapıldıktan sonra muflalar 15 dk süreyle hidrolik pres (Carlo De Giorgi, Milano, Italy) yardımıyla 200 bar basınç altında preslenmiştir. Preslenmeyi takiben muflalar polimerizasyon işlemi için soğuk su dolu ısıtma kaplarına yerleştirilerek su kaynadıktan sonra 30 dk süresince kaynatma işlemi uygulanmıştır. Bu şekilde tamamlanan polimerizasyon sonunda muflalar oda sıcaklığında soğumaya bırakılmıştır. Soğuyan örneklere gerekli tesviye ve politür işlemleri uygulanmıştır Test Yöntemleri Çalışmamızda kullanılan akrilik rezin ve bu rezinden hazırlanan kopolimerlerin kimyasal, fiziksel ve sitotoksik özelliklerini incelemek amacıyla kullanılan test yöntemleri Çizelge 2.4 de görülmektedir.

76 61 Çizelge 2.4. Çalışmada kullanılan test yöntemleri Test Yöntemleri Kimyasal Mekanik Sitotoksik Artık Monomer Analizi Transvers Dayanıklılık ve Elastik Modül Çarpma Dayanıklılığı MTT Artık Monomer Analizi Artık monomer analizi Ankara Üniversitesi Biyoteknoloji Enstitüsü Enstrümental Analiz Birimi Kromatografi Ünitesi Laboratuvarında gerçekleştirilmiştir. Artık monomer miktarı tespiti için ISO 1567 (1999) no lu uluslararası standarda uygun olarak 50 mm çapında 3 mm kalınlığında disk şeklinde her akril grubundan 5 er adet (n=5) olmak üzere 65 adet örnek hazırlanmıştır (Şekil 2.2). Standart büyüklük ve kalınlıkta akrilik rezin örneklerin hazırlanabilmesi amacıyla alüminyum kalıplar kullanılmıştır (Şekil 2.3). Eritilen pembe plaka mumlar alüminyum kalıplara dökülerek standart mum örnekler elde edilmiş ve 2.1 de anlatılan yöntemle tepim işlemi gerçekleştirilmiştir. Mufladan çıkarılan örnekler zımparalanmadan önce (24±5) saat karanlık laboratuvar ortamında bekletilmiştir. Daha sonra su soğutması altında yaklaşık olarak 30 μm ve 50 μm grenlere sahip zımparalar ile örnekler, örnek kalınlığı yaklaşık olarak (2,0±0,1) mm olana kadar her iki yüzeyinden eşit miktarda zımparalanmıştır. Monomer ekstraksiyonuna kadar örnekler buzdolabın buzluğunda bekletilmiştir. Ekstraksiyondan önce örnekler (24±1) saat karanlık laboratuvar ortamında saklanmıştır.

77 62 Şekil 2.2. Artık monomer tespiti için hazırlanan örnekler Şekil 2.3. Artık monomer test örneklerinin hazırlanmasında kullanılan alüminyum kalıp Cam balonun ağzından geçebilmesi için örnekler ortadan ikiye separe yardımıyla ayırılmıştır (Şekil 2.4) Bu işlemi takiben mevcut artık monomer yüzde miktarının hesaplanmasında kullanmak amacıyla öncelikle örneklerin her birinin hassas terazide (Sortorius, Göttingen, Germany) tartımları yapılmış ve ağırlıkları kaydedilmiştir. Örnek ağırlıkları belirlendikten sonra ikiye ayırdığımız örneğin her iki parçası da cam balon içerisine konulmuş (Şekil 2.5) ve % 99,5 saflıkta 30 ml metanol (Merck Darmstadt, Germany) ilave edilmiştir. Akrilik rezin örneklerindeki artık monomerin metanol solüsyonuna geçmesini sağlamak amacıyla bir düzenek oluşturulmuştur. Cam balonlar geri soğutuculara bağlanarak, sıcaklığı ayarlanabilen su banyosuna yerleştirilmişlerdir (Şekil 2.6). Şekil 2.4. Cam balondan geçebilmesi için ikiye ayırılan örnek Şekil 2.5. Cam balona konulmuş örnek

78 63 Şekil 2.6. Geri soğutuculara bağlanarak, sıcaklığı ayarlanabilen su banyosuna yerleştirilmiş cam balonlar Su banyosunun sıcaklığı 65 C ye ayarlanarak kaynama sıcaklığı 64,5 C olan metanolün kaynaması sağlanmış ve bu işlem 65 akrilik örnekten her biri için 5 saat devam ettirilmiştir. Bu uygulama ile kaynama noktasına ulaşan metanolün gaz haline dönüşümü ve akrilik örnek içerisine girerek artık monomere ulaşımı sağlanmıştır. Geri soğutucularda dolaşan suyun etkisi ile metanol soğumuş ve gaz halinden tekrar sıvı hale geçerek cam balon içerisine artık monomer ile birlikte birikmiştir. 5 saatlik kaynama işleminin sonunda, balonun içinde artık monomer içeren metanolün oluşturduğu sıvı kısım ışık geçirmez cam şişelere doldurulup numaralandırılmış ve artık monomer analizine kadar buzdolabında saklanmıştır. Tüm örneklerin monomer salınım işlemleri tamamlandıktan sonra metanole geçen artık monomer miktarını tespit etmek için Yüksek Performans Sıvı Kromatografi (Thermo Finnigan, Hemel Hempstead, England) cihazı kulllanılmıştır. Cihazda Taramalı UV-VIS dedektör sistemi kullanılmış ve nm dalga boyu aralığı taranarak kantitatif analizler 205 nm dalga boyunda yapılmıştır. Çalışmalar oda sıcaklığında gerçekleştirilmiş ve cihaz SGE 5 C18 (25 x 4,6 mm) analitik kolon sistemi, dörtlü gradient pompa sistemi ve otomatik enjeksiyon sisteminden oluşmuştur.

79 64 HPLC cihazında, analizi yapılacak örnekler eşit hacimde enjekte edildikten sonra örnek bileşenleri taşıyıcı fazı oluşturan çözücü tarafından kolona sürüklenir. Maddeler molekül büyüklüğüne veya polar gruplarına göre kolonda farklı sürelerde alıkonur ve farklı zamanlarda kolondan çıkarlar. Bu maddelerin kolondan çıkma zamanı dedektör tarafından belirlenir ve bilgisayarda pikler halinde bir grafik elde edilir. Oluşan bu grafiğe kromatogram denir. Bu şekilde her bir monomere ait standart kromatogram elde edilmiştir HPLC cihazında hareketli faz (taşıyıcı faz) olarak % 70 metanol ve % 30 su karışımı kullanılmıştır. Analizde pompa akış hızı (Q)=0,8 ml/dakika, dedektörün dalga boyu 205 nm, enjeksiyon hacmi 20 μl olacak şekilde çalışılmıştır. Bu ayarlamalardan sonra, cihazdan bilinen konsantrasyonlarda MMA ın standart solüsyonları geçirilmiş ve MMA monomerine ait piklerin yüksekliği ve alıkonma zamanı tespit edilmiştir. Piklerin lokalizasyonlarından yararlanılarak, bilinmeyen konsantrasyondaki örnek solüsyonlarının artık monomer pikleri kromatogram üzerinde belirlenmiştir. Elde edilen piklerden üçgen oluşturma yöntemi sayesinde standart monomer piklerinin alanları hesaplanmış ve standart çözeltilerinin bilinen derişimlerinden yararlanılarak alana karşı konsantrasyonun alındığı standart kalibrasyon grafiği hazırlanmıştır. Standart kalibrasyon eğrisi, 4 mg/ml, 2 mg/ml, 1 mg/ml, 0,5 mg/ml, 0,25 mg/ml, 0,1 mg/ml, 0,05 mg/ml 0,001 ve 0,0008 mg/ml olarak hazırlanan MMA monomer konsantrasyonlarından hesaplanan pik alanları ile elde edilmiştir. Standart kalibrasyon grafiğini çizme çalışmaları EMA, BMA ve IBMA içinde aynı konsantrasyon aralığında yapılmıştır. Bu artık monomerlere ait kalibrasyon değerleri ve Dedeksiyon Limiti LOD (Limit of detection) ile Kantitasyon Limit LOQ (Limit of Quantification) değerleri ve her bir monomerin alıkonma zamanları çizelge 2.5 de verilmiştir. Her gruba ait örnek numuneleri HPLC cihazına enjekte edilerek, bilgisayarda artık monomerlere ait pikler elde edilmiştir. Her bir monomere ait pikin alanları cihazdan okunarak, daha önce çizdiğimiz kalibrasyon grafiğinde yerine konularak, örneklerde ki artık monomerlerin konsantrasyonları hesaplanmıştır.

80 65 Çizelge 2.5. Her bir artık monomere ait kalibrasyon değerleri ve alıkonma zamanları Artık Monomer Y=mx+n R 2 Alıkonma Zamanı (tr) /dk MMA y= x ,9972 4,8 ± % 10 EMA y= x -1435,6 0,9876 6,3 ± % 10 IBMA y= 69193x ,7 0,9901 7,7 ± % 10 BMA y= x ,9965 8,5 ± % 10 LOD= 5x10-5 mg/ml; LOQ=1,5x10-4 mg/ml Cihazın güvenilirliğini doğrulamak ve çalışma şartlarını optimize etmek amacı ile her bir örnekten iki kez enjeksiyon yapılarak bir örneğe ait iki konsantrasyon hesaplanmış ve ortalamaları alınmıştır. Örneklerdeki artık monomerin konsantrasyonları belirlendikten sonra, her bir örnek için artık monomerin ağırlıkça yüzdesi (% w/w) hesaplanmıştır MTT Sitotoksisite Deneyi MTT sitotoksisite deneyi Tarım ve Köy İşleri Bakanlığı ŞAP Enstitüsü Müdürlüğü Hücre Bankasında yürütülmüştür. Çalışmamızda; hazırlanan tüm akrilik rezin örneklerinden 24. ve 48. saatlerde elde edilen salınım vasatlarının L-929 fare fibroblast hücre kültürlerinde oluşturdukları sitotoksik etkiler değerlendirilmiştir. MTT [3-(4,5 dimetil-tiazol-2-il)-2,5-difenil tetrazolium bromid] testi, ISO nun hücre kültür test yöntemleri ile ilgili olarak belirlediği ISO (1999) ve (2002) no lu protokollere uygun olarak yürütülmüştür.

81 Örneklerin Hazırlanması ve Ekstraksiyon İşlemlerinin Gerçekleştirilmesi MTT sitotoksisite deneyi için, ISO (2002) no lu standardın Örnek hazırlanması ve referans materyaller bölümünde, test edilen materyal örneklerinin yüzey alanı için belirtilen değer aralığına uygun olarak, 10 mm çapında ve 1,5 mm kalınlıkta 5 er adet olmak üzere (n=5) toplam 65 adet test materyali disk şeklinde hazırlanmıştır (Şekil 2.7). Diskler, 3 bar basınç altında 20 dk süre otoklav (Trans, Ankara, Türkiye) ısısına maruz bırakılarak sterilizasyonları sağlanmıştır. Şekil 2.7. MTT sitotoksisite testi için hazırlanan örnekler Her bir örnek grubuna ait disklerden salınım besi ortamlarını elde etmek için diskler steril kabin (Class II Holten Laminar Flow, Allerod, Denmark) (Şekil 2.8) içerisinde 6 gözlü hücre üretme kaplarına yerleştirilmiştir (Şekil 2.9). Şekil 2.8. Steril kabin Şekil 2.9. Örneklerin 6 gözlü hücre üretme kaplarına yerleştirilmiş görüntüsü

82 67 Bu işlemi takiben örnekler üzerine % 10 fötal sığır serumu (FBS) (Biochrom AG, Berlin, Germany) ve % 1 Gentamisin içeren Dulbecco s Modified Eagle s Medium (DMEM) (Biochrom AG, Berlin, Germany) besi ortamı konularak (Şekil 2.10 ve 2.11), % 5 CO 2 içeren 37 C deki inkübatörde (Heracell, Hanau, Germany) (Şekil 2.12) 24 saat ve 48 saatlik inkübasyona bırakılmıştır. Her bir inkübasyon süresi sonunda salınım besi ortamları steril kabin içerisinde steril doku kültürü santrifüj tüplerine toplanmış ve -20 C ye kaldırılmıştır. Şekil FBS Şekil DMEM Şekil İnkübatör Hücre Kültürünün Hazırlanması Çalışmamızda kullanılan L-929 fare fibroblast hücre kültürü Şap Enstitüsü hücre kültürü koleksiyonundan (HÜKÜK) sağlanmıştır. Hücreler saklama ortamları olan -196 C den çıkarılarak 37 C deki su banyosunda kısa sürede çözdürülmüş ve 800 devirde 5 dakika santrifügasyonları (Eppendorf, Eppendorf, Germany) yapılmıştır. Santrifügasyondan sonra üstteki süpernatan kısım atılarak pleyt içerisindeki hücreler, içinde % 10 fötal sığır serumu (FBS) (Biochrom AG, Berlin, Germany ) ve % 1 Gentamisin içeren DMEM besi ortamı ile T25 cm 2 hücre kültürü üretme kabına alınmıştır (Şekil 2.13). Hücrelerin kültür kabının yüzeyini kaplamaları ve üremeleri doku kültürü mikroskobunda (Olympus CK40, Tokyo, Japan) kontrol edilmiş (Şekil 2.14) ve yüzeyi tamamen kapladıklarında kültür kabındaki besi ortamı kültür ortamından aspire edilmiştir. Kültür ortamındaki hücresel atıkların ve serum

83 68 artıklarının uzaklaştırılması amacıyla divalent katyonları (Ca 2+ Mg 2+ ) içermeyen PBS (Fosfat Tampon Solüsyonu ph= 7.0) ile hücrelerin yüzeyi yıkanmıştır. Şekil Hücre kültür üretme kabı Şekil Doku kültürü mikroskobu Daha sonra tripsin/edta [Etilendiamin tetraasetik asit (% 0,05/0,02), (Biochrom AG, Berlin, Germany)] solüsyonu ile yıkanarak tripsinize edilmiş ve 37 C deki inkübatörde yaklaşık 5-10 dk inkübasyona bırakılmıştır. Bu süre sonunda ışık mikroskobunda (Olympus CH, Tokyo, Japan) makroskobik ve mikroskobik olarak incelenen hücrelerin kültür kabı yüzeyinden ayrıldıkları görülmüştür (Şekil 2.15 ve 2.16). Şekil Hücre kültür kabından ayrılan hücrelerin ışık mikroskobundaki görüntüsü Şekil Hücre kültür kabı yüzeyinden ayrılmış hücrelerin görüntüsü Yüzeyden ayrılan hücreler % 10 serum içeren besi ortamı ile 5 dk santrifüj edilmiş ( rpm) süpernatant kısım atıldıktan sonra pleytdeki hücreler tekrar önceden sıcaklığı 37 C ye getirilmiş % 10 serum ve % 1 antibiyotikli DMEM besi ortamı ile homojenize edilmiş ve hücre süspansiyonu 3 adet T25 cm 2 kültür kabına bölünerek hücre pasajlama işlemi tamamlanmış olup, bu şekilde 3 seri pasaj yapılmıştır.

84 Gözlü Hücre Üretme Kaplarının Hazırlanması Logaritmik üreme fazında olan, aktif ve yüzeyi % oranında kaplamış hücreler, pasajlama işleminde olduğu gibi kültür kabı yüzeyinden ayrılır ve serumlu besi ortamı ile hücre süspansiyonu hazırlanır. Hücre sayımı için 0,9 ml hücre süspansiyonu üzerine 0,1 ml tripan mavisi (Sigma, St Louis, USA) solüsyonu ilave edilmiş ve hemasitometre (Superior, Marienfeld, Germany) kullanılarak ışık mikroskobunda hücre sayımı yapılmış ve aynı zamanda hücre canlılığı da kontrol edilmiştir (Şekil 2.17). 96 gözlü hücre üretme kapları için istenilen yoğunluktaki hücre sayısı hesaplanmış ve bu sayımdaki hücre % 10 FBS ve % 1 antibiyotik içeren DMEM besi ortamı ile homojenize edilerek mililitresinde hücre/ml olacak şekilde hücre süspansiyonu hazırlanmıştır. Bu hücre süspansiyonu 96 gözlü hücre üretme kaplarına (Şekil 2.18) 100 ml/göz (kuyucuk) olacak şekilde taksim edilerek % 5 CO 2 li inkübatörde 24 saat inkübasyona bırakılmıştır. Şekil Hemasitometre Şekil gözlü hücre üretme kabına konulmuş hücre süspansiyonu Bu süre sonunda 96 gözlü hücre üretme kaplarındaki hücreler inverted doku kültürü mikroskobunda üremeleri ve ortamın sterilitesi kontrol edildikten sonra kültür ortamındaki DMEM besi ortamı aspire edilerek uzaklaştırılmış ve yerine daha önceden hazırlanmış ve -20 C de muhafaza ettiğimiz salınım besi ortamları 100 ml/göz olarak taksim edilmiş ve yine % 5 CO 2 li inkübatörde 24 saat inkübasyona bırakılmıştır. İnkübasyon süresi tamamlandıktan sonra MTT testi uygulanmıştır.

85 MTT Testinin Uygulanması MTT [3-(4,5 dimetil-tiazol-2-il)-2,5-difenil tetrazolium bromid], (Sigma, St Louis, USA) fenol kırmızısı içermeyen RPMI 164O (Sigma, St Louis, USA) besi ortamı ile karıştırılarak, homojenize edilmiş ve final konsantrasyonu 5 mg/ml olan MTT solüsyonu hazırlanmıştır. 24 saat inkübasyona bırakılan 96 gözlü hücre üretme kaplarındaki salınım besi ortamları inkübasyon sonrası uzaklaştırılmış ve hücre üretme kaplarına 100 ml/göz olacak şekilde DMEM besi ortamı ve 13 ml/göz MTT solüsyonu konularak karanlık bir ortamda 37C de 4 saat inkübe edilmiştir. İnkübasyon sonrası MTT solüsyonu aspire edilerek ortamdan uzaklaştırılmıştır. 96 gözlü hücre üretme kaplarına izopropil alkol (Applichem, Darmstadt, Germany) 100 ml/göz olacak şekilde konulmuştur ve formazan kristallerinin tamamen çözünmesi ile almış olduğu koyu mavi renge dönüşümünü takiben hücre üretme kapları ELISA okuyucusuna (Molecular Devices, CA, USA) (Şekil 2.19) yerleştirilmiştir. Oluşan formazanın optik yoğunluğu 570 nm ve referans olarak 630 nm de okunarak belirlenmiştir. Şekil Elisa okuyucusu Çalışmamızda hazırlanan akrilik rezin örneklerden 24. ve 48. saatlerde elde edilen salınım vasatlarının sitotoksisitesinin belirlenmesi amacıyla uyguladığımız MTT testi, istatistik değerlendirme için her 13 grup ve inkübasyon süresinde 5 er kez tekrarlanmıştır.

86 71 Deney sonucunda grupların hücre canlılık değerleri elde edilmiştir. Hücre kontrol grubu dikkate alınarak hücre canlılık yüzdeleri (optik yoğunluk değerleri) hesaplanmıştır. Hücre kontrol grubu (HK), sadece hücre ve hücre kültürü üretmek için kullanılan besi ortamından oluşmakta, çalışmada kullanılan rezin örneklerinden elde edilen salınım vasatlarını içermemektedir. Optik yoğunluk değeri, hücre kontrol grubunun hücre canlılık değeri % 100 olarak kabul edildiğinde, diğer gruplarda basit oran hesabı ile elde edilen % değeridir ve canlı hücre oranını ifade etmektedir Transvers Dayanıklılık ve Elastik Modül Testi Transvers dayanıklılık ve elastik modül testi Ankara Üniversitesi Diş Hekimliği Fakültesi Protetik Diş Tedavisi Anabilim Dalı Araştırma Laboratuvarında gerçekleştirilmiştir. Örneklerin hazırlanması ve testlerin uygulanması sırasında ISO 1567 (1999) no lu uluslararası standart kullanılmıştır. Bu standarda göre 64 x 10 x 3,3 mm boyutlarında mum örneklerin hazırlanabilmesi için alüminyumdan imal edilmiş bir kalıp kullanılmıştır (Şekil 2.20). Her rezin grubu için 10 ar örnek üzerinden yapılan testler toplam 130 örnek üzerinden yürütülmüştür (Şekil 2.21). Hazırlanan rezin örnekleri transvers dayanıklılık ve elastik modül testlerinden önce 50 ± 2 saat süre ile suda bekletilmiştir. Transvers dayanıklılık ve elastik modül özellikleri, üç nokta eğme testi ile değerlendirilmiştir. Testler, Lloyd firmasının ürettiği LRX universal mekanik test cihazı (Lloyd Instruments, Fareham, Hampshire, England), (Şekil 2.22) ile yapılmış, cihazın kontrolü bilgisayar tarafından aynı firmanın ürettiği Nexygen programı ile gerçekleştirilmiştir. Test edilen örnekler birbirinden 50 mm uzaklıkta bulunan birbirine paralel destekler arasına yerleştirilmiş ve cihazın hızı ISO 1567 (1999) no lu standarda uygun olarak 5 ± 1 mm/dakika olarak ayarlanarak kırılma olana kadar kuvvet uygulanmıştır.

87 72 Şekil Transvers dayanıklılık ve elastik modül testi için örneklerin hazırlanmasında kullanılan alüminyum kalıp Şekil Transvers dayanıklılık ve elastik modül testi için hazırlanan örnekler Şekil Transvers dayanıklılık ve elastik modül testi Çarpma Dayanıklılığı Testi Çarpma dayanıklılığı testi Orta Doğu Teknik Üniversitesi Kimya Bölümü Polimer Araştırma Laboratuvarında gerçekleştirilmiştir. Çarpma dayanıklılığı testi için gerekli örnekler ISO 1567:1999/Amd.1 (2003) no lu standarda uygun olarak 50 x 6 x 4 mm ebatlarında hazırlanmıştır (Şekil 2.23). Akrilik örneklerin hazırlanması için alüminyumdan imal edilmiş bir kalıp kullanılmıştır (Şekil 2.24).

88 73 Şekil Çarpma dayanıklılığı testi için hazırlanan örnekler Şekil Çarpma dayanıklılığı test örneklerinin hazırlanmasında kullanılan alüminyum kalıp Her rezin grubu için 10 ar örnek üzerinden yapılan testler toplam 130 örnek üzerinden yürütülmüştür. Hazırlanan bütün örnekler testten önce 37 o C lik etüvde distile su içerisinde 2 hafta süresince bekletilmişlerdir. Çarpma dayanıklılığının belirlenmesinde Charpy tipi çarpma test cihazı (Coesfeld, Pendulum Impact Tester, Dortmund, Germany) kullanılmıştır (Şekil 2.25). Şekil Çarpma dayanıklılığı tespitinde kullanılan Charpy tipi test cihazı Örnekler sistemde yere paralel halde bulunan iki destekten oluşan örnek haznesine yerleştirilmiş ve 5 J lük kırma apareyi, tutucu koldan serbest bırakılarak örneğe ortasından çarptırılmıştır. Cihazda bulunan dijital göstergeden her bir örnek için karşıt gelen enerji miktarları saptanmıştır. Daha sonra bu enerji miktarlarından

89 74 saptanan hava sürtünme değerleri çıkarılmış ve enerji birimleri dönüşümü sağlanıp, örneklerin yüzey alanına bölünerek her bir örnek için çarpma direnci kj/m 2 cinsinden hesaplanmıştır İstatistik Değerlendirme Çalışmamızdan elde edilen artık monomer, sitotoksisite, transvers dayanıklılık ve çarpma dayanıklılığı test sonuçlarının istatistik değerlendirilmesinde grupların ortalamaları arasındaki farklılıkların istatistik olarak önemli olup olmadığı varyans analizi (tek yönlü ANOVA) kullanılarak incelenmiştir. Ancak artık monomer analizi bakımından elde edilen değerler varyans analizi tekniğinin ön şartlarını yerine getirmediğinden elde edilen gözlemler logaritmik transformasyon yöntemi ile transfers edilmiştir. İleri istatistik incelemeler için ise Duncan testi kullanılmıştır.

90 75 3. BULGULAR Araştırmamızın bu bölümünde protez kaide materyali olarak kullanılan ısı ile polimerizasyon yöntemi ile polimerize olan kaide akrilik rezini ve oluşturduğumuz değişen oranlara sahip farklı kopolimerlerin artık monomer, sitotoksisite, transvers dayanıklılık, elastik modül ve çarpma dayanıklılığı yönünden yapılan incelemelerinin sonucunda elde edilen bulgular beş bölümde sunulacaktır Artık Monomer Test Sonuçları Artık monomer miktarlarının tespiti için öncelikle, kullanılan MMA, EMA, BMA ve IBMA monomerlerinin her biri için standart bir monomer kromatogramı elde edilmiştir (Şekil 3.1). MMA Absorbans (mau) EMA IBMA BMA Dakika Şekil 3.1. Monomerlerin standart kromatogramları Bu kromatogramlardan yararlanılarak de anlatıldığı üzere her bir örnekten elde edilen kromatogramlardaki (Şekil ) artık monomer miktarları ağırlıkça % olarak hesaplanmıştır.

91 76 Absorbans (mau) Dakika Şekil 3.2. Kontrol grubu örneğine ait kromatogram Absorbans (mau) Dakika Şekil 3.3. % 10 EMA grubu örneğine ait kromatogram

92 77 Absorbans (mau) Dakika Şekil 3.4. % 20 EMA grubu örneğine ait kromatogram Absorbans (mau) Dakika Şekil 3.5. % 30 EMA grubu örneğine ait kromatogram

93 78 Absorbans (mau) Şekil 3.6. % 40 EMA grubu örneğine ait kromatogram Dakika Absorbans (mau) Dakika Şekil 3.7. % 10 BMA grubu örneğine ait kromatogram

94 79 Absorbans (mau) Dakika Şekil 3.8. % 20 BMA grubu örneğine ait kromatogram Absorbans (mau) Dakika Şekil 3.9. % 30 BMA grubu örneğine ait kromatogram

95 80 Absorbans (mau) Dakika Şekil % 40 BMA grubu örneğine ait kromatogram Absorbans (mau) Dakika Şekil % 10 IBMA grubu örneğine ait kromatogram

96 81 Absorbans (mau) Şekil % 20 IBMA grubu örneğine ait kromatogram Dakika Absorbans (mau) Dakika Şekil % 30 IBMA grubu örneğine ait kromatogram

97 82 Absorbans (mau) Dakika Şekil % 40 IBMA grubu örneğine ait kromatogram Artık monomer sonuçları varyans analizinin ön şartlarını yerine getirmediği için grupları birbirleriyle karşılaştırmak amacıyla, ölçüm değerlerinin logaritmaları alınarak analiz edilmiştir. Her grup için 5 er gözlem üzerinden hesaplanan verilerin ortalama ve standart hata değerleri Çizelge 3.1 ve Şekil de görülmektedir. Analiz sonucuna göre artık monomer miktarı bakımından gruplar arasındaki farklılıklar istatistik olarak önemli bulunmuştur (p<0,01). Sonuçlar incelendiğinde tüm kopolimer gruplarının kontrol grubundan farklı olduğu görülmüştür. En düşük artık monomer miktarını ağırlıkça % 0,031 değeri ile kontrol grubu, en yüksek artık monomer miktarını ise ağırlıkça % 0,287 değeri ile % 30 EMA + % 70 MMA içeren kopolimer grubu vermiştir. % 40 EMA + % 60 MMA, % 30 BMA + % 70 MMA ve % 40 BMA + % 60 MMA gruplarının, % 30 EMA + % 70 MMA grubu ile arasındaki fark istatistik olarak önemsiz bulunmuştur. Genel olarak tüm kopolimer gruplarında, hacimsel olarak ilave edilen monomer yüzdesi arttıkça rakamsal olarak artık monomer miktarının da arttığı gözlenmiştir. Rakamsal olarak kontrol

98 83 grubundan sonra en düşük artık monomer miktarını IBMA dan oluşan kopolimer grupları göstermiştir. Çizelge 3.1. Artık monomer analizi bakımından grupların ortalama ve standart hata değerleri EMA BMA IBMA Gruplar n Artık Monomer Miktarı (ağırlıkça %) X ± S x % 100 MMA (Kontrol) 5 0,031± 0,0095 E % 10 EMA + % 90 MMA 5 0,076 ± 0,0070 C % 20 EMA + % 80 MMA 5 0,146 ± 0,0182 B % 30 EMA + % 70 MMA 5 0,287 ± 0,0257 A % 40 EMA + % 60 MMA 5 0,201 ± 0,0372 AB % 10 BMA + % 90 MMA 5 0,047 ± 0,0039 D % 20 BMA + % 80 MMA 5 0,061 ± 0,0043 CD % 30 BMA + % 70 MMA 5 0,214 ± 0,0073 AB % 40 BMA + % 60 MMA 5 0,272 ± 0,012 A % 10 IBMA + % 90 MMA 5 0,045 ± 0,0052 D % 20 IBMA + % 80 MMA 5 0,075 ± 0,0033 C % 30 IBMA + % 70 MMA 5 0,089 ± 0,0032 C % 40 IBMA + % 60 MMA 5 0,084 ± 0,0034 C * Gruplar bakımından aynı sütunda farklı büyük harfi alan ortalamalar istatistik olarak birbirinden farklıdır p<0,01 0,3 Artık Monommer Miktarı (%) 0,25 0,2 0,15 0,1 0,05 %100 MMA (Kontrol) % 10 EMA+ % 90 MMA % 20 EMA + % 80 MMA % 30 EMA + % 70 MMA % 40 EMA + % 60 MMA 0 1 Şekil EMA kopolimer gruplarının artık monomer miktarı bakımından ortalama değerleri

99 84 0,3 Artık Monomer Miktarı (%) 0,25 0,2 0,15 0,1 0,05 %100 MMA (Kontrol) % 10 BMA+ % 90 MMA % 20 BMA + % 80 MMA % 30 BMA + % 70 MMA % 40 BMA + % 60 MMA 0 1 Şekil BMA kopolimer gruplarının artık monomer miktarı bakımından ortalama değerleri 0,09 0,08 Artık Monomer Miktarı (%) 0,07 0,06 0,05 0,04 0,03 0,02 0,01 % 100 MMA (Kontrol) % 10 IBMA + % 90 MMA % 20 IBMA + % 80 MMA % 30 IBMA + % 70 MMA % 40 IBMA + % 60 MMA 0 1 Şekil IBMA kopolimer gruplarının artık monomer miktarı bakımından ortalama değerleri

100 85 0,3 0,25 0,2 0,15 0,1 0, %100 MMA (Kontrol) % 10 EMA + % 90 MMA % 20 EMA + % 80 MMA % 30 EMA + % 70 MMA % 40 EMA + % 60 MMA % 10 BMA + % 90 MMA % 20 BMA + % 80 MMA % 30 BMA + % 70 MMA % 40 BMA + % 60 MMA % 10 IBMA+ % 90 MMA % 20 IBMA+ % 80 MMA % 30 IBMA+ % 70 MMA % 40 IBMA+ % 60 MMA Artık Monomer Miktarı (%)

101 Sitotoksisite Test Sonuçları 24. ve 48. saatlerdeki sitotoksisite değerlendirmeleri sonrası, hücre canlılık yüzde değerleri bakımından gruplar arasındaki farklılıklar tek yönlü varyans analiziyle incelendiğinde, zaman ve gruplar arasındaki interaksiyon istatistik olarak önemli bulunmuştur (p<0,01). Yani gruplar arasındaki fark zamanlara, zamanlar arasındaki fark ise gruplara göre değişmektedir. Bu sebeple her bir grup için zamanlar ve her bir zamanda gruplar arasındaki farklılıklar Duncan testi kullanılarak karşılaştırılmıştır. Her grup için 5 er gözlem üzerinden hesaplanan verilerin ortalama ve standart hata değerleri Çizelge 3.2, Şekil de görülmektedir. Çizelge 3.2. Hücre canlılık (%) değerleri bakımından grupların ortalama ve standart hata değerleri EMA BMA IBMA Gruplar n Hücre Canlılık Yüzdeleri X ± S x 24. Saat 48. Saat % 100 MMA (Kontrol) 5 93,123 ± 0,366 B de 95,213 ± 0,426 A ef % 10 EMA + % 90 MMA 5 97,355 ± 0,395 A a 98,244 ± 0,209 A ab % 20 EMA + % 80 MMA 5 96,716 ± 0,447 A ab 96,338 ± 0,303 A cdef % 30 EMA + % 70 MMA 5 95,916 ± 0,304 B ab 97,908 ± 0,384 A abc % 40 EMA + % 60 MMA 5 95,552 ± 0,406 B bc 97,753 ± 0,235 A bc % 10 BMA + % 90 MMA 5 92,291 ± 0,590 B ef 99,497 ± 0,351 A a % 20 BMA + % 80 MMA 5 92,343 ± 0,259 B ef 98,224 ± 0,115 A ab % 30 BMA + % 70 MMA 5 90,392 ± 0,350 B g 96,807 ± 0,462 A bcd % 40 BMA + % 60 MMA 5 91,115 ± 0,334 B fg 96,093 ± 0,302 A def % 10 IBMA + % 90 MMA 5 94,100 ± 0,419 B cd 97,920 ± 0,522 A bc % 20 IBMA + % 80 MMA 5 93,121 ± 0,437 B de 96,715 ± 0,426 A bcde % 30 IBMA + % 70 MMA 5 91,251 ± 0,373 B fg 95,060 ± 0,819 A f % 40 IBMA + % 60 MMA 5 95,427 ± 0,126 A bc 93,511 ± 0,229 B g * Büyük harfler her bir grupta zamanların karşılaştırılması için kullanılmıştır, p<0,01 * Küçük harfler zamanlarda grupların karşılaştırılması için kullanılmıştır, p<0,01

102 Hücre Canlılık (%) Değerleri %100 MMA (Kontrol) % 10 EMA+ % 90 MMA % 20 EMA + % 80 MMA % 30 EMA + % 70 MMA % 40 EMA + % 60 MMA saat 48.saat 1 2 Şekil EMA kopolimer gruplarının 24. ve 48. saatteki hücre canlılık (%) ortalama değerleri Hücre Canlılık (%) Değerleri % 100 MMA (Kontrol) % 10 BMA+ % 90 MMA % 20 BMA + % 80 MMA % 30 BMA + % 70 MMA % 40 BMA + % 60 MMA saat 48.saat Şekil BMA kopolimer gruplarının 24. ve 48. saatteki hücre canlılık (%) ortalama değerleri

103 88 98 Hücre Canlılık (%) Değerleri % 100 MMA (Kontrol) % 10 IBMA+ % 90 MMA % 20 IBMA + % 80 MMA % 30 IBMA + % 70 MMA % 40 IBMA + % 60 MMA saat 1 48.saat 2 Şekil IBMA kopolimer gruplarının 24. ve 48. saatteki hücre canlılık (%) ortalama değerleri Hücre Canlılık (%) Değerleri Saat 48. Saat 84 %100 MMA % 10 EMA % 20 EMA % 30 EMA % 40 EMA % 10 BMA % 20 BMA % 30 BMA % 40 BMA % 10 IBMA % 20 IBMA % 30 IBMA % 40 IBMA Şekil Hücre canlılık (%) değerleri bakımından grupların ortalama değerleri

104 89 Duncan testinin sonuçlarına göre 24. saatteki hücre canlılık yüzde değerlerine göre % 10 BMA + % 90 MMA, % 20 BMA + % 80 MMA ve % 10 IBMA + % 90 MMA, % 20 IBMA + % 80 MMA grupları kontrol grubundan (% 93,123) farklılık göstermezken diğer kopolimer grupları ile kontrol grubu arasındaki fark istatistik olarak önemlidir. 24. saatteki en yüksek hücre canlılık yüzde değerini % 10 EMA + % 90 MMA (% 97,355) ve en düşük hücre canlılık yüzde değerini ise % 30 BMA + % 70 MMA (% 90,392) vermiştir. 48. saatteki hücre canlılık yüzde değerleri incelendiği zaman ise % 20 EMA + % 80 MMA, % 40 BMA + % 60 MMA, % 20 IBMA + % 80 MMA ve % 30 IBMA + % 70 MMA kontrol grubundan farklılık göstermezken diğer kopolimer grupları istatistik olarak kontrol grubundan farklıdır. 48. saatteki en yüksek hücre canlılık yüzde değerini % 10 BMA + % 90 MMA (% 99,497) ve en düşük hücre canlılık yüzde değerini ise % 40 IBMA + % 60 MMA (% 93,511) vermiştir. 48. saatteki hücre canlılık yüzde değerleri genel olarak tüm kopolimer grupları için kopolimer içerisindeki monomerin hacminin artmasıyla azaldığı görülmektedir. Her bir grup için zamanların hücre canlılık yüzde değerlerine etkisi istatistik olarak önemli bulunmuştur. % 10 EMA + % 90 MMA ve % 20 EMA + % 80 MMA grupları dışında 24. saatteki ve 48. saatteki hücre canlılık yüzde değerleri birbirinden farklıdır. Hücre canlılığı kıyaslandığında % 20 EMA + % 80 MMA ve % 40 IBMA + % 60 MMA grupları dışında 24. saate göre 48. saatteki hücre canlılık yüzde değerlerinin genel olarak arttığı görülmektedir. MTT test sonucu elde ettiğimiz hücre canlılığının sayısal değerleri dışında gruplara ait mikropleytdeki hücrelerin doku kültürü mikroskobu altındaki görünümleri sayesinde hücre canlılığı değerleri tekrar gözden geçirmek ve sonuçların sağlamasını yapmak mümkün olmuştur. Fibroblast hücresinin normal görüntüsünde, hücreler pürüzsüz ve iğ yapısındadır. Hücre kontrol grubunun mikroskobik görüntülerinde hücrelerin kenar konturlarının parlak olduğu ve membran yapısının sağlam olduğu görülmektedir. Sitotoksisiteye bağlı olarak hücre yapılarında bazı değişiklikler oluşmaktadır. Toksisiteyi gösteren bulgular; hücrelerin yuvarlaklaşması, yüzeyden ayrılması, hücre yapılarındaki

105 90 morfolojik bozukluk ve devleşmiş hücre yapılarının varlığıdır. Kontrol ve hacimsel olarak % 30 luk kopolimer grupları için hücre yapılarındaki zamana ve sitotoksisitedeki artışa bağlı ortaya çıkan değişikliklere örnekler Şekil de yer almaktadır. a b Şekil Hücre kontrolünün (a) 24. ve (b) 48. saatteki mikroskobik görünümü (x 200) a b Şekil Kontrol grubuna ait hücrelerin (a) 24. ve (b) 48. saatteki mikroskobik görünümü (x 200) a b Şekil % 30 EMA+ %70 MMA grubuna ait hücrelerin (a) 24. ve (b) 48. saatteki mikroskobik görünümü (x 200)

106 91 a b Şekil % 30 BMA+ %70 MMA grubuna ait hücrelerin (a) 24. ve (b) 48. saatteki mikroskobik görünümü (x 200) a b Şekil % 30 IBMA+ %70 MMA grubuna ait hücrelerin (a) 24. ve (b) 48. saatteki mikroskobik görünümü (x 200) 3.3. Transvers Dayanıklılık Test Sonuçları Isı ile polimerize olan akrilik rezinlerden farklı oranlarda elde edilen kopolimer yapıların rezinin transvers dayanıklılığına etkisinin istatistik olarak önemli olup olmadığı varyans analizi ile incelenmiştir. Her grup için 10 ar gözlem üzerinden hesaplanan verilerin ortalama ve standart hata değerleri Çizelge 3.3 ve Şekil de görülmektedir. Varyans analizinin sonucuna göre transvers dayanıklılık bakımından gruplar arasındaki farklılıklar istatistik olarak önemli bulunmuştur (p<0,01).