FARKLI DOLGULAR KULLANILARAK HAZIRLANMIŞ DENTAL KOMPOZİTLERİN IŞIK İLE SERTLEŞTİRİLMESİ SIRASINDAKİ POLİMERİZASYON BÜZÜLMESİNİN İNCELENMESİ

Transkript

1 YILDIZ TEKNİK ÜNİVERSİTESİ FEN BİLİMLERİ ENSTİTÜSÜ FARKLI DOLGULAR KULLANILARAK HAZIRLANMIŞ DENTAL KOMPOZİTLERİN IŞIK İLE SERTLEŞTİRİLMESİ SIRASINDAKİ POLİMERİZASYON BÜZÜLMESİNİN İNCELENMESİ Kimya Mühendisi Bilge Sema ODUNCU FBE Biyomühendislik Anabilim Dalında Hazırlanan YÜKSEK LİSANS TEZİ Tez Danışmanı : Yrd. Doç Dr. Sevil YÜCEL (YTÜ) İSTANBUL, 2009

2 Ç NDEK LER Sayfa S MGE L STES... iv KISALTMA L STES... v EK L L STES... vi Ç ZELGE L STES... vii ÖNSÖZ ÖZET... viii... ix ABSTRACT... x 1 G R ve AMAÇ TEOR K B LG LER Di ve Yapısı Hakkında Genel Bilgi Dental Kompozitler Hakkında Genel Bilgi Dental kompozitlerin bile imi Reçine matriksi norganik dolgular Ba layıcı ajanı Dental Kompozitlerin Sınıflandırılması norganik dolgu partikül büyüklükleri ve yüzdelerine göre kompozitlerin sınıflandırılması Polimerizasyon yöntemlerine göre kompozitlerin sınıflandırılması Kimyasal yolla polimerize olan kompozitler I ıkla polimerize olan kompozitler Hem kimyasal hem de ı ık ile polimerize olan kompozit reçineler Viskozitelerine göre kompozitlerin sınıflandırılması Kondanse (yo unlu u artırılabilen) olabilen kompozitler Akı kan kompozitler Dental Kompozitlerde Kullanılan norganik Dolgu Malzemeleri Hakkında Genel Bilgi Hidroksiapatit Alümina Zirkonya Dental Kompozitlerin Özellikleri Su absorpsiyonu Çözünürlük ii

3 2.5.3 Isısal özellikleri Mekanik özellikleri Polimerizasyon büzülmesi Polimerizasyon büzülme baskısı Polimerizasyon dönü ümü Polimerizasyon büzülmesine etki eden faktörler Farklı ı ık kaynaklarının, ı ık pozisyonunun ve ı ık iddetinin polimerizasyon büzülmesi üzerindeki etkileri Polimerizasyon büzülmesi saptama yöntemleri Büzülme sonucu olu an restorasyon ba arısızlıkları DENEYSEL ÇALI MALAR Kullanılan Kimyasallar Reçine matriksi olu turan kimyasallar norganik fazı olu turan maddeler Fotoba latıcı olarak kullanılan kimyasallar Kullanılan Cihazlar Karı tırma cihazı OSP 100A optik non-contact yüzey profillendirme sistemi Yöntem Deneylerin yapılı ı Organik matriksin hazırlanması norganik matriksin hazırlanması Yüzey taramalarının gerçekle tirilmesi Tarama sonuçlarının Microsoft Office Excel dosyası olarak alınması ve kompozitlerin hacim hesaplanması Numunelerin SEM foto raflarının alınması SONUÇLAR ve TARTI MA Yüzey Profillendirme Cihazıyla Kompozitlerin (Ticari) Polimerizasyon Büzülmesinin Saptanması Üretilen Kompozitlerin Yüzey Profilleri ve Polimerizasyon Büzülme De erleri Sem Görüntülerinin Analizi GENEL SONUÇLAR ve ÖNER LER KAYNAKLAR ÖZGEÇM...83 iii

4 S MGE L STES C GPa K mm MPa nm m Karbon atomu CigaPaskal Kelvin Milimetre MegaPaskal Nanometre Mikrometre iv

5 KISALTMA L STES BisGMA Bisfenol A glisidil dimetakrilat CQ Kamforokinon DHEPT Dihidroksietil-p-toluidin DMAM Dimetil aminoetil metakrilat DMPT N-dimetil-p-toluidin EDMA Etilen glikol dimetakrilat HA Hidroksiapatit HEMA Hidroksietil metakrilat LED Ligth emitting diode MMA Metil metakrilat PAC Plasma Arc POSS-MA Polihedral oligomerik silsesküoksan metakrilat SEM Scanning Electron Microscope TEGDMA Trietilen glikol dimetakrilat UDMA Üretan dimetakrilat UEDMA 1,6-bis-(metakrilat-2- etoksikarbonilamino)-2,4,4-trimetilheksan UV Ultraviole Vo Kompozit numunenin polimerizasyon öncesi hacmi (Denklem 4.1) Vs Kompozit numunenin polimerizasyon sonrası hacmi (Denklem 4.1) v

6 EK L L STES Sayfa ekil 2.1 Di in Genel Yapısı... 4 ekil 2.2 BisGMA, TEGDMA veudma nın kimyasal yapısı... 6 ekil 2.3 HEMA nın kimyasal yapısı 8 ekil 3.1 Karı tırma i lemlerinin gerçekle tirildi i ThermoHaake PolyDrive Cihazı. 40 ekil 3.2 OSP 100 A Optik Non-Contact Yüzey Profillendirme Sistemi ekil 3.3 OSP 100 A Optik Non-Contact Yüzey Profillendirme Sisteminin Genel Mekanizması 42 ekil 3.4 OSP 100A cihazı ile yapılan lazer taramalarında kullanılan deneysel test düzene i ekil 3.5 Dental kompozit üretimi için kullanılan deney basamakları ekil 4.1 Ticari kompozitlerin OSP 100A cihazı ve di er yöntemlerle saptanan polimerizasyon büzülme de erlerinin kar ıla tırılması. 48 ekil 4.2 Elde edilen %60 HA inorganik dolgu içeren dental kompozitin OSP 100A cihazıyla yapılan tarama sonrası profilleri ekil 4.3 Elde edilen %60 Alümina-HA inorganik dolgu içeren dental kompozitin OSP 100A cihazıyla yapılan tarama sonrası profilleri ekil 4.4 Elde edilen %60 Zirkonya-HA inorganik dolgu içeren dental kompozitin OSP 100A cihazıyla yapılan tarama sonrası profilleri ekil 4.5 Elde edilen %60 Alümina-Zirkonya-HA inorganik dolgu içeren dental kompozitin OSP100A cihazıyla yapılan tarama sonrası görüntüleri ekil 4.6 Elde edilen %65 HA inorganik dolgu içeren dental kompozitin OSP 100A cihazıyla yapılan tarama sonrası profilleri ekil 4.7 Elde edilen %65 Alümina-HA inorganik dolgu içeren dental kompozitin OSP 100A cihazıyla yapılan tarama sonrası profilleri ekil 4.8 Elde edilen %65 Zirkonya-HA inorganik dolgu içeren dental kompozitin OSP 100A cihazıyla yapılan tarama sonrası profilleri ekil 4.9 Elde edilen %65 Alümina-Zirkonya-HA inorganik dolgu içeren dental kompozitin OSP100A cihazıyla yapılan tarama sonrası profilleri ekil 4.10 Elde edilen %70 HA inorganik dolgu içeren dental kompozitin OSP 100A cihazıyla yapılan tarama sonrası profilleri ekil 4.11 Elde edilen %70 Alümina-HA inorganik dolgu içeren dental kompozitin OSP 100A cihazıyla yapılan tarama sonrası profilleri ekil 4.12 Elde edilen %70 Zirkonya-HA inorganik dolgu içeren dental kompozitin ekil 4.13 OSP 100A cihazıyla yapılan tarama sonrası profilleri Elde edilen %70 Alümina-Zirkonya-HA inorganik dolgu içeren dental kompozitin OSP 100A cihazıyla yapılan tarama sonrası profilleri ekil 4.14 norganik dolgu madde yüzdesinin polimerizasyon büzülmesine etkisi ekil 4.15 OSP 100A cihazıyla taranmı numunelerin çizgisel büzülmeleri ekil 4.16 % 60 HA katkılı dental kompozit numnesinini SEM görüntüleri ekil 4.17 % 65 HA katkılı dental kompozit numnesinini SEM görüntüleri ekil 4.18 ekil 4.19 % 65 Alümina-Zirkonya-HA katkılı dental kompozit numnesinin SEM Görüntüleri % 70 Alümina-Zirkonya-HA katkılı dental kompozit numnesinin SEM 70 Görüntüleri..... vi

7 Ç ZELGE L STES Sayfa Çizelge 1.1 Farklı ticari kompozitlerin polimerizasyon büzülmesi de erleri... 2 Çizelge 2.1 Kompozit reçinelerin inorganik dolgu partikül büyüklük ve yüzdelerine göre sınıflandırılması Çizelge 2.2 Hidroksiapatitin genel özellikleri Çizelge 2.3 Biyomedikal alanlarda kullanılan alüminanın mekanik özellikleri Çizelge 2.4 Zirkonyanın (TZ-3Y) mekanik özellikleri Çizelge 3.1 BisGMA ve HEMA nın teknik verileri Çizelge 3.2 Deneylerde kullanılan HA in teknik özellikleri Çizelge 3.3 Deneylerde kullanılan Alümina ve Zirkonyanın teknik özellikleri Çizelge 3.4 CQ ve dimetil aminoetil metakrilat ın teknik verileri Çizelge 3.5 Üretilen dental kompozit gruplarının organik/inorganik faz oranları Çizelge 4.1 Ticari olarak satılan kompozitlerin literatürdeki özellikleri ve büzülme de erleri Çizelge 4.2 Elde edilen dental kompozit numunelerinin polimerizasyon büzülme de erleri Çizelge 4.3 norganik dolgu içeri inin polimerizasyon büzülmesine etkisi vii

8 ÖNSÖZ Tez çalı mam süresince, bana yol gösteren bilgi ve yardımlarını esirgemeyen de erli hocam ve danı manım Yrd. Doç Dr. Sevil Yücel e Bölümümüzün kurucusu ve tecrübeleriyle bizleri ara tırmaya ve bilimsel dü ünmeye yönlendiren sayın hocam Prof. Dr. Mehmet Mustafa Akdeste ve bölüme ilk geldi im günden beri benimle ilgilenen de erli hocam bölüm ba kan yardımcısı Yrd. Doç. Dr. Zeynep Akdeste ye Bölüm ba kanımız sayın Prof. Dr. Huriye Kuzu ya Bölümümüzde bulanan di er de erli hocalarıma Bölümde yüksek lisansa beraber ba ladı ım birlikte pek çok güzel anıyı payla tı ım çok sevgili arkada ım Rabia Çakır a Kendi tecrübelerini benimle payla an de erli arkada larım Ar. Gör. Yasemin Budama Battal ve Ba ak canı ya Ve di er arkada larıma Bize laboratuar olanaklarını sunan stanbul Üniversitesi Mühendislik Fakültesi Kimya mühendisli i hocalarından Sayın Prof. Dr. smail Aydın a En içten te ekkürlerimi sunarım. Ayrıca Yüksek Lisans e itimim boyunca beni destekleyen TÜB TAK a da çok te ekkür ederim. Beni hayatım boyunca maddi ve manevi destekleyen ve bugünlere getiren sevgili annem fakat Oduncu ve sevgili babam Ya ar Oduncu ya Onlar olmadan olmaz dedi im, çok sevdi im karde lerim Alp Emre ve Ahmet Yasin Oduncu ya te ekkürlerimi sunmaktan büyük bir mutluluk duyarım. Ocak, 2009 Bilge Sema Oduncu viii

9 FARKLI DOLGULAR KULLANILARAK HAZIRLANMI DENTAL KOMPOZ TLER N I IK ile SERTLE T R LMES SIRASINDAK POL MER ZASYON BÜZÜLMES N N NCELENMES Bilge Sema ODUNCU Biyomühendislik, Yüksek Lisans Tezi Dental kompozitler estetik görünümleriyle tercih edilen dolgu malzemesi olması nedeniyle üzerinde pek çok ara tırma yapılan bir konudur. Farklı faz içerikleriyle özellikleri geli tirilebilen dental kompozitlerin klinik ba arı açısından en önemli problemlerinden biri polimerizasyon büzülmesidir. Organik matriksi olu turan monomerlerin bir araya gelerek polimer zinciri olu turmasıyla kompozit yapıda büzülme meydana gelmektedir. Bu çalı mada; elde edilen kompozitlerin büzülme de erleri, OSP 100A yüzey profillendirme cihazı kullanılarak ölçülmü ve hesaplanmı de erler literatürde kullanılan farklı yöntemlerle bulunmu kar ılıklı de erler ile kıyaslanmı tır. Bu maksatla organik matriks içinde BisGMA (Bisfenol A glisidil dimetakrilat) ve HEMA (Hidroksietil metakrilat) monomerleriyle inorganik dolgu olarak farklı oranlarda karı tırılmı hidroksiapatit (HA) ile alümina ve zirkonya kullanılarak kompozit malzemeler üretilmi tir. Elde edilen dental kompozitlerin LED ı ınlama cihazıyla polimerizasyonu sonrasında olu an büzülmenin üç boyutlu görüntülerinin olu turulması ve dolayısıyla gerekli matematiksel de erlerin hesaplanabilmesi için, OSP 100A yüzey profillendirme cihazıyla 3 boyutlu taramaları gerçekle tirilmi tir. Bu tarama, z ekseni derinlik de eri olmak üzere y ekseni basamaklarında x ekseni çizgisi boyunca gerçekle tirilmi tir. Dental kompozitin 3 boyutlu tarama sonrası yapısal de i imleri Matlab programı yardımıyla analiz edilmi tir. Bu sayısal analizin gerçekle tirilebilmesi amacıyla Matlab içinde gerekli programlama yapılmı tır. Ticari kompozitlerin farklı yöntemlerle yapılmı büzülme de erlerinin OSP 100A cihazıyla kar ıla tırılması için bazı ticari kompozitlerin taramaları da yapılmı tır. Numunelerin organik-inorganik faz etkile imlerinin incelenmesi için SEM (Scanning Electron Microscopy) görüntüleri de alınmı tır. Literatürde yapılmı farklı yöntemlerle OSP 100A cihazının verdi i sonuçlar kıyaslandı ında benzer sonuçlar oldu u görülmü tür. Elde edilen kompozit numunelerin tarama sonrası bulunmu büzülme de erleri ticari kompozitlerin içerikleri göz önüne alınarak kar ıla tırıldı ında anlamlı sonuçlar oldu u görülmektedir. Özellikle inorganik dolgu fazı oranı arttıkça büzülme de erinin dü tü ü ve kullanılan inorganik dolgu içeri inin de büzülme üzerine etkileri oldu u bulunmu tur. Anahtar Kelimeler: Dental kompozit, polimerizasyon büzülmesi, BisGMA, HEMA, hidroksiapatit, alümina, zirkonya, yüzey profillendirme. ix

10 INVESTIGATION of POLYMERIZATION SHRINKAGE of DENTAL COMPOSITES PREPARED WITH DIFFERENT FILLERS DURING PHOTOPOLYMERIZATION Bilge Sema ODUNCU Biongineering, M.S. Thesis There is a research trend towards dental composites because they are preferably used as a filling material due to their esthetic appearances. The properties of dental composites can be changed and modified by the inclusion of various components. But, one of the main property, which occurs also as a problem, for the clinical applications of dental composites is polymerization shrinkage. Polymerization shrinkage of composites arises from the formation of a polymer due to the monomer transformation which composes of organic matrix phase. In this study, the shrinkage values of composites prepared were measured by means of OSP 100A surface profilling system and the calculated results were compared with the corresponding peers obtained by various methods. The composites, throughout this study, were obtained by using BisGMA (Bisfenol A-glycidil methacrylate) and HEMA (Hydroxyethyl methacrylate) as organic matrix and hydroxyapatite (HA), alumina and zirconia as inorganic fillers with various amounts. The surfaces and hence the volumetric geometry of the prepared composites after curing (polymerization) by LED curing light were obtained by OSP 100A surface profiling system. As a result, necessary calculations were implemented on the 3D shrinkage geometry constructed by the scan data. This scan was performed by recording z-axis data as the depth of the composite sample s surface along the x-axis line with the defined steps along y-axis. After that, 3D geometries were analyzed by using MATLAB software package. An executable program was written to perform such analysis within the MATLAB software package. The microstructures of the prepared composites were examined by SEM (Scanning electron microscopy) analysis. Some trade marks of dental composites were also scanned by the OSP 100A profiling system to compare the shrinkage results reported in the literature measured by various methods. The results were found to be similar. The results showed that the shrinkage value decreased as the amount of inorganic filler phase increased and the composition of used different fillers had effect on the shrinkage of the prepared composite systems. Keywords: Dental composites, polymerization shrinkage, BisGMA, HEMA, hydroxyapatite, alumina, zirkonia and surface profilling. x

11 1 1 G R ve AMAÇ Di lerdeki çürük ve di er problemlerin iyi bir estetik sonuç sa lanarak onarılabilmesi estetik di hekimli i açısından önemlidir. Son yıllarda modern dental materyal ve tekniklerdeki ilerlemelerle birlikte estetik görünümlü dental restorasyon malzemelerinde önemli derecede geli meler meydana gelmi tir. Özellikle do al di in görünü ünü taklit edebilen ve estetik açıdan daha memnun edici olması nedeniyle dental kompozitlerin dental restorasyon malzemeleri içinde yeri ve önemi büyüktür. Dental kompozitler ba lıca monomer matriks içinde inorganik dolgu fazının homojen bir ekilde da ılmasıyla elde edilen restoratif dolgu malzemesidir. Ticari olarak satılan dental kompozitlerin içinde organik faz olarak genellikle BisGMA, UDMA (Üretan dimetakrilat) ve TEGDMA(Trietilen glikol dimetakrilat) gibi monomerler kullanılmaktadır (Anusavice, 1996; Arcis vd., 2002). norganik dolgu fazı olarak ise kuartz, borosilikat cam, lityum alüminyum silikat, stronsiyum, baryum, çinko ve yitruyum cam, baryum alüminyum silikat gibi malzemelerin kullanımı yaygındır (McLean ve Wilson, 1977). Bunun yanında polimerizasyon ba latıcıları olarak fotopolimerizasyon için kamforokinon (CQ) ve kimyasal polimerizsyon için ise benzoil peroksit kullanılmaktadır. Fazların farklı oranlarda karı tırılması kompozit reçinelere farklı kimyasal ve fiziksel özellikler kazandırmaktadır. Dental kompozit reçinelerin restorasyon ba arısını etkileyen en önemli parametre polimerizasyon büzülmesidir. Polimerizasyon büzülmesi, sertle tirme i lemi sırasında kompozit dolgularda organik matriks içindeki monomerlerin arasında bulunan van der Waals ba larının kovalent ba a dönü mesine ba lı olarak monomerlerin birbirine yakla arak polimer zinciri olu turmasıyla meydana gelmektedir. Polimerizasyon büzülmesinin saptanması için bonded disk, Accuvol, linometre ve dilatometre gibi yöntemler kullanılmaktadır. Ticari amaçla kullanılan kompozitlerin polimerizasyon büzülmesi Çizelge 1.1 de görüldü ü gibi ı ıkla polimerle tirme i leminin ardından 5. ve 30. dakikalara göre yakla ık olarak %1,7 5,5 arasında de i mektedir. Günümüzde di çilikte estetik görünümü ve kolay uygulanabilirli i nedeniyle sıklıkla kullanılan kompozit dolguların ı ınlama ardından meydana gelen büzülmeye pek çok etken sebep olmaktadır. Dental kompozit reçine içinde kullanılan inorganik/organik faz oranı, kullanılan malzemelerin özellikleri ve ı ınlama sürecinin özellikle büzülme üzerindeki etkileri bilinmektedir. Son yıllarda dental kompozitlerle ilgili yapılan çalı malarda temel hedef

12 2 polimerizasyon büzülmesi dü ük ve biyouyumlu kompozitleri üretmektir. Bu amaçla inorganik dolgu fazında genel olarak kullanılan inorganiklerin yanında biyouyumlu HA gibi inorganik bir dolgu malzemesi üzerine de çalı malar yapılmaktadır. Ancak henüz HA in ticari kompozitlerin içeri inde kullanımı bulunmamaktadır. Çizelge 1.1 Farklı ticari kompozitlerin polimerizasyon büzülmesi de erleri (Kleverlaan ve Feilzer, 2005) Kompozit Adı Marka Büzülme (% hacim) 5 dk 30 dk Heliomolar voclar Vivadent 1,76(0,11) 2,00(0,11) Filtek Supreme 3M Espe 2,19(0,05) 2,51(0,04) Tetric Flow voclar Vivadent 3,98(0,02) 4,39(0,04) Progidy Condensable Kerr 2,79(0,02) 3,07(0,02) XR Herculite Kerr 2,86(0,09) 3,16(0,09) Ultra Seal XT Ultradent 5,07(0,06) 5,63(0,11) Yapılan bir bilimsel çalı mada HA in dental kompozitlerin mekanik özelliklerini nasıl etkiledi i incelenmi tir. Bu amaçla, BisGMA/TEGDMA ve BisGMA/HEMA monomer matriks ve HA ise güçlendirici inorganik faz malzemesi olarak kullanılmı tır. Elde edilen sonuçlara göre HA in dental kompozitin mekanik özelliklerini geli tirdi i gözlemlenmi tir. Özellikle elatisite modülü ve yüzey sertli inde artı meydana geldi i rapor edilmi tir (Arcis vd., 2002). Labella vd., (1994) çalı malarında inorganik doldurucu olarak HA kullanılan BisGMA organik reçine matriksli kompozitlerde esneme dayanıklılı ının arttı ını bildirmi lerdir. HA in dental kompozit reçinelerde kullanıldı ı çalı malarda polimerizasyon büzülmesinin incelendi i bir çalı maya rastlanmamı tır. Bu nedenle çalı mamızda biyouyumlu hidroksiapatit bazlı inorganik dolgu malzemesi ve bunun yanında alümina ve zirkonya gibi güçlendirici ve biyouyumlu seramik tozların kullanılmasıyla dental kompozit malzeme üretimi ve büzülme de erlerine ba lı olarak kompozit malzemelerin çe itli ekillerde irdelenmesi amaçlanmı tır. Bunun için yüzey profillendirme cihazıyla (OSP 100A, Uniscan) elde edilen kompozit numunelerin 3 boyutlu olarak yüzey taramaları gerçekle tirilerek kompozitlerin polimerizasyon büzülme de erleri hesaplanmı tır.

13 3 2 TEOR K B LG LER 2.1 Di ve Yapısı Hakkında Genel Bilgi Di, klinik olarak taç, boyun ve kök kısımlarından olu ur. Taç kısım a ızda görünen ve mineyle kaplı bölümdür. Kole yani di boynu di etiyle sarılı mine-sement birle imidir. Kök ise periodontal ligament tarafından kemi e ba landı ı için çene kemi inin içinde kalan kısımdır (McCabe vd.,1998). Yani kısaca di ler, mine, dentin, sement ve pulpa bölümlerinden meydana gelmektedir ( ekil 1). Di minesi vücudun en sert ve en yo un mineralle mi maddesidir. Normal olarak di in görünür dental kısmıdır ve mutlaka alttan dentin ile desteklenmelidir. Minenin %96'sı mineralden geri kalanı ise su ve organik maddeden olu ur (Jones, 2001). Minenin temel minerali bir kristalize kalsiyum fosfat olan hidroksiapatittir. Minedeki minerallerin büyük ço unlu u yalnızca gücü açısından de il kırılganlık açısından da de erlendirilmektedir. Di minesi, Mohs sertlik skalası açısından 5 ile de erlendirildi inden insan vücundaki en sert maddedir. Dentin, di lerin mezoderma kökenli kemi e benzer yapıdaki temel tabakasıdır. Kuru a ırlı ının %70-75 inin kalsiyum tuzu olması nedeniyle kemikten daha serttir. Dentinin organik matriksi odontoblastlar tarafından salgılanır. Tip I kolajen fibriller, glikozaminoglikanlar ve hidroksiapatit kristalleri eklindeki kalsiyum tuzlarından meydana gelir. Odontoblastlar, dentinogenezin ba ından di ömrünün sonuna kadar dentin salgılayan hücrelerdir. Bu nedenle dentin dokusu içinde odontoblastların kalıntısı olan odontoblast uzantıları vardır. Bu uzantılar dentin kalınlı ı boyunca mine sınırından pulpanın dı tabakasına kadar devam eder. Bu uzantılara dentin kanalları da denir. Dentin, Mohr 3-4 sertlik derecesi ile, daha az mineralize ve daha az kırılgan olarak, mineyi desteklemektedir ve sa lamlık için gereklidir (Gilbert, 2000). Sement di kökünün yüzeyini kaplayan özelle mi kalsifiye olmu bir maddedir. Sement di kökünün içinde yer alan sementoblast denilen hücrelerden salgılanmaktadır ve kapladı ı kök yüzeyinin ucunda en fazla kalınlı a sahiptir. Sarıya yakın bir renktedir ve daha az mineralize olmasına ba lı olarak mine ve dentine göre daha yumu aktır. Pulpa, di in özü olarak da bilinen di in kuron ve kök kısmında bulunan bo luklarda yer alan; dentin ile çevrelenen; ekil verici, besleyici, duyusal ve koruyucu i levlere sahip, mezoderm

14 4 kökenli bol damarlanmı, sinir a ıyla sarılmı ve kök ucundan di i terk eden bir ba dokusudur. ekil 2.1 Di in Genel Yapısı 2.2 Dental Kompozit Reçineler Hakkında Genel Bilgi lk defa 1962 yılında Rafeel Bowen tarafından geli tirilen kompozit reçineler; mine ve dentin dokusuna adezyon ile ba lanan ve esas olarak organik bir matriks içerisine belli oranlarda ilave edilen inorganik dolgular ve bu maddelerin organik matrikse tutunmasını sa layan ba layıcı kısımdan olu an dolgu maddeleridir(leinfeder, 1985). Kompozit kelimesi terminolojik olarak materyallerin fiziksel bir karı ımı anlamına gelmektedir (Hickel, 1998; Dayangaç, 2000). Genel anlamda farklı yapıda ve özelliklerdeki bile enlerin birbirine karı masıyla olu an, bile enlerin tek tek sahip oldukları özelliklerden daha üstün özellikler gösteren iki ya da daha fazla farklı fazdan olu an ürünlere kompozit malzeme denilir (McCabe, 1998). Genel olarak ideal bir dolgu maddesi; mekanik etkilere kar ı dirençli, kavite duvarlarına adaptasyonu iyi, ısı iletkenli i az, pörözitesi azaltılmı, canlı dokularla biyolojik olarak uyumlu, hazırlanması ve uygulanması kolay, özellikle ön grup di ler için estetik olarak uyumlu, radyoopak doldurucu içeren, a ız içinde hacim ve ekil de i ikli ine u ramayan, maliyeti ucuz ve raf ömrü uzun, mine-dentin bonding ajanlarıyla uyumlu, bitirme ve polisaj i lemleri iyi ve kalıcı olmalıdır. Bu özellikler açısından dental kompozitlerin önemi büyüktür.

15 5 Di hekimli inde ilk kompozit reçineler, 1960 yılında üretilmi tir. Ancak konsantrasyonunun dü ük ve doldurucu partiküllerin büyük olması cilalama özelliklerini olumsuz ekilde etkiledi inden dolguların zaman içerisinde renklendi i saptanmı tır (Hickel, 1998). Kompozit reçinelerde en önemli adım, 1970'lerde ı ıkla polimerize olan reçinelerin geli tirilmesiyle sa lamı tır. Yapılan ara tırmalar, ı ıkla polimerize olan kompozit reçinelerin a ınma dirençlerinin ve renk stabilitelerinin kendi kendine polimerize olana göre çok daha iyi oldu unu göstermi tir(hickel, 1998). 1980'lerde posterior bölgelerde kullanılmak amacıyla özel olarak geli tirilmi ilk posterior kompozitlerin üretimi gerçekle tirilmi tir. Bu kompozitlerde partikül boyutları azaltılıp, doldurucu miktarının arttırılmasına ba lı olarak a ınma direncinde artı gözlemlenmi tir. 1980'li yılların ortalarında ı ıkla polimerize olan kompozitlerin yapısında yeniden önemli geli meler meydana gelmi tir. Hibrit tip olarak tanımlanan bu kompozitlere de i ik partikül boyutlarına sahip doldurucular katılarak özellikleri geli tirilmi tir. Daha sonraki yıllarda, kompozitlerin yapısına katılan partikül büyüklüklerinin 0,6-0,7 mm'na kadar indirilmesiyle, mikrohibrit olarak tanımlanan grubun olu turuldu u izlenilmektedir. Bu kompozitlerde, dolgunun yapısındaki partiküller daha üniform bir yapıda oldu undan fiziksel özellikleri daha iyi, nispeten daha az yapı kan olduklarından kaviteye uygulanı ları kolay ve polisaj i lemleri daha iyidir (Hickel, 1998). Kısaca amalgama alternatif olarak üretilen ve uzun yıllardan beri estetik dolgu materyali olarak kullanılan kompozit reçineler, formülasyonlarındaki de i ikliklerle geli tirilebilen fiziksel özellikleri, di sert dokularına adezyonları ve geni renk skalasına sahip estetik görünümleri ile tartı ılmaz üstünlü e sahiptirler Dental kompozitlerin bile imi Adesif sistemlerin kalıcı restorasyon materyali olan kompozitler, tipik olarak matriks faz içinde da ılmı olan doldurucu partiküllerin silan ajan ile ba lanması sonucu olu turulan materyallerdir. Di hekimli inde kullanılan kompozit restoratif materyaller 3 esas ö eden olu ur: 1- Reçine matriks (Organik faz) 2- norganik doldurucu ( norganik faz) 3- Silan ajan (Ba layıcı faz)

16 Reçine matriksi Reçine, kompozitin kimyasal olarak aktive olan bile enidir. Serbest radikal polimerizasyon reaksiyonu ile rijit bir polimere dönü ür. Reçine matriks plastik bir kitlenin katı sert bir forma dönü mesini sa layarak materyalin di restorasyonlarında kullanılmasına olanak sa lar. Reçine matrikste en yaygın kullanılan monomerler üretan dimetakrilat (UDMA), Bisfenol-A glisidil metakrilat (Bis-GMA) ve viskozite dü ürücü olarak da Trietilen glikol dimetakrilat (TEGDMA) dır (Anusavice, 1996; Arcis vd., 2002; Jones ve Chem, 1998). Monomerlerin kimyasal yapısı ekil 2.2 de gösterilmi tir. ekil 2.2 BisGMA, TEGDMA veudma nın kimyasal yapısı Bis-GMA monomeri ilk olarak 40 yıl önce Bowen tarafından tanıtılmı tır (Bowen, 1962, 1963). BisGMA monomeri en çok kullanılan temel monomerlerden biridir. Metil metakrilat gibi daha küçük boyutlardaki monomerlere kıyasla, BisGMA ve dokulara olan dü ük difüzyonu ve uçuculu u ayrıca hacimsel büzülmenin az olması gibi avantajlara sahiptir (Antonucci ve Stansbury, 1997). Son yıllarda iyi adezyon sa layan ve renk de i imine daha dirençli olan üretan dimetakrilat (UDMA) polimer matriks olarak kullanılmı tır. BisGMA ile daha dü ük viskoziteye sahip olan üretandimetakrilatlar (UDMA), günümüzde kullanılmakta olan tüm kompozitlerin rezin matrikslerini olu turmaktadır (Craig, 2000). Ayrıca bu yüksek molekül a ırlıklı monomerler reçinenin kırılgan olmamasına ve daha yava ya lanmasına imkan tanır.

17 7 Yüksek moleküler a ırlı ı nedeniyle BisGMA ve UDMA monomerler oldukça viskozdurlar ve küçük miktarda doldurucu ilave edilmesi bile klinik kullanım için fazlasıyla sert bir kompozit elde edilmesine neden olur. Bu problemi a mak için, viskozite kontrol edici olarak bilinen metil metakrilat (MMA), etilen glikol dimetakrilat (EDMA) ve TEGDMA gibi dü ük viskoziteli monomerler ilave edilir (O Brien, 1997; Craig, 2000). Yüksek miktarda viskozite dü ürücü monomer eklenmesi durumunda matriks özelliklerini; polimerizasyon büzülmesi ve su emilimini arttırıcı etki göstererek olumsu yönde etkiler (Shobha, 1997; Feilzer, 2003). Ara tırmalar UDMA ile BisGMA nın yer de i tirmesini sa lamak amacıyla geni olarak yürütülmektedir. En genel olarak bu maçla kullanılan monomer 1,6-bis-(metakrilat-2- etoksikarbonilamino)-2,4,4-trimetilheksan (UEDMA) dır. UEDMA nın avantajı kompozitin dayanıklılı ını artırdı ı dü ünülen dü ük viskozite ve üretan zincirinin esnekli idir. Polimerizasyon büzülmesini ortadan kaldırmak için yeni organik reçinelerin örne in açık halkalı polimerlerden, Silorane ve Oxirane'nin ara tırılmasına devam edilmektedir, ancak bu maddelerin de suya hassasiyet gibi ba ka olumsuzlukları bulunmaktadır(ada, 2003). Son zamanlarda geli tirilen polihedral oligomerik silsesküoksan metakrilat (POSS-MA) yeni bir organik /inorganik hibrit monomeridir ve dental kompozitlerin mekanik özelliklerini hissedilir derecede düzeltmek için potansiyel bir çözüm sa layabilir. POSS molekülü Si-O (Silisyum- Oksijen) iskele yapısına sahiptir. POSS molekülü, ayrık ve yakla ık 1,5 nm boyutunda ve 1000 molekül kütlesinde olan silikanın kimyasal olarak modifiye edilmi parçacıklarını içerir (Lictenhan, 1993, 1995). Silikaya benzemeyen yapısıyla her POSS molekülü dolgu olarak kullanmak için yüzey modifikasyonuna tabi tutulur. Ayrıca bu molekül foto sertle tirme boyunca kopolimerize olabilen kovalent ba lı fonksiyonel grupları da içermektedir. En yeni sonuçlar kopolimerizasyon veya karı tırma yoluyla üretilen genel plastikler dahilinde POSS yapısı pek çok fiziksel özelli i geli tirdi ini göstermi tir. Genel özelliklerin iyile mesi POSSpolimer matriks etkile meleriyle ilgili oldu u dü ünülmektedir (Lictenhan, 1993, 1995). HEMA : HEMA küçük bir miktar metakrilik asit boyunca, etilen oksit ve stabilizatör metoksifenolden olu an hidroksialkil ester monomeridir. HEMA polimerle erek polihema ya dönü ür. phema hidrofiliktir. Su ile muamele edildi inde suyu emme özelli i ortaya çıkmaktadır. phema nın fiziksel ve kimyasal özelliklerine ve kuru a ırlı ına ba lı olarak %10 dan %600 e kadar suyu emebilme kapasitesi vardır.

18 8 Dental kompozit reçinelerde BisGMA veya UDMA gibi viskoz monomerlerin yanında seyreltici monomer olarak kullanımı çok az olmakla beraber özellikle adeziv sistemlerde primerlere ilave edilen bir monomer olarak kullanılmaktadır. HEMA, kollajen fibrillerine afinitesi olan hidrofilik ve adeziv reçine ile kopolimerizasyon için hidrofobik olmak üzere iki fonksiyonel grup içerirler(schwartz vd., 1996; Frankenberger ve Tay, 2005), HEMA ba lanmayı arttırmada temel olarak tanımlanır. Dü ük moleküler a ırlı ı ve hidrofilik do ası nedeni ile ıslatma yetene i çok iyidir (Van Meerbek vd., 2005; Schwartz vd., 1996). Büzülen kollajen a ın tekrar geni lemesini sa layarak reçine infiltrasyonunu arttırır. Böylece adezivin ba lanma dayanımını geli tirir.4 Primerlerin, dentin sıvısındaki proteinlerin denatürasyonuna ve çökmesine neden olarak dentin hassasiyetini önledikleri dü ünülür. Sonuç olarak dentinal geçirgenli i azaltırlar(schwartz vd., 1996). ekil 2.3 HEMA nın kimyasal yapısı Yapılan bir çalı mada elde edilen dental kompozitlerin su absorpsiyonu özellikleri incelenmi tir. Bu amaçla monomer matriksi olarak geleneksel kullanılan BisGMA monomerinin yanında farklı organik matrikslerde viskozite dü ürücü olarak HEMA ve TEGDMA kullanılarak HA katkılı dental kompozit numuneler üretilmi tir. Sonuç olarak su emici özelli ine ra men HEMA nın, kullanıldı ı kompozitlerin su absorpsiyon derecesinin TEGDMA nın kullanıldı ı numunelere kıyasla çok fazla etkilemedi i rapor edilmi tir (Domingo vd., 2003). Ayrıca aynı grubun yaptı ı di er bir çalı mada ise HEMA monomerinin kullanıldı ı dental kompozit içinde hem viskozite dü ürücü monomer hem de yapı tırıcı özelli i nedeniyle ba layıcı ajan olarak da kullanılabilece i aktarılmı tır (Arcis vd., 2002) norganik dolgular norganik dolgu fazı organik polimer fazı içerisinde da ılmı farklı büyüklükte ve ekilde kullanılan, ayrıca malzemeye mekanik özellik kazandıran maddelerdir.

19 9 norganik dolgu fazının bazı özelliklerine göre dental kompozitler sınıflandırılmaktadır. 1. Dolgu partikül ekli 2. Dolgu partikül boyutları 3. Dolgu partikül kompozisyonu 4. Dolgu partikül hacimsel oranı 1. Dolgu partikül ekli norganik dolgu partikülleri küre benzeri ekillerde olabilir. Ancak genellikle kompozite mekanik açıdan iyi özellikler sa laması için düzensiz ekilde kullanılır (Barbucci, 2002). norganik dolgu partikül ekli kompozitlerin stres özelliklerini de belirler. Örne in düzensiz ekilli inorganik dolgu partikülleri partikülün açılı durdu u bölgelerde stres konsantrasyonuna sebep olurken, küresel-yuvarlak ekilli olanlar stresi daha üniform olarak da ıtır (Craig, 2000). 2.Dolgu partikül boyutları Kompozit reçinelerin partikül büyüklükleri zamanla küçülmü tür. Önceleri daha büyük dolgu partikülleri kullanılırken günümüzde bu büyüklük nano boyutlara indirilmi tir. Kompozitlerde inorganik dolgu partikül büyüklü ü yüzey pürüzlülü ü ile do rudan ba lantılıdır. Küçük partiküllü dolguların kullanılması yüzey alanının arttırılmasını ve iyi cilalanabilirli i sa lar (Fortin, 2000). 3. Dolgu partikül hacimsel oranı Dental kompozitlerde inorganik dolgu konsantrasyonu, a ırlık olarak %33 ile %78 arasında de i ir. Daha fazla inorganik dolgu partiküllerinin varlı ı kırma direncini arttırır (Llyod ve Iannetta, 1982; Llyod ve Mitchell, 1984). Aynı zamanda kırık yüzey alanını da arttırdı ından, kompozit reçinenin sertli ini de arttırır (White ve Yu, 1993). norganik dolgu miktarı arttıkça malzemenin mekanik özellikleri geli ir (Kalachandra, 1995). Dental kompozitlerin Young s (elastisite) modülü malzemenin dolgu partikül miktarına ba lı olarak de i mektedir. Dolgu içeri inin artması, Young s modülü ve deformasyona kar ı direncin artmasına neden olabilir (Llyod ve Iannetta, 1982). Yapılan bazı çalı malar da inorganik dolgu partiküllerinin % 0 55 arasında de i en oranları kullanılarak elde edilmi dental kompozitlerin Young s modülü ile dolgu partikül hacmi arasında yüksek pozitif ili ki oldu u tespit edilmi tir(braem vd., 1989).

20 10 4. Dolgu partikül kompozisyonu Kompozit reçinelerin yapısında bulunan inorganik yapı, matriks içine da ılmı olan çe itli ekil ve büyüklükteki kuartz, borosilikat cam, lityum alüminyum silikat, stronsiyum, baryum, çinko ve yitruyum cam, baryum alüminyum silikat gibi inorganik doldurucu partiküllerden olu ur(mclean ve Wilson, 1977). Cam doldurucular kompozit reçine polimerizasyonu sırasında, kompozit reçine ile di arasında termal ekspansiyon katsayısı uyumsuzlu undan dolayı olu an polimerizasyon büzülmesini azaltırlar (Khor, 2001; Mi vd., 2001; Hin, 2004). norganik doldurucuların sertlik probleminin üstesinden gelinmesi amacıyla alüminyum ve lityum kullanılmı, radyolusentlik probleminin üstesinden gelinerek kompozit reçinenin radyoopak hale getirilmesi amacıyla ise yüksek atomik a ırlıklı elementler olan itriyum, zirkonyum veya stronsiyum (O Brien, 1997) veya çinko ve baryum kullanılmı tır. Saf silika, kristalin (kristobolit, tridmit, kuartz) ve non kristalin (silikat cam) formlarında bulunur. Silika partikülleri karı ımın mekanik niteliklerini güçlendirir, ı ı ı geçirir ve yarar. Böylece kompozit reçine, mineye benzer yarı effaf bir görüntü kazandırır. Kristalin formlarının sert olması kompozit reçinenin bitirme ve polisaj i lemini güçle tirir. Bu nedenle, kompozit reçineler günümüzde silikanın nonkristalin formu kullanılarak üretilmektedir (Willems, 1993, Craig, 2000). Yeni inorganik doldurucu olarak kalsiyum-alüminatlar ön plana çıkmaktadır Ba layıcı ajanı (Silan) Kompozitin yeterli mekanik özelliklere sahip olması için doldurucu ve reçinenin güçlü bir ekilde birbirine ba lanması çok önemlidir. Bu ba lanma, ara faz ile sa lanır (Plueddemann, 1970, Hin, 2004; Phillips, 1991; Khor, 2001; Mi vd., 2001; Craig, 1985). Bu ba layıcı ajan silanlardır ve cam dolduruculu kompozitlerde en yaygın olarak kullanılan metakriloksipropiltrimetoksisilan'dır (Bowen, 1963). Cam ve silan ba lanma ajanı arasındaki arayüzeyde meydana gelen kondensasyon reaksiyonu silanın kovalent ba la cam yüzeyine ba lanmasını sa lar. Silan ba lanma ajanları inorganik fazın özellikle silika partiküllerinde olumlu sonuçlar vermi, bu nedenle kompozit reçinelerin büyük bir ço unlu unda silika içerikli inorganik doldurucular kullanılmı tır.

21 11 Kompozitler bu 3 fazın yanında yardımcı bazı maddeleri de içerir. Bunlar: Ba latıcılar ve Aktivatörler: Kimyasal olarak aktive edilen kompozit reçinelerde benzoil peroksit gibi ba latıcılar ve tersiyer amin (N,N-dimetil-p-toluidin, N,N-dihidroksietil-ptoluidin, vb.) gibi aktivatörler kullanılır. I ık ile aktive edilen kompozit reçinelerde ise kamforokinon (CQ) gibi diketon fotoba latıcılar ile dimetil aminometakrilat gibi aktivatörler kullanılır (Janda vd., 2004; Halvorson vd., 2004). nhibütörler: Polimerizasyonun kendili inden meydana gelmesini engeller ve böylece malzemenin raf ömrü uzar. Bu amaçla bütillenmi hidroksitoluen kullanılır. Pigmentler: Kompozitin rengini ayarlamak için kullanılır. Bu amaçla metal oksitlerinden titanyum ve alüminyum oksitler özellikle estetik görünümlü ve do al di rengine benzer renk verdi i için kompozitlerin reçine matriksinde kullanılır. 2.3 Dental Kompozitlerin Sınıflandırılması Kompozit reçineler; inorganik dolgu partiküllerinin büyüklü üne, a ırlık ya da hacim yüzdesine, organik matrikse ekleni biçimlerine, viskozitelerine ve polimerizasyon yöntemlerine göre sınıflandırılabilmektedir (Craig, 1996; Dayangaç, 2000; Ferracane, 2001) norganik dolgu partikül büyüklükleri ve yüzdelerine göre kompozitlerin sınıflandırılması norganik doldurucu partikül büyüklü ü mm olan kompozit reçinelere megafil kompozitler, partikül büyüklü ü mm olan kompozitlere makrofil kompozitler, partikül büyüklü ü 1 10 mm olan kompozit reçinelere ise midifil kompozitler denir. lk kompozitler, makrofil olarak üretilmi lerdir. Makrofil ve midifil kompozitler, geleneksel kompozitler diye de adlandırılmaktadır (Çizelge 2.1) (Dayangaç, 2000).

22 12 Çizelge 2.1 Kompozit reçinelerin inorganik dolgu partikül büyüklük ve yüzdelerine göre sınıflandırılması KOMPOZ T REÇ NE norganik dolgu partikül büyüklü ü ( m) norganik dolgu partikül yüzdesi (% a ırlık) Megafil kompozit De i en miktarlarda Makrofil kompozit % Midifil kompozit 1 10 % Minifil kompozit 0,1 1 % Mikrofil kompozit 0,01 0,1 % Hibrit kompozit 0,04 1 % Nanofil kompozit 0,005 0,01 De i en miktarlarda Doldurucu partikül büyüklü ü 0,1 1 mm olan kompozit reçinelere, minifil veya küçük partiküllü kompozitler, partikül büyüklü ü 0,01 0,1 mm olan kompozit reçinelere mikrofil kompozitler, partikül büyüklü ü 0,01 mm olan kompozit reçinelere de nanofil kompozitler denir (Çizelge 2.1). Farklı büyüklükteki doldurucu partiküllerin karı ımını içeren kompozit reçinelere ise, hibrit kompozitler adı verilir. Bunların partikül büyüklü ü makropartiküllü reçineden daha küçük, partikül miktarı ise mikropartiküllü reçineden daha fazladır. Her iki kompozit reçinenin özelliklerini ta ımasına ra men, hibrit türünün belirlenmesinde büyük partikül adı kullanılır. Küçük partiküller karı ımın ikinci bile enidir. Bu kompozit reçinelerde dolgular, silanizasyon dı ında hiçbir i lem uygulanmadan monomer matrikse katılmı lardır. Bu nedenle, bu tür kompozitlere homojen kompozitler adı da verilmektedir (Bayne vd., 1994; Chung, 1990). Viskozite sorununu çözmek amacıyla önceden polimerize edilmi mikrofil kompozit kitlesi 1 20 mm büyüklü ünde partiküller elde edilecek biçimde ö ütülmü ve bu partiküller doldurucu olarak monomer matrikse eklenmi tir. Doldurucu partiküller modifikasyon yapıldı ı için bu tür kompozit reçinelere, Heterojen kompozitler adı verilir (Willems vd., 1993; Swartz vd., 1985). Megafil kompozitler: Okluzal (di lerin çi neyici yüzeyinde yapılan) restorayonlarda kullanılan kompozit materyallerin inorganik dolgu partikülleri 1 2 mm boyutlarında -kuartz silikadır. Megafil kompozitler a ınmaya kar ı dirençli oldu u için çok a ınan bölgelerin restorasyonunda önerilen materyaller olmu lardır (Dayangaç, 2000).

23 13 Makrofil ve Midifil kompozitler: Makrofil kompozit reçineler a ırlık olarak yakla ık %86 oranında inorganik dolgu içerirler. Yüksek oranda dolgu içermelerinden dolayı Young s (elastik) modülü (16 GPa) de göreceli olarak yüksektir ve yüksek rijidite gösterirler. Makrofil kompozit reçinelerde genellikle inorganik dolgu partikül olarak ortalama 14 m boyutlarında kuartz bulunur (Williems, 1992). Kuartz partiküllerinin sert ve büyük olması, organik matriksin inorganik partiküllerden daha fazla a ınmasına yol açar. Bu nedenle yüzey pürüzlülü ü ve renklenme meydana gelir. Minifil kompozitler: Minifil kompozitlerde, inorganik dolgular kuartztan daha kırılgan baryum ve stronsiyum gibi a ır metalleri içeren, cam ile yo unla tırılmı partiküllerdir. Kuartz yerine bu tür partiküllerin kullanılması ile a ınmaya kar ı direnç arttırılmı, kompozit reçine radyoopasite kazandırılmı ve düzgün yüzey elde edilmi tir (Dayangaç, 2000). Mikrofil kompozitler: Mikrofil kompozitler, 1970 lerin sonunda cilalanabilirli i geli tirmek amacıyla denenmi tir (Craig, 2000). Makrofil kompozitlerin pürüzlülü ü ve renklenme problemlerinin üstesinden gelmek amacıyla ve cilalanabilir kompozit ihtiyacı nedeniyle üretilen mikrofil kompozitlerde inorganik dolgu olarak tanecik boyutu makropartiküllerden kez daha küçük olan (yakla ık olarak 0,04 m) koloidal silika partiküller kullanılmı tır (Jones, 1998; Willems, 1992). Mikrofil dolgu içeren kompozitlerde inorganik dolgu partikülleri ile organik matriks aynı hızda a ınır. Bundan dolayı mikrofil kompozitler makrofil kompozitlerden daha düzgün yüzeylidir (Dayangaç, 2000). Mikrofil kompozit reçineler üstün estetik özellikleri sebebi ön di lere uygulanma avantajının yanında strese kar ı direncinin az olması, yüksek su absorbsiyonu ve dü ük elastisite modülü gibi dezavantajları vardır (Phillips, 1996). Hibrit kompozitler: Hibrit kompozitler mikrofil ve makrofil kompozit reçinelerin avantajlarını kombine etmek amacı ile geli tirilmi lerdir. Hibrit kompozit reçinelerde farklı boyutlardaki inorganik dolgu partiküller; küçük partiküller (0,6 5 m) ve mikro dolgular (0,04 m) kombine edilip organik matrikse eklenmi tir (Craig, 2000). Bu tip kompozit reçinelerde inorganik dolgu olarak koloidal silika (0,04 m) ve a ır metaller içeren cam partikülleri (1 3,6 m) karı ımı kullanılmaktadır (Willems, 1992). norganik dolgu partikülleri a ırlıkça %10 20 kolloidal silika olmak üzere %75 80 oranındadır (Dayangaç, 2000). Uzun dönemde restorasyon altında olu abilecek çürü ün önemli bir faktör olan radyoopasite özelli ine sahip olmaları, mikrofil kompozitlere göre daha az polimerizasyon büzülmesi göstermeleri ve daha az teknik hassasiyet gerektirmeleri (Craig, 2000) hibrit kompozitlerin avantajlarıdır.

24 14 Hibrit ve özellikle mikrohibrit kompozitler, mekanik özelliklerin estetik özelliklerle ba arılı geli tirilmi olan ve bu nedenle hem ön, hem de arka bölge di lerde ba arıyla uygulanabilen kompozit türlerdir. Nanofil kompozitler: Günümüzde geli tirilen nano teknolojinin amacı, ürünleri hafif, dayanıklı ve ucuz üretebilmektir. Geleneksel teknolojinin tersine, küçük birimlerden bütünü olu turmaktır. Nano kompozitlerin inorganik fazında 2 farklı doldurucu bulunur: 1- Silika nanofiller (nanomerler) nm 2- Zirkonya/Silika nanokümeler 5 20 nm. Nanodolgular, nm büyüklü ünde, toplu halde bulunmayan ve aglomerize olmayan partiküllerdir. Zirkonya/silika partikülleri topluluk eklinde zayıf ba lantılı kümeler olu tururlar. Kümelerin partikül boyutları 0,60 1,4 m arasında de i ir. Zayıf ba lantılı kümeler, termodinamik faktörler yardımıyla, tek bir ünite gibi hareket ederler ve kompozitin monomer miktarının minimum olmasına yol açarlar. norganik nanodolgular konusunda yapılan çalı malar sonucunda, toplu halde bulunan dolgular geli tirilmi olup; bunlar, nano boyuttaki partiküllerin gev ek ba lı aglomeratlarıdır. Bu nano boyutlu doldurucu partiküller, hibrit kompozitlerin kolay kullanılabilirlik, dayanım ve a ınma özelliklerine ilave olarak, mikrodolgulu kompozitlerin cilalanma ve cilalı kalma özelliklerini uzun süre devam ettirebilme özelliklerine de sahiplerdir (Davis, 2003; Duke, 2003; Mitra vd., 2003; Yap vd., 2005) Polimerizasyon yöntemlerine göre kompozitlerin sınıflandırılması Kimyasal yolla polimerize olan kompozitler Bu sistemde, pasta+pasta, pasta+likit, toz+likit komponentlerinin karı tırılmasıyla polimerizasyon ba lar. Patlardan biri hacimsel olarak yarı yarıya inorganik dolgu maddesi ve organik monomer içerir. Patlardan birinde polimerizasyonu ba latan benzoil peroksit di erinde ise polimerizasyon hızlandırıcısı olan organik amin bulunur. lk üretilen sistemlerde organik amin olarak DMPT (N-dimetil-p-toluidin) kullanılmı tır. Yakın dönemde ise renk stabilizasyonu açısından kabul edilebilir olan DHEPT (Dihidroksietil-p-toluidin) kullanıma sunulmu tur. Kimyasal olarak polimerize olan kompozit reçinelerin vücut ısısı nedeniyle merkeze do ru gösterdikleri büzülme, içerdikleri tersiyer amin nedeniyle görülen renklenme,

25 15 çalı ma sürelerinin kısa olu u gibi önemli dezavantajları vardır (Phillips, 1991; Craig, 2000; Dayangaç, 2000) I ıkla polimerize olan kompozitler I ık ile polimeriza olan kompozitler, Michael Buonocore tarafından 1970 yılında ilk olarak rapor edilmi ancak 1971 yılında Caulk tarafından dünyaya tanıtılmı tır (Craig, 2000) yılında geli tirilen kompozit reçineler ba langıçta UV ı ık ile polimerize edilmi tir. Yeterli polimerizasyon derinli i sa layamaması ve retina ve yumu ak dokuya zarar vermesi gibi bazı dezavantajlarından dolayı bu sistem bırakılmı tır (Craig, 1985). Günümüzde ırınga içinde yer alan tek patlı, görünür ı ıkla polimerize olan kompozit reçineler kullanılmaktadır. Görünür ı ıkla polimerize olan kompozit sistemlerinde fotoba latıcı olarak genekllikle diketon olan benzil (Barbucci, 2002) veya en sıklıkla kullanılan ı ık absorpsiyonu 465 nm olan kamforokinon (CQ), aromatik amin (dimetil aminometakrilat veya dimetil-p-toluidin) ise hızlandırıcı olarak kullanılır (Barbucci, 2002). I ıkla polimerize olan kompozitler ı ı ın 468±20 nm dalga boyuında polimerize olurlar (Macdonald, 2001) Hem kimyasal hem de ı ık ile polimerize olan kompozit reçineler Bu tür reçinelerin kimyasal olarak polimerizasyon hızı yava tır, ancak fotokimyasal olarak reçine ilave bir polimerizasyon sa lanmı tır. Polimerizasyonun tam olarak gerçekle mesinden endi e edilen her ortamda kullanılması önerilen bu tip reçineler, özellikle derin kavitelerde, 2 mm'den daha kalın reçine uygulamalarında giri in zor oldu u, interproksimal (kom u di ler arası) alanlarda ba arılıdır (Dayangaç, 2000) Viskozitelerine göre kompozitlerin sınıflandırılması Viskozitelerine göre kompozitler; 1) Kondanse olabilen kompozitler 2) Akı kan kompozitler ikiye ayrılır.

26 16 Son yıllarda kompozitler u ekilde sınıflandırılmaktadır: a) Hafif Yapılı Reçine Kompozitler : Bu kompozit reçineler akı kan materyallerdir. b) Orta Yapılı Reçine Kompozitler: Mikrofil, hibrit, mikrohibritlerdir. c) A ır Yapılı Reçine Kompozitler: Kondanse olabilen kompozitler bu gruba dahildirler Kondanse (yo unlu u artırılabilen) olabilen kompozitler Amalgamlara alternatif olarak geli tirilen bir materyal de kondanse edilebilen kompozitlerdir. Kondanse kelimesinin anlamı, basınç uygulandı ı zaman materyal hacminin azalması oldu u için, sıkı sıkıya doldurma anlamına gelen "packable" kelimesi bu grubu daha iyi tanımlar (Manhart,2000). Bu materyaller amalgamlara benzer ekilde sıkı tırılan, ekillendirilen ve i lenen kompozitler olarak piyasaya sürülmü tür. E er olgu seçimi do ru olarak yapılırsa herhangi bir hibrit kompozit de arka di restorasyonlarında kullanılmasına ra men, bu sınıf materyaller kondanse edilebilen ya da sıkı tırılan kompozitler olarak isimlendirilmektedir (Leinfelder, 1998). Klinikte bu kompozitleri amalgamlara benzer ekilde i lemek oldukça zordur. Geleneksel matriks sistemlerinin kullanılması, yaygın olarak geni kontak alanlara ve düz interproksimal kontura neden olur. Bu problemin en iyi çözümü, üreticilerin farklı iddiasına ra men, kompozitin tabakalar eklinde yerle tirilmesi ve her tabakaya ayrı olarak ı ık uygulanması ile gerçekle ir (Chen vd., 2001). Bu tür kompozitlerin yapısı, hibrit kompozitlerden daha farklı olup, hibrit kompozitlere oranla daha yüksek oranda doldurucu içerirler ve doldurucu da ılımı farklıdır. Partikül büyüklükleri ise m arasındadır. Bu materyallerin uygulaması daha kolaydır. Kondanse olabilen kompozitlerin, el ile i leme özellikleri geli tirilmi tir. A ırı basınç altındaki arka di restorasyonlarında, amalgama benzer ekilde uygulanırlar. Materyalin yapı kan olmaması ona manüplasyon kolaylı ı sa lar. Restorasyonlarda metal matriks bandı ve kama kullanılarak kolayca sa lanabilen fizyolojik interproksimal, kontaklar ve restorasyonun tek kütle halinde sertle mesi önemli avantaj olu turur. Kondanse olabilen kompozitlerin bu kullanımları klinisyenlerin ilgisini çekmektedir. Yüksek doldurucuların ilavesi, bu materyallerin el ile i lenmelerine ve yüksek fiziksel-mekanik özellikler göstermesine neden olmaktadır (Leinfelder, 1998; Manhart vd., 2000, 2001).

27 17 Kondanse olabilen kompozitler, yapı kan olmadıklarından temiz aletlerle bir seferde yerle tirilip i lenebilir, bu da son bitirme ve düzeltme i lemlerini azaltır. Fakat hibrit kompozitlere oranla daha büyük doldurucu partiküller içermesinden dolayı, bitirme ve polisaj i lemlerinden sonra pürüzlü yüzey olu ma riski fazladır. Yüksek yo unlu u nedeniyle daha derin polimerizasyon sa lanır (5 mm'ye kadar). Bu da, 5 mm'den sı kavitelerin tek defada doldurulmasına olanak sa lar. Kontak noktalarının ideale yakın olu turulabilmesi, kaviteye basınç uygulayarak daha kolay yerle tirilebilmeleri, kavitelerde ba arıyla uygulanmalarına neden olmaktadır (Chen vd., 2001) Akı kan kompozitler 1995 yılından beri akı kan olarak tanımlanan yeni bir kompozit tipi popüler olmu tur. Dü ük viskoziteli ya da akı kan kompozit iki i lemle elde edilir: (1) Partikül boyutları arttırılır, (2) doldurucu miktarı azaltılır. Mikrofil ve hibridlere kıyaslandı ında, akı kan kompozitler daha az yapı kan ve çok daha kolay kullanım özelliklerine sahiptir. Mikrofil ve hibrit kompozitlerle kıyaslandı ında, termal genle me katsayısı, a ınma oranı ve yüzey pürüzlülü ü fazladır ve fiziksel özellikleri dü üktür. Kompozitlerin polimerizasyon büzülmesinden kaynaklanan aralık olu umu ve streslerin zararlı etkilerini azaltmak amacıyla akı kan kompozitlerin, direkt kompozit restorasyonlar altında self-etch bonding sistemlerin kullanılmasından sonra ince bir tabaka eklinde (0,5 mm'den kalın olmayacak) uygulanması önerilmektedir (ADA, 2003). Doldurucu içeren ya da daha kalın film tabakası sergileyen adesivlerdeki streslerin negatif etkilerini azaltmak amacıyla ok absorbe edici olarak i lev görebilir. Daha yüksek termal genle me katsayısına sahip, daha esnek ve dü ük doldurucu yüzdeli akı kan kompozitler ilave bir stres azalması sa layabilir (Bayne vd., 1998). Kavite geometrisinin her zaman ideal ko ullarda sa lanamadı ı adeziv preparasyonlarda, olu an polimerizasyon büzülmesini engellemek ve stres kırıcı bir bariyer olu turmak amacıyla geli tirilen akı kan kompozit rezinler; restoratif di hekimli i uygulamalarında varılan en son geli melerden birisini te kil etmektedir(bayne vd., 1998a, 1998b; Labella vd., 1999). Akı kan kompozitlerin viskoziteleri, uyumlulukları, kıvamları ve manüplasyonlarının kolay olması, klinikte akı kan kompozitlerin kullanımını cazip hale getirmektedir ve kullanım alanlarını geni letmektedir. Son zamanlarda, klinik performansları için anahtar mekanik özelliklerinin dayanıklılık olabilece i ileri sürülmektedir. Dayanıklılıkları, hem a ınma hem de kırılma direnciyle ili kilidir. Akı kan kompozitlerin geleneksellere oranla daha fazla rezin

28 18 içermesinin, dayanıklılık de erlerinin geleneksellere oranla daha iyi olmasına sebep olarak gösterilmektedir. Ayrıca, dü ük elastik modülü sayesinde yüksek kırılma dirençleri olabilece i belirtilmi tir(bayne vd., 1998a). Akı kan kompozitlerin en büyük avantajları; mikrosızıntının engellenmesinde kullanılırlar. Kondanse olabilen kompozitlerin altında kullanılmaktadır. Restorasyon yüzeyinde ve kenarlarında kalan mikroçatlakların kapatılmasında da kullanılmaktadır. ırınga sistemleri sayesinde uygulaması kolaydır (ADA, 2003). Materyalin akı kan yapısından dolayı kavite preperasyonunun tabanındaki ve duvarlarındaki mikrodefektlerin kapatılmasını sa lar. Kompozitlerin ba lanma de erlerinde artı sa lar. Cam iyonomer restorasyonlarında veya kompozitlerin yeniden yüzeylendirilmesinde kullanılabilmektedirler (Bayne vd., 1998a, 1998b; Labella vd,. 1999; Unterbring ve Lienberg, 1999). Akı kan kompozitlerin dezavantajları ise; akıcılıkları uygulama esnasında kontrol edilmelerini zorla tırır, ayrıca bu materyallerin yapı kanlıkları nedeniyle manüplasyonları zordur ve kullanılan aletlerin yüzeyine yapı ırlar (Bayne vd., 1998).

29 Dental Kompozitlerde Kullanılan norganik Dolgu Malzemeleri Hakkında Genel Bilgi Hidroksiapatit (HA) Hidroksiapatit, di lerin mine ve dentin tabakası ve kemikte bulunan, kimyasal formülü Ca 10 (PO 4 ) 6 (OH) 2 olan kalsiyum tuzudur. Sentetik HA in kemikteki minerale benzerli i klinik olarak biyomateryallerde kullanımını arttırmı tır. HA biyomedikal implantlarda uzun ömürlü kullanılması için önerilen mekanik dayanıklılı a sahiptir. Pratikte HA implant yüzeylerinde biyoaktif kaplayıcı olarak kullanılır. Kalsiyum fosfat sınıfına ait oloan HA karakteristik olarak vücutta emilir. HA di er kalsiyum fosfatların aksine fizyolojik ko ullar altında bozunmaz. Aslında termodinamik olarak fizyolojik ph da stabildir ve kemi in çevresiyle kuvvetli kimyasal ba olu turarak aktif olarak kemik ba larında bulunur. Mineye benzer ekilde Mohs Skalasına göre sertlik derecesi 5 tir. Bu benzerli i nedeniyle dental restorasyon malzemeleri için uygun bir inorganik maddedir. Kendine özgü radyoopak özelli i, dental kompozitlerin cilalanabilirli ini arttırması, a ınma dayanımını geli tirmesi ve di in kendi yapısına benzer sertlik de erine sahip olması nedeniyle HA in dental kompozitlerde kullanılması umut verici avantajlar sunmaktadır. Ayrıca genel olarak kullanılan di er inorganik dolgu malzemelerine göre (baryum ve çinko camlar, kuartz, alumina, zirkonya ve silika) daha ucuz bir materyaldir (Willems, 1992; ). Kemik çimentosu (Kobayashi, 1997; Vallo,1999) dental implantlar (Labella, 1994) ve kemik dolum materyali (Bonfield, 1981; Wang, 1998) olarak çok sayıda polimer-hidroksiapatit (HA) kompozit geli tirilmi tir. HA ortopedik ve dental metal implantlarda yüzey kaplayıcısı olarak kemikte büyüme ve bütünle tirme sa laması ve metal iyonların salınımını fiziksel bir bariyer görevi yaparak azaltması nedeniyle kullanılır. Ayrıca kemik kırılmalarında restorasyon amaçlı biyoseramiklerin hazırlanmasında, periodontal kemik defektlerinin tamirinde, kemik fraksiyonlarında iyile me ve iltihabı durdurması gibi umut verici potansiyeli nedeniyle kontrollü ilaç salınımı için ilaç ta ıyıcı olarak da kullanılmaktadır (Lazic vd., 2001). HA üzerine yapılan bir bilimsel çalı mada dental kompozitlerin mekanik özelliklerini nasıl etkiledi i incelenmi tir. Bu amaçla, BisGMA/TEGDMA ve BisGMA/HEMA monomer matriks ve HA ise güçlendirici inorganik faz malzemesi olarak kullanılmı tır. Elde edilen sonuçlara göre HA in dental kompozitin mekanik özelliklerini geli tirdi i gözlemlenmi tir.

30 20 Özellikle elatisite modülü ve yüzey sertli inde artı meydana geldi i rapor edilmi tir (Arcis vd., 2002). Labella vd., (1994) çalı malarında inorganik doldurucu olarak HA kullanılan BisGMA organik reçine matriksli kompozitlerde esneme dayanıklılı ının arttı ını bildirmi lerdir. Yapılan di er bir çalı mada, HA kullanılarak elde edilmi dental kompozitin su absorpsiyon özelli i incelenmi ve inorganik dolgu fazında HA in kullanılmasının su absorbsiyonunu azalttı ı sonucuna ula ılmı tır (Santos vd., 2002) Çizelge 2.2 Hidroksiapatitin genel özellikleri Yo unluk Sertlik Gerilme dayanıklılı ı Bükülme direnci Sıkı ma dayanıklılı ı Kırılma toklu u Young modülü 3,156 g/cm Vickers, Knoop MPa MPa MPa 1 MPa/m 1/ GPa Alümina Metallerle kıyaslandı ında mekanik özellikleri ile biyouyumlu seramikler vücudun yüksek dayanım gerektiren bölgelerinde tercih edilmektedir. nert bir seramik olan alümina mükemmel korozyon direnci, yüksek dayanıklılık ve a ınma direnci göstermesi nedeniyle kalça protezlerinde ve dental implantlarda yo un ve saf durumda kullanılır. Alüminanın çok iyi biyouyumlulu u ve dü ük sürtünme ile a ınma de erlerine sahip olması kadar protezlerin kalıntısız sürtünmesine olanak sa layan ince tabaka yapısı sayesinde ortopedik cerrahide uzun ömürlü malzemelerde kullanılmaktadır. Mekanik olarak güçlü alümina biyokompozitlerde güçlendirici malzeme olarak kullanılmaktadır. Polikristalin alfa alüminanın dayanıklılık, yorgunluk direnci ve kırılma dayanımı tanecik büyüklü ü ve saflı ın ba lı özelliklerdir. Alüminanın mekanik özellikleri Çizelge 2.3 de gösterilmi tir (Ratner vd., 2004).

31 21 Çizelge 2.3 Biyomedikal alanlarda kullanılan alüminanın mekanik özellikler Yo unluk Sertlik Bükülme direnci Sıkı ma dayanıklılı ı Kırılma toklu u Young modülü Termal genle me katsayısı 3,97 g/cm Vickers 500 MPa 4100 MPa 4 MPa/m 1/2 380 GPa 8x10-6 1/K Zirkonya Yitriyum oksit, magnezyum oksit ve kalsiyum oksit gibi stabilize oksitlerle karı tırıldı ında sıra dı ı özelliklere sahip olan saf formunda inert bir seramiktir. Zirkonya monoklinik (M), tetragonal (T) ve kübik (C) olmak üzere üç faklı formda bulunur. Saf zirkonya oda sıcaklı ında monoklinik haldedir. Geleneksel seramik uygulamalardan bilindi i gibi biyouymlulu u yanında geli tirilebilen mekanik özellikleri sayesinde biyokompozitlerde kullanılması da uygundur. Mühendislik alanlarında zirkonyanın faydalanılan özellikleri dayanıklılık, tokluk, sertlik, a ınma direnci ve termal özellikleridir. Çe itli kompozisyonlarda mekanik özellikleri etkilemesi nedeniyle zirkonyum içine eklenecek maddelerin cinsi ve miktarı önemli bir de erdir. Biyomedikal amaçlı kullanılan zirkonya oksit seramikler arasında en iyi özelli i gösterir. Çizelge 2.4 de ticari olarak satılan içinde yitriya stabileze olan zirkonyanın mekanik özellikleri verilmi tir (Piconi vd., 1997). Çizelge 2.4 Zirkonyanın (TZ-3Y) mekanik özellikleri Yo unluk Sertlik E ilme dayanıklılı ı Sıkı ma dayanıklılı ı Kırılma toklu u Young modülü Termal genle me katsayısı 6.05 g/cm HV MPa 200 MPa 7 10 MPa/m 1/2 210 GPa 11x10-6 1/K

32 Dental Kompozitlerin Özellikleri Dental restorasyonun iyi yapılabilmesi için ön ko ul malzemenin iyi seçimidir. Son yıllarda yapılan ara tırmalar hekimlerin do ru malzeme ve yöntemi seçebilmesine önemli katkılarda bulunmu tur. Ancak geli melere ra men ideal malzemeden bahsetmek imkansızdır. Olumsuzlukları en aza indirmek için restoratif maddelerin fiziksel, mekaniksel, kimyasal ve biyolojik özelliklerinin hekim tarafından çok iyi bilinmesi gerekir. Kompozit reçinelerin fiziksel ve mekanik özellikleri polimerizasyon yöntemlerinden ya da polimerizasyon sırasındaki monomer polimer de i imlerinden önemli ölçüde etkilenir Su absorpsiyonu Kompozit reçinelerde organik matriks içinde bulunan monomerlerin buna göre belirlenmesi gerekir. Kompozit reçinelerde dolgu partiküllerinden dolayı polimer miktarı azalmı tır. Matriks fazda iyi bir ba lanma gerçekle irse su absorpsiyonu da azalır. Ayrıca polimerin (BisGMA ve UDMA) molekül a ırlı ı yüksektir ve organik ba lanma ajanlarının varlı ında inorganik faz ile çok iyi bir ba lanma gösterir. Bu nedenlerle kompozit reçinelerin su absorpsiyonu (0,3 0,9 mg/cm 2 ) dü üktür (Dayangaç, 2000). Nem ile i en kompozitin polimerizasyon ba lanma kuvvetleri gev emeye ve kırılma dayanımı azalmaya ba lar. Ayrıca kompozitin su absorpsiyonu mekanik özelliklerin kötüle mesine ve rengin de i mesine de neden olur Çözünürlük Kompozit reçinelerin sudaki çözünürlükleri ( mg/cm 2 ) akrilik reçinelerden (0.22 mg/cm 2 ) çok daha azdır. Akrilik reçinelerin çözünürlü ü polimerizasyondan sonra geriye kalan artık monomer miktarına ba lıdır. Bu artık monomer suya geçtikten sonra çözünürlük önemli ölçüde azalır. Kompozit reçineler akrilik reçinelere oranla çok daha tamamlanmı bir reaksiyonla polimerize olurlar. Bu nedenle kompozit reçinelerin sudaki çözünürlükleri önemsenmeyecek kadar azdır. Polimerizasyonları ı ık ile ba latılan kompozit reçinelerde tam polimerizasyon için ı ı ın do ru ve yeterli uygulanması gerekir. Hatalı polimerizasyon, kompozit reçinenin su absorpsiyonu ve çözünürlü ünü artırır, a ınma direncinde azalma ve erken renk de i imleri ortaya çıkar.

33 Isısal özellikleri Dental kompozitlerin ısısal genle me katsayıları, organik matriks ve inorganik dolguların kendi ısısal genle me katsayılarından daha dü üktür. O halde dolgu hacminin artmasıyla kompozitin ısısal genle me katsayısı beklenenden daha dü ük olacaktır. Kompozitlerin ısısal genle me katsayıları (30-75x10-6 / o C) mine ve dentinin ısısal genle me katsayılarına (8.3x10-6 / o C, 11.4x10-6 / o C) akrilik reçinelerden (92x10-6 / o C) daha yakın olup, mine ve dentin de erlerinden üç kat fazladır. Kompozit türleri içerisinde ısısal genle me katsayısı en dü ük olanı makrofil ve midifil kompozitlerdir. Mikrofil kompozitlerin ısısal genle me katsayıları ise mine dokusundan 3-5 kat daha fazladır. Dental kompozitlerin ve di dokularının ısısal genle me katsayıları arasındaki faklılık, kompozitin mine ve dentin ile yapmı oldu u ba lanmayı olumsuz yönde etkiler. Kompzitin ısısal genle me katsayısı mine dokusuna ne kadar yakınsa di -kompozit ara yüzeyde olu abilecek sorunlara o kadar az rastlanır. So uk gıdalar alındı ında kompozit reçine restorasyonlu di te kompozit, mine ve dentinden daha fazla büzülür, kompozit ile kavite duvarı arasında olu an bo lu a a ız sıvıları penetre olur. Di, vücut sıcaklı ına ula tı ında ya da sıcak gıdalar alındı ında bu bo luk küçülür ve a ız sıvıları dı arıya itilir. A ız içindeki sıcaklık de i imleri birbirini izler nitelikte oldu u için kompozitte tam bir ısısal dengelenme görülemez ve di -kompozit ara yüzünde stresler olu ur. So uk ve sıcak uyarıların artarda devam etmesi yorgunlu a neden olur ve reçinenin di dokuları ile yaptı ı ba lanma ba arısızlıkla sonuçlanabilir Mekanik özellikleri Fonksiyon ve esteti i dayanıklı olarak restore ederken mekanik gereksinim vardır (Silva vd., 2005). Dental kompozitlerin mekanik özellikleri çe itli de i kenlere göre faklılık gösterir. Bu de i kenler; organik reçine matriksi (Asmussen ve Peutzfeldt, 1998), inorganik dolgu boyutu, ekli, kompozisyonu (Li vd., 1985; Braem vd., 1989) ve silanizasyon (Mohsen ve Craig, 1995) olarak sıralanabilir. stenilen özelliklere göre üretilmi malzemenin de i en çevresel ko ullar altında nasıl davranaca ını önceden tespit etmek amacıyla kompozit malzeme çe itli mekanik testlere tabi tutulur. Kompozit reçinelerin sıkı ma dayanıklılıkları, kg/cm 2, gerilme dayanıklılıkları ise kg/cm 2 dir. Bunun nedeni kompozitlerde streslerin partiküllere transfer edilmesidir.

34 24 Esneklik (Young) modülü bir malzemenin gösterdi i gerilme-gerinim e risinden elde edilir. Malzemeler yük altında de i ik biçimlerde deformasyona u rayabilir; elastik ve plastik deformasyon bunlardan bazılarıdır. Kompozit reçinelerin elastisite modül de erleri türler arasında farklılıklar gösterir. Bu de er makrofil, midifil ve hibrit kompozitler için kg/cm 2, mikrofil kompozitler için kg/cm 2 dir. Young modülü dü ük olan kompozitlerin deformasyona kar ı dü ük direnç gösterirler (Braem vd., 1998). Esneme dayanıklılı ı, malzemenin kırılmadan önceki bükülebilme miktarıdır. Esneme kuvvetleri, klinik artlarda olu an kuvvetlerin sonucunda olu ur. Dental malzemeler tekrarlanan esneme, bükülme ve burkulma kuvvetlerine maruz bırakılırlar. Bunun nedeni dental malzemelerin çi neme baskısı altındayken yüksek esneme gösterip göstermediklerini ara tırmaktır (Wang vd., 2003). Kompozit reçineler a ız içerisinde, üst yüzeyden sıkı ma kuvvetleri, iç yüzeyden gerilme kuvvetleri makaslama kuvvetlerinin kombinasyonu olacak ekilde kuvvetlerden etkilenirler. Bu malzemelerin dayanıklılı ı esneme dayanıklılı ı testi ile de erlendirilir. Malzemeler düz bir çizgi üzerinde zıt yönde eksensel kuvvetlere maruz kaldı ında yapıda gerilim meydana gelir ve malzemenin bu yüke gösterdi i dirence gerilme dayanıklılı ı denir (Wang vd., 2003; Craig, 1997). Malzemenin kopmadan önce dayanabilece i en üst nokta gerilme dayanıklılı ını gösterir. Dental kompozitlerin gerilme dayanıklılıkları kg/cm 2 dir. Kompozit reçinelerin inorganik dolgu komponentlerinin distile suda salındı ı bilinmektedir (Söderholm, 1983). Reçine bazlı restoratif malzemeler polimerize olduktan sonra da su varlı ında, suyun inorganik reçine matriks içerisine girmesi veya suyun matriks içine emilmesi ile serbest, reaksiyona girmemi monomerler ve iyonların çözülmesi gerçekle ir. norganik dolgu partiküllerinin su ve yapay tükrük ile reaksiyona girmesiyle de farklı elementler ortama salınır (Söderholm vd., 1996, 2000) ve dental kompozit reçine büzülür, a ırlı ı azalır. En yüksek su emme kapasitesi, en dü ük inorganik dolgu partikül oranına sahip dental kompozitlerde görülmektedir. Sertlik; bastırma kuvvetine kar ı malzemenin gösterdi i direnç olarak tanımlanabilir. Dü ük de erler yumu ak malzemeleri, yüksek de erler ise sert malzemeleri belirler. Vickers, Knoop, Barcol, Shore, Brinell ve Rockwell sertlik testleri en çok kullanılan test yöntemleridir. Kompozit reçinelerin Knoop sertlik de erleri kg/mm 2 arasındadır. Mine (343 kg/mm 2 ) ve dentine (68 kg/mm 2 ) göre dü ük de erlere sahip olmakla beraber makrofil, midifil ve hibrit

35 25 kompozitlerin sertlik de erleri (55 kg/mm 2 ), mikrofil kompozitlerden (30-55 kg/mm 2 ) biraz daha fazladır (Dayangaç, 2000). norganik dolgu partiküllerinin boyutları, kapladıkları hacim ve içerdikleri kompozit reçinenin a ınmasını etkileyen önemli faktörlerdir. norganik dolgu partiküllerin boyutları büyüdükçe, dental kompozit reçinenin a ınma potansiyeli de artar. ADA (American Dental Association), posterior kompozitlerde 4 yıllık klinik kullanımda a ınma miktarının 100 m a kadar kabul edilebilir oldu u belirtmi tir. A ız içerisinde bulunan enzimler ve alkol, kompozit reçinelerin matriksini parçalayabilir (Larsen, 1992; Sarrett, 2000). Korozif a ınma, dolgu partikülleriyle olan ba ların bozulması ve reçine matriksinin parçalanması ile olur. Kompozit reçinelerin a ınmaya kar ı gösterdikleri direnç, ortamın ısısı, yetersiz polimerizasyon, iç pörözite, su absorpsiyonu ve reçine türlerinden etkilenir. BisGMA organik matriksli reçinelerin yüzey sertlik de eri hidrofilik olan UDMA'dan fazladır. I ıkla polimerize olan kompozitler karı tırma i lemi yapılmadı ı, dolayısıyla iç pörözite olmadı ı için a ınmaya kar ı daha dirençlidirler. norganik dolgu olarak silikanın kuartz ve kristobalit formlarını içeren kompozit reçineler de a ınmaya kar ı oldukça dirençlidir. Yapılan çalı malar, silan ba layıcı ajanının kullanımı a ınmayı önemli ölçüde dü ürdü ünü silanının kullanılmadı ı kompozitlerin a ınmaya kar ı dirençlerinin dü ük oldu unu göstermi tir. Hibrit kompozit reçinelerin amalgam restorasyonlarla kıyaslanabilecek dü ük a ınma oranları oldu u tespit edilmi tir (Robinson vd., 1988; Johnson vd., 1992). Son yıllarda geli tirilen yüksek miktarda inorganik dolgu içeren partikül boyutu ortalama 1 m olan hibrit kompozit reçineler 3 yıllık a ınma miktarı incelendi inde mineye yakın de erler göstermektedir (Roulet, 1997) Polimerizasyon büzülmesi Polimer a içerisindeki monomer moleküllerinin dönü ümüyle birlikte moleküllerin yakla arak bir araya toplanması kütlesel büzülmeye neden olmaktadır. Polimerizasyon kinetikleri kompozitin tipi, monomer komposizyonu, dolgu partikül çe idi ve boyutları ile katalizör sistemleri, kompozit reçinenin rengi, transparanlı ı gibi özelliklerinden etkilenmektedir. Do al olarak bu faktörler birbirleriyle de etkile im içerisindedir (Friedl vd., 2000; Unterbrink ve Liebenberg, 1999).

36 26 Reçine materyallerde tüm polimerlerde oldu u gibi monomerin polimer zincirinde düzenleni biçimlerinden kaynaklanan ve %1,5 5 arasında de i en hacimsel bir büzülme söz konusudur(yap vd., 2001; Yap, 2001; Kleverlaan ve Feilzer, 2005). Kompozit reçinenin polimerizasyon büzülmesi kullanılan reçinenin tipine, polimerizasyonun ba latılma ekline ba lıdır (Dayangaç, 2000; Versluis vd., 1996). Polimerizasyonları kimyasal yolla ba latılan dental kompozitlerde polimerizasyon, vücut ısısına ba lı olarak restorasyonun en derin bölgesinden ba lar ve reçine kitlesinin merkezine do ru bir büzülme görülür. Kompozitin karı tırma süresi, ana madde katalizör oranı ve pörözite bu büzülmeyi etkiler. Polimerizasyonları ı ık ile ba latılan dental kompozitlerde ise polimerizasyon ı ık kayna ına en yakın yerinden ba lar ve reçinenin ı ık kayna ına bakan dı yüzüne do ru bir büzülme görülür. I ık kayna ının gücü, uzaklı ı, kompozitin rengi ve kalınlı ı büzülmede rol oynayan etkenlerdir. Versluis ve arkada ları (1998), ı ıkla polimerize olan dental kompozit reçinelerde büzülme do rultusunun ı ık kayna ından gelen ı ı ın do rultusundan etkilenmedi ini ve büzülme streslerinin yönlerini belirlemede kavite eklinin ve ba lanma kalitesinin daha önemli oldu unu bildirmi lerdir. Kinomoto ve arkada ları (1999), polimerizasyon büzülmesi streslerinin büyüklü ü ve da ılımı açısından kimyasal ve ı ıkla polimerize olan kompozitleri kar ıla tırmı lardır. Çalı manın sonucunda her iki kompozitte stres da ılımlarının benzer oldu u fakat ı ıkla sertle en kompozitlerde kimyasal olarak polimerize olan kompozitlere göre daha hızlı polimerize olmaları nedeniyle daha fazla büzülme stresi olu tu unu bildirmi lerdir Polimerizasyon büzülme baskısı Polimerizasyon büzülmesi dental kompozit reçinenin monomer moleküllerinin polimer a yapısına dönü mesiyle ve böylece van der Waals ba larının kovalent ba a dönü mesiyle ilgilidir (Peutzfeldt, 1997). Bu polimerizasyon büzülmesi büzülme baskılarını kompozit reçinenin restorasyonunda ve di kaplama yapısında iç baskı ve deformasyon meydana getirir (Ferracane ve Mitchem, 2003; Suliman, 1994; Braga ve Ferracane, 2004). Reçine kompoziti ve di yapısı arasındaki önemli bir kuvvet harcamadan sürdürülebilmesine ra men bu durum zayıf marjinal adaptasyona, operasyon sonrası a rıya ve ikincil çürüklere sebep olabilir.

37 27 Polimerizasyon büzülmesinin dü ürülmesi dental reçine kompozitinin kullanılmasından beri önemli bir konudur. Hiç büzülmeyen reçine ve modifiye dolgu partikülleri bu problemin üstesinden gelmek için geli tirildi, fakat ticari açıdan henüz mümkün de ildir (Guggenberger ve Weinmann, 2000). Büzülmeyi etkileyen faktörler inorganik doldurucu içeri i, monomerin moleküler a ırlı ı ve monomer sisteminin dönü üm derecesidir (Peutzfeldt, 1997). Reçine kompozitinin yerle tirilmesi esnasında polimerizasyon büzülme baskısına sebep olur. Aynı zamanda polimerizasyon oranı baskının miktarına etki eder. Daha yüksek polimerizasyon oranıyla yüksek büzülme baskısı gözlemlenebilir (Kinomoto vd., 1999, Feilzer vd., 1995). Sertle tirme esnasında çekme tam olarak büzülme baskısına dönü mez çünkü polimer yeniden düzenlenebilir ve baskıdan kurtulabilir. Bu akım genelde makroskopik ve mikroskopik komponentlerden meydana gelir. Mikroskopik akım polimerizasyon reksiyonu esnasında serbest yüzeylerde meydana gelir. Bu durum fiziksel olarak sonraki yüzeyde meydana gelen e ri yüzey geli imiyle ispatlanabilir (Asmussen ve Peutzfeldt, 1999). Mikroskopik akım reçine kompoziti içinde mümkün olan polimerin yeniden düzenlenmesine ba lıdır. Moleküllerin yapısı, a yapısının çapraz ba yo unlu u, matriksin birbirine tesir etmesi ve doldurucu partikülleri ve reaksiyon kineti i bu akımın olu masında rol oynayabilir. Ayrıca pek çok akım jelle me noktasından önce meydana gelir ve jelle me noktasından sonra büzülme baskısı geli meye ba lar. Polimerizasyon sırasında ortaya çıkan ekzotermik ısı da polimerizasyon reaksiyonunu hızlandırarak büzülmeyi arttırır. Bu ısı reaksiyona giren monomer miktarına ba lıdır. Büzülmeyi arttıran bir ba ka etken ı ık kayna ından yayılan ısıdır. lk 20 saniye içinde hızla artan ısı (42 C) yakla ık 50 saniye sonra ortadan kalkar (Dayangaç, 2000). Sonuç olarak reçine materyallerde polimerizasyon büzülmesi restorasyonun klinik ömrünü kısaltan önemli bir problemdir. Polimerizasyon büzülmesi uygulama tekniklerindeki modifikasyonlar ve reçine materyallerin yapılarındaki de i ikliklerle azaltılmaya çalı ılmaktadır Polimerizasyon dönü ümü Kompozit reçinelerin polimerizasyonu boyunca monomerlerin polimere dönü üm miktarı konversiyon ya da polimerizasyon derecesi olarak adlandırılır (Dewaele vd., 2006). Kompozit reçinelerin uygulanması sırasında polimerizasyon derecesinin yüksek olması gerekti i genel bir kanıdır (Dewaele vd., 2006). Polimerizasyon derecesi artarken reçinede reaksiyona

38 28 katılmayan artık monomer miktarı azalır ve buna ba lı olarak fiziksel özellikler geli ir (Craig, 1981). Büzülme streslerini azaltmak için polimerizasyon derecesini dü ürmek ilk bakı ta yararlı gibi görünmekle birlikte hatalıdır, çünkü polimerizasyon derecesini dü ürmek kompozitin mekaniksel özelliklerini olumsuz yönde etkiler. deal bir kompozit reçine, en yüksek polimerizasyon derecesi olu tururken dü ük miktarda büzülme meydana getirmelidir (Dewaele vd., 2006) Polimerizasyon reaksiyonları sırasında tüm monomerin polimere dönü mesi dental kompozit reçinelerde arzu edilen bir durumdur. Uygun polimerizasyon yapılması, restoratif kompozit reçinelerin klinik performansının ve optimal fiziksel özelliklerinin elde edilmesinde çok önemlidir. Yine de, BisGMA ve UDMA gibi yüksek molekül a ırlıklı monomerler a ız sıcaklı ında görünür ı ıkla sertle tirildi inde, reçinenin içinde tamamlanmamı ve reaksiyona girmemi önemli konsantrasyonda C=C (karbon-karbon ba ı) ba ı bulunur. Reaksiyona girmemi monomerlere ek olarak, ilave edilen reaksiyon girmemi C=C ba lı yapılar TEGDMA veya benzer maddeler gibi seyreltici olarak ilave edilen monomerlerde bulunabilir. Çapraz ba lanmı polimerik a örgüsünün hızla olu umuyla etkilenmi reaktif gruplarının de i kenli i üzerindeki limitle melerin en temel sebebi oldu u dü ünülmektedir (Chung, 1989). Sertle me derecesi, yakla ık olarak tüm kompozit reçinenin fiziksel özelliklerinde, özellikle mekanik özellikler, çözülebilirlik, boyutsal sa lamlık, renk da ılımı ve biyouyumluluk gibi özellikleri üzerinde etki bırakabilir. Bunun yanında dönü üm derecesi, restorasyonun asıl ba arısının belirlenmesinde önemli bir rol oynamaktadır (Ferracane, 1985). Yetersiz polimerizasyon, polimerize olmayan toksik monomerlerin pulpa üzerindeki olumsuz etkilerine, restorasyon-di ba lantısında defektlerin olu masına ve ba lanmadaki ba arısızlı a ba lı olarak da kenar sızıntısına, postoperatif hassasiyete, renklenmeye, a ınmaya ve sekonder çürü e yol açabilir (Caughman vd., 1991; Ferracane vd., 1997). Ayrıca bölgesel doku ı ınlanması ve ikincil çürüklerle sonuçlanan mikrosızıntılara sebebiyet veren reaksiyona girmemi komponentler restorasyondan süzülebilir Polimerizasyon büzülmesine etki eden faktörler Reçine materyallerin polimerizasyon büzülmeleri pre-jel ve post-jel faz olarak iki safhaya ayrılabilir. Pre-jel polimerizasyon süresince reçine kavite içine yayılabilir ve yapı içerisindeki stres azalır. Polimerizasyon sonrasında hareket durur ve büzülme stresi kompanse edilemez. Kavite duvarı ile reçine arasındaki adezyon kuvvetleri post-jel polimerizasyon sonucu olu an

39 29 büzülmenin serbest olarak geli mesini engeller ve internal streslerin olu masına neden olur (Jendrychovvski vd., 20001; Sakaguchi ve Ferracance, 1998; Yap vd., 2001). Polimerizasyon büzülmesi, büzülme baskısı, elestisite modülü, akı kanlık reçine kompozitinin son özelliklerinin belirlenmesinde önemli faktörlerdir. Yine de, bu zamana kadar yalnızca polimerizasyon büzülmesi ve büzülme baskısının elastisite modülü (Labella, 1999; Braga, 2003), dolgu miktarı (Condon, 2000) ve kompozit reçinenin türü (Chen vd., 2001, 2003) ile ili kili oldu u tayin edilmi tir. Günümüz çalı maları büzülme baskısı, elastisite modülü ve reçine kompozitinin akım da ılımı; mikrodolgulu, mikrohibrit, kondanse olabilen ve akı kan reçine kompozitlerin üzerine yo unla mı tır. Yüksek yo unlukta doldurucu partikül içeren reçine kompoziti dü ük büzülme de erine, yüksek büzülme baskısına sahiptir ve kırılgandır. Dü ük viskoziteli veya akı kan reçine kompozitleri yüksek büzülme de erine, dü ük büzülme baskısına sahiptir ve esnektir. Kompozit reçinenin içerdi i inorganik partikül miktarı da polimerizasyon büzülmesini etkileyen bir faktördür. Genel olarak, daha yüksek oranda doldurucu partikül içeren reçinelerde daha az polimerizasyon büzülmesi meydana gelir (Kinomoto ve Toru, 1998; Appleguist ve Meiers, 1996; Aw ve Nicholls, 2001). Bu durum, doldurucu partikül hacminin daha az, reçine matriks hacminin daha fazla olmasıyla açıklanabilmektedir. Doldurucu partiküller katı oldukları için boyutsal de i ikli e u ramazken, sıvı formdaki reçine matriks jel formdan katı forma geçi sırasında monomerlerin birbirine ba lanması ve fiziksel deformasyon nedeniyle büzülürler (Aw ve Nicholls, 2001). norganik dolgu partiküllerin miktarı arttırılarak reçine matriks hacminin azaltılması bazı fiziksel özelliklerin geli tirilmesini sa lamaktadır, bununla birlikte çalı ma özelliklerini olumsuz yönde etkilemeden kompozit reçineye eklenebilecek partikül miktarı sınırlıdır. Son yıllarda dolgu partikül-matriks oranındaki problemlerin çözümü için kompozit reçine restorasyonların içerisine di rengindeki cam ve seramik insertlerin yerle tirilmesini içeren restoratif teknikler gündeme gelmi tir. Restorasyona eklenen beta-kuartz insertler, mega dolgu partiküller gibi i lev görerek kaviteyi dolduran kompozit reçine materyalinin %50-75'ni kaplayabilmektedir. Kompozit reçinelere eklenen büyük dolgu fazı organik matriks oranını azaltır ve reçinenin ısısal genle me katsayısını dü ürür. Reçine matriksin azalmasıyla, polimerizasyon büzülmesinde azalma ve buna ba lı olarak marjinal devamlılıkta iyile me sa lanmaktadır (Appleguist ve Meiers, 1996; Dayangaç, 2000;. Liebenberg, 2000). Polimerizasyon büzülmesini etkileyen di er bir faktör de doldurucu partiküllerin büyüklü üdür. Daha büyük partikül boyutunda daha fazla büzülme meydana gelmektedir.

40 30 Küçük partiküllü kompozitlerde daha az polimerizasyon büzülmesi görülmektedir (Appleguist ve Meiers, 1996). Reçine matriksin kimyası polimerizasyon büzülmesini etkileyen bir faktördür. Farklı monomer ve katalizör yapılarının materyalin polimerizasyonunu ve polimerizasyon büzülmesini de i tirdi i gösterilmi tir. TEGDMA içeren reçinelerin polimerizasyon büzülme miktarları daha fazla olmaktadır. TEGDMA, BisGMA ile kar ıla tırıldı ında daha dü ük moleküler a ırlıklı bir monomerdir. Daha küçük partiküllü monomerlerin kullanımı viskoziteyi azaltmakla ve polimerizasyon büzülmesini arttırmaktadır. Büyük moleküler a ırlıklı monomerlerin karı ıma eklenmesi reçinenin büzülme oranını azaltabilmektedir (Appleguist ve Meiers, 1996). Condon ve arkada ları (2000), fonksiyonel silan yüzeyiyle kaplanmamı doldurucu partiküllerin kompozit rezine eklenmesinin, rezin içerisindeki bo luklarda oldu u gibi internal stresleri rahatlatacak bir alan sa lanabilece i hipotezine dayanarak bir çalı ma hazırlamı lardır. Çalı manın sonunda reçine matrikse ba lanmayan mikrofil partiküllerinin internal streslerin rahatlatılması için yer sa layarak büzülme streslerini belirgin olarak azalttı ını bildirmi lerdir. Günümüzde polimerizasyon sırasında hiçbir boyutsal de i ime u ramayan veya genle en monomer sistemleri ara tırılmaktadır fakat henüz yaygın ticari kullanım alanı bulamamı tır. Halkalı yapıdaki bazı tip monomerler halkanın açılması sonucu gerçekle en polimerizasyon sonrası polimerik maddelere dönü ebilir. Halkalı monomerlerle vinil monomerlerinin kopolimerizsyonu, polimer kimyasına yeni bir boyut kazandırmı tır. Bu yöntem üzerinde geni ara tırmalar sürdürülmektedir Farklı ı ık kaynaklarının, ı ık pozisyonunun ve ı ık iddetinin polimerizasyon büzülmesi üzerindeki etkileri I ınla sertle tirilmi kompozit reçineler yeterli polimerizasyona u raması ı ı ın iddetine ba lıdır. Kompozit boyunca ı ık ilerken, absorbe edilir ve derinlik arttıkça reçinenin polimerizasyon derecesi için ı ık iddeti ve ı ı ın etkisi azalır (Varga vd., 1998). Görünür ı ı ın aktive etti i kompozit reçineler için sertle me derinli ine monomer kompozisyonu ve polimerizasyon katalist konsantrasyonu kadar dolgu büyüklü ü ve kompozisyonunun, materyalin renk tonu ve effaflı ının, ı ık kayna ının iddeti ve uygulanan ı ının uzunlu unun da etkisi vardır (Ferracane ve Greener, 1984).

41 31 I ık kayna ının pozisyonu, ı ı ın iddeti üzerindeki etkisi nedeniyle oldukça önemli bir faktördür. I ı ın iletilirken kayba u raması veya yüzeylerden yansıması, ı ınlamanın ı ık geçiren kamalarla birlikte veya di yüzeyinden yapılması ı ık iddetinin etkinli ini %90 oranında azaltabilmektedir. Uzaklık yine ı ık iddetinin etkinli ini belirleyen bir faktördür. I ık çıkı penceresinin reçine yüzeyinden 10 mm uzakla tırılması ı ık iddetini yakla ık %50 oranında azaltmaktadır (Oesterie vd., 2001). Günümüzde polimerizasyon etkinli ini arttırmak ve polimerzasyon büzülmesini azaltmak için en çok kullanılan ı ınlama yöntemleri; Hızlı, yüksek ı ık iddetleriyle polimerizasyon: Dü ük ı ık iddetiyle ba langıç polimerizasyonu yapılarak, yüksek ı ık iddetiyle son ı ınlamanın yapıldı ı soft- start polimerizasyon Kısa süreli bir ı ınlamayla ba langıç polimerizasyonun yapılmasını takiben birkaç dakika bekleme süresinden sonra son ı ınlamanın yapılmasını içeren pulse-delay ı ınlamadır (Asmussen ve Peutzfeidt, 2001, Chrisfensen, 2000; Yap, 2001). Yüksek iddetli ı ık kaynaklarıyla polimerizasyon: Yüksek ı ık iddetinde kaynakların kullanımı geleneksel ı ık kaynakları ile kar ıla tırıldı ında bazı avantajlar sa lamaktadır. Bunlardan biri uygulama süresini kısaltması di eri ise daha derin polimerizasyon sa lamasıdır. Bununla birlikte, bu ı ık kaynaklarının kullanımında bazı endi eler mevcuttur. Polimerizasyon çok hızlı olaca ından kompozit di yüzeyine akamaz. Bu yüzden polimerizasyon büzülme stresleri di yapısına veya ba lanma yüzeyine transfer olur (Rueggeberg, 1999). Yüksek ı ık iddeti kullanılmasındaki di er bir endi e, olu an polimerin kalitesidir. Polimerizasyon reaksiyonunun ba langıç a aması lineer polimer olu masıdır. Zincir uzadı ında kendi arasında veya di er zincirlerle karı ır ve halka eklini alır. Yalnızca dönü ümün son safhalarında çapraz ba lar arasındaki uzaklık azaldı ında büyük çapraz ba olu ur. Serbest radikaller arttı ında monomerler daha fazla oranda kullanılır. Monomer kullanım oranının artması, yava polimerize olan sistemlerden daha kısa polimer zinciri olu turur. Hızlı polimerizasyon gerçekle ti inde daha az çapraz ba yapmı dü ük molekül a ırlıklı kısa zincirler olu ur. Fiziksel özellikler polimerin molekül a ırlıkları ve yaptıkları çapraz ba larla alakalı oldu u için hızlı polimerizasyon kompozit reçinenin fiziksel özelliklerini etkileyecektir (Rueggeberg, 1999). E er polimerizasyon reaksiyonunun yava olarak olu masına izin verilirse kompozitin serbest yüzeyden di yüzeyine do ru akması için zaman sa lanır. Böylece polimerizasyon sırasında olu acak

42 32 stresin azaltılaca ı ileri sürülmü tür (Versluis vd, 1998; Rueggeberg, 1999). Gerçekten de di hekimli inde yava polimerizasyon yararlı oldu u, hatta arka di lerin restorasyonlarının ilk katmanında kimyasal olarak sertle en kompozitlerin kullanılmasının ba lanmayı olumlu etkileyece i dü ünülmektedir (Rueggeberg, 1999). I ıkla sertle tirilmi kompozit reçine 1970 yıllarında satı için üretilmi tir. Dental kompozitler ilk olarak UV ı ı ı ile daha sonra ise görünür ı ık ile sertle tirilmi tir. Halojen lambada, lamba telinin ısınması ve dar enerji düzeyi üzerinden geni spektrum meydana getirerek atomların uyarılmasıyla akkor bir ı ık üretilir. Bu nedenle kompozit reçinelerin polimerizasyonu için spektrum mavi bölgeye yayılmı ı ı ın kısıtlanması için filtrelere ihtiyaç vardır. Yine de dental materyallerin polimerizasyonu için kullanılan halojen temelli ı ık sertle tirme ünitesinin pek çok dezavantajı vardır. Örne in, LCU'nun sertle tirme etkisinin azalması, yetersiz fiziksel özelliklere ve restorasyonun erkenden bozulma riskinin geli mesine neden olur (Martin, 1998; Pilo vd., 1999). Halojen LCU'nun do asında bulunan problemleri gidermek için ı ı ın aktive etti i dental materyallerin sertle tirilmesinde, katı faz LED (ligth emitting diode) teknolojisi kullanılır. Halojen lambaların içinde sıcak lamba teli kullanılırken LED içinde mavi ı ı ın üretilmesi için yarı iletken preparat bile imi kullanılır (Stahl vd., 2000). LED ı ık kaynakları ı ık üretimi sırasında ısı açı a çıkarmazlar buna ba lı olarak da uygulandıkları objelerde ısı artı ı çok az olur. Gereken dalga boyunda enerji ürettiklerinden halojen lambalar gibi filtre edilmesine gerek yoktur (Soh vd., 2003). LED ı ık lambaları oldukça uzun ömürlü ve de i mez ı ık iddetine sahiptirler (Akgün, 2003; Soh vd., 2004). Bütün bu avantajlarının yanı sıra LED ı ık kaynaklarının iki önemli dezavantajı bulunmaktadır. Birincisi LED ı ık kaynaklarının enerji spektrumu dar oldu u için ba latıcı olarak sadece CQ içeren kompozitleri polimerize edebilir. Daha kısa dalga boylarında aktive olan ba latıcılar içeren bazı kompozit ve adeziv sistemlerin polimerizasyonunda yetersiz kalırlar(hofmann vd., 2002). Di er bir dezavantajı ise enerji çıkı gücüne ra men kompozit reçinelerin koyu renklerinde uygulama süresinin artırılmasına ra men di er kaynaklarla elde edilen polimerizasyon oranı sa lanamamaktadır. Bu problem son zamanlarda üretilen daha güçlü LED ı ık kaynakları ile ortadan kaldırılabilmektedir. Son yıllarda halojen ı ık kaynakları ve LED ı ık kaynaklarının etkinliklerini kar ıla tırmak amacı ile birçok çalı ma yapılmı tır. LED ı ık kaynaklarının farklı üç tip kompozit reçinede olu turdukları polimerizasyon derinli inin halojenlerden daha fazla oldu unu belirtmi lerdir

43 33 (Mills vd., 1999). Restorasyon LED ı ık kayna ı ile yapıldı ında standart halojenlere göre mikrosızıntının daha az oldu unu belirtmi lerdir (Oberholzer vd., 2003). Plazma arc sertle tirme ünitesi (PAC) kompozit reçinelerin sertle tirilmesinde di çiler tarafından harcanan süreyi kısaltmak amaçlı geli tirilmi tir (Peutzfeldt, 2000). I ık, iyonize elektron ve moleküllerin gaz karı ımından olu mu kor haline gelmi plazmadan yayılır. PAC ünitesi 470 nm civarındaki dalga boyuyla oldukça dar bir bölgedeki yüksek verimiyle tanımlanır. PAC, ksenon ve lazer gibi yüksek iddette enerji veren ı ık kaynakları polimerizasyon hızını arttırarak, polimerizasyon süresinin kısalmasına izin vermektedir. Bununla birlikte polimerizasyon hızının artmasıyla, pre-jel faz süresi azalmakta ve buna ba lı olarak polimerizasyon büzülme stresleri artabilmektedir (Yap, 2001; Millar ve Nicholson, 2001;. Jendrychovvski, 2001). PAC ı ık kaynaklarıyla polimerize edilen kompozit reçinelerin özelliklerini de erlendirmi lerdir (Peutzfeldt vd., 2000). Kompozit reçinelerin PAC ı ık kaynaklarıyla, konvansiyonel ı ık kaynaklarına göre çok daha kısa sürede polimerizasyonunun sa lanabildi i, fakat polimerizasyon derinli i ve fiziksel özelliklerinin optimal seviyeden dü ük olabilece i, polimerizasyon büzülmesinin e it veya PAC ı ık kayna ıyla polimerize edilenlerde daha az oldu unu bildirmi lerdir Polimerizasyon büzülmesi saptama yöntemleri Reçine bazlı dental restorasyon materyallerinin büzülmesi çe itli metotlar kullanılarak ölçülür. Bunlar dilatometre (De Gee vd., 1981; Reed vd., 1996; Rosin vd., 2002), optik (Long, 2000), bonded disk (Long, 2000;. Silikas vd., 2000, Watts ve Marouf, 2000), lineer yer de i tirme (De Gee vd., 1993; Dennison vd., 2000; Park vd., 2002), gerilme ölçümü (Rosin, 2002; Puckett ve Smith, 1992) gibi metotları içerir. Verilmi bir malzemenin büzülme gerginli inin büyüklü ünün ölçülen de eri ölçüm metoduna ba lıdır ve ölçüm metoduyla sınıflandırılır. Aynı zamanda ölçüm metotlarının herhangi birinden alınan de erler i leticiler arasında çe itlenir. Böylece farklı donanım ve i leticiler kullanılarak farklı laboratuarlar tarafından literatürde rapor edilmi sonuçları kıyaslamak zor olacaktır. Polimerizasyon veya sertle me esnasında meydana gelen büzülmeyi ölçmek için önerilen ve geli en faklı pek çok metodun her biri ölçümler için farklı fiziksel temellere ba lıdır. Klinik olarak en uygun bilgiyi sa lamasa da genel olarak büzülmeyi ölçmek için kullanılan metot dilatometredir. Bu metot da kompozit örnekleri genel olarak cıva gibi reaktif olmayan

44 34 sıvıyla sertle me periyodu esnasında kaplanır. Örne in polimerizasyonu ile ili kili olan hacimsel büzülme kapiler tüp içindeki cıva seviyesinin görüntülenmesiyle ölçülür. Büzülme ön jelle meden son jelle meye kadar sertle me döngüsü boyunca görüntülendi i için büzülme büyüklü ü sık sık toplam büzülme olarak ifade edilmi tir. Metot depolama veya elastiklik modülünün geli iminden önceki büzülmeyi içerdi inden dolayı klinik performans için toplam büzülme veya çekme bir gösterge olarak yanıltabilir. Bu esnada modüllerin geli iminden önceki periyotta kompozit di üzerinde büzülme etkisini sınırlayarak boyutsal de i imi telafi etmek için akabilir (Feilzer vd., 1990). Toplam büzülmeyi ölçmek için kullanılan ve Accuvol olarak isimlendirilen bir parçanın kullanıldı ı optiksel metotta sertle me esnasında döndürülen örne in çıkı tasla ının dijital video görüntülerini yakalanır (Long, 2000). Örne in hacimsel de i imleri kamera tarafından sayısalla tırılan bölgeden hesaplanır. Bonded Disk metodu göreceli olarak kullanımı kolaydır (Watts ve Cash, 1991). Bu metoda kapsamlı ve pahalı enstrümantasyona ihtiyaç duyulmaz. Bu metot ile büzülme direk olarak bir pirinç halka içerisinde bulunan kompozit örne inin yüzey enerji ve adezyonu boyunca yüzeyiyle ba lantılı tutulan bir ince cam lamelin yön de i tirmesini görüntüleyerek ölçülür. Bonded disk metodu cıva dilatometresiyle benzer de erler verir. Dilatometre yöntemi hacimsel de i imi ölçerken bonded disk metodu bir tek eksen boyunca olu an boyutsal de i imleri ölçtü ü göz önünde bulundurulursa bu iki metot arasındaki kar ılıklı ili ki a ırtıcıdır. Fakat, bonded disk metodunun sonuçları örne in boyut ve sınır ko ullarına büyük derecede ba lıdır (Watts ve Marouf, 2000). Di er bir yöntem de bonded disk metodunun bir modifikasyonu olan Linometre dir (Long, 2000; De Gee vd., 1993). Bir önceki bonded disk metodunda oldu u gibi yatay cam lameldeki dikey yön de i tirmenin ölçülmesine kar ın bu yöntemde yatay bir cam plakaya uygulanmı kompozit numunenin yüzeyine sabitlenmi serbest hareketli metalik bir hedefin lineer dikey hareketi izlenir. Dilatometre, Accuvol, bonded disk ve linometre metotlarından farklı olarak elektrik dirençli strain gage yöntemi sadece kompozitin elastik özellikleri geli tikten sonra kompozitin büzülmesini ölçmek için uygundur (Sakaguchi, 1991). Strain gage in metalik tabakası oldukça sert polimid destek üzerine takıldı ı için ancak kompozitin bazı sertlik özelliklerinin geli mesinden sonra bu yöntemle boyutsal de i iklikler ölçülebilir. Ölçümlerden kompozitin klinik olarak daha az önemli olan ön büzülme oranının eliminasyonu strain gage yönteminin avantajı olarak görülürken dü ük elastiklik modülünde destek kalınlı ı strain ba lı ını

45 35 sınırlandırır. Strain gage ler tipik olarak rijid yüzeylerde kullanılır ve yumu ak olan kompozit kullanımları için dizayn edilmemi tir. Çe itli laboratuarlar aynı kompozitler üzerinde farklı metotların kullanılmasıyla yapılan ölçümlerin de i ik sonuçlar verdi ini rapor etmi lerdir (Çizelge 4.1 ) (Cornelis ve Albert, 2005; De Gee vd., 2006).

46 Büzülme Sonucu Olu an Restorasyon Ba arısızlıkları Kenar Sızıntısı Polimerizasyon sonrası kompozit dolgularda görülen büzülme sonucu kavite duvarlarıyla dolgu arasında meydana gelen kenar sızıntısı; restoratif materyal ile kavite duvarları arasından; bakteri, sıvı, molekül ve iyonların geçi i olarak ifade edilebilir(retief, 1994; Swartz vd., 1961; Taylor ve. Lynch, 1992; Eriksson vd., 2004). Polimerizasyon büzülmesi restorasyonun kenar uyumunu olumsuz yönde etkiler. Restoratif materyallerin hemen hepsi boyutsal de i iklik göstermeleri ve kavite duvarlarına iyi adapte olmamaları yüzünden de i ik derecelerde kenar sızıntısı gösterirler. Teorik olarak, sızıntı göstermeyecek ekilde sıkı bir kenar uyumu, restoratif materyalin di dokusuna adezyonuyla gerçekle ir. Ancak, a ız ortamında bu tip ba lanma çok zor sa lanır (Dreissens, 1977). Polimerizasyon büzülmesine ba lı olarak gerçekle en kenar sızıntıları sonucu bu bo luklardan penetre olan a ız sıvıları ve di er maddelerin etkisiyle restorasyon sonrası ikincil çürükler, renk de i ikli i, pulpada harabiyet meydana gelir (Pashley, 1990) ve restoratif materyalde kırılmalar görülmektedir. Post operatif duyarlılık Restorasyon sonrası olu an hassasiyete özellikle kompozit reçinenin ısısal genle me katsayısının di dokusundan fazla olması neden olur. Ancak polimerizasyon büzülmesi de post operatif hassasiyete sebep olmaktadır. Polimerizasyon büzülmesine ba lı olarak di lerin bukkal (a ız tarafı) ve lingual (dil tarafı) cupsları birbirine yakla ır ve odontoblast hücrelerinde basınç meydana gelir. Bu basıncın pulpaya iletilmesiyle a rı olu ur. Post operatif duyarlılık, polimerizasyonları ı ık ile ba latılan kompozitler kullanıldı ında daha fazla görülür. kincil Çürükler Kompozit reçinelerde meydana gelen kenar sızıntısının ardından bu bo luklardan içeri giren a ız sıvıları ve di er maddeler nedeniyle restorasyon yapılan di te önce hassasiyet ardından ikincil çürükler meydana gelirse restorasyon ba arız olmu tur demektir.

47 37 3 DENEYSEL ÇALI MA Deneysel çalı mada öncelikle dental kompozit malzemeler ekil 3.5 deki a amalara göre elde edilmi tir. Ardından ekilsel de i imini incelemek amacıyla yüzey taramaları gerçekle tirilmi tir. 3.1 Kullanılan Kimyasallar Reçine matriksi olu turan kimyasallar Hazırlanan kompozitlerin organik matriksi için BisGMA ve viskozite dü ürücü olarak da HEMA kullanılmı tır. Çalı mamızda kullanılan BisGMA ve HEMA maddeleri Sigma Aldrich firması (Chemie GmbH, Riedstr. 2, D Steinheim, Germany) tarafından üretilmi tir. Bu kimyasalların teknik özellikleri Çizelge 3.1 de gösterilmektedir. Çizelge3.1 BisGMA ve HEMA nın teknik verileri BisGMA HEMA Parlama noktası ( C) >110 Yo unluk (g/ml) 1,161 1,073 Refraktif indeks (n20/d) 1,552 1, norganik fazı olu turan maddeler Kompozit malzeme üretimi için kullanılan inorganik dolgu materyalleri hidroksiapatit, alüminyum oksit ve zirkonyum oksittir. HA in teknik özellikleri Çizelge 3.1 de, alümina ve zirkonyanın teknik özellikleri Çizelge 3.2 de gösterilmektedir.

48 38 Çizelge 3.2 Deneylerde kullanılan HA in teknik özellikleri Ürün Adı Ürün Markası Hidroksiapatit Sigma-Aldrich Moleküler Formül 3Ca 3 (PO 4 ) 2 Ca(OH) 2 Moleküler A ırlık Analiz %90 Ca 3 (PO 4 ) 2 Klorit (Cl - ) 500 mg/kg Sülfat (SO 2-4 ) 2000 mg/kg Sodyum (Na) Demir ( Fe) Potasyum (K) Kur un (Pb) Çinko (Zn) 500 mg/kg 400 mg/kg 100 mg/kg 50 mg/kg 50 mg/kg Çizelge 3.3 Deneylerde kullanılan Alümina ve Zirkonyanın teknik özellikleri Zirkonyum (IV) Oksit Alüminyum oksit, Ürün Adı purum, 99% ZrO 2 + HfO 2 puriss., 98% Al 2 O 3 Ürün Markası Sigma-Aldrich Sigma-Aldrich Moleküler Formül ZrO 2 Al 2 O 3 Moleküler A ırlık Analiz 99.1 % Zr02 + HfO2 % 98.3 Al 2 O 3 Demir (Fe) < %0.03 < %0.03 Titanyum (Ti) < %0.2 - Silikat (SiO 2 ) < %0.3 < %0.1 Sülfat (SO 4 ) < %0.2 < %0.05 Klorit (Cl) - < % Fotoba latıcı olarak kullanılan kimyasallar Fotoba latıcı olarak CQ ve dimetil aminoetil metakrilat bile imi kullanılmı tır. Bu kimyasalların üretici firma (Sigma-Aldrich Chemie GmbH, Riedstr. 2, D Steinheim, Germany) tarafından belirtilen teknik özellikleri Çizelge 3.4 de listelenmi tir.

49 39 Çizelge 3.4 CQ ve dimetil aminoetil metakrilat ın teknik verileri Özellikler CQ Dimetil aminoetil metakrilat Erime noktası ( C) Kaynama noktası ( C) Yo unluk (g/ml) Refraktif indeks (n20/d) 1, Kullanılan Cihazlar Karı tırma cihazı Uygulanan tüm karı tırma i lemleri stanbul Üniversitesi, Kimya Mühendisli i Bölümü nde bulunan karı tırma cihazı (PolyDrive Rheomix R600, ThermoHaake Gebrüder Haake GmbH, Almanya) kullanılarak gerçekle tirilmi tir ( ekil 3.1). Cihazın karı tırma birimi üç adet kısımdan olu maktadır. Her bir kısım kartu ısıtıcılar ve sıcaklık algılayıcıları ile donatılmı tır. Karı tırma hücresi içinde yerle tirilmi olan ısıtıcı kartu lar ve yine bu hücrenin sonunda ve önünde bulunan plakalar gerekti inde karı tırma hücresinin yanal ve di er tüm yüzeylerden homojen olarak ısıtılmasını temin ederler. Cihazın karı tırma hücresinin bo hacim de eri 120 cm 3 tür ve 450 C ye kadar ısıtma gerçekle tirilebilmektedir. Kompozit numunelerin hazırlanması sırasındaki karı tırma i lemlerinde kullanılan karı tırıcılar roller rotor tipi bıçaklardır. Malzemenin karı tırma hücresinde temasta bulunaca ı tüm yüzeyler teflon kaplı olup, karı tırma i lemi 30 C de, 70 rpm devirde 6 saat gerçekle tirilmi tir.

50 40 ekil 3.1 Karı tırma i lemlerinin gerçekle tirildi i ThermoHaake PolyDrive cihazı OSP 100A optik non-contact yüzey profillendirme sistemi Kompozit numunelerin 3 boyutlu yüzey profilleri optik non-contact yüzey profillendirme cihazıyla (OSP 100A, Uniscan) gerçekle tirilmi tir. Hassas ve detaylı yüzey profillendirme ve ölçüm sistemi olan OSP 100A lazer sensör yardımıyla hassas ölçüm yapar. Sistem; donanım olarak x-y-z düzlemlerinde tarayıcı, granite yatak, lazer sensör, elektronik kontrolcüler ve yazılımdan olu maktadır. Tarayıcı donanımı: 1- x,y,z düzlemlerini tarayıcı hassas sensörlar adım motor yardımıyla 0,5 mikrometre hassaslı ında i lem yapar 2- lemler x ve y düzlemlerinde mm z düzleminde ise 0-35mm arasındadır. 3- Sistemde kullanılmakta olan LK -031 kodlu lazer sensörlerin ölçüm aralı ı 10mm 30mm dir. Çözünürlük 1 mikrometredir. Dakikada nokta çapı 30 mikrometredir. Windows i letim sistemine sahip yazılım 32 bit MDI kontrollüdür. Kontrol fonksiyonları çok hassas hız ve pozisyonlama için sensörlarla donatılmı tır. ki boyutlu kalibrasyonlu yüzey haritalama ve tek çizgi tarama gibi bütün tarama faaliyetlerini tamamen otomatik olarak yapar. Yazılım sayesinde x, y,z, parametreleri için olu an tüm de i iklikler optik kodlayıcı (encoder) sayesinde anında okunur ve tarama ile paralel olarak de i en görüntü de anında izlenebilir. Makro analiz yazılımı sayesinde veri dosyalarının otomatik sinyal i lemesini

51 41 yapar. Tarama hızı 1mm/sn ile 25mm/sn arasında de i ir. Hassas son veri algılamalı yüzey haritalama analizi herhangi bir noktadaki yüksekli i anında gösterir ve uzamsal yer de i tirmeyi anında ölçer. Boyutsal ölçüm ise noktadan noktaya, açı ve e rilik yarıçapı gibi ölçümleri içerir. ekil 3.2 OSP 100 A Optik Non-Contact Yüzey Profillendirme Sistemi A) LK -031 kodlu lazer ünitesi; B)Lazer verilerinin bilgisayara aktarıldı ı ünite C) Lazer kontrolünün yapıldı ı OSP 100A yazılım yüklü bilgisayar Cihazın ölçüm yöntemi a a ıdaki gibidir: ekil 3.4 de gösterildi i gibi taraması yapılacak numune lazer oda ı altına yerle tirilir. Lazer kırmızı ı ı ı numunelerin kenarına gelecek ekilde ayarlanır. Numunenin taraması yapılacak yüzey alanına ba lı olarak x-y koordinatları cihazın yazılımı yüklü olan bilgisayar aracılı ıyla tarama özelliklerinden girilir. Numunenin yanına odaklanmı olan lazer xyz kontrol panelindeki z yüksekli i de erine bakılarak sıfıra yakın olacak ekilde ayarlandıktan sonra bu de er referans sıfır noktası olarak belirlenir. Cihaz tarama i lemine ba ladıktan sonra numune yüzeyinde meydana gelen yükseklik farkları referans noktasına ba lı olarak anında algılanarak bilgisayar ekranında gösterilir.

52 42 ekil 3.3 OSP 100 A Optik Non-Contact Yüzey Profillendirme Sisteminin Genel Mekanizması y 1 y 2 y n y 1,y 2 y n : X ekseni boyunca y basamakları H Referans sıfır noktası A B H: referans noktasına göre lazerin algıladı ı yükseklik farkı ekil 3.4 OSP 100A cihazı ile yapılan lazer taramalarında kullanılan deneysel test düzene i: A) Lazer taraması öncesi referans sıfır noktasının ayarlanması; B) x boyunca do rusal olarak taramanın çizgi üzerinde gerçekle tirilerek aynı i lemin y basamaklarında numune boyunca tekrarlanması

53 Yöntem Dental kompozit üretiminde izledi imiz yol a a ıda ekilsel olarak verilmi tir. BisGMA HEMA Karı tırma 1 saat Kamforokinon DMAM Karanlıkta 24 saat bekletme Karı tırma Karanlıkta 12 saat Hidroksiapatit Alümina Zirkonya Karı tırma ThermoHaake Polydrive Rheomix R C 70 rpm 6 saat Kalıba yerle tirme 3 boyutlu yüzey taraması OSP 100A Yüzey Profillendirme Cihazı ekil 3.5 Dental kompozit üretimi için kullanılan deney basamakları

54 Deneylerin yapılı ı norganik madde oranları % 60, %65 ve %70 olarak belirlenen 3 grup kompozit altında ayrıca her bir grup içinde farklı inorganik malzeme kullanılmasıyla 4 farklı kompozit numune elde edilmi tir. Toplamda 12 farklı kompozit numune üzerine çalı ılmı tır. Hazırlanan kompozit numuneler ayrıntılı olarak a a ıdaki çizelge 3.5 de verilmi tir. Kompozit numuneler a a ıdaki tabloda belitilen ekilde hazırlanmı tır. Çizelge 3.5 Üretilen dental kompozit gruplarının organik/inorganik faz oranları Kompozitin norganik madde oranları Numune no Kullanılan inorganik madde adları Organik matriks Kullanılan monomerler ve organik matriks içindeki oranları Numune 1 % 100 HA % 60 Numune 2 Numune 3 % 25 Alümina % 75 HA % 25 Zirkonya % 75 HA % 40 % 50 BisGMA % 50 HEMA Numune 4 % 12,5 Alümina % 12,5 Zirkonya % 75 HA Numune 5 % 100 HA Numune 6 % 25 Alümina % 75 HA % 65 Numune 7 % 25 Zirkonya % 75 HA % 35 % 50 BisGMA % 50 HEMA Numune 8 % 12,5 Alümina % 12,5 Zirkonya % 75 HA Numune 9 % 100 HA % 70 Numune 10 Numune 11 % 25 Alümina %75 HA % 25 Zirkonya % 75 HA % 30 % 50 BisGMA % 50 HEMA Numune 12 % 12,5 Alümina % 12,5 Zirkonya % 75 HA

55 Organik matriksin hazırlanması Organik matriks için BisGMA ve HEMA monomerleri olu turulan her bir kompozit oranı için ayrı ayrı hesaplanmı tır. A ırlıkça e it 1:1 oranlarında BisGMA ve HEMA kullanılmı tır. Monomerlerin tartımları alındıktan sonra birbiriyle etkile imin ve homojenitenin sa lanması amacıyla 1 saat karı tırıldıktan sonra 24 saat karanlıkta bekletilmi tir. 24 saat bekletilen organik faza polimerizasyon fotoba latıcısı kamforokinon (CQ) ve hızlandırıcısı Dimetil aminometakrilat (DMAM) maddeleri eklenmi tir. Bu maddelerin eklenme miktarı monomer matriksin toplam miktarına ba lı bir oranın belirlenmesiyle yapılmı tır. CQ ve DMAM için ayrı ayrı monomer fazının a ırlıkça % 0,05 oranında miktarlar belirlenmi tir. Eklenen fotoba latıcı ve hızlandırıcı maddelerin eklenmesinden sonra karı ım karanlıkta 12 saat daha karı tırılmı tır norganik matriksin hazırlanması norganik dolgu malzemelerin Çizelge 3.5 de verilmi olan oranlarda tartımları alınmı tır. norganik dolgu fazı tartımları alındıktan sonra 12 saat karı tırılmı olan organik matrikse eklenmi tir. Belli bir süre karı tırılmasından sonra Termo Haake Karı tırma cihazına alınarak karı ıma 30 o C de 6 saat daha devam edilmi tir. Cihazda karı tırılan her bir kompozit numune saklama kaplarına alınmı tır Yüzey taramalarının gerçekle tirilmesi Yüzey taramalarının gerçekle tirilmesi için kompozitler standart bir kalıba koyulmu tur. Numune kalıbı 5x5 mm boyutlarında ve 2 mm kalınlı ındadır. Kalıplanan numuneler OSP cihazının tarama lazerinin altına sabitlenmi tir. Polimerizasyon öncesi ve sonrası olmak üzere her bir numune lazer aracılıyla yüzey taramasına tabi tutulmu tur. Bunun için önce kompozit numuneler ı ıkla polimerizasyon öncesi biri kontrol amaçlı olmak üzere 2 kere taranmı tır. Ayrıca her bir kompozit örne inin yüzey taramaları standart sapmanın hesaplanabilmesi için ortalama 4-5 defa gerçekle tirilmi tir. Cihazın lazer kısmında sabit olarak tutulan numune LED (Ligth Emitting Diotes) ı ınlama cihazıyla 20 sn. ı ına tabi tutulmu tur. Aynı noktada yapılan ı ınlama i leminden sonra polimerize olmaya ba layan kompozit numuneler için ilk 5 ve 30 dakika sonunda meydana gelen büzülmenin saptanabilmesi için yüzey taramaları

56 46 gerçekle tirilmi tir. Burada tarama i lemi ortalama dakika arası sürdü ü için 5. ve 30. dakika olarak tarama sonuçları isimlendirilmi tir Tarama sonuçlarının Microsoft Office Excel dosyası olarak alınması ve kompozitlerin hacim hesaplanması OSP 100A cihazıyla gerçekle tirilen 3 boyutlu yüzey taramaları sonucu cihazın kendine ait olan programı aracılı ıyla yüzey taramalarının Excel verileri alınmı tır. Bu veriler MATLAB e uygun bir program kodunun yazılması ve uygulanmasıyla kompozit numunelerin hacimleri hesaplanmı tır. Polimerizasyon öncesi ve sonrası olarak hesaplanan hacimsel de erlerin oranı bize kompozit numunelerin polimerizasyon büzülme de erlerini vermektedir (Denklem 4.1). Vo % Polimeriza syonbüzülmesi 1 (4.1) Vs V o : Kompozit numunenin polimerizasyon öncesi hacmi V s : Kompozit numunenin polimerizasyon sonrası hacmi Numunelerin SEM foto raflarının alınması stanbul Teknik Üniversitesi Metalürji ve Malzeme Mühendisli i bünyesinde bulunan SEM (Scanning Electron Microscope, Jeol JSM 5410) cihazıyla dental kompozit numunelerin SEM foto rafları alınmı tır. SEM foto rafları için kompozit numunelerin yüzeyi platinle kaplanmı tır. 4 farklı büyütme oranlarında ( x) foto raflar alınmı tır ( ekil ).

57 47 4 SONUÇLAR ve TARTI MA 4.1 Yüzey Profillendirme Cihazıyla Kompozitlerin (Ticari) Polimerizasyon Büzülmesinin Saptanması Bu çalı mada önce laboratuarımızda bulunan yüzey profillendirme cihazı ile ticari kompozitlerin polimerizasyon büzülmesi saptanmı tır. Daha önce farklı yöntemlerle elde edilmi ticari kompozitlerin polimerizasyon büzülme de erleri (Çizelge 4.1) OSP 100A cihazıyla yapılan ölçümler ile kar ıla tırılmı tır. Sonuçlar ekil 4.1 de yer almaktadır. Çizelge 4.1 Ticari olarak satılan kompozitlerin literatürdeki özellikleri ve büzülme de erleri (Cornelis ve Albert, 2005; De Gee vd., 2006) Kompozit adı Marka Monomer matriksi ve oranı norganik dolgu fazı ve oranı norganik faz oranı Pol. Büzül mesi (%) Kullanılan metod Filtek supreme A35B 3M Espe BisGMA TEGDMA BisEMA Silika nanodolgu, zirkonya nanodolgu 0,6 1,4 m % 73 a. % 65 hac. 2,50 Mercury Dilatometry Aelite reinforced nanofil composite B1E Bisco Etoksillen mi BisGMA BisGMA Cam Dolgu Amorf silika 0,04 5,0 m % 73 a. % 54 hac. 3,24 Accuvol Spectrum TPH Dentsplay BisGMA BisEMA TEGDMA Baryum alüminyum borosilikat < 1.5 m silikon dioksit 0.04 m % 77 a. % 57 hac. 2,8 Mercury Dilatometry Clearfil APX Kuraray BisGMA, TEGDMA Silanlı baryum cam, silika dolgu ve kolloidal silika 0,04 m % 85 a. % 60 hac. 2,1 -

58 48 Polimerizasyon Büzülmesi (% hac.) 3,5 3 2,5 2 1,5 1 0,5 0 Filtek supreme A35B Aelite Reinforced nanofil Non-contact surface profiling Literature Clearfil APX Spectrum TPH ekil 4.1 Ticari kompozitlerin OSP 100A cihazı ve di er yöntemlerle saptanan polimerizasyon büzülme de erlerinin kar ıla tırılması OSP 100A cihazıyla her bir numune için yapılan 5 ölçümün de erleri ekil 4.1 de di er yöntemlerle kıyaslanmı tır. Çizelgedeki sonuçları inceledi imizde de erlerin birbirine çok yakın oldu u görülmektedir. OSP 100A cihazıyla yapılan ölçüm hassas ve tekrarlı sonuçlar vermektedir. Bu nedenle çalı mamızda polimerizasyon büzülme de erlerinin OSP 100A cihazı ile saptanmasına karar verilmi tir.

59 Üretilen Kompozitlerin Yüzey Profilleri ve Polimerizasyon Büzülme De erleri Elde edilen kompozit numunelerinin OSP 100A cihazıyla taranması ardından alınan veriler MATLAB programında hacim hesabı gerçekle tirilerek denklem 4.1 e ba lı olarak bulunan polimerizasyon büzülme de eleri Çizelge 4.2 de verilmi tir. Çizelge 4.2 Elde edilen dental kompozit numunelerinin polimerizasyon büzülme de erleri norganik faz (% a.) norganik Dolgu çeri i 5 dk sonra Polimerizasyon büzülmesi (% hacim) 30 dk sonra Polimerizasyon büzülmesi (% hacim) % 60 % 65 % 70 HA 5,2162 (0,0097) 5,5361 (0,014) Alümina-HA 5,3448 (0,0116) 5,6484 (0,023) Zirkonya-HA 5,7298 (0,0203) 6,0499 (0,025) Alümina-Zirkonya-HA 5,5696 (0,013) 5,8868 (0,026) HA 4,2660 (0,027) 4,6698 (0,037) Alümina-HA 4,4550 (0,016) 4,7604 (0,017) Zirkonya-HA 4,7828 (0,0123) 5,1033 (0,0036) Alümina-Zirkonya-HA 4,6243 (0,016) 4,9466 (0,017) HA 3,2661 (0,03) 3,5600 (0,050) Alümina-HA 3,4884 (0,016) 3,8029 (0,011) Zirkonya-HA 3,9659 (0,022) 4,2345 (0,006) Alümina-Zirkonya-HA 3,6955 (0,026) 4,0617 (0,038) Ayrıca her bir kompozit numunenin polimerizasyon öncesi ve sonrası (5 ve 30 dakika sonrası) OSP 100A cihazı taraması sonucu elde edilen yüzey profilleri ekil de görülmektedir.

60 50 3 Boyutlu Görünüm Dikey olarak x-y boyunca görünüm Polimerizasyondan 30 dk. sonrası Polimerizasyondan 5 dk. sonrası Polimerizasyon öncesi ekil 4.2 Elde edilen %60 HA inorganik dolgu içeren dental kompozitin OSP 100A cihazıyla yapılan tarama sonrası profilleri

61 51 3 Boyutlu Görünüm Dikey olarak x-y boyunca görünüm Polimerizasyondan 30 dk. sonrası Polimerizasyondan 5 dk. sonrası Polimerizasyon öncesi ekil 4.3 Elde edilen %60 Alümina-HA inorganik dolgu içeren dental kompozitin OSP 100A cihazıyla yapılan tarama sonrası profilleri

62 52 3 Boyutlu Görünüm Dikey olarak x-y boyunca görünüm Polimerizasyondan 30 dk. sonrası Polimerizasyondan 5 dk. sonrası Polimerizasyon öncesi ekil 4.4 Elde edilen %60 Zirkonya-HA inorganik dolgu içeren dental kompozitin OSP 100A cihazıyla yapılan tarama sonrası profilleri

63 53 3 Boyutlu Görünüm Dikey olarak x-y boyunca görünüm Polimerizasyondan 30 dk. sonrası Polimerizasyondan 5 dk. sonrası Polimerizasyon öncesi ekil 4.5 Elde edilen %60 Alümina-Zirkonya-HA inorganik dolgu içeren dental kompozitin OSP 100A cihazıyla yapılan tarama sonrası profilleri

64 54 3 Boyutlu Görünüm Dikey olarak x-y boyunca görünüm Polimerizasyondan 30 dk. sonrası Polimerizasyondan 5 dk. sonrası Polimerizasyon öncesi ekil 4.6 Elde edilen %65 HA inorganik dolgu içeren dental kompozitin OSP 100A cihazıyla yapılan tarama sonrası profilleri

65 55 3 Boyutlu Görünüm Dikey olarak x-y boyunca görünüm Polimerizasyondan 30 dk. sonrası Polimerizasyondan 5 dk. sonrası Polimerizasyon öncesi ekil 4.7 Elde edilen %65 Alümina-HA inorganik dolgu içeren dental kompozitin OSP 100A cihazıyla yapılan tarama sonrası profilleri

66 56 3 Boyutlu Görünüm Dikey olarak x-y boyunca görünüm Polimerizasyondan 30 dk. sonrası Polimerizasyondan 5 dk. sonrası Polimerizasyon öncesi ekil 4.8 Elde edilen %65 Zirkonya-HA inorganik dolgu içeren dental kompozitin OSP 100A cihazıyla yapılan tarama sonrası profilleri

67 57 3 Boyutlu Görünüm Dikey olarak x-y boyunca görünüm Polimerizasyondan 30 dk. sonrası Polimerizasyondan 5 dk. sonrası Polimerizasyon öncesi ekil 4.9 Elde edilen %65 Alümina-Zirkonya-HA inorganik dolgu içeren dental kompozitin OSP100A cihazıyla yapılan tarama sonrası profilleri

68 58 3 Boyutlu Görünüm Dikey olarak x-y boyunca görünüm Polimerizasyondan 30 dk. sonrası Polimerizasyondan 5 dk. sonrası Polimerizasyon öncesi ekil 4.10 Elde edilen %70 HA inorganik dolgu içeren dental kompozitin OSP 100Acihazıyla yapılan tarama sonrası profilleri

69 59 3 Boyutlu Görünüm Dikey olarak x-y boyunca görünüm Polimerizasyondan 30 dk. sonrası Polimerizasyondan 5 dk. sonrası Polimerizasyon öncesi ekil 4.11 Elde edilen %70 Alümina-HA inorganik dolgu içeren dental kompozitin OSP 100A cihazıyla yapılan tarama sonrası profilleri

70 60 3 Boyutlu Görünüm Dikey olarak x-y boyunca görünüm Polimerizasyondan 30 dk. sonrası Polimerizasyondan 5 dk. sonrası Polimerizasyon öncesi ekil 4.12 Elde edilen %70 Zirkonya-HA inorganik dolgu içeren dental kompozitin OSP 100A cihazıyla yapılan tarama sonrası profilleri

71 61 3 Boyutlu Görünüm Dikey olarak x-y boyunca görünüm Polimerizasyondan 30 dk. sonrası Polimerizasyondan 5 dk. sonrası Polimerizasyon öncesi ekil 4.13 Elde edilen %70 Alümina-Zirkonya-HA inorganik dolgu içeren dental kompozitin OSP100A cihazıyla yapılan tarama sonrası profilleri

72 62 Tarama sonrası elde edilen ekil e bakıldı ında her bir numunenin farklı yüzey özellikleri oldu u ve kalıba yerle tirme i leminin birebir aynı ekillerde olmadı ı görülmektedir. Bunun nedeni kalıba yerle tirilen malzemelerin kalıp yüzeyindeki sürtünme nedeniyle bulundukları konumda sabit kalmaması ve özellikle dü ük inorganik dolgu fazına sahip olan kompozit örneklerinin orta bölgedeki malzemelerin yumu ak formda olması nedeniyle malzemenin orta bölgelerinde dikey yönde genle mesine neden olmu tur. Bu nedenle genel olarak bütün malzemelerde polimerizasyon öncesi taramalarda orta bölgelerde bombele me gözükmektedir. çinde inorganik dolgu miktarı az olan numunelerin kalıp içine yerle imi zor oldu u ve buna paralel olarak inorganik malzeme miktarı arttıkça malzemenin kalıp içine yerle tirilmesinin daha kolay oldu u görülmü tür. Yine % 60, % 65 % 70 zirkonya-ha ( ekil 4.4, 4.8 ve 4.12 ) ile % 60, % 65 % 70 alümina- HA ( ekil 4.3, 4.7 ve 4.11) kompozitlerinin polimerizasyon büzülme öncesi ve sonrası tarama ekillerine bakıldı ında zirkonyanın tanecik boyutunun alüminadan daha küçük olması nedeniyle kalıba yerle tirme sonrası yüzeyde yaratmı pürüzlülü ün daha az oldu u gözlemlenmi tir. Aynı zamanda bu durum ı ık ile polimerizasyon sonrası da korunmu tur. Alüminanın tanecik boyutunun büyük olması tarama esnasında bazı sapmalara neden olabilmektedir. Alümina-HA li numunelerde tarama sonrası elde edilen 3 boyutlu grafiklerin çok pürüzlü ve keskin pikli çıkmasının nedeni de budur. Zirkonyalı numunelerin yüzeylerinin daha düzgün olması lazerle tarama sonuçlarındaki sapmayı da azaltmı tır. Alümina-zirkonya-HA kompozitlerinde ise bu durum farklılık göstermektedir. Alüminanın tanecik boyutunun büyük, zirkonyanın tanecik boyutunun küçük olması ve hidroksiapatitin tanecik boyutunun da bu ikisinin arasında olması malzeme içindeki taneciklerin birbirine göre durumları sadece alümina-ha kompozitlerine göre yüzeyinde bir homojenite sa lanabilmi tir. Alümina-zirkonya-HA kompozit numunelerin sadece zirkonya-ha içerikli olan numunelerden farklı olarak kalıba yerle tirme i leminin daha kolay bir ekilde yapılmı tır. Kalıba yerle tirme i lemi sonrasında ve polimerizasyon öncesinde tarama grafiklerine bakıldı ında yüzeyde pürüzlenmenin ve keskin piklerin az oldu u gözlenmi tir. Çizelge 4.3 de a ırlıkça %60, %65 ve %70 inorganik malzeme katılarak hazırlanmı numunelerin inorganik dolgu madde yo unluklarına göre verilmi hacim yüzdeleri görülmektedir. Deneylerde kullanılan HA, alümina ve zirkonyanın yo unluk de erleri sırasıyla g/cm 3, 3,97 g/cm 3 ve 6,05 g/cm 3 alınarak hacim yüzdeleri hesaplanmı tır. Bu hacim yüzdelerine göre Çizelge 4.3 de polimerizasyon büzülme de erlerinin kullanılan inorganik dolgu fazı hacim oranlarıyla ba lantılı oldu u anla ılmaktadır. Özellikle di er üç grup kompozit numunelere (HA, Alümina-HA ve Alümina-Zirkonya-HA) kıyasla Zirkonya-

73 63 HA numunelerinde zirkonyanın yo unlu unun yüksek olmasına ba lı olarak kapladı ı hacmin küçük olması nedeniyle büzülme de erlerinin de di erlerine göre daha yüksek oldu u görülmü tür. Ancak %65 ve %70 zirkonya-ha kompozit numunelerinin kalıplanması ve 3 boyutlu taramalarını alınması daha kolay olmu tur. Çizelge 4.3 norganik dolgu içeri inin polimerizasyon büzülmesine etkisi A) %60 B) %65 C) %70 inorganik dolgu kullanılarak elde edilen kompozit numunelerin hacim yüzdeleri ve polimerizasyon büzülme de erleri A norganik dolgu malzemeleri norganik dolgu (% hacim) Pol. Büzülmesi (% hacim) 5 dk 30 dk HA 34,5 5,2162 (0,0097) 5,5361 (0,014) Al-HA 33,5 5,3448 (0,0116) 5,6484 (0,023) Zr-HA 31,5 5,7298 (0,0203) 6,0499 (0,025) Al-Zr-HA 32,5 5,5696 (0,013) 5,8868 (0,026) B norganik dolgu malzemeleri norganik dolgu (% hacim) Pol. Büzülmesi (% hacim) 5 dk 30 dk HA 40 4,2660 (0,027) 4,6698 (0,037) Al-HA 38,5 4,4550 (0,016) 4,7604 (0,017) Zr-HA 36,5 4,7828 (0,0123) 5,1033 (0,0036) Al-Zr-HA 37,5 4,6243 (0,016) 4,9466 (0,017) C norganik dolgu malzemeleri norganik dolgu (% hacim) Pol. Büzülmesi (% hacim) 5 dk 30 dk HA 45 3,2661 (0,03) 3,5600 (0,05) Al-HA 43,75 3,4884 (0,016) 3,8029 (0,011) Zr-HA 42 3,9659 (0,022) 4,2345 (0,006) Al-Zr-HA 43 3,6955 (0,026) 4,0617 (0,038) ekil 4.1 e bakıldı ında ticari olarak kullanılan kompozitlerin belde edilen büzülme de erleri ile elde etti imiz numunelerin polimerizasyon büzülme de erleri kıyaslandı ında anlamlı sonuçların oldu u görülmektedir. Çizelgede yer alan ve inorganik madde içerikleri % 54 ile % 60 arasında de i en inorganik madde oranlarında kompozitlerin polimerizasyon büzülme de erleri % 2,15 3,24 arasında de i mektedir. Elde etti imiz kompozitler içerisinde hacimce en yüksek de ere sahip olan kompozit % 45 HA içeri i olan (a ırlıkça % 60) kompozittir. Bu kompozitin polimerizasyon büzülmesi % 3,26 olarak bulunmu tur. Tabiî ki HA içeri i ticari

74 64 kompozitlerin inorganik içeri inden daha dü ük oldu undan elde edilen büzülme de erinin bu ekilde bulunması do al bir sonuçtur. Ayrıca çizelgede hacim içerikleri birbirine yakın TPH Spectrum ve Aelite nanofil kompoiztlerin polimerizasyon büzülme de erleri birbirinden çok farklıdır. Bunun nedeni farklı inorganik dolgu içeri ine sahip olmalarıdır. Çünkü de i ik inorganik maddelerin farklı yo unlukları ve özellikleri olması sebebiyle büzülme üzerine etkileri de farklı olmu tur. Bu durum üretti imiz kompozit numunelerde de aynı ekilde görülmektedir. Örne in; aynı a ırlık oranı baz alınarak üretilmi kompozit numunelerden HA, Alümina-HA ve Zirkonya-HA kompozitlerini ele aldı ımızda hacim de erleri farklı oldu u için polimerizasyon büzülme de erleri de farklı çıkmı tır. Farklı oranlarda aynı inorganik dolgu malzemelerinin kullanılarak elde edilmi kompozit numunelerinin inorganik dolgu oranının büzülmeyi etkiledi i de alınan sonuçlar arasındadır ( ekil 4.14). Polimerizasyon Büzülmesi (% hac.) % 65% 70% HA Alümina-HA Zirkonya-HA Alümina- Zirkonya-HA ekil 4.14 norganik dolgu madde yüzdesinin polimerizasyon büzülmesine etkisi

75 A pol öncesi 300 pol 5 dk sonras 200 pol 30 dk sonras pol öncesi pol 5 dk sonras 300 B pol 30 dk sonras C pol öncesi pol 5 dk sonras pol 30 dk sonras D pol öncesi pol 5dk sonras pol 30 dk sonras ekil 4.15 OSP 100A cihazıyla taranmı numunelerin çizgisel büzülmelerine örnekler A) %60 HA B)%70 HA C)%60 Alümina-HA D) %70 Alümina-HA kompozitleri ekil 4.15 de kompozit numunenin bir y noktasına kar ılık gelen x ekseni boyunca tarama sonucu elde edilen z yükseklik de erlerine ba lı grafik gösterilmi tir. Bu grafik belirli aralıklarla seçilmi tek bir ordinat (y ekseni) ya da apsis (x ekseni) noktası belirlenerek aynı ekilde çıkarılan üçlü grafikte (polimerizasyon öncesi-polimerizasyon 5 dk ve 30 dk sonrası) benzer sonuçlar elde edilmi tir. Bu grafiklere bakıldı ında kompozitlerin ı ıkla ba latılan polimerizasyon i leminin ardından numunelerin aynı oranda yüksekli inde bir azalma gözlenmi tir. Bu büzülmeye sebep olan reçine matriksinin polimerizasyonla bir araya geldi ini göstermektedir. Ayrıca numunelerin aynı noktada belirlenmi tek bir çizgi üstünden alınmı verilere dayanarak çizilmi olan yukarıdaki grafiklere bakıldı ında aynı noktalarda benzer pikler ve e ilimler oldu u görülür. Bu reçine matriks içinde dolgu malzemelerinin e it bir ekilde da ılması demektir. Genellikle kalıp içindeki malzemenin ı ı a daha yakın oldu unu söyleyebilece imiz orta bölgelerinde yükseklik de i im oranının daha fazla oldu u

76 66 söylenebilir. Elde edilen bu veriler bize dental kompozit malzemelerin ı ı a en yakın bölgeden setle meye ba laması sebebiyle büzülmenin en fazla o bölgede oldu unu göstermi tir. Malzeme ortasında yer alan BisGMA ve HEMA moleküllerinin hareket serbestlik derecesi kenardakilere oranla daha fazladır. Aynı zamanda bu hareket serbestli i malzeme ortasındaki alt tabakalarda bulunan di er monomer molekülleri için de geçerlidir. En üst tabaka haricindeki alt tabakalarda bulunan moleküllerin kom u molekül hareketlerinden etkilenmesi nedeniyle bile ke hareketin üstteki tabaka hareketini engelleyici faktör olu turması söz konusudur. Dolayısıyla kenardaki a a ı do ru hareket (büzülme) malzemenin ortasındaki moleküllerin a a ı do ru hareketinden daha fazladır. Aynı zamanda malzeme kenardaki hareketlerin özellikle kalıp duvarında olu an friksiyon (sürtünme) etkisiyle olu an R bile ke kuvvetlerinin malzeme ortasındaki üst monomer moleküllerinin a a ı do ru hareketini engelleyici etkisi de vardır.

77 SEM Görüntülerinin Analizi Dental kompozit numunelerden %60 ve %65 HA ile %65 ve %70 zirkonya-alümina-ha kompozitlerin SEM görüntüleri alınmı tır. 500, 1000, 5000 ve kez olacak ekilde farklı büyütme oranları kullanılarak alınan SEM görüntüleri ekil da görülmektedir. A B C D ekil 4.16 % 60 HA katkılı dental kompozit numnesinini SEM görüntüleri A) 500x büyütme B) 1000x büyütme C) 5000x büyütme D) 10000x büyütme

78 68 A B C D ekil 4.17 % 65 HA katkılı dental kompozit numnesinini SEM görüntüleri A) 500x büyütme B) 1000x büyütme C) 5000x büyütme D) 10000x büyütme

79 69 A B C D ekil 4.18 % 65 Alümina-Zirkonya-HA katkılı dental kompozit numnesinin SEM görüntüleri A) 500x büyütme B) 1000x büyütme C) 5000x büyütme D) 10000x büyütme

80 70 A B C D ekil 4.19 % 70 Alümina-Zirkonya-HA katkılı dental kompozit numnesinin SEM görüntüleri A) 500x büyütme B) 1000x büyütme C) 5000x büyütme D) 10000x büyütme