ortodontide seramik ve kompozit yüzeylere bağlanma

T.C.
ÇUKUROVA ÜNĐVERSĐTESĐ
SAĞLIK BĐLĐMLERĐ ENSTĐTÜSÜ
ORTODONTĐ ANABĐLĐM DALI
ORTODONTĐDE SERAMĐK VE KOMPOZĐT YÜZEYLERE
BAĞLANMA:
FARKLI MATERYAL VE YÜZEY DEĞĐŞĐKLĐĞĐ UYGULAMALARININ
METAL VE PORSELEN BRAKETLERĐN BASMA DAYANIKLILIĞI
ÜZERĐNDEKĐ ETKĐLERĐ
Dt. Sevinç KARAN
DOKTORA TEZĐ
DANIŞMANI
Doç. Dr. M. Serdar TOROĞLU
ADANA - 2007
T.C.
ÇUKUROVA ÜNĐVERSĐTESĐ
SAĞLIK BĐLĐMLERĐ ENSTĐTÜSÜ
ORTODONTĐ ANABĐLĐM DALI
ORTODONTĐDE SERAMĐK VE KOMPOZĐT YÜZEYLERE
BAĞLANMA:
FARKLI MATERYAL VE YÜZEY DEĞĐŞĐKLĐĞĐ UYGULAMALARININ
METAL VE PORSELEN BRAKETLERĐN BASMA DAYANIKLILIĞI
ÜZERĐNDEKĐ ETKĐLERĐ
Dt. Sevinç KARAN
DOKTORA TEZĐ
DANIŞMANI
Doç. Dr. M. Serdar TOROĞLU
Tez no:……….
ADANA - 2007
TEŞEKKÜR
Çalışmalarımı yürütmemde bana destek olan tez danışmanım Sayın Doç. Dr. M.
Serdar Toroğlu’na, , hem tez çalışmamda hem de doktora eğitimimde sonsuz katkısı
bulunan Sayın Doç. Dr. Tamer Büyükyılmaz’a, Ortodonti Anabilim Dalı başkanı Sayın
Prof. Dr. Đlter Uzel’e, çalışmamda laboratuar yardımı sağlayan Sayın Yard. Doç. Dr.
Mehmet Kürkçü’ye, destekleri için sevgili çalışma arkadaşlarıma ve ortodonti anabilim
dalı personeline,
Bugünlere gelmemde sonsuz emeği geçen sevgili babam Sadık Karan’a, yanımda
olamasa da bir yerlerden beni izlediğine inandığım canım annem Ümmühan Karan’a, en
büyük destekçilerim canım kardeşim Burak Alp ve sevgili ablam Emel Karan’a
TEŞEKKÜR EDERĐM.
ii
ĐÇĐNDEKĐLER
Kabul ve Onay
i
TEŞEKKÜR
ii
ĐÇĐNDEKĐLER DĐZĐNĐ
iii
ŞEKĐLLER DĐZĐNĐ
vi
ÇĐZELGELER DĐZĐNĐ
vii
SĐMGELER VE KISALTMALAR DĐZĐNĐ
viii
ÖZET
ix
ABSTRACT
x
1. GĐRĐŞ
1
2. GENEL BĐLGĐ
7
2.1. Yüzeyin Temizlenmesi ve Nem Kontrolü
8
2.2. Asit Uygulanması
9
2.3. Sealant-Primer Uygulanması
10
2.3.1. Neme Duyarlı Olmayan Primerler
10
2.3.2. Self-Etching Primerler
11
2.4. Yapıştırma
13
2.5. Yapıştırıcı Tipleri
14
2.5.1. Kimyasal Sertleşen (No-mix)Yapıştırıcılar
16
2.5.2. Işıkla Sertleşen Yapıştırıcılar
17
2.5.3. Cam Đyonomer Simanlar(CIS)
19
2.5.4. Asit-modifiye Kompozit Rezin Simanlar
19
2.5.5. Rezin-modifiye Cam Đyonomer Simanlar
20
2.6. Işık Kaynakları
21
2.6.1. Halojen Işık Kaynakları
21
2.6.2. Argon Lazerler
22
2.6.3. Plazma Ark Işık Kaynakları
23
2.6.4. LED Işık Kaynakları
24
2.7. Braket Tipleri
24
2.7.1. Metal braketler
24
iii
2.7.1.1. Üretim özellikleri
25
2.7.1.2. Metal braketlerin yeniden yapıştırılması(rebonding)
25
2.7.2. Seramik braketler
26
2.7.2.1. Üretim Tipi
27
2.7.2.2. Braket taban özelliği ve tutunma mekanizması
27
2.7.2.3. Optik özellikleri
29
2.7.2.4. Seramik braketlerin ortodontik tedaviye etkileri
29
2.7.2.5. Çıkarma (Debonding) teknikleri
30
2.7.2.6. Seramik braketlerin yeniden yapıştırılması
33
2.7.3. Plastik Braketler
34
2.8. Kron ve restorasyonlara ortodontik yapıştırma
35
2.8.1. Amalgam yüzeyine yapıştırma
35
2.8.2. Porselen yüzeye yapıştırma
37
2.8.3. Kompozit yüzeye yapıştırma
41
2.9. Seramik Materyalleri
42
2.9.1. Silika bazlı seramikler
43
2.9.2. Alüminyum oksit seramikler
43
2.9.3. Zirkonyum oksit seramikler
44
3. GEREÇ VE YÖNTEM
45
3.1. Porselen Örneklerin Hazırlanması
45
3.2. Kompozit Örneklerin Hazırlanması:
46
3.3. Kumlama
47
3.4. Asit Uygulama
47
3.5. Silika Kaplama
48
3.6. Silan uygulama
48
3.7. Braketlerin yapıştırılması
49
3.8. Termal Siklus
50
3.9. Koparma (Shear Bond Strength) Testi
50
3.10. Yüzeylerin Đncelenmesi
51
3.11. Tarayıcı Elektron Mikroskobu (TEM) Çalışması
51
3.12. Đstatistiksel Analiz
52
4. BULGULAR
53
iv
4.1. Porselen yüzeyde metal braketler
53
4.1.1. Bağlanma Değerleri
53
4.1.2. Kopma Tipleri
53
4.2. Porselen yüzeyde seramik braketler
57
4.2.1. Bağlanma değerleri
57
4.2.2. Kopma tipleri
57
4.3. Porselen yüzey tarayıcı elektron mikroskobu sonuçları
61
4.4. Kompozit yüzeyde metal braketler
65
4.4.1. Bağlanma değerleri
65
4.4.2. Kopma tipleri
65
4.5. Kompozit yüzeyde seramik braketler
66
4.5.1. Bağlanma değerleri
66
4.5.2. Kopma tipleri
66
4.6. Kompozit yüzey tarayıcı elektron mikroskobu sonuçları
67
5. TARTIŞMA
69
5.1. Bağlanma Değerleri
69
5.2.Termal Siklus
69
5.3. Kompozit Örneklerin Suda Bekletilmesi
70
5.4. Koparma testi
70
5.5. Hidroflorik Asit
71
5.6. Silan
71
5.7. Silika Kaplama
72
5.8. Kopma Tipleri
72
5.9. Koheziv Kırıkları
73
5.10. Braket Kırıkları
74
5.11. Tarayıcı Elektron Mikroskobu Görüntüleri
74
6. SONUÇLAR VE ÖNERĐLER
76
6.1. Sonuçlar
76
6.2. Öneriler
78
7. KAYNAKLAR
78
ÖZGEÇMĐŞ
94
v
ÖZET
Ortodontide Seramik ve Kompozit Yüzeylere Bağlanma:
Farklı Materyal ve Yüzey Değişikliği Uygulamalarının
Metal ve Porselen Braketlerin Basma Dayanıklılığı Üzerindeki Etkileri
Bu çalışmanın amacı ağız içi restorasyonlarda kullanılan farklı üç tip porselen
(feldspatik, lösit ve litya dislikat bazlı porselen) ve kompozit yüzeyler üzerinde çeşitli
yüzey değiştirme yöntemlerinin etkilerini belirlemek, bu yöntemler ile yapıştırılan metal
ve seramik braketlerin bağlanma dirençlerini tespit etmek ve karşılaştırmaktır.
Çalışmamızda toplam 360 porselen(her bir porselen tipi için 120 yüzey), 120
kompozit yüzey hazırlandı. Kompozit örnekler herhangi bir işlem uygulanmadan önce 6
ay suda bekletildi. Kumlama, HF asit ve silika kaplamayı içeren yüzey değiştirme
teknikleri porselen yüzeyler için 5, kompozit yüzeyler için 3 farklı şekilde uygulandı.
Hazırlanan yüzeylere metal ve seramik alt kesici braketleri ışıkla sertleşen yapıştırıcı ile
yapıştırıldı. Daha sonra örnekler 24 saat 37 ºC suda bekletildi ve 5 ile 55 ºC arasında 500
kez termal siklus uygulandı. Universal test cihazı ile basma dayanıklılığı testi uygulandı
ve kopma tipleri ARI sistemi kullanılarak sınıflandı. Yüzey değiştirme işlemi uygulanan
kompozit ve porselen yüzeyler tarayıcı elektron mikroskobunda da incelendi.
Tüm porselen gruplarında en düşük bağlanma değeri sadece kumlama yapılan
örneklerde kaydedildi. Feldspatik ve litya disilikat bazlı seramik için en yüksek
bağlanma değeri silika kaplama ile elde edilirken(metal braketlerde 15.2 ve 13.2 MPa,
seramik braketlerde 17.1 ve 19.1 MPa) lösit bazlı seramikte HF asit en yüksek
değeri(metal braketlerde 14.7 MPa, seramik braketlerde 15.8 MPa) verdi. Kompozit
yüzeylerde ise metal braketler için en yüksek bağlanma değerini silika kaplama
verirken(13.9 MPa) seramik braketlerde HF asit ile en yüksek değer(12.6 MPa) elde
edildi. SEM fotoğraflarına göre her üç yöntem de yüzey pürüzlülüğünü artırırken
ortaya çıkan yüzey özellikleri birbirinden farklı görüldü.
Sonuçta seramik ve kompozit yüzeylere ortodontik ataçmanların
yapıştırılmasında silika kaplama diğer tekniklerin yerini alabilecek potansiyele sahiptir.
Ancak porselen veya kompozitte kırılma riski nedeniyle ataçmanların çıkarılmasında
dikkatli olunmalıdır. Hekim önceden porselen tipini bilmiyorsa silika kaplama veya
kumlama sonrası HF asit kullanarak ortodontik yapıştırma yapabilir.
Anahtar Sözcükler: HF asit, kompozit yüzey, ortodontik yapıştırma, porselen
yüzey, silika kaplama.
ABSTRACT
Orthodontic Bonding to Ceramic and Composite Surfaces:
The Effects of Different Materials and Surface Treatment Techniques on Bond Strength of
Metal and Porcelain Brackets
The objectives of this study were to determine the effects of various surface
conditioning methods on three types of porcelain (feldsphatic, leucite- or lithia disilicatebased) and composite materials, to investigate and compare the shear bond strengths of
metal and ceramic brackets bonded with these techniques,
A total of 360 porcelain (120 surfaces for each of porcelain types) and 120
composite surfaces were fabricated. Before any application the composite samples were
stored in water for 6 months. The conditioning techniques including sandblasting, HF
acid and silica coating were applied to porcelain surfaces in 5, to composite surfaces in 3
different ways. The metal and ceramic brackets were bonded to conditioned surfaces
using light-cured adhesive. All samples were stored in water for 24 hours and
thermocycled 500 times between 5°C and 55°C. The shear bond test was performed with
a universal testing device and the fracture types were classified according to ARI system.
The treated porcelain and composite samples were also examined under a scanning
electron microscope.
In all three porcelain groups, the lowest bond strength values were found in onlysandblasted samples. While the highest bond strenght values were obtained with silica
coating in feldspathic and lithia disilicate-based ceramic groups(for metal brackets 15.2
and 13.2 MPa, for ceramic brackets 17.1 and 19.1 MPa), in leucite-based ceramic groups
HF acid produced the highest bond strength values(for metal brackets 14.7 MPa, for
ceramic brackets 15.8 MPa). For composite surfaces while the silica coating showed the
highest bond strength value in metal bracket groups(13.9 MPa), HF acid produced the
highest bond strength value(12.6 MPa). According to the SEM photograps, all three
methods promoted the irregularities but the surface features were different each other.
As a result silica coating has the potential to replace the other conditioning
technique for orthodontic bonding to porcelain and composite surfaces. However,
debonding must be done carefully because of porcelain or composite fracture risk. If the
clinician did not have previous knowledge of the ceramic type, silica coating or HF acid
after sandblasting can be used for orthodontic bonding to porcelain.
Key Words: HF acid, composite surface, orthodontic bonding, porcelain surface,
silica coating
1. GİRİŞ
Günümüzde ortodonti pratiğinde rutin bir yöntem olan asit kullanılarak kuvvet
aktarıcıların yapıştırılması ilk uygulandığı dönemde teknik olarak çığır açmıştır. İlk defa
1955 yılında Buonocore mine yüzeyine %85lik fosforik asit uygulayarak bağlanma
kuvvetinin artırıldığını göstermiştir1. Akrilik dolgu materyallerinin diş yüzeyine
tutunmasını sağlamak amacıyla araştırılan bu uygulama mine yüzeyinin kimyasal olarak
değiştirilebileceğini ortaya koymuştur. 1965 yılında Newman ortodontik kuvvetlere
dayanabilen epoksi rezin sistemi ile ortodontik ataçmanları direkt olarak diş yüzeyine
yapıştırmaya başlamıştır2. 1968 yılında ise Smith çinko poliakrilat(karboksilat)
simanları tanıtmış ve bu simanla braketlerin yapıştırılabildiğini rapor etmiştir3.
1970lerde farklı materyallerle yapıştırma üzerine çok sayıda makale
yayınlamıştır. Miura ve arkadaşları modifiye edilmiş trialkil boran katalizör içeren farklı
bir akrilik rezin tanımlamışlardır. Söz konusu rezinin özellikle nem varlığında
bağlanmayı artırdığı ve plastik braketlerin yapıştırılmasında başarı sağladığı rapor
edilmiştir4. Aynı dönemde ortodonti dünyasına giren diakrilat rezinler bağlanma
direncini artırmak ve boyutsal sabitliği sağlamak için geliştirilmiştir5.
Böylece 1970lerin başında, farklı direk ve indirek yapıştırma sistemleri
üzerine çok sayıda rapor yayınlanmıştır. Geniş bir hasta grubunda, tüm ortodontik
tedavi süresini içeren direk yapıştırma üzerine yapılmış ilk tedavi sonrası detaylı
değerlendirme ancak 1977de yayınlanmıştır. Bu çalışma sonucunda asit uygulama ile
yapıştırmanın ortodontide kalıcı olduğu anlaşılmıştır6.
Ortodontide yapıştırma ile ilgili her geçen gün yeni materyal ve tekniklerde
ilerlemeler kaydedilmekte, yapıştırıcılar, braketler, aletler ve teknik detaylarda oldukça
hızlı ve sürekli gelişmeler meydana gelmektedir. Ayrıca ortodontik yapıştırma için yeni
sahalar açılmaktadır ki bunlar arasında lingual yapıştırma, indirek yapıştırma, çeşitli
tipte pekiştirici(retainer) ve splintler ile sabit yer tutucular sayılabilir7.
Ortodontik teknoloji ve estetik materyallerde meydana gelen değişikliklerle
birlikte kişisel gelişime verilen önem arttıkça ortodontik tedaviye başvuran erişkinlerin
de sayısı artmaktadır. 2002 yılında yapılan bir çalışmaya göre, Amerika’da her yıl
ortodontik tedaviye başlayan 1,3 milyon bireyden yaklaşık %25’inin 18 yaş üzerinde
olduğu tespit edilmiştir8.
1
Ancak ortodontide ataçmanların yapıştırılması erişkin hastalarda daha
karmaşık olabilir çünkü erişkinlerin çoğunda amalgam ve kompozit restorasyonlar ile
kron-köprü protezleri mevcuttur. Kısa süre öncesine kadar bu tip yüzeylere braketlerin
başarılı bir şekilde yapıştırılması problem teşkil ederken yeni teknik ve materyallerin
gelişmesi ile klinik olarak kabul edilebilir bağlanma direncine ulaşılmıştır. İlk
uygulamalarda söz konusu restorasyonlu dişlerin bantlanarak ortodontik tedaviye dâhil
edilmeleri söz konusu olmuştur9. Ancak bantlama hem zaman alıcı olması hem de ön
dişler bölgesinde estetiği olumsuz etkilemesi gibi dezavantajlara sahiptir. Porselen
yüzeylere direkt yapıştırma yapılması için yapıştırıcı materyalin tutunmasını engelleyen
glazeli porselen yüzeyinde birtakım değişiklikler yapmak gereklidir. Bu amaçla yüzeyin
mekanik olarak pürüzlendirilebilmesi için taş, frez veya zımpara kullanılması gündeme
gelmiştir.
1984
yılında
Newman
ve
arkadaşları
yaptıkları
çalışmada,
yüzeyi
pürüzlendirmeden porselene uygulanan kompozitin ortodontik diş hareketi için gereken
kuvvetlere dayanamayacak kadar düşük bağlanma direnci oluşturduğunu ortaya
koymuşlardır10. Smith ve arkadaşlarının çalışmasında da silan kullanılmaksızın
cilalanmış porselen yüzeyin sadece pürüzlendirilmesinin klinik olarak yetersiz
sayılabilecek bir bağlanma sağladığı saptanmıştır. Ancak yine aynı çalışmada
pürüzlendirme sonrası silan kullanılmasının bağlanma direncini belirgin şekilde artırdığı
da vurgulanmıştır9. Yine Kao ve arkadaşlarının çalışmasında da yapıştırma yapılmadan
önce porselen yüzeylerin yeşil taşlarla pürüzlendirilmesi gerektiğinden bahsedilmiştir11.
Ancak yapılan tüm araştırmalarda yeşil taşlar, elmas frezler veya zımpara diskleri ile
yapılan aşındırmanın porselen glaze tabakasında geri dönüşümsüz hasara neden olduğu,
braketlerin çıkarılması sonrası porselen içerisinde çatlaklar veya kopmalar meydana
gelebileceği de vurgulanmıştır12. Ayrıca laboratuar çalışmalarında frez veya taşlarla
pürüzlendirme ve sonrasında silan uygulanmasının klinik olarak kabul edilebilir
bağlanma direnci oluşturmasına rağmen laboratuar çalışmalarının ağız içinde oluşan
kuvvetleri yansıtmadığı için klinikteki başarısızlık oranının hala yüksek olduğunu
savunan araştırıcılar da vardır9, 12–14.
Porselen yüzeye tutunmayı sağlamak amacıyla mekanik değişiklik yapmak
için kullanılan yöntemlerden biri de alüminyum oksit ile kumlamadır. Ağız içi kumlama
cihazı ile yapılan bu işlemde amaç, ortodontik yapıştırma için yüzey alanını artırmak ve
2
yüzey gerilimini azaltmaktır. Zachrisson ve arkadaşları elmas frezler veya yeşil taşlarla
aşındırılan yüzeylere çıplak gözle bakıldığında pürüzlü göründüğünü ancak elektron
mikroskobunda büyütüldüğünde söz konusu yüzeylerin yeterince pürüzlü olmadığını
belirtmişler ve tutucu görüntünün gerçekte çok az mikro mekanik tutuculuk sağlayan
periyodik çıkıntı ve oluklardan oluştuğunu vurgulamışlardır14. Ayrıca aynı araştırıcılar
yaptıkları başka bir çalışmada 50 µm alüminyum oksitle kumlamanın porselen içinde
mikro çatlaklara yol açan yeşil taşlara tercih edilmesi gerektiğini ortaya koymuşlardır15.
Ancak Gillis ve arkadaşları kumlama ve elmas frezlerle aşındırmanın mikroskobik
olarak benzer görüntüde yüzey erozyonu oluşturduğunu, makroskobik değerlendirmede
frezin daha derin oluklar oluşturarak porselen yüzeyi daha fazla etkilediğini
savunmuşlardır16.
1970lerin
sonunda,
protetik
17
organosilanlar popüler hale gelirken
diş
hekimliğinde
porselen
tamiri
için
silanın ortodontik ataçmanların porselen
yüzeylere direkt olarak yapıştırılması için kullanılması da gündeme gelmiştir18. Burada
birleştirici ajan olarak silan kullanılmasının amacı porselen yüzeyin özelliğini
değiştirerek bağlanma direncini artırmaktır11, 19–22. Silan birleştirici ajan olarak etkisini 2
şekilde gösterir: Silanın hidrolize olabilen grubu inorganik dental porselenle reaksiyona
girerken organofonksiyonel grubu rezinle reaksiyona girer ve bağlanmayı artırır21.
Ayrıca silanın porselen materyalin yüzeyine yayılarak ve kimyasal veya fiziksel yolla
diğer materyallerle etkileşimini artırarak bağlanmayı güçlendirdiği savunulmuştur20.
Silan molekülünün yüzeye
tutunmayan kısmı yapıştırıcı materyalin kolayca
ıslatabileceği serbest bir yüzey oluşturur20. Araştırıcılar silanın rezin ve porselen
arasında kimyasal bir bağ ile köprü oluşturduğunu bulmuşlardır12,19–23.29.30. Ancak silan
uygulanmasının kimyasal bağlanmaya önemli katkısı olmadığını ortaya koyan
çalışmalar da vardır24–26. Ayrıca tüm silan-porselen primer tiplerinin eşit derecede etkili
olmadığı da farklı araştırıcılar tarafından savunulmuştur11,27,28.
Doğal olmayan diş yüzeylerine direkt yapıştırma yapabilmek için mekanik
pürüzlendirmenin yanı sıra kimyasal ajanlarla pürüzlendirme de yapılmaktadır. Bu
amaçla ortodontistler, 1980lerin başında porselen laminate veneerlerin mikro
tutuculuğunu artırmak için kullanılmaya başlanan porselene asit uygulanması tekniğini
araştırmaya başlamışlardır31. En sık kullanılan asit %9.6lık Hidroflorik asit jeldir. HF
asidin porselene uygulanması ile fosforik asidin minede oluşturduğuna benzer bir
3
görüntü oluşmaktadır14,16. HF asit seramik yüzeyde mikro pürüzler oluşturur, yapıştırıcı
rezin de bu pürüzlere mekanik olarak tutunur. Bu yöntemle ortodontik ataçmanların
porselen yüzeye bağlanma direncinin belirgin şekilde artırıldığı savunulmuştur15,16,29–35.
Prensipte, kimyasal ajanlar (asitler) porselendeki cam matrisin seçici olarak
çözünmesini sağlar ve böylece fiziksel değişiklik oluşturarak kompozit rezinin pürüzlü
seramik yüzeye bağlanmasını artırır36,37. Aida ve arkadaşları HF asidin diğer kimyasal
ajanlara göre seramik yüzeyde daha fazla pürüzlendirme oluşturduğunu savunmuştur38.
Ancak bu uygulamanın bazı dezavantajları vardır. HF asit yumuşak dokulara karşı
toksik ve irritan olan oldukça güçlü bir asittir ve kullanımı sırasında çalışma bölgesinde
dikkatli izolasyon, yüksek volümlü tükürük emici ile yıkama ve hemen kurutma
gerektirir14,29–35. Ayrıca tüm seramik tiplerinin kimyasal olarak asitlenebilir özellikte
olmadığı, bu nedenle alternatif teknikler gerektiği ortaya atılmıştır39. Yine Zachrisson
ve Büyükyılmaz yaptıkları bir çalışmada, HF asidin feldspatik porselenler için
bağlanma direncini artırdığını ancak bunun yüksek alümina içerikli porselenler için
geçerli olmadığını belirtmişler ve alüminyum oksit içeriği arttıkça porselenin aside daha
dirençli hale geldiğini savunmuşlardır15. Alümina seramiğin direncini artırmakla birlikte
kimyasal ataklara karşı daha dirençli hale getirir ve bu nedenle asitlenebilirliğini
azaltır40.
HF asidin yumuşak dokulardaki kostik etkisi ve klinik kullanımının tehlikeli
olması alternatif arayışına yol açmıştır. APF(acidulated phosphate florid) bu amaçla
kullanılan bir diğer asittir24,30,41–43. Ancak HF aside göre daha az etkilidir ve porselen
yüzeyde daha az belirgin daha yüzeysel değişiklikler meydana getirir14,15.24.44. Yapılan
bazı çalışmalarda APF ile asitlenerek silan uygulanmış seramik yüzeye kompozit
bağlanma direnci HF asitle karşılaştırılabilir olarak değerlendirilmiştir45,46. Lacy ve
arkadaşları asitleme süresini uzatıldığında %1.23lük APF’in %9.5lik HF asidin yerini
alabileceği sonucuna varmışlardır47. Zachrisson ve Büyükyılmaz da %1,23lük APF jelin
10 dakika uygulanmasının %9,6lık HF asidin 4 dakika uygulanmasına eşdeğer
bağlanma direnci oluşturduğunu, %4lük APF kullanılırsa bu sürenin 2 dakikaya
düşeceğini vurgulamışlardır14.
Çeşitli tekniklerle yeterli bağlanma direnci elde edilmesine rağmen bu
alandaki çalışmalar devam etmiş ve konvansiyonel mekanik tutunma sistemlerine
alternatif olarak kimyasal tutunma sistemi oluşturma çabaları devam etmiştir. Bu
4
konuda ilk uygulamalar restoratif diş hekimliğinde akrilik ve metal arasındaki bağlanma
direncini artırmak üzerine yapılmıştır. Guggenberger 1989 yılında Rocatec System® adı
verilen, kumlama yoluyla yüzeyde bir silika tabakası oluşturma prensibine dayanan yeni
bir sistemi tanıtmıştır48. Laboratuar ortamında kullanılan bu sistemde yüzey 110µm
boyutunda silisik asitle modifiye edilmiş alüminyum oksit toz ile kumlanarak silan
uygulanmış ve elde edilen sonuçlar diğer yöntemlerle kıyaslandığında daha yüksek
bağlanma kuvvetleri elde edilmiştir. Son dönemde ise sistem değiştirilerek ağız içinde
uygulanabilir hale getirilmiştir49,50. Kumlama ve silan uygulanması ile mekanik ve
kimyasal tutuculuğu kombine eden tribokimyasal silika kaplama tekniğinde yüzey
30µmluk silisik asitle modifiye alüminyum oksit ile kumlanır. Kumlama basıncı ile
silika partiküllerinin gömüldüğü yüzey silan uygulandığında kimyasal olarak rezine
daha duyarlı hale gelir. Silika kaplama tekniği kırılmış seramik yüzeylerin ağız içi
tamirinde başarıyla kullanılmaktadır50,51. Bu tekniğin ortodontik yapıştırma amaçlı
kullanılması üzerine yapılan bir araştırmada, silika kaplamanın yeterli bağlanma direnci
sağladığı ancak braketlerin çıkarılması sırasında porselen yüzeyden koheziv kırığı
oluşma riskinin yüksek olduğu ortaya konmuştur52.
Seramik materyali kaybedilmiş, hasar görmüş veya hoş olmayan mine
yüzeyine sahip dişlerin restorasyonunda en estetik sonucu veren materyal olarak
değerlendirilmektedir. 1967 yılında McLean ve Hughes sabit protezlerin yapımı için
feldspatik camın alumina ile güçlendirilmesi sonucu elde edilen seramik çekirdek
materyali geliştirmişlerdir. O dönemde geliştirilen porselenlerin kırılmaya karşı
dirençleri yetersiz olduğu için metal alt yapı ile desteklenmeleri veya içeriklerinin
değiştirilerek daha güçlü hale getirilmeleri gerekmiştir53. 1980lerde cam infiltre edilmiş
yüksek dirençli seramikler geliştirilmiştir. 1990larda ise tam alümina çekirdekler
piyasaya sunulmuştur39.
Günümüzde diş hekimliğinde kullanılan seramikleri temelde 3 grupta
toplamak mümkündür54. Feldspatik porselen ve cam seramik gibi silika bazlı seramikler
mükemmel estetik özellikleri nedeniyle metal destekli veya tam seramik restorasyonlar,
laminate veneerler ve inlay/onlay restorasyonları için materyal seçeneklerinden
olmuştur55. Lösitle güçlendirilmiş feldspatik porselenler belirgin olarak daha yüksek
kırılma direnci sağlayarak uygun teknikle yapıştırılırsa hem ön hem de arka bölgede yer
alan tam seramik restorasyonlarda başarıyla kullanılmaktadır. Yine bu grupta bulunan
5
sinterlenmiş cam seramikle kaplı lityum disilikat cam seramik çekirdekler, az üyeli sabit
protezlerde daha yüksek direnç sağlamak amacıyla kullanılmaktadır56.
Tam seramik restorasyonlarda kırılma direncinin artırılmasına ihtiyaç
duyulması seramiklerin alümina içeriğinin artırılarak alüminyum oksit seramiklerin
geliştirilmesine yol açmıştır. Yüksek dirençli alüminyum oksit seramiklerde alüminyum
oksit, katkı maddesi değildir, porselenin ana matrisini oluşturur. Son grupta yer alan ve
alüminyum oksidin üçte birinin zirkonyum oksitle yer değiştirmesi ile elde edilen
zirkonyum oksit seramikler ise diğer porselen tiplerine göre belirgin olarak daha
güçlüdür. Bu gruptaki seramikler konvansiyonel ve rezinle yapıştırılan sabit bölümlü
protezler, tam kronlar, implant destekleri ve endodontik postların yapımında
kullanılmaktadır55,57.
Belli kurallara uyulursa geleneksel porselene ortodontik kuvvet aktarıcıların
yapıştırılması tahmin edilebilir bir işlemdir ancak farklı porselen tiplerinde farklı
içerikler ve fiziksel özellikler söz konusu olduğu için farklı yapıştırma teknikleri
gerektirebilir.
Ortodonti pratiğinde porselenin yanı sıra kompozit dental restorasyonlara da
direkt yapıştırma sık karşılaşılan bir durumdur. Ancak mevcut literatürde kompozit
yüzeye ortodontik amaçlı bağlanma ile ilgili kapsamlı bir çalışma yoktur.
Buradan yola çıkarak, çalışmamızda kompozit ve porselen yüzeylere farklı
yüzey değiştirme teknikleri uygulayarak yapıştırılan metal ve seramik braketlerin
bağlanma değerlerini belirlemeyi ve söz konusu yüzeylerde yeterli ortodontik
bağlanmayı sağlayacak en güvenli yöntemi tespit etmeyi hedefledik.
6
2. GENEL BİLGİ
Ortodonti pratiğinde kuvvet uygulayabilmek için ilk geliştirilen yöntem
dişlerin çevresine bantlar yerleştirilmesi olmuştur58. 1900lerin başında büyük azı
dişlerine vidalarla sıkıştırılan bantlar kullanılmaya başlanmıştır. Sonrasında ise bireye
özel olarak hazırlanan altından yapılmış bantlar gündeme gelmiştir. Altın zamanla
yerini her dişe özel olarak puntolama yöntemi ile hazırlanan çelik bantlara bırakmıştır.
1960larda ise anatomik olarak tüm dişlere uyabilen hazır paslanmaz çelik bantlar
piyasaya sürülmüştür58.
Güvenilir ve tekrarlanabilir yapıştırma tekniklerinin geliştirilmesi ile dişlere
yapıştırılan bantların yerini mineye yapıştırılan braketler almıştır. Bantlama ile
kıyaslandığında ataçmanların direkt olarak dişe yapıştırılmasının çok sayıda avantajı
vardır. Bantlarda olduğu gibi ara yüzeylere temas yoktur, bu nedenle separasyon
gerektirmez ve hastaya acı vermez. Ayrıca daha az plak birikimi, daha az dişeti iltihabı
ve ara yüzlerde daha az dişeti ataçmanı kaybına yol açar. Braketlerin yapıştırılması ve
çıkarılması bantlardan daha kolaydır, daha estetiktir ve temizlik daha kolay sağlanabilir.
Bu şekilde tedavi sırasında ara yüzeylere ulaşma olanağı sağlandığı için diş boyutu
problemleri mineden aşındırma yapılarak giderilebilir. Bantlama ile mümkün olmayan
kısmen sürmüş veya travma ile kırılmış dişlere tedavinin erken dönemlerinde kuvvet
uygulanması mümkün olabilir. Gevşemiş bantlar altında çürük oluşma riski ortadan
kaldırılır, ara yüz çürükleri tespit edilip tedavi edilebilir ve kompozit restorasyonlar için
ara yüzeylere ulaşılabilir. Braketlerin direkt olarak diş yüzeylerine yapıştırılması ile
tedavi sonunda bant boşluklarını kapatma ihtiyacı ortadan kalkar58,7.
Ancak hala bant kullanılmasını gerektirecek durumlar söz konusudur.
Headgear, hızlı üst çene genişletme veya Herbst apareyi gibi aygıtların ağır kuvvetlere
ya da çiğneme kaslarının etkilerine dayanabilmesi için bantlar aracılığı ile uygulanması
tercih edilmektedir59. Bunun dışında kısa klinik kron boyuna veya yapıştırıcı rezinlerin
uygulanamayacağı yüzeye sahip ya da hem labial hem de lingual yüzeyden kuvvet
uygulanması planlanan dişlerin de bantlanması daha uygun olur58.
İstisnalar olmasına rağmen çağdaş ortodontide ön dişler ve küçük azılar için
hemen daima braketleme, özellikle hem bukkal hem de lingualden kuvvet uygulanması
düşünülen büyük azı dişleri için ise bantlama kuralı geçerlidir. Ortodontide bonding;
7
ortodontik kuvvet aktarıcı elemanların ara rezinler kullanılarak mine yüzeylerine
yapıştırılmasını ifade eden genel bir terimdir. Yapıştırma işleminde hem fiziksel hem de
kimyasal kuvvetler rol oynar ancak; genel prensip işlem görmüş mine yüzeyi ile düşük
yoğunluğa
sahip
polimer
yapıştırma
ajanının
mekanik
kilitlenmesine
60,61
dayanmaktadır
.
Ortodontik ataçmanların mine yüzeyine yapıştırılması yerleştirme yöntemine
göre direkt veya indirekt teknik olarak sınıflanabilir. Hangi teknik kullanılırsa
kullanılsın ortodontik yapıştırmanın temel mekanizması aynıdır; yüzeyin temizlenmesi,
hazırlanması(asit ve primer uygulanması) ve braketin yüzeye yapıştırılması.
2.1. Yüzeyin Temizlenmesi ve Nem Kontrolü
Asit uygulamadan önce dişlerin temizlenmesi normalde tüm dişleri kaplayan
plak ve organik artıkları uzaklaştırmak ve maksimum bağlanma direnci sağlamak için
gereklidir62. Bu işlem pelikılı uzaklaştırır, minede doğal olarak bulunan düzensizlikleri
belirginleştirir ve asit için mine yüzeyinin ıslanabilirliğini artırır63. Minenin temizliğinin
polisaj lastiği veya fırça yardımı ve pomza aracılığı ile yavaş dönen turlu el aletiyle
yapılması önerilmektedir. Pomza uygulaması hafif kuvvetlerle yapılmalı, dişetinin
kanamasına neden olmaktan kaçınılmalıdır. Bu işlem tükürük emici yerleştirilmeden ve
nem kontrolü sağlanmadan önce yapılmalıdır, böylece hastanın işlemden sonra ağzını
çalkalamasına izin verilebilir.
Mine yüzeyin hazırlanması için kullanılan yöntem, mine prizmaları arasındaki
daha yumuşak mineyi bir miktar kaldırarak prizmalar arasındaki porları açmaktır,
böylece yapıştırıcı rezin mine yüzeyine daha rahat tutunabilir58. Başarılı ortodontik
yapıştırma için mine yüzeyi hazırlanırken uygun şekilde izolasyon ve nem kontrolü
gereklidir. Yüzeylerin nem ve tükürük temasından korunması amacıyla kullanılan çok
sayıda aygıt mevcuttur; yanak ve dudak retraktörleri, dili uzaklaştırarak kapanışı açan
tükürük emiciler, pamuk rulolar ve tükürük salgısını azaltan ajanlar gibi. Kullanılan
yardımcı aygıtlar sürekli gelişmekte ve yenilenmektedir; hekim hangi yöntemin en iyisi
olduğuna kullanarak kendisi karar vermelidir. Tükürük akışını azaltan tablet veya
enjekte edilebilen solüsyon şeklinde farklı preparatlar( atropin sülfat, methantelin
bromid, propantelin bromid gibi) mevcuttur. Ortodonti hastalarının çoğunda bu tarz
8
ajanların
kullanılmasına
gerek
yoktur,
ancak
ihtiyaç
olduğunda
yapıştırma
yapılmasından 15 dakika önce methantelin tablet alınması yeterli sonucu verir7.
2.2. Asit Uygulanması
Nem kontrolü sonrası, asit uygulanmasına geçilir. Asitlenecek diş veya dişler
hava spreyi ile kurutulur ve genellikle %35-50’lik tamponlanmamış fosforik asit mine
yüzeyine
sürülür64.
Rutin
asitleme
3–10
µm
kalınlığında
yüzeysel
mineyi
uzaklaştırır65,66. Laboratuar çalışmaları minedeki değişikliklerin büyük ölçüde geri
dönüşümlü olduğunu ve sağlıklı mineye uygulanan asidin zarar verici etkisi olmadığını
göstermiştir67,68. Uygulanan asit jel veya likit şeklinde olabilir; ancak şırınga içerisinde
kullanılan jel formu daha çok tercih edilmektedir. Yüzey pürüzlendirmesi açısından jel
veya solüsyon arasında fark yoktur69. Asit jel formunda olursa istenen bölgeye
uygulanması kontrol edilebilir, ancak likit formundaki asit yapıştırma yapılacak alanın
dışına da yayılma eğilimi gösterir70. Çalışmalar 15–30 saniyelik asitleme süresinin çoğu
durumda yeterli olduğunu ortaya koymuştur69–71. Sürenin yaşla birlikte artırılması
önerilmiştir69–72. Ancak minenin çözünürlüğü açısından hastalar arasında ve dişler
arasında belirgin bireysel farklılıklar olduğu da unutulmamalıdır. Süt dişleri söz konusu
olduğunda aprizmatik mineyi uzaklaştırmak için öncelikle 50-µm alüminyum oksit ile 3
saniye kumlama yapılması, sonrasında asit uygulanması önerilmiştir7. Flor uygulanmış
dişlere bonding yapılırken asitleme süresini uzatmanın gereksiz olduğu yapılan
çalışmalarla ortaya konmuştur69–71. Asit uygulanırken dikkat edilmesi gereken bir diğer
konu demineralizasyon veya beyaz nokta lezyonu içeren dişlerdir. Bu tip dişlerde o
bölgeyi asitlemeden kaçınmak mümkün olmuyorsa asit uygulama süresi kısa tutulabilir.
Ayrıca yapıştırma sırasında çok dikkat edilmeli ve sealant ya da primer sürülerek o
bölgenin mutlaka yapıştırıcı ile örtüldüğünden emin olunmalıdır.
Asitleme sonrasında düşük basınçlı su spreyi ile yüksek güçteki tükürük emici
eşliğinde asit diş yüzeylerinden uzaklaştırılır. Mine yüzeyi temizlendikten sonra nem ve
yağ kaçağı olmayan hava spreyi ile asitlenmiş yüzey tamamen kurutulmalıdır.
Kurutulmuş mine yüzeyi mat-opak beyaz görünmelidir. Ancak bu görüntünün elde
edilemediği dişlerde tekrar asitleme yapılmamalıdır, çünkü servikal minenin yapısı
farklı olduğu için asitleme yeterli olsa da diğer bölgelerden farklı görünecektir7. Tüm
9
ataçmanlar yapıştırılana kadar söz konusu yüzeye remineralizasyona neden olan tükürük
teması mutlaka önlenmelidir, aksi takdirde tekrar asitleme gerekecektir7.
2.3. Sealant-Primer Uygulanması:
Tüm dişler tamamen kurutulduktan ve mat beyaz görüntü elde edildikten sonra
söz konusu yüzeye ince bir kat primer sürülmeli ve yüzeylerin hepsi kaplandıktan
hemen sonra braketlerin yapıştırılmasına geçilmelidir. Ortodontik yapıştırma sırasında
sealant veya primer kullanım amaçları şu şekilde sıralanabilir:
Mineyi
asit
uygulanması
sonucu
oluşabilecek
demineralizasyondan
korumak73,74, bağlanma direncini artırmak75, asitlenmiş minenin tutuculuğunu
artırmak76, kenar sızıntısını azaltmak77.
Ancak bu tip ara rezin kullanılmasının esas fonksiyonunu belirlemek için
yapılan araştırmalardan elde edilen bulgular çelişkilidir. Yapılan bazı çalışmalarda;
sealantların bağlanma direncini azalttığını78, marjinal sızıntıyı artırdığını79 ve düşük
abrazyon nedeniyle beyaz nokta lezyonlarına neden olduğu80,81 rapor edilmiştir. Bazı
araştırıcılar yeterli bağlanma direnci sağlamak ve sızıntıya karşı engel oluşturmak için
ara rezinin gerekliliğini savunurken, bazı araştırıcılar ise ara rezinin gerekmediğini
düşünmektedir82,83. Kimyasal olarak polimerize olan sealant kullanıldığında diş
yüzeyindeki ince film tabakası polimerizasyon sırasında oksijen inhibisyonuna neden
olabilir.
Aseton içeren ve
ışıkla
polimerize
olan sealantlar kullanıldığında
polimerizasyon problemi ile daha az karşılaşılmaktadır.
Sonuçta sealant kullanılmasının nedenleri şu şekilde sıralanabilir: Sealantla
kaplandıktan sonra nem kontrolü ihtiyacı kritik olmaktan çıkar. Ayrıca sealant
yapıştırıcı rezinin ulaşamadığı mine yüzeyini da kaplayarak korunmasını sağlar. Braket
tabanı etrafında mineyi çürüğe karşı koruyabilmek için flor içerikli sealantlar
geliştirilmiştir, ancak bu konuda daha fazla klinik çalışmaya ihtiyaç vardır7.
2.3.1. Neme Duyarlı Olmayan Primerler:
Nem teması sonucu oluşan bağlanma problemlerini en aza indirmek için ıslak
ortamda da bağlanabilen hidrofilik primerler geliştirilmiştir. Bu tip primerler beşinci
kuşak bonding sistemlerine dâhildir ve etanol veya aseton gibi çözücüler içerir. Bu
çözücüler asitlenmiş minedeki boşluklarda yer alan su ile yer değiştirir ve böylece
10
rezinin yüzeye ulaşarak bağ oluşturmasını sağlar. Hidrofilik primerlerin laboratuar
çalışmalarında nem varlığındaki başarıları umut verici bulunmuştur, ancak yine de en
uygun koşullarda geleneksel hidrofobik primerler kadar güvenilir olmadıkları
belirtilmiştir84–87. Neme duyarlı olmayan primerlerle ilgili yapılan tek klinik çalışmada
geleneksel primerlere kıyaslandığında bağlanma problemlerinin hidrofilik primerlerde
iki kat daha fazla olduğu gözlenmiş ve klinik olarak kullanımı önerilmemiştir88. Bu
çelişkili sonuçları nedeniyle, hidrofilik primerlerin sadece nem kontrolünün çok zor
olduğu durumlarda kullanılması uygun olabilir. Örneğin ikinci büyük azı dişlerine
ataçman yapıştırılması, kan teması riski olan tam sürmemiş dişler veya gömülü kanin
dişlerine ortodontik ataçman yapıştırılması gibi. En iyi sonucu elde etmek için hidrofilik
primerin kendi yapıştırıcı rezini ile kullanılması gerekmektedir.
Neme duyarsız primerler hafif nem varlığında polimerize olabilir ancak sürekli
tükürük temasını tolore edemezler7.
2.3.2. Self-Etching Primerler:
Ortodontik yapıştırmada yeni bir kavram da asit ve primer ajanı tek bir asidik
primer solüsyonda birleştiren altıncı kuşak bonding ajanlardır. Self etching
primerlerin(SEP) avantajları arasında iki aşamayı bire indirerek uygulama zamanını
azaltması, hekime ve hastaya zaman kazandırması, minedeki hasarı azaltması, çapraz
kontaminasyonu engellemesi ve materyal israfını azaltması sayılabilir89. Hidrofilik
özellikte oldukları için minimum nem varlığında da etkili olmalarını beklemek
mantıklıdır90. Oldukça yeni olan bu sistem ilk olarak dentin üzerinde kullanılmıştır91,92.
Primerin asidik kısmı dentini demineralize eder ve kollogen liflerle hidroksi apatit
kristallerini çevreler92. Eş zamanlı asit ve primer etkisi monomerin dentin içine
penetrasyonunu da sağlar. Bu sistem daha sonra mine üzerinde kullanılmaya
başlanmıştır. Self etching primerlerin pH seviyesi fosforik asitle karşılaştırıldığında
oldukça yüksek olduğu için asitleme özelliği daha azdır ve bu nedenle mineye daha az
iatrojenik zarar verdiği savunulmuştur93,94. Genel olarak SEPler hidroksiapatitin kısmi
olarak çözünmesini ve aynı zamanda monomerlerin diffüze olabilmesini sağlayan sulu
alkol yapı içinde asidik fonksiyonel monomerler içermektedir. Bu şekilde minerallerle
çevrelenmiş rezinin infiltre olduğu bir bölge ortaya çıkar95,96. Minenin ayrıca
asitlenmesi ve sonrasında su ile yıkanıp hava ile kurutulmasına gerek kalmamasını
11
sağlayan tek aşamalı asit-primer yapıştırma sistemlerinin aktif maddesi minedeki
hidroksil apatitten kalsiyumu uzaklaştıran metakrile fosforik asit esteridir. Mineden
ayrılan kalsiyum yıkanıp uzaklaştırılmaz, primerin polimerize olması ile birlikte
karmaşık bir ağ içine katılır. Asit ve monomerin mine yüzeyine penetrasyonu aynı anda
olur ve asit-primer penetrasyonunun derinliği benzerdir.
Asitleme işleminin durmasında 3 mekanizma rol oynar. İlki; monomere
tutunan asit grubu hidoksiapatitteki kalsiyumla bir kompleks oluşturarak nötralize edilir.
İkinci olarak, hava ile temas ettiği sürece solvent primerden uzaklaşır, bu yoğunluğu
azaltarak asit grubunun mineye geçişini yavaşlatır. Son olarak da primere ışık
uygulanırken ve primerdeki monomerler polimerize olurken asit grubunun geçişi
durdurulur7.
SEP uygulanmış
incelendiğinde
asitlenmiş
mine
mine
yüzeyi
yüzeyinden
tarayıcı
oldukça
elektron mikroskobunda
farklı
yüzey
özellikleri
gözlenmiştir. Genelde bilinen belirgin bal peteği görüntüsü yerine düzensiz fakat düz,
3–4 µm kalınlığında belirgin mine prizması veya çekirdek materyalinin izlenmediği bir
hibrid tabaka gözlenmiştir. SEP kullanıldığında minimal asit etkisinin olması,
bağlanmanın büyük kısmının geleneksel fosforik asit kullanıldığında gözlenen mekanik
bağlanmadan çok minedeki kalsiyumla kimyasal bağlanma ile olabileceğini
göstermektedir7.
Ortodontik amaçlarla kullanılan yeni self etching primerler henüz kapsamlı
olarak değerlendirilmemiştir. Piyasada mevcut SEPlerden biri Transbond plus™ tır.
Yapılan çok sayıdaki laboratuar çalışması bu sistemin ideal şartlarda geleneksel asit
uygulama ile elde edilen değerlere benzer veya daha yüksek bağlanma değerleri
sağladığını göstermiştir97–102. Ancak daha düşük bağlanma değeri elde edilen çalışmalar
da mevcuttur103,104. Son dönemde asit, primer ve adeziv rezini tek bir üründe birleştiren
bir sistem geliştirilmiştir ancak Bishara ve arkadaşlarının yaptığı laboratuar
çalışmasında bağlanma değerleri SEP karşısında oldukça düşük bulunmuştur105.
Laboratuar çalışmalarında dişlerin seçimi veya deneysel ortamın standardizasyonu ile
ilgili çok sayıda değişken söz konusu olduğu için sonuçların klinik geçerliliğini
değerlendirmek oldukça zordur. Yapılan birkaç klinik çalışma ile SEPlerin klinik
başarısı değerlendirilmiştir106–109. Aljubouri ve arkadaşları 12 aylık bir gözlem süresi
içinde başarısızlık oranını SEPler için %1,6, geleneksel adezivler için %33,1 olarak
gözlemlemişler ve bu farkı önemsiz olarak değerlendirmişlerdir(106). Diğer yandan,
12
Ireland ve arkadaşları 6 aylık klinik süre içinde Transnbond plus™ ile başarısızlık
oranını(%10,99) geleneksel asit+primerden(%4,95) daha yüksek bulmuştur107. Diğer
araştırıcılar tarafından yapılan klinik çalışmalarda bu kadar yüksek başarısızlık oranı
tespit edilmemiştir108,109. Bu bulgular self-etch sistemlerin braket yapıştırılmasında
performansları açısından klinik çalışmalar arasında bir görüş birliği olmadığına dikkat
çekmektedir. Her hekim braketlerin kopma oranı ile yapıştırma ve çıkarma sırasında
harcadığı zamanı kıyaslayarak hangi sistemin kullanacağına kendisi karar vermelidir.
2.4. Yapıştırma:
Günümüzde hekimlerin çoğu braket yapıştırmak için basit ve güvenilir olması
nedeniyle direkt yapıştırma tekniğini tercih etmektedir. Direkt yapıştırma ortodontik
ataçmanların asit uygulanan dişlere kimyasal veya ışıkla sertleşen kompozitle direkt
olarak yapıştırılmasını ifade eder. 2002 yılında Amerika Birleşik Devletleri’nde yapılan
bir ankete göre ortodontistlerin %90ından fazlası rutin olarak direkt tekniği kullanırken
indirekt yapıştırma yapan ortodontistlerin oranı yaklaşık %10 olarak tespit edilmiştir110.
Yukarıda anlatıldığı şekilde; direkt bonding tekniğinde başlangıç aşamaları
olan temizleme, kurutma ve minenin çeşitli ajanlarla muamele edilmesinden sonra
hekim yapıştırma işlemine geçebilir. Ataçmanların yapıştırılması için kullanılan çok
sayıda farklı yapıştırıcı mevcuttur ve her geçen gün yeni materyaller üretilmektedir.
Ancak farklı yapıştırıcı tipleri için temel yapıştırma tekniğinde üretici firma
talimatlarına göre çok küçük değişiklikler gerekmektedir. Kullanılan sistem ne olursa
olsun braketlerin yapıştırılmasında yapılan işlemler şu şekilde sıralanabilir111,112:
Hekim braket tutucu el aleti ile braketi tutarak tabanına yapıştırıcıyı uygular.
Tutunmayı kolaylaştırmak için ataçmanın kaidesinden bir miktar daha fazla yapıştırıcı
uygulanır. Hemen sonrasında braket doğru olduğu düşünülen pozisyonda diş yüzeyine
yerleştirilir. Braketin mesio-distal ve insizo-gingival olarak doğru konumlandırılması ve
dişin uzun eksenine göre uygun şekilde açılandırılması için yerleştirici el aleti kullanılır.
Vertikal olarak doğru konumlandırılabilmesi için farklı ölçüm aletleri ve rehber ölçekler
mevcuttur. Özellikle rotasyonlu dişlerde horizontal yönde konumlandırırken ağız aynası
ile kontrol etmek yardımcı olacaktır. Sonra hekim el aleti ile brakete tek noktadan temas
eder ve diş yüzeyine doğru sıkıca bastırır113. Bu şekilde braket tabanına yapıştırıcının
yayılması sağlanarak braketin kayması engellenir. Ayrıca braketin çıkarılması sırasında
13
temizlenmesi gereken materyal azaltılır ve bağlanma direnci artırılır. Braket doğru yere
yerleştirildikten sonra fazlalıklar el aletiyle temizlenir. Bu aşamada çok ufak bir hareket
bile yapıştırıcının sertleşmesini kesintiye uğrattığı için braketi yerinde tutmak için el
aletiyle hiçbir girişimde bulunmamak gerekir. Yeterli bağlanma direnci elde etmek için
sertleşmenin kesintiye uğratılmaması esastır112.
Bir miktar fazla yapıştırıcı boşluk olma ihtimalini azaltır ve braket tabanının
tamamen örtülmesini garanti eder. Ancak yapıştırıcının fazlalığı fırçalama veya diğer
mekanik kuvvetlerle uzaklaştırılamaz, bu nedenle özellikle dişeti kenarı kısmındaki
fazlalıklar materyal sertleşmeden önce el aleti ile veya sertleştikten sonra frezle
uzaklaştırılmalıdır7. Fazlalıkların temizlenmesinin en önemli nedeni; braket tabanı
çevresinde plak birikimini ve dişetinin tahriş olmasını engellemek veya en aza
indirmektir. Ayrıca fazla yapıştırıcının uzaklaştırılması periodontal hasar ve
dekalsifikasyon oluşma olasılığını azaltır. Bunun dışında daha düzgün ve temiz bir
yüzey elde edilerek ve fazla yapıştırıcının renkleşmesi ile kötü bir görüntü oluşma
ihtimali ortadan kaldırılarak daha estetik bir görüntü sağlanır. Her bir ataçman bu
şekilde yapıştırıldıktan sonra tek tek kontrol edilerek uygun konumda olmadığı
düşünülen braketler pensle çıkarılmalı ve hemen yeniden yapıştırılmalıdır.
2.5. Yapıştırıcı Tipleri:
Ortodontik ataçmanların yapıştırılmasında kullanılan rezinler aktivasyon
tiplerine göre (ışıkla, kimyasal, her iki yolla) veya hazırlanma şekillerine göre (pasta
sistemleri, pasta-likit ya da toz-likit sistemleri) farklı gruplarda sınıflanabilir. Tipi ne
olursa olsun ortodontik yapıştırma ajanları genel olarak kompozit restoratif materyallere
benzer içeriğe sahiptir. Bu içerik esas olarak BIS-GMA (2,2-Bis[4-(2-hidroksi–3metakroloksipropoksi)fenil]propan)
ile
birlikte
fonksiyonel
komonomerlerin
birleşimidir. BIS-GMA rezinler ilk defa 1960lı yıllarda başarılı dental yapıştırıcılar
olarak tanıtılmış ve daha sonra klinik ortodonti pratiğine uygulanmışlardır114.
Yapıştırıcılar dolduruculu veya doldurucusuz olabilir. Rezin matris içerisine inorganik
doldurucu
partküllerinin
eklenmesi
materyalin
özelliklerini
oldukça
artırır.
Doldurucuların temel amaçları; rezini güçlendirerek sertliği ve direnci artırmak ve
aşınmayı azaltmak, polimerizasyon büzülmesini azaltmak, ısıya bağlı genişleme ve
daralmayı en aza indirmek, su emilimini ve boyanmayı azaltmak ve doğal diş
14
görüntüsüne uyacak şekilde renk özelliği açığa çıkarmaktır115. Doldurucu parçacıklar
genellikle quartz veya camın boyutları 0,1 ile 100 Mµ arasında olacak şekilde işlenmesi
ya da öğütülmesi ile elde edilir. Submikron silika parçacıkları yaklaşık 0,04 Mµ
boyutundadır ve mikro doldurucular olarak adlandırılırlar. Mikro dolduruculu rezinler
daha az plak tutacak şekilde daha düzgün bir yüzey sağlar ve aşınmaya daha
yatkındır112,116. Bazı kompozit rezinler de boyutları 3 ile 20 Mµ arasında değişen
oldukça büyük quartz veya silika parçacıkları içermektedir. Bu boyuttaki doldurucular
materyale abrazyon karşı direnç özelliği kazandırır.
BIS-GMA içerikli yapıştırıcı sistemleri sertleşme sırasında, büyük oranda
çapraz bağlar kurarak polimerize olur, yani her bir polimer zinciri sık aralıklarla bir
diğer polimer zincirine kimyasal olarak tutunur. Bu şekilde birleşme çapraz bağların hiç
oluşmadığı veya çok az oluştuğu materyallere göre daha sert ve güçlü bir materyal
oluşmasını sağlar117. Çapraz bağlı polimerlerin oluşturduğu üç boyutlu ağ materyalin
sertliğini ve solventlere karşı direnci artırır. Yapılan çok sayıda araştırmaya göre BISGMA içerikli materyaller en iyi fiziksel özellikleri göstermiş ve metal braketlerin klinik
başarısı açısından en güçlü yapıştırıcı olarak değerlendirilmişlerdir112,113. Tedavi
sonunda paslanmaz çelik braketler kolayca çıkarılabilir ancak yapıştırıcı rezin tabakası
genellikle asitlenmiş mine üzerinde kalır. Bu rezinin temizlenmesi hem zaman alıcıdır
hem de temiz-düz bir yüzey elde etmek için mineye iatrojenik zarar verilebilir118,119.
Bir
diğer
yapıştırıcı
sistemi
metil
metakrilat
bazlı(MMA-based)
monomerlerdir. Braketin ve yapıştırıcı rezinin kolayca çıkmasını sağlamak için üretici
firmalar metil metakrilat içerikli rezinler üretmişlerdir119. Bu sistem kendi kendine
sertleşen protez kaide rezinlerine oldukça benzeyen bir toz/likit ürünüdür. Metil
metakrilat likidi daha önceden polimerize olmuş polimetil metakrilat tanelerine eklenir.
Likit polimerize partikülleri ıslatır ve ağız ısısı ile braketin asitlenmiş mineye
tutunmasını sağlayacak şekilde serbest radikal polimerizasyonuna uğrar. Sertleşen
polimer BIS-GMA sistemindeki gibi çapraz bağlara sahip değildir. Çapraz bağlara sahip
olmaması nedeniyle MMA-bazlı materyallerin fiziksel özellikleri çapraz bağlara sahip
ürünlerden daha düşüktür. Ancak bu özelliği nedeniyle tedavi sonunda braketlerin
çıkarılmasının daha kolay olacağı savunulmuştur120. Asitlenmiş mineye bağlanma
dirençleri BIS-GMA ürünlerinden daha düşük olduğu için, MMA-bazlı materyallerin
temizlenmesi ve diş yüzeyinin düzeltilmesi daha kolaydır119,120.
15
Her iki tip monomer de serbest radikaller tarafından başlatılan polimerizasyon
mekanizması aracılığı ile polimerize olur. Serbest radikaller kimyasal aktivasyonla ya
da dışardan enerji uygulanması yoluyla(ısı, ışık veya mikrodalga) oluşturulabilir.
Ortodontide direkt uygulanan kompozit rezinler kimyasal, ışıkla veya her ikisinin
kombinasyonu ile polimerize olurlar115.
2.5.1. Kimyasal Sertleşen(No-mix) Yapıştırıcılar:
Kimyasal aktive rezinler biri benzoil peroksit başlatıcı ve diğeri üçüncü
dereceden aromatik amin aktivatör içeren iki pasta veya bir pasta bir primerden
oluşmaktadır. İki ürün bir araya getirildiğinde amin benzoil peroksit ile reaksiyona
girerek serbest radikallerin oluşmasını sağlar ve bu şekilde polimerizasyon başlatılır115.
Ortodontide kullanılan kimyasal yapıştırma sisteminde; asitlenmiş diş
yüzeyine ve braket tabanına primer sürülür ve yapıştırıcı pasta hafif basınç altında bu
yüzeye temas ettirildiğinde polimerizasyon gerçekleşir. Bu sistemde pasta+primer
yerine pasta+pasta uygulaması da söz konusu olabilir. Bu şekilde yapıştırıcı
bileşenlerden biri braket tabanına uygulanırken diğeri asitlenip kurutulmuş diş yüzeyine
uygulanmaktadır. Braket uygun konuma getirildikten sonra, hekim yerini değiştirmeden
sıkıca bastırır ve yaklaşık 30–60 saniye içerisinde kompozitin sertleşmesi gerçekleşir.
Ortodontide sıklıkla kullanılan pasta+primer şeklindeki yapıştırma sisteminde
çoğu ticari üründe zorunlu olan karıştırma işlemi ortadan kalkmıştır. Primer ile pastanın
temasa geçmesi ve hafif bir basınç uygulanması ile hızlı bir şekilde polimerizasyon
sağlanır. Kullanımının kolay olması, yeterli çalışma süresine sahip olması ve braket
çevresindeki fazla yapıştırıcının kolayca uzaklaştırılabilmesi gibi olumlu özelliklerinin
yanı sıra yüksek bağlanma direncine de sahip olduğu savunulmuştur121. Ancak bu
konuda
yapılan
karşılaştırılmalı çalışmalar oldukça
sınırlıdır.
Karıştırılmayan
yapıştırıcılarla yapılan klinik çalışmalarda, tedavi süresi boyunca braketlerin çeşitli
değişkenlere göre ağızda kalma oranları değerlendirilmiş ve genel başarısızlık oranı % 8
ve %7,2 olarak gözlenmiştir122,123.
Değerlendirilmesi gereken bir konu da materyallerin toksisitesidir. Yapılan
çalışmalarda direkt yapıştırmada kullanılan yapıştırıcıların toksik reaksiyon gösterdiği
hayvan deneylerinde ve hücre kültür testlerinde gösterilmiştir. Kimyasal olarak
sertleşen ortodontik yapıştırıcılar da bu açıdan değerlendirildiğinde belirgin olarak
16
yüksek toksisite tespit edilmiş, bu sistemdeki özellikle likit aktivatörlerin kullanımına
dikkat edilmesi ve braket kaidesi çevresindeki polimerize olmuş fazla primerin mutlaka
temizlenmesi gerektiği belirtilmiştir124,125. Bunun yanı sıra bu tip yapıştırıcı kullanımı
ile hastalarda, diş hekimi asistanlarında ve hekimlerde alerjik reaksiyonlara rastlandığı
da rapor edilmiştir7. Ancak yakın dönemde yapılan bir çalışmada ışıkla ve kimyasal
olarak sertleşen yapıştırıcılar polimerizasyon derecesi ve sitotoksisite açısından
değerlendirilmiş ve her iki tip yapıştırıcıda da sitotoksik etki bulunmazken minör
sitostatik etki rapor edilmiştir126. Bu konuda yapıştırıcıların uzun dönem biyolojik
özelliklerini değerlendirecek araştırmalara ihtiyaç vardır.
2.5.2. Işıkla Sertleşen Yapıştırıcılar
Yapıştırıcılarda sertleşmenin kontrol edilebilmesi ışıkla sertleşen materyallerin
geliştirilmesi ile mümkün olmuştur. İlk ışıkla-aktive sistemler serbest radikallerin
oluşumu için ultraviyole ışık kullanılacak şekilde tasarlanmıştır. Günümüzde ışıkla
sertleşen yapıştırıcı sistemlerinde görünür mavi ışık kullanılmaktadır. Işıkla sertleşen
kompozitler ışık geçirmeyen şırıngalarda tek pasta şeklinde üretilmektedir. Bu pasta
içerisinde bir amin başlatıcı ile bir ışığa hassas bileşenden oluşan serbest radikal
oluşturucu sistem mevcuttur. Bu iki bileşen ışığa maruz kalmadıkça aralarında bir
etkileşim olmaz. Ancak dalga boyu yaklaşık 468 nm olan mavi ışık uygulandığında
ışığa duyarlı bileşen uyarılır, serbest radikalleri oluşturmak üzere aminle etkileşime
girer ve bu şekilde ilave polimerizasyon başlatılır. Kamforkinon(CQ) en sık kullanılan
ışığa hassas bileşendir. Dalga boyu 400–500 nm arasındaki ışığı emen kamforkinon
yapıştırıcı pasta içerisinde oldukça küçük miktardadır(%0,2 veya daha az)115. Çalışma
süresinin kontrol edilebilmesi ve polimerizasyon derinliğinin artırılmış olması gibi
avantajları nedeniyle ışıkla aktive olan kompozitler kimyasal-aktive materyallere göre
giderek daha çok tercih edilmektedir. 2002 yılında yapılan bir ankette ortodonti
pratiğinde en çok kullanılan yapıştırıcıların ışıkla aktive olan rezinler olduğu tespit
edilmiştir110. Çalışma süresi hekimin kontrolü altında olduğu için asistanın braketi
yerleştirmesi ve hekimin son konumunu vermesi gibi bir avantaj da söz konusudur.
Işıkla polimerize olan sistemlerde en yüksek polimerizasyon derinliğini elde etmede
kompozitin içeriği, kullanılan ışık kaynağı ve ışık uygulama süresi büyük önem
kazanır127–131.
17
Görünür ışıkla aktive olan yapıştırıcıların florid salma özelliğine sahip olan
tipleri de mevcuttur132–135. Ortodontik tedavi başlangıcından yaklaşık 1 ay sonra beyaz
nokta lezyonlarının görülmeye başlaması nedeniyle tedavi süresince dekalsifikasyona
engel olmak amacıyla florid salımı yapabilen yapıştırıcıların kullanılması tavsiye
edilmiştir134. Ancak flor salımı yapan yapıştırıcı ajanların flor salımı yapmayanlara
oranla çok farklı dekalsifikasyon sonuçları vermediğini gösteren çalışmalar da vardır135.
Bu nedenle florid içerikli ürünlerin bağlanma dirençlerini ve çürük önleyici etkilerini
değerlendiren uzun dönem klinik çalışmalara ihtiyaç vardır.
Son dönemde yapıştırıcı rezin ile kaplanmış yapıştırmaya hazır şekilde üretilen
metal ve seramik braketler piyasaya sürülmüştür. Kullanıma hazır olan bu pratik ürünler
hasta başında geçirilen zamanı kısaltması ve yapıştırma işlemini daha basit hale
getirmesi nedeniyle hekimler arasında giderek popüler hale gelmektedir110. Önceden
yapıştırıcı
kaplanmış
braketlerde
kullanılan
materyal
normal
braketlerin
yapıştırılmasında kullanılan yapıştırıcıya benzer içeriktedir, aralarındaki fark esas olarak
materyal içerisindeki bileşenlerin yüzdelerinin değiştirilerek viskozitesinin artırılmış
olmasıdır136. Bu tip braketlerin geleneksel ışıkla sertleşen yapıştırıcı sistemine göre;
yapıştırıcı kalitesinin ve miktarının hep aynı olması, yapıştırma sonrası temizliğin kolay
olması, çapraz bulaşma ile asepsi kontrolü ve materyal israfının azaltılması gibi
avantajları söz konusudur137. Bu konuda yapılan ilk çalışmalarda yapıştırıcı ile
kaplanmış ve kaplanmamış metal ve seramik braketlerin bağlanma dirençleri
değerlendirilmiştir136. Sonuçlara göre, önceden kaplanmış modifiye kompozit yapıştırıcı
kullanan seramik braketler geleneksel ortodontik yapıştırıcı ile yapıştırılan seramik
braketlere benzer bağlanma değerleri vermiştir. Ancak önceden kaplanmış metal
braketler geleneksel kompozitle kullanılan normal metal braketlere göre olukça düşük
bağlanma değeri göstermiştir. Ayrıca yine araştırmada test edilen braket-yapıştırıcı
kombinasyonu ile yapıştırmadan 24 saat sonra klinik olarak kabul edilebilir bağlanma
değeri sağlandığı sonucuna varılmıştır. Yapıştırıcı ile kaplı kullanıma hazır braketlerle
ilgili yapılan tüm laboratuar çalışmalarında benzer sonuçlar elde edilmiştir136–141. Bu
konuda yapılan klinik çalışmalarda da yapıştırıcı kaplı braketlerin geleneksel olarak
kompozitle yapıştırılan braketlere benzer sonuçlar verdiği ve klinik olarak kabul
edilebilir bağlanma değerleri sergilediği vurgulanmıştır142–144.
18
2.5.3. Cam İyonomer Simanlar(CIS)
Cam iyonomer simanlar ilk defa 1972 yılında Wilson ve Kent tarafından
restoratif materyal olarak sunulmuştur145. Diş dokusuna kimyasal olarak bağlanması ve
çürük önleme özelliği nedeniyle CIS tipleri; yapıştırıcı ajanlar, ortodontik yapıştırıcılar,
fissür örtücüler, linerler ve dolgu maddelerine kadar genişletilmiştir. Birinci kuşak
CISlar alumino silikat cam tozu ve alkenoat asit likitten oluşurken, ikinci kuşak
CISlarda cam ile karıştırılmış kurutulmuş toz asit ve likit olarak da distile su ya da
tartarik asit içeren su kullanılmaktadır. Toz su ile karıştırıldığında, toz şeklindeki asit
çözülür ve tekrar likit asit şekline geçer, bu işlemi asit-baz reaksiyonu takip eder146.
Cam
iyonomer
simanlar
ortodontistlerin
çoğu
tarafından
bant
yapıştırılmasında rutin olarak kullanılmaktadır. Bu simanların avantajları; ağız
sıvılarında çözünürlüğünün az olması, çinko fosfat ve çinko polikarboksilat simanla
karşılaştırıldığında dayanıklılığının daha yüksek olması, diş dokusu ile şelasyon
yapması ve paslanmaz çelik materyali ile iyonik bağ oluşturması olarak sayılabilir147–
151
. Ancak cam iyonomerler sertleşme reaksiyonu sırasında neme karşı duyarlıdır ve en
yüksek dirence ulaşmak için 24 saat süre gerektirir145. Işıkla aktive olan ve rezin ile cam
iyonomerlerin birleşiminden oluşan hibrid simanlar daha hızlı sertleşerek neme
duyarlılığın azalmasını ve bağlanma direncinin artmasını sağlamıştır.
2.5.4. Asit-modifiye Kompozit Rezin Simanlar
Poliasit-modifiye kompozit rezinler, yani kompomerler, rezinlere çürük
önleme ve karboksil şelasyonu özelliklerini kazandırmak için geliştirilmiştir. Bu
simanların yapısı ve fiziksel özellikleri kompozitlere oldukça benzer. Ayrıca flor salma
özelliğine da sahiptir115. Kompomerler iyonlarına ayrılabilen aluminosilikat cam ve
ışıkla aktive olan konvansiyonel rezin monomerler içeren tekli bir sistemdir. Sertleşme
sırasında, metakrilat grupları ışıkla aktive edilen serbest radikal polimerizasyonu oluşur,
asit-baz reaksiyonu olmaz. Kompomerlerin içeriğinde alkali cam ve asidik karboksil
grupları vardır, ama ortamda su olmadığı için asit-baz reaksiyonu oluşmaz. Ancak,
sertleşmiş polimer içerisine su alınır ve bu durum flor ve diğer remineralize edici diğer
iyonların salınmasını sağlar152. Kompomerlerin flor salımı geleneksel ve hibrid
CISlardan daha azdır115.
19
Kompomerler herhangi bir asit içermedikleri için yüzeylere kimyasal olarak
bağlanmazlar. Tutuculukları esas olarak rezin yapıştırıcılardaki gibi kuru yüzeylerle
fiziksel
bağlanma
yoluyla
olur153.
Ortodontik
kompomer
yapıştırıcıların
uygulanmasından önce asit uygulanması ve diğer yüzey düzenleme işlemlerinin
yapılması, ayrıca bağlanma yüzeylerinin kuru olması gerekmektedir154. Bugüne kadar
bu simanları kendinden önceki benzerleriyle karşılaştıran randomize çalışmalar
yapılmamıştır.
2.5.5. Rezin-modifiye Cam İyonomer Simanlar:
Rezin-modifiye cam iyonomer simanların(RMCIS) üretilmesi için, geleneksel
CISlar rezin, suda çözünebilen başlatıcılar ve aktivatörlerle birleştirilmiştir. Bu simanlar
sadece tipik asit-baz reaksiyonu ile değil aynı zamanda kompozit rezin gibi
fotokimyasal polimerizasyonla sertleşir155,156. İçeriğindeki rezin monomerler nedeniyle
RMCISlar başlangıçta monomerlerin polimerize olması için ışık veya kimyasal
aktivatörler kullanılarak sertleştirilir. Polialkenoik aside sınırlı miktarda rezin ilave
edilmesine rağmen, rezin monomerlerin polimerizasyonu asit-baz reaksiyonunu, florid
salınmasını veya karboksil gruplarının metale ve diş yüzeyine şelasyonunu
engellemeden RMCISların başlangıç sertleşmesini hızlandırır152. Rezinle güçlendirilmiş
cam iyonomer simanlar mükemmel sertlik, mine ve metale daha iyi bağlanma ve nemi
daha iyi tolore etme gibi olumlu özelliklerinden dolayı yapıştırma ajanı olarak iyi bir
alternatif olabilir157,158. Ayrıca, bu simanlar dayanıklılığını kaybetmeden florid alıp
salabilir,
böylece
sabit
tedavi
sırasında
minenin
demineralizasyonunu
önleyebilirler155,156. İstenmeyen özellikleri ise, bağlanmasını zayıflatan sertleşme
sırasında nemden kolay etkilenmesi ve kırılgan olmasıdır159. Ancak, RMCISlarla
yapılan bir çalışmada tükürük kontaminasyonunun aslında bağlanma direncini artırdığı
rapor edilmiştir160. Laboratuar çalışmalarında RMCISların bağlanma direnci ve ağızda
kalma oranı geleneksel cam iyonomerlere göre daha yüksek bulunmuştur158,161 ama
yapılan klinik bir çalışmada başarısızlık oranında belirgin fark görülmemiştir153.
Literatürde rezin modifiye cam iyonomer simanların braket yapıştırılmasında
kullanımı ile ilgili çok az rapor vardır. 1999 yılında yapılan bir çalışmada cam iyonomer
ve kompozit rezinle yapıştırılan braketler 12–14 aylık klinik gözlem süresi içinde
değerlendirilmiş ve sonuçlar rapor edilmiştir162. Rezin modifiye cam iyonomer siman
20
için başarısızlık oranı %24,8, kompozit rezin için başarısızlık oranı %7,4 olarak
gözlenmiştir. Ayrıca iki yapıştırıcı arasında dekalsifikasyon oranı açısından belirgin
fark bulunmamıştır. Hitmi ve arkadaşlarının 2001 yılında yayınladıkları bir çalışmada
ise rezin modifiye CIS braket yapıştırıcılarının 18 aylık klinik süre içinde başarısızlık
oranı %7 olarak bulunmuştur163. Bu çalışmada braketlerin en fazla düşme oranı üst
kanin ve kesicilerde gözlemişler, en başarılı sonuçları ise alt küçük azı dişlerinde
bulmuşlardır. Hitmi ve arkadaşlarının RMCIS öncesinde mine yüzeyine uyguladıkları
poliakrilik asit yüzeydeki fazlalıkları uzaklaştırarak yüzey enerjisini değiştirir. Ayrıca
poliakrilik asit uygulaması mine ile CIS arasında kimyasal bağlanmayı kolaylaştırdığı
için CIS ile braket yapıştırmadan önce kullanılması gerektiği belirtilmiştir.
2.6. Işık Kaynakları
Işıkla sertleşen yapıştırıcılarda polimerizasyon işlemini başlatabilmek için
kullanılan ışık kaynakları şu şekilde sıralanabilir:
2.6.1. Halojen Işık Kaynakları
Yakın döneme kadar mavi ışık oluşturmak için en çok kullanılan yöntem
halojen bazlı ışık sistemleri olmuştur. 1980lerde piyasaya sunulan Quartz-tungsten
halojen(QTH) lambalar hem ultraviyole hem de beyaz ışık yayan tungsten filamentli bir
quartz ampulden oluşmaktadır. Oluşan ışık mor-mavi olanlar(yaklaşık 400–500 nm)
hariç diğer dalga boylarını ve ısıyı ortadan kaldıracak şekilde filtre edilir. Elektrik
enerjisi ince tungsten filamenti yüksek derecelere kadar ısıttığında ışık üretimi sağlanır.
Ampulün yoğunluğu kullanımla birlikte azaldığı için oluşan ışığın yoğunluğunu ölçmek
amaçlı kalibrasyon ölçeği gereklidir115. Halojen ışık kaynaklarının dalga boyu genelde
40—520 nm, ışık yoğunluğu yaklaşık 400 mW/cm2 civarındadır. Ortodontideki
yapıştırıcı kompozitlerde ışığa duyarlı bileşen olarak sıklıkla kullanılan kamforkinon
470 nm dalga boyundaki ışığa duyarlıdır164. Yaygın kullanılmasına rağmen geleneksel
halojen ışık kaynaklarının bazı dezavantajları mevcuttur. Halojen ampulün oldukça kısa
çalışma ömrü vardır(yaklaşık 40 ile 100 saat). Işık filtresi ısınan halojen ampule çok
yakın olduğu için zamanla bozulabilir. Ayrıca ara kablo ihtiyacı klinik işlemler
sırasında engelleyici olabilir ve çalışma bölgesine yakın ayrı bir güç kaynağı
gerektirebilir. Son olarak, bu tip sistemlerde ışığın yoğunluğu ve gücü mesafe ile azalır,
21
en yüksek etki için ışık kaynağı polimerize edilecek materyale mümkün olduğu kadar
yakın konumlandırılmalıdır165. Geleneksel halojenlerin etkinliği sınırlıdır, çünkü
ışınlarının %98’i polimerizasyona katkıda bulunmaz, ısı olarak kaybedilir166. Arıcak
sadece halojen ışık spekturmunun parçası kullanılabilir, çünkü kamforkinonun
absorbsiyon spektrumu oldukça dardır167.
Quartz halojen ışığın ortodontik kompozit
rezin için uygulama süresi genelde 20 saniye olarak tavsiye edilmiştir, ancak 40 saniye
uygulamanın bağlanma direncini artırdığı da belirtilmiştir142,168. Yine üretici firmanın
20 saniye ışık uygulama süresi tavsiye ettiği bir adeziv için birbirinden bağımsız iki
farklı çalışma 40 saniye ile daha yüksek bağlanma değeri elde edildiğini ortaya
koymuştur169,170. Cam iyonomer yapıştırma simanlarını ise halojen ışık kaynakları 40
saniyelik sürede polimerize edebilir168. Işık uygulama süresini kısaltmak için daha
yüksek güce sahip ışık kaynakları geliştirilmiştir. Hızlı halojenler geleneksel halojenlere
göre belirgin olarak daha yoğun ışık üretirler. Bu tip sistemlerde yüksek performanslı
lambalar kullanılır veya ışığı odaklayan ve daha küçük bir bölgede toplayan turbo uçlar
takılır. Bu şekilde ışık uygulama süresi geleneksel halojenlerde gereken sürenin yarısına
kadar düşürülebilir.
Quartz halojen ışık kaynaklarının maliyetinin düşük olması ve yaygın olarak
kullanılmasına rağmen filtre tekniklerindeki sınırlamalar ve ısı oluşturma problemleri
geliştirilmelerini engelleyen en önemli sorunlardır.
2.6.2. Argon Lazerler
1980li yılların sonunda ışık uygulama süresini belirgin şekilde azaltan argon
lazerler piyasaya sürülmüştür. Argon lazerle üretilen dalga boyu aralığı görünür ışık
spektrumunda 454–496 nm, ışık yoğunluğu yaklaşık 800 mW/cm2 civarındadır171. Bu
dalga boyu görünür ışıkla aktive olan yapıştırıcıların çoğunda foto-başlatıcı olarak
kullanılan kamforkinonun absorbe ettiği en yüksek miktara isabet etmektedir. Ayrıca bu
sistemle oluşturulan ışık demeti uzun mesafede de yoğunluğunu ve gücünü kaybetmez.
1993 yılında yapılan bir çalışmada; dişlere önceden argon lazer uygulandığında %37lik
fosforik asidin başlattığı mine demineralizasyonunun azaltılabileceği rapor edilmiştir172.
Daha sonra aynı yazarlar argon lazerle florid tedavisini birleştirmişler ve lazer
sonrasında flor uygulanmasının demineralizasyona karşı direnci belirgin olarak artırdığı
sonucuna varmışlardır173. Yine son dönemde yapılan çalışmalar argon lazer
22
uygulanmasının ortodontik ataçmanlar etrafındaki minenin demineralizasyonunu
azalttığını göstermiştir174,175. Argon lazerle elde edilen bağlanma direnci görünür ışıkla
sertleştirilen kompozitle kıyaslandığında daha yüksek bulunmuştur176. Yine argon lazer
ve halojen ışık karşılaştırıldığında argon lazerle yapıştırılan metal braketlerde ışık
uygulama süresinin %75–87 oranında daha kısa olduğu ve braketlerin kopma tipleri
açısından da belirgin bir fark olmadığı ortaya konmuştur177,178. Kullanılacak lazerin
yoğunluğu açısından yapılan değerlendirmede 200–300 mW arası güce sahip lazerlerin
yeterli polimerizasyon sağladığı sonucuna varılmıştır178. Argon lazerler, geleneksel ışık
kaynakları ile 40 saniye olan uygulama süresini dolduruculu rezinler için 10 saniye,
doldurucu içermeyen rezinler için 5 saniyeye kadar düşürmüştür177–179. Ancak, lazerler
rutinde kullanılan ışık kaynaklarına göre daha büyük olduğu için taşıma problemi
oluşturur. En büyük dezavantajı ise maliyetinin oldukça yüksek olmasıdır.(6000 $
üzerinde). Bu nedenle ortodonti pratiğinde geniş kullanım alanı bulamamıştır.
2.6.3. Plazma Ark Işık Kaynakları
Plazma ark ışık kaynakları 1990ların ortalarında piyasaya sürülmüştür. Xenon
plazma ark lambaları xenon gazı ile doldurulmuş quartz bir tüp içerisinde tungsten anot
ve katoda sahiptir. Yüksek voltaj uygulandığında xenon gazı iki elektrot tarafından
iyonize edilir ve plazma oluşur. Oluşan beyaz ışık dalga boyu genişliği 450–500 nm
arasındaki spektruma kadar filtre edilir. Güç yoğunluğu ise 2000 mW/cm2 ye kadar
ulaşabilir. Tüp içerisindeki xenon gazı düşük basınçta mavi-beyaz ışık yayar, basınç
arttığında gün ışığına benzer spektrumdaki ışığı yayar166. Bu yüksek yoğunluktaki ışık
kompozit polimerizasyonu için gereken uygulama süresini oldukça kısaltır. Son
dönemde yapılan çalışmalar metal braketlere 3–5 saniye180, seramik braketlere daha kısa
süreyle181 plazma arkla ışık uygulanmasının geleneksel halojen ışıkla 20 saniyelik
uygulamaya benzer başarı oranı sağladığını göstermiştir. Ayrıca yapılan laboratuar
çalışmaları ve klinik araştırmalar geleneksel halojen ışıkla karşılaştırıldığında plazma
ark kullanılarak yapıştırılan braketlerin bağlanma dirençlerinde ve kopma tiplerinde
belirgin fark olmadığını rapor etmektedir166,167.180.182–184.
Yüksek yoğunluktaki ışık kaynaklarının oluşturduğu ısının pulpa dokusuna
zarar verip vermediği de araştırılmıştır. Bu çalışmaya göre halojen ışık kaynakları LED
ve plazma arklara göre pulpa dokusunda daha fazla ısı artışına yol açarken ışık kaynağı-
23
braket arası mesafe azaldıkça ısı artışı daha fazla olmuştur. Ancak her üç tip ışık
kaynağında da ısı artışı pulpa dokusunun sağlığı için kritik değer olan 5,5°C yi
geçmemiştir185. Plazma ark ışık kaynakları lazerler kadar güvenilir olmalarının yanı sıra
maliyetleri lazer kadar yüksek değildir.(3000–4000 $) Ancak bu ışık kaynakları tabanca
yerine sabit bir ünite şeklinde oldukları için taşınabilir değildir.
2.6.4. LED Işık Kaynakları
Yarı iletken temeline dayanan LED(light-emitting diode) teknolojisi ışıkla
polimerizasyon alanına yeni ve ilginç bulgular kazandırmıştır. İlk defa 1995 yılında
ışıkla aktive olan rezinlerin polimerizasyonunda geleneksel halojen ışıklarla yaşanan
problemlerin üstesinden gelmek için LED teknolojisi kullanılmıştır. Bu ışık kaynakları
görünür ışık spektrumunun 440–480 nm arasında yer alan mavi parçasındaki
radyasyonu yayar ve filtre gerektirmez. LED lambaları düşük voltajda çalışabilir, ısı
üretmez ve soğutucu fan ihtiyacı olmadığı için sessiz çalışır. Bu ışık kaynaklarının
ömürleri 10 000 saatten fazladır ve bu süre sonunda performansından çok az şey
kaybeder. LED ışıklarının en önemli avantajları güvenli, etkili, ekonomik ve uzun
ömürlü olmasıdır186. Ayrıca LED’ler taşınabilir özelliktedir ve polimerizasyon kaliteleri
diğer ışık kaynakları ile kıyaslanabilir özellikte187 veya biraz daha azdır188. Buna karşın
ısı artışı belirgin olarak daha azdır ve pulpa dokusunun sağlığını tehdit etmez189. LED
ile ve geleneksel halojen ışıkla yapıştırılan braketlerin bağlanma dirençlerini
karşılaştırıldığında; 20–40 saniye uygulaması için arada belirgin fark olmadığını ortaya
koyan çalışmalar mevcuttur190,191. Ancak LED ile 10 saniye ışık uygulanmasının
bağlanma direncini belirgin olarak düşürdüğü rapor edilmiştir192,193. Bunun yanı sıra
tüm bu çalışmalarda bağlanma direnci klinik olarak kabul edilebilir değer olan 8 MPa’ın
üzerindedir. Daha yüksek yoğunluğa sahip yeni nesil LED ışık kaynaklarının uygulama
süresini 5–10 saniyeye kadar kısaltabileceği belirtilmiştir ancak bu konuda kapsamlı
laboratuar ve klinik çalışmaların yapılması gerekmektedir.
2.7. Braket Tipleri
2.7.1. Metal Braketler
Ortodontik braketlerin üretimi çok sayıda ham madde(metal alaşımları,
seramik, plastik), çeşitli tasarımlar ve farklı metotları içeren karmaşık bir süreçtir.
24
Tedavi sırasında en çok kullanılan apareyler metal braketlerdir. Piyasada kanat
tasarımları, oluk açıları ve boyutları birbirinden farklı çok sayıda braket mevcuttur.
2.7.1.1. Üretim Özellikleri
Tipi ne olursa olsun temelde 3 farklı üretim yöntemi veya bunların
kombinasyonları kullanılır: döküm, enjeksiyonla şekillendirme ve işleme(freze). Metal
braketlerin kanat ve kaidelerinin üretiminde kullanılan materyaller büyük oranda
ostenitik tipte paslanmaz çelik alaşımlardır(303L, 304L, 316L, PH 17–4). Son dönemde
aynı amaçla titanyum kullanımı da gündeme gelmiştir194,195.
Ostenitik paslanmaz çelik alaşımlar %18 krom, %8 nikel içerir. İlk serbest
üretim paslanmaz çelik tip 303’tür. Tip 303SE selenyum eklemiş nikel-krom çelik
alaşımıdır. 316L ve 310SS nikel oranının artırıldığı molibden içerikli ostenit çeliktir.
Tip 17-4 PH daha yüksek sertliğe ve korozyon direncine sahip martensitik tipte
çeliktir196. Pürüzlü tabanın gövdeye tutunması paslanmaz çelik braketlerde metallerin
kaynaşması, titanyum braketlerde lazerle lehimleme yoluyla olur. İlk durumda braket
kaidesi ve kanat arasındaki yüzeye özel doldurucu alaşımlar uygulanır. Genel olarak
paslanmaz çeliği çok yüksek ısılarda(450°C üzerinde) gümüş, nikel, bakır ve altın gibi
farklı metal tipleri ile birleştirmek oldukça kolaydır, yalnız titanyum veya alüminyum
söz konusu olduğunda kaynaştırma işlemi sırasında oksidasyonu önlemek için birtakım
önlemler alınması gereklidir197.
Yapılan çalışmalarda ortodontide kullanılan metal malzemeler içerisindeki
bakır ve çinko katkı alaşımları oldukça yüksek sitotoksik etki göstermektedir198,199. Bu
sorunu çözmek için üretici firmalar altın bazlı katkı materyalleri geliştirmişlerdir. Ancak
bu paslanmaz çelikte çözünme ile braket tabanında korozyona ve çelikten nikel
salınmasına yol açabilir200,201. Metal braketlerden iyon salınması alerjik reaksiyona veya
sitotoksik etkiye neden olduğu için oldukça önemli bir problemdir202.
2.7.1.2. Metal braketlerin yeniden yapıştırılması (Rebonding)
Tedavi sırasında yapıştırılmış ataçmanların yerinden çıkması veya hatalı
yerleştirilmiş braketlerin yeniden konumlandırılması hekime sıkıntı veren ve çalışma
süresini uzatan bir durumdur. Braket yeniden yapıştırılmadan önce mine yüzeyinin
tekrar hazırlanması ve uygulanacak yapıştırma sisteminin tekrar değerlendirilmesi
25
gerekmektedir. Yeniden yapıştırılmış braketlerin bağlanma direncinin en düşük sınır
olan 6–8 MPa ı geçtiği rapor edilmesine rağmen bu konuda tam bir fikir birliği yoktur.
Bazı yazarlar orijinal bağlanma değerinden düşük değerler rapor ederken bazı yazarlar
ise orijinal değere yakın hatta daha yüksek değerler rapor etmiştir. Bu konudaki farklı
sonuçlar kullanılan yapıştırma ve braket sistemindeki farklara veya braket tabanı ve
mine
yüzeyinin
bağlanabilir203.
tekrar
Braketlerin
hazırlanmasında
yeniden
kullanılan
kullanıma
yöntemlerdeki
hazırlanması
için
farklara
klinikte
uygulanabilecek farklı yöntemler geliştirilmiştir. Bu yöntemler arasında çeşitli mekanik
uygulamalar( frezlerle temizleme veya kumlama gibi), çeşitli termal uygulamalar(
direkt ısı uygulamak ya da fırınlamak gibi) veya her iki yöntemin birleşimi (kompoziti
temizleyecek şekilde ısı uygulamak, sonrasında kumlama ve electropolishing yapılması)
sayılabilir204. Bu yöntemlerin etkinliği çeşitli araştırmalarla değerlendirilmiştir. İlk
uygulamalardan olan yeşil taşlarla braket tabanının temizlenmesi sonrası yapıştırmada
bağlanma direncinin düştüğü belirlenmiştir205. Daha sonra alüminyum oksit ile
kumlama değerlendirilmiştir ve kopmuş metal braketlerin tabanları kumlanarak yeniden
yapıştırıldığında bağlanma dirençleri yeni braketlerden farklı bulunmamıştır206. Sonuçta
uygulanması kolay ve hızlı olması gibi avantajları nedeniyle tavsiye edilen yöntem
braket tabanının Al2O3 ile kumlanmasıdır204.
Kopan metal braketlerin yeniden yapıştırılması için rutin olarak kullanılan
yöntemi şu şekilde özetleyebiliriz: Braket ark telinden çıkarılır ve braket tabanı
alüminyum oksit tozu ile kumlanarak yüzeydeki yapıştırıcı uzaklaştırılır. Kumlama
sonrası braket basınçlı su ile yıkanır ve kurutulur. Diş üzerinde kalan yapıştırıcı artıkları
düşük turla tungsten karbid frezle temizlenir. Yüzeyde kalan tüm gözle görünür
yapıştırma materyali bu şekilde temizlendikten sonra diş %35lik fosforik asitle 15
saniye asitlenir. Bazı bölgelerde hala artık yapıştırıcı kaldığı için diş yüzeyi tamamen
mat-opak görünmeyecektir. Asit sonrası primer sürülerek temizlenmiş braket yeniden
yapıştırılır. Önce komşu dişler daha sonra da yeniden yapıştırılan dişin braketi arka
bağlanır7.
2.7.2. Seramik Braketler
Seramik ortodontik braketler 1980lerin ortalarından itibaren kullanıma
girmiştir. Ortodontik tedavi gören erişkinlerin sayısı arttıkça estetik braketlerin
26
geliştirilmesi gündeme gelmiştir. Bu amaçla piyasaya sürülen seramik braketler ilk
kullanılmaya başlandığında daha estetik olması, boyanma ve şekil değişimine karşı
dirençli olması nedeniyle daha önceleri kullanılan plastik ve metal braketlere alternatif
olarak değerlendirilmiştir207. Piyasada mevcut seramik braketlerin hepsi alüminyum
oksitten üretilmektedir208.
2.7.2.1. Üretim Tipi
Üretim işlemine göre temelde iki farklı braket tipi mevcuttur: polikristalin ve
monokristalin alüminyum oksit braketler. Polikristalin braketler sinterlenmiş veya
birleştirilmiş
alüminyum
oksit
parçacıklarından
üretilmektedir.
Parçacıkların
karıştırılmasıyla işlem başlar ve bu karışım bir kalıba dökülür. Daha sonra bu
kalıplanmış parça alüminyum oksit parçacıklarının birleşeceği ancak erimeyecekleri
dereceye kadar fırınlanır. Bu fırınlama işlemine sinterleme denir. Kalıplama/sinterleme
işlemi pahalı olmadığı için üretim işleminde popüler hale gelmiştir ancak, bu işlem
sınırların pürüzlü olması ve saflığının bozulması gibi yapısal sorunlara yol açabilir. Bu
tür ufak sorunlar ve %0,001 gibi düşük bir oranda bulunan katkı maddeleri stres altında
çatlakların oluşmasına neden olabilir, bu da braketin kırılması ile sonuçlanır208.
Monokristalin braketler de alüminyum oksitten üretilmektedir. Bu işlemde,
alüminyum oksit parçacıkları önce eritilir daha sonra yavaş yavaş soğutulur. Böylece
tam kristalizasyon sağlanarak polikristalin braketlerde görülen stres kaynaklı problemler
en aza indirilir. Daha sonra tek kristal alüminyum oksitten işlenerek ortodontik braket
şekli verilir. Bu seramik materyalinin sertliğinden dolayı oldukça zor ve pahalı bir
üretim işlemidir.
2.7.2.2. Braket Taban Özelliği ve Tutunma Mekanizması
Yapılarındaki alüminyum oksit direkt olarak herhangi bir yapıştırıcıya
bağlanamadığı için seramik braketin tutunmasında iki farklı mekanizma geliştirilmiştir:
1.
Mekanik tutuculuk: Metal braketlerin tabanındaki meshlere benzer
şekilde braket tabanına eklenen girinti-çıkıntılarla sağlanır. Bu çıkıntılar yapıştırıcı
rezinle mekanik kilitlenme sağlar.
27
2.
Kimyasal tutuculuk: Bu tip braket tabanları düz bir yüzeye sahiptir ve
bağlanma kimyasal bir ajan aracılığı ile olur. Yapıştırıcı rezin ile braket tabanı arasında
birleştirici olarak silan kullanılmaktadır.
Laboratuar çalışmaları mekanik tutuculuğa sahip seramik braketlerin
bağlanma direncinin aynı boyuttaki metal braketlere oranla daha düşük olduğunu
göstermiştir. Seramik braketler metal braket tabanlarına göre daha az girinti içerir, bu
nedenle silan ile birlikte kullanılmazsa kopma problemlerinin daha fazla olması
beklenebilir. Kimyasal bağlanma sisteminde alüminyum oksit kaideye cam eklenir ve
silan ile muamele edilir. Silan cam ile bağlanır ve herhangi bir akrilik yapıştırıcı ile
birleşebilecek serbest uçlar oluşturur208. Mekanik ve kimyasal bağlanma arasındaki fark
bağlanma yüzeyi üzerine dağıtılan stres yoğunluğundaki farktan kaynaklanır. Mekanik
tutuculuğa sahip seramik braketler köşeleri 90° olan oluklar ve braketin kaymasını
engelleyen keskin köşeli çıkıntılar içerir. Bu şekilde stres keskin köşeler etrafında
yoğunlaşır ve yapıştırıcı tabakada kırılmalara yol açar. Braket çıkarılırken uygulanan
sıyırma kuvveti ile yapıştırıcının bir bölümü diş yüzeyinde bir bölümü ise braket
tabanındaki oluklarda kalır209. Diğer yandan, kimyasal yolla tutunan seramik braketlerin
parlak tabanı stresin herhangi bir bölgede yoğunlaşmadan tüm yapıştırıcı yüzeyine
dağıtılmasına izin verir. Sonuçta yapıştırıcının tamamen kopması ve braketin ayrılması
için daha fazla kuvvet gerekmektedir209.
Yapılan çok sayıda çalışma da kimyasal olarak tutunan seramik braketlerin
bağlanma direncinin belirgin olarak daha yüksek olduğunu göstermiştir. Seramik
braketlerde bağlanma direncinin yüksek olması kopma bölgesini daha güvenli olan
braket-yapıştırıcı ara yüzeyinden mine-yapıştırıcı ara yüzeyine taşımıştır. Mineyapıştırıcı ara yüzeyinde meydana gelen kopmalar minede hasar oluşma olasılığını
artırmaktadır210–213. Bu nedenle bazı üretici firmalar daha fazla mekanik tutuculuk, daha
az kimyasal bağlanma için braket tabanına oluklar ve pürüzler eklemişlerdir. Yapılan
araştırmalarda braket tabanındaki mekanik tutuculuğun yeterli bağlanma direnci
sağladığı, silan ile ilave kimyasal bağlanmaya gerek olmadığı savunulmuştur212, 213.
Bağlanma direncinin yüksek olması braketlerin çıkarılması sırasında birtakım
sorunlar ortaya çıkardığı için bazı firmalar seramik braketleri bağlanma direncini
azaltacak şekilde tasarlamıştır. Bu braketler sadece mekanik tutuculuğa sahiptir ya da
sadece silan uygulanmıştır. Bu konudaki görüşler çelişkilidir; bazı araştırıcılar mekanik
28
tutuculuk+silan birleşiminin bağlanma direncini artırdığını savunurken214 bazısı
kimyasal+mekanik tutunmanın tensile direncini değiştirmediği, ancak sıyırma direncini
belirgin olarak azalttığı savunmuştur215.
2.7.2.3. Optik Özellikleri
Seramiklerin optik özellikleri paslanmaz çelik braketlere göre en önemli
avantajlarıdır216. Seramik parçaları ne kadar büyük olursa braketin ışık geçirgenliği o
kadar fazla hale gelir. Ancak, parçacık boyutu 30 lam’a ulaştığında seramik materyali
daha zayıf hale gelmektedir. Polikristalin seramikler parçacıkların sınırları ve saf
olmayışı ışığın yansıtılmasına ve böylece bir miktar matlığa neden olur. Ancak
monokristalin braketler üretim aşamasında parçacık sınırları düzeltildiği ve katkı
maddelerinin azaltıldığı için esas olarak şeffaftır.
208
. Şeffaf veya mat seramik
braketlerin optik özellikleri hekimin kişisel tercihine bağlı olarak estetik açıdan
önemlidir. Ayrıca seramik braketlerin ağız ortamında çay, kahve veya şarap gibi renk
pigmentlerinden etkilenebileceği de hesaba katılmalıdır.
2.7.2.4. Seramik braketlerin ortodontik tedaviye etkileri
Seramik braketlerin ortodontik tedavideki olumsuz etkileri şunlardır:
1.
Paslanmaz çelik braketlerle karşılaştırıldığında seramik braket oluğunun
oldukça pürüzlü olan yüzeyi kaydırma mekaniklerine karşı sürtünme direncini belirgin
olarak artırmaktadır217–219. Tarayıcı elektron mikroskobu çalışmalarında da seramik
braketlerin daha pürüzlü olan ve daha fazla sürtünme oluşturan yüzeyleri açıkça
görülmektedir217. Alüminyum oksit çelikten daha sert bir materyal olduğu için kaydırma
sırasında braket oluğunda minimum düzeyde aşınma olur. Bunun yerine daha yumuşak
olan metal ark telinde çentikler oluşur ki bu da sürtünmeyi daha da artırmaktadır. Bu
durum en uygun kuvvet seviyesinin belirlenmesini ve ankrajın kontrol edilebilmesini
zorlaştırır. Seramik braketler metal braketlerle kıyaslandığında kanin dişinin geriye
hareket hızının %25–30 oranında daha yavaş olduğu belirlenmiştir. Sürtünmeyi
azaltmak için oluğu çelikten yapılmış seramik braketler üretilmiştir ve bu braketlerin
klinik uygulamalar için daha güvenilir olduğu düşünülmektedir220.
2.
Seramik materyali çelikten çok daha sert yapıdadır208. Bu nedenle temas
ettiği karşıt dişlerde daha yumuşak olan minenin aşınmasına neden olabilir209,221. Bu tip
29
aşınma oldukça hızlı oluşur ve metal braketlerin neden olduğu aşınmadan daha ciddi
boyuttadır. Mine hasarının miktarının seramik braketin tipi ve şekli ile ilişkili olduğu
tespit edilmiştir. En yüksek aşınma monokristalin braketlerde görülmüştür221.
3.
Seramik braketlerin kırılmaya karşı dayanıklılığı metalden daha düşük
olduğu için çelik braketler kadar uzun ömürlü olamazlar. Örneğin, paslanmaz çelik
tamamen deforme olmadan önce yaklaşık %20 oranında uzama gösterebilir ancak
seramikte bu oran %1’i geçmez216. Ortodontik kuvvetler uygulandığında seramik
braketler kırılma olasılığı metal braketlere göre daha yüksektir. Braketlerin sıkıca
bağlanması, tam boyutlu çelik ark telleri ile tork uygulanması, farklı amaçlarla ark teli
aktivasyonları, çiğneme ve okluzyon kuvvetleri veya braketlerin çıkarılması sırasında
uygulanan kuvvetler seramik braketlerde çatlama ya da kırılmalara yol açabilir222.
Hekimlerin en sık karşılaştığı problem braket kanatlarının kırılmasıdır223. Ortodontik
tedavi sırasında seramik braketin kırılması hem hastanın randevu süresini uzatır hem de
braket parçalarının yutulması veya aspirasyonundan doğacak riskler söz konusudur.
Tedavi sırasında yüzeyde oluşan pürüzler nedeniyle veya direkt travma yoluyla braket
önceden zayıflatılmadıkça ikinci düzen tel bükümleri brakette kırılmaya yol açmaz.
Genelde üçüncü düzen tel aktivasyonları brakette hasara neden olur, ancak çoğu klinik
durumda tork aktivasyonuna karşı seramik braketlerin kırılma direnci yeterli
görülmektedir224,225. Seramik braketlerin bu kırılgan yapısı nedeniyle tedavi sırasında
dikkatli davranılması ve braketlerin bağlanmasında elastik ligatürler veya kaplanmış
ligatür telleri kullanılması önerilmektedir.
4.
Seramik braketlerin yüzeyleri metale göre daha pürüzlü olduğu için daha
fazla bakteriyel plak tutar ve çevre mine dokusunda daha fazla boyanmaya yol açar.
Ayrıca daha hacimli oldukları için ağız temizliği işlemlerini zorlaştırırlar.
2.7.2.5. Çıkarma (Debonding) Teknikleri
Seramik braketlerin özellikleri metal ortodontik ataçmanlardan daha farklı
olduğu için üretici firmalar ve klinisyenler çıkarılmaları için farklı teknikler
geliştirmişlerdir: mekanik, ultrasonik, elektrotermal ve lazer debonding.
1. Mekanik debonding: Seramik braketlerin çıkarılmasında ilk geliştirilen
teknik özel olarak tasarlanmış penslerle sıyırma-bükme kuvveti uygulanmasıdır226. Her
üretici firma kendi braketi için özel el aleti veya pens geliştirmiştir ve her braket için
30
özel olarak tarif edilen debonding yönteminin kullanılması tavsiye edilmektedir227. Bu
pensler ya braketi deforme ederek braket-yapıştırıcı ara yüzeyinde kırılmaya yol açar
veya yapıştırıcı içinde stres oluşturarak kompozit rezin içerisinde koheziv kırığına
neden olur. 1990ların sonunda üretilen katlanabilir özellikteki üçüncü nesil seramik
braketler tabanlarında vertikal oluğa sahiptir. Bu oluğun debonding sırasında bir kırılma
noktası oluşturarak braketlerin mineye zarar vermeden çıkarılmasını sağladığı
savunulmaktadır228.
Mekanik olarak ayrılma sağlamak için gereken kuvvet miktarını yüksek
olması ve seramik braketin aniden kopması minede kırılma veya çatlaklara ve braket
parçalarının hasta tarafından aspirasyonuna neden olabilir. Ayrıca braketin kırılması
kalan parçanın mine üzerinden elmas frezle temizlenmesini gerektirir. Bu işlem de hem
zaman alıcıdır hem de ciltte ve gözlerde hassasiyet oluşturabilecek seramik tozlarının
açığa çıkmasına yol açar226. Mine hasarı metal braketlere oranla seramik braketlerde
daha fazla görülmektedir ve monokristalin seramik braketler polikristalin braketlerden
daha fazla mine kaybı oluştururlar. Ayrıca kimyasal tutunan braketler mekanik
tutunanlara göre daha fazla mine hasarına yol açarlar239.
Bu konuda alınabilecek klinik önlemler şöyle özetlenebilir: İdeal laboratuar
koşullarında geleneksel mekanik debonding teknikleri oldukça etkili görünmektedir.
Ancak bu konuda değerlendirilmesi gereken faktörlerden biri de dişin yapısal
özelliğidir. Diş yapısının bütünlüğü gelişimsel defekt, mine çatlağı veya geniş
restorasyon gibi nedenlerle önceden bozulmuşsa ya da seramik braket canlı olmayan bir
dişe yapıştırılmışsa mekanik debonding ile hasar oluşma olasılığı daha yüksektir210, 226.
Bu nedenle bu tür durumlarda seramik braket kullanmaktan mümkün olduğu kadar
kaçınılmalıdır.
Braketi çıkarmak için uygulanan kuvvetler hastalarda farklı derecelerde
rahatsızlığa neden olur. Söz konusu kuvvetler aktif tedavinin sonunda zaten hassas ve
hareketli olan dişlere uygulanmaktadır. Rahatsızlığı ve ağrıyı en aza indirmek için
braketler çıkarılırken dişlerin korunması gerekir. Bu amaçla hekim parmaklarıyla dişi
desteklemeli veya hasta bir pamuk ruloyu sıkıca ısırmalıdır. Öncelikle braket etrafındaki
fazla kompozit temizlenirse braketin kırılma olasılığı en aza indirilir. Böylece sökücü el
aleti braket kaidesine sıkıca oturur ve çıkarma kuvveti braketin en güçlü bölgesi olan
taban kısmına iletilebilir. Braket kırıldığı zaman parçaları hekime veya ağız mukozasına
31
zarar verebilir. Bazı durumlarda hasta tarafından yutulması ya da aspire edilmesi söz
konusu olabilir. Bu tür acil durumları en aza indirmek için braketlerin ağız kapalı iken
çıkarılması, kopan parçaların göz yaralanmalarına neden olmaması için koruyucu
gözlük takılması önerilmektedir. Ayrıca braket sökücü penslerin uçları sert olan
seramikle temas ettikçe giderek keskinliğini kaybeder ve braketin çıkarılması zorlaşır.
Bu nedenle 50 braketten sonra uçlarının değiştirilmesi veya değiştirilmeyen tipte ise
bilenerek keskinleştirilmesi gerekmektedir230.
2. Elektrotermal Debonding: Alternatif bir yöntem olarak önerilen
elektrotermal debonding; şarj edilebilir, kablosuz aletlerle brakete ısı verilirken bir
yandan da sökücü kuvvet uygulanmasına dayanır231,232. Braket-yapıştırıcı ara yüzeyine
yeterli ısı ulaştıktan sonra yapıştırıcı yumuşar ve braket diş yüzeyinden ayrılır. Farklı
firmalar kendi braketlerine ait elektrotermal debonding(ETD) aletleri geliştirmişlerdir.
Bu yöntem oldukça hızlı, etkili ve braket veya minede kırılmalara yol
açmaması açısından güvenlidir226. En önemli dezavantajı oluşan oldukça yüksek ısının
pulpa dokusunda hasar oluşturma riskidir. Yapılan bir çalışmada braketin çıkarılması
için gereken ısının kullanılan yapıştırıcı tipine göre değiştiği ve yüksek dolduruculu
rezinlerin daha fazla ısı gerektirdiği belirtilmiştir233. Ancak araştırmalar hava ile
soğutma kullanıldığı takdirde elektrotermal debonding sırasında oluşan ısının oldukça
düşük olduğunu ve uygulama süresinin pulpa hasarı oluşması için gerekenden kısa
olduğunu ortaya koymuştur234. Bir diğer olası dezavantaj ise ısı uygulayan aletin
büyüklüğü nedeniyle özellikle küçük azı bölgesinde uygulama zorluğu ve ısınmış
braketin hasta ağzına düşme riskidir226.
3. Ultrasonik Debonding: Ultrasonik teknikte mine ve braket tabanı arasındaki
yapıştırıcıyı aşındırmak için braket-yapıştırıcı ara yüzeyine uygulanan özel olarak
tasarlanmış uçlar kullanılmaktadır235. Ultrasonik yöntemde braketin çıkarılması için
gereken kuvvet büyüklüğü geleneksel yöntemden çok daha azdır. Ayrıca bu teknik mine
hasarı veya braket kırılması olasılığını azaltır ve braket çıktıktan sonra kalan yapıştırıcı
da kullanılan uçla temizlenebilir226. Ancak her bir braketin çıkarılma süresi 30–60
saniye arasında olduğu için ultrasonik debonding çok zaman alıcıdır. Ayrıca oldukça
pahalı olan ultrasonik uçta zamanla aşınma meydana gelir. Bu aşınma daha yumuşak
olan çelik ucun sert olan seramik üzerinde hareketi ile oluşan sürtünmenin bir
sonucudur226. Pulpa dokusunda oluşabilecek zararı en aza indirmek için su spreyi ile
32
ısının kontrol altında tutulması gerekliliği de bu tekniğin bir diğer dezavantajıdır. Sonuç
olarak ultrasonik debonding seramik braketlerin çıkarılmasında klinik bir yöntem olarak
henüz önerilmemektedir.
4. Lazer Debonding: Seramik braketlerin çıkarılmasında lazer kullanılması da
araştırılmıştır. Bu sistemde CO2 veya YAG lazer braketin labial yüzeyine uygulanarak
mekanik tork verilmektedir236. Lazer uygulanması genel olarak elektrotermal yaklaşıma
benzer şekilde ısı oluşturarak yapıştırıcının yumuşatılması ve büzülmesine dayanır237.
Polikristalin seramik braketlere CO2 lazerle(14 W) 2 saniye uygulama gerekli iken
monokristalin seramik braketlerde bunun yarısı kadar bir enerji yeterli olmaktadır.
Lazer uygulandıktan sonra geçen süre çıkarma kuvvetini artırdığı için braketlere tek tek
lazer uygulanmalı ve hemen sonrasında çıkarılmalıdır. Yapılan çalışmalar bis-GMA
kullanıldığında lazerin yapıştırıcıyı braketle birlikte uzaklaştırdığını, metil metakrilat
rezinin ise diş yüzeyinde kaldığını ortaya koymuştur. Bu nedenle metil metakrilat rezin
kullanılması daha güvenlidir239. Süre açısından değerlendirildiğinde super-pulse CO2
lazerlerin normal CO2 veya YAG lazerlere göre daha kısa sürede braketin çıkarılmasını
sağladığı gözlenmiştir238.
Lazer yardım ile braketlerin çıkarılması hala deneysel olmasına rağmen,
geleneksel yöntemle kıyaslandığında uygulanan kuvveti, mine hasarı ve braket kırılması
riskini belirgin olarak azaltması nedeniyle avantajlıdır. Ayrıca hasta için daha az
travmatik ve ağrı vericidir. En önemli dezavantajı ise oluşturduğu termal enerjinin pulpa
dokusu üzerindeki etkisinin yanı sıra maliyetinin bir hayli yüksek olmasıdır236. Pulpa
hasarı oluşma riskini azaltmak için; süper-pulse CO2 lazer 2 W güçte 4 saniyeden az,
CO2 lazer (10,6 µm) 3 W güçte 3 saniye, normal CO2 lazer 18 W güçte 2 saniye süreyle
kullanılmalıdır239.
Seramik Braketlerin Yeniden Yapıştırılması
Seramik braketler geleneksel metal braketlerden daha kırılgan yapıdadır. Bu
nedenle çıkarılmaları sırasında şekil değiştirmek yerine kırılırlar. Yani bir seramik
braket hasara uğramadan tam olarak çıkarılmışsa angulasyon, tork değerleri ve kaide
konturunu kaybetmemiş demektir. Seramik braketlerin yeniden yapıştırılması
konusunda
yapılan
çalışmalar
kimyasal
tutuculuğa
sahip
braketler
üzerinde
yoğunlaşmıştır. Bu konuda önerilen metot artık yapıştırıcının temizlenmesi için braketin
33
kızarana kadar ısıtılması, sonra soğumaya bırakılması ve kimyasal tutuculuğun yeniden
kazanılması için tabanına silan uygulanmasıdır240. Tarayıcı elektron mikroskobu
çalışmasında bu şekilde temiz ve düzgün bir yüzey elde edilebileceği ortaya konmuştur.
Yeniden kullanılan seramik braketlerin başarısı değerlendirildiğinde ilk defa kullanılan
braketlere göre bağlanma direnci %30 oranında azalmasına rağmen klinik olarak yeterli
görülmüştür241. Bağlanma direncinin düşük olması braketin çıkarılması sırasında
mineye zarar verilmesi olasılığını en aza indirir. Bir diğer yöntem braket tabanına
Hidroflorik asit ve silan uygulanmasıdır, ancak yeni braketlerle kıyaslandığında(16,9
MPa) bu şekilde yapıştırılan braketlerin bağlanma direnci çok düşük(<2 MPa)
bulunmuştur242.
Mekanik tutuculuğa sahip seramik braketlerin yeniden yapıştırılması ile ilgili
yapılan çalışmalar oldukça sınırlı sayıdadır. Yapılan bir çalışmada çıkartılmış mekanik
tutuculuğa sahip braketin iyice yıkandıktan sonra direkt olarak yapıştırılabileceği,
braket tabanına silan uygulanmasının ise bağlanma direncini çok yetersiz hale getirdiği
belirtilmiştir243. Benzer bir diğer çalışmada ise metal oluklu ve mekanik tutuculuğa
sahip seramik braketleri yeniden yapıştırmak için 50 µm.luk alüminyum oksitle
kumlama yapılmıştır. Kumlama ve primer uygulanarak yapıştırılan braketlerin yeterli
bağlanma direnci sağladığı silan uygulanmasının ise bağlanmayı artırmadığı da
vurgulanmıştır244.
2.7.3. Plastik Braketler
Erişkin hastaların estetik talebini karşılamak amacıyla geliştirilen plastik
braketler ilk defa 1969 yılında Newman tarafından tanıtılmıştır245,246. Tipik olarak
polikarbonat ve plastik şekillendirici tozdan oluşan plastik braketlerin fiber-cam, cam
parçacıkları ve metalle desteklenmiş tipleri de mevcuttur247,248. Bu braketlerin
istenmeyen özelliklerinden dolayı kullanımları oldukça sınırlıdır. Fiziksel özellikleri
zayıf olduğu için kırılma, boyanma ve braket şeklinde bozulma gibi sorunlarla
karşılaşılır. Plastik braketlerin su emilimi ve kendisi ile uyumlu yapıştırma malzemesi
gerektirmesi de karşılaşılan diğer sorunlardır. Yapıştırıcının plastik braketin tabanına
yapışması esas olarak mekanik tutuculuğa dayanır. Plastik braketin kaidesine metil
metakrilat monomeri gibi bir primer uygulanarak şişmesi ve yapıştırıcının tutunması
sağlanır. Primer uygulanmasının yapıştırıcıların bağlanma direncini artırdığı rapor
34
edilmiştir249.Plastik
braketlerin
bağlanma
dirençleri
düşük
olarak
değerlendirilmiştir249,250. Bu sorunları çözebilmek için metal oluklu ve mekanik kaideli
yeni kuşak plastik braketler geliştirilmiştir. Farklı plastik braketlerin tork-deformasyon
özellikleri değerlendirildiğinde tamamen plastik braketlerin metal braketlere göre daha
yüksek deformasyon gösterdiği vurgulanmıştır251. Plastik braketlerde kullanım sırasında
çizilmeler meydana gelir ve buna bağlı olarak optik şeffaflığını kaybeder. Bu tip
materyallerde görülen su emilimi bakteri üremesi ile renk değişikliği ve kötü kokulara
yol açar. 1997 yılında asetal polimer polioksimetilen(POM)den yapılmış yeni plastik
braketler piyasaya sürülmüştür. Üretici firma bu braketlerin kaydırma mekaniklerinde
metal braketler kadar başarılı, aşınmalara direnecek kadar sert yapıya sahip, renk
değişimine karşı dayanıklı ve çıkarılmaları sırasında da dişten kolayca ayrılabilir
özellikte olduğunu savunmaktadır. Bu avantajlara rağmen POM materyali ısısal,
kimyasal ya da mekanik etkilerle depolimerize olur ve mukoza için zarar verici olan
formaldehit salar252.
Plastik braketler özellikle erişkinlerde kısa süreli ortodontik tedavilerde ve en
az düzeyde kuvvet uygulanması durumunda rahatlıkla kullanılabilir. Metal olukla
güçlendirilmiş plastik braketler de estetik olarak uygun bir alternatif olabilir ancak
kanatların yeterli dirence sahip olabilmesi için braket kütlesinin artırılması
gerekmektedir.
2.8. Kron ve Restorasyonlara Ortodontik Yapıştırma
Erişkin hastaların çoğu porselen veya farklı metallerden yapılmış kron-köprü
protezleri ya da büyük azı dişlerinde amalgam ve kompozit restorasyonlar taşımaktadır.
bazı kuvvet aktarıcıların yapıştırılması gerekebilir. Yapıştırma materyalleri ve teknikleri
geliştikçe bu tip mine harici yüzeylere de ortodontik apareyleri yapıştırmak mümkün
olmuştur.
2.8.1. Amalgam Yüzeyine Yapıştırma:
Ortodontik tedavi gören erişkin hastalar özellikle azı dişlerinin bukkal
yüzeylerinde amalgam restorasyonlara sahiptir. Bazen oldukça küçük olan ve sadece pit
veya fissürleri kaplayan bu dolgular bazen de tüm bukkal yüzeyi içine alarak ortodontik
ataçman yapıştırmayı oldukça zorlaştırır. Söz konusu amalgam restorasyonlara
ortodontik yapıştırma yapabilmek için izlenmesi gereken teknik şu şekilde özetlenebilir:
35
1.
Yüzeyin pürüzlendirilmesi
2.
Bağlanma direncini artıracak ara rezin kullanılması
3.
Metale kimyasal olarak bağlanabilen yapıştırıcı rezin kullanılması
Amalgam yüzeyinin pürüzlendirilmesi için kumlama veya elmas frezle
aşındırma gibi yöntemler kullanılmaktadır. Ağız içi kumlama cihazı ve alüminyum oksit
tozu ile 3 saniye yapılan kumlama yeterli mikro mekanik tutuculuğu oluşturur. Elmas
frezle aşındırma çıplak gözle bakıldığında pürüzlü bir yüzey sağlar ancak tarayıcı
elektron mikroskobu bu görüntünün yeterince tutucu olmadığını ortaya koymuştur.
Çünkü söz konusu pürüzler periyodik çıkıntı ve oluklardan oluşur ve yeterli mekanik
tutuculuk sağlamaz14. Bu tip kumlama işleminin Cr-Co veya Cr-Ni alaşımlarının yüzey
alanını ve 4-META içerikli rezinlere bağlanmayı belirgin şekilde artırdığı belirtilmiştir2.
Kumlama sırasında yüksek hıza sahip bir emici ile aşındırıcı tozların hemen
uzaklaştırılması gereklidir. Bu şekilde yüzey alanı artırıldıktan sonra metale bağlanmayı
artıran ara rezinler kullanılmaktadır. Piyasada bu amaçla geliştirilmiş farklı ticari
markalar mevcuttur(All-Bond 2, Enhance ve Reliance Metal Primer gibi).
Metale kimyasal olarak bağlanmayı artırmak için geliştirilmiş iki farklı tipte
rezin yapıştırıcı mevcuttur: 4-META rezinler ve 10-MDP bisGMA rezinler. 1970lerin
sonunda piyasaya sürülen 4-META içerikli rezinler hem metal dental alaşımlara hem de
diş sert dokularına bağlanma özelliğine sahiptir. Etken molekül mine, kompozit rezin,
seramik tozları ve dental alaşımlara tutunmayı artırarak birleştirici ajan olarak rol oynar.
Bu tip rezinler 4-metakriloksietil trimellitat anhidrid ve tributilboran monomerlerin
karıştırılması ve polimer tozun likide eklenmesi ile aktive edilir. 4-META polar
molekülünün metal tabakadaki oksijen ya da hidroksil gruplarını çektiği ve hidrojen
bağları oluşturarak bağlanma sağladığı düşünülmektedir. Bir fosfat esteri olan 10-MDP
(10-metakrilooksidesil dihidrojen fosfat) içerikli yapıştırıcıların etki mekanizması krom,
kobalt ve nikel gibi metal oksitlerine kimyasal olarak, metal yüzeyindeki pürüzlere de
mekanik olarak bağlanmayı içermektedir14,253,254. Bu gruba dolduruculu bisGMA rezin
olan Panavia EX örnek olarak verilebilir.
Düşük kimyasal çekime sahip metallerin yüzey özelliklerini değiştirmek için
kullanılan yöntemlerden biri de iyon veya kalayla yüzeyi kaplanmasıdır255. Daha sonra
bu yöntem geliştirilerek dental metallerin yüzeyine galyum ve kalay likidi(Adlloy)
uygulanmış ve bu şekilde yapıştırıcılara duyarlı hale getirilmiştir. Bu yöntemin iyon
36
kaplamaya göre en önemli avantajı ağız içi uygulama için geliştirilmiş olması ve daha
az malzeme gerektirmesidir256. Bu yöntem literatürde yer almasına rağmen amalgama
ortodontik amaçlı yapıştırmada rutin olarak kullanılmamaktadır.
Amalgama yapıştırma ile ilgili yapılan laboratuar çalışmaları amalgam yüzeye
bağlanma değerlerinin çekilmiş dişlerdeki mineye bağlanma değerlerine göre oldukça
düşük olduğunu rapor etmektedir257,258. Yapılan ilk laboratuar çalışmasında kumlama
yapılmış amalgama bağlanma direnci 3,4–6,4 MPa arasında iken kontrol olarak
kullanılan mine yüzeylerine bağlanma direnci 13,2 MPa olarak bulunmuştur. En güçlü
bağlanma 4-META rezinle elde edilmesine rağmen ara rezin+bisGMA içerikli
yapıştırıcı kullanılması da karşılaştırılabilir sonuçlar vermiştir257. Takip eden laboratuar
çalışmasında 3 tip amalgam yüzeyde farklı ara rezinler test edilmiş ve 4-META içerikli
primerler daha başarılı bulunmuştur258. Sonuç olarak önerilen yapıştırma metodu şu
şekilde özetlenebilir:
Mine+küçük amalgam yüzeye yapıştırma için;
1.
Amalgam yüzey 50 mµ alüminyum oksit ile 3 saniye süreyle kumlanır.
2.
Çevresindeki mineye %37lik fosforik asit 15 saniye süreyle uygulanır.
3.
Sealant sürülür ve kompozit rezinle yapıştırılır.
Geniş amalgam yüzeye yapıştırma için:
1.
Amalgam dolgu 50 mµ alüminyum oksit ile 3 saniye kumlanır.
2.
4-META içerikli bir ara rezin eşit kalınlıkta uygulanır.
3.
Sealant uygulanır ve kompozitle yapıştırılır. Yapıştırılan ataçmanların
karşıt dişle kapanışta olmamasına dikkat edilmelidir7.
2.8.2. Porselen Yüzeye Yapıştırma
Kron veya laminate gibi porselen restorasyonlara ortodontik ataçmanların
yapıştırılması özellikle erişkin ortodontisinde bir problem olarak karşımıza çıkmaktadır.
Ağız içi restorasyonlarda sıklıkla kullanılan seramik materyalleri şu şekilde
sınıflanabilir54;
-
Silika bazlı seramikler (Feldspatik, cam seramik gibi silika içeriği %15
ten fazla olan seramikler)
-
Alüminyum oksit seramikler
-
Zirkonyum oksit seramikler
37
Seramik materyali ortodontik yapıştırma için uygun değildir ve bazı yüzey
değiştirme işlemlerine tabi tutulması gereklidir. Porselenin yüzey özelliklerini
değiştirmek için kullanılan yöntemler birtakım mekanik ve kimyasal işlemleri
içermektedir.
Porselen yüzeyde yapılan mekanik değişiklik glaze tabakasının kaldırılması ve
yapıştırıcı için yeterli mekanik tutuculuk yaratacak şekilde yüzeyin pürüzlendirilmesine
dayanır. Mekanik pürüzlendirme taşlarla13,19 veya kumlama9–12 yoluyla yapılabilir.
Porselen yüzeyin pürüzlendirilmesi, porselen primer ve yüksek dolduruculu
rezin kullanılarak yapıştırılmasının yeterli bağlanma direnci sağladığını rapor eden
yayınların12,19 yanı sıra tatminkâr sonuçlar elde edilemeyen çalışmalar da mevcuttur
9,259
. Bunun yanı sıra bağlanma direncinin braketler çıkarılırken porselen yüzeye hasar
verecek kadar yüksek olduğu ve porselen glaze tabakasına geri dönüşümsüz olarak zarar
verildiği de belirtilmiştir9,11.13.260. Ancak laboratuar çalışmalarında meydana gelen
porselen kırıkları veya çatlaklar klinik durumu tam olarak yansıtmayabilir. Klinikte
braketlerin çıkarılması hassas bir şekilde yapılarak yapıştırıcı rezinin tam olarak
porselen yüzeyinde kalması sağlanırsa hasar oluşma riski de en aza indirilir7.
Porselen yüzeyini değiştirmek için en sık kullanılan kimyasal ajan hidroflorik
14,38
asittir
. Bunun yanı sıra acidulated fosfat florid(APF) ve lazer kullanımı da
literatürde yer almaktadır261.
Temel olarak porselen yüzeye uygulanan asit ajanlar cam matrisi seçici olarak
çözer ve yüzeye rezin bağlantısı artıracak şekilde pürüzlü bir yapı oluşmasına yol açar.
Piyasada mevcut porselenler birbirine oldukça benzer kimyasal formüllere sahip
olmalarına rağmen içerikleri, kristal yapıları, partikül boyutları, üretim şekilleri ve
mikro topografyaları farklı olduğu için aside karşı verdikleri reaksiyonlar da farklıdır.
Hidroflorik asit seramik yüzey üzerinde en çok pürüz oluşturan ajanlardandır. Söz
konusu seramik materyalinin alümina içeriği Hidroflorik asidin etkinliği üzerinde çok
önemli bir role sahiptir. Alümina seramiğin direncini artırır ancak kimyasal ataklara
karşı oldukça dayanıklı olduğu için yeterince asitlenemez, bu nedenle kompozit
rezinlerin alüminöz porselenlere bağlanma dirençleri feldspatik porselenlere bağlanma
dirençlerinden daha düşüktür37. HF asidin en çok kullanılan şekli %9,6lık jel formunda
olanıdır. Yumuşak dokulara zarar verici özellikte olduğu için HF asit uygulamadan önce
çalışma bölgesinin dikkatli bir şekilde izole edilmesi, jelin pamuk rulo ile
38
uzaklaştırılarak yüksek volümlü tükürük emici eşliğinde bolca durulanması gereklidir.
HF asit porselen yüzeyinde yapıştırıcı rezinin tutunabileceği mikro çukurcuklar
oluşturur. Asit uygulanmış porselen yüzeyi asitlenmiş mine yüzeyine benzer şekilde
opak-mat bir görüntü verir24.
HF asidin yumuşak dokulara karşı yakıcı etkisi ve klinik kullanımının tehlikeli
olması araştırıcıların acidulated fosfat floridi(APF) aynı amaçla denemelerine yol
açmıştır. APF seramik yüzeyde HF aside göre daha düz ve homojen bir yüzey
oluşturmaktadır. % 1,23 lük APF’nin 10 dakika süreyle uygulanması %9,6lık HF asidin
4 dakika uygulanmasına eşdeğer bağlanma direnci sağlamaktadır. %4 lük APF
kullanılırsa asit uygulama süresi daha kabul edilebilir olan 2 dakikaya düşmektedir24,44.
Klinik açıdan tam bir izolasyon sağlanması güçse HF asit yerine APF tercih edilebilir.
Porselen ile yapıştırıcı arasındaki bağlanma direncini artırabilmek için
birleştirici ajan olarak silan kullanılabilir. Silan materyalinin genel formülü R-Y-SiX3
olarak özetlenebilir. R-organofonksiyonel grup, Y-birleştirici kısım ve X hidrolize
olabilen alkoksil grubudur. Organofonksiyonel grup rezin kompozitteki monomerlerle
birlikte
polimerize
olur.
methacryloyloxypropyltrimethoxysilane)
Hidrolize
alkoksil
grubu
(3-
hidroliz
reaksiyonu
sırasında
silanol
gruplarına dönüşür. Silanol grupları silika yüzeyleri ile reaksiyona girerek kovalent
bağlar
oluşturur.
Diş
hekimliğinde
kullanılan
silanlar
tipik
olarak
3-
metakriloiloksipropiltrimetoksilan içerir, ancak solvent sistemleri farklılık gösterir.
Buna bağlı olarak farklı marka silanların eşit bağlanma özelliği göstermediği rapor
edilmiştir262. Porselene yapıştırma sırasında silan asit uygulama veya kumlama
sonrasında kullanılmaktadır ancak HF asit sonrası silan uygulanmasını takiben
başarısızlık oranını %9,8 olarak veren yayınlar mevcuttur26. Ayrıca kompozit-porselen
bağlanmasının büyük oranda mikro mekanik olduğu ve kimyasal bağlanma sağlayan
silanın katkısının önemli olmadığı da iddia edilmiştir25.
Porselen yüzeylere ortodontik kuvvet aktarıcıların yapıştırılması için önerilen
yöntem şu şekilde özetlenebilir:
1.
Çalışma sahası uygun şekilde izole edilir. Hidroflorik asidin temas etme
riski olan diğer dişler ve yumuşak dokular jel bariyerle korunur.
2.
Porselen yüzey üzerinde braket tabanından biraz daha büyük bir bölgede
50 mµ alüminyum oksitle 3 saniye kumlama yapılarak glaze tabakası kaldırılır.
39
3.
Yüzeye %9,6lık HF asit jel 2 dakika süreyle uygulanır.
4.
Asit jel pamuk rulo ile dikkatlice uzaklaştırılır ve yüksek emiş gücüne
sahip tükürük emici eşliğinde yüzey iyice yıkanır.
5.
Hemen arkasından hava ile kurutulur ve yapıştırıcı rezin ile braket
yapıştırılır. Bu aşamada silan kullanılması tercihe bağlıdır7.
Geleneksel feldspatik porselen için bu yöntem etkili olmasına rağmen hem HF
asidin yumuşak dokulara zarar verici özellikte olması hem de farklı içeriğe sahip
porselen sistemleri için farklı yapıştırma tekniklerinin gerekmesi araştırıcıları yeni
yöntemler
geliştirmeye
itmiştir.
Bu alanda
Guggenberger
kumlama
yoluyla
tribokimyasal silika kaplamaya dayanan Rocatec® sistemini tanıtmıştır263. Ağız dışı
uygulanan bu sistem daha sonra geliştirilerek ağız içi kumlama cihazı ile uygulanabilir
hale gelmiştir. Söz konusu sistemde yüzeyler silika asidi ile modifiye edilmiş
alüminyum oksit ile kumlanır264. Tribokimyasal silika kaplama sonrası yüzeyde silika
parçacıklarından meydana gelen bir tabaka oluştuğu ve bu tabakanın silan yardımı ile
kimyasal-mekanik bağlanmayı artırdığı savunulmaktadır52. Silan uygulanması silika
kaplanmış yüzey ile kompozit rezin arasında kovalent bağlanma sağladığı belirtilmiştir.
Silika kaplama HF aside alternatif olarak görünmektedir ancak bu konuda kapsamlı
çalışmalara ihtiyaç vardır.
Braketlerin çıkarımasından sonra porselen restorasyonun zarar görmesi veya
kırılması olasılığı hastalara önceden bildirilmelidir. Porselenin ortodontik yapıştırma
sonrası zarar görmesi riski çeşitli faktörlere bağlıdır. Bunlar arasında porselenin tipi,
kullanılan yüzey pürüzlendirme tekniği ve yapıştırıcı tipi ile çıkarma kuvvetinin şiddeti
sayılabilir. Braketlerin çıkarılması sırasında, porselende hasar oluşturmadan braketyapıştırıcı ara yüzeyinden ayrılma oluşturacak şekilde hassas bir teknik gerekir. Metal
braketler için braket sökücü pensle dişetine yakın kanatlara 45 derecelik dışa doğru
kuvvet uygulanmalı veya kanatlar sıkıştırılmalıdır. Seramik braketler sökücü pensle
kolaylıkla çıkmıyorsa elmas frezle ve yeterli soğutma altında aşındırılarak
çıkarılmalıdır. Braketler çıkarıldıktan sonra porselen yüzeyin düzeltilmesi için öncelikle
yapıştırıcı artıkları tungsten karbid frezle temizlenir. Yüzeyin düzleştirilmesi amacıyla
düşük hızda lastik diskler kullanılırken mine benzeri parlaklık elde etmek için elmas
parlatma pastaları uygulanmaktadır. Yapılan çalışmalarda ortodontik ataçman
çıkarıldıktan sonra porselen yüzeyin düzeltilmesine elmas içerikli parlatma pastalarının
40
seramik parlatma taşlarından daha etkili olduğu ortaya konmuştur13,22. Bunun yanı sıra
çoğu klinikte braketlerin çıkarılması sonrası standart bitirme protokolü kompozit
parlatma materyallerini içermektedir.
2.8.3. Kompozit Yüzeye Yapıştırma
Ortodontik tedaviye başvuran özellikle erişkin hastaların çoğunda bulunan
kompozit restorasyonlar gibi doğal olmayan diş yüzeylerine braket veya retainer
tellerini yapıştırılması gerekliliği az rastlanan bir durum değildir. Özellikle arka grup
dişlerin pit ve fissürlerine yapılmış ya da ön grup dişlere şekil vermek için uygulanmış
kompozit restorasyonlar üzerine ortodontik ataçmanların direkt olarak yapıştırılması
oldukça sık karşılaşılan bir sorundur.
Günümüz restoratif diş hekimliğinde dolduruculu rezin-kompozitler oldukça
önemli bir yere sahiptir. 1970lerin başından beri rezin bazlı kompozit sistemleri hem ön
grup dişlerde direkt restorasyonlar için hem de arka grup dişlerde yüksek stres alan
okluzal yüzeyler ile pit ve fissürlerde uygun restorasyon materyalleri olmuşlardır.
Seramik restorasyonlara göre daha düşük maliyetle oldukça uzun süre ağız içerisinde
başarı gösterebilirler. Ağız içerisindeki ortalama ömürleri (7yıl) amalgam dolgulara (10
yıl) giderek yaklaşmaktadır. Kompozit restorasyonlar özellikle laminate şeklinde
uygulandığında mineye çok az müdahale edilerek ya da hiç edilmeden tabakalama
tekniği ile kayıp diş dokularının yerine konulmasını sağlar115.
Diş hekimliğinde kullanılan kompozitler genel olarak monomerik rezin matris,
inorganik doldurucu parçacıklar, polimerizasyonu başlatıcı sistem, bozulmaya karşı
durdurucular ve inhibitörler ile diş yapısına uyumu sağlayan renk pigmentleri
içermektedir115. Son yıllarda kompozitlerin fiziksel ve mekanik özelliklerinde önemli
gelişmeler kaydedilmesine rağmen ağız içerisindeki sıvıların etkisiyle kompozit matris
bozulabilir. Kompozitin içeriğine ve kimyasal özelliğine bağlı olarak bu bozulma renk
değişikliği, mikro sızıntı, kenar aşınmaları veya kırılma şeklinde kendini gösterir265–267.
Bu durumda restorasyonun değiştirilmesi veya tamiri gereklidir. Tamir tüm
restorasyonun kaldırılmasına göre daha basit olan bir alternatiftir ve bu amaçla çok
sayıda yöntem geliştirilmiştir268. Kompozit tamiri için geliştirilen bu teknikler
ortodontik ataçmanların kompozit restorasyonlara yapıştırılmasında da kullanılabilir.
41
Kompozite bağlanmayı sağlayan teknikler asit ya da kumlama yardımı ile
yüzeyin pürüzlendirilmesine ve yapıştırıcı rezin kullanılmasına dayanmaktadır268–270.
Bazı laboratuar çalışmaları yüzey pürüzlülüğünün bağlanma direncine olan etkisinin
kullanılan ara rezinin etkisinden daha fazla olduğunu ortaya koymuştur. Söz konusu
çalışmalarda klinik olarak yeterli bağlanma direnci sağlayabilmek için yüzeyin
pürüzlendirilmesinin çok önemli bir faktör olduğu sonucuna varılmıştır271. Ancak
literatürdeki sonuçlar çelişkilidir; yüzeyin pürüzlendirilmesinin tamir direncini artırmak
için önemli bir faktör olduğunu savunan araştırıcılar kadar bu yöntemin bağlanma
direncini azalttığını rapor eden yayınlar da vardır269,272.
Kompozit yüzeylerin pürüzlendirilmesinde asidüle fosfat florid (APF) veya
hidroflorik asit (HF) kullanılabilir. İnsan yumuşak dokuları için tehlikeli olmasına
rağmen HF asit uygulanması silan ile birlikte sıkça kullanılan ve bağlanma direncini
artırmak için tavsiye edilen bir yöntemdir273. Ancak HF asit silan ilavesine rağmen bazı
kompozitlerde yeterli bağlanma sağlamayabilir274.
Son dönemde geliştirilen yüzey değiştirme tekniklerinden biri de silanla
birlikte uygulanan silika kaplamadır. Rezin-rezin bağlanma direncini artırdığı savunulan
bu yöntem alternatif olarak görünmektedir49,50. Ancak henüz bu konuda kapsamlı bir
çalışma yayınlanmamıştır.
2.9. Seramik Materyalleri
Seramikler protetik restoratif diş hekimliğinde bir metal alt yapı üzerine
pişirilerek ya da metal desteksiz tam seramik restorasyonlar olarak kullanılmaktadır.
Metal destekli seramik sistemleri oluşturan araştırmalar 1962 yılında Weinstein ve
arkadaşları tarafından yapılmıştır. Araştırıcıların geliştirdikleri altın ve altın alaşımları
ile kullanılabilen özel seramik sistemleri “lösit porselen” olarak tanımlanmıştır. Metal
desteksiz restorasyonlardaki gelişmeler ise 1965 yılında McLean ve Huges’un seramikte
güçlendirici bir faz olarak alüminyum oksidi tanımlaması ile başlamıştır. McLean
alüminöz koru platin yaprak üzerinde pişirerek seramik kronların dayanıklılığının
artmasını sağlamıştır275. O tarihten bu yana dental seramiklerde meydana gelen
gelişmeler tam seramik restorasyonlar için yüksek dirençli seramik kor materyallerinin
kullanılması ile sonuçlanmıştır. Günümüzde klinik kullanım için geliştirilmiş çok sayıda
seramik materyali ve sistemi bulunmaktadır.
42
2.9.1. Silika Bazlı Seramikler
Silika bazlı seramikler metal destekli seramik restorasyonlarda ya da tam
seramik restorasyonlarda kullanılmaktadır. Estetik özelliklerinin uygun olması seramik
laminate veneer veya inley/onley olarak sıkça kullanılmalarını sağlar55,276.
Ana maddesi orthoklas olan lösit dental seramiğe sertlik ve kimyasal ajanlara
karşı direnç sağlamasının yanı sıra genleşme katsayısını düşürür. Lösitle güçlendirilmiş
feldspatik porselen hem anterior hem de posterior restorasyonlar için oldukça yüksek
kırılma direnci sağlar. Lösitin mekanik üstünlüğü ile seramiği ısı altında presleme
tekniklerinin avantajlarını birleştiren sistem IPS Empress’tir. Presleme işleminden sonra
soğumaya bırakılan restorasyonda lösit cam matrisi saran bir baskıya neden olur ve
çekme kuvvetlerine karşı direnci artırır. Yüksek kristalin içeriği direnci artırır ancak
estetiği olumsuz yönde etkiler, bu nedenle lösit kristalleri %30–40 oranından daha fazla
kullanılamaz55.
Lityum disilikat cam seramikler az üyeli sabit protezler için daha yüksek
direnç sağlayan materyallerdir. İskelet yapısı lityum disilikattan oluşan seramik sistemi
floroapatit cam seramik türevi olan IPS Empress 2’dir. Kimyasal formülü Li2O2SiO2
olan IPS Empress 2’de kristalizasyon sırasında kontrollü ve homojen şekilde meydana
gelen kristal çekirdekleri lityum disilikat ve lityum ortofosfat kristallerini oluşturur.
İskelet seramiği kaplamak için kullanılan seramikte de aynı mekanizma ile floroapatit
kristalleri oluşturulur. Sıcak presleme tekniğini kullanan IPS Empress 2 sisteminde
modelaj yapıldıktan ve revetmana alındıktan sonra özel fırınlarda 800–900°C gibi
yüksek ısılarda seramik ingotlara şekil verilmektedir56.
2.9.2. Alüminyum Oksit Seramikler
Tam seramik restorasyonların kırılma direncinin artırılmasına ihtiyaç
duyulması seramiklerde alümina içeriğinin artırılmasına yol açmıştır. Alüminyum oksit
lösit kristalleri ile kıyaslanabilir derecede cam matrisin güçlendirilmesini sağlar. Genel
olarak silika içeriği %15ten az olan seramikler silika bazlı ya da silikat seramik olarak
değerlendirilmezler. Yüksek dirençli alümina bazlı seramiklerde alüminyum oksit
güçlendirme amaçlı bir katkı maddesi değildir, matrisin kendisini oluşturur276.
43
Yüksek dirençli alüminyum oksit seramikler ağzın her bölgesi için hem kron
hem de köprü yapımında kullanılabilir. Bu sistemde önce pöröz bir yapıda, alümina
içeriği yüksek seramik iskelet yapı elde edilir. Pöröz yapı içerisine lantanum alümina
silika yapısındaki erimiş cam infiltre edilerek boşluklar doldurulur. Bu tür çekirdeklerin
üstün fiziksel özelliklerini estetik görünümle birleştirmek için üst yüzey uyumlu
feldspatik seramik ile kaplanarak restorasyon tamamlanır115. Bu grup porselenler içinde
cam infiltre edilmiş alüminyum oksit seramikler (örneğin; In-Ceram Alumina) ve yoğun
sinterlenmiş yüksek saflıkta alüminyum oksit seramikler (örneğin; Procera AllCeram)
en çok kullanılanlardır54.
Çekirdek seramik yapıdaki alüminyum oksit miktarı düşürülerek magnezyum
oksidin eklenmesi materyalin estetik özelliklerini geliştirir. Bu amaçla aynı firma
tarafından üretilen magnezyum ve alüminyum oksit kristalleri içeren In-Ceram Spinell
infiltre seramiklerin yeni ürünüdür. Optik özellikleri üstün olmasına rağmen In-Ceram
Alümina’dan daha zayıf yapıda bir seramiktir115.
In-Ceram Zirconia sisteminde ise kristalin fazın üçte ikisi alüminyum oksitten
oluşurken üçte birlik kısmı zirkonyum oksitten oluşmaktadır. Tetragonal yapıdaki
zirkonyum oksit kristalleri sayesinde cam infiltre edilmiş seramiğin bükülme
dayanıklılığının ve kırılma direncinin arttığı savunulmaktadır. Mekanik özellikleri InCeram Alumina’dan daha üstün olduğu için arka grup diş eksikliklerinin tedavisinde
uygun bir alternatif olarak önerilirken ışık geçirgenliği yetersiz olduğu için ön bölgede
tam seramik restorasyonlar için önerilmemektedir54,115.
2.9.3. Zirkonyum Oksit Seramikler
Tam seramik restorasyonlarda kırılma direncini artırmak için geliştirilen
zirkonyum oksit seramikler geleneksel veya rezinle yapıştırılan sabit bölümlü
protezlerde, tam seramik kronlarda, implant desteği olarak ve endodontik post olarak
kullanılabilir. Net içeriğine bağlı olarak sinterlenmiş zirkonyanın kırılma direnci 1000
MPa’ı geçebilir277. Yapılan bir çalışmada zirkonyum çekirdek seramikten yapılmış üç
üyeli seramik restorasyonların kırılma direnci In-Ceram Alumina veya Empress 2’nin
iki katı olarak bulunmuştur278. Son dönemde geliştirilmiş çok sayıda zirkonyum oksit
seramik sistemi arasında Cercon, DCS sistemi, LAVA ve Procera AllZirkon sayılabilir.
44
3. GEREÇ VE YÖNTEM
3.1. Porselen Örneklerin Hazırlanması
Çalışmamıza feldspatik porselen, lösit bazlı porselen ve litya disilikat seramik
olmak üzere üç farklı tipte porselen dâhil edildi. Bu amaçla toplam 180 adet örnek disk
hazırlandı. Feldspatik porselen (IPS d.SIGN, Ivoclar-Vivadent, Schaan, Lichtenstein)
örnekler hazırlanırken 2 mm kalınlıktaki nikel-krom kaideler içinde seramik 5 mm
kalınlık ve 8 mm çapta olacak şekilde üretici firmanın talimatlarına göre pişirildi (Şekil
3.1). Lösit bazlı seramik (IPS Empress, Ivoclar-Vivadent, Schaan, Lichtenstein) ve litya
disilikat bazlı porselen(IPS Empress 2, Ivoclar-Vivadent, Schaan, Lichtenstein) örnekler
metal kaide olmaksızın yine 5 mm kalınlık ve 8 mm çapa sahip olacak şekilde üretici
firma talimatlarına uygun şekilde hazırlandı (Şekil 3.2). Her bir gruba 60’ar örnek dâhil
edildi ve örnekler çift taraflı kullanılarak her bir porselen tipi için 120 adet uygulama
yüzeyi elde edildi. 180 adet örnek disk iki gruba ayrılarak 90 tanesi metal, diğer 90
tanesi de seramik braketlerin yapıştırılması amacıyla kullanıldı. Porselen örnekler için 5
farklı yüzey değiştirme tekniği planlandı. Bu teknikler temelde şu işlemleri
içermektedir:
Kumlama, Hidroflorik asit uygulama ve silika kaplama.
Çizelge 3.1.’de 5 adet yüzey değiştirme metodu ve kullanılan malzemeler
üretici firmalarla birlikte özetlenmektedir.
Şekil 3.1. – Feldspatik porselen
örnekler
örnekler
Şekil 3.2. - Lösit ve litya disilikat
bazlı porselen
porselen örnekler
45
Çizelge 3.1.: Porselen örneklerde kullanılan yüzey değiştirme metodları
Yüzey değiştirme tekniği
1. Kumlama
Primer
Yapıştırıcı ajan
2. Kumlama
Hidroflorik asit
Primer
Yapıştırıcı ajan
3. Kumlama
Hidroflorik asit
Silan
Yapıştırıcı ajan
4. Kumlama
Silan
Yapıştırıcı ajan
5. Silika kaplama
Silan
Yapıştırıcı ajan
Üretici firma
50µm Al2 O3, 1cm, 3 s
Dentsply GAC, USA
Transbond XT, 3M Unitek, USA
Transbond XT, 3M Unitek, USA
%9.6, 2 dak
Pulpdent porcelain etch gel, USA
30 sn
ESPE-Sil, 3M ESPE, Germany
30 µm SiOx, 1cm, 5sn
Cojet-Sand, 3M ESPE, Germany
3.2. Kompozit Örneklerin Hazırlanması
Işıkla sertleşen restoratif kompozit materyalinden (Filtek Supreme,3M ESPE,
Germany) 8 mm çapta, 5 mm kalınlıkta 60 adet örnek hazırlandı (Şekil 3.3). Örneklerin
hazırlanması sırasında kompozit materyali silikon kalıplar içerisine yerleştirilerek her
iki tarafından ışık uygulanmış ve polimerizasyonu sağlanmıştır. Herhangi işlem
uygulanmadan önce örnekler 6 ay suda bekletildi. Altmış örnek iki gruba ayrılarak 30
tanesi metal, diğer 30 tanesi seramik braketlerin yapıştırılması amacıyla kullanıldı.
Örnekler çift taraflı kullanılarak her bir grup için 20, toplamda 60 adet çalışma yüzeyi
elde edildi. Kompozit yüzeylere 3 farklı yüzey değiştirme yöntemi uygulanması
planlandı. Çizelge 2’de 3 adet yüzey değiştirme metodu ve kullanılan malzemeler
üretici firmalarla birlikte özetlenmektedir. Bu metodlar temel olarak aşağıdaki işlemleri
içermektedir:
Kumlama, HF asit uygulama ve tribokimyasal silika kaplama.
Şekil 3.3. – Kompozit örnekler
46
Çizelge 3.2.: Kompozit örneklerde kullanılan yüzey değiştirme metodları
Yüzey değiştirme tekniği
1. Kumlama
Primer
Yapıştırıcı ajan
2. Kumlama
Hidroflorik asit
Primer
Yapıştırıcı ajan
3. Silika kaplama
Silan
Yapıştırıcı ajan
Üretici firma
50µm Al2 O3, 1cm, 3 s
Dentsply GAC, USA
Transbond XT, 3M Unitek, USA
Transbond XT, 3M Unitek, USA
%9.6, 2 dak
Pulpdent porcelain etch gel, USA
30 µm SiOx, 1cm, 5s
Cojet-Sand, 3M ESPE, Germany
ESPE-Sil, 3M ESPE, Germany
3.3. Kumlama
Ağız içi kumlama cihazı yardımıyla (Microetcher II, Danville Materials, USA)
(Şekil 3.4), 2,5 bar basınç altında, örnek yüzeyine dikey olacak şekilde, 10 mm
uzaklıktan, 3 saniye süresince, 50µm boyutunda alüminyum trioksit ile kumlama yapıldı.
Şekil 3.4. – Örnekleri kumlamada kullanılan kumlama cihazı
3.4. Asit Uygulama
%9,6’lık Hidroflorik asit jel (Pulpdent porcelain etch gel, USA) (Şekil 3.5)
porselen örnek yüzeyine 2 dakika, kompozit örnek yüzeyine ise 1 dakika süreyle
uygulandı. Pamuk rulo ile asit uzaklaştırıldıktan sonra örnekler 15 saniye süreyle
basınçlı su ile yıkandı ve 20 saniye hava ile kurutuldu.
47
Şekil 3.5. – Örneklere uygulanan Hidroflorik asit
3.5. Silika Kaplama
Ağız içi kumlama cihazı 30 µm boyutunda SiOx kumu (Cojet-Sand, 3M ESPE,
Germany) (Şekil 3.6) ile doldurularak, 2,5 bar basınçla örnek yüzeyine 1cm uzaklıktan 5
saniye süreyle kumlama yapıldı.
Şekil 3.6. – Örneklere uygulanan SiOx kum
3.6. Silan Uygulama
Silan uygulanacak gruplarda asitleme veya kumlama sonrası örnek yüzeyleri
yıkanıp kurutulduktan sonra fırça yardımıyla tek kat halinde silan (ESPE-Sil, 3M ESPE,
Germany) (Şekil 3.7) sürüldü ve kurumaya bırakıldı.
48
Şekil 3.7. - Örneklere uygulanan silan
3.7. Braketlerin Yapıştırılması
Tüm yüzey değiştirme teknikleri uygulandıktan sonra örnekler braketlerin
yapıştırılması için hazır hale geldi. Yapıştırma işlemi her seferinde aynı araştırıcı (S.K.)
tarafından yapılmıştır. İşlem görmüş porselen yüzeylerine toplam 180 adet metal
(Victory series, 3M Unitek, USA), 180 adet de seramik (Clarity, 3M Unitek, USA) alt
kesici braketi yapıştırıldı. Her porselen tipi için 60 tane metal, 60 tane de seramik braket
kullanılmıştır. Kompozit örneklerde ise işlem görmüş yüzeylere toplam 60 adet
metal(Victory series, 3M Unitek, USA), 60 adet de seramik(Clarity, 3M Unitek, USA)
alt kesici braketi yapıştırıldı. Braket kaidesine yapıştırıcı rezin (Transbond XT, 3M
Unitek, USA) uygulanarak hazırlanmış seramik yüzeye braket tutucu aracılığı ile
yerleştirildi. Hafif basınçla fazla rezinin kenarlardan taşması sağlandı ve fazlalıklar
temizlendi. Sonrasında 40 saniye süreyle ışık uygulanarak (Ortholux XL 3000, 3M
Unitek, USA) yapıştırıcı rezinin polimerizasyonu sağlandı (Şekil 3.8).
Şekil 3.8. – Çalışmada kulanılan metal ve seramik braketler
49
Şekil 3.9. – Braketlerin yapıştırılmasında kullanılan yapıştırıcı ve ışık cihazı
3.8. Termal Siklus
Braketler yapıştırıldıktan sonra örnekler 24 saat süreyle 37°C distile suda
bekletildi. Sonrasında örneklere termal stres uygulamasına geçildi. Bu amaçla sıcaklık
dereceleri sabitlenmiş iki ayrı su tankı ve örnekleri bu sulara batıracak şekilde bir düzenek
hazırlandı. Hazırlanan örnekler 5°C ile 55°C sıcaklıktaki su banyolarına sırayla 500 kere
batırılarak termal stres oluşması sağlandı. Her bir banyoda bekleme süreleri 20 saniye,
banyolar arası transfer süreleri 10 saniye olacak şekilde ayarlandı.
3.9. Koparma (Shear Bond Strength) Testi
Yapıştırılan braketlerin basma dayanıklılığı universal test cihazı (Testometric
M500 25kN, Rochdale, UK) ile değerlendirildi. Örneği cihaz üzerinde sabit tutacak bir
düzenek hazırlandı. Yükleme ucu çıkarma kuvveti porselenin braket yapıştırılmış yüzeyine
paralel olacak şekilde sabitlendi. Porselen-braket ara yüzeyine braket ayrılana kadar 1
mm/dakika hızla basma kuvveti uygulandı.
Elde edilen sonuçlar Newton olarak kaydedilerek daha sonra Megapascala
çevrildi(MPa=N/mm2 x 0,980665).
50
Şekil 3.10. – Braketlerin koparma düzeneği
3.10. Yüzeylerin İncelenmesi
Braketler ayrıldıktan sonra kopma bölgesi ve tipini belirlemek için kopma
yüzeyleri incelendi ve ARI (Adhesive Remnant Index) sistemine göre 0 ile 3 arasında
skor verildi. ARI sisteminin skorları aşağıda belirtilmiştir:
0= Örnek üzerinde hiç yapıştırıcı yok
1= Yapıştırıcının %50 sinden azı örnek üzerinde
2= Yapıştırıcının %50 sinden fazlası örnek üzerinde
3= Yapıştırıcının tamamı örnek üzerinde
3.11. Tarayıcı Elektron Mikroskobu (SEM) Çalışması
Yüzey değiştirme işlemi yapılan porselen örnekler farklı işlemlere göre meydana
gelen değişiklikleri değerlendirebilmek amacıyla tarayıcı elektron mikroskobunda da
incelendi. Bu amaçla feldspatik, lösit bazlı ve litya disilikat bazlı porselen ile restoratif
kompozit grubundan birer örnek alınarak örnek yüzeyi üçe bölündü. Her bir yüzeye
aşağıdaki işlemlerden birisi uygulandı:
1.
Alüminyum oksit ile kumlama
2.
Hidroflorik asit uygulaması
3.
Silika kaplama
51
İşlem görmüş örnekler altın-paladyum ile kaplanarak tarayıcı elektron
mikroskobunda (Jeol JSM 5200, Tokyo, Japan) incelendi ve x750 büyütmede görüntüler
kaydedildi.
3.12. İstatistiksel Analiz
İstatistiksel değerlendirme için SPSS 9,05 programı kullanıldı. Her bir gruba
ait ortalama bağlanma direnci, standart sapma, standart hata, maksimum ve minimum
değerler hesaplandı. Gruplar arasında bağlanma direnci açısından belirgin fark olup
olmadığı tek yönlü varyans analizi(One way ANOVA) ile test edildi. Gruplar arasında
bağlanma dayanıklılığı açısından belirgin fark olduğunda hangi grubun farklı olduğu
Tukey testi ile belirlendi.
Ayrıca uygulanan kuvvet ile kopma oranları arasındaki ilişkiyi göstermek için
survival analizi uygulandı. Bu analizde; her bir grup ve her bir yüzey değiştirme yöntemi
göz önüne alınarak uygulanan basma kuvvetine karşılık (MPa) toplam kopma oranları
yüzde olarak belirlendi. Buna göre dağılım eğrilerinden oluşan grafikler hazırlandı.
52
4. BULGULAR
4.1. Porselen Yüzeyde Metal Braketler
4.1.1. Bağlanma Değerleri
Metal braketlerde her grup için minimum ve maksimum değerler ile ortalama
bağlanma direnci, standart sapma ve standart hata değerleri Çizelge 4.1, 4.2 ve 4.3’te
görülmektedir.
Feldspatik porselen için, en yüksek bağlanma değerini silika kaplama yöntemi
ile yapıştırılan braketler (15,2 MPa) verdi. Bunu sırasıyla silansız uygulanan HF asit
(11,3 MPa) ve silanla uygulanan alüminyum trioksit kumlama (10,7 MPa) takip etti. Bu
değerler sadece kumlama yapılan gruba göre (3,2 MPa) istatistiksel olarak anlamlı
olacak şekilde daha yüksek bulunmuştur(p < 0,05).
Lösit bazlı seramik için, silansız uygulanan HF asit (14,7 MPa), silanlı
uygulanan kumlama (12,3 MPa) ve silika kaplama (13,4 MPa) benzer bağlanma
değerleri oluşturdu. Bu seramik tipinde silanlı HF asit uygulanarak (9,9 MPa) ve sadece
kumlama yapılarak (3,9 MPa) yapıştırılan braketlerde diğer uygulamalara göre belirgin
olarak düşük bağlanma değerleri elde edildi.
Litya disilikat bazlı seramik için, silika kaplama (13,2 MPa), silanlı uygulanan
kumlama (11,8 MPa) ve silansız uygulanan HF asit (8,6 MPa) sırasıyla en yüksek
bağlanma değerlerini verdi. Silanlı HF asit (5,7 MPa) ve tek başına kumlama (3,1 MPa)
bu değerlere göre belirgin olarak daha düşük bulundu.
Bu bulgular Şekil 4.1, 4.2 ve 4.3 de verilen kopma oranlarına ait grafiklerle de
doğrulanmıştır.
4.1.2. Kopma Tipleri
Braketlerin çıkarılması sonrası kopma tiplerinin ARI sistemine göre
sınıflaması çizelge 4.4, 4.5 ve 4.6’da verilmiştir. Feldspatik porselen örneklerde
kumlama ve HF asit uygulanan gruplarda braketler esas olarak seramik-yapıştırıcı ara
yüzeyinden ayrılmış ve tüm artık rezin braket tabanında kalmıştır. Diğer yüzey
değiştirme işlemlerinde braketlerin kopma bölgesi çoğunlukla yapıştırıcı rezin
içerisinde yer almıştır.
53
Lösit ve litya disilikat bazlı seramik örneklerde, seramik ve kompozit rezin
arasında oluşan yapıştırıcı kopmaları çoğunlukla kumlama yapılan ve silanlı ya da
silansız HF asit uygulanan grupta meydana geldi. Silanla birlikte kumlama yapılan ya
da silika kaplanan örneklerde genellikle yapıştırıcı braket tabanından ayrılarak büyük
oranda seramik yüzeyde kalmıştır. Seramik içerisinde meydana gelen koheziv kırıkları
sıklıkla silanla beraber kumlama yapılan örneklerde gözlendi.
Çizelge 4.1.: Feldspatik porselene yapıştırılan metal braketlerin bağlanma değerleri
Feldspatik Seramik
Ortalama Min
Max
SS
SH
Kumlama
3.2*
0
7.1
2.7
0.7
Kumlama+HF
11,3
1.7
20.4
4.1
1.1
Kumlama+HF+Silan
10,5
2.3
20.5
6.0
1.8
Kumlama+Silan
10,7
1.9
17.2
5.1
1.5
Silika kaplama+Silan
15,2
3.7
21.5
5.9
1.7
Çizelge 4.2.: Lösit bazlı porselene yapıştırılan metal braketlerin bağlanma değerleri
Lösit-bazlı Seramik
Ortalama
Min
Max
SS
SH
Kumlama
3.9*
0
8.2
3.0
0.8
Kumlama+HF
14.7
6.2
24.6
5.8
1.8
Kumlama+HF+Silan
9.9
3.6
19.4
5.0
1.5
Kumlama+Silan
12.3
1.1
22.4
8.5
2.5
Silika kaplama+Silan
13.4
1.8
21.3
6.5
1.9
Çizelge 4.3.: Litya disilikat bazlı porselene yapıştırılan metal braketlerin bağlanma
değerleri
Litya disilikat
Ortalama
Min
Max SS
SH
Kumlama
3.1*
0
9.4
2.6
0.7
Kumlama+HF
8.6
1.3
15
4.8
1.3
Kumlama+HF+Silan
5.7
1.2
14.3
3.6
1
Kumlama+Silan
11.8
2.7
19.7
6.1
1.8
Silika kaplama+Silan
13.2
0.6
20.4
7.7
2.2
54
100
Al2O3
Kopma oranları (%)
80
Al2O3+HF
Al2O3+HF+S
60
Al2O3+S
SK+S
40
20
Kuvvet (MPa)
0
0
5
10
15
20
25
Şekil 4.1.- Feldspatik porselen(metal braket)- başarısızlık oranları
100
Kopma oranları (%)
80
Al2O3
Al2O3+HF
60
Al2O3+HF+S
Al2O3+S
40
SK+S
20
Kuvvet (MPa)
0
0
5
10
15
20
25
Şekil 4.2.- Lösit bazlı porselen(metal braket)- başarısızlık oranları
Kopma oranları (%)
100
80
Al2O3
60
Al2O3+HF
Al2O3+HF+S
40
Al2O3+S
SK+S
20
Kuvvet (MPa)
0
0
5
10
15
20
25
Şekil 4.3.- Litya disilikat bazlı porselen(metal braket)- başarısızlık oranları
55
Çizelge 4.4.: Feldspatik Seramik (metal braket) -ARI Skorları
Grup
0
1
2
3
Seramik içi kırılma
K
12
-
-
-
-
K+HF
10
2
-
-
-
K+HF+S
4
2
4
-
2
K+S
2
5
2
-
3
SK+S
-
2
9
-
1
Çizelge 4.5.:- Lösit-bazlı seramik (metal braket)- ARI Skorları
Grup
0
1
2
3
Seramik içi kırılma
K
12
-
-
-
-
K+HF
7
3
-
-
2
K+HF+S
9
-
2
-
1
K+S
2
-
-
8
2
SK+S
2
-
3
5
2
Çizelge 4.6.: Litya disilikat-bazlı seramik (metal braket)-ARI Skorları
Grup
0
1
2
3
Seramik içi kırılma
-
K
12
-
-
-
K+HF
10
2
-
-
-
K+HF+S
10
1
-
-
1
K+S
3
-
1
5
3
SK+S
2
-
1
7
2
0= Örnek üzerinde hiç adeziv yok
1= Adezivin %50 sinden azı örnek üzerinde
2= Adezivin %50 sinden fazlası örnek üzerinde
3= Adezivin tamamı örnek üzerinde
56
4.2. Porselen yüzeyde seramik braketler
4.2.1. Bağlanma değerleri
Seramik braketlerde her bir grup için minimum ve maksimum değerler ile
ortalama bağlanma direnci, standart sapma ve standart hata değerleri Çizelge 4.7, 4.8 ve
4.9’da görülmektedir.
Feldspatik porselen için, en yüksek bağlanma değeri silika kaplama yöntemi
ile yapıştırılan braketlerde elde edildi (17,1 MPa). Bunu sırasıyla silanla uygulanan
alüminyum trioksit kumlama (15,4 MPa) ve silansız uygulanan HF asit (14,8 MPa)
takip etti. Bu bağlanma değerleri sadece kumlama yapılan gruba göre (7,1 MPa)
istatistiksel olarak anlamlı derecede daha yüksek bulunmuştur(p < 0,05).
Lösit bazlı seramik yüzeyde en yüksek bağlanma değerini silansız uygulanan
HF asit (15,8 MPa) verirken, silanlı uygulanan kumlama (15,5 MPa) ve silika kaplama
(14,1 MPa) yöntemleri de buna yakın bağlanma değerleri oluşturdu. Bu seramik tipinde
silanlı HF asit uygulanarak (11,4 MPa) ve sadece kumlama yapılarak (8,9 MPa)
yapıştırılan braketlerde diğer uygulamalara oranla daha düşük bağlanma değerleri elde
edildi.
Litya disilikat bazlı seramik için, silika kaplama (19,1 MPa) ve silanlı
uygulanan kumlama (18,1 MPa) en yüksek bağlanma değerlerini verdi. Silanlı HF asit
(14,8 MPa), silansız uygulanan HF asit (14,7 MPa) ve tek başına kumlama (10,8 MPa)
bu değerlere göre belirgin olarak daha düşük bulundu.
Porselen tiplerine ve yüzey değiştirme tekniklerine göre kopma oranlarına ait
grafikler de bu sonuçları yansıtmaktadır(Şekil 4.4, 4.5 ve 4.6).
4.2.2. Kopma tipleri
Seramik braketlerin çıkarılmasından sonra kopma tiplerinin ARI sistemine
göre sınıflaması çizelge 4.10, 4.11 ve 4.12’de verilmiştir. Feldspatik porselen
örneklerde kumlama sonrası yapıştırılan braketler esas olarak seramik-yapıştırıcı ara
yüzeyinden ayrılmış ve artık rezin tamamen braket tabanında kalmıştır. Silanla birlikte
kumlama yapılan ve silika kaplanan örneklerde genellikle yapıştırıcı braket tabanından
ayrılarak büyük oranda seramik yüzeyde kalmıştır. Diğer yüzey değiştirme işlemlerinde
braketlerin kopma bölgesi çoğunlukla yapıştırıcı rezin içerisinde yer almış ve artık rezin
kısmen braket tabanında kısmen de seramik yüzeyde kalmıştır.
57
Lösit bazlı seramik örneklerde, seramik ve kompozit rezin arasında oluşan
yapıştırıcı kopmaları çoğunlukla silanlı HF asit uygulanan grupta meydana geldi. Silanlı
HF asit uygulanan, silanla birlikte kumlama yapılan ya da silika kaplanan örneklerde
genellikle yapıştırıcı braket tabanından ayrılarak büyük oranda seramik yüzeyde kaldı.
Sadece kumlama yapılan grupta ise tüm yapıştırıcı braket tabanında kalacak şekilde
braketler seramik yüzeyden ayrıldı.
Litya dislikat bazlı seramik örneklerde silanla birlikte kumlama yapılan ve
silika kaplama uygulanan gruplarda kopma genelde braket-yapıştırıcı ara yüzeyinde
meydana gelerek artık yapıştırıcı seramik yüzeyde kaldı. Kumlanan veya HF asit
uygulanan örneklerde ise kopma genelde seramik-yapıştırıcı ara yüzeyinde oldu ve
yapıştırıcı braket tabanında kaldı.
Çizelge 4.7.: Feldspatik porselene yapıştırılan seramik braketlerin bağlanma
değerleri
Feldspatik Seramik
Ortalama
Min
Max
SS
SH
Kumlama
7,1*
0
11,6
4,5
1,3
Kumlama+HF
14,8
8,2
22,1
4,8
1,4
Kumlama+HF+Silan
12,4*
6,7
22,5
4,5
1,3
Kumlama+Silan
15,4
6,3
21,8
5,3
1,5
Silika kaplama+Silan
17,1
9,7
23
4,5
1,3
Çizelge 4.8.: Lösit bazlı porselene yapıştırılan seramik braketlerin bağlanma
değerleri
Lösit- bazlı Seramik
Ortalama
Min
Max
SS
SH
Kumlama
8,9*
6,6
10,8
1,4
0,4
Kumlama+HF
15,8
10,3
20
2,9
0,8
Kumlama+HF+Silan
11,4*
4,4
19,5
5,4
1,5
Kumlama+Silan
15,5
13,2
19,4
2,1
0,6
Silika kaplama+Silan
14,1
5,8
23,2
4,7
1,4
58
Çizelge 4.9.: Litya disilikat bazlı porselene yapıştırılan seramik braketlerin
bağlanma değerleri
Litya disilikat- bazlı Seramik
Ortalama
Min
Max
SS
SH
Kumlama
10,8*
0
24,6
6
1,7
Kumlama+HF
14,7*
6,1
20,2
3,8
1,1
Kumlama+HF+Silan
14,8*
6,2
26,1
5,9
1,7
Kumlama+Silan
18,1
7,5
25
5,3
1,5
Silika kaplama+Silan
19,1
12
25.4
4
1,1
Kopma oranları (%)
100
80
Al2O3
Al2O3+HF
60
Al2O3+HF+S
Al2O3+S
40
SK+S
20
Kuvvet (MPa)
0
0
5
10
15
20
25
Şekil 4.4.- Feldspatik porselen(seramik braket)- başarısızlık oranları
Kopma oranları (%)
100
80
Al2O3
Al2O3+HF
60
Al2O3+HF+S
Al2O3+S
40
SK+S
20
Kuvvet (MPa)
0
0
5
10
15
20
25
Şekil 4.5.- Lösit bazlı porselen(seramik braket)- başarısızlık oranları
59
Kopma oranları (%)
100
Al2O3
80
Al2O3+HF
Al2O3+HF+S
60
Al2O3+S
40
SK+S
20
Kuvvet (Mpa)
0
0
5
10
15
20
25
Şekil 4.6.- Litya disilikat bazlı porselen(seramik braket )- başarısızlık oranları
Çizelge 4.10.: Feldspatik Seramik (seramik braket) -ARI Skorları
Grup
0
1
2
3
Seramik içi
Braket kırılması
Kırılma
K
12
-
-
-
-
-
K+HF
3
4
1
4
-
-
K+HF+S
6
2
1
3
-
-
K+S
-
1
-
9
1
1
SK+S
2
-
1
8
-
1
Çizelge 4.11.: Lösit-bazlı seramik (seramik braket)- ARI Skorları
Grup
0
1
2
3
Seramik içi kırılma
K
12
-
-
-
-
K+HF
-
-
1
10
1
K+HF+S
4
1
6
1
-
K+S
-
-
3
9
-
SK+S
1
1
-
10
-
60
Çizelge 4.12.: Litya disilikat-bazlı seramik (seramik braket)-ARI Skorları
Grup
0
1
2
3
Seramik içi
Braket kırılması
Kırılma
K
12
-
-
-
-
-
K+HF
8
2
-
-
1
1
K+HF+S
4
1
-
3
3
1
K+S
1
-
-
8
1
2
SK+S
1
-
-
10
-
1
4.3. Porselen yüzey tarayıcı elektron mikroskobu(SEM) sonuçları:
Tarayıcı elektron mikroskobu kullanılarak koparma testlerinden elde edilen
sonuçlar daha detaylı olarak açıklanabilmektedir. SEM fotoğrafları 50µm alüminyum
oksitle yapılan kumlamanın feldspatik, lösit ve litya disilikat bazlı seramik yüzeylerde
belirgin değişiklikler oluşturduğunu gösterdi (Şekil 4.7, 4.8 ve 4.9). Her bir seramik tipi
için meydana gelen yüzey topografyası birbirine benzer şekilde yüzeysel düzensizlikler
ve sığ erozyonlar şeklinde oldu, ancak lösit bazlı seramik yüzeyde daha fazla
mikropörözite oluştu (Şekil 4.8). Silika kaplama işlemi yüzey üzerinde belirgin sınırlı
ve keskin köşelere sahip pürüzler meydana getirdi (Şekil 4.10, 4.11 ve 4.12). Ancak,
lösit bazlı seramik yüzey daha fazla pörözite ve daha yüzeysel erezyon ile diğer
porselen tiplerinden farklı özellikler gösterdi (Şekil 4.11). HF asit uygulanması lösit ve
litya disilikat bazlı seramikte belirgin çıkıntılar ve bal peteği şekilli yüzey
düzensizlikleri oluşturdu. Diğer yandan, HF aside maruz kalan feldspatik porselen
örneklerde çok sayıda birbirine benzer gözenekler ve bu gözenekler arasında yer alan
oluklar görüldü (Şekil 4.13, 4.14 ve 4.15).
61
Şekil 4.7.- Al2O3 ile kumlanmış feldspatik porselen yüzey
Şekil 4.8.- Al2O3 ile kumlanmış lösit bazlı porselen yüzey
Şekil 4.9.- Al2O3 ile kumlanmış litya disilikat bazlı
porselen yüzey
62
Şekil 4.10.- Silika kaplama yapılmış feldspatik porselen yüzey
Şekil 4.11.- Silika kaplama yapılmış lösit bazlı porselen yüzey
Şekil 4.12.- Silika kaplama yapılmış litya disilikat bazlı
porselen yüzey
63
Şekil 4.13.- HF asit uygulanmış feldspatik porselen yüzey
Şekil 4.14.- HF asit uygulanmış lösit bazlı porselen yüzey
Şekil 4.15.- HF asit uygulanmış litya dislikat bazlı
porselen yüzey
64
4.4. Kompozit yüzeyde metal braketler
4.4.1. Bağlanma değerleri
Metal braketlerde her bir grup için minimum ve maksimum değerler ile ortalama
bağlanma direnci, standart sapma ve standart hata değerleri Çizelge 4.13’de görülmektedir.
Kompozit yüzeye yapıştırılan metal braketlerde en yüksek bağlanma değeri silika
kaplama yapılan grupta elde edildi (13,9 MPa). Bunu sırasıyla alüminyum oksitle
kumlanan (11,9 MPa) ve HF asit uygulanan (11,8 MPa) gruplar takip etti. Ancak gruplar
arasında istatistiksel açıdan anlamlı bir fark bulunmadı (p<0,05).
Yüzey değiştirme tekniklerine göre kopma oranlarını veren grafik Şekil 4.16 da
görülmektedir.
4.4.2. Kopma tipleri
Braketlerin çıkarılması sonrası kopma tiplerinin ARI sistemine göre
sınıflaması çizelge 4.14’de verilmiştir. Kumlama yapılan grupta 4 tip kopma tipine de
rastlanırken HF asit uygulanan örneklerde braketler esas olarak ya örnek-yapıştırıcı ara
yüzeyinden ya da yapıştırıcı-braket ara yüzeyinden ayrıldı. Silika kaplanan grupta ise
braketlerin hemen tamamı örnek-yapıştırıcı ara yüzeyinden ayrılarak tüm artık
yapıştırıcı braket tabanında kalmıştır. Ayrıca kompozit örnek içerisindeki koheziv
kırıkları sadece silika kaplanan grupta gözlendi.
Çizelge 4.13.:Kompozit yüzeye yapıştırılan metal braketlerin bağlanma değerleri
Restoratif kompozit
Ortalama
Min
Max
SS
SH
Kumlama
11,9
3,6
25,5
5,5
1,2
Kumlama+HF
11,8
2,2
24,1
5,6
1,3
Silika kaplama+silan
13,9
6,4
23
5,2
1,2
Çizelge 4.14.: Kompozit (metal braket) -ARI Skorları
Grup
0
1
2
3
Kompozit örnek içi kırılma
K
7
2
6
5
-
K+HF
11
1
1
7
-
SK+S
16
-
2
-
2
65
Kopma oranları (%)
100
Al2O3
80
Al2O3+HF
60
SK+S
40
20
Kuvvet (MPa)
0
0
5
10
15
20
25
Şekil 4.16.- Restoratif kompozit (metal braket)-başarısızlık oranları
4.5. Kompozit yüzeyde seramik braketler
4.5.1. Bağlanma değerleri
Metal braketlerde her bir grup için minimum ve maksimum değerler ile ortalama
bağlanma direnci, standart sapma ve standart hata değerleri Çizelge 4.15’de görülmektedir.
Kompozit yüzeylere yapıştırılan seramik braketlerde yüzey değiştirme
tekniklerine göre en yüksek değer HF asit uygulanan grupta (12,6 MPa) elde edildi. Bunu
sırasıyla alüminyum oksitle kumlanan (12,5 MPa) ve silika kaplanan (11 MPa) gruplar
takip etti. Birbirine oldukça yakın olan bu değerler arasında istatistiksel açıdan anlamlı bir
fark bulunmadı (p<0,05).
Bu sonuçlar yüzey değiştirme tekniklerine göre kopma oranlarını veren Şekil
4.17 ile de doğrulanmıştır.
4.5.2. Kopma tipleri
Seramik braketlerin çıkarılması sonrası kopma tiplerinin ARI sistemine göre
sınıflaması çizelge 4.16’da verilmiştir. Her üç grupta da braketler esas olarak yapıştırıcıbraket ara yüzeyinden ayrılarak yapıştırıcı rezin kompozit örnek yüzeyinde kalmıştır.
Kompozit örnek içerisindeki koheziv kırıkları ise sadece silika kaplanan grupta
gözlendi. Bunun yanı sıra kumlama yapılan ve HF asit uygulanarak yapıştırılan
örneklerde koparma işlemi sırasında seramik braketlerde kırılmalar da meydana geldi.
66
Çizelge 4.15.: Kompozit yüzeye yapıştırılan seramik braketlerin bağlanma
değerleri
Restoratif kompozit
Ortalama
Min
Max
SS
SH
Kumlama
12,5
9,9
14,5
1,6
0,4
Kumlama+HF
12,6
8,9
16,4
2,2
0,6
Silika kaplama + silan
11
7,6
17,8
2,9
0,8
Çizelge 4.16.: Kompozit(seramik braket) -ARI Skorları
Grup
0
1
2
3
Kompozit örnek içi kırılma
Braket
kırılması
K
-
-
-
18
-
2
K+HF
3
-
-
14
-
3
SK+S
2
-
-
14
4
-
Kopma oranları (%)
100
80
Al2O3
60
Al2O3+HF
SK+S
40
20
Kuvvet(MPa)
0
0
5
10
15
20
25
Şekil 4.17.- Restoratif kompozit (seramik braket)- başarısızlık oranları
4.6. Kompozit yüzey tarayıcı elektron mikroskobu(SEM) sonuçları:
Tarayıcı elektron mikroskobu ile alınan fotoğraflarda her üç tip uygulamanın
da kompozit yüzeyde belirgin değişiklikler oluşturduğu görüldü. 50µm alüminyum
oksitle kumlama sonucu restoratif kompozit yüzeyde sığ girinti-çıkıntılar şeklinde
pürüzlü bir yapı meydana geldiği gözlendi (Şekil 4.18). Kompozit örneğe hidroflorik
asit uygulandığında doldurucu parçacıkların çözünmesi sonucu tüm yüzeye dağılmış
gözenekler ve belirgin madde kaybı ile oluşan düzensizlikler görüldü (Şekil 4.19).
67
Silika kaplama işlemi kompozit yüzey üzerinde alüminyum oksitle kumlama ile
kıyaslandığında oldukça benzer ancak daha belirgin sınırlı ve keskin köşelere sahip
pürüzler meydana getirdi (Şekil 4.20).
Şekil 4.18.- Al 2O3 uygulanmış restoratif kompozit
Şekil 4.19.-HF asit uygulanmış restoratif kompozit
Şekil 4.20.- Silika kaplama yapılmış restoratif kompozit
68
5. TARTIŞMA
5.1. Bağlanma Değerleri
Bu tezin amacı farklı seramik yüzeylere bağlanma kuvvetleri arasında fark olup
olmadığını belirlemek ve farklı seramik kron materyalleri ile restoratif kompozit yüzeye
braket yapıştırılmasında en güvenilir yöntemi bulmaktır. Metal ortodontik braketlerin mine
dokusuna bağlanmasında klinik olarak yeterli bağlanma direncinin 6 ile 8 MPa olması
gerektiği belirtilmiştir279. Laboratuar çalışmalarının klinik anlamı sınırlı olmasına karşın
çalışmamızda seramik yüzeylere yapıştırdığımız braketlerin ortalama bağlanma dirençleri
genel olarak bu sınırları aşmaktadır. Bu nedenle sonuçlar klinik olarak yeterli görülebilir.
Test edilen yöntemler arasında sadece kumlama sonrasında yapıştırılan metal
braketler en düşük bağlanma değerlerini verdiği ve kabul edilebilir sınırların altında kaldığı
için porselen yüzeye metal braketlerin yapıştırılmasında uygun bir yöntem olarak
değerlendirilmemelidir.
Porselen yüzeye yapıştırılan seramik braketlerde ise tüm yüzey değiştirme
yöntemleri kabul edilebilir sınırları geçmiştir ancak yine sadece kumlama yapılan gruplar
en düşük bağlanma değerini verdiği için klinik uygulamada güvenilir bir yöntem
olmayabilir.
Kompozit yüzeyde ise hem metal hem de seramik braketlerde kullanılan üç
yöntem de yeterli bağlanma direnci verdiği için ortodontik ataçmanların kompozit dolgular
üzerine yapıştırılmasında etkili oldukları düşünülmektedir.
5.2.Termal Siklus
Diş hekimliğinde kullanılan farklı materyaller ağız içerisinde fonksiyon sırasında
çeşitli mekanik, kimyasal ve termal streslere maruz kalmaktadır. Materyallerin veya
yöntemlerin klinik kullanıma uygunluğunu test etmek için laboratuar çalışmalarında en sık
kullanılan işlemler termal siklus ve suda bekletmektir.
Metal, kompozit ve seramik materyalleri farklı ısısal genleşme katsayılarına
sahip olduğu için ve ayrıca yapay yaşlanma sağlayabilmek amacıyla braketlerin bağlanma
direncini test ederken de termal siklus uygulamak gereklidir15,280–282. Örneklerin termal
siklusa maruz kalması yapıştırıcı rezin ile seramik ya da kompozit ara yüzeyinde suyun
yayılmasını hızlandırır. Islak ortamlara dayanıklı olan ve olmayan materyalleri ayırt etmek
69
için 24 saat süreyle suda bekletmek yeterlidir ancak materyallerin yaşlanmasını
hızlandırmak için genellikle 5°C ile 55°C arasında termal siklus kullanılmaktadır. Su
banyoları arasındaki ısı değişimi genleşme katsayıları farklı olan iki materyalin bağlanma
ara yüzeyine su emilmesine ve rezin yapısının zayıflamasına katkıda bulunur282.
Yapılan çalışmalarda farklı termal siklus süreleri ve dereceleri kullanılmasına
rağmen bu konuda fikir birliği sağlanan nokta termal siklusun bağlanma direnci değerleri
üzerinde belirgin olarak negatif etkiye sahip olduğudur15,13.33.37. Termal siklus yapılan
çalışmalarda örneklerin bağlanma direnci değerleri termal siklus kullanılmayan
çalışmalardaki değerlerle16,30.34.35.244 kıyaslandığında daha düşük bulunmaktadır. Bazı
yazarlar 1000–2000 siklus38 ya da daha fazlasını kullanmasına rağmen ISO bağlanma
testleri standartlarına göre bizim çalışmamızda da uygulandığı gibi 500 siklus uygun kabul
edilmektedir280.
5.3. Kompozit Örneklerin Suda Bekletilmesi
Su emilimi kompozit materyalinin kimyasal olarak bozulmasında en önemli
faktörlerden biridir. Bu değişim esas olarak resin matris içerisinde meydana gelen difüzyon
yolu ile olmaktadır263. Çok sayıdaki kompozit tamiri çalışması kompozit materyalinin
yaşının tamir direnci üzerindeki etkisini ele almıştır. Söz konusu çalışmalar taze kompozit
materyale bağlanma direncinin materyalin koheziv direnci ile aynı olduğunu
göstermiştir283.
Ayrıca kompoziti 3–12 ay süreyle suda bekletmenin tamir direnci üzerine etkisini
değerlendiren bir çalışmada bekletme süresi arttıkça bağlanma direncinin azaldığı rapor
edilmiştir284. Çalışmamızın kompozit yüzeye ortodontik bağlanmayı değerlendirdiğimiz
bölümünde kompozitin yaşlanmasını sağlamak için örnekler 6 ay süreyle suda
bekletilmiştir.
5.4. Koparma testi
Ortodontide bağlanma direncini değerlendiren laboratuar çalışmalarında kuvvet
aktarıcılar yapıştırıldıktan ve termal siklus yapıldıktan sonra farklı tipte test yöntemleri
uygulanmaktadır. Bu amaçla en sık kullanılan standart ölçüm yöntemlerinden biri de
basma dayanıklılığı testidir(SBS)14.14.22.33.263.
70
SBS testi oldukça yaygın kullanılmasına rağmen eşit olmayan kuvvet dağılımı
nedeniyle uygulanması hassas bir teknik gerektirmektedir. Bu dengesiz kuvvet dağılımı
yapıştırılan materyal içerisinde koheziv kırıklarına neden olabilir21,22. Ayrıca, test sırasında
uygulanan kuvvetin yönündeki değişimler de bağlanma direnci ölçümleri etkilemektedir.
İdeal olarak kuvvet uygulama yapılan yüzeye paralel olmalıdır. Test sırasında uygulanan
kuvvetin yönünün bağlanma direnci değerlerini belirgin şekilde etkilediği ve ölçüm
sırasında bu parametrenin standardize edilmesi gerektiği savunulmaktadır285.
Bu çalışmada kullandığımız test yönteminde; çıkarma kuvvetinin yönünün
uygulama yüzeyine mümkün olduğu kadar paralel ve standart olmasına dikkat edilmiştir.
5.5. Hidroflorik Asit
Hidroflorik asit porselen tamirinde ya da porselen yüzeylere ortodontik kuvvet
aktarıcıların yapıştırılmasında oldukça sık kullanılan bir yüzey değiştirme ajanıdır. HF asit
kullanıldığında yapıştırıcı ile porselen arasında elde edilen bağlanma direnci tatminkâr
olmasına rağmen HF asidin potansiyel zararlı etkilerinden dolayı klinik kullanımda
tereddüt yaşanabilir. HF asit insan yumuşak dokularına hasar verici özelliğe sahip olduğu
için ağız içinde kullanılmaması ya da çok dikkatli izolasyon yapılarak kullanılması
önerilmektedir7. Bu nedenle alternatif olarak daha güvenli yüzey değiştirme teknikleri
kullanılması tercih edilebilir.
Son dönemlerde geliştirilen silika kaplama temeline dayanan yöntem seramik ya
da kompozit yüzeylere ortodontik ataçmanların yapıştırılması amacıyla HF aside alternatif
olarak değerlendirilebilir. Çalışmamızda silika kaplama kullanılan tüm yüzeylerde HF
asitle kıyaslanabilir sonuçlar elde edilmiştir.
5.6. Silan
Silan; birbirine benzemeyen organik ve inorganik materyaller arasında
bağlanmayı artırmak için kullanılan hibrid yapıda birleştirici bir ajandır. Silan reaksiyonu
sırasında ara yüzeyde meydana gelen olaylarla ilgili olarak en çok kabul gören teori
kimyasal bağlanma teorisidir. Buna göre silan kovalent siloksan (Si-O-Si) ve metallosiloksan (Si-O-M) bağlarının oluşması ile bağlanmayı artırmaktadır. Ayrıca silanın
yüzeylerin ıslanabilirliğini artırdığı da savunulmaktadır263.
71
Yapılan bazı çalışmalarda HF asit sonrasında silan kullanılması ile kompozit
rezinin porselen yüzeye tutunmasının artırıldığı ve yüksek bağlanma direnci elde edildiği
rapor edilmiştir11,34. Ancak bizim bulgularımız söz konusu çalışmaların sonuçları ile
uyumlu değildir. Her üç tip porselen için hem metal hem de seramik braketlerde HF asit
sonrası silan uygulanmasının bağlanma direnci değerini artırmadığı, aksine daha düşük
bağlanma değeri ile sonuçlandığı gözlendi. Bu bulgu diğer çalışmalara göre
araştırmamızdaki metodun farklı olmasından kaynaklanabilir. Bunun dışında, ilave silan
kullanılmasının bağlanma direncini artırmadığını rapor eden yayınlar da olduğu için26,54,
literatürdeki sonuçların çelişkili olduğu söylenebilir. Ayrıca yapılan bir çalışmada
uygulanan silanın litya disilkat bazlı seramik yüzeyde HF asidin oluşturduğu pürüzleri
tamamen doldurduğu gösterilmiştir286.
Çalışmamızda silan 50 mµ alüminyum oksitle kumlama sonrası uygulandığında
bağlanma direncinde belirgin artış tespit edilmiştir. Ancak, seramik materyali içerisinde
oluşan koheziv kırıkları sıklıkla kumlama+silan uygulanan porselen örneklerde
görülmüştür.
5.7. Silika Kaplama
Silika kaplama tekniğinin içerisinde de SiOx ile kumlama sonrası silan
uygulanmaktadır. Silikatizasyon sırasında kumlama basıncı seramik yüzeye silika
parçacıklarının gömülmesini sağlar ve silika tabakası silanın rezinle bağlanmasını artıracak
şekilde bir temel yapı oluşturur. Böylece hem kumlama ile mekanik tutuculuk sağlanır
hem de silan molekülü silanole hidrolize olarak silika yüzeyini kaplayacak şekilde
polisiloksan ağı ya da hidroksil gruplarını oluştururlar. Silika kaplama yönteminde başarılı
rezin-seramik bağlantısı oluşturmak için silanın temel bir bileşen olduğu vurgulanmıştır263.
5.8. Kopma Tipleri
Kompozit örneklerdeki kopma tipleri değerlendirildiğinde; metal braketlerde
HF asit uygulanarak ya da silika kaplanarak yapıştırılan örneklerde koparma işlemi
sonrası yapıştırıcı rezin esas olarak braket tabanında kalırken, seramik braketlerde her
üç yüzey değiştirme tekniğinde de braketler esas olarak yapıştırıcı-braket ara
yüzeyinden ayrılarak yapıştırıcı rezin kompozit örnek yüzeyinde kalmıştır.
72
Porselen örneklerdeki kopma tipleri değerlendirildiğinde metal braketlerde
lösit bazlı ve litya disilikat bazlı porselen gruplarında, seramik braketlerde ise her üç tip
porselen grubunda da kumlama+silan uygulanan ve silika kaplanan örneklerde koparma
işlemi sonrası yapıştırıcı rezin esas olarak seramik yüzey üzerinde kaldı. Buna göre
kimyasal bağlanma direnci braket tabanı ile sağlanan mekanik tutunma direncine eşit ya
da fazla görünmektedir. Bu şekilde artık yapıştırırcının tamamı porselen yüzey üzerinde
kalmıştır. Bu tip kopma; yapıştırıcı rezinin söz konusu yüzey değiştirme teknikleri ile
porselen yüzeye bağlanma direncinin yapıştırıcı içi koheziv direncinden daha fazla
olduğunu göstermektedir. HF asit uygulanan gruplarda ARI skorları 0 olarak kaydedildi
ki bu durum seramik yüzeye bağlanma direncinin yapıştırıcı rezinin koheziv
direncinden az olduğunu göstermektedir.
Bazı durumlarda ARI skorları ile bağlanma değerleri birbiriyle uyumlu
olmayabilir287,288, çalışmamızda da birkaç yüzey değiştirme tekniğinde bu tür
korelâsyona rastlanmamıştır. Bazı gruplarda en yüksek bağlanma değerine karşılık
gelen ARI skorlarının farklı olduğu izlendi, yani sonuçlara göre belli bir bağlanma
kuvveti için kopma tipi tahmin edilemeyebilir. Bu fark HF asit(mekanik) ve silika
kaplama(kemo-mekanik) ile elde edilen bağlanma tiplerinin farklı olmasından
kaynaklanabilir.
5.9. Koheziv Kırıkları
Seramik ya da kompozit örnekler içerisinde meydana gelen koheziv kırıkları
yapıştırıcı rezin ile seramik ya da kompozit materyali arasındaki bağlanmanın seramik
ya da kompozitin kendisinden daha güçlü olduğunu göstermektedir9. Porselen
örneklerde metal braketler için silika kaplanan, HF asit veya kumlama+silan uygulanan
gruplarda, bağlanma direnci değerleri en uygun bağlanma değeri olarak rapor edilen
değere ulaşmış hatta aşmıştır ancak seramik örnekler içerisinde koheziv kırıklarına
neden olmuştur.
Thurmond ve arkadaşları seramik ve kompozit rezin arasındaki bağlanma
direnci değeri 13 MPa’ı geçtiğinde seramik materyal içerisinde koheziv kırıkları
oluşacağını rapor etmişlerdir37. Çalışmamızda metal braketlerde 3 tip seramik için de
silika kaplanan grupların bağlanma dirençleri bu değeri geçti ve seramik içinde koheziv
kırıkları oluştur. Ancak kumlama ile birlikte silan uygulanan gruplarda bağlanma
73
direnci bu değeri geçmemesine rağmen silika kaplanan örneklere göre daha fazla
koheziv kırığı meydana geldi. Ayrıca, lösit bazlı seramik için sadece kumlama yapılan
grup hariç tüm yüzey değiştirme teknikleri seramik içi koheziv kırıklarına yol açtı.
5.10. Braket Kırıkları
Değerlendirilmesi gereken bir konu da koparma işlemi sırasında seramik
braketlerde meydana gelen kırılmadır. Seramik braketlerin en önemli dezavantajları
kırılgan yapıda olmaları ve kırılmaya yatkınlıklarıdır. Kırılmadan önce seramiğin uzama
oranı %1’den azken paslanmaz çelik için bu oran yaklaşık %20’dir. Bu nedenle seramik
braketlerin kırılma dirençleri metal braketlere göre daha düşüktür216.
Çalışmamızda meydana gelen braket içi koheziv kırıkları seramiklerin kırılgan
yapılarının yanı sıra braketlerin çıkarılma yönteminden de kaynaklanabilir. Klinik
kullanımda seramik braketin kırılarak ayrılması yüzeyin temizlenmesi işlemini uzattığı
için üretici firmanın tavsiye ettiği yöntemle braketin çıkarılması bu tür problemleri
azaltacaktır.
5.11. Tarayıcı Elektron Mikroskobu Görüntüleri
Porselen ya da kompozit örneklere uygulanan farklı yüzey değiştirme
işlemlerinden sonra kapsamlı bir değerlendirme yapabilmek için koparma testine ek
olarak yüzey özelliklerinin de incelenmesi gerekmektedir. Yapıştırıcı rezin, porselen
veya kompozit gibi katı bir yüzeyle temasa geçtiğinde üzerinde yayılarak ıslatır ve eğer
yüzey pürüzlendirilmişse söz konusu gözeneklerin içerisine dolar. Bu nedenle
pürüzlendirilmiş yüzeyin yapıştırıcı ile tamamen ıslatılması yeterli bağlanmayı elde
edebilmek için gereken en önemli koşuldur289. Yüzey topografyasının değiştirilmesi
(örneğin asit uygulama ya da kumlama ile) yüzey alanının, ıslanabilirliğin ve materyalin
yüzey enerjisinin değişmesine yol açmaktadır290.
Tarayıcı
elektron
mikroskobu
fotoğrafları
değerlendirildiğinde
asit
uygulamanın lösit ve litya dislikat bazlı seramiklerin yüzey özelliklerini değiştirerek
düzensiz bir topografya oluşturduğu görüldü. HF asit porselen içerisindeki cam matrisi
ve ikincil kristal yapıyı kaldırma ve böylece seramik kristalleri içerisinde düzensizlikler
oluşturma özelliğine sahiptir291. Yaptığımız SEM çalışması %9,6lık HF asidin 2 dakika
süreyle uygulanmasının kristal yapıyı ve cam matrisi uzaklaştırmada ve bu şekilde
74
tutucu bir yüzey oluşturmada etkili olduğunu göstermektedir. HF aside maruz bırakılan
feldspatik seramik yüzeyler incelendiğinde, düzenli olarak dağılmış gözenekler ve
yüzeysel pürüzler açıkça gözlenmektedir. Asit uygulanması ile meydana gelen kimyasal
tepkime, Hidroflorik asidin feldspatik porselendeki silika içeriği seçerek reaksiyona
girmesi şeklinde açıklanabilir37,286. Oluşan silikatlar su ile durulanarak uzaklaştırılır ve
sonuçta yapıştırma için uygun olan pürüzlü bir yüzey elde edilir286.
Çalışmamızda kumlama işlemi 50µm alüminyum trioksit tozu 3 saniye süreyle
püskürtülerek yapılmıştır. Tarayıcı elektron mikroskobu fotoğraflarında feldspatik, lösit
bazlı ve litya dislikat bazlı seramikler için bu işlem düzensiz bir yüzey elde edilmesini
sağladığı(lösit bazlı porselende daha fazla pürüz elde edilmiştir) ancak elde edilen
pürüzlerin silika kaplama uygulanan yüzeylere daha sığ olduğu görülmüştür.
SiOx kumlama ile elde edilen silika kaplamanın üç porselen tipi için de yüzey
pürüzlülüğünü artırdığı (lösit bazlı porselende daha fazla olacak şekilde) ve meydana
gelen çukur ve olukların kumlama yoluyla oluşturulan tutucu yüzeye oranla daha keskin
kenar ve köşelere sahip olduğu tespit edilmiştir. Silika kaplama ile elde edilen bağlanma
değerlerinin kumlamaya göre daha yüksek bulunmasında bu durumun da katkıda
bulunduğu düşünülebilir.
Yüzey değiştirme işlemlerinin kompozit materyali üzerindeki etkileri
değerlendirildiğinde her üç uygulamanın da (kumlama, Hidroflorik asit ve silika
kaplama) tutuculuk sağlayacak şekilde düzensiz bir yüzey oluşturduğu görüldü. Ancak
HF asidin kompozit içerisindeki doldurucu parçacıkları çözerek tamamen uzaklaştırdığı
ve daha belirgin madde kaybı meydana getirdiği izlendi.
Kompozit yüzeye uygulanan kumlama ve silika kaplama ise çok sayıda kum
parçacıkları ile kaplanmış birbirine benzer şekilde pürüzlü yüzeyler meydana getirdi.
Klinik açıdan bakıldığında her üç yöntemin laboratuar ortamındaki bağlanma değerleri
arasındaki fark anlamlı olmadığı da göz önüne alınarak kompozit yüzeye ortodontik
yapıştırma amacıyla HF asit kullanılması uygun bir seçenek olmayabilir.
75
6. SONUÇLAR VE ÖNERİLER
6.1. Sonuçlar
1. Çalışmamızda kullanılan porselen yüzeyler için sadece kumlama hariç tüm
yüzey değiştirme teknikleri yeterli bağlanma direncini sağlamıştır.
2. Kompozit yüzeyde kullanılan her üç yöntem de yeterli bağlanma değeri
göstermiştir.
3. Silan HF asit sonrasında uygulandığında bağlanma direnci belirgin olarak
artmamasına rağmen kumlama ve silan kombinasyonu ile belirgin artış görülmüştür.
4. Silika kaplama yapılan ve kumlama+silan uygulanan porselen gruplarında
braketlerin çıkarılmasından sonra yapıştırıcı rezin esas olarak braket tabanından
ayrılmış ve seramik yüzeyde kalmıştır. Porselen yüzeyler için bu yöntemler diğer
tekniklere göre daha yüksek bağlanma direnci sağlamıştır, ancak çıkarılmaları sırasında
porselen içi koheziv kırıklarına yol açtığı da tespit edilmiştir.
5. HF asit farklı porselen tiplerinde farklı yüzey özelliklerine yol açmıştır.
Lösit ve litya disilikat bazlı seramik yüzeyde benzer düzensiz yapı oluşurken HF asit
feldspatik porselenin silika fazı ile reaksiyona girerek cam matrisin uzaklaşmasına ve
daha fazla pürüz ile düzensizlik oluşmasına yol açmıştır.
6. Silika kaplama ve alüminyum oksitle kumlama diğer porselenlere oranla
lösit bazlı porselende yüzeysel bir erezyon ile daha fazla mikropörözite meydana
getirmiştir. Ancak iki yöntem karşılaştırıldığında ise, silika kaplamanın alüminyum
oksitle kumlamaya göre her üç porselende de daha fazla pürüz ile keskin kenar ve
köşelere sahip daha tutucu yüzeyler oluşturduğu gözlenmiştir.
7. Kompozit yüzeyde her üç uygulama da düzensiz bir yapı oluşturmuş ancak
HF asit doldurucu parçaları tamamen çözerek daha fazla madde kaybına yol açmıştır.
6.2. Öneriler
Klinik açıdan bakıldığında, hekim ortodontik ataçmanı yapıştıracağı
porselenin tipini önceden bilmiyorsa silika kaplama, kumlama sonrası HF asit veya
silan uygulamasını kullanabilir. Ancak HF asidin ağız içi yumuşak dokuları için zarar
verici olduğu göz önünde tutularak dikkatli olunmalıdır. Kompozit yüzeye yapıştırma
söz konusu ise silika kaplama, HF asit ya da kumlama kullanılabilir, fakat HF asidin
kompozit yapısında belirgin madde kaybına yol açtığı göz önünde bulundurulmalıdır.
76
Söz konusu yöntemlerle başarılı yapıştırma elde edilmesine rağmen ataçmanların
çıkarılması sırasında yüzeyde koheziv kırıkları meydana gelebilir, bu açıdan dikkatli
olunması gerektiği akılda tutulmalıdır.
Çalışmamız laboratuar araştırması olduğu için klinik anlamı sınırlıdır, silika
kaplama ile ilgili klinik çalışmalara ihtiyaç vardır.
77
7. KAYNAKLAR
1. Buonocore M. A simple method of increasing the adhesion of acrylic filling materials to enamel
surfaces. J Dent Res 1955; 34:849
2. Newman GV. Epoxy adhesives for orthodontic attachments: progress report. Am J Orthod
1965;51:901
3. Mizrahi E, Smith DC. Direct cementation of orthodontic brackets to dental enamel. Br Dent J 1969;
127:371
4. Miura F, Nakagawa K, Masuhara E. New direct bonding system for plastic brackets. Am J Orthod
1971; 59:350
5. Reynolds IR. A review of direct orthodontic bonding. Br J Orthod 1975; 2:171
6. Zachrisson BU. A posttreatment evaluation of direct bonding in orthodontics. Am J Orthod 1977;
71:173
7. Graber TM, Vanarsdall RL. Vig WLK. Orthodontics: Current principles and techniques. 4th ed,
Elsevier Mosby,2005.
8. Adult Orthodontics, Articles: Dental Health, California Dental Association Online, February 25, 2002.
9. Smith GA. Orthodontic bonding to porcelain- Bond strength and refinishing. Am J Orthod Dentofacial
Orthop 1988; 94:245–52
10. Newman SM, Dressler KB, Grenadier MR. Direct bonding of orthodontic brackets to esthetic
restorative materials using a silane. Am J Orthod 1984; 86.503–6
11. Kao EC, Boltz KC, Johnston WM. Direct bonding of orthodontic brackets to porcelain veneer
laminates. Am J Orthod Dentofacial Orthop 1988; 94:458–68
12. Andreasen GF, Stieg MA. Bonding and debonding brackets to porcelain and gold Am J Orthod
Dentofacial Orthop 1988; 93:341
13. Eustaquio R, Garner LD, Moore BK. Comparative tensile strength of brackets bonded to porcelain
with orthodontic adhesive and porcelain repair systems. Am J Orthod Dentofacial Orthop 1988; 94:421
14. Zachrisson BU, Buyukyilmaz T. Recent advances in bonding to gold, amalgam and porcelain. J
Clin Orthod 1993; 27:661-75
15. Zachrisson Y, Zachrisson BU, Buyukyilmaz T. Surface preparation for orthodontic bonding to
porcelain. Am J Orthod Dentofacial Orthop 1996; 109:420-30
16. Gillis I, Redlich M. The effect of different porcelain conditioning techniques on shear bond strength
of stainless steel brackets. Am J Orthod Dentofacial Orthop 1998; 14:387-92
17. Dent RJ. Repair of porcelain-fused-to-metal restorations. J Prost Dent 1979; 41:661-664
18. Such B. All bond-fourth generation dentin bonding system. J Esthet Dent 1979; 661-4
19. Wood DP, Jordan RE, Way DC, Galil KA. Bonding to porcelain and gold. Am J Orthod
Dentofacial Orthop 1986; 89:194-205
78
20. Highton RM, Caputo AA, Matyas J. Effectiveness of porcelain repair systems J Prost Dent 1979;
42:292-4
21. Newman GU. Bonding to porcelain. J Clin Orthod 1983;17:53-55
22. Winchester L. Direct bonding to porcelain: an in vitro study. Br J Orthod 1991;18:299-308
23. Diaz-Arnold AM, Schneider RC., Aquilino SA. Bond strength of intra oral porcelain repair
materials. J Prost Dent 1989; 61: 305-9
24. Al Edris A, Al Jabr A, Cooley RL, Barghi N. SEM evalution of etch patterns by three enchants on
three porcelains. J Prost Dent 1990; 64:734
25. Sorenson JA, Kang SK, Avera SP. Porcelain-composite interface microleakage with various
porcelain surface treatments Dent Mat 1991; 7:118
26. Zachrisson BU. Orthodontic bonding to artificial tooth surfaces: Clinical versus laboratory findings
Am J Orthod Dentofacial Orthop 2000; 117:592-4
27. Stokes A, Hood J, Tidmarsh B. Effect of six months water storage on silane treated resin/porcelain
bonds. J Dent 1998; 16:294-6
28. Lu R, Harcourt J, Tyas M, Alexander B. An investigation of the composite resin/porcelain
interface. Aust Dent J 1992; 37:12-19
29. Major PW, Koehler JR, Manning KE. 24-hour shear bond strength of metal orthodontic brackets
bonded to porcelain using various adhesion promoters. Am J Orthod Dentofacial Orthop 1995; 108:3229
30. Nebbe B, Stein E. Orthodontic brackets bonded to glazed and deglazed porcelain surfaces. Am J
Orthod Dentofacial Orthop 1996; 109:431-6
31. Simonsen RJ, Calamia JP. Tensile bond strength of etched porcelain J Dent Res 1983; 61:279
32. Hayakawa T, Horie K, Aida M, Kanaya H, Kobayashi T, Murata Y. The influence of surface
conditions and silane agents on the bond of resin to dental porcelain Dent Mater 1992; 8:238-40
33. Bourke BM, Rock WP. Factors affecting the shear bond strength of orthodontic brackets to
porcelain. Br J Orthod 1999; 26:285-90
34. Cochran D, O’Keefe KL, Turner DT, Powers JM. Bond strength of orthodontic composite cement
to treated porcelain Am J Orthod Dentofacial Orthop 1997; 111:297-300
35. Kocadereli I, Canay S, Akca K. Tensile bond strength of ceramic orthodontic brackets bonded to
porcelain surfaces Am J Orthod Dentofacial Orthop 2001; 119:617-20
36. Calamia JR, Vaidyanathan J, Vaidyanathan TK, Hirch SM. Effect of coupling agents on bond
strength of etched ceramics. J Dent Res 1985; 64:296
37. Thurmond JW, Barkmeier W, Wilwerdind TM. Effect of porcelain surface treatments on bond
strengths of composite resin bonded to porcelain. J Prost Dent 1994; 72:355-9
38. Aida M, Hayakawa T, Mizukawa K. Adhesion of composite to porcelain with various surface
conditions. J Prost Dent 1995; 73:464-70
39. Ziskind D. Bonding bracket to a ceramic crown- understanding makes easy. Lingual news 2004;2
79
40. Sorenson JA, Engelman MJ, Torres TJ, Avera SP. Shear bond strength of composite resin to
porcelain. Int J Prosthodont 1991; 4:17-23
41. Barbosa VLT, Almedia MA, Cheviterese O, Keith O. Direct bonding to porcelain Am J Orthod
Dentofacial Orthop 1995; 107:159-64
42.Aida M, Hayakawa T, Mizukawa K. Adhesion of composite to porcelain with various surface
conditions J Prost Dent 1995; 73:464-70
43. Della Bona A, Von Nort R. Shear versus tensile bond strength of resin composite bonded to ceramic
J Dent Res 1995; 74:591-6
44. Lacy AM, Laluz J, Watanabe LG, Dellinges M. Effect of porcelain surface treatment on the bond
to composite J Prost Dent 1988; 69:288
45. Abbasi J, Bertolotti RL, Lacy AM, Watanabe LG. Bond strength of porcelain repair monomers. J
Dent Res 1988; 67:223
46. Wunderich RC, Yaman P. In vitro effect of topical floride on dental porcelain. J Prost Dent 1986;
55 :385-8
47. Lacy AM, Laluz J, Watanabe LG, Dellinges M. Effect of porcelain treatments on the bond strength
of composite. J Prost Dent 1988; 60:288-91
48. Guggenberger R. Das Rocatec-System_haftung durch tribochemische Besichtung. Deutsche
zahnarztliche Zeitschrift 1989; 44:874-76 (267 numaralı kaynaktan alınmıştır.)
49. Schneider W, Powers JM, Pierpont HP. Bond strength of composites to etched and silica-coated
porcelain fusing alloys. Dent Mater 1991; 8:211-5
50. Özcan M. The use of chair side silica coating for different dental applications. J Prost Dent 2002;
87:469-72
51. Özcan M, Niedermeier W. Clinical study on the reasons for and location of failures of metal-ceramic
restorations and survival of repairs. Int J Prosthodont 2002; 15:299-302
52. Schmage P, Nergiz I, Herrmann W, Özcan M. Influence of various surface-conditioning methods
on the bond strength of metal brackets to ceramic surfaces. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2003;
123:540-6
53. Raigrodski AJ. Contemporary materials and Technologies for all-ceramic fixed partial dentures: A
review of the literature. J Prosthet Dent 2004; 92:557-62
54. Blatz MB, Sadan A, Kern M. Resin-ceramic bonding: a review of the literature. J Prosthet Dent
2003; 89:268-74
55. Blatz MB. Long-term clinical success of all-ceramic posterior restorations. Quintessence Int 2002;
33:415-26
56. Culp L. Empress 2. First year clinical results. J Dent Technol 1999;16:12-5
57. Tinschert J, Natt G, Mautsch W, Augthun M, Spiekermann H. Fracture resistance of lithium
disilicate-, alumina- and zirconia-based three-unit fixed partial dentures: a laboratory study. Int J
Prosthodont 2001; 14:231-8
58. Proffit WR. Contemporary Orthodontics. 2nd Ed., St. Louis: Mosby Year Book, 1993; 342-373
80
59. Linklater RA, Gordon PH. Bond failure patterns in vivo. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2003;
123:534-9
60. Matasa CG. Adhesion and its ten commandments. Am J Orthod Dentofacial Orthop 1989; 95:355356
61. Craig RG. Restorative Dental Materials. 10th Ed., St Louis, Mosby Year Book, 1997.
62. Miura F, Nakagawa K, Massuhara E. New direct bonding systems for plastic brackets. Am J
Orthod 1971; 59.350-361
63. Newman GV, Facq JM. The effect of adhesive systems on tooth surfaces. Am J Orthod 1971; 59:6775
64. Gorelick L. Bonding metal brackets with a self-polymerizing sealant-composite: a 12-month
assessment. Am J Orthod 1977; 71: 542-553
65. Ceen RF, Gwinnett AJ. Indelible iatrogenic staining of enamel following debonding. J Clin Orthod
1980; 14: 713
66. Pus MD, Way DC. Enamel loss due to orthodontic bonding with filled and unfilled resins using
various clean-up techniques. Am J Orthod 1980; 77: 269
67. Diedrich P. Enamel alterations from bracket bonding and debonding:a study with the electron
microscopy. Am J Orthod 1981; 79: 500
68. Zachrisson BU, Mjör IA. Remodeling of teeth by grinding. Am J Orthod 1975; 68: 545
69. Brannstorm M, Malmgren O, Nordenvall KJ. Etching of young permanent teeth with an acid gel.
Am J Orthod 1982; 83: 379-383
70. Brannstorm M, Nordenvall KJ, Malmgren O. The effect of various pretreatment measure of the
enamel in bonding procedures. Am J Orthod 1978; 74: 522-530
71. Nordenvall KJ, Brannstorm M, Malmgren O. Etching of deciduous teeth and young and old
permanent teeth: a comparison between 15 and 60 seconds of etching. Am J Orthod 1980; 78: 99-108
72. Surmont P. Comparison in shear bond strength of orthodontic brackets between five bonding systems
related to different etching times: an in vitro study. Am J Orthod Dentofac Orthop 1992; 101: 414-419
73. Zachrisson BU. Iatrogenic damage in orthodontic treatment (JCO/ Interviews) J Clin Orthod 1978;
12: 208-20
74. Smith RA, Bellezza JJ, Capilouto ML, Bradley EL, Denys FR, Retief DH. A clinical study of the
composite/bonding resin-tooth interface. Dent Mater 1987; 3:218-23
75. Roy M, King GE. Evaluation of primers used for bonding silicone to denture base material. J
Prosthet Dent 1989; 61:636-9
76. Espinosa HD. In vitro study of resin-supported internally etched enamel. J Prosthet Dent 1978;
40:526-30
77. Sparrius O, Grossman ES. Marginal leakage of composite resin restorations in combination with
dentinal and enamel bonding agents. J Prosthet Dent 1989; 61:678-84
78. Adipronto S, Beech DR, Hardwick JL. Effect of pretreatment of enamel on bonding to composite
restorative materials. J Dent Res 1975; 54: Abstr. L354
81
79. Ortiz RF, Phillips RW. Schwartz ML, Osborne JW. Effect of composite resin bond agent on
microleakage on bond strength. J Prosthet Dent 1979; 41: 51-7
80. Gorelick L, Geiger AM, Gwinnet AJ. Incidence of white spot lesions associated with bands and
bonding. Am J Orthod 1982; 81:93-8
81. Phillips HW. Bonding. Part 1 and 2 (JCO/Interviews) J Clin Orthod 1980; 14:391-411, 462-80
82. Joseph VP, Rossouw PE, Basson NJ. Do sealant seal: an SEM investigation. J Clin Orthod 1992;
26: 141
83. Wang WN, Tang TH. Evaluation of the sealant in orthodontic bonding. Am J Orthod Dentofacial
Orthop 1991; 100: 209-11
84. Littlewood SJ, Mitchell L, Greenwood DC. Investigation of a hydrophilic primer for orthodontic
bonding: an in vitro study. J Orthod 2000; 27: 181-6
85.Gandhi RK, Combe EC, Speidel TM. Shear bond strength of stainless steel orthodontic brackets
with a moisture insensitive primer. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2001; 119: 251-5
86. Hobson RS, Ledvinka J, Meechan JG. The effect of moisture and blood contamination on bond
strength of a new orthodontic bonding material. Am J Orthod Dentofacial Orthop. 2001;120:54–57.
87. Zeppieri IL, Chung C, Mante FK. Effect of saliva on shear bond strength of an orthodontic
adhesive used with moisture insensitive and self-etch primers. Am J OrthodDentofacial Orthop 2003;
124:414–419.
88. Littlewood SJ, Mitchell L, Greenwood DC. A randomized controlled trial to investigate brackets
bonded with a hydrophilic primer. J Orthod 2001; 28:301-5
89. Hosein I, Ireland AJ, Sherrif M. Enamel loss during bonding, debonding and cleanup with use of a
self-etching primer. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2004; 126: 717-24
90. Bishara SE. Effect of an acid primer on shear bond strength of orthodontic brackets. Am J Orthod
Dentofacial Orthop. 1998; 114: 243–247.
91. Chigira H, Koike T, Hasegawa T, Itoh K, Wakumoto S, Hyakawa T. Effect of the self-etching
dentin primers on the bonding efficacy of dentine adhesive. Dent Mater J 1989; 8:86–92.
92. Nishida K, Yamauchi J, Wada T, Hosoda H. Development of a new bonding system [Abstract
#267] J Dent Res 1993; 72:137.
93. Cehreli ZC, Kecik D, Kocadereli I. Effect of self-etching primer and adhesive formulations on the
shear bond strength of orthodontic brackets. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2005; 127(5):573-9
94. Cal-Neto JP, Miguel JAM. Scanning electron microscopy evaluation of the bonding mechanism of a
self-etching primer on enamel. Angle Orthod 2006; 76:132-136
95. Van Meerbeck B, Perdigao J, Lambrechts P, Vanherle G. The clinical performance of adhesives J
Dent 1998; 26:1-20.
96. Kanemura N, Sano H, Tagami J. Tensile bond strength to and SEM evaluation of ground and intact
enamel surfaces. J Dent 1999; 27:523-30.
97. Bishara SE, Oonsombat C, Soliman MMA, Warren JJ, Laf-foon JF, Ajlouni R. Comparison of
bonding time and shear bond strength between a conventional and a new integrated bonding system.
Angle Orthod 2005; 75:233–238.
82
98. Arnold RW, Combe EC, Warford JH Jr. Bonding of stainless steel brackets to enamel with a new
self-etching primer. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2002; 122:274–276.
99. Buyukyilmaz T, Usumez S, Karaman AI. Effect of self-etching primers on bond strength—are they
reliable? Angle Orthod 2003; 73:64–70.
100. Dorminey JC, Dunn WJ, Taloumis LJ. Shear bond strength of orthodontic brackets bonded with a
modified 1-step etchant and-primer technique. Am J Orthod Dentofacial Orthop. 2003; 124:410–413.
101. Cacciafesta V, Sfondrini MF, De Angelis M, Scribante A, Klersy C. Effect of water and saliva
contamination on shear bond strength of brackets bonded with conventional, hydrophilic and self-etching
primers. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2003; 123:633–640.
102. Rajagopal R, Padmanabhan S, Gnanamani J. A comparison of shear bond strength and
debonding characteristics of conventional, moisture-insensitive, and self-etching primers in vitro. Angle
Orthod 2004; 74:264–268.
103. Bishara SE, Gordon VV, VonWald L, Olsen ME. Effect of an acidic primer on shear bond
strength of orthodontic brackets. Am J Orthod Dentofacial Orthop 1998; 114:243–247.
104. Aljubouri YD, Millett DT, Gilmore WH. Laboratory evaluation of a self-etching primer for
orthodontic bonding. Eur J Orthod 2003; 25:411–415.
105. Bishara SE, Ajlouni R, Laffoon JF, Warren JJ. Comparison of shear bond strength of twoselfetch primer/adhesive systems. Angle Orthod 2006; 76:123-126
106. Aljubouri YD, Millett DT, Gilmour WH. Six and 12 months’ evaluation of a self-etching primer
versus two-stage etch and prime for orthodontic bonding: a randomized clinical trial. Eur J Orthod 2004;
26:565–571.
107. Ireland AJ, Knight H, Sherriff M. An in vivo investigation into bond failure rates with a new selfetching primer system. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2003; 124:323–326.
108. Pandis N, Eliades T. A comparative in vivo assessment of the long-term failure rate of 2 selfetching primers. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2005; 128:96–98.
109. Asgari S, Salas A, English J, Powers J. Clinical evaluation of bond failure rates with a new selfetching primer. J Clin Orthod 2002; 36:687–689.
110. Keim RG, Gottlieb EL, Nelson AH. 2002 JCO study of orthodontic diagnosis and treatment
procedures. 1. Results and trends. J Clin Orthod 2002; 36:553-568
111. Zachrisson BU. A posttreatment evaluation of direct bonding in orthodontics. Am J Orthod 1977;
71:173
112. Zachrisson BU, Brobakken BO. Clinical comparison of direct versus indirect bonding with
different bracket types and adhesives. Am J Orthod 1978; 74:62
113. Jost-Brinkman PG, Schiffer A, Miethke RR. The effect of adhesive layer thickness on bond
strength. J Clin Orthod 1992; 26:718
114. Silverman E, Cohen M, Anthony G, Dietz V. A universal direct bonding system for both metal
and plastic brackets. Am J Orthod 1972; 62:236-44
115. Anusavice KJ. Phillips’ Science of Dental Materials. 11th Ed., Saunders, USA 2003
116. Brobakken BO, Zachrisson BU. Abrasive wear of bonding adhesives: studies during treatment and
after bracket removal. Am J Orthod 1981; 79:134
83
117. Rueggeberg FA, Maher FT, Kelly MT. Thermal properties of a methyl methacrylate-based
orthodontic bonding adhesive. Am J Orthod Dentofacial Orthop 1992; 101:342-9
118. Oliver RG. The effect of different methods bracket removal on the amount of residual adhesive. Am
J Orthod Dentofacial Orthop 1988; 93:196-200
119. Pus MD, Way DC. Enamel loss due to orthodontic bonding with filled and unfilled resins using
various clean-up techniques. Am J Orthod Dentofacial Orthop 1980; 77:269-83
120. Everett MS. Debonding orthodontic adhesives. Dent Hyg 1985; 59:364-70 (110 numaralı kaynaktan
alınmıştır.)
121. Guan L, Chen Z, Qiu J. A study on TF no-mix orthodontic adhesive. Hua Xi Kou Qiang Yi Xue Za
Zhi. (Abstract) 1997 Nov;15(4):331-2
122. Millett DT, Gordon PH. A 5-year clinical review of bond failure with a no-mix adhesive (Right
on). Eur J Orthod 1994; 16(3):203-11.
123. Adolfsson U, Larsson E, Ogaard B. Bond failure of a no-mix adhesive during orthodontic
treatment. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2002; 122:277-81
124. Terhune WF, Sydiskis RJ, Davidson WM. In vitro cytotoxicity of orthodontic bonding materials.
Am J Orthod 1983; 83(6):501-6.
125. Thompson IR, Miller EG, Bowles WH. Leaching of unpolymerized materials from orthodontic
resin. J Dent Res 1982; 61:989
126. Gioka C, Bourauel C, Hiskia A, Kletsas D, Eliades T, Eliades G. Light-cured or chemically cured
orthodontic adhesive resins? A selection based on the degree of cure, monomer leaching, and
cytotoxicity. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2005; 127:413-9
127. Tirtha R, Fan PL, Dennison JB. In vitro depth of cure of photo-activated composites. J Dent Res
1982; 61:1184
128. Oesterle LJ, Newman SM, Shellhart WC. Rapid curing of bonding composite with a xenon
plasma arc light. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2001; 119:610-6
129. Bishara SE, VonWald L, Olsen ME, Laffoon JF, Jakobsen JR. Effect of light-cure time on the
initial bond strength of a glass ionomer adhesive. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2000; 117:164-8
130. Bishara SE, VonWald L, Olsen ME, Laffoon JF. Effect of time on the shear bond strength of
glass ionomer and composite orthodontic adhesives. Am J Orthod Dentofacial Orthop 1999; 116:616-20
131. Sfondrini MF, Cacciefesta V, Pistorio A, Sfondrini G. Effects of conventional and high intensity
light-curing on enamel shear bond strength of composite resin and resin-modified glass ionomer. Am J
Orthod Dentofacial Orthop 2001; 119:30-35
132. Trinpeneers LM, Dermaut LR. A clinical evaluation of the effectiveness of a fluoride-releasing
visible light-activated bonding system to reduce demineralization around orthodontic brackets. Am J
Orthod Dentofac Orthop 1996; 110:218-22
133. Øgaard B, Rezk-Lega F, Ruben J, Arends J. Cariostatic effect and fluoride release from a visible
light-curing adhesive for bonding of orthodontic brackets. Am J Orthod Dentofac Orthop 1992; 101:3037
134. Rix D, Foley TM, Banting D, Mamandras A. A comparison of fluoride release by resin-modified
GIC and polyacid-modified composite resin. Am J Orthod Dentofac Orthop 2001; 120:398-405
84
135. Wenderoth CJ, Weinstein M, Borislov AJ. Effectiveness of a fluoride-releasing sealant in
reducing decalcification during orthodontic treatment. Am J Orthod Dentofac Orthop 1999; 116:629-34
136. Bishara SE, Olsen M, Wald LV. Comparisons of shear bond strength of precoated and uncoated
brackets. Am J Orthod Dentofac Orthop 1997; 112:617-21
137. Cooper RB, Goss M, Hamula W. Direct bonding with light-cured adhesive precoated brackets. J
Clin Orthod 1992; 26:477–479.
138. Sunna S, Rock WP. An ex-vivo investigation into the bond strength of orthodontic brackets and
adhesive systems. Br J Orthod 1999; 26:47–50.
139. Bishara SE, Ajlouni RA, Laffoon JF, Warren JJ. Effects of modifying the adhesive composition
on the bond strength of orthodontic brackets. Angle Orthod 2002; 72(5):464–467.
140. Hirani S, Sherriff M. Bonding characteristics of a self-etching primer and precoated brackets: an in
vitro study. Eur J Orthod. 2006; 28(4):400-4
141. Cal-Neto JP, Miguel JAM, Zanella E. Effect of a Self-etching Primer on Shear Bond Strength of
Adhesive Precoated Brackets In Vivo. Angle Orthod 2006; 76:127-131
142. Sunna S, Rock WP. Clinical performance of orthodontic brackets and adhesive systems: a
randomized clinical trial. Br J Orthod 1998 ; 25(4):283-7
143. Verstrynge A, Ghesquiere A, Willems G. Clinical comparison of an adhesive precoated vs. an
uncoated ceramic bracket system. Orthod Craniofac Res 2004 ; 7(1):15-20.
144. Miguel JA, Zanella E. Effect of a self-etching primer on shear bond strength of adhesive precoated
brackets in vivo. Angle Orthod 2006; 76(1):127-31
145. Wilson AD, Kent BE. A new translucent cement for dentistry: the glass ionomer cement. British
Dent J 1972; 132: 133-35
146. Johnson N. Current products and practice- Orthodontic banding cements. J Orthod 2000;
September: 283-284
147. Norris DS, McInnes-Ledoux P, Schwanninger B, Weinberg R. Retention of orthodontic bands
with new fluoride-releasing cements. Am J Orthod 1986; 89:206-11
148. Maijer R, Smith DC. A comparison between zinc phosphate and glass ionomer cement in
orthodontics. Am J Orthod Dentofacial Orthop 1988; 93:273-79
149. Durning P, McCabe JF, Gordon PH. A laboratory investigation into cements used to retain
orthodontic bands. British J Orthod 1994; 21: 27-32
150. Mizrahi E. Glass ionomer cements in orthodontics- an update. Am J orthod Dentofac Orthop 1988;
93: 505-507
151. Stirrups DR. A comparative clinical trial of a glass ionomer and a zinc phosphate cement for
securing orthodontic bands. British J Orthod 1991; 18: 15-20
152. Ewoldsen N, Demke RS. A rewiev of orthodontic cements and adhesives. Am J Orthod
Dentofacial Orthop 2001; 120:45-8
153. Fricker JP. A 12-month clinical comparison of resin-modified light activated adhesives for the
cementation of orthodontic molar bands. Am J Orthod Dentofacial Orthop 1997; 112:239-243
85
154. Tate WH, You C, Powers JM. Bond strength of compomers to human enamel. Oper Dent 2000;
25:283-91
155. Sidhu SK, Watson TF. Resin-modified glass ionomer materials: a status report for the American
Journal of Dentistry. Am J Dent 1995; 8:59-66
156. Millet DT, Gordon PH. The performance of first molar orthodontic bands cemented with glass
ionomer cement- a retrospective analysis. Br J Orthod 1992; 19:215-220
157. Komori A, Kojima I. Evaluation of a new 2-paste glass ionomer cement. Am J Orthod Dentofacial
Orthop 2003; 123:649-52
158. Mennenmeyer VA, Neuman P, Powers JM. Bonding of hybrid ionomers and resin cements to
modified orthodontic band materials. Am J Orthod Dentofacial Orthop 1999; 115:143-7
159. Ashcraft DB, Staley RN, Jakobsen JR. Fluoride release and shear bond strengths of three lightcured glass ionomer cements. Am J Orthod Dentofacial Orthop 1997; 111: 260-5
160. Cacciafesta V, Jost-Brinkmann PG, Subanberger U, Miethke RR. Effects of saliva and water
contaminate on the enamel shear bond strength of a light-cured glass ionomer cement. Am J Orthod
Dentofacial Orthop 1998; 113: 402-7
161. Millet DT, Cummings A, Letters S, Roger E, Love J. Resin-modified glass ionomer, modified
composite or conventional glass ionomer for band cementation?- an in vitro evaluation Eur J Orthod
2003; 25: 609-614
162. Gaworski M, Weinstein M, Borislow AJ. Decalcification and bond failure: a comparison of a glass
ionomer and a composite resin bonding system in vivo. Am J Orthod Dentofacial Orthop 1999; 116:51821
163. Hitmi L, Muller C, Mujajic M, Attal JP. An 18-month clinical study of bond failures with resinmodified glass ionomer cement in orthodontic practice. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2001; 120:40615
164. Fan PL, Wozniak WT, Reyes WD, Stanford JW. Irradiance of visible light-curing units and
voltage variation effects. J Am Dent Assoc 1987; 115:442-5.
165. Bennett AW, Watts DC. Performance of two blue light-emitting-diode dental light curing units
with distance and irradiation time. Dent Mater 2004; 20:72-9.
166. Althoff O, Hartung M. Advances in light curing. Am J Dent 2000; 13(spec no):77D-81D.
167. Oesterle LJ, Newman SM, Shellhart WC. Rapid curing of bonding composite with a xenon
plasma arc light. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2001; 119:610-6.
168. Oesterle LJ, Messersmith ML, Devine SM, Ness CF. Light and setting times of visible light-cured
orthodontic adhesives. J Clin Orthod 1995; 29:31-6.
169. Wang WN, Meng CL. A study of bond strength between light-and self-cured orthodontic resin. Am
J Orthod Dentofacial Orthop 1992; 101:350-4.
170. Sfondrini MF, Cacciafesta V, Pistorio A. Effects of coventional and high-intensity light-curing on
enamel shear bond strength of composite and resin-modified glass ionomer. Am J Orthod Dentofacial
Orthop 2001; 119:30-35
171. Cipolla AJ. Laser curing of photoactivated restorative materials. ILT Systems. 1993;p:1-3
172. Hicks JM, Flaitz CM, Westerman GH, Blankenau RJ, Powell GL, Berg JH. Caries-like lesion
86
initiation and progression in sound enamel following argon laser irradiation: a study in vitro. J Dent Child
1993; 60:201-6.
173. Hicks JM, Flaitz CM, Westerman GH, Blankenau RJ, Powell GL, Berg JH. Enamel caries
initiation and progression following low fluencies (energy) argon laser and fluoride treatment. Pediatr
Dent 1995; 20:9-13.
174. Anderson AM, Kao E, Galdwin M. The effects of argon laser irradiation on enamel
decalcification: an in vivo study. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2002; 122:251-9.
175. Noel L, Rebellato J, Sheats RD. The effect of argon laser irradiation on demineralization resistance
of human enamel adjacent to orthodontic brackets: an in vitro study. Angle Orthod 2003; 73:249-258
176. Shanthala BM. Laser vs. visible light cured composite resin: an in vitro shear bond study. Pediatr
Dent 1995; 19:121-5.
177. Lalani NBA, Foley TF, Voth R, Banting D, Mamandras A. Polymerization with the argon laser:
curing time and shear bond strength. Angle Orthod 2000; 70:28-33.
178. Talbot TQ, Blankenau RJ, Zobitz ME, Weaver AL, Lohse CM, Rebellato J. Effect of argon
laser irradiation on shear bond strength of orthodontic brackets: an in vitro study. Am J Orthod
Dentofacial Orthop 2000; 118:274-9.
179. Kurchak M, Desantos B, Powers J, Turner D. Argon laser for light-curing adhesives. J Clin
Orthod 1997; 31:371-4.
180. Sfondrini MF, Cacciafesta V, Scribante A, Klersy C. Plasma arc versus halogen light curing of
orthodontic brackets: a 12-month clinical study of bond failures. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2004;
125:342-7.
181. Klocke A, Korbmacher HM, Huck LG. Plasma arch curing of ceramic brackets: an evaluation of
shear bond strength and debonding characteristics. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2003; 124:309-315
182. Pettemerides AP, Ireland AJ, Sherriff M. An ex vivo investigation into the use of a plasma arc
lamp when using a visible light-cured composite and a resin-modified glass poly (alkenoate) cement in
orthodontic bonding. J Orthod 2001; 28:237-44.
183. Ishikawa H, Komori A, Kojima I, Ando F. Orthodontic bracket bonding with a plasma arc light
and resin-reinforced glass ionomer cement. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2001; 120: 58-63.
184. Manzo B, Listro G, De Clerck H. Clinical trial comparing plasma arc and conventional halogen
curing lights for orthodontic bonding. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2004; 125:30-5.
185. Uzel A, Buyukyilmaz T, Kayalioglu M, Uzel I. Temperature rise during orthodontic bonding with
various light-curing units—an in vitro study. Angle Orthod 2006; 76:330–334
186. La Torre G, Marigo L, Pascarella GA, Rumi G. Light-emitting diode (LED) technology applied
to the photopolymerization of resin composites. Minerva Stomatol 2003; 52:193-200.
187. Mills RW, Uhl A, Jandt KD. Optical power outputs, spectra and dental composite depths of cure,
obtained with blue light emitting diode (LED) and halogen light curing units (LCUs). Br Dent J 2002;
193:459-63.
188. Dunn WJ, Bush AC. A comparison of polymerization by light-emitting diode and halogen-based
light-curing units. J Am Dent Assoc 2002; 133:335-41.
87
189. Sfondrini MF, Cacciafesta V, Scribante A, Boehme A, Jost-Brinkmann PG. Effect of light-tip
distance on the shear bond strengths of resin-modified glass ionomer cured with high-intensity halogen,
light-emitting diode, and plasma arc lights. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2006; 129:541-6
190. Dunn WJ, Taloumis LJ. Polymerization of orthodontic resincement with light-emitting diode
curing units. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2002; 122:236-41.
191. Bishara SE, Ajlouni R, Oonsombat C. Evaluation of a new curing light on the shear bond strength
of orthodontic brackets. Angle Orthod 2003; 73:431-5.
192. Swanson T, Dunn WJ, Childers DE, Taloumis LJ. Shear bond strength of orthodontic brackets
bonded with light-emitting diyote curing units at various polymerization times. Am J Orthod Dentofacial
Orthop 2004; 125:337-41.
193. Usumez S, Buyukyilmaz T, Karaman AI. Effect of light-emitting diode on bond strength of
orthodontic brackets. Angle Orthod 2004; 74:259-63.
194. Kusy RP, O’Grady PW. Evaluation of titanium brackets for orthodontic treatment: part II. The
active configuration. Am J Orthod Dentofacial Orthop. 2000; 118:675–684.
195. Kusy RP, Whitley WW, Ambrose BA, Newman BS. Evaluation of titanium brackets for
orthodontic treatment: part I. The passive configuration. Am J Orthod Dentofacial Orthop. 1998;
114:558–572.
196. Flores DA, Chol LK, Caruso JM, Tomlinson JL, Scott GE, Jeiroudi MT. Deformation of metal
brackets: a comparative study. Angle Orthod 1994; 64:283-90
197. Zinelis S, Annousaki O, Eliades T. Elemental composition of brazing alloys in metallic orthodontic
brackets. Angle Orthod 2004; 74:394–399.
198. Mockers O, Deroze D, Camps J. Cytotoxicity of orthodontic bands, brackets and archwires in
vitro. Dent Mater. 2002; 18:311–317.
199. Grimsdottir MR, Hensten-Pettersen A, Kullmann A. Cytotoxic effect of orthodontic appliances.
Eur J Orthod. 1992;14:47–53.
200. Maijer R, Smith DC. Corrosion of orthodontic bracket bases. Am J Orthod. 1982; 81:43–48.
201. Gwinnett AJ. Corrosion of resin-bonded orthodontic brackets. Am J Orthod Dentofacial Orthop.
1982; 81:441–446.
202. Eliades T, Zinelis S, Eliades G, Athanasiou T. Nickel content of as-received, retrieved and
recycled stainless steel brackets. Am J Orthod Dentofacial Orthop. 2002; 122:217–220.
203. Mui B, Rossouw PE, Kulkarni GV. Optimization of a procedure for rebonding dislodged
orthodontic brackets. Angle Orthod 1999; 69:276–281
.
204. Basudan AM, Al-Emran SE. The effects of in-office reconditioning on the morphology of slots and
bases of stainless steel brackets and on the shear/peel bond strength. J Orthod 2001; 28:231-6
205. Wright WL, Powers JM. In-vitro tensile strength of reconditioned brackets. Am J Orthod 1985;
87:247-52
206. Sonis AL. Air abrasion of failed bonded metal brackets: a study of shear bond strength and surface
characteristic as determined by scaninng electron microscopy. Am J Orthod Dentofacial Orthop 1996;
110:96-8
207. Britton JC, McInnes P, Weinberg R, Ledoux WR, Retief DH. Shear bond strength of ceramic
orthodontic brackets to enamel. Am J Orthod Dentofacial Orthop 1990; 98:348-53
88
208. Schwartz MI. Ceramic brackets. J Clin Orthod 1988; 22: 82-88
209. Viazis AD, Cavanaugh G, Bevis RR. Bond strength of ceramic brackets under shear stress: An in
vitro report. Am J Orthod Dentofacial Orthop 1990; 98:214-221.
210. Joseph VP, Rossouw PE. The shear bond strengths of stainless steel and ceramic brackets used with
chemically and light-activated composite resins. Am J Orthod Dentofacial Orthop 1990; 97:121-125.
211. Harris AMP, Joseph VP, Rossouw E. Comparison of shear bond strengths of orthodontic resins to
ceramic and metal brackets. J Clin Orthod 1990; 24:725-728.
212. Storm ER. Debonding ceramic brackets. J Clin Orthod 1990; 24:91-94.
213. Guess MB, Watanabe LG, Beck FM. The effect of silane coupling agents on the bond strength of a
polycrystalline ceramic bracket. J Clin Orthod 1988; 22:788-792.
214. Iwamoto H, Kawamoto T, Kinoshita Z. Bond strength of new ceramic brackets as studied in vitro.
J Dent Res 1987; 66:928
215. Hyer KE. An in vitro study of shear and tensile bond strengths comparing mechanically and
chemically bonded ceramic brackets with three bonding agents. Masters Thesis, University of Iowa,
1989.(228 numaralı kaynaktan alınmıştır.)
216. Scott GE. Fracture toughness and surface cracks: The key to its understanding ceramic brackets.
Angle Orthod 1988; 58:5-8.
217. Pratten DH, Popli K, Germane N. Frictional resistance of ceramic and stainless steel orthodontic
brackets. Am J Orthod Dentofacial Orthop 1990; 98:398
218. Ghafari J. Problems associated with ceramic brackets suggest limiting use to selected teeth. Angle
Orthod 1992; 62:145
219. Ireland AJ, Sherrif M, McDonald F. Effect of bracket and wire composition on frictional forces.
Eur J Orthod 1991; 13:328
220. Cacciafesta V, Sfondrini MF, Scribante A. Evaluation of friction of conventional and metal-insert
brackets in various bracket-archwire combinations. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2003; 124:403-9
221. Viazis AD, DeLong R, Bevis RR. Enamel surface abrasion from ceramic orthodontic brackets: A
special case report. Am J Orthod Dentofacial Orthop 1989; 96: 514-518.
222. Flores DA, Caruso JM, Scott GE. The fracture strength of ceramic bracket: a comparative study.
Angle Orthod 1990; 60:269
223. Gibbs SL. Clinical performance of ceramic brackets: a survey of British orthodontist’s experience.
Br J Orthod 1992; 19:191-7
224. Holt MH, Nanda RS, Duncanson MG. Fracture resistance of ceramic brackets during arch wire
torsion. Am J Orthod Dentofac Orthop 1991; 99:287-93.
225. Lindaner SJ, Macon RC, Browning H, Rubenstein LK, Isaacson RJ. Ceramic bracket fracture
resistance to second-order arch wire activations. Am J Orthod Dentofac Orthop 1994;106:482-6.
226. Bishara SE, Trnlove TS. Comparisons of different debonding techniques for ceramic brackets: an
in vitro study, part I and II. Am J Orthod Dentofac Orthop 1990; 98:145-53, 263-73.
89
227. Theodorakopoulou LP, sadowsky PL, Jacobson A, Lacefield W. Evaluation of the debonding
characteristics of 2 ceramic brackets: An in vitro study. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2004; 125:32936
228. Liu JK, Chung CH, Chang CY, Shieh DB. Bond strength and debonding characteristics of a new
ceramic bracket. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2005; 128:761-5
229. Redd TB, Shivapuja PK. Debonding ceramic brackets: effects on enamel. J Clin Orthod 1991;
25:475-80.
230. Bishara SE, Fehr DE. Ceramic brackets: Something old, something new, a review. Semin Orthod
1997; 3:178-88
231. Sheridan JJ, Brawley G, Hastings J. Electrothermal debracketing: part I, an in vitro study. Am J
Orthod Dentofac Orthop 1986; 89:21-7.
232. Sheridan JJ, Brawley G, Hastings J. Electrothermal debraeketing: part II, an in vivo study. Am J
Orthod Dentofac Orthop 1986; 89:141-5.
233. Rueggeberg FA, Lockwood P. Thermal debracketing of orthodontic single crystal sapphire
brackets. Angle Orthod 1992; 62:45-50.
234. Jost-Brinkmann PG, Stein H, Miethke RR, Nakata M. Histologic investigation of the human
pulp after thermodebonding of metal and ceramic brackets. Am J Orthod Dentofac Orthop 1992;
102:410-7.
235. Krell KV, Coury JM, Bishara SE. Orthodontic bracket removal using conventional and ultrasonic
debonding techniques: Enamel loss and time requirements. Am J Orthod Dentofacial Orthop 1993;
103:258-265.
236. Strobl K, Bahns TL, Willham L, Bishara SE, Stalley WC. Laser-aided debonding of orthodontic
ceramic brackets. Am J Ortbod Dentofac Orthop 1992; 101:152-8.
237. Mimura H, Deguchi T, Obata A, Yamagashi T, Ito M. Comparison of different bonding materials
for laser debonding. Am J Orthod Dentofacial Orthop 1995; 108:267–73
238. Obata A, Tsumura T, Niwa K, Ashizawa Y, Deguchi T, Ito M. Super pulse CO2 laser for bracket
bonding and debonding. Eur J Orthod 1999; 21:193-8
239. Azzeh E, Feldon PJ. Laser debonding of ceramic brackets: A comprehensive review. Am J Orthod
Dentofacial Orthop 2003; 123:79-83
240. Lew KKK, Djeng SK. Recycling ceramic brackets. J Clin Orthod 1990; 24:44-7.
241. Lew KKK, Chew CL, Lee KW. A comparison of shear bond strengths between new and recycled
ceramic brackets. Eur J Orthod 1991; 13:306-10.
242. Gaffey PG, Major PW, Glover K, Grace M, Koehler JR. Shear/peel bond strength of
repositioned ceramic brackets. Angle Orthod 1995; 65:351-7.
243. Harris AMP, Joseph VP, Roussouw PE. Shear peel strengths of esthetic orthodontic brackets. Am
J Orthod Dentofacial Orthop 1992; 102:215-9.
244. Chung CH, Friedman SD, Mante FK. Shear bond strength of rebonded mechanically retentive
ceramic brackets. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2002; 122:282-7
245. Newman GV. Adhesion and orthodontic plastic attachments. Am J Orthod 1969; 56:573–588.
90
246. Newman GV. First direct bonding in orthodontia. Am J Orthod Dentofacial Orthop 1992; 101:190–
191.
247. Crow V. Ex vivo shear bond strength of fibreglass reinforced aesthetic brackets. Br J Orthod 1995;
22:325-330.
248. Akin-Nergiz N, Nergiz I, Behlfelt K, Platzer U. Shear bond strength of a new polycarbonate
bracket: An in vitro study with 14 adhesives. Eur J Orthod 1996; 18:295-301.
249. de Pulido LG, Powers JM. Bond strength of orthodontic direct-bonding cement-plastic brackets
systems in vitro. Am J Orthod 1983; 83:124-130.
250. Liu JK, Chang LT, Chuang SF, Shieh DB. Shear bond strengths of plastic brackets with a
mechanical base. Angle Orthod 2002; 72:141–145
251. Feldner JC, Sarkar NK, Sheridan JJ, Lancaster DM. In vitro torque-deformation characteristics
of orthodontic polycarbonate brackets. Am J Orthod Dentofacial Orthop 1994; 106:265-72.
252. Kusy RP, Whitley JQ. Degradation of plastic polyoxymethylene brackets and the subsequent
release of toxic formaldehyde. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2005; 127:420-7
253. Atta MO, Smith BGN, Brown D. Bond strengths of three chemical adhesive cements adhered to a
nickel-chromium alloy for direct bonded retainers. J Prosthet Dent 1990; 63:137-43.
254. Sperber RL, Watson PA, Rossouw PE, Sectakof PA. Adhesion of bonded orthodontic attachments
to dental amalgam: In vitro study. Am J Orthod Dentofacial Orthop 1999; 116.506-13
255. Tanaka T, Hirano M, Kawahara H, Matsumura H, Atsuta M. A new ion-coating surface
treatment of alloys for dental adhesive resins. J Dent Res 1988; 67:1376-80.
256. Ohno H, Araki Y, Endo K. A new method for promoting adhesion between precious metal alloys
and dental adhesives. J Dent Res 1992; 71:1326-31
257. Zachrisson BU, Buyukyilmaz T, Zachrisson YO. Improving orthodontic bonding to silver
amalgam. Angle Orthod 1995; 65:35
258. Zachrisson BU, Buyukyilmaz T. Improving orthodontic bonding to silver amalgam. II. Lathe-cut,
admixed and spherical amalgam with different intermediate resins. Angle Orthod 1998; 68:337-44
259. Shahverdi S, Canay S, Sahin E, Bilge A. Effects of different surface treatment methods on the
bond strength of composite resin to porcelain. J Oral Reh 1998; 25:699-705
260. Kao EC, Johnston WM. Fracture incidence on debonding of orthodontic brackets from porcelain
veneer laminates. J Prosthet Dent 1991; 66:631-7
261. Akova T, Yoldas O, Toroglu S, Uysal H. Porcelain surface treatment by laser for bracket-porcelain
bonding. Am J Orthod Dentofacial Orthop 2005; 128:630-7
262. Matinlinna JP, Lassila LVJ, Vallittu PK. Evaluation of five dental silanes on bonding a luting
cement onto silica-coated titanium. J Dent 2006; 34:721-6.
263. Ozcan M. Adhesion of resin composites to biomaterials in dentistry: an evaluation of surface
conditioning methods. Thesis at the University of Groningen, 2003. ISBN 90-367-1942-9
264. Ozcan M, Matinlinna JP, Vallittu PK, Huysmans MC. Effect of drying time of 3methacryloxypropyltrimethoxysilane on the shear bond strength of a composite resin to silica-coated
base/noble alloys Dent Mat 2004; 20:586-590
91
265. Smales RJ, Webster DA, Leppard PI. Survival predictions of four types of dental restorative
materials. J. Dent 1991;19: 278–282.
266. Sarrett DC, Coletti DP, Peluso AR. The effects of alcoholic beverages on composite wear. Dent
Mat 2000; 16: 62–67
267. Söderholm KJM, Lambrechts P, Sarrett D, Willems G, Longmate J. Clinical wear performance
of eight experimental dental composites after three years. J Dent Res 1998; 77: 787
268. Puckett AD, Holder R, O'Hara JW. Strength of posterior composite repairs using different
composite/bonding agent combinations. Oper Dent 1991;16:136-40.
269. Kallio TT, Lastumaki TM, Vallittu PK. Bonding of restorative and veneering composite resin to
some polymeric composites. Dental Materials 2001; 17: 80-86
270. Gordan VV, Shen C, Riley J, Mjor IA. Two-year clinical evaluation of repair versus replacement
of composite restorations. J Esthet Restor Dent 2006; 18:144-53
271. Crumbler DC, Bayne SC, Sockwell S, Brunson D, Robertson TM. Bonding to resurfaced
posterior composites. Dent Mat 1989; 5:417-24.
272. Eli I, Liberman R, Levi N, Haspel Y. Bond strength of joined posterior light-cured composites:
comparison of surface treatments. J Prosthet Dent 1988; 60:185-9.
273. Swift EJ, LeValley BD, Boyer DB. Evaluation of new methods for composite repair. Dent Mat
1992; 8:362-65
274. Cesar PF, Meyer Faara PM, Miwa Caldart R, Gastaldoni Jaeger R, Cunha Ribeiro F. Tensile
bond strength of composite repairs on Artglass using different surface treatments. Am J Dent 2001;
14:373-7
275. McLean JW. High alumina ceramics for bridge pontic construction. Br Dent J 1967; 123:571–7
276. Andersson M, Oden A. A new all-ceramic crown: a dense-sintered high-purity alumina coping with
porcelain. Acta Odontol Scand 1993; 51:59-64
277. Tinschert J, Zwez D, Marx R, Anusavice KJ. Structural reliability of alumina-, feldspar-, leucite-,
mica- and zirconia-based ceramics. J Dent 2000; 28:529-35
278. Tinschert J, Natt G, Mautsch W, Augthun M, Spiekermann H. Fracture resistance of lithium
disilacate-, alumina-, and zirconia-based three-unit fixed partial dentures: a laboratory study. Int J
Prosthodont 2001; 14:231-8
279. Reynolds IR, von Fraunhofer JA. Direct bonding in orthodontic attachments to teeth: the relation
of adhesive bond strength to gauze mesh size. Br J Orthod 1975; 3:91-5
280. International Organization for Standardization. Dental Materials – Testing of adhesion to tooth
structure 2003; ISO/TS 11405
281. International Organization for Standardization. Dentistry-polymer-based crown and bridge
materials. Amendment 1996; ISO 10477
282. Kern M, Fechting T, Strub JR. Influence of water storage and thermal cycling on the fracture
strength of all-porcelain, resin-bonded fixed partial dentures. J Prosthet Dent 1994; 71:251-6
283. Boyer DB, Chan KC, Reinhardt JW. Build-up and repair of light-cured composites: bond strength.
J Dent Res 1984; 63:1241-4
92