Fotopolimerizzazione dei materiali resinosi: effetti termici

Riassunto
La realizzazione di un restauro in composito esente da difetti strutturali e soprattutto clinici dipende dalla sua polimerizzazione. La sensibilità post-intervento, l’algia o la necrosi pulpare sono problematiche che possono verificarsi durante questa fase del protocollo operativo. Per questo motivo, è necessaria una conoscenza approfondita della reazione stessa, delle fonti luminose che la innescano e, in ultima analisi, dell’ambiente in cui essa avviene. Obiettivi. Con questo lavoro si vogliono evidenziare le problematiche legate alla polimerizzazione dei materiali compositi, con particolare riguardo all’aumento di temperatura indotto durante la reazione ed eventuali accortezze tecniche atte a contrastarla. Conclusioni. L’incremento termico pulpare dipende dall’intensità dell’unità di luce. Il potenziale rischio di danno pulpare indotto dal calore durante la polimerizzazione delle resine composite aumenta quando si usano sorgenti luminose a elevata energia.

Summary
Photo-polymerization of resin-based materials: thermal effects
The realization of a composite restoration free from structural and clinic defects depends on its polymerization. Problematic as the post-operative sensitivity, algia or the pulp necrosis, are closely tied to the polymerization efficiency. For this reason, the deep knowledge of the reaction, of the light sources that prime it and, in the final analysis of the context in which it happens, is of primary importance. Objective. This review evidences the problematic ones due to the polymerization of resin base composites, with particular regard to the temperature increase induced by the exothermic reaction and light curing devices. Conclusions. Thermal enhancement in pulp chamber depends on the intensity of the light unit. The potential risk of damage to pulp tissue induced from the heat during the polymerization of composite resins increases when luminous sources are used at elevated energy.

Loredana Cerroni
Emiliano Armellin
Guido Pasquantonio
Saverio Giovanni Condò
Dipartimento di Scienze Odontostomatologiche - Università degli studi di Roma Tor Vergata
Direttore: Saverio Giovanni Condò.

La preparazione cavitaria di un dente con strumenti rotanti ad alta velocità, la polimerizzazione dei compositi, l’indurimento delle resine acriliche durante la preparazione dei provvisori, l’utilizzo del laser e lo sbiancamento sono tutte procedure che possono provocare un incremento della temperatura intra-pulpare. Quindi, durante le fasi di lavorazione è necessario l’uso di dispositivi per il raffreddamento aria/acqua per eliminare il calore prodotto e minimizzare il trauma alla polpa. Ci sono diversi studi che dimostrano la capacità delle lampade di determinare un incremento termico tale da danneggiare la polpa. I meccanismi che conducono al danno pulpare sono la coagulazione, l’espansione del liquido nei tubuli dentinali, il danno vascolare e la necrosi tissutale. Nella presente revisione della letteratura verranno evidenziati i processi più importanti collegati all’incremento termico da polimerizzazione, con particolare attenzione alla funzione delle unità di luce.

Polimerizzazione dei compositi

Le proprietà dei materiali compositi sono migliorate significativamente negli ultimi dieci anni: diverse tipologie di materiali sono comparsi sul mercato con proprietà ottimizzate per specifiche indicazioni, come i compositi adatti ai restauri estetici, quelli più resistenti alla frattura per zone sottoposte a maggior carico occlusale e i compositi fluidi per procedure minimamente invasive. Un’efficace polimerizzazione dei materiali compositi fotoattivabili non dipende solo dalla loro composizione chimica e dalla quantità delle particelle di riempitivo, ma anche dall’irradiazione dei dispositivi fotopolimerizzanti. Nei compositi la reazione di polimerizzazione della matrice resinosa è una reazione a catena dove i monomeri di BisfenoloAglicidildimetacrilato (Bis-GMA), caratterizzati dalla presenza di due doppi legami situati ciascuno alle estremità della molecola, e altri monomeri resinosi si uniscono attraverso un meccanismo chiamato “addizione radicalica”. L’instabilità dei doppi legami, mediata da opportune sostanze presenti all’interno delle composizioni, è alla base della rapida reazione polimerica. Altra caratteristica importante è la capacità di produrre legami crociati al fine di creare una reticolazione tridimensionale che potenzia considerevolmente le proprietà meccaniche. Affinché inizi la polimerizzazione, è indispensabile la rottura dei doppi legami; l’iniziatore ha lo scopo di rendere instabili i doppi legami con la formazione di radicali liberi. Nei compositi fotoattivabili l’energia per la formazione dei radicali liberi è fornita da radiazioni elettromagnetiche capaci di agire sull’iniziatore, dissociandolo (Figure 1a-1b).

Fotoiniziatori

Molti materiali da restauro induriscono in seguito a irradiazione con luce visibile nel range 450-470 nm. Esistono vari fotoattivatori, ognuno dei quali possiede uno specifico picco di attivazione, che permettono la realizzazione di un’efficace rete polimerica (Tabella1). Fino a pochi anni fa il DL-canforochinone (468 nm) era l’unico fotoiniziatore presente nei compositi; in seguito sono stati introdotti anche il 1-fenil-1,2 propanedione (PPD), l’ossido di monoacilfosfato (MAPO o lucirina TPO) (370nm) e l’ossido di bisacilfosfato (BAPO o Irgacure 819) che sembrano ridurre i problemi della colorazione giallastra delle resine e riescono ad agire in maniera sinergica con il canforochinone per produrre una reazione di fotoiniziazione più efficiente (Park, 1999). Lo spettro di assorbimento di queste molecole è diverso però da quello del canforochinone. Le problematiche associate a questa serie di reazioni riguardano molteplici variabili che si concatenano tra loro. Lo spettro di emissione della lampada e quello di attivazione del fotoattivatore devono essere il più possibile compatibili, al fine di ottenere una polimerizzazione completa. Molti Autori si sono occupati di questo importante argomento valutandone il “rendimento quantistico” (Al-Qudan, 2005) o anche il “coefficiente di estinzione molare” (Aravamudahan, 2006; Neumann, 2005-2006). Il grado di conversione (DC) è correlato all’esposizione, all’energia radiante e alla durata dell’esposizione durante il processo di fotoattivazione definito anche come densità di energia (ED). Il grado di conversione modifica le prestazioni cliniche e le proprietà fisiche dei materiali compositi, contribuendo in modo sostanziale al successo del restauro. Il grado di conversione delle resine composite varia dal 55 al 73%. Con i monomeri ad alto peso molecolare come il BisfenoloA-glicidildimetacrilato (Bis-GMA) o l’uretandimetacrilato (UDMA), c’è sempre una polimerizzazione incompleta e una concentrazione significativa di monomeri residui e doppi legami C=C non attivati nella resina, derivante anche da diluenti come il trietilenglicoledimetacrilato (TEGDMA).

• Alcuni compositi contengono più fotoattivatori, con diversa lunghezza d’onda di attivazione. Parametri del genere pongono importanti quesiti sulla tipologia di lampada più idonea da utilizzare perché se da un lato si allarga lo spettro di attivazione disponibile, dall’altro si assiste alla presenza di una quota di fotoattivatore non dissociato che può modificare negativamente le caratteristiche finali del composito dal punto di vista estetico e funzionale (Aravamudahan, 2006): la porzione non dissociata tende a far assumere al composito una colorazione giallo-arancio e, dal punto di vista strutturale, queste zone hanno una minore resistenza meccanica.
• In commercio sono disponibili alcune lampade che hanno più di un picco di emissione. Questa caratteristica fornisce all’operatore la tranquillità di soddisfare i parametri di attivazione della totalità dei fotoiniziatori durante la polimerizzazione. Di contro l’energia dei picchi di emissione non coinvolti nella reazione, convertita totalmente in energia termica, determina un incremento notevole della temperatura di reazione, con evidenti problemi pulpari post-intervento.
• Una polimerizzazione troppo violenta e con potenze eccessive può determinare quello che viene definito in letteratura l’effetto Trommsdorf: la velocità e l’intensità della reazione comporta un inefficace adattamento tridimensionale del polimero in formazione, con conseguente decadimento delle sue proprietà chimiche e fisiche. Infatti, aumentando l’energia applicata cresce il grado di conversione, ma aumenta anche lo stress da contrazione e la maglia polimerica non è capace di adattarsi a causa dell’elevato modulo elastico raggiunto nella fase di post-vetrificazione.

Il prezioso lavoro di rassegna e analisi di nuovi fotoiniziatori da parte di Ikemura (2010) ha posto l’accento sull’importanza di sviluppare materiali innovativi che possano adeguarsi alle caratteristiche dei nuovi compositi, delle nuove lampade e alle esigenze estetiche del paziente. Ikemura conclude che:

1. nessuna differenza significativa nel grado di conversione (DC) (p> 0,05) è stata osservata tra BAPO e CQ/sistema amminico (p>0,05);
2. gli attivatori di nuova sintesi (DOHC-DPPO = CQ-APO) possiedono due lunghezze d’onda di assorbimento massimo (λmax) a 350-500 nm [372 nm (dal gruppo APO) e 475 nm (dalla porzione CQ)];
3. le resine contenenti CQ-APO godono di una buona reattività alla fotopolimerizzazione, ottimo tono di colore, un tempo di lavoro adeguato e di alta resistenza meccanica;
4. il fotoiniziatore APO-Na idrosolubile migliora l’adesione in un solo passaggio della resina alla dentina e un adesivo HEMA-free automordenzante esibisce una forte adesione a entrambe le masse smalto e dentina;
5. i fotoiniziatori contenenti frazioni di canforochinone e ammina terziaria nella catena laterale mostrano una sensibile diminuzione di efficienza in termini di tempo di induzione e di grado di conversione, probabilmente a causa dell’impedimento sterico del loro stato eccitato.

Contrazione e calore da polimerizzazione

La reazione di polimerizzazione trasforma il materiale, inizialmente modellabile, in uno denso e resistente attraverso tre fasi che sono la micro-gel, la macro-gel e la vetrosa. Il protocollo di polimerizzazione, a questo punto, riveste un ruolo di primaria importanza. Il tempo di applicazione, la modalità di impulso, il tipo di lampada utilizzata e la potenza emessa sono parametri che, se ben dosati, possono realizzare una polimerizzazione profonda, priva di stress da contrazione e quindi realizzare ricostruzioni durature nel tempo (Baldissarra, 1997). La sorgente di luce ideale dovrebbe emettere una radiazione luminosa totalmente utile alla conversione del fotoiniziatore; bande di spettro troppo lontane dal picco di assorbimento creano, infatti, una conversione dell’energia emessa in calore con l’effetto indesiderato di un aumento della temperatura nei tessuti dentari. La temperatura sembra però accrescere il grado di conversione, perché il suo aumento diminuisce la viscosità del composito, con un incremento della mobilità dei monomeri e dei radicali liberi (Calheiros, 2008).

Lampade fotopolimerizzanti

Sin dall’introduzione dei compositi fotopolimerizzabili, sono state proposte diverse tecnologie per la costruzione delle unità di luce per polimerizzazione: inizialmente sono state sviluppate le lampade a ultravioletto (UV), in seguito i sistemi a luce-visibile come le lampade alogene al quarzo-tungsteno (QTH), le unità ad arcoplasma e, più recentemente, le lampade a diodi (LED). In commercio sono presenti da qualche tempo varie tipologie di lampade, con diverse caratteristiche di emissione, che si differenziano tra loro per diversi aspetti (Tabella 2); si noti come la scelta di una lampada idonea ad attivare correttamente il fotoiniziatore, sia di cruciale importanza per la sua corretta attivazione (Figura 2). Le lampade sviluppate negli ultimi anni appartengono a 4 tipologie diverse:

• alogene (QHT);
• ad arco al plasma;
• laser;
• LED.

I principi che permettono l’emissione della sorgente luminosa ne caratterizzano le peculiarità, differenziandosi una dall’altra per svantaggi e vantaggi.

Lampade alogene
L’emissione luminosa è prodotta dal surriscaldamento di un filamento di tungsteno, collocato all’interno del bulbo contenente alogeni, quando è attraversato da una corrente elettrica. Hanno un largo spettro di emissione e richiedono l’ausilio di filtri per restringerlo entro valori utili all’attivazione del fotoattivatore. L’energia luminosa emessa rappresenta circa l’1% dell’energia elettrica utilizzata: la restante porzione è convertita totalmente in energia termica. Considerando il lungo periodo in cui queste lampade hanno rappresentato il riferimento odontoiatrico per la polimerizzazione, si può affermare che la tecnologia che utilizzano è affidabile ma, di contro, non ci sono margini per ulteriori miglioramenti. Altri difetti che ne hanno pregiudicato l’utilizzo sono il progressivo deterioramento dei componenti quali il bulbo, il riflettore e i filtri che alterano notevolmente la qualità dell’emissione luminosa a favore di quella termica; inoltre, l’emivita effettiva è di circa 1000 ore, con riduzione nel tempo dell’efficacia di polimerizzazione. Solo una piccola porzione dello spettro di emissione, quella vicino al picco di assorbimento del canforochinone, è usata per attivare le molecole del fotoiniziatore (Polydorou, 2008).

Lampade ad arco al plasma
La produzione dell’energia luminosa è deputata al passaggio di energia elettrica all’interno di un bulbo pressurizzato contenente due elettrodi di tungsteno separati e un gas inerte, generalmente rappresentato da xenon. Il gas divenendo incandescente al passaggio della corrente emette una radiazione luminosa a elevato voltaggio, circa 2000 mw/cm² ma con uno spettro, più ristretto rispetto le alogene, che si attesta intorno ai 470 nm. Anche in questo caso la conversione è inferiore all’1% con elevata produzione di calore.

Lampade Argon-ion laser
L’acronimo anglosassone laser sta per “light amplification by stimulated emission of radiation”, vale a dire una luce ottenuta dall’amplificazione stimolata di radiazioni; la sua commercializzazione è stata introdotta per lo sbiancamento dei denti vitali. Data la loro tecnologia, offrono un’elevata profondità di polimerizzazione senza produzione di energia termica in eccesso. La ristrettezza del picco di emissione (450-420 nm) e le potenze intorno ai 1000 mw/cm² ne potrebbero determinare un utilizzo diffuso, ma il loro costo ancora elevato e l’ingombro dell’apparecchiatura ne ostacolano la diffusione per il solo utilizzo in conservativa.

Lampade LED
I “light emitting diodes” generano luce quando si determina una differenza di potenziale fra due semiconduttori di carica opposta (diodi) che entrano in connessione tra loro. Nonostante il loro utilizzo diffuso in altri campi, sono state introdotte solamente dagli anni Novanta in campo odontoiatrico, dove ben si adattano alle esigenze richieste data la loro banda ristretta (465 nm di picco) senza l’ausilio di filtri per produrre la luce blu. Queste caratteristiche hanno determinato la loro rapida diffusione, grazie anche alla buona qualità di polimerizzazione e all’efficace attivazione del canforochinone che riescono a ottenere a parità di potenza rispetto alle altre tipologie di lampade. La lunga durata dei diodi, il basso consumo, l’assenza di ventole di raffreddamento, la scarsa produzione di calore e la loro maneggevolezza prospettano l’arrivo di innovazioni tecniche che ne potenzino le qualità e una più ampia diffusione. Le lampade LED hanno un’emivita di circa 10.000 ore. Le lampade LED di terza generazione sono state provviste di più chip che emettono più di una lunghezza d’onda per permettere la polimerizzazione di quei materiali da restauro che contengono altri fotoiniziatori oltre al canforochinone.

Comparazione in letteratura
Knezevic et al. (2002) hanno analizzato molteplici caratteristiche di queste lampade, anche sotto l’aspetto comparativo, determinandone le qualità che maggiormente influiscono sulla realizzazione di una ricostruzione ottimale. L’Autore ha ipotizzato e sperimentato lampade ideali che possano garantire una polimerizzazione profonda, pur non avendo potenze elevate. Sempre secondo lo stesso Autore, il parametro che più influisce sulla profondità di polimerizzazione e sul grado di conversione è la maggiore emissione intorno al relativo picco. Con una lampada di soli 9 mW/cm² con un picco di emissione prossimo a quello di attivazione del relativo fotoiniziatore, si riescono a ottenere valori di conversione paragonabili a lampade ben più potenti, ma con un picco non altrettanto vicino (Plasma 1370 mw/cm²). In altri tipi di lampade, il calore generato non è correlato all’output di intensità, ma al fatto che venga utilizzata o meno una luce fredda. Un’unità al plasma fornisce potenze superiori alle lampade alogene, ma gli aumenti di temperatura sono uguali o inferiori (Knezevic, 2001; Tarle, 2006). La profondità di polimerizzazione e l’intensità di quest’ultima a diverse distanze devono essere misurate rispettando gli standard internazionali di qualità, ISO 4049 e ISO 10650, ed è proprio secondo questi parametri che anche gli studi di Polydorou (2008) sono stati condotti (Figura 3).

Secondo l’Autore, la microdurezza di compositi tralucenti non si differenzia a 0,5 mm di profondità, sia che venga utilizzata una lampada alogena per 40 sec che una a LED per 10 e 20 sec. Per evitare il rilascio di monomeri tossici, è necessario raggiungere il più alto grado di conversione attraverso la polimerizzazione della resina. La valutazione della polimerizzazione può essere effettuata usando diversi metodi. La microdurezza (Knoop e Vickers) rappresenta un metodo indiretto per valutare il grado di conversione. Il concetto espresso è stato ripreso anche da altri Autori come Gritsch (2008) o Aravamudhan (2006) sottolineando l’importanza di conoscere la potenza della lampada utilizzata, della distanza a cui viene posta dal materiale da polimerizzare ma, soprattutto, enfatizzano l’influenza che ha la sovrapposizione dei picchi di emissione con quelli di attivazione. Quando le lampade a LED vengono usate per polimerizzare resine composite contenenti 2 fotoiniziatori, l’incremento di potenza può essere di aiuto nell’aumentare la microdurezza. Un altro aspetto da tenere in considerazione è la disomogeneità della radiazione, cui consegue una non uniforme durezza superficiale del composito. I LED hanno un fascio di emissione che può concentrarsi in zone ristrette della superficie del composito; Arikawa (2011) ha ipotizzato, a tal proposito, l’utilizzo di elementi ottici aggiuntivi con l’obiettivo di ottimizzare l’uniformità della radiazione. Se da una parte si assiste a un sensibile miglioramento delle caratteristiche meccaniche del composito, dall’altra questi elementi ottici causano un’attenuazione dell’intensità della luce dal 13,2 al 25,9%, ma il beneficio che ne consegue è notevole e compensa ampiamente tale decremento.

Effetti termici della polimerizzazione

Ci sono differenze significative nella penetrazione della luce visibile nei vari tipi di compositi; ciò può dipendere dalla dispersione e dall’assorbimento della luce da parte delle particelle di riempitivo. La reazione di polimerizzazione coinvolge la rottura dei legami C=C presenti sui monomeri dimetacrilici e la riduzione della distanza intermolecolare tra le catene polimeriche, tenute insieme da forze di attrazione di Van der Waals, di 0,3-0,4 nm. Per ogni doppio legame che si rompe vengono assorbite 146 Kca/mol e nella formazione del legame covalente vengono liberate 88 Kcal/mol, quindi questa reazione è esotermica. Insieme all’energia termica rilasciata dalla reazione di polimerizzazione stessa, il calore generato dall’unità fotopolimerizzatrice può contribuire all’insulto determinato sul complesso pulpodentinale. Fin dal 1974 Brady intuì che il calore sviluppato dai materiali da ricostruzione estetica poteva determinare danni alla polpa dentaria; infatti, individuò la correlazione che esisteva tra quota di riempitivo inorganico e conduttività termica (Brady, 1974). Le resine composite se non sono completamente polimerizzate possono influenzare la durata del restauro e condurre a irritazione pulpare; per questo diversi ricercatori hanno proposto in passato di aumentare l’intensità della fonte luminosa per incrementare le proprietà fisiche delle resine (Ozturk, 2004).

Durante la polimerizzazione vi è un aumento di temperatura a livello del materiale da restauro causato dalla reazione di polimerizzazione esotermica e dall’energia dell’unità di luce, in quanto la maggior parte del calore generato è legato alla radiazione luminosa emessa dalla lampada utilizzata (Lloyd, 1986). Il problema degli effetti nocivi del calore provocato dalle lampade fotopolimerizzanti è stato affrontato in modo diffuso e approfondito fin dai primi momenti della loro introduzione nel mercato odontoiatrico. Per analizzare l’escursione termica derivante dalla fotopolimerizzazione è stato molto utile l’utilizzo delle termocoppie, le cui tipologie e caratteristiche sono evidenziate in Tabella 3. L’incremento di temperatura dipende dai sistemi composito-lampade utilizzati; Masutani et al. (1988) hanno valutato, tramite l’uso delle termocoppie, l’incremento massimo di temperatura ottenibile con 60 sec di esposizione di 5 compositi (cilindri 8x4 mm) a 5 diverse lampade fotopolimerizzanti, e hanno riscontrato una forte variabilità di comportamento con incrementi massimi che andavano da 8 a 22 °C. A livello pulpare hanno evidenziato incrementi termici variabili da 2,9 a 5,6 °C, con lampade alogene a bassa-media potenza (320-515 mW/cm²) con un tempo di polimerizzazione di 40 sec. Se vengono utilizzate lampade più potenti come gli apparecchi al plasma per 10 sec con intensità di 1196 mW/cm² si può ottenere un incremento massimo di temperatura di 7,8+0,9 °C. Ciò ha evidenziato che l’esposizione per 60 sec determina l’incremento massimo di temperatura. Goodis et al. (1989) sono stati tra i primi a utilizzare le termocoppie per evidenziare le escursioni termiche nel dente estratto durante l’esposizione per 20 e 60 sec a diverse lampade alogene con e senza sistema di raffreddamento. L’incremento termico sulla superficie direttamente esposta alla fonte luminosa dopo 20 sec variava a seconda dello strumento da 5,1 a 24,1 °C, mentre in posizione periferica l’incremento massimo variava da 2,7 a 16,9 °C. All’interno della camera pulpare l’incremento massimo raggiunto era di 0,2-3,0 °C dopo 20 sec di esposizione e di 0,5-4,8 °C dopo 60 sec. L’incremento termico cresce all’aumentare del tempo di esposizione; nei restauri profondi (7-11mm) dei settori posteriori, dove si raccomanda la stratificazione, si arriva a un tempo totale di esposizione che va da 2 a 4 min, con possibilità di superare la temperatura massima alla quale le cellule pulpari possono rimanere vitali (Daronch, 2007). Un fattore decisivo nel ridurre l’incremento della temperatura intrapulpare è lo spessore di dentina residua, che è una barriera termica contro lo stimolo nocivo: più spessa è la dentina maggiore è la protezione per la polpa, anche se secondo alcuni Autori 1-2 mm di dentina dovrebbero essere sufficienti a proteggere la polpa. Kodonas (2009) percorrendo la stessa strada dei precedenti Autori, conferma la tendenza rilevata. A parità di condizioni, un canino superiore sano con uno stimolo di 100 °C subisce un innalzamento di temperatura pari a 9,6 °C a secco e a 2,3 °C con raffreddamento intrapulpare; in un incisivo laterale si determinano innalzamenti pari a 18,8 °C e 8,5 °C. Si evince che l’azione refrigerante della polpa svolge un ruolo primario nel mantenere costante la temperatura in seguito a shock termici e che lo spessore dei tessuti residui sia fondamentale per contrastare aumenti di temperatura indesiderati. Nello studio di Goodis (1989) la termocoppia intracamerale è separata dalla fonte luminosa da uno spessore di dentina-smalto variabile tra 3,9-4,6 mm. Il raffreddamento ottenuto posizionando una siringa aria-acqua a 1 mm dalla superficie esposta alla fonte luminosa determina una riduzione del picco termico a livello superficiale ma non a livello pulpare,

perlomeno non in maniera statisticamente significativa. Sempre Goodis nel lavoro pubblicato nel 1990 ha testato 6 lampade alogene diverse e ha ottenuto nella camera pulpare un incremento massimo di temperatura di 2,3-7,0 °C dopo 60+60 sec di polimerizzazione di 1 mm di spessore di composito. Dopo il posizionamento del secondo strato di composito (1 mm) la temperatura massima ottenuta era di 3,3-9,0 °C. In questo studio lo spessore di dentina era mediamente di 2,4-3,1 mm. La sperimentazione condotta da Hannig & Bott del 1999, ha introdotto una sistematica ripresa più volte nel corso degli ultimi anni, il sistema delle termocoppie di tipo K (Figura 4), che si è dimostrato uno strumento di rilevazione affidabile e preciso. Le loro dimensioni ne permettono l’inserzione direttamente in camera pulpare e la loro sensibilità consente rilevazioni precise fino al decimo di grado centigrado. Dai loro studi è emersa la conferma che gliaumenti di temperatura a carico dell’area pulpare sono strettamente legati allo spessore di dentina residua, alla presenza di sottofondi, alla tipologia di lampada usata e al tipo di composito scelto. Ma, a differenza degli altri studi, in questo caso è stato possibile quantificare gli aumenti di temperatura cui sono sottoposte le cellule pulpari. In questo lavoro gli Autori hanno utilizzato denti estratti cui è stata rimossa la polpa, ma la camera è stata riempita con un materiale atto a simulare il comportamento di diffusività termica del tessuto pulpare. I risultati ottenuti confermano quanto detto finora, vale a dire che potenze elevate non sono garanzia di profondità di polimerizzazione, ma ciò che maggiormente influisce sulla qualità della reazione e sulla conversione dell’energia, senza

aumenti indesiderati della temperatura, è la vicinanza dei picchi di conversione e attivazione (Leprince, 2010; Neumann, 2006). In un recente studio (Armellin, 2010) si confermano i lavori precedenti: l’aumento di temperatura durante la polimerizzazione è in funzione del grado di conversione, dell’esotermicità della reazione di polimerizzazione indotta, dell’energia della fonte di luce e del tempo di esposizione (Figura 5). Ad esempio una lampada con una potenza di 1000 mW/cm² per 20 sec, a parità di condizioni, produce un aumento di temperatura maggiore rispetto a una di 3200 mW/cm² per 3 sec di esposizione. È possibile che l’energia luminosa irradiante al di fuori del range del picco di attivazione (≈440-500 nm) del canforochinone contribuisca al riscaldamento del composito (Pradhan, 2002). Per questo si è ipotizzato che le lampade con emissione in un range di lunghezza d’onda più ristretto e più vicino a 470 nm possono facilitare l’incremento della profondità di polimerizzazione. La reazione esotermica è proporzionale alla quantità di resina disponibile alla polimerizzazione e al grado di conversione dei doppi legami carbonio-carbonio. La presenza di una maggiore componente resinosa determina un ulteriore incremento termico durante la polimerizzazione; per esempio, il composito fluido Revolution (Kerr) con un carico di riempitivo del 62% in peso ha determinato un incremento della temperatura di 43,1 °C quando è stato polimerizzato in vitro con uno spessore di 2 mm (Al Qudah, 2005), mentre il composito Surefil (Dentsply) con un carico di riempitivo dell’82% in peso ha determinato un incremento termico di 22,4 °C. Lo studio di Al-Qudah ha evidenziato, mediante termografia,come lo spessore di dentina residua e il tipo di materiale da restauro scelto siano fondamentali per compensare l’indesiderato aumento di temperatura intrapulpare. L’introduzione sul mercato delle lampade a LED, oltre al miglioramento delle performance meccaniche e cliniche, aveva anche lo scopo di ridurre l’incremento termico durante la polimerizzazione; lo studio di Aravamudahn (2006) ha provato che l’incremento termico massimo dopo 40 sec di esposizione a diverse lampade a luce blu variava da 3,2 a 6,4 °C. La sperimentazione è stata eseguita ponendo una termocoppia di tipo K nello spessore di un cilindro di composito di 3 mm di altezza e 4,7 mm di diametro, a 1 mm di distanza dalla fonte luminosa. Il test è stato compiuto secondo la norma ISO 4049 che offre solo un metodo per l’analisi comparativa ma che non riflette ciò che avviene durante la fotopolimerizzazione in vivo. Il trasferimento del calore nell’ambiente acquoso della dentina e dello smalto dovrebbe essere più rapido e quindi il cambiamento termico inferiore. Su 7 lampade LED testate, tutte hanno determinato un incremento termico minore rispetto alla fonte alogena di riferimento con intensità (I) nominale di 600 W/cm², tranne la lampada Demetron1 (Kerr) che però aveva una potenza nominale di 800 W/cm², a differenza delle altre che avevano tutte una I inferiore.

La lampada che determinava un minore incremento termico rispetto a quella alogena, pur avendo un’intensità maggiore, era la UltraLume LED2 (Dentsply). Nella Tabella 4 sono riportati i valori d’intensità delle lampade misurate con diversi radiometri: è evidente la differenza ottenuta rispetto al valore nominale riferito dall’azienda produttrice. L’incremento termico intra-pulpare dipende dal protocollo di fotoattivazione, dal tipo di unità di luce, dal tempo di esposizione (s), dalla distanza del terminale di polimerizzazione dal dente e/o composito, dalla tinta del composito, dallo spessore del composito e dalla dentina residua. Alcuni di questi parametri sono correlati perché la densità di energia (mJcm-²) deriva dalla potenza (mWcm²) moltiplicata per il tempo di esposizione, indicando che una data densità di energia può essere ottenuta con diverse combinazioni di potenza e tempo di esposizione. L’incremento termico a livello pulpare dipende anche dal numero di strati di composito. Si deve tenere in considerazione che la temperatura intrapulpare ha bisogno di tempo per tornare alla condizione iniziale, quindi più sono i cicli di esposizione e più è difficile che la polpa possa trovarsi alla sua temperatura di 35 °C. La stratificazione ha però un vantaggio, quello di avere strati di composito già polimerizzati che funzionano come isolanti. Ma che cosa succede quando si polimerizza l’adesivo smalto dentinale?

Jakubinek (2008) ha simulato la distribuzione termica tramite un modello agli elementi finiti (FEM) (Figura 6); secondo l’Autore il rischio maggiore si ha proprio durante la polimerizzazione del bonding o del primo strato di composito in cavità profonde senza materiale per sottofondo. Ciò potrebbe essere ridotto riducendo l’effetto esotermico della polimerizzazione o aumentando la percentuale di riempitivo. Inoltre, sempre secondo Jakubinek andrebbe diminuita l’intensità aumentando il tempo di esposizione, ma ciò ovviamente va contro il trend del mercato attuale. Le lampade LED (Bluephase-Ivoclar ed Elipar Freelight2-3M) che operano con una potenza di circa 1000 mW/cm² causano un maggiore incremento termico nella camera pulpare (5,2-5,6 °C) rispetto a una lampada alogena (Prismatic LiteII-Dentsply) con una potenza di 500 mW/cm2 (Santini, 2008) che ha determinato un picco massimo di 3,9 °C; l’incremento maggiore si ha durante la polimerizzazione dell’adesivo smalto dentinale. A 6 mm di distanza l’incremento termico si riduce considerevolmente perché l’intensità della luce diminuisce rapidamente nella profondità del restauro; per questo si raccomanda un tempo di 40 sec per assicurare una completa polimerizzazione anche in cavità profonde (Ebenezar et al., 2010).

La Tabella 5 enumera le molteplici variabili che possono determinare innalzamenti indesiderati della temperatura durante la fotopolimerizzazione; si noti come alcune delle condizioni ottimali per il rispetto del tessuto pulpare possono scontrarsi con i requisiti richiesti per una polimerizzazione adeguata. Tutti i test eseguiti finora si avvalgono comunque di modelli matematici che non possono essere presi in considerazione per la formulazione di linee guida operative perché non tengono conto di molteplici variabili legate al dente (Lin, 2010); sarebbe auspicabile un approccio che tenesse conto delle capacità refrigeranti e difensive del corpo umano. La Tabella 6 riassume le più significative sperimentazioni sull’innalzamento della temperatura a seguito della fotopolimerizzazione.

 

Proprietà termiche del dente

Il cambiamento di temperatura nel dente avviene sia nella vita di tutti i giorni che durante i trattamenti odontoiatrici, e può variare durante la giornata in un ampio intervallo che va da -5 a 76,3 °C. Lo smalto e la dentina hanno diverse proprietà meccaniche e termiche, per esempio la diffusività termica e il modulo di Young dello smalto sono rispettivamente circa 2.5 e 4 volte maggiori di quelli della dentina. Il comportamento termico del dente è principalmente correlato ai suoi processi fisiologici: flusso del fluido dentinale, flusso ematico della polpa (Linsuwanont, 2007). Le proprietà termofisiche del dente variano in funzione della localizzazione (smalto, dentina) e della microstruttura. La conducibilità termica della dentina umana diminuisce all’aumentare della frazione volumetrica dei tubuli dentinali. Le proprietà termiche del dente, del resto, non consentono di tollerare escursioni di temperatura troppo elevate; i valori ottenuti per diffusività termica indicano che la conduzione di calore transitoria si verifica molto più facilmente nello smalto che nella dentina. È evidente che nei denti sottoposti a un improvviso sbalzo, lo smalto tenderà a raggiungere la nuova temperatura molto più rapidamente rispetto alla dentina con possibile formazione di microfratture e conseguente sensibilità postoperatoria (Brown, 1970). Il flusso del fluido nei tubuli dentinali in seguito a riscaldamento (o raffreddamento) può anche aumentare la conducibilità termica entro la polpa; inoltre il flusso ematico intrapulpare aumenta quando la temperatura intrapulpare supera i 42 °C e diminuisce durante il raffreddamento. Il flusso ematico non modifica il massimo incremento termico che può determinare una fonte di calore sulla polpa, ma può influenzare la velocità con cui il calore viene dissipato una volta che la fonte è stata eliminata (Park, 2010). Da non sottovalutare l’effetto dell’anestesia locale, che può ridurre il flusso ematico di circa il 70-80%. Molto importante per la conducibilità termica è anche il grado di mineralizzazione della dentina; la densità e il diametro dei tubuli sono influenzati da diverse condizioni come l’età, l’anatomia dentale e il processo carioso (Tabella 7). La presenza dei tubuli dentinali (TD) è fortemente correlata con la porosità della dentina umana, con la sua densità e conducibilità termica; quindi, dato che in prossimità della camera pulpare aumenta il diametro dei tubuli è ovvio che tale geometria facilita il trasferimento di calore dalla dentina alla polpa, con la funzione di dissipare il calore in eccesso.

Effetto della fotopolimerizzazione sulla polpa dentale

La polpa dentale è altamente vascolarizzata con vasi arteriosi che entrano dall’apice radicolare e raggiungono la corona dentale; la microcircolazione del sangue nella polpa dentale gioca un ruolo importante nel comportamento termico del dente, provvedendo inoltre alla nutrizione dei tessuti periferici. Studi istofisiologici hanno dimostrato che il flusso ematico pulpare è correlato con la temperatura periferica ed è costante nel range di 33-42 °C; aumenta significativamente quando la temperatura supera i 42°C e diminuisce durante il raffreddamento. Comunque la sua influenza è considerata clinicamente trascurabile per il basso volume ematico nella struttura vascolare pulpare (Lin, 2010). La polpa dentale che è responsabile del mantenimento della vitalità dentale è suscettibile alle procedure odontoiatriche che determinano una produzione di calore, perché questo tessuto connettivo molle, altamente vascolarizzato, è incastrato nelle pareti dentinali e ha una circolazione terminale con scarso apporto ematico collaterale. La vitalità pulpare può essere compromessa durante le procedure di restauro dentale: il fresaggio ad alta velocità, la polimerizzazione dei compositi o delle resine acriliche, lo sbiancamento dentale con laser, la levigatura radicolare con laser. La normale temperatura pulpare è di 34-35 °C, quando raggiunge i 42,5 °C il rischio di provocare danni irreversibili alle cellule pulpari diviene altissimo (Arje, 1961; Pohto, 1958).

 

 

 

 

 

 

Il meccanismo che conduce al danno pulpare include la coagulazione del protoplasma, l’espansione del liquido nei tubuli dentinali e nella polpa con un incremento di flusso verso l’esterno, il danno vascolare e la necrosi tissutale. Anche se i compositi sono buoni isolanti, in ricostruzioni profonde, prive di sottofondi o liners (Little, 2005), per le caratteristiche fisiche del dente una lampada troppo potente determinerà innalzamenti di temperatura intra-pulpari, mal sopportati dalle cellule coinvolte (McCabe, 1985; Meredith, 1984). La necrosi pulpare dovuta a shock termico da polimerizzazione ad alta intensità non coinvolgendo i batteri può essere evidenziata solo dopo mesi dall’esposizione; a quel punto l’odontoiatra pensa che la necrosi sia dovuta ad altri fattori come carie secondaria, preparazione traumatica... I primi studi sui danni termici alla polpa derivanti dalla polimerizzazione sono stati compiuti da Zach e Cohen (1965); essi hanno scaldato i denti di scimmia Rhesus usando una pistola per saldatura producente una temperatura di 225-325 °C. I risultati hanno evidenziato dopo tre mesi danni pulpari irreversibili (necrosi) nel 15% dei denti per un incremento della temperatura pulpare di 5,6 °C, nel 60% dei denti per un incremento di 11 °C e nel 100% dei tessuti pulpari per incrementi di 16 °C (Figure 7a-7i, Tabella 8).

Ovviamente questi dati non sono facilmente comparabili con l’uomo, anche perché raramente i denti umani potrebbero essere esposti durante le cure odontoiatriche a fonti di calore di 275 °C. Quindi, in funzione della temperatura si avrà una parte di cellule che riuscirà a sopravvivere; si suppone che in vivo la polpa sia in grado di recuperare la completa funzione dopo l’ipertermia transitoria, la circolazione ematica nella camera pulpare e il movimento del fluido nei tubuli dentinali che possono dissipare più velocemente il calore prodotto. Se la temperatura supera i 43 °C la stimolazione delle fibre nervose afferenti in connessione con l’incremento della circolazione ematica determina una riduzione dell’avanzamento del calore verso la camera pulpare. Il tessuto parodontale circostante può aumentare la convezione del calore in vivo limitando l’incremento termico intra-pulpare. Per questo un insulto termico non necessariamente deve portare a pulpite irreversibile, considerazione emersa da uno dei pochi studi istologici su denti dopo trattamento con incrementi termici da 8,9 a 14,7 °C (Baldissara, 1997).

 

 

Infatti, nessuno dei denti testati è diventato sintomatico e non è stato evidenziato nessun segno istologico di danno termico o pulpite irreversibile sui denti monitorati per 60-90 giorni. In questo studio il calore è stato applicato con la guttaperca calda sulla superficie occlusale di premolari e molari fino a che il soggetto ha avvertito il dolore. Anche in questo caso la durata dell’incremento termico è breve e il picco non è stato misurato con precisione. In caso di ridotta esposizione allo shock termico, l’aumentata produzione di proteine (heat shock protein - HSP70) potrebbe aiutare nel recupero della vitalità cellulare (Amano, 2006). Plant e Jones (1976 part. 1-2) hanno evidenziato una correlazione tra la risposta istologica al posizionamento di un materiale e l’incremento di temperatura prodotto durante la polimerizzazione. Goodis et al. (1989, 1990) hanno confermato tale innalzamento termico durante la polimerizzazione e consigliavano di soffiare aria in maniera indiretta per abbassare la temperatura, soprattutto durante il posizionamento del primo strato di composito. Del resto, anche Krämer, nel 2008, nelle linee guida per una corretta fotopolimerizzazione enumerava i seguenti aspetti:

1. con lampade LED per 2 mm di incremento di composito sono necessari 20 sec di applicazione 1500-2000 mW/cm²;
2. la profondità di polimerizzazione è direttamente proporzionale alla distanza tra puntale e composito. Oltre 6 mm la polimerizzazione è influenzata indipendentemente dal tipo di lampada e potenza utilizzate;
3. la modalità migliore sembrerebbe la “soft start polymerization”: da 100 mW/cm²si arriva a 800 mw/cm² finali;
4. per riabilitazioni che prevedano l’utilizzo di ceramica sono consigliati adesivi e cementi auto e fotopolimerizzabili;
5. l’adesivo smalto dentinale va polimerizzato prima della stratificazione del composito;
6. la generazione di calore non va sottovalutata sia per le problematiche biologiche sia per i tessuti gengivali e per la polpa.

Inoltre, lo studio di Reis (2009) sottolinea come anche il riscaldamento o il raffreddamento prima dell’uso non influiscono sulle caratteristiche dell’adesivo smalto dentinale. Nel 2009, De Souza e il suo gruppo di ricerca hanno sviluppato un simulatore di camera pulpare e hanno verificato l’effetto di lampade alogene e LED su cellule odontoblasto-simili, MDPC-23, analizzandone la morfologia e l’attività mitocondriale (MTT) dopo irraggiamento. È emersa una significativa diminuzione del metabolismo per tutti e due i gruppi, nell’ordine del 36,4% con aumenti di temperatura di 6,4 °C per la lampada alogena e di 33,4% con incrementi di temperatura di 3,4 °C per la lampada LED. Gli studi sugli incrementi termici intrapulpari sono stati generalmente effettuati su denti sani estratti per motivi parodontali; nella pratica clinica invece sono i denti con patologia cariosa a necessitare di restauro, ed è ben noto che la dentina nella regione sotto la lesione cariosa presenta un grado di mineralizzazione modificato. A tale riguardo lo studio di Da Silva (2010) ha valutato l’influenza del grado di mineralizzazione della dentina sull’incremento termico intrapulpare

durante la polimerizzazione delle resine composite. La dentina con elevato grado di mineralizzazione determina un maggiore incremento di temperatura, che tende ad aumentare in funzione dello spessore di dentina (2mm<1mm<0,5mm); in questo lavoro la lampada alogena usata in condizioni standard ha determinato un incremento termico maggiore rispetto a quella LED. Il tooth thermal pain (TTP) può essere indotto dalle pratiche odontoiatriche che si avvalgono dell’ausilio di strumentazione ad alta energia. Pertanto, vi è un’urgente necessità di comprendere meglio il trasferimento di calore (heat transfer HT) nel dente e i danni indotti termicamente, con il TTP corrispondente. Diversamente da ciò che avviene in ingegneria dei materiali, il comportamento termico del dente è principalmente un processo di conduzione del calore accoppiata a processi fisiologici (per esempio, flusso fluido dentinale [dentinal fluid flow DFF], flusso sanguigno pulpare [pulpal blood flow PBF]). Le caratteristiche termofisiche dei denti variano tra i diversi strati (smalto e dentina) e dipendono dalle loro microstrutture. Per esempio, la conducibilità termica dei denti umani

diminuisce con la crescente densità dei tubuli dentinali. Il flusso di fluido nei tubuli dentinali può anche migliorare l’HT all’interno della polpa. Inoltre, il flusso sanguigno pulpare aumenta quando la temperatura sale al di sopra dei 42 °C e diminuisce durante il raffreddamento. Il sangue perfuso svolge un ruolo importante nella termoregolazione pulpare, lavorando come dissipatore di calore sotto riscaldamento e come fonte di calore quando sottoposto a raffreddamento (Lin, 2010).

Conclusioni

L’incremento termico pulpare dipende dall’intensità dell’unità di luce. Il potenziale rischio di danno pulpare indotto dal calore durante la polimerizzazione delle resine composite aumenta quando si usano sorgenti luminose a elevata energia. Il potenziale danno pulpare dipende sia dal picco massimo di temperatura che dal tempo di esposizione. L’entalpia di polimerizzazione dei compositi ha un ruolo consistente nell’incremento termico intrapulpare. L’incremento termico dipende dallo spessore di dentina residua; la dentina ha bassa conducibilità termica, ma in cavità profonde la capacità isolante tende a diminuire in funzione dell’aumento dell’area tubulare. La temperatura intrapulpare durante la fotopolimerizzazione dipende dalla distanza tra superficie e terminale di polimerizzazione. Le lampade fotopolimerizzanti devono essere controllate per l’effetto termico prima di essere commercializzate. È necessario un protocollo di polimerizzazione che consideri l’accoppiamento lampada/composito in modo da minimizzare l’aumento di temperatura senza modificare il grado di conversione; non si devono prolungare i tempi di polimerizzazione (over-curing). La valutazione in vitro dell’incremento termico intrapulpare durante la fotopolimerizzazione può fornire un approccio migliore per valutare le fasi operative, riducendo in tal modo i danni dentali affinché possa essere stilata una procedura odontoiatrica meno empirica.

Corrispondenza
Armellin Emiliano: armellin@med.uniroma2.it
Cerroni Loredana: cerroni@uniroma2.it
Pasquantonio Guido: guido.pasquantonio@uniroma2.it
Condo Condò: saverio.condo@gmail.com

 

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