Effect of Flowable Composite on the Dentinal Bond Strength of Packable Composite Following Thermal and Mechanical Cycling

Document Type : original article

Authors

1 DDS, MSc, Associated Professor, Dept of Restorative Dentistry, School of Dentistry, Shahid Beheshti University of Medical Sciences, Tehran, Iran.

2 DDS, MSc, Operative Dentist

Abstract

Introduction: Due to high viscosity, adaptation of packable composite to cavity walls is doubtful. This study investigates the effect of flowable composite liner on the dentinal bond strength of packable composite after thermal and mechanical cycling and its comparison with hybrid composites.
Materials & Methods: In this experimental study, Single Bond was applied on the dentinal surface of 30 third molars. The teeth were randomly divided into three groups: In group I, P60 with Filtek Flow, in Group II, composite P60 alone, and in Group III, composite Z100 were used. After thermocycling, each group was randomly divided into two sub-groups (control and experimental) and only experimental subgroups were tested under load cycling (50 Newton, 100000 load cycles). Microtensile bond strength of all samples was measured and the failure mode was examined with a stereomicroscope. The results were statistically analyzed by Kurskal Wallis, Mann Whitney and Fisher’s Exact test.
Results: Before load cycling, the mean bond strength and standard deviation of group 1 was 25.49±2.35, group 2 was 35.63±3.57 and group 3 was 30.61±5.56 MPa, which was statistically significant (P<0.05). After load cycling, the mean bond strength and standard deviation of group 1 was 24.37±1.42, group 2 was 31.36±2.63 and group 3 was 26.87±9.16 MPa. The difference was not statistically significant. The difference between control and experimental groups was not statistically significant in any of the materials.
Conclusion: Flowable composite liner was not effective on the bond strength of packable composite to dentin and it was the same as hybrid composite pre and post cycling.

Keywords

Full Text

مقدمه

افزایش توجه به ترمیم‏های رنگ دندان در سال‏های اخیر، باعث گسترش تحقیقات در مورد این مواد، در دندانپزشکی ترمیمی شده است. زیبایی، سازگاری نسجی و خصوصیات کلینیکی مناسب، در موفقیت کلینیکی این مواد ترمیمی موثرند.(1)

 درصد حجمی و توزیع ذرات فیلرکامپوزیت‏های Packable به گونه‏ای است، که خواص فیزیکی و مکانیکی آنها بهبود یافته و کاربرد آنها در نواحی بین دندانی راحت‏تر شده است(3و2)، هم چنین انقباض پلیمریزاسیون به حداقل رسیده و درجه پلیمریزاسیون افزایش یافته است. از طرف دیگر افزایش درصد حجمی فیلر، گرانروی کامپوزیت را کاهش داده، که باعث از دست دادن تطابق با دیواره‏های حفره و در نتیجه افزایش ریزنشت و عود پوسیدگی می‏شود.(5-3)

کاربرد کامپوزیت‏های Flowable به عنوان لاینر، به علت گرانروی پایین، ضریب کشسانی کم و قابلیت مرطوب کردن بالای دندان توسط محققین توصیه شده است. در حالی که برخی محققین کاربرد لاینر کامپوزیتی Flowable زیر ترمیم‏های کامپوزیت Packable کلاس II را مثبت گزارش کرده‏اند.(11-6) در مورد تاثیر این مواد در بهبود تطابق ترمیم با دیواره‏های حفره و بهبود میزان باند نتایج ضد و نقیضی وجود دارد.(15-12) از طرف دیگر اطلاعات متعدد و متفاوتی در مورد کاهش باند متعاقب سیکل‏های مکانیکی وحرارتی وجود دارد.(19-16) لذا باتوجه به محدودیت اطلاعات متقن و استفاده روزافزون توام کامپوزیت‏های با ویسکوزیته مختلف و از آنجایی که تاثیرات مخرب خستگی به شکل، اندازه و ترکیب شیمیایی ذرات فیلر بستگی دارد(20) این مطالعه آزمایشگاهی با هدف بررسی تاثیر کاربرد لاینر کامپوزیت سیال زیر کامپوزیت قابل تراکم در دوام باند کامپوزیت به عاج و مقایسه با کامپوزیت هیبرید به دنبال سیکل‏های حرارتی و مکانیکی انجام شد. فرضیات مطالعه افزایش باند کامپوزیت قابل تراکم متعاقب استفاده از لاینر کامپوزیت سیال و باند برابر با کامپوزیت هیبرید بود.

 

مواد و روش‏ها

در این مطالعه تجربی آزمایشگاهی از 30 دندان مولر سوم سالم انسان بدون پوسیدگی، پرکردگی، شکستگی یا ترک که به دلایل درمانی کشیده شده بودند، استفاده شد. دندان‏ها با برس و پامیس تمیز شدند، و مینای اکلوزال با استفاده از دیسک الماسی D&G. Germany)) زیر جریان آب با سرعت کم برداشته شد. نمونه‏ها با کاغذ سمباده grit 180 (Matador-Germany) زیر جریان آب شسته شدند تا باقیمانده مینای اکلوزال برداشته شود. سپس سطح عاجی با کاغذ سمباده grit 600 (Matador-Germany) زیر جریان آب به مدت 60 ثانیه پالیش شد، تا در همه نمونه‏ها لایه اسمیر یکسانی ایجاد شود.

سطح عاجی همه نمونه‏ها به مدت 15 ثانیه با اسیدفسفریک 35%(3M-USA)  اچ شده و سپس 10 ثانیه با جریان آب شسته شد، آب اضافی با گلوله پنبه برداشته شده و باندینگ Single Bond (3M,Products, USA) طبق دستور کارخانه بر روی سطح نمونه‏ها اعمال و لایت کیور (آپادانا تک، ایران) شد. دندان‏ها به طور تصادفی به سه گروه تقسیم شدند:

گروه 1 : روی سطح آماده شده نمونه‏ها، با استفاده از یک قالب استوانه‏ای فلزی به قطر داخلی cm 1 و ارتفاع mm1 کامپوزیت Filtek Flow(3M,Dental Products,USA) به رنگ A3، قرار داده شد و 40 ثانیه لایت کیور شد. سپس قالب استوانه‏ای پلاستیکی به رنگ سیاه با قطر داخلی cm 1 و ارتفاع mm 4 روی دندان قرار گرفته و با کامپوزیت Packable، Filtek P60(3M, Dental Products, USA)به رنگ A3 در 2 لایه پر شد، هر لایه مطابق دستور سازنده لایت کیور شد. روی لایه دوم، اسلب شیشه‏ای قرار گرفت و سپس نور تابانده شد، به این ترتیب سطحی صاف بدست آمد.

گروه 2 : روی سطح باند شده نمونه‏ها همان قالب استوانه‏ای پلاستیکی سیاه رنگ قرار گرفت، و به همان ترتیب تنها با کامپوزیت Packable، Filtek P60 رنگ A3 پر شد.

گروه 3 : استوانه‏های روی سطح آماده شده دندان، به همان شکل نمونه‏های گروه 2 بوده ولی فقط از کامپوزیت هیبرید (Z100 (3M, Dental Products, USA به رنگ A3 استفاده شد.

نمونه‏های آماده شده به صورت مجزا به مدت ٢٤ ساعت در سرم فیزیولوژی نگهداری شدند. پس از آن، همه نمونه‏ها در دستگاه ترموسایکلینگ (کارخانه وفایی-ایران) تحت 500 چرخه حرارتی بین 5 و 55 درجه سانتیگراد، قرار گرفتند. سپس، هر کدام از گروه‏ها به صورت تصادفی به دو زیرگروه آزمایش و کنترل تقسیم شدند. و دندان‏های گروه آزمایش تحت آزمون لود سایکلینگ قرار گرفتند. برای این آزمایش، دندان‏ها از 2 میلی متری زیر CEJ، درون آکریلی به شکل مکعب مستطیل و با ابعاد cm ١٠×٣×٣ مانت شدند. این ابعاد به دلیل سازگاری با دستگاه مقلد جویدن (کارخانه وفایی-ایران) انتخاب شد. هر نمونه در یک اتاقک دستگاه قرار گرفته و توسط فک بالای دستگاه، صدهزار نیروی فشاری 50 نیوتونی با تناوب 1 هرتز در محیط آبی اتاقک‏ها، به سطح نمونه‏ها وارد شد. سپس نمونه‏ها به شکل راد و به ابعاد 1×1×8. میلیمتر تراش داده شدند تا آماده آزمایش میکروتنسایل شوند و توسط دستگاه Microtensile Tester (Bisco Inc., USA) تحت نیروی کششی 200 نیوتن با سرعت mm/min5/0 قرار گرفتند. استحکام شکست بر حسب مگاپاسکال ثبت شد.

بعد از آن نمونه‏ها توسط استریومیکروسکوپ (Olympus Optical Co. LTD, model SZX-1LLB2000, Japan) با بزرگنمایی 20 برابراز نظرنوع شکست از محل عاج بررسی شدند. شکست در حدفاصل کامپوزیت-عاج ادهزیو، در داخل کامپوزیت کوهزیو و در هر دو مخلوط نامیده شد

یافته‏ها

قبل از لود سایکلینگ، میانگین استحکام باند میکروتنسایل گروه یک 35/2±49/25 و گروه دو 57/3±63/35 و گروه سه و 56/5±61/30 مگاپاسکال بود (جدول 1).

 

 

جدول 1 : میانگین و انحراف معیار استحکام باند بر حسب مگاپاسکال در گروه‏های آزمایش وکنترل

گروه‏ها

آزمایش

انحراف معیار±میانگین

کنترل

انحراف معیار±میانگین

Filtek flow+p60

42/1 ± 37/24

35/2 ± 49/25

P60

63/2 ± 36/31

57/3 ±63/35

Z100

16/9 ± 87/26

56/5 ±61/30

 

 

 

با آزمون Kolmogorov–Smirnov فرض نرمال بودن داده‏ها تایید کردید اما آزمون Levene نشان داد که واریانس‏ها با هم برابر نیستند لذا با توجه به عدم برقراری شرایط استفاده ANOVA از آزمون Kruskal-Wallis استفاده گردید که تفاوت معنی‏دار آماری را نشان داد. از آن جایی که این آزمون در سه گروه اول قبل از اعمال سیکل‏ها اختلاف را نشان داد به منظور مقایسه دوبه دو از Mann-Whitney استفاده شد که حاکی از بالاتر بودن باند در  P60نسبت به P60+filtek flow بود (05/0P<) و دو گروه دیگر اختلاف معنی‏دار آماری نداشتند.

بعد از اعمال سیکل‏ها میانگین استحکام باند میکروتنسایل گروه یک 42/1±37/24، گروه دو 63/2±36/31 و گروه سه 16/9±87/26 مگاپاسکال بود که اختلافشان از نظر آماری معنی‏دار نبود. اختلاف آماری بین دو گروه آزمایش و شاهد نیز در هیچ یک از گروه‏ها معنی‏دار نبود.

در تمام آزمون‏های اماری جهت اعلام معنی‏داری (05/0(P< در نظر گرفته شد.

توزیع موقعیت شکست مواد مختلف در گروه کنترل و آزمایش در جدول‏های 2 و 3 نشان داده شده است. آزمون دقیق Fisher نشان داد که اختلاف معنی‏داری بین الگوی شکست گروه‏های مختلف وجود ندارد.

 

 

 

جدول 2 : توزیع موقعیت شکست در گروه کنترل

گروه

ادهزیو

تعداد(درصد)

کوهزیو

تعداد(درصد)

مخلوط

تعداد(درصد)

1

17(0/68)

0 (0/0)

8 (0/32)

2

15 (0/60)

5 (0/20)

5 (0/20)

3

14 (0/56)

8 (0/32)

3 (0/12)

 

 

 

 

جدول 3 : توزیع موقعیت شکست در گروه آزمایش

گروه

ادهزیو

تعداد(درصد)

کوهزیو

تعداد(درصد)

مخلوط

تعداد(درصد)

1

8 (0/32)

9 (0/36)

8 (0/32)

2

14 (0/56)

5 (0/20)

6 (0/24)

3

14 (0/56)

8 (0/32)

3 (0/12)

 

 

بحث

نتایج مطالعه حاضر، نشان داد که قبل از آزمایش لود سایکلینگ، میانگین استحکام باند ترمیم کامپوزیتی P60 بیشتر از P60 همراه با لاینر سیال بود گرچه این افزایش در مورد Z100 معنی‏دار نبود. این نتایج می‏تواند ناشی از خصوصیت فیزیکی و مکانیکی این کامپوزیت‏ها باشد. مطالعات مختلفی نشان داده اند که استحکام باند ترمیم کامپوزیتی به دندان، به خصوصیات مکانیکی ماده کامپوزیتی، از قبیل، استحکام کششی، استحکام خمشی و ضریب کشسانی ارتباط مستقیم دارد.(24-21) از طرفی تحقیقات مختلفی نیز، ارتباط بین حجم و اندازه ذرات فیلر، و نحوه توزیع آنها با خصوصیات مکانیکی کامپوزیت‏ها را نشان داده اند.(26و25و10) از طرف دیگر، علیرغم پیشرفت‏های قابل توجه در مواد ترمیمی با بیس رزینی، استرس ناشی از انقباض پلیمریزاسیون، به صورت یک عیب عمده باقی مانده است؛ این استرس بر سطح تماس دندان/ترمیم اعمال شده و به خصوص در گروه توام با Flowable با میزان انقباض بیشتر باعث خدشه بیشتر در میزان باند می‏شود.(27)

طبق داده‏های کارخانه 3M، کامپوزیت Z100، 65% حجمی و کامپوزیت P60، 61% حجمی فیلر دارد. اندازه ذرات آنها بین 01/0 و 5/3 میکرون و متوسط 6/0 میکرون می‏باشد. اما نحوه توزیع ذرات در این دو کامپوزیت متفاوت بوده و بدین ترتیب کامپوزیت P60 دارای تعداد ذرات بیشتری نسبت به Z100 می‏باشد این افزایش تعداد ذرات در P60 سطوح تماس ماتریکس و فیلر را افزایش می‏دهد که این امر در تئوری باعث بهبود استحکام می‏شود.

بر اساس همین داده‏ها، اگرچه خصوصیات مکانیکی این دو کامپوزیت در مواردی با هم اختلاف دارد، ولی این تفاوت‏ها سبب اختلاف آماری معنی‏دار در باند نشده است. به علاوه در ماتریکس کامپوزیت P60، به جای مونومر TEGDMA که در کامپوزیت Z100 و Filtek Flow وجود دارد و منومری با وزن مولکولی پایین است، ترکیبی از UDMA و Bis-EMA به کار رفته است. هر دوی این مونومرها دارای وزن مولکولی بالاتر و در نتیجه تعداد باندهای دوگانه کمتری در واحد وزن، نسبت به مونومر TEGDMA هستند. این حالت باعث می‏شود که میزان انقباض حجمی کامپوزیت P60 حدود 75% انقباض Z100 باشد. مجموعه عوامل ذکرشده می‏تواند در استحکام باند بالاتر کامپوزیت P60 در مقابل Z100 دخیل باشد.

میزان استحکام باند پایین‏تر در گروه P60+Filtek flow در مقایسه با دو گروه دیگر با علم به درصد حجمی کمتر فیلر (47%) در کامپوزیت Flowable، خصوصیات مکانیکی ضعیف‏تر آن، و انقباض زیاد حین پلیمریزه شدن، که حدود 4 برابر کامپوزیت P60 است، قابل توجیه می‏باشد. هرچند، در گروه کنترل تفاوت استحکام باند این گروه با استحکام باند کامپوزیت Z100 از نظر آماری معنی‏دار نیست. این نتیجه در توافق با نتایج مطالعه Hasegawa و همکاران(21) و Cadenaro و همکاران(27) می‏باشد.

پس از انجام آزمایش لودسایکلینگ، با وجود کاهش استحکام باند در هر سه گروه، اختلاف معنی‏دار آماری بین دو زیر گروه آزمایش و کنترل دیده نشد. این نتیجه با نتیجه مطالعه Bedran-De-Castroو همکاران(28) همخوانی دارد؛ طبق پژوهش وی، کاربرد نیروهای مکانیکی تکرار شونده به تنهایی تاثیر قابل توجهی در کاهش استحکام باند ندارد. به هر حال، در تضاد با این یافته، Staninec و همکاران(29) در مورد خستگی (Fatigue) عاج-کامپوزیت با روش خمش چهار نقطه‏ای این طور بیان کرد که خستگی، مکانیسمی مهم در تجزیه باند عاج-کامپوزیت می‏باشد؛ به علاوه، Belli در سال 2010 با مطالعه سطح تماس ادهزیو-عاج، تحت بارگذاری دوره‏ای از نوع کششی و خمشی، کاهش قابل توجهی در حد خستگی دو نوع سیستم باندینگ گزارش کرد.(30)

علت دیگر عدم وجود تفاوت آماری بین گروه آزمایش و کنترل در هر ماده می‏تواند تعداد نیروهای خستگی مورد استفاده در این مطالعه باشد، که طبق تحقیقات انجام شده، حدود یک دهم نیروهای سالیانه وارده بر یک ترمیم در محیط دهان است.(16)

در پژوهش انجام شده، کاهش در میزان استحکام باند بعد از آزمایش، در گروه P60+Filtek flow، کمتر از دو گروه دیگر بود. این نتیجه می‏تواند با خاصیت شکست چغرمگی در ارتباط باشد، که به صورت مقاومت مواد در برابر پیشرفت ترک توصیف می‏شود.(20)

طبق نتایج مطالعات Esteben و همکاران(31) و Bonilla و همکاران(32) با افزایش حجم فیلر، میزان Fracture toughness کاهش می‏یابد. بر این اساس، Knobloch و Bonilla اظهار کردند که Fracture toughness کامپوزیت‏های Flowable از Packable بیشتر است و کامپوزیت‏های هیبرید کمترین میزان Fracture toughness را دارند.(32و17)

تافنس بالای کامپوزیت‏های Flowable، بیانگر توانایی آنها در جذب بالای انرژی و به تاخیر انداختن شکست در ناحیه اینترفاز، هنگام وارد شدن نیروهای تکرار شونده است.(32) این واقعیت به علاوه ضریب کشسانی پایین کامپوزیت‏های Flowable و در نتیجه قابلیت تغییر شکل پلاستیک آنها، میزان کمتر کاهش در استحکام باند در گروه P60+Filtek flow را نسبت به گروه‏های دیگر توجیه می‏کند. اگرچه این نتیجه در تضاد با نتایج مطالعه Drummond و همکاران(18) در مورد رفتار خستگی کامپوزیت‏های دندانی می‏باشد؛ که در آن مطالعه بیان شد، کامپوزیت‏های با درصد وزنی فیلر بالاتر مقاومت به سیکل خستگی بیشتری نسبت به کامپوزیت‏های با درصد وزنی فیلر پایین‏تر دارند.

در گروه آزمایش اختلاف معنی‏دار آماری بین سه ماده وجود نداشت؛ که به علت کاهش نامساوی در مقادیر استحکام باند سه ماده بود.

در بررسی موقعیت شکست نمونه‏ها، بین سه ماده در گروه آزمایش و سه ماده در گروه کنترل اختلاف معنی‏دار آماری وجود نداشت.

 در گروه P60+Filtek flow از نظر توزیع موقعیت شکست قبل و بعد از آزمایش، تفاوت معنی‏دار نبود؛ اگرچه در این گروه قبل از آزمایش، 8/68% شکست‏ها به صورت ادهزیو بود و شکست کوهزیوی مشاهده نشد، پس از تست لود سیکل، 7/46% موارد، شکست‏ها به صورت کوهزیو بودند و فقط 3/33% موارد ادهزیو بود. تغییر موقعیت شکست از ادهزیو به کوهزیو بعد از آزمایش لود سیکل را می‏توان به تفاوت در ضریب کشسانی کامپوزیت Flowable و Packable و در نتیجه تفاوت در میزان خمش این دو ماده در برابر نیروهای فشاری، نسبت داد.(18)

نتیجه گیری

با شرایط مطالعه حاضر، به نظر می‏رسد که قرار دادن کامپوزیت Flowable زیر کامپوزیت Packable درمیزان باند به عاج بعداز سیکل‏های ترمومکانیکال تاثیر ندارد و از این نظر فرقی بین کامپوزیت قابل تراکم و هیبرید قبل و بعد از سیکل‏ها موجود نباشد.

تشکر و قدردانی

این مـطالعه در دانشکده دندانپزشکی دانـشگاه علوم پزشکی شهید بهشتی انجام گرفته است و بدین وسیله از اساتید و پرسنل بخش ترمیمی تشکر می‏گردد.

References

  1. Gomec Y, Dorter C, Dabanaglu A, Koray F. Effect of resin based material combination on the compressive and the flexural strength. J Oral Rehab 2005; 32(2): 122-7.
  2. Opdam N, Robert Y, Peters T, Burgersdij KR, Kuijs R. Consistency of resin composites for posterior use. Dent Mater 1996; 12(6): 350-4.
  3. Deborah SC, Katherine MM, Mcgeregor BS, Marcos AV. The physical properties of packable and conventional posterior resin-based composites: A comparison. J Am Dent Assoc 2000; 131(11): 1670-5.
  4. Leinfelder KF, Prasad A. A new condensable composite for the restoration of posterior teeth. Dent Today 1998; 17(2): 112-6.
  5. Pamir T, Torkon M. Factor’s affecting microleakage of a packable resin composite: An in vitro study. Oper Dent 2005; 30(3): 338-45.
  6. Tung FF, Hsieh WW, Estefan D. In vitro microleakage study of a condensable and flowable composite resin. General Dentistry 2000; 48(6): 711-5.
  7. Peris AR, Duarte SJR, De Anderade MF. Evaluation of marginal microleakage in class II cavities: Effect of microhybrid, flowable, and compactable resins. Quintessence Int 2005; 34(2): 93-8.
  8. Ferdianakis K. Microleakage reduction from newer esthetic restorative materials in permanent molars. J Clin Pediatr Dent 1998; 22(3): 221-9.
  9. Unlun N, Krakaya S, Ozer F, Say EC. Reducing microleakage in composite resin restorations: An in vitro study. Eur J Prosthodont Restor Dent 2003; 11(4): 171-5.
  10. Olmez A, Oztas N, Bodur H. The effect of flowable resin composite on microleakage and voids in class II composite restorations. Oper Dent 2004; 29(6): 713-9.
  11. Attar N, Tam LE, Mc Comb D. Flow, strength, stiffness and radio opacity of flowable resin composites. J Can Dent Assoc 2003; 69(8): 516-21.
  12. Estefan D, Estefan A, Leinfelder K. Cavity wall adaptation of resin based composites. Am J Dent 2003; 31(4): 231-9.
  13. Haak R, Wicht M, Noack M. Marginal and internal adaptation of extended class I restorations lined with flowable composites. J Dent 2003; 31(4): 240-9.
  14. Fabianelly A, Gorracci C, Ferrari M. Sealing ability of packable resin composite in class II restorations. J Adhes Dent 2003; 5(3): 217-23.
  15. Ozgunalty G, Gorucu J. Fracture resistance of class II packable composite restorations with and without flowable liners. J Oral Rehab 2005; 32(2): 111-5.
  16. Roberson TM, Heyman H, Swift EJ. Art and Science of Operative Dentistry. 6th ed. Mosby Co; 2010. P. 132.
  17. Bonilla ED. Mardissian G, Caputo AA. Fracture toughness of posterior resin composites. Quintessence Int 2001; 32(3): 206-10.
  18.  Drummond JL, Lin L, Al-Turki LA, Hurley RK. Fatigue behaviour of dental composite materials. J Dent 2009; 37(5): 321-30.
  19. Bayne SC, Thampson JY, Swift EJ, Stamatiades P, Wilkerson MA. Characterization of first-generation of flowable composites. J Am Dent Assoc 1998; 129(5): 567-77.
  20. Sakaguchi RL, Powers JM. Craig‘s Restorative Dental Materials.13th ed. St. Louis: Mosby Co;. 2012. P.
    175-82.
  21. Hasegava T, Itoh K, Koike T, Yukitani W, Hisamitsu H, Wakum TS, et al. Effects of mechanical properties resin composites on the efficacy of the dentin bonding systems. Oper Dent 1999; 24(6): 323-30.
  22. Zidan O, Asmussen E, Jorgensen KD. Correlation between tensile and bond strength of composite resins. Scand J Dent Res 1980; 88(4): 348-53.
  23. Bayer DB, Chalkey Y, Chan KC. Correlation between strength of bonding to enamel and mechanical properties of dental composites. J Biomed Mater Res 1982; 16(6): 775-83.
  24. Miyazaki M, Hinoura K, Onose H, Moore BK. Effect of filler content of light-cured composites on bond strength to bovine dentin. J Dent 1991; 19(5): 301-3.
  25. Manhart Y, Kunzelmann KH, Chen HY, Hickel R. Mechanical properties and wear behavior of light-cure packable composite resins. Dent Mater 2000; 16(1): 33-40.
  26. Jain P, Belcher M. Microleakage of class II resin-based composite restorations with flowable composite in the proximal box. Am J Dent 2000; 13(5): 235-8.
  27. Cadenaroa M, Marchesia G, Antoniollia F, Davidsonb C, Dorigoa EDS, Breschia L. Flowability of composites is no guarantee for contraction stress reduction. Dent Mater 2009; 25(5): 649-54.
  28. Bedran-de-Castro AKB,Pereira PNR,Thompson JY. Influence of load cycling and tubule orientation on ultimate tensile strength of dentin. J Adhes Dent 2004; 6(3): 191-4.
  29. Stanineca M, Kimb P, Marshalla GW, Ritchiec RO, Marshalla SJ. Fatigue of dentin-composite interfaces with four-point bend. Dent Mater 2008; 24(6): 799-803.
  30. Belli R,  Baratieri LN, Braem M, Petschelt A, Lohbauer U. Tensile and bending fatigue of the adhesive interface to dentin. Dent Mater 2010; 26(12): 1157-65.
  31. Esteban DB, Manhart Y, Angelo AC. Fracture toughness of nine flowable composites. J Prosthet Dent 2003; 89(3): 261-7.
  32. Knobloch LA, Kerby RE, Seghi R, Berlin JS, Clelland N. Fracture toughness of packable and conventional composite materials. J Prosthet Dent 2000; 88(3): 307-13.
Journal of Mashhad Dental School
Volume 38, Issue 3 - Serial Number 90
October 2014
Pages 193-200

Files

History

  • Receive Date: 05 July 2014
  • Accept Date: 05 July 2014

Share

How to cite

Statistics