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Apparecchi per fotopolimerizzazione a led - terza parte
a cura di Giordano Tasca
RIASSUNTO

Nella prima parte della revisione si sono presentate nozioni introduttive reperite presso varie fonti e il riassunto
di una relazione del Prof. Gagliani. Nella seconda parte si sono riportate alcune sintesi di articoli della letteratura
sui fattori che influenzano la qualità della polimerizzazione quali la distanza fra punta che emette la luce
e materiale da attivarsi, il tipo di puntale usato, l’assorbimento della luce da parte dello strato che si intende
polimerizzare. In questa terza parte si riassumono articoli che prendono in considerazione l’innalzamento della
temperatura indotta dai LED rispetto agli apparecchi QTH e PAC.
1. Ozturk B. et al Oper Dent 2004; 3: 325-32
La possibilità che l’aumento di temperatura, a livello delle pareti cavitarie durante le procedure restaurative, induca effetti dannosi sul tessuto pulpare preoccupa l’odontoiatria da molti anni. La fresatura dei tessuti dentali, le reazioni di polimerizzazione di materiali resinosi con o senza l’uso di sistemi di fotoattivazione possono portare a un incremento di temperatura della polpa.

Zach &Cohen (Oral Surg Oral Med Oral Pathol 1965; 4: 515-30) hanno riportato danni pulpari irreversibili nel 15% dei denti di scimmie rhesus per un incremento della temperatura pulpare di 5.6°C, nel 60% per 11°C e nel 100% per 16.6°C. Hanning et al (Den Mater 1999; 4: 275-81) hanno preparato in molari estratti cavità di II classe lasciando
uno strato di dentina spesso 1 mm fra la camera pulpare e la parete prossimale della cavità.

Uno strato di composito spesso 2 mm era applicato nel box prossimale e fotopolimerizzato. Hanno trovato nella camera pulpare un incremento della temperatura di 2.9-5.6°C con lampade alogene a bassa (320 mW/cm2) o moderata (515 mW/cm2) potenza (QTH x 40 s); di 6.9-7.3°C per alogene a elevata (730 mW/cm2) potenza
(HQTH x 40 s) e di 7.8°C per apparecchi al plasma (PAC x 10 s) (1200 mW/cm2).

Sebbene questi, come altri AA, commentassero che i valori misurati in vitro non potessero essere direttamente applicati alla situazione in vivo dove la circolazione del sangue nella polpa, il movimento di fluidi nei tubuli e la convezione del calore verso i tessuti parodontali possono dissipare in parte il calore, parimenti concludevano che gli esperimenti in vitro devono allertare i clinici sui potenziali pericoli del calore per la polpa.

Molti studi concordano sull’importanza dello spessore di dentina fra cavità e camera pulpare come fattore di attenuazione della trasmissione del calore. Per quanto riguarda il contributo all’innalzamento della temperatura fornito dalla reazione chimica esotermica dei materiali durante la polimerizzazione, i lavori comparsi in letteratura propendono per la prevalenza della quota derivante dall’assorbimento di energia durante l’irraggiamento.
Se da un lato appare ben documentato il pericolo derivante da molte resine per provvisori autoindurenti capaci di sviluppare elevate temperature, esso per le resine composite fotoattivabili pare avere un peso secondario.

Il presente studio ha valutato l’aumento di temperatura in due differenti sistemi adesivi-compositi irraggiati da quattro tipi di sorgenti luminose: LED 1ª generazione (densità di potenza 400 mW/cm2), PAC (1350 mW/cm2), QTH (500 mW/cm2) e HQTH (850 mW/cm2). Per gli adesivi l’esposizione alla luce durava, secondo le istruzioni del fabbricante, 10-20 s per LED, QTH e HQTH e 5-7 s per PAC; per i compositi rispettivamente 40 s e 10 s. In uno stampo alto 4 mm era posto sul fondo un disco di dentina umana spesso 1 mm alla cui superficie inferiore era applicato il sistema di misurazione della temperatura.

I rilevamenti venivano eseguiti attivando le varie lampade con il puntale appoggiato allo stampo (A) senza alcun materiale applicato, (B) dopo applicazione alla dentina dell’adesivo, (C) dopo applicazione di uno strato di 2 mm di composito (che risultava pertanto a 1 mm dalla punta di emissione della luce). La temperatura era
rilevata ogni 2 s fino al ritorno ai livelli iniziali.

I più elevati aumenti di temperatura si sono avuti con PAC (2.1 - 5.1°C per gli adesivi e 2.1 - 3.7 per i compositi) e HQTH (2.8 - 4.2 e 3.0 - 3.8 rispettivamente). Per QTH i valori rispettivi sono stati inferiori (1.3 - 2.8 e 1.8 - 2.8) e ancor minori per LED (1.1 - 2.0 e 1.1 - 2.6). Tali risultati sono correlabili alle quantità totali di energia (densità x tempo) fornite dai vari apparecchi.

Gli incrementi medi di temperatura non differivano significativamente fra gli adesivi (2.70°C) e i compositi (2.67°C), ma è interessante rilevare che i valori massimi sono stati per gli adesivi di 5.16°C e per i compositi di 3.83°C. Ciò sembra indicare che i rischi sono maggiori durante la polimerizzazione degli adesivi piuttosto che dei compositi.

Conclusioni: gli apparecchi che forniscono elevate densità di potenza producono un maggior aumento di temperatura che comunque, nelle condizioni dello studio, non supera (con interposto 1 mm di dentina) il valore critico di 5.6°C. In cavità con spessore di dentina residua inferiore a 1 mm si deve tener presente il potenziale pericolo di danno pulpare durante la fotopolimerizzazione.
ANAMNESI RACCOLTA CON QUESTIONARIO O VERBALMENTE

L’anamnesi è indispensabile all’odontoiatra per conoscere le malattie sistemiche che possono influenzare il trattamento. Essa viene di solito raccolta, per risparmiare tempo, tramite questionari prestampati.
Lo studio ha impiegato un questionario molto dettagliato (90 quesiti), seguito da domande verbali. Il questionario, grazie all’accuratezza e al lungo tempo concesso per compilarlo, evidenziava un maggior numero di situazioni clinicamente rilevanti rispetto al solo colloquio, più breve, ma quest’ultimo consentiva una maggior profondità di conoscenza della storia medica del paziente. La combinazione dei due metodi è fortemente raccomandabile.

(Dental Abstracts 2006; 3: 183-4)
2. Nomoto R. et al Oper Dent 2004; 3: 287-94

Si sono esaminati apparecchi QTH convenzionali, al plasma e a LED di 1ª generazione. Per ciascuno si sono misurati, fra gli altri, i seguenti parametri:

1) la densità di potenza, secondo le norme ISO (mediante radiometro a rilevatore ottico e con l’interposizione di adatti filtri) in tre diversi range di lunghezze d’onda (sotto i 385 nm, fra 400 e 515 e sopra 515);
2) l’aumento della temperatura dello smalto superficiale misurato con una termocoppia posta sulla superficie appiattita di incisivi bovini, irradiati da distanza ravvicinata per 10, 20 e 40 s con le lampade QTH e LED e per 3,6 e 9 s con le PAC.

Secondo lo standard ISO corrente il range accettabile di densità di potenza, per la banda 400-515 nm (luce blu
utile alla polimerizzazione), è compreso fra 300 e 1000 mW/cm2. Sono limiti standardizzati per le alogene, ma è interessante confrontarvi anche le nuove lampade. Quindi la QTH (380 mW/cm2) era nei limiti, le PAC lo superavano ampiamente (media di ~1500 mW/cm2), mentre le LED ne erano entrambe al di sotto
(100 e 180 mW/cm2).

L’aumento di temperatura mostrava una relazione lineare rispetto alla densità di potenza dell’apparecchio; inoltre la temperatura cresceva per ciascuna lampada con il tempo di irraggiamento: per la QTH, per es., aumentava di 12°C dopo 10 s, di 14°C dopo 20 s e di 16°C dopo 40 s. Le temperature misurate sono state di 15 - 60°C per le lampade al plasma, intorno ai 15°C per l’alogena convenzionale e sotto i 10°C per le LED.

Questi valori riscontrati alla superficie dentale, irradiata da distanza ravvicinata, nelle normali situazioni cliniche non sembrano costituire un pericolo per la polpa; possono esserlo quando la punta del conduttore ottico è situata vicino a uno strato dentinale di piccolo spessore, per es. in alcune V classi. In tali condizioni anche i tessuti gengivali possono subire un consistente riscaldamento potenzialmente dannoso.

L’Ente americano per la Sicurezza del Lavoro identifica il limite di esposizione agli UV-A (400-315 nm) per gli occhi non protetti in 1 mW/cm2 entro ogni periodo di 1000 s in un giorno. Nel presente studio radiazioni UV-A erano emesse in densità consistenti da parecchie lampade al plasma e anche, in piccole quantità, da alcune LED e QTH. Pertanto devono indossare occhiali protettivi dentisti, assistenti e pazienti (in al-ternativa questi ultimi devono chiudere gli occhi durante l’uso di tali apparecchi).

Conclusione: i clinici devono tener conto dei potenziali rischi legati all’aumento della temperatura dei tessuti orali e all’emissione di raggi UV-A.

3. Vandewalle K. S. et al Oper Dent 2005; 2: 257-64

Gli AA puntualizzano come si debba distinguere fra il calore generato, all’interno dell’apparecchio fotopolimerizzatore, dalla sorgente della luce e quello che si produce quando il fascio luminoso colpisce un bersaglio (i tessuti dentali e gengivali, le resine o una termocoppia).
Se le lampade LED generano sicuramente meno calore a livello dei semiconduttori che emettono la luce rispetto alle lampadine alogene, non è altrettanto chiaro se inducano meno riscaldamento dei tessuti orali durante la fotopolimerizzazione.

Studiando gli apparecchi di prima generazione molti AA negli anni 2002-2003 hanno sostenuto che le LED avevano un’emissione termica inferiore alle QTH, attribuendola alla diversità dello spettro di radiazioni. La prima generazione di LED però era caratterizzata da una densità di potenza ridotta, che poteva contribuire in larga misura al riscontro di temperature modeste misurate sul fascio emesso dal puntale.

Nel presente studio si sono utilizzate due lampade, una LED di seconda generazione e una QTH dotate di densità di potenza abbastanza elevate, esattamente uguali (600 mW/cm2), e con lo stesso tipo di conduttore a fibre ottiche, leggermente “concentrante” (12/10). Misurazioni aggiuntive sono state eseguite:

A) con una LED a densità di potenza molto maggiore (1400 mW/cm2) misurata alla punta del conduttore, che era in semplice acrilico (non a fibre ottiche) e molto “concentrante” (14/8);
B) con la QTH usata a metà della potenza (300 mW/cm2). Le densità di potenza sono state controllate con radiometro da laboratorio, le temperature si sono misurate con sonde in aria a 0 e 5 mm di distanza e con termocoppie sul tetto della camera pulpare di molari con cavità di I Classe profonde 2.5 mm, il cui pavimento distava 3.2 mm dalla polpa. I puntali erano posti a contatto delle cuspidi dentali per polimerizzare (x 40 s) un sottile strato di adesivo steso nelle preparazioni.

Non si sono rilevate differenze significative fra le temperature misurate sia in aria sia nella camera pulpare con la QTH e la LED di potenza simile. Le densità di energia (= densità di potenza x tempo) erano correlate in modo lineare all’aumento di temperatura. Infatti la LED e la QTH, che producevano entrambe 24 J/cm2, fornivano aumenti di temperatura sovrapponibili: in aria a 0 mm di 10.1°C, a 5 mm di 4.0°C e in camera pulpare di 3.0°C. I valori per la QTH utilizzata a metà potenza erano, nell’ordine: 12.5 J/cm2, 12.5°C, 4.0°C e 1.5°C; per la LED turbo 14/8 invece: 57.5 J/cm2, 28.2°C, 3.9°C e 3.1°C.

Si noti che la LED turbo (fortemente “concentrante”) produceva un grande aumento di temperatura a 0 mm, che, grazie alla notevole dispersione della luce emessa dal puntale, a 5 mm e nella camera pulpare era a livello delle altre lampade. I valori di incremento della temperatura pulpare sono stati tutti inferiori ai 5.6°C, che Zach&Cohen hanno fissato come limite di danno pulpare.

Si è sottolineato però che è difficile predire l’aumento di temperatura in ogni particolare dente perché le variabili in gioco sono molte: lo spessore di dentina che protegge la polpa (in questo studio di 3.2 mm, quindi molto elevato), la distanza puntale dentina, la densità di potenza dell’apparecchio, il tempo di irraggiamento e il tipo di conduttore ottico impiegato.

Conclusioni: si può affermare che, a parità di densità di potenza erogata, non vi sia differenza fra LED e QTH nell’aumento di temperatura a livello del dente. In alcune situazioni cliniche le più recenti LED a elevata potenza possono indurre nella polpa un calore pericoloso.
USURA DELLE PUNTE ULTRASONICHE

Gli scaler ultrasonici agiscono frantumando il tartaro per cui è presumibile che le punte con l’utilizzo si usurino
e accorcino. Nel presente studio le misurazioni effettuate tramite un sofisticato sistema hanno obiettivato questo assunto per cinque tipi di inserti.
Si è concluso che i clinici devono periodicamente visionare attentamente il mantenimento della forma delle punte ultrasoniche per sostituirle quando mostrano segni di usura, perché non è indicato il ripristino della forma con l’affilatura come per gli strumenti manuali.

(Dental Abstracts 2006; 5: 284-5)

La Rivista di Odontoiatria