Dentala kompositmaterial

Dentala kompositmaterial

Socialstyrelsen klassificerar sin utgivning i olika dokumenttyper. Detta är ett Underlag från experter. Det innebär att det bygger på vetenskap och/eller beprövad erfarenhet. Författarna svarar själva för innehåll och slutsatser. Socialstyrelsen drar inga egna slutsatser i dokumentet. Experternas sammanställning kan dock bli underlag för myndighetens ställningstaganden. Artikelnr 2006-123-17 Publicerad: www.socialstyrelsen.se, mars 2006 2

Innehåll Sammansättning...5 Egenskaper...7 Indikationer...10 Biokompatibilitet...11 Kunskapslänkar...11 Litteratur...12 Dokumentinformation...16 3

4

Sammansättning Kompositmaterial består av hårda, oorganiska partiklar inneslutna i en resinmatris. Opolymeriserat resin innehåller en monomerblandning, ett initiatorsystem, en inhibitor för att förlänga den opolymeriserade kompositens lagringsstabilitet och färgpigment. De oorganiska partiklarna som kallas filler, kan bestå av glas, kvarts, zirkoniumdioxid och/eller amorf kiseldioxid. Fillerpartiklarna behandlas med en bifunktionell silan innan de blandas med resinet. Härmed binds fillerpartiklarna kemiskt till resinet. Det är enbart vid en sådan bindning som maximal effekt av fillertillsatsen uppnås. Huvuddelen av resinet består av monomerblandningen, dvs. en rad vätskeformade monomerer med olika viskositet. De mest använda monomererna är BIS-GMA (Bisfenol-A-Glycidyldimetakrylat), TEGDMA (trietylenglykoldimetakrylat), EGDMA (etylenglykoldimetakrylat) och UEDMA (uretandimetakrylat), som alla är så kallade dimetakrylater. TEGDMA och EGDMA är förtunningsmonomerer som minskar viskositeten av framförallt BIS-GMA så att ytterligare filler kan tillsättas. Kompositmaterial levereras som pasta och via initiatorsystemet polymeriseras monomererna, varvid kompositpastan omvandlas till en fast massa. Nu för tiden används framförallt ljuspolymeriserande kompositer. Dessa material är enkomponentsmaterial vars polymerisering initieras genom belysning med blått ljus från en så kallad härdljuslampa (se KDM-dokumentet Lampor för ljushärdning av dentala material ). Initiatorsystemet består oftast av kamferkinon och en tertiär amin. Där finns emellertid också tvåkomponents kompositer (kemiskt härdande) vars polymerisering initieras genom sammanblandning av de två komponenterna. Initiatorsystemet består av benzoylperoxid, som är tillsatt till den ena komponenten, och en aromatisk, tertiär amin, som är tillsatt till den andra komponenten. Ljuspolymeriserande kompositer har i motsats till tvåkomponents kompositer begränsat polymeriseringsdjup, som bland annat bestäms av kompositens färg (ju mörkare ju sämre härdningsdjup) samt härdljuslampans egenskaper (se KDMdokumenten Lampor för ljushärdning av dentala material och LED (Light Emitting Diodes)-lampor för ljushärdning av dentala material ) Under polymeriseringen omvandlas dimetakrylatmonomererna till ett tredimensionellt nätverk. Allt eftersom polymeriseringen fortskrider ökar kompositmassans viskositet vilket minskar möjligheten för den växande polymeren att reagera med fria monomermolekyler, och till slut upphör polymeriseringen. På det här stadiet finns emellertid fortfarande monomerer vars ena eller båda metakrylatgrupper inte har reagerat. Således kan mellan 25 och 50 % av metakrylatgrupperna förbli oreagerade (1-3). Det motsvarar en så kallad konversionsgrad på 50 till 75 %. I färdigpolymeriserad komposit är båda metakrylatgrupperna oreagerade hos 2 5 % av monomermolekylerna. Dessa förekommer alltså som fria monomer (restmonomerer) (4). De olika kompositmaterialen kan delas in efter fillertyp och viskositet. Vid indelning efter fillertyp finns idag två huvudtyper av komposit på 5

marknaden: mikrofillkomposit och hybridkomposit. Filler i mikrofillkomposit är amorf kiseldioxid med en medelpartikelstorlek på cirka 0,04 µm. För att öka fillerinnehållet sintrar fabrikanterna ofta dessa kiseldioxidpartiklar till agglomerat med en storlek på 0,07 0,2 µm eller använder partiklar som består av krossad mikrofillkomposit och amorfa kiseldioxidpartiklar. Genom tillsats av ytterbiumtrifluorid- eller yttriumtrifluoridpartiklar blir mikrofillkompositen radiopak. De flesta kompositer som finns på marknaden är emellertid hybridkompositer. Namnet kommer av att de innehåller två typer av filler: dels en kvarts-, glas, eller zirkoniumdioxidfiller som oftast har en medelpartikelstorlek på cirka 1 µm och dels ovan nämnda amorfa kiseldioxid. Det samlade fillerinnehållet kan uppgå till 65 70 volymprocent. I hybridkompositer uppnås radiopacitet genom användning av zirkoniumdioxidfiller eller filler som består av radiopakt glas, exempelvis barium- eller strontiumglas. Då man numera kan framställa fillerpartiklar med en mindre storlek än mikrofillpartiklar har en speciell typ av hybridkomposit kallad nanokomposit utceklats. Nanofillerpartiklar förekommer antingen som enstaka partiklar (0,02-0,08 µm = 20-80 nm) eller som agglomerat (diameter: 0,6-1,4 µm = 600-1400 nm). Om kompositerna delas in efter viskositet kan man skilja mellan tre typer av komposit: universal, flytande och kondenserbar. Kompositernas viskositet beror först och främst på mängden tillsatt filler samt typen av monomerer och förhållandet mellan dessa. I förhållande till universalkomposit har flytande komposit gjorts mer flytande, först och främst för att underlätta adapteringen till kavitetsväggarna. Kondenserbar komposit har gjorts styvare för att ge materialet hanteringsegenskaper som påminner om amalgam. Det finns på marknaden ett antal kompositvärmare som används för att göra kompositen mer flytande innan applicering. Det är möjligt att denna typ av värmare på sikt kan ersätta flytande kompositer. En speciell typ av komposit utgörs av polysyramodifierad komposit, också kallade kompomerer. Polysyramodifierad komposit skiljer sig från hybridkompositer i det att en del av kvarts- eller glasfillern är ersatt med syralösliga glaspartiklar av samma typ som används i glasjonomermaterial samt att det till monomerblandningen är tillsatt syramodifierade monomerer. Efter ordinär ljuspolymerisation tar materialet upp vatten från saliven och en glasjonomerreaktion kommer till stånd mellan de syramodifierade monomererna och glaspartiklarna.(se KDM-dokumentet Glasjonomerer och kompomerer) 6

Egenskaper Styrka och elasticitetsmodul Kompositen måste ha en viss styrka (dragoch böjhållfasthet) och en viss styvhet (elasticitetsmodul) för att kunna stå emot tuggkrafter. I Tabell 1 visas representativa värden för drag- respektive böjhållfasthet och elasticitetsmodul för ovan nämnda komposittyper. Observera att absoluta värden för en given egenskap varierar från undersökning till undersökning och att man därför bör lägga märke till sambandet mellan de olika komposittyperna snarare än absoluta värden för en given egenskap. Polymerisationskontraktion Vid polymerisering av kompositmaterial sker en kontraktion av materialet, först och främst på grund av tätare packning av monomermolekylerna i den polymeriserade resinmatrisen. Polymerisationskontraktionen sjunker med ökande fillerinnehåll och för vanliga kompositer är den mellan 2 och 4 volymprocent (5 8). I Tabell 1 visas representativa värden för polymerisationskontraktionen för de olika komposittyperna. De nya nanokompositerna visar en tendens till något mindre polymerisationskontraktion (krympning) än vanliga hybridkompositer (opublicerade resultat). Tabell 1 Mikrofill Hybrid Flytande Kondenserbar Draghållfasthet (MPa) 45 60 45 60 Böjhållfasthet (MPa) 85 120 85 120 Elasticitetsmodul (GPa) 5 10 5 10 Polymerisationskontraktion (volymprocent) 2,5 2,5 3,5 2,5 Det framgår att alla komposittyper följer den amerikanska tandläkarföreningen, ADA:s krav på en draghållfasthet på minst 34 MPa (9) samt kravet i ISO-standarden om en böjhållfasthet på minst 80 MPa (10). Styrkan och styvheten hos mikrofill komposit är lägre än hos hybridkomposit (11 14). Detsamma gäller flytande komposit (13 16) som på grund av sitt relativt låga fillerinnehåll ytterligare kännetecknas av större polymerisationskontraktion (13,16). Det framgår också att kondenserbar komposit inte skiljer sig från vanlig hybridkomposit (11,12,14,16-19). Spaltbildning Polymerisationskontraktionen innebär att det under polymeriseringen uppstår spänningar i kompositen i riktning från kavitetsväggarna. I ocklusala fyllningar deformerar spänningarna kusparna (20,21) vilket kan leda till postoperativ känslighet. Om spänningarna är tillräckligt stora bildas en spalt mellan fyllningen och kavitetsväggarna. Spaltbildning kan också leda till postoperativ känslighet på grund av vätskeströmmar i spalten och dentinkanalerna (22). Risken för spaltbildning påverkas först och främst av polymerisationskontraktionens storlek, kompositens flytförmåga under polymeriseringen samt kompositens bindning till kavitetsväg- 7

garna (23). I polymeriseringens första faser kompenseras kontraktionen av tillströmningen av komposit från fyllningens fria ytor medan kompenseringen i de senare faserna är beroende av bindningen. Liten polymerisationskontraktion, god flytförmåga och stark bindning minskar således risken för spaltbildning. Det finns också risk för att spalter bildas kring fyllningar som från början var väl adapterade. Detta beror på två orsaker. Den första är att kompositmaterial har större termisk expansionskoefficient än de hårda tandvävnaderna (24 26). Vid avkylning efter exempelvis intag av kall mat kontraherar kompositfyllningen mer än tanden. Detta kan leda till att det uppstår en marginell spalt tills återuppvärmning sker. Den andra orsaken är att kompositer uppvisar så kallad elastisk hysteres (27). Vid avbitning och tuggning deformeras tänderna i axial riktning. På en tand med en klass III- eller klass V-fyllning leder deformeringen till att tanden och fyllningen komprimeras. När belastningen upphör återgår tanden snabbt till sin ursprungliga storlek medan kompositen endast gradvis återgår till sin ursprungliga storlek. Det är den här benägenheten att endast långsamt återvända till sin ursprungliga form som kallas elastisk hysteres. I mellantiden finns det en spalt runt fyllningen. Även om både avkylnings- och hysteresspalter till sin natur är tillfälliga, kan färgämnen, bakterier etc., tränga in i spalten och på längre sikt kan detta leda till att fyllningens kvalitet försämras (27 29). Risken för att det bildas avkylnings- och hysteresspalter motverkas av att fyllningen har god bindning till kavitetsväggarna och av dess hygroskopiska expansion (se nedan). Hygroskopisk expansion Som många andra dentala material absorberar komposit med tiden vatten från saliven. Vattenabsorption leder till en utvidgning av kompositen, så kallad hygroskopisk expansion. Vattenabsorptionens storlek beror i huvudsak på hur hydrofila de använda monomererna är. En viss grad av hygroskopisk expansion kan ha en gynnsam effekt. Expansionen reducerar kvarvarande polymerisationsspänningar i komposit och bindningssystem vilket kan motverka att spänningarna leder till spaltbildning (30). En spänning av fyllningen mot kavitetsväggarna som orsakas av en hygroskopisk expansion kan också motverka avkylnings- och hysteresspalter (31). Expansionen har även visat sig ha en gynnsam effekt på redan befintliga polymerisationskontraktionsspalter i och med att den hygroskopiska expansionen leder till att spalten helt eller delvis försluts (23,32). Det krävs dock att spalten inte är blockerad av putsdamm och emaljfragment. Rekommendationen är därför att slutputsning om möjligt bör skjutas upp minst ett dygn. En för stor hygroskopisk expansion är dock olämplig då den försvagar kompositen och innebär risk för infraktioner eller till och med fraktur av tanden. Det flesta kompositer har en linjär hygroskopisk expansion på cirka 0,2 % (33). Abrasionsresistens Under många år var dålig nötningsresistens en viktig orsak till att kompositer inte rekommenderades på ocklusalytor (34,35). Den gradvisa förbättringen av kompositerna under senare år har emellertid inneburit att nötningsresistensen idag har nått en acceptabel nivå (36,37). Bindning till emalj och dentin Komposit retineras till emalj och dentin med hjälp av bindningsystem. Härmed är preparation med underskär överflödig. Som tidigare nämnts är bindningen också ett sätt att motverka spalt- 8

bildning. Bindningssystemen beskrivs i KDM-dokumenten Dentinbindning, Bondingprodukter och Provning (Skjuvtest) av dentinbondingmaterial enligt ISO/TS 11405:2003. Estetik Mikrofillkomposit kan vid polering bli glattare än hybridkomposit (38). Den är också bättre på att efterlikna de naturliga tändernas färg och translucens. Utvecklingen har inneburit att de största fillerpartiklarna i hybridkompositerna efter hand blivit mindre och mindre. Detta medför att de estetiska skillnaderna mellan de två olika komposittyperna är på väg att försvinna (39,40). 9

Indikationer I Tabell 2 nedan visas vägledande indikationsområden för de fyra olika kompositerna. Indikationsområdena är fastställda efter genomgång av materialens fysiska och estetiska egenskaper. Tabell 2 Mikrofill Hybrid Flytande Kondenserbar Klass I Klass I Små klass III Klass I Klass III Klass II Små klass V Klass V Klass III Gingival vägg i klass II Klass IV Klass V Utfyllnad av underskär Klass II (när flytande komposit används på gingivala väggen) 10

Biokompatibilitet Toxisk påverkan På basis av undersökningar av kompositmaterialens toxicitet har man dragit slutsatsen att det inte föreligger någon oacceptabel risk för patienten för akut eller kronisk toxisk påverkan (41). Som tidigare nämnts finns det i polymeriserad komposit ett antal oreagerade metakrylatgrupper. En del av dessa oreagerade grupper finns som fria monomerer och en del av dessa diffunderar ut från fyllningen (4). De fria monomerna samt eventuella nedbrytningsprodukter, som friges i mycket små mängder, är orsaken till att kompositerna befunnits vara cytotoxiska gentemot cellkulturer (42,43). Särskild uppmärksamhet har riktats mot de sällan förekommande nedbrytningsprodukterna bisfenol A och/eller derivat av bisfenol A eftersom dessa ämnen kan ha en hormonförstörande, östrogenliknande effekt. Det är inte klarlagt om lågdosexponering för sådana ämnen har en ogynnsam effekt på den mänskliga organismen. I kompositens ytskikt kan oreagerade metakrylatgrupper ombildas till formaldehyd (44). Den mängd formaldehyd som bildas på ytan av kompositfyllningar är dock mycket begränsad i förhållande till den mängd formaldehyd vi får i oss via pektinet i kosten. Pulpastudier har visat att spaltfria kompositfyllningar inte leder till pulpaförändringar (45,46). Avsaknaden av korrelation mellan in vitro cytotoxicitetstest och in vivo pulpastudier menas bero på att de fria monomererna avges under en relativt kort tid (48 timmar) efter det att fyllningen gjorts (47). Allergiska reaktioner Allergi mot komponenterna i kompositplast är betydligt vanligare bland tandvårdspersonal än bland patienter (48). Detta beror på att tandvårdspersonalen i större utsträckning än patienterna handskas med opolymeriserad komposit. Alla vanliga metakrylatmonomerer har rapporterats kunna framkalla allergi (49). Oftast rör det sig om fördröjda hypersensibilitetsreaktioner. Hos patienterna kan ses mässlingliknande utslag kring munnen och på halsen eller lichenoida förändringar på slemhinnan i samband med kompositrestaureringen. Reaktionen avtar i takt med att utsläppet av fria monomerer, etc., upphör (50). Hos tandläkaren manifesterar sig den kontaktallergiska reaktionen ofta på fingrarna i form av blåsor, sår och/eller hudflagor och sprickor i huden (51, 52). Kunskapslänkar PubMed, National library of Medicine 11

Litteratur 1. Ruyter IE, Øysæd H. Composites for use in posterior teeth: composition and conversion. J Biomed Mater Res 1987; 21: 11-23. 2. Asmussen E. Factors affecting the quantity of remaining double bonds in restorative resin polymers. Scand J Dent Res 1982; 90: 490-496. 3. Ruyter IE, Svendsen SA. Remaining methacrylate groups in composite restorative materials. Acta Odontol Scand 1978; 36: 75-82. 4. Ferracane JL. Elution of leachable components from composites. J Oral Rehabil 1994; 21: 441-452. 5. Soltész U. Polymerisationsschrumpfung Einiger Neuerer Komposit- Füllungswerkstoffe. Zahnärztl Mitt 1998; 88: 1404-1406. 6. Watts DC, Hindi A al. Intrinsic soft-start polymerization shrinkagekinetics in an acrylate-based resin-composite. Dent Mater 1999; 15: 39-45. 7. Park SH, Krejci I, Lutz F. Consistency in the amount of linear polymerization shrinkage in syringe-type composites. Dent Mater 1999; 15: 442-446. 8. Cook WD, Forrest M, Goodwin AA. A simple method for the measurement of polymerization shrinkage in dental composites. Dent Mater 1999; 15: 447-449. 9. ANSI/ADA Specification No. 27 for Direct filling resins. 10. ISO 4049: 2000. Dentistry Polymer-based filling, restorative and luting materials. 11. Abe Y, Lambrechts P, Inoue S, Braem MJA, Takeuchi M, Vanherle G, Meerbeek B van. Dynamic elastic modulus of packable composites. Dent Mater 2001; 17: 520-525. 12. Choi KK, Ferracane JL, Hilton TJ, Charlton D. Properties of packable dental composites. J Esthet Dent 2000; 12: 216-226. 13. Labella R, Lambrechts P, Meerbeek B van, Vanherle G. Polymerization shrinkage and elasticity of flowable composites and filled adhesives. Dent Mater 1999; 15: 128-137. 12

14. Sabbagh J, Vreven J, Leloup G. Dynamic and static moduli of elasticity of resin-based materials. Dent Mater 2002; 18: 64-71. 15. Bayne SC, Thompson JY, Swift EJ, Stamatiades P, Wilkerson M. A characterization of first-generation flowable composites. J Am Dent Assoc 1998; 129: 567-577. 16. Price RB, Rizkalla AS, Hall GC. Effect of stepped light exposure on the volumetric polymerization shrinkage and bulk modulus of dental composites and an unfilled resin. Am J Dent 2000; 13: 176-180. 17. Kelsey WP, Latta MA, Shaddy RS, Stanislav CM. Physical properties of three packable resin-composite restorative materials. Oper Dent 2000; 25: 331-335. 18. Manhart J, Kunzelmann KH, Chen HY, Hickel R. Mechanical properties and wear behavior of light-cured packable composite resins. Dent Mater 2000; 16: 33-40. 19. Aw TC, Nicholls JI. Polymerization shrinkage of densely-filled resin composites. Oper Dent 2001; 26: 498-504. 20. Alomari QD, Reinhardt JW, Boyer DB. Effects of liners on cusp deflection and gap formation in composite restorations. Oper Dent 2001; 26: 406-411. 21. Pearson GJ, Hegarty SM. Cusp movement of molar teeth with composite filling materials in conventional and modified MOD cavities. Br Dent J 1989; 166: 162-165. 22. Brännström M. Communication between the oral cavity and the dental pulp associated with restorative treatment. Oper Dent 1984; 9: 57-68. 23. Asmussen E, Jørgensen KD. A microscopic investigation of the adaptation of some plastic filling materials to dental cavity walls. Acta Odontol Scand 1972; 30: 3-21. 24. Nelsen RJ, Wolcott RB, Paffenbarger GC. Fluid exchange at the margins of dental restorations. J Am Dent Assoc 1952; 44: 288-295. 25. Versluis A, Douglas WH, Sakaguchi RL. Thermal expansion coefficient of dental composites measured with strain gauges. Dent Mater 1996; 12: 290-294. 26. Xu HC, Liu WY, Wang T. Measurement of thermal expansion coefficient of human teeth. Aust Dent J 1989; 34: 530-535. 27. Jørgensen KD, Matono R, Shimokobe H. Deformation of cavities and resin fillings in loaded teeth. Scand J Dent Res 1976; 84: 46-50. 13

28. Bullard RH, Leinfelder KF, Russell CM. Effect of coefficient of thermal expansion on microleakage. J Am Dent Assoc 1988; 116: 871-874. 29. Qvist V. The effect of mastication on marginal adaptation of composite restorations in vivo. J Dent Res 1983; 62: 904-906. 30. Feilzer AJ, Gee AJ de, Davidson CL. Relaxation of polymerization contraction shear stress by hygroscopic expansion. J Dent Res 1990; 69: 36-39. 31. Asmussen E. The effect of temperature changes on adaptation of resin fillings. II. Acta Odontol Scand 1974; 32: 291-297. 32. Hansen EK. Visible light-cured composite resins: polymerization contraction, contraction pattern and hygroscopic expansion. Scand J Dent Res 1982; 90: 329-335. 33. Martin N, Jedynakiewicz N. Measurement of water sorption in dental composites. Biomaterials 1998; 19: 77-83. 34. Roulet JF. The problems associated with substituting composite resins for amalgam. J Dent Res 1988; 12: 101-113. 35. Ferracane JL. Using posterior composites appropriately. J Am Dent Assoc 1992; 123: 53-58. 36. Hickel R, Manhart J. Longevity of restorations in posterior teeth and reasons for failure. J Adhes Dent 2001; 3: 45-64. 37. Baratieri LN, Ritter AV. Four-year clinical evaluation of posterior resinbased composite restorations placed using the total-etch technique. J Esthet Restor Dent 2001; 13: 50-57. 38. Dijken JWV van, Meurman JH, Järvinen J. Effect of finishing procedures on surface textures of some resin restoratives. Acta Odontol Scand 1989; 38: 293-301. 39. Chung KH. Effects of finishing and polishing procedures on the surface texture of resin composites. Dent Mater 1994; 10: 325-330. 40. Gladys S, Meerbeek B van, Braem M, Lambrechts P, Vanherle G. Comparative physico-mechanical characterization of new hybrid restorative materials with conventional glass-ionomer and resin composite restorative materials. J Dent Res 1997; 76: 883-894. 41. Schmalz G. The biocompatibility of non-amalgam dental filling materials. Eur J Oral Sci 1998; 106: 696-706. 42. Lefebre CA, Schuster GS. Biocompatibility of visible light-cured resin systems in prosthodontics. J Prosthet Dent 1994; 71: 178-185. 14

43. Caughman WF, Caughman GB, Shiflett RA, Rueggeberg FA, Schuster GC. Correlation between cytotoxicity, filler loading, and curing time of dental composites. Biomaterials 1992; 12: 737-740. 44. Øysæd H, Ruyter IE, Sjøvik Kleven IJ. Release of formaldehyde from dental composites. J Dent Res 1988; 67: 1289-1294. 45. Cox CF, Keall CL, Keall HJ, Ostro E, Bergenholtz G. Biocompatibility of surface-sealed dental materials against exposed pulps. J Prosthet Dent 1987; 57: 1-8. 46. Fuks AB, Funnell B, Cleaton-Jones P. Pulp response to a composite resin inserted in deep cavities with and without a surface seal. J Prosthet Dent 1990; 63: 129-134. 47. Ferracane JL, Condon JR. Rate of elution of leachable components from composite. Dent Mater 1990; 6: 282-287. 48. Jacobsen N, Aasenden R, Hensten-Pettersen A. Occupational health complaints and adverse patient reactions as perceived by personnel in public dentistry. Community Dent Oral Epidemiol 1991; 19: 155-159. 49. Munksgaard EC. Permeability of protective gloves by HEMA and TEGDMA in the presence of solvents. Acta Odontol Scand 2000; 58: 57-62. 50. Hensten-Pettersen A. Skin and mucosal reactions associated with dental materials. Eur J Oral Sci 1998; 106: 707-712. 51. Munksgaard EC, Knudsen B, Thomsen K. Kontaktallergisk håndeksem blandt tandplejepersonale af (di)metakrylater. Tandlægebladet 1990; 94: 270-274. 52. Wallenhammar LM, Örtengren U, Andreasson H, Barregård L, Björkner B, Karlsson S, Wrangsjö K, Meding B. Contact allergy and hand eczema in Swedish dentists. Contact Dermatitis 2000; 43: 192-199. 15

Dokumentinformation Institution: Titel: Dokumentdatum: 2006-03-24 Version: 2.0 Personlig huvudman/huvudexpert: Dokumenttyp: Socialstyrelsen, Kunskapscenter för Dentala Material Dentala kompositmaterial Docent Anne Peutzfeldt Afdeling for Dentalmaterialer Tandlaegeskolan,København Universitet Nørre Allé 20 2200 København N Danmark Underlag från experter 16