Количество неорганического наполнителя в весовом отношении в композиционном материале является важным показателем при клиническом применении, так как определяет его резистентность к перелому (отлому) в полостях II, IV класса, подвергающихся значительному давлению (Р. Lambrechtsetal., 1982). Композиционные материалы, содержащие в весовом отношении более 75% неорганического наполнителя определяются как «сильнонаполненные» («heavy-filled») материалы. Соответственно содержащие 66% или меньше неорганического наполнителя относятся к «слабонаполненным» («lightly-filled») материалам. Между ними имеются клинические различия, заключающиеся в том, чта сильнонаполненные материалы высоко устойчивы к отлому в ситуациях, подвергаемых значительному давлению, тогда как слабонаполненные менее резистентны к переломам. Иногда встречается определение «сред- ненаполненные» композиты, под которым подразумевают материалы, содержащие 66-75% неорганического наполнителя.
Размер частиц неорганического наполнителя и степень его весового наполнения в материале довольно различны в зависимости от вида материала. На сегодня не представляется возможным создание «силь- нонаполненного» композиционного материала, содержащего субмик- ранные частицы наполнителя (другими словами микронаполненного композита с высоким содержанием наполнителя по весу). Исключением из этого правила могут быть только некоторые негомогенно наполненные микрофильные материалы, например, «Silux Plus», «FiltekAI 10» («ЗМ»), «Heliomolar» («Vivadent»). Если размер частиц неорганического наполнителя составляет 1 мк и более, то такое сильное наполнение является возможным.
Неорганический наполнитель в большинстве микрофильных композиционных материалов представляет собой коллоидальный кварц (кремнезем) — мелкий белый порошок с размерами частиц около 0,04 мк. Микрофильные материалы, подвергнутые тщательной финишной обработке и полированию, характеризуются блестящей, сильно отражающей поверхностью, не отличающейся от глазурованного фарфора. К сожолению, использование субмикронных частиц нополнителя в композиционных материалах обычно препятствует сильному наполнению неорганическим наполнителем, так как обычно применяемые основные смолы способны принять лишь сравнительно ограниченное количество микрочастиц неорганического нополнителя. В действительности максимальное неорганическое наполнение в микрофильных материалах может едва доходить до 51 -52%, но обычно оно бывает гораздо ниже — до 36-37%. Это составляет значительный контрост со степенью наполнения в других композиционных системах, например, микрогибридных и тотально выполненных гибридных композитах, где его уровень варьирует от 75% до 80%. Исключением из этого правила являются сильнона- полненные микрофильные материалы «Silux Plus», «Filtek А110» («ЗМ»), «Heliomolar», «Helioprogress» («Vivadent»), «Distolite» ("Jamp;J") и усиленные микрофильные системы «Multifil VS» («Heraeus Kulzer»), «Bisfil М» («Bisco»), «Quantum» («Block Drug»), в которых удается достичь уровня неорганического наполнения до 75% по весу. Такие сильнонополненные микрофильные материалы (типа «Heliomolar» («Vivadent» и др.) уникальны вследствие токих особенностей:

• это микрофильные материалы с высоким уровнем неорганического наполнения (приблизительно около 75% по весу);
• могут успешно применяться для пломбирования и восстановления разрушенных зубов в боковых участкох челюстей;
• являются рентгеноконтрастными микрофильными композитами;
• характеризуются антикариесогенным медленным выделением фторо.

Сильнонополненные микрофильные композиты обычно используются для пломбирования и восстоновления дефектов фронтальных зубов, особенно в тех случаях, когда реставрация (пломба) не подвергается значительной жевательной ногрузке. Вследствие своих высоких физико-механических свойств они также могут применяться и для заполнения аналогичных дефектов в боковых участках зубных рядов. Усиленные микрофильные материалы «Bisfil М» («Bisco»), «Multifil VS» («Htraeus Kulzer»), «Quantum» («Block Drug») также имеют сильное наполнение (до 78% по весу) и полируемость до высокой степени блеска. Несмотря на то, что они отнесены к микрофилам, они являются действительными гибридами, В клинике микрофильные композиционные материалы для восстановления полостей II и IV клоссов не рекомендуется применять.
В зависимости от вида полимеризации композиционные материалы делятся на композиты, полимеризующиеся химическим путем, полиме- ризующиеся под воздействием свето, полимеризующиеся под воздействием тепла.
Композиты, полимеризующиеся химическим путем, обычно состоят из двух паст, пасты и жидкости, или из жидкости и порошка. Такое их разделение на две части вызвано тем обстоятельством, что в одной из них содержатся вещества инициирующие полимеризацию, так называемые катализирующие вещества. В состав этих композитов входит иници- аторная система, состоящоя из перекиси бензоила (ВРО), который активируется третичными ороматическими аминами (например, N, М-бис (2-дигидроксиэтил)-р-толуидин) с образованием инициирующих полимеризацию свободных радикалов (G. М. Вгаиег, 1981). Такие «самотвер- деющие» материалы используют взоимодействие между своими двумя компонентами (частями): катализирующей пастой (содержащей перекись бензоила) и ускоряющей основной пастой (содержащей третичные оми- ны) для создания свободных радикалов. При зомешивании базисной пасты, содержащей аминовый компонент, с катализаторной пастой, в состов которой входит ВРО, образуются радикалы, запускающие процесс полимеризации. Скорость полимеризации в значительной степени зависит от количества инициатора, температуры и наличия ингибиторов полимеризации. Преимущество химического вида полимеризации — это равномерноя полимеризация независимо от глубины полости и толщины пломбы. Во время начальной стадии этот процесс может ингибироваться кислородом, у которого большая реакционная способность (сродство) относительно радикалов, чем у мономера. Поэтому на поверхности затвердевшего композита под действием кислорода воздуха образуется недополимеризованный слой — «слой, ингибированный кислородом» (W. Finger, К. Jorgensen, 1976; I. Ruyter, 1981).
Необходимо отметить, что полимеризация химически отверждаемого материало продолжается до окончания этой реакции, но ее каталитические составляющие в конечном счете сохраняются в затвердевшем материоле. В полости рто эти третичные ароматические амины подвергаются химическим превращениям, что в последующем приводит к изменению цвето реставрации (В. F. Pollack, М. Н. Blitzer, 1984).Чаще всего это выражоется в более желтом окрашивании или даже потемнении композиционного мотериола. В материалах химической полимеризоции значительно хуже (по сравнению с полимеризуемыми светом) удерживаются частицы неорганического наполнителя. Это приводит в последующем к более быстрому изношивонию и стиранию такого материала в клинических условиях. Фотополимеризуемые материалы более стабильны в этом отношении. По сравнению с композитами химического отверждения выделяют ряд их преимуществ (R. Е Jordan, 1993):

• контролируемое (в момент, необходимый врачу, после проведенного формирования материала) отверждение;
• быстрая, глубокая и надежная полимеризация материала (до 80-85%). В течение 40 с надежно твердеет слой материала толщиной от 2,5 до 4-7 мм (в зависимости от особенностей материала);
• улучшенная стабильность цвета по сравнению с «самоотверждае- мыми» материалами. Они не содержат третичных ароматических оми- нов кок потенциального источнико изменения цвета реставрации (E.Asmusen, 1983).

Композиты, полимеризующиеся под воздействием света выделяются однородной консистенцией в виде пасты, допускоют регулирование момента полимеризации и возможность послойного нанесения материала. В качестве инициатора полимеризации используется светочувствительное вещество камфорохинон и аминный октиватор, например, N, N-диметиламиноэтиламетакрилат. Они оброзуют с дикетоном, который активируется, поглощоя энергию света, комплекс, распадающийся затем с образованием реактивных свободных родиколов. Интенсивное расщепление камфорохинона ноступает под воздействием света с длиной волны 400-500 нм (наиболее оптимальна 470 нм). Это система присутствует практически во всех фотополимерах, полимеризуемых видимым светом (композиты, полимеризуемые ультрафиолетовым светом — 370 нм — в настоящее время не выпускаются и не применяются в клинике). Скорость полимеризации зависит от количества инициатора, времени освещения и интенсивности света. Степень и глубина полимеризации в определенной степени зависят ат цвета и прозрачности композита.
Для обеспечения светового отверждения композиционного материало требуется определенное количество световой энергии. Следовотельно, степень полимеризации зависит от характеристики источника света (но- пример, новая лампа дает большую интенсивность света), расстояния между источником света и поверхностью композита (чем ближе, тем интенсивнее), времени экспозиции свето, характеристики инициаторной системы. Развитие источников свето позволило полимеризовать материал толщиной 2 мм в течение 10-20 с. Видимый свет более глубоко проникает в толщу материала в отличие от ультрафиолетового излучения, что позволяет увеличить глубину полимеризации в экспериментальных условиях до 4 мм в течение 40 с.
Композиты, полимеризация которых осуществляется под воздействием тепла, используются только для изготовления вкладок вне полости рто, например, «SR-lsosit, Inlay/Onlay» («Ivoclar»).
Недостатком всех композиционных материалов является их полиме- ризационная усадка, составляющая примерно до 2-5 об %. Причиной усадки является уменьшение расстояния между молекулами мономера по мере образования полимерной цепочки. Межмолекулярное расстояние составляет до полимеризоции около 3-4 ангстрем (силы Вон-дер- Ваальса), а после полимеризации примерно 1,54 ангстрема. Известно, что усодка существенно может сказываться на качестве пломбирования, в связи с чем особое внимоние уделяется применению композитов в сочетании с кислотным протравливонием эмали и эмалево-дентинными адгезивными системами.