DE19508586A1 - Polymerisierbarer Dentalwerkstoff - Google Patents
Polymerisierbarer DentalwerkstoffInfo
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Description
Die Erfindung beschreibt einen verbesserten
polymerisierbaren Dentalwerkstoff mit variabel
einstellbarer Transparenz, guter Polierbarkeit und
Festigkeit. Insbesondere bezieht sich die Erfindung auf
einen Dentalwerkstoff auf Basis eines polymerisierbaren,
ethylenisch ungesättigten Monomeren als Bindemittel, eines
Katalysators für die Kalt-, Heiß- und/oder
Photopolymerisation und eines anorganischen Füllstoffs, der
aus einer Mischung von
- A) kugelförmigen auf SiO₂ basierenden Partikeln mit
- B) asphärischen, splitterförmigen Pulvern aus Quarz-, Glaskeramik und/oder Glas mit einem Brechungsindex von 1,50 bis 1,58 und einer durchschnittlichen Teilchengröße von 0,5 bis 5,0 µm
besteht.
Zum Stand der Technik werden folgende Druckschriften
genannt:
(1) DE-A 32 47 800
(2) DE-A 39 03 407
(3) EP-A 0 238 025
(4) US-A 4,503,169 oder EP-A 0 159 887
(5) EP-A 0 530 926
(6) DE-A 40 29 230
(2) DE-A 39 03 407
(3) EP-A 0 238 025
(4) US-A 4,503,169 oder EP-A 0 159 887
(5) EP-A 0 530 926
(6) DE-A 40 29 230
(1) betrifft amorphe, kugelförmige Partikel, Verfahren zu
ihrer Herstellung und ihre Verwendung in Dentalmaterialien.
Offenbart werden anorganische Verbindungen mit einer
Teilchengröße von 0,1 bis 1,0 µm, die als Hauptbestandteile
ein Oxid mindestens eines Metalls der Gruppe I, II, III
oder IV des Periodensystems, das zur Bindung mit
Siliciumdioxid befähigt ist, und Siliciumdioxid enthalten.
Die amorphen Partikel werden z. B. aus der Schmelze oder
nach einem Sol-Gel-Verfahren hergestellt. Hierbei
resultieren Mischoxide, deren Brechungsindices im Bereich
von 1,35 bis 1,70 liegen. In den Dentalmaterialien, die
einen derartigen Füllstoff ggf. in Mischung mit einem
Polymerfüller enthalten, sollen die Partikel nicht
agglomerieren, wodurch das Füllungsverhältnis erhöht und
die mechanische Festigkeit und die Oberfläche des
erhaltenen Dental-Kompositmaterials gesteigert werden. Auch
sollen die Transparenz und die Oberflächenglätte der
Dentalmaterialien verbessert sein. Obwohl derartige
Dentalwerkstoffe hinsichtlich einiger
verarbeitungstechnischer Eigenschaften überzeugen können,
ist deren mechanische Festigkeit noch
verbesserungsbedürftig.
Aus (2) kennt man organisch modifizierte Silikaverbindungen
als dentale Füllstoffe. Hierbei handelt es sich um
anorganisch-organische Polymere, die als "ORMOCERe" oder
"OPMOSILe" bezeichnet werden. Die Herstellung dieser an
Silikone erinnernden Polymere erfolgt nach einem Sol-Gel-
Prozeß in Anwesenheit saurer oder basischer Katalysatoren.
Die ORMOCER-Füllstoffe eignen sich als alleinige Füllstoffe
von dentalen Füllmaterialien oder zur Kombination mit
anderen Komponenten, wie z. B. silanisiertem
Siliciumdioxid, Bor- und Bariumsilikatgläsern,
Aluminiumsilikat oder Glaskeramikfüllstoffen. Sie sind
durch eine Oberfläche von 10 bis 50 m²/g gekennzeichnet,
eine Charakterisierung hinsichtlich Teilchengröße oder
Brechungsindex erfolgt nicht. Ein Teil der Siliciumatome
der ORMOCER-Struktur kann durch Titan- oder Zirkoniumatome
ersetzt werden. Bei ORMOCERen handelt es sich um eine neue
Klasse von Verbundwerkstoffen, wobei der Name OPMOCER als
Kürzel für ORganically MOdified CERamics ist. Die OFMOCERe
bestehen aus atomaren Keramik- und Kunststoff-Netzen, die
sich miteinander verbinden und durchdringen.
Nachteilig beim Einsatz vom ORMOCERen oder ORMOSILen in
Füllstoffmischungen für Dentalwerkstoffe ist allerdings,
daß die beschriebenen ORMOSILe keine transparenten
Materialien ergeben, was deren Eignung insgesamt fraglich
erscheinen läßt.
(3) hat röntgenopake polymerisierbare Dentalmassen zum
Gegenstand, die neben einem oder mehreren ethylenisch
ungesättigten polymerisierbaren Monomeren und/oder
Polymeren sowie ggf. üblichen Füllstoffen, Pigmenten und
weiteren Hilfsmitteln ein schwer lösliches komplexes
Schwermetallfluorid enthalten. Es wird darauf hingewiesen,
daß die Transparenz der auspolymerisierten Massen stark vom
Verhältnis der Brechungsindices der Füllkörper und der
polymeren Matrix abhängt, wobei Unterschiede in den
Brechungsindices von Polymer und Monomer als gering
angesehen werden, wenn sie im Bereich von 1,45 bis 1,6
liegen. Die aus (3) bekannten Füllstoffe liegen alle in
Form von asphärischen Splittern vor, was bei Verwendung der
in (3) offenbarten Dentalmassen zu einer ungenügenden
Polierbarkeit der ausgehärteten Massen führt.
Gemäß (4) sind Composites bekannt, die als Füllstoff
bestimmte nicht-gläserne Mikropartikel enthalten, welche im
wesentlichen frei von opaken Einschlüssen sind. Hierbei
handelt es sich vorzugsweise um SiO₂/ZrO₂-Füllstoffe mit
einem Durchmesser <50 µm. Die Mikropartikel weisen eine
Vielzahl amorpher und kristalliner Mikrobereiche auf, wobei
die amorphen Bereiche Siliciumdioxid und die kristallinen
Bereiche ein radiopakes, keramisches Metalloxid enthalten.
Geeignet sind die Oxide von Elementen beispielsweise aus
der zweiten bis fünften Hauptgruppe und der dritten bis
fünften Nebengruppe des Periodensystems sowie Oxide der
Lanthaniden. Bevorzugte keramische Metalloxide sind HfO₂,
La₂O₃, SrO und ZrO₂. Die Mikropartikel werden vorzugsweise
nach einem Sol-Gel-Verfahren hergestellt. Die
Brechungsindices von Füllstoff und Composite-Kunststoff
sollten sich bei durch sichtbares Licht härtbaren
Zusammensetzungen entsprechen. Abweichungen von 0,05 bzw.
0,005 werden dabei angestrebt. Der Brechungsindex der
Mikropartikel läßt sich durch Änderung des Verhältnisses
von Siliciumdioxid zum Oxid des keramischen Metalls
einstellen. Die in (4) beschriebenen Füllstoffe können mit
Mikrofüllstoffen wie z. B. AEROSIL zusammen eingesetzt
werden. Aus (4) folgt auf der einen Seite zwar die
Wichtigkeit übereinstimmender Brechungsindices von
Füllstoff und Composite-Kunststoff, zugleich wird aber in
größeren Mengen amorphe Kieselsäure, die bekanntermaßen
aggregiert, als sog. Mikrofüller zugesetzt.
(5) offenbart Dentalmassen aus einem polymerisierbaren
Monomer und einem anorganischen Füller, der zu 20 bis
80 Gew.-% aus sphärischen anorganischen Oxidpartikeln mit
einer durchschnittlichen Teilchengröße zwischen 1,0 und
5,0 µm und zu 80-20 Gew.-% aus sphärischen anorganischen
Oxidpartikeln mit einer Teilchengröße im Bereich von
mindestens 0,05 µm und weniger als 1,0 µm besteht, wobei
wenigstens 5 Gew.-% der letztgenannten Komponente im
Bereich von 0,05 bis 0,2 µm liegen. Bei den anorganischen
Partikeln handelt es sich ausschließlich um kugelförmige
Partikel anorganischer Oxide des Siliciums, Zirkoniums,
Aluminiums und Titans oder Mischoxide von Metallen aus der
I-IV Hauptgruppe des Periodensystems mit Silicium. Die
kugelförmigen Partikel werden z. B. durch hydrolytische
Polymerisation von Alkoxysilanen hergestellt und können
z. B. auch mit γ-Methacryloxypropyltrimethoxysilan
oberflächenbehandelt werden.
Nachteilig an den nur kugelförmige Partikel aufweisenden
Füllstoffen ist ebenso wie bei (1) eine unzureichende
Festigkeit der resultierenden Dentalwerkstoffe.
Aus (6) ist ein verbesserter Dentalwerkstoff auf Basis
eines polymerisierbaren, ethylenisch ungesättigten
Monomeren als Bindemittel und eines Katalysators für die
Kalt-, Heiß- und/oder Photopolymerisation bekannt, der als
anorganischen Füllstoff 20 bis 90 Gew.-% einer Mischung
enthält aus
- (A) amorphen, kugelförmigen Teilchen aus Siliciumdioxid und bis zu 20 Mol-% eines Oxids mindestens eines Elements der Gruppen I, II, III und IV des Periodensystems mit einem Brechungsindex von 1,50 bis 1,58 und mit einer durchschnittlichen Primärteilchengröße von 0,1 bis 1,0 µm, und
- (B) Quarz-, Glaskeramik- oder Glaspulver oder deren Mischungen mit einem Brechungsindex von 1,50 bis 1,58 und mit einer durchschnittlichen Primärteilchengröße von 0,5 bis 5,0 µm
sowie ggf. geringe Mengen an weiteren Füllstoffen zur
Erhöhung der Opazität und zur Einstellung der Viskosität.
Obwohl die Dentalwerkstoffe gemäß (6) eine gute Transparenz
und Polierbarkeit sowie sonstige gute
Werkstoffeigenschaften wie Druckfestigkeit,
Abriebfestigkeit und Biegefestigkeit aufweisen sollen, hat
es sich beim Nacharbeiten herausgestellt, daß die
offenbarten SiO₂-Partikel-Mischoxide ein aufwendiges
Herstellverfahren erforderlich machen und die
Druckfestigkeit des gezeigten Dentalwerkstoffes doch nicht
die gestellten Anforderungen erfüllen kann.
In Anbetracht des hierin angegebenen und diskutierten
Standes der Technik war es Aufgabe der Erfindung, einen
verbesserten Dentalwerkstoff anzugeben, der alle an einen
modernen Dentalwerkstoff gestellten Anforderungen
hinsichtlich Transparenz, Polierbarkeit, Druckfestigkeit,
Wasseraufnahme, Abriebfestigkeit, Biegefestigkeit,
Röntgenopazität usw. erfüllt, der leicht herstellbar und an
bestimmte spezielle Erfordernisse leicht anpaßbar ist.
Die Lösung dieser Aufgabe gelingt durch einen
Dentalwerkstoff der eingangs erwähnten Gattung mit den
Merkmalen des kennzeichnenden Teils des Anspruches 1.
Zweckmäßige Weiterbildungen werden in den abhängigen
Ansprüchen unter Schutz gestellt.
Dadurch, daß die Menge des Füllstoffs 1-95 Gew.-% bezogen
auf den Dentalwerkstoff beträgt und daß er als
Komponente A) im fertig auspolymerisierten Dentalwerkstoff
separat vorliegende kugelförmige Partikel aufweist, aus
- A1) SiO₂ mit einem Brechungsindex von zwischen ca. 1,38 und <1,50 und einer durchschnittlichen Primärteilchengröße von ca. 0,04 µm bis 1,5 µm,
- A2) einem SiO₂-Kern, der mit einem Oxid mindestens eines Elements der Gruppen I, II, III und IV des Periodensystems beschichtet ist, wobei die beschichteten Partikel einen Brechungsindex von 1,45 bis 1,62 und eine durchschnittliche Primärteilchengröße von 0,04 bis 1,5 µm aufweisen und die Beschichtung zwischen ca. 15 und 40 nm dick ist, und/oder
- A3) unter A1) oder A2) beschriebenen Partikeln, die zusätzlich mit einer Schicht aus einem polymerisierbaren organischen Bindemittel überzogen sind, welches auf mono- oder mehrfachfunktionellen (Meth)acrylaten und/oder Reaktionsprodukten aus Isocyanaten und OH-gruppenhaltigen Methacrylaten beruht, wobei die Primärteilchengröße der mit polymerisierbarer Bindemittelschicht versehenen Partikel zwischen ca. 0,04 und 1,5 µm liegt, während die Schichtdicke der Überzugsschicht im Bereich von 5 nm bis 50 nm und der Brechungsindex der beschichteten Partikel im Bereich von 1,40-1,52 liegt,
gelingt es, einen polymerisierbaren Dentalwerkstoff mit
variabel einstellbarer Transparenz, guter Polierbarkeit und
hoher Festigkeit zu schaffen, bei dem vor allem
überraschend war, daß es durch die unter A1) bis A3)
beschriebenen Maßnahmen gelang, eine Aggregatbildung der
Primärteilchen zu vermeiden. Insbesondere werden durch die
erfindungsgemäßen Füllstoffkombinationen von kugelförmigen,
separat vorliegenden Teilchen auf SiO₂-Basis und irregulär
geformten splitterförmigen Partikeln hohe Raumfüllungsgrade
ermöglicht, weil die kleineren kugelförmigen Partikel nicht
aggregieren und somit auch die Zwischenräume zwischen den
größeren Partikeln maximal gefüllt werden. Dadurch werden
diese sog. Zwickel optimal mit Einzelkugeln ausgefüllt,
wobei ein aus einer Aggregatbildung resultierender
Druckfestigkeitsabfall vermieden wird. Dies war um so
überraschender als die kugelförmigen Mischoxid-SiO₂-
Primärteilchen im auspolymerisierten Dentalwerkstoff gemäß
dem Stand der Technik (Dokument (6)) nicht isoliert
vorliegen sondern zu größeren Agglomeraten zusammenbacken,
so daß die Primärteilchengröße der Partikel nicht der
tatsächlichen Teilchengröße im fertigen Dentalwerkstoff
entspricht. Dieses kann z. B. mittels REM-Aufnahmen belegt
werden und führt offensichtlich zu verminderten
Festigkeitswerten, vor allem der Druckfestigkeit bei
Dentalwerkstoffen gemäß dem Stand der Technik.
Dentalwerkstoff bezeichnet im Rahmen der Erfindung
Materialien für die Zahnfüllung, Inlays oder Onlays,
Zahnzemente, Verblendmaterialien für Kronen und Brücken,
Materialien für künstliche Zähne oder sonstige Materialien
für die prothetische, konservierende und präventive
Zahnheilkunde. Insbesondere fallen unter den Begriff
Dentalwerkstoff auch Komposits für zahnmedizinische und
zahntechnische Einsatzzwecke, Versieglermaterialien,
selbsthärtende Komposits, Stumpfaufbaumaterialien,
Verblendkunststoffe, hoch- und normalgefüllte Dualzemente
sowie normalgefüllte fluoridhaltige Zahnlacke.
Als Bindemittel kommen für den Dentalwerkstoff alle
diejenigen Bindemittel auf Basis eines polymerisierbaren,
ethylenisch ungesättigten Monomeren in Frage, die dem
Fachmann für diesen Einsatzzweck geläufig sind. Zu den mit
Erfolg einsetzbaren polymerisierbaren Monomeren gehören
vorzugsweise solche mit acrylischen und/oder
methyacrylischen Gruppen.
Insbesondere handelt es sich hierbei u. a. um Ester der
α-Cyanoacrylsäure, (Meth)acrylsäure,
Urethan(meth)acrylsäure, Crotonsäure, Zimtsäure,
Sorbinsäure, Maleinsäure und Itaconsäure mit ein- oder
zweiwertigen Alkoholen; (Meth)acrylamide wie z. B.
N-isobutylacrylamid; Vinylester von Carbonsäuren wie z. B.
Vinylacetat; Vinylether wie z. B. Butylvinylether;
Mono-N-vinyl-Verbindungen wie N-Vinylpyrrolidon; und Styrol
sowie seine Derivate. Besonders bevorzugt sind die
nachfolgend aufgeführten mono- und polyfunktionellen
(Meth)acrylsäureester und Urethan(meth)acrylsäureester.
Methyl(meth)acrylat, N- oder i-Propyl(meth)acrylat, n-,
i- oder tert.-Butyl(meth)acrylat und
2-Hydroxyethyl(meth)acrylat.
Verbindungen der allgemeinen Formel:
worin R Wasserstoff oder Methyl ist und n eine positive
ganze Zahl zwischen 3 und 20, wie z. B. Di(meth)acrylat
des Propandiols, Butandiols, Hexandiols, Octandiols,
Nonandiols, Decandiols und Eicosandiols, Verbindungen
der allgemeinen Formel:
worin R Wasserstoff oder Methyl ist und n eine positive
ganze Zahl zwischen 1 und 14, wie z. B. Di(meth)acrylat
des Ethylenglycols, Diethylenglycols,
Triethylenglycols, Tetraethylenglycols,
Dodecaethylenglycols, Tetradecaethylenglycols,
Propylenglycols, Dipropylglycols und
Tetradecapropylenglycols; und Glycerindi(meth)acrylat,
2,2-Bis[p-(γ-methacryloxy-β-hydroxypropoxy)-
phenylpropan] oder Bis-GMA, Biphenol-A-dimethacrylat,
Neopentylglycoldi(meth)acrylat, 2,2′-Di(4-
methacryloxypolyethoxyphenyl)propan mit 2 bis 10
Ethoxygruppen pro Molekül und 1,2-Bis(3-methacryloxy-2-
hydroxypropoxy)butan.
Trimethylolpropantri(meth)acrylate und
Pentaerythritoltetra(meth)acrylat.
Umsetzungsprodukte von 2 Mol hydroxylgruppenhaltigen
(Meth)acrylatmonomer mit einem Mol Diisocyanat und
Umsetzungsprodukte eines zwei NCO Endgruppen
aufweisenden Urethanprepolymers mit einem
methacrylischen Monomer, das eine Hydroxylgruppe
aufweist, wie sie z. B. durch die allgemeine Formel
wiedergegeben werden:
worin R Wasserstoff oder eine Methylgruppe bedeutet, R₂
eine Alkylengruppe und R₃ einen organischen Rest
verkörpert.
Die genannten Monomeren werden entweder allein oder in Form
einer Mischung von mehreren Monomeren verwendet.
Zu ganz besonders vorteilhaft im erfindungsgemäßen
Dentalwerkstoff eingesetzten Monomeren gehören vor allem
2,2-Bis-4(3-methacryloxy-2-hydroxypropoxy)-phenylpropan
(Bis-GMA), 3,6-Dioxaoctamethylendimethacrylat (TEDMA)
und/oder 7,7,9-Trimethyl-4,13-dioxo-3,14-dioxa-5,12-diaza
hexadecan-1,16-dioxy-dimethacrylat (UDMA).
Der Dentalwerkstoff kann je nach Art des verwendeten
Katalysators heiß, kalt und/oder durch Licht polymerisierbar
sein. Als Katalysatoren für die Heißpolymerisation können
die bekannten Peroxide wie Dibenzoylperoxid,
Dilauroylperoxid, tert.-Butylperoctoat oder
tert.-Butylperbenzoat eingesetzt werden, aber auch
α,α′-Azo-bis(isobutyroethylester), Benzpinakol und
2,2′-Dimethylbenzpinakol sind geeignet.
Als Katalysatoren für die Photopolymerisation können z. B.
Benzophenon und seine Derivate sowie Benzoin und seine
Derivate verwendet werden. Weitere bevorzugte
Photosensibilisatoren sind α-Diketone wie
9,10-Phenanthrenchinon, Diacetyl, Furil, Anisil,
4,4′-Dichlorbenzil und 4,4′-Dialkoxybenzil, Campherchinon
wird besonders bevorzugt verwendet. Die Verwendung der
Photosensibilisatoren zusammen mit einem Reduktionsmittel
wird bevorzugt. Beispiele für Reduktionsmittel sind Amine
wie Cyanethylmethylanilin, Dimethylaminoethylmethacrylat,
Triethylamin, Triethanolamin, N,N-Dimethylanilin,
N-Methyldiphenylamin, N,N-Dimethyl-sym.-xylidin und
N,N-3,5-Tetramethylanilin und
4-Dimethylaminobenzoesäureethylester.
Als Katalysatoren für die Kaltpolymerisation werden
Radikale liefernde Systeme, z. B. Benzoyl- bzw.
Lauroylperoxid zusammen mit Aminen wie N,N-Dimethyl-sym.
xylidin oder N,N-Dimethyl-p-toluidin verwendet. Es können
auch dual härtende Systeme zur Katalyse verwendet werden,
z. B. Photoinitiatoren mit Aminen und Peroxiden. Als
Photokatalysatoren kommen auch Mischungen aus
UV-lichthärtenden und im Bereich des sichtbaren Lichts
härtenden Katalysatoren in Betracht.
Die Menge dieser Katalysatoren im Dentalwerkstoff liegt
üblicherweise zwischen 0,01 bis 5 Gew.-%.
Vorzugsweise dient der erfindungsgemäße Dentalwerkstoff als
Zahnfüllungsmaterial. Zahnfüllungsmaterialien werden auch
als Zweikomponentenmaterialien hergestellt, die nach dem
Anmischen kalt aushärten. Die Zusammensetzung ist ähnlich
wie bei den lichthärtenden Materialien, nur wird anstatt
der Photokatalysatoren in die eine Paste z. B.
Benzoylperoxid und in die andere Paste z. B. N,N-Dimethyl-
p-toluidin eingearbeitet. Durch Vermischen etwa gleicher
Teile der beiden Pasten erhält man ein
Zahnfüllungsmaterial, welches in wenigen Minuten aushärtet.
Wenn man bei den letztgenannten Materialien das Amin
wegläßt und als Katalysator z. B. nur Benzoylperoxid
verwendet, erhält man einen heißhärtenden Dentalwerkstoff,
der für die Herstellung eines Inlays bzw. von künstlichen
Zähnen verwendet werden kann. Für die Herstellung eines
Inlays wird im Mund des Patienten von der Kavität ein
Abdruck genommen und ein Gipsmodell hergestellt. In die
Kavität des Gipsmodells wird die Paste eingebracht und das
Ganze wird in einem Drucktopf unter Hitze polymerisiert.
Das Inlay wird entnommen, bearbeitet und dann im Munde des
Patienten in die Kavität einzementiert.
Die erfindungsgemäßen Dentalwerkstoffe verdanken ihre
hervorragenden Eigenschaften vorwiegend der Art der
verwendeten Füllstoffe A) sowie der wohlausgewogenen
Abstimmung des Anteils an kugelförmigen Füllstoffen A) zu
splitterförmigen Füllstoffpartikeln B). Dabei ist das
Verhältnis A) zu B) u. a. bedeutend für die Festigkeit des
auspolymerisierten Dentalwerkstoffes.
Als Füllstoffe A) kommen die Varianten A1) bis A3) oder
auch Mischungen dieser Sorten in Frage.
Die Komponenten A1) bis A3) lösen dabei jede für sich
allein schon die der Erfindung zugrundeliegende Aufgabe,
wobei ihnen insbesondere gemeinsam ist, daß alle Sorten auf
SiO₂ basieren oder ausschließlich daraus bestehen und
ferner alle Komponenten A1) bis A3) nicht als Agglomerat
sondern als separate Partikel im auspolymerisierten
Dentalwerkstoff vorliegen.
Erfindungsgemäß können A1) SiO₂-Partikel mit einem
Brechungsindex von zwischen 1,38 und <1,50 mit einer
durchschnittlichen Primärteilchengröße von ca. 0,04 µm bis
ca. 1,5 µm als Komponente A) eingesetzt werden.
Überraschenderweise konnte bei Verwendung reiner
SiO₂-Partikel entgegen der in der Literatur herrschenden
Auffassung (vgl. 6) ein Dentalwerkstoff für Füllungen von
hervorragender zahnähnlicher Transparenz erhalten werden.
Da die Lichtstreuung von der Größe der eingebetteten
Partikel abhängig ist, wird bei Verwendung von kleinsten
Partikeln, bevorzugt mit Durchmessern im nm-Bereich, die
nicht aggregieren, eine Partikelverteilung erreicht,
aufgrund derer die Lichtstreuung so gering ist, daß
transparente Werkstoffe erhalten werden.
In bevorzugter erfindungsgemäßer Ausführungsform weisen die
reinen SiO₂-Partikel einen durchschnittlichen
Teilchendurchmesser von ca. 0,04 µm bis ca. 0,25 µm auf.
Diese besondere Größe eignet sich vor allem in
Dentalwerkstoffen, die speziell bei Füllungswerkstoffen,
Verblendwerkstoffen oder künstlichen Zähnen Anwendung
finden.
Insbesondere auch für diese Anwendungszwecke ist es
besonders zweckmäßig, daß die durchschnittliche
Teilchengröße der reinen SiO₂-Partikel insgesamt nicht
größer als 0,1 µm ist.
Dort wo die Transparenz des Werkstoffes von untergeordneter
Bedeutung ist (beispielsweise bei Stumpfaufbaumaterialien,
Zementen für die Befestigung, Versieglern und dgl.), sind
auch Partikelgrößen von 0,25 µm bis 1,5 µm bevorzugt.
Besonders zweckmäßig liegen die Teilchen dann in einer
Größe von 0,25 bis 1,0 µm vor.
Die erfindungsgemäß zu verwendenden reinen SiO₂-Partikel
sind bevorzugt monodispers, unporös und essentiell
kugelförmig. Grundsätzlich sind alle Oxid-Partikel
geeignet, die sich durch hydrolytische Polykondensation aus
Alkoholatverbindungen entsprechender Elemente erhalten
lassen und dabei in Form monodisperser kompakter
sphärischer Partikel anfallen. Die grundliegenden
Reaktionsbedingungen zur Herstellung von SiO₂-Partikeln
durch hydrolytische Polykondensation sind beispielsweise
aus den Publikationen W. Stöber et al. in J. Colloid and
Interface Science 26, 62 (1968) und 30, 568 (1969) sowie
dem US-Patent 3,634,588 zu entnehmen.
Für die Herstellung von hochmonodispersen, unporösen,
kugelförmigen SiO₂-Partikeln, die eine Standardabweichung
von nicht mehr als 5% aufweisen, wird auf EP 0 216 278
hingewiesen, die ein entsprechend abgestelltes
Herstellungsverfahren auf Basis von hydrolytischer
Polykondensation offenbart. Kern dieses Verfahrens, das für
die Herstellung der SiO₂-Partikel gemäß vorliegender
Erfindung bevorzugt wird, ist eine zweistufige
Vorgehensweise. Hierbei wird zunächst durch hydrolytische
Polykondensation von Tetraalkoxysilanen in wäßrig
alkalisch-ammoniakalischem Medium ein Sol bzw. eine
Suspension von Primärteilchen gebildet, die man daran
anschließend durch dosierte Zugabe von weiterem
Tetraalkoxysilan auf die gewünschte Endgröße bringt.
Ein sinngemäßes Verfahren zur Herstellung verschiedener
Metalloxide in Form sphärischer Partikel mit enger
Teilchengrößenverteilung ist ebenfalls aus EP 0 275 688 zu
entnehmen.
Bei den Füllstoffen vom Typ A2) handelt es sich im Rahmen
der Erfindung um schichtförmige Partikel, die einen
SiO₂-Kern aufweisen, der mit einem Oxid mindestens eines
Elementes der Gruppen I, II, III und IV des Periodensystems
beschichtet ist.
Hierbei kann das als Kern verwendete SiO₂-Partikel
grundsätzlich mit dem unter A1) beschriebenen reinen
SiO₂-Partikel identisch sein, i.d.R. weist es jedoch eine
um die Dicke der Beschichtung verminderte Teilchengröße als
Ausgangsprodukt auf. Es ist wesentlich hervorzuheben, daß
die Partikel vom Typ A2) erfindungsgemäß nicht als
Mischoxid-Partikel vorliegen, sondern vielmehr der
SiO₂-Kern von einem entsprechenden anderen Oxid mindestens
eines Elements der Gruppen I bis IV des Periodensystems
umgeben ist. Es hat sich überraschenderweise
herausgestellt, daß im Gegensatz zu den Mischoxiden die
beschichteten Artikel i.d.R. separat und insbesondere
nicht aggregiert im auspolymerisierten Dentalwerkstoff
vorliegen. Die beschichteten Partikel vom Typ 2 lassen sich
grundsätzlich in Analogie zu den unter A1) hierin
beschriebenen zweistufigen Verfahren herstellen. Dabei wird
bei der hydrolytischen Polykondensation von Tetraalkoxysilan
in wäßrig-alkalisch-ammoniakalischem Medium ein Sol bzw.
eine Suspension von Primärteilchen gebildet, die man daran
anschließend durch dosierte Zugabe eines anderen
Tetraalkoxysilans auf die gewünschte Endgröße bringt. So
wird also ein Primärpartikel aus einem Oxid gebildet, auf
das dann im Aufwachsschritt ein anderes Oxid oder ein
Oxidgemisch abgeschieden wird. Hierdurch läßt sich
vorteilhaft der resultierende Brechungsindex variieren.
Würde die Menge des im Aufwachsschritt gebildeten Oxides in
dem fertigen Partikel überwiegen, so wäre es für den
resultierenden Brechungsindex im wesentlichen
verantwortlich. Zu den besonders bevorzugten auf den
SiO₂-Kern abgeschiedenen oxidischen Verbindungen der
Gruppen I bis IV des Periodensystemes gehören u. a. TiO₂,
ZrO₂, Al₂O₃ und/oder V₂O₅. Dabei ist TiO₂ ganz besonders
bevorzugt, wobei bei dessen Verwendung darauf zu achten
ist, daß das TiO₂ vollständig gebunden ist, da sonst ggf.
Gelbfärbungen des Dentalwerkstoffes auftreten können. Neben
den bevorzugten Verbindungen aus den Gruppen I bis IV des
Periodensystems sind auch andere Verbindungen möglich. So
kann man auch mit Vorteil Nb₂O₅ oder Mischsysteme mit den
vorgenannten Oxiden aus den Gruppen 1 bis IV des
Periodensystems mit Erfolg auf SiO₂-Primärpartikeln
abscheiden.
Die unter A1) oder A2) beschriebenen Partikel können
erfindungsgemäß zusätzlich mit einer Schicht aus einem
polymerisierbaren organischen Bindemittel überzogen sein
(A3), welches auf mono- oder mehrfachfunktionellen
Methacrylaten und/oder Reaktionsprodukten aus Isocyanaten
und OH-Gruppen-haltigen Methacrylaten basiert. Damit ist
eine für den jeweiligen Anwendungszweck ggf. vorteilhafte
organische Modifizierung der Partikel an der Oberfläche
möglich. Diese kann in völliger Übereinstimmung mit
Methoden vorgenommen werden, wie sie für die Herstellung
für als chromatographische Sorbentien gebräuchlichen
Kieselgelen bekannt sind. Gängige Modifizierungsmittel sind
dabei Organotrialkoxysilande, wie z. B.
Methyltriethoxysilan, Ethyltriethoxysilan,
Octyltriethyoxysilan, Octadecyltriethoxysilan, Mono- oder
Polyfluoroalkylethoxysilan oder auch Silane mit
funktionalisierten Organogruppen, die eine spätere weitere
Modifizierung durch kovalente Bindungsknüpfung in bekannter
Weise ermöglichen. Im letzteren Fall sind solche
Organotrialkoxysilane im Hinblick auf den erfindungsgemäßen
Einsatz der Partikel als Füllstoffe in polymeren oder
polymerisierbaren Systemen bevorzugt, die solche
funktionelle Gruppen aufweisen, mit denen sich eine
kovalente Einbindung in das Polymermaterial erreichen läßt.
Beispiele hierfür sind Trimethoxyvinylsilan,
Triethoxyvinylsilan und 3-Glycidoxypropyltrimethoxysilan,
sowie Silane mit Hydroxyl-, Carboxyl-, Epoxy- und
Carbonsäureestergruppen tragenden anorganischen Resten. Die
Einbindung der solcher Art modifizierten Partikel gemäß A3)
in den Dentalwerkstoff geschieht dabei durch Einarbeitung
der Partikel in den Dentalwerkstoff und anschließende
Polymerisation bei der eigentlichen Aushärtung des
Dentalwerkstoffes.
Alternativ hierzu ist es auch möglich, die
oberflächenmodifizierten Partikel gemäß A1) oder A2) vor
der eigentlichen Einarbeitung in den Dentalwerkstoff zu
polymerisieren. Dies kann beispielsweise in Übereinstimmung
mit einem Verfahren geschehen, welches im Journal of
Colloid and Interface Science 160, 298-303 (1993)
beschrieben ist. In jedem Falle kann durch geeignete
Abstimmung des zur Oberflächen-Modifizierung verwendeten
Monomeren auf das Monomer oder die Monomermischung, die die
Polymermatrix des Dentalwerkstoffes ausbildet, eine
Feinabstufung und Regulierung des Brechungsindex des
gesamten Dentalwerkstoffes erzielt werden.
Bei dem anorganischen Füllstoff (B) des Füllstoffgemisches
handelt es sich um Quarz-, Glaskeramik- oder Glaspulver.
Bevorzugt werden Gläser verwendet. Die durchschnittliche
Primärteilchengröße des anorganischen Füllstoffes (B) soll
zwischen 0,5 und 5,0 µm, insbesondere zwischen 1,0 und
2,0 µm und besonders bevorzugt zwischen 1,0 und 1,5 µm
liegen, während der Brechungsindex Werte zwischen 1,50 und
1,58, insbesondere zwischen 1,52 und 1,56 aufweisen soll.
Es können auch Füllstoffgemische eingesetzt werden.
Bevorzugt werden erfindungsgemäß Ba-Silikatgläser mit einer
mittleren Korngröße im Bereich von 1,1 bis 1,3 µm, sowie
Sr-Silikatgläser mit einer mittleren Korngröße im Bereich
von 1,1 bis 1,3 µm, sowie Li/Al-Silikatgläser mit einer
mittleren Korngröße von 1,0 bis 1,6 µm verwendet. Solche
Pulver lassen sich z. B. durch Feinmahlung mit einer
herkömmlichen Ultrafeinstmühle erhalten.
Als splitterförmige Füllstoffe vom Typ (B) kommen auch
Polysiloxan-Füllstoffe in Frage, die Aluminium-haltig sind
und aus Einheiten der Formel
und Einheiten der Formel
wobei R¹ für eine mit einem Acrylat- oder Methacrylatrest
verbundene lineare oder verzweigte Alkylgruppe mit 1 bis
6 C-Atomen oder für einen einfach olefinisch ungesättigten
linearen oder verzweigten Kohlenwasserstoffrest mit 2 bis
8 C-Atomen oder für einen zyklischen, einfach olefinisch
ungesättigten Kohlenwasserstoffrest mit 5-8 C-Atomen oder
für eine lineare oder verzweigte Alkylgruppe mit 1 bis
8 C-Atomen, eine Cycloalkylengruppe mit 5 bis 8 C-Atomen,
eine Phenylgruppe oder eine Alkylarylgruppe steht, und/oder
Einheiten der Formel
in denen R² eine Methyl-, Ethyl-, Propyl- oder Phenylgruppe
repräsentiert, besteht und - bei jeder der
Zusammensetzungen - Einheiten der Formel
in denen R³ eine lineare oder verzweigte Alkylgruppe mit 1
bis 5 C-Atomen oder eine Phenylgruppe ist, vorliegen und
die freien Valenzen der an die Silicium- und Aluminiumatome
gebundenen Sauerstoffatome bei den Einheiten (I), (II)
und/oder (III) sowie (IV) wie bei Heterosiloxangerüsten
durch ein Siliciumatom einer gleichen oder einer
unterschiedlichen Einheit oder durch ein Aluminiumatom
abgesättigt werden, wobei das Verhältnis der Siliciumatome
aus den Einheiten der Formel (I) zu der Summe der
Siliciumatome der Einheiten (II) und (III) 3 : 1 bis
100 : 1 und das Verhältnis der Summe der Siliciumatome aus
den Einheiten (I), (II) und (III) zu den Aluminiumatomen
aus den Einheiten (IV) 2 : 1 bis 200 : 1 beträgt.
Dabei kann das Aluminum im Polysiloxan-Füllstoff ggf. auch
durch ein anderes Metall ersetzt sein.
Gegebenenfalls können noch weitere Füllstoffe (C) zur
Erzielung einer erhöhten Röntgenopazität eingesetzt werden,
wobei deren mittlere Primärteilchengröße 5,0 µm nicht
übersteigen sollte. Solche Füllstoffe sind z. B. in der
DE-OS 35 02 594 beschrieben.
Gegebenenfalls können zur Einstellung der Viskosität
geringe Mengen an mikrofeiner, pyrogener oder naßgefällter
Kieselsäure (Füllstoff (D)) in den Dentalwerkstoff
eingearbeitet werden, höchstens jedoch 5 Gew.-%, bezogen
auf den Dentalwerkstoff.
In bevorzugter erfindungsgemäßer Ausführungsform
kennzeichnet sich der Dentalwerkstoff dadurch, daß der
Gewichtsanteil an Füllstoff (A) 1-60 Gew.-% und an
Füllstoff (B) 15-85 Gew.-% beträgt, wobei beide Gew.-%-
Angaben jeweils auf das Gesamtgewicht des Dentalwerkstoffes
bezogen sind. Durch eine Wahl der Mengen an Füllstoffen in
diesem Bereich gelingt es besonders vorteilhaft, das
Verhältnis von splitterförmigen Bestandteilen vom Typ B zu
kugelförmigen separat vorliegenden Partikeln vom Typ A zu
optimieren.
Weiterhin zweckmäßig ist es, das Verhältnis von
Füllstoff A) zu Füllstoff B) so im fertigen Dentalwerkstoff
einzustellen, daß eine Aggregatbildung der Füllstoffe (A)
vermieden wird. Dies ist vom Fachmann durch entsprechende
Versuche empirisch zu ermitteln.
In besonders bevorzugter Ausführungsform wird das
Verhältnis der Füllstoffkomponenten (A) zu den Füllstoffen
(B) im Bereich von 1 : 85 bis 4 : 1 (jeweils bezogen auf
Gew.-%) so eingestellt, daß die Festigkeit des
resultierenden Dentalwerkstoffes bezogen auf seine
Druckfestigkeit im Bereich von < 320 bis ca. 480 MPa
beträgt. Hierbei hat es sich als besonders günstig
herausgestellt, wenn das Verhältnis von Füllstoffen A) zu
Füllstoffen B) 1 : 10 beträgt (jeweils bezogen auf
Gew.-%).
Nachfolgend wird die Erfindung anhand von
Ausführungsbeispielen und Vergleichsbeispielen weitergehend
erläutert.
Zur Herstellung der nachfolgend beschriebenen Pasten wurde
ein handelsüblicher Kneter der Fa. Grieser verwendet. Seine
Knetwerkzeuge wurden so modifiziert, daß eine besonders
intensive Durchmischung und homogene Verteilung der
Ausgangsstoffe möglich war. Die Homogenisierung der
Monomermischungen erfolgte üblicherweise über einen
Dreiwalzenstuhl.
Bei lichthärtenden Systemen betrug die Aushärtungszeit
40 sec mit einer handelsüblichen Lampe (Degulux® der Firma
Degussa).
Transparenz:
Die Bestimmung der Transparenz erfolgt an Probenkörpern der Dicke d = 3 ± 0,1 mm und einem Durchmesser von 20 ± 0,1 mm. Zur Herstellung der Proben wird die in die Stahlformen gleicher Dimensionen eingefüllte Kompositpaste mit 4000 kp für 30 sec belastet und anschließend für 2 min mit einer Dentallampe der Lichtintensität von mindestens 250 rel. Einheiten ausgehärtet. Während des Aushärtungsvorgangs ist die Kompositoberfläche durch eine transparente Polyesterfolie vom Luftsauerstoff abgeschirmt. Die Messung der Transparenz erfolgt mit einem UV/VIS Spektrophotometer PU8800 (Philips) in Transmissionsmodus.
Die Bestimmung der Transparenz erfolgt an Probenkörpern der Dicke d = 3 ± 0,1 mm und einem Durchmesser von 20 ± 0,1 mm. Zur Herstellung der Proben wird die in die Stahlformen gleicher Dimensionen eingefüllte Kompositpaste mit 4000 kp für 30 sec belastet und anschließend für 2 min mit einer Dentallampe der Lichtintensität von mindestens 250 rel. Einheiten ausgehärtet. Während des Aushärtungsvorgangs ist die Kompositoberfläche durch eine transparente Polyesterfolie vom Luftsauerstoff abgeschirmt. Die Messung der Transparenz erfolgt mit einem UV/VIS Spektrophotometer PU8800 (Philips) in Transmissionsmodus.
Druckfestigkeit:
Das Komposit wird blasenfrei in ein Duranglasrohr der Höhe h = 9 mm und einem Durchmesser d = 4 mm und 40 sec lang mit einer Dentallampe der Lichtintensität von mindestens 250 rel. Einheiten ausgehärtet. Nach dem Entformen wird der Prüfkörper mit einer Diamantsäge auf 6,0 mm verkürzt und für 24 h in destilliertem Wasser bei 37 Grad Celsius gelagert. Die Messung der Druckfestigkeit erfolgt mit einer Universalprüfmaschine der Fa. Frank. Den Zahlenwerten liegen Mittelwerte aus 7 Einzelmessungen zugrunde.
Das Komposit wird blasenfrei in ein Duranglasrohr der Höhe h = 9 mm und einem Durchmesser d = 4 mm und 40 sec lang mit einer Dentallampe der Lichtintensität von mindestens 250 rel. Einheiten ausgehärtet. Nach dem Entformen wird der Prüfkörper mit einer Diamantsäge auf 6,0 mm verkürzt und für 24 h in destilliertem Wasser bei 37 Grad Celsius gelagert. Die Messung der Druckfestigkeit erfolgt mit einer Universalprüfmaschine der Fa. Frank. Den Zahlenwerten liegen Mittelwerte aus 7 Einzelmessungen zugrunde.
In den nachfolgenden Beispielen werden die Füllstoffe A1,
A2 und A3 wie folgt verwendet: A1: amorphe SiO₂-Partikel
mit einem Durchmesser von 80-1000 nm, Brechungsindex ca.
1,4; A2: SiO₂-Kern von 500 nm + 30 nm dicke Schicht aus TiO₂,
Brechungsindex 1,49; A3: SiO₂-Kern von 500 nm + 50 nm dicke
Schicht aus Bis-GMA, Brechungsindex 1,47.
In 22,86 g einer Monomermischung, bestehend aus 45 Teilen
Bis-GMA, 20 Teilen UDMA und 35 Teilen TEDMA, werden 71,14 g
silanisiertes Barium-Silikatglas, 5 g Aerosil und 1 g des
kugelförmigen, monodispersen und nichtaggregiert im
Werkstoff vorliegenden Füllstoffes A1, Partikeldurchmesser
500 nm zusammen mit 0,038 Gew.% Campherchinon
eingearbeitet. Die entstandene Paste wurde mit Licht
(Degulux®) ausgehärtet.
Transparenz: 21,7%
Transparenz: 21,7%
Wie Beispiel 1, aber der Partikeldurchmesser des
Füllstoffes A1 beträgt 100 nm.
Transparenz: 33,4%
Transparenz: 33,4%
In 21 g einer Monomermischung analog Beispiel 1 werden 65 g
silanisiertes Barium-Silikatglas, 5 g Aerosil und 9 g des
monodispersen Füllstoffes A1, Partikeldurchmesser 100 µm
zusammen mit 0,038 Gew.-% Campherchinon eingearbeitet. Die
entstandene Paste wurde mit Licht (Degulux®) ausgehärtet.
Transparenz: 20,3%
Transparenz: 20,3%
wie Beispiel 3, aber der Partikeldurchmesser des
Füllstoffes A1 beträgt 80 nm.
Transparenz: 24,1%
Transparenz: 24,1%
In 18,2 g einer Monomermischung, bestehend aus 20 Teilen
Bis-GMA, 55 Teilen UDMA und 25 Teilen TEDMA werden 64 g
silanisiertes Ba-Silikatglas, 10,7 g silanisiertes Aerosil
und 7,1 g des Füllstoffes A1 mit einem Durchmesser von
1000 nm zusammen mit 0,038 Gew.-% Campherchinon
eingearbeitet. Es entsteht eine geschmeidige
Transparenz: 11,9%
In 21 g einer Monomermischung analog Beispiel 1 werden 69 g
silanisiertes Barium-Silikatglas, 5 g Aerosil und 5 g des
kugelförmigen, monodispersen und nicht aggregierten
Füllstoffes A1, Partikeldurchmesser 95 nm zusammen mit
0,038 Gew.-% Campherchinon eingearbeitet. Die Paste erhält
nach Zugabe von Pigmenten ein zahnfarbenes Aussehen. Die
entstandene Paste wurde mit Licht (Degulux®) ausgehärtet.
Der erhaltene Werkstoff eignet sich als lichthärtendes,
zahnfarbenes Füllungsmaterial für Front- und
Seitenzahngebiet sowie als Material für Inlays und Onlays.
Transparenz: 23,0%
Druckfestigkeit: 420 MPa
Transparenz: 23,0%
Druckfestigkeit: 420 MPa
In 17,3 g einer Monomermischung, bestehend aus 42,2 Teilen
Bis-GMA, 36,4 Teilen UDMA und 21,4 Teilen TEDMA werden 46,8
g Barium-Silikatglas, 3,8 g Aerosil, 15,4 g Ytterbium(III)-
fluorid und 16,5 g kugelförmiger Füllstoff nach DE 40 29 230
A1 eingearbeitet. Zusätzlich wurden geringe Mengen
Farbpigment zugegeben.
Transparenz: 21,0%
Druckfestigkeit: 300 MPa
Transparenz: 21,0%
Druckfestigkeit: 300 MPa
Basispaste:
In 22,4 g einer Monomermischung, bestehend aus 54,9 Teilen UDMA, 20,1 Teilen Bis-GMA und 25 Teilen TEDMA werden 59,5 g silanisiertes Barium-Silikatglas, 7,2 g Aerosil, 0,5 g Aktivator/Stabilisator und 10,4 g Füllstoff A1 oder A2 oder A3 oder Kombinationen derselben eingearbeitet. Nach Zugabe einer kleinen Menge Pigmente entsteht eine hochviskose, zahnfarbene Paste.
In 22,4 g einer Monomermischung, bestehend aus 54,9 Teilen UDMA, 20,1 Teilen Bis-GMA und 25 Teilen TEDMA werden 59,5 g silanisiertes Barium-Silikatglas, 7,2 g Aerosil, 0,5 g Aktivator/Stabilisator und 10,4 g Füllstoff A1 oder A2 oder A3 oder Kombinationen derselben eingearbeitet. Nach Zugabe einer kleinen Menge Pigmente entsteht eine hochviskose, zahnfarbene Paste.
Katalysatorpaste:
In 22,4 g einer Monomermischung, bestehend aus 54,9 Teilen UDMA, 20,1 Teilen Bis-GMA und 25 Teilen TEDMA werden 59,5 g silanisiertes Barium-Silikatglas, 7,2 g Aerosil, 0,5 g Benzoylperoxid und 10,4 g Füllstoff A1 oder A2 oder A3 oder Kombinationen derselben eingearbeitet. Nach Zugabe einer kleinen Menge Pigmente entsteht eine hochviskose, zahnfarbene Paste, welche nach Mischen mit gleichen Teilen Basispaste als selbsthärtendes Füllungsmaterial oder zur Herstellung von heißhärtenden Inlays geeignet ist.
Transparenz: 21,2%
In 22,4 g einer Monomermischung, bestehend aus 54,9 Teilen UDMA, 20,1 Teilen Bis-GMA und 25 Teilen TEDMA werden 59,5 g silanisiertes Barium-Silikatglas, 7,2 g Aerosil, 0,5 g Benzoylperoxid und 10,4 g Füllstoff A1 oder A2 oder A3 oder Kombinationen derselben eingearbeitet. Nach Zugabe einer kleinen Menge Pigmente entsteht eine hochviskose, zahnfarbene Paste, welche nach Mischen mit gleichen Teilen Basispaste als selbsthärtendes Füllungsmaterial oder zur Herstellung von heißhärtenden Inlays geeignet ist.
Transparenz: 21,2%
Basispaste:
In 30 g einer Monomermischung, bestehend aus 28,9 Teilen TEDMA und 71,1 Teilen UDMA werden 59 g silanisiertes Barium- Silikatglas, 6 g des kugelförmigen Füllstoffes A1 und 5 g silanisiertes Aerosil zusammen mit 1,15% eines Aktivator/Stabilisisatorgemisches und 0,09% Champherchinon eingearbeitet. Nach der Zugabe kleiner Mengen von Pigmenten entsteht eine zahnfarbene, zähfließende Paste.
In 30 g einer Monomermischung, bestehend aus 28,9 Teilen TEDMA und 71,1 Teilen UDMA werden 59 g silanisiertes Barium- Silikatglas, 6 g des kugelförmigen Füllstoffes A1 und 5 g silanisiertes Aerosil zusammen mit 1,15% eines Aktivator/Stabilisisatorgemisches und 0,09% Champherchinon eingearbeitet. Nach der Zugabe kleiner Mengen von Pigmenten entsteht eine zahnfarbene, zähfließende Paste.
Katalysatorpaste:
In 30 g einer Monomermischung, bestehend aus 28,9 Teilen TEDMA und 71,1 Teilen UDMA werden 59 g silanisiertes Barium- Silikatglas, 6 g des kugelförmigen Füllstoffes A1 und 5 g silanisiertes Aerosil zusammen mit 0,6% Benzoylperoxid eingearbeitet. Nach der Zugabe kleiner Mengen von Pigmenten entsteht eine zahnfarbene, zähfließende Paste.
In 30 g einer Monomermischung, bestehend aus 28,9 Teilen TEDMA und 71,1 Teilen UDMA werden 59 g silanisiertes Barium- Silikatglas, 6 g des kugelförmigen Füllstoffes A1 und 5 g silanisiertes Aerosil zusammen mit 0,6% Benzoylperoxid eingearbeitet. Nach der Zugabe kleiner Mengen von Pigmenten entsteht eine zahnfarbene, zähfließende Paste.
Nach dem Vermischen beider Pasten zu entsteht eine licht-
und selbsthärtende Dental-Zementpaste.
Transparenz: 22, 0%
Transparenz: 22, 0%
In 96 g einer Monomermischung, bestehend aus 60 Teilen Bis-
GMA und 40 Teilen TEDMA werden 3 g des kugelförmigen,
monodispersen und separat im Werkstoff vorliegenden
Füllstoffes A1 und 1 g Titandioxid zusammen mit 0,12%
Campherchinon eingearbeitet. Es entsteht ein weißes
dünnfließendes Material, welches nach einem Jahr Lagerung
keine Sedimentation der Füllstoffe aufweist. Der erhaltene
Dentalwerkstoff eignet sich zur Versieglung von Fissuren
und Zahnoberflächen.
Transparenz: 30,3% (Schichtdicke = 0,5 mm)
Transparenz: 30,3% (Schichtdicke = 0,5 mm)
Claims (6)
1. Dentalwerkstoff auf Basis eines polymerisierbaren,
ethylenisch ungesättigten Monomeren als Bindemittel,
eines Katalysators für die Kalt-, Heiß- und/oder
Photopolymerisation und eines anorganischen Füllstoffs,
der aus einer Mischung von
- A) kugelförmigen auf SiO₂ basierenden Partikeln mit
- B) asphärischen, splitterförmigen Pulvern aus Quarz-, Glaskeramik und/oder Glas mit einem Brechungsindex von 1,50 bis 1,58 und einer durchschnittlichen Teilchengröße von 0,5 bis 5,0 µm
besteht,
dadurch gekennzeichnet, daß die Menge des Füllstoffs 1-95 Gew.-% bezogen auf den Dentalwerkstoff beträgt und daß er als Komponente A) im fertig auspolymerisierten Dentalwerkstoff separat vorliegende kugelförmige Partikel aufweist, aus
dadurch gekennzeichnet, daß die Menge des Füllstoffs 1-95 Gew.-% bezogen auf den Dentalwerkstoff beträgt und daß er als Komponente A) im fertig auspolymerisierten Dentalwerkstoff separat vorliegende kugelförmige Partikel aufweist, aus
- A1) SiO₂ mit einem Brechungsindex von zwischen ca. 1,38 und <1,50 und einer durchschnittlichen Primärteilchengröße von ca. 0,04 µm bis 1,5 µm,
- A2) einem SiO₂-Kern, der mit einem Oxid mindestens
eines Elements der Gruppen I, II, III und IV des
Periodensystems beschichtet ist, wobei die
beschichteten Partikel einen Brechungsindex von
1,45 bis 1,62 und eine durchschnittliche
Primärteilchengröße von 0,04 bis 1,5 µm aufweisen
und die Beschichtung zwischen ca. 15 und 40 nm dick
ist,
und/oder - A3) unter A1) oder A2) beschriebenen Partikeln, die zusätzlich mit einer Schicht aus einem polymerisierbaren organischen Bindemittel überzogen sind, welches auf mono- oder mehrfachfunktionellen (Meth)acrylaten und/oder Reaktionsprodukten aus Isocyanaten und OH-gruppenhaltigen Methacrylaten beruht, wobei die Primärteilchengröße der mit polymerisierbarer Bindemittelschicht versehenen Partikel zwischen ca. 0,04 und 1,5 µm liegt, während die Schichtdicke der Überzugsschicht im Bereich von 5 nm bis 50 µm und der Brechungsindex der beschichteten Partikel im Bereich von 1,40-1,52 liegt.
2. Dentalwerkstoff nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet,
daß der Gewichtsanteil an Füllstoff (A) 1 bis 60 Gew.-%
und an Füllstoff (B) 15 bis 85 Gew.-%, jeweils bezogen
auf den Dentalwerkstoff, beträgt.
3. Dentalwerkstoff nach Anspruch 1 oder 2,
dadurch gekennzeichnet,
daß das Verhältnis von Füllstoff (A) zu Füllstoff (B)
so eingestellt ist, daß eine Aggregatbildung der
Füllstoffe (A) vermieden wird.
4. Dentalwerkstoff nach einem der vorhergehenden
Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet,
daß das Verhältnis von (A) zu (B) im Bereich von 1:85
bis 4:1 so eingestellt wird, daß die Festigkeit des
Dentalwerkstoffes bezogen auf seine Druckfestigkeit von
<320 bis 480 MPa beträgt.
5. Dentalwerkstoff nach einem der vorhergehenden
Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet,
daß das Verhältnis von (A) zu (B) 1:10 beträgt.
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