JP2020529873A - 倍音特徴を利用した歯科材料の加熱、染料の吸収、および材料特性 - Google Patents
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Abstract
Description
歯科用複合樹脂は、歯科専門家に、患者の自然な歯の色と一致すると定義される審美的に美しい方法で患者の歯列を修復する最も費用効果の高い方法の1つを提供する。化粧的な理由と消費者の需要を満たすために、複合樹脂は、金属修復物、最も具体的にはアマルガムの好ましい代替材料である。複合樹脂は最初、疑いと懐疑に直面したが、これには以下のような無数の欠点があった:耐摩耗性の低下、微小漏れ、身体の破壊、周辺破壊、再発性の崩壊、術後の感度、不適切な歯間接触と輪郭、色の劣化、つや出しまたはつや出しの維持不能。歯科用複合樹脂の物理的および機械的制限に加えて、歯科用複合樹脂の配置はテクニックに敏感である。複合樹脂の配置は、手順に細心の注意を払う必要があり、さもなければ、時期尚早に失敗する可能性がある。さらに、樹脂の配置中は歯を乾燥した状態に保つ必要があり、そうしないと、歯への接着力が低下して修復が失敗する場合がある。複合材料は、柔らかい生地のような状態のまま配置されるが、特定の青色の波長の光にさらされると、重合して硬化し、固体充填物になる。
予備加熱が光重合性歯科材料の特性に及ぼす影響について懸念がある。いくつかの研究では、二重結合の変換(重合反応がどの程度完全に進行するかの尺度)および予備加熱処理後の複合材料の硬度を調査している。これらの研究は、複合材料がどれだけ速く完全に重合するかを決定する上で重要である。予備加熱により、変換率と硬度が改善され、マイナスの変化は生じない。一般に、変換率の増加は、高分子材料および複合材料の機械的特性の向上に相当する。したがって、予備加熱により、より耐久性のある複合材修復物が得られる場合がある。さらに、予備加熱された複合材の温度が高くなると、硬化中および硬化後に複合材の収縮が大きくなるという懸念があった。Elhejazi(J Contemp Dent Pract.2006 Jul 1; 7(3):12−21.)は、樹脂複合材の温度を上げると収縮が大きくなることを示した。この懸念に応えて、配置後、硬化前に約15秒間、予備加熱された複合材料を冷却できることが提案された。文献に示された別の懸念は、複合材を予備加熱サイクルにさらすと、未使用の複合材の貯蔵寿命が短くなることであった。しかし、Daronchら (J Esthet Restor Dent.2006; 18(6):340−51)は、予備加熱サイクルも24時間の予備加熱延長も、モノマー転化率に大きな変化を引き起こさないことを示した。予備加熱が歯科材料に悪影響を及ぼさないことを示すいくつかの研究が存在するが、研究は矛盾しており、すべての歯科材料について包括的なものではない。
根管治療の成功は多くの要因に依存している。管(canal)からすべての有機基質を除去することから始まる。これには、冠状歯髄組織と歯根髄組織の除去が含まれる。完全なアクセスを実行し、歯根髄組織への直線アクセスを識別することにより、冠状歯髄組織が除去される。これにより、開業医は歯内治療用ファイルと洗浄(irrigation)で歯根髄組織を除去できる。化学機械的機器だけで根管の約30%が手付かずになるため、歯内療法の最も重要な部分は間違いなく洗浄である。したがって、根管の準備における効果的な洗浄の重要性は強調しすぎることはなく、歯内洗浄剤の活性/有効性を高めることが望まれる。
本明細書に記載されるいくつかの実施形態は、歯科材料に悪影響を及ぼすことなく光子エネルギーを使用して周囲温度より高い温度で歯科材料を加熱する方法である。一実施形態は、0.49eV〜2.38eV(すなわち、2500nm〜520nm)の光子エネルギーで歯科材料を加熱して、歯科材料を周囲温度よりも高い温度まで迅速に加熱する方法である。いくつかの態様では、歯科材料は約50℃〜約250℃の温度に加熱される。いくつかの態様では、歯科材料は約50℃〜約100℃の温度に加熱される。いくつかの他の態様では、歯科材料は60℃〜約80℃の温度に加熱される。いくつかの態様では、適用される光子エネルギーは1.23eV〜2.06eV(1000nm〜600nm)である。いくつかの実施形態において、歯科材料を加熱するための光子エネルギーは、歯科材料の塗布の前に適用される。歯科材料または歯科材料の容器の基本吸収周波数/波長および/または倍音振動帯に適用される光子エネルギーを調整することにより、他の光子エネルギー波長を利用することができる。特に、基本周波数を超える共振周波数は、倍音と呼ばれる。電磁スペクトルでは、倍音帯域は基本吸収周波数の倍数である。エネルギーは吸収される周波数に比例し、その周波数は波数に比例するため、スペクトルに現れる最初の倍音は基本波の波数の約2倍になる。つまり、最初の倍音v= 1→2は基本波のエネルギーの約2倍、v=0→1です。たとえば、3465nmに基本吸収を持つ塩酸(HCl)などの振動する二原子分子は、最初の倍音吸収帯が1733nm(実際に1764nmに観測)、2番目の倍音吸収帯が1155nm(実際に1198nmに観測)、3番目の倍音吸収帯が866nm(実際に915nmで観測)、および4番目の倍音吸収帯が693nm(実際に746nmで観測)になる。したがって、同等の振動運動を得るには、基本吸収周波数/波長で必要なエネルギーと比較して、最初の倍音で非常に多くのエネルギーが必要になる。分子振動が増加すると熱が発生するため、基本的な吸収および/または倍音帯を対象にして物体や材料を加熱することができる。
一実施形態は、光子エネルギーを歯科材料に適用して、光化学効果により材料の性能または反応性を高める方法である。この方法は、光線力学療法や光増感剤の使用とは明確に異なる。1つの態様は、特定範囲内の光子エネルギーを光重合性歯科材料に使用することであり、これにより歯科材料の機械的特性がさらに向上する。理論に束縛されることなく、適切な波長または電子ボルトが光開始剤に適合している場合、これは2光子効果を使用して実行できる。たとえば、2光子効果を介してカンフォロキノンを含む材料を重合するには、880nm〜960nmの帯域で光子エネルギーを適用する。
別の実施形態は、歯科材料または歯科材料容器に1つ以上の加熱添加剤を添加することにより歯科材料の加熱を改善する方法を含む。いくつかの態様では、加熱添加剤は光子エネルギー吸収促進剤または熱伝導率促進剤である。本明細書で説明するように、光子エネルギーの吸収、光子エネルギーから熱へのエネルギー変換効率、および/または材料の加熱速度を高めるため,特定の光子エネルギー吸収促進剤(吸収色素など)および熱伝導率促進剤を含む加熱添加剤を歯科材料および/または歯科材料の容器に追加する。いくつかの態様では、本明細書に記載の方法は、1つ以上の加熱光子エネルギー吸収促進剤、1つ以上の熱伝導率促進剤またはそれらの任意の組み合わせを歯科材料または歯科材料容器に追加することを含む。
別の実施形態では、光重合促進剤システムは、光重合性歯科材料組成物に組み込まれる。このようなシステムを含めると、光子エネルギーを使用して重合、硬化深度、および変換度を向上させることができる。タイプI光開始剤と、共開始剤を含むタイプII光開始剤、または共開始剤を含む2つのタイプII光開始剤が含まれているため、本明細書に記載の光重合エンハンサーシステムは、他の既知の光重合システムとは明らかに異なり、少なくとも1つのタイプIまたはタイプIIの光開始剤は、適切な範囲の光子エネルギーで活性化される。一部の態様では、光開始剤の少なくとも1つが活性化される光子エネルギーの範囲は約0.49eV〜2.38eV(2500nm〜520nm)であり、本明細書では「特定の光開始剤」と呼ばれる。
別の実施形態は、1つ以上の光触媒を含むことにより歯科材料の反応性を改善する方法を含む。光触媒の組み込みは、適用された光子エネルギーを吸収すると考えられており、他の歯科材料特性を向上させる光触媒として機能する。例示的かつ非限定的な光触媒には、金属酸化物などが含まれる。この光触媒の潜在的な用途は、金属酸化物を歯内洗浄剤または口腔リンス内に配置し、消毒を改善するために光子エネルギーにさらすことである。
本明細書に記載される別の実施形態は、歯科材料で患者を治療する方法であって、光子エネルギー放出源からの光子エネルギーを使用する装置を使用して、歯科材料を周囲温度以上に加熱するステップと、材料の硬化前に(もし塗布する場合、すなわち歯科用光重合性材料の硬化前)、加熱された歯科材料を歯の表面または歯腔に塗布するステップと、を備える。
本明細書に記載される本発明の装置は、より高い充填剤含有量を有する歯科用複合材料の作成を可能にする。充填剤の含有量が多いほど、硬化時の収縮が少なくなり、硬く、耐摩耗性が高く、修復物が長持ちする。ただし、高度に充填された複合材料は、流動性が低く、分注のための押出力が高く、成形能力が低く、限界適合性が低いため、使用が制限される。光重合性材料を予備加熱すると、粘度が低下し、充填剤とモノマーの分子構造が再配列され、内部応力と不均一性が減少するため、高充填複合材の臨床使用が改善される。さらに、光重合性材料を予備加熱し、高温で硬化させると、複合材料の体積膨張(すなわち熱膨張)が増加し、重合による体積減少を相殺できる。これにより、複合材の収縮、漏れ、ストレス、術後の痛みが大幅に軽減される。
本発明の別の実施形態によれば、ツールまたはワンドは、光子エネルギーを使用して、光重合性歯科材料を周囲温度以上に加熱し、光重合性歯科材料を硬化させることができる。これは、その場(in situ)および/または生体内(in vivo)での高温での光重合性歯科材料の硬化をもたらし、これは、光重合性歯科材料の機械的特性に大きな利益をもたらす。一態様では、この装置は熱伝導性本体を有し、別の態様では、この装置は口内での容易なアクセスを容易にするために細長い。加えて、装置は、少なくとも2つの個別の放射スペクトルを生成する少なくとも4つの個別の遠位に取り付けられた光子エネルギー放射源を含む。一態様では、これらの光子エネルギー放出源は、発光ダイオード(LED)で構成されている。少なくとも1つのLED発光スペクトルを使用して光重合性歯科材料を硬化し、少なくとも1つのLED発光スペクトルを使用して、硬化前または硬化中に光重合性歯科材料の温度を周囲温度よりも高くする。一態様では、光重合性歯科材料を硬化させるための放出源は、365nm〜500nmの光を500mW〜3Wの光パワーで放出する。別の態様では、光重合性歯科材料を硬化するための放出源は、420nm〜490nmの光を700mW〜1.5Wの光パワーで放出する。別の態様では、硬化中に光重合性歯科材料の温度を周囲温度よりも高くするための放出源は、520nm〜2500nmの光を500mW〜3Wの光パワーで放出する。別の態様では、硬化中に光重合性歯科材料の温度を周囲温度よりも高くするための放出源は、600nm〜1000nmの光を700mW〜2Wの光パワーで放出する。
別の実施形態は、歯科材料組成物である。いくつかの態様では、歯科材料は光重合性歯科材料組成物である。本明細書に記載の歯科材料組成物は、エネルギー変換効率、熱伝達、および/または重合特性が向上している。
別の実施形態は、エネルギー変換効率および/または熱伝達特性の向上を示す、歯科材料、特にガッタパーチャなどの歯内充填材料用の組成物である。
別の実施形態は、開示された光子エネルギーで照射されたとき、エネルギー変換効率および/または熱伝達の向上を示す歯科材料容器である。
(例1:光子エネルギーの麻酔薬、ガッタパーチャ、歯科用複合材料および歯科/歯内洗浄剤への適用−吸収性と性能)
開示された実施例の利点は、以下を含むがこれらに限定されない歯科材料の光子エネルギーの適用から導き出すことができる。麻酔薬(注射中の痛みを軽減する)、ガッタパーチャ(歯内根管閉塞用)、歯科用複合材、シーラント、セメント、空洞ライナー、グラスアイオノマー樹脂(例:粘度の低下、取り扱い特性の改善、ボイドの減少、硬化後の機械的特性の改善)および歯内洗浄剤(有効性と反応性の増加)。たとえば図3において、3つの複合材料、つまりFiltek Supreme Ultra、Spectrum TPH3、Eshet.X HAの吸光度がアクリルの吸光度と比較され、3つの主要な複合材料がアクリル素材と同様の吸収を示すことを示している。これは、歯科用複合材料の主な組成がアクリルモノマーであり、これが吸収に起因する主な構造であることを示し、これは、これが吸収に起因する主要構造であり、複合体内のアクリルモノマーとオリゴマーを加熱するために、倍音バンドに対応する特定の波長バンドを選択できることを示している。
1つの追加の検討事項は、複合材料および/または歯科材料を加熱するための望ましい目標温度である。これにより、望ましい取り扱いおよび/または性能特性を達成するために必要な光子エネルギーのタイプと量が決まる。さらに、光重合性歯科材料の場合、光子エネルギーが過剰であってはならず、これは、適用前に光重合性歯科材料を早期に硬化させる場合がある。例示的な一実施形態では、複合体は、約50℃〜約100℃、より好ましくは約60℃〜約80℃の温度に加熱することができる。
4つの予備加熱された樹脂ベースのナノ複合材[Herculite Ultra(Kerr, Orange, CA)、Tetric EvoCeram(Ivoclar Vivadent、Schaan、Liechtenstein)、Filtek Supreme Ultra(3M、St.Paul、MN)およびGrandio(Voco、Cuxhaven 、Germany)]のレオロジー特性は、ステンレス鋼の平行平板形状のセットアップ(直径20mm)を使用して、環境制御付き剪断レオメーター(Kinexus、Malvern、UK)を使用して実施された。複合サンプル(0.2g)をレオメーターの下部プレートに置き、上部プレートを、0.5mmのギャップ距離でサンプルの表面に静かに触れるまで下げた。レオメーターはさまざまな温度(25℃、37℃、および60℃)に設定され、複合材料が指定温度にあることを確実にするために、測定前に5分の遅延が採用された。せん断速度は、ランプモードで0.1から10s−1に直線的に増加した。
結果は、せん断速度を上げると粘度が低下することを示している。また、テストしたすべてのせん断速度について、粘度は加熱温度の関数として次の順で変化する:60℃<37℃<25℃。
使用する樹脂複合材料に関係なく、歯科用ナノ複合材料を予備加熱すると流動性が大幅に向上し、機械的結合とシール強度が向上することがわかった。したがって、せん断速度と温度を上げると、せん断粘度が大幅に低下した。
いくつかの態様では、複合材料を硬化または固くさせる温度まで複合材料を加熱することは望ましくない。たとえば、温度が140℃を超えると、一部の歯科用複合材料が(自己硬化/重合または成分の蒸発により)硬化し始め、臨床的に使用できなくなる。この温度は歯科用複合材料の組成によって異なり、一部の複合材料は200℃で完全性を維持している。この実験の概要を以下に示す。
3つの製造業者の歯科用複合材料と1つの製造業者のガッタパーチャ(それぞれ3つのサンプル)をホットプレート上に置き、60℃に昇温した。複合材料に熱電対を配置して温度を監視した。温度は3分ごとに5℃ずつ150℃まで上昇した。150℃の後、温度は3分ごとに10℃ずつ上昇した。金属製のへら(spatula)を使用してサンプルを調べ、観察結果を記録しました。
60℃では、3つのブランドすべてで複合材料の粘度が大幅に低下し、以前のデータをサポートしている。ガッタパーチャは非常に柔らかかったが、まだ粘性があった。115℃まで、ガッタパーチャは60℃での複合材料に似たものになり、へらで簡単に操作できるようになったが、ねばねばした(stringy)振る舞いがあった。130℃では、ガッタパーチャの糸引き(stringiness)がなくなり、粘度が大幅に低下し、容易に可鍛性になった。140℃までに、3つの複合材料ブランドのうち2つが硬化し始めた。ホットプレートから取り外すと、2つの硬化した複合材料は、わずかな圧力で操作すると簡単に砕けた。複合材料の3番目のブランドは、200℃まで硬化または崩壊しなかった。それは影響を受けていないようで、この温度でまだ硬化することができた。ガッタパーチャは200℃まで影響を受けていないようであった。200℃〜250℃の間で、目に見える臭気のある煙が発生し始めたが、変色したり、材料特性が著しく変化したりしなかった。
複合材料は、性能の低下を防ぐために140℃未満の温度に維持する必要があり、100℃未満の温度で望ましい流動性に既に達しているため、100℃を超える温度は臨床的には必要が無い。ガッタパーチャは200℃を超えて加熱すべきでなく、約115℃〜約200℃のこの温度以下で、望ましい流動性にも達する。これらの温度境界は、本発明において考慮される。いくつかの態様では、光子エネルギーの使用は、歯科材料の温度を約200℃以上に上昇させない。いくつかの態様では、光子エネルギーの使用は、歯科材料の温度を約140℃以上に上昇させない。
3つの異なる市販の複合材料ブランドが、3つの条件のそれぞれでテストされた:室温20℃(コントロール)、オーブンで80℃、光子エネルギーによる80℃。高温グループでは、オーブンを80℃にし、複合材料を1時間、中に置いた。NIR露光では、NIR用LED(940nm)が熱電対とマイクロコントローラーとともに使用された。フィードバックのために熱電対を複合材料に挿入し、LEDを100%オンにして、複合材料の温度を80℃に上げた。これには1分も要しなかった。この時点で、マイクロコントローラーは変調を伴うパルスに切り替わり、1時間一定温度を維持した。2mmのパック型(Paradigm Curing Discs、3M Company SKU:76965)を使用して複合材料を分配してパックに成形し、市販の硬化ライトを使用して20秒間硬化した。高温グループでは、オーブンまたはNIR用LED器具から取り出した直後にディスペンスが行われた。
データから明らかなように、対流式オーブンからの高温への長時間の暴露または近赤外光子エネルギーの吸収は、室温で保存された歯科用コンポジットと比較して、硬化後の微小硬度値に統計的に影響しなかった。さらに、試験した歯科用複合材料の観察された審美性に変化はなかった。
光子エネルギーを使用して複合材料を80℃に維持しても、材料に悪影響はなかった。
890nmの赤外線(IR)LEDと反射IR光子エネルギーを測定するIRフォトトランジスタの両方を組み込んだ近接センサ(Vishay VCNL4010センサ−赤外線エミッタ、I2Cインターフェイス、および割り込み機能を備えた完全統合型近接および周囲光センサ)を使用してテストを実行した。通常、このセンサはオブジェクトの距離を測定するために使用されるが、図20に示すテスト結果は、センサから一定の距離で、測定されたIR反射率とIR用LEDへの15秒間の露出後のオブジェクトの温度変化の間に強い相関(R2=0.97)があることを示している(波長、電力、時間、距離はすべて物体間で一定に保たれた)。テストしたオブジェクトはすべて、市販のさまざまな色の歯科用複合材料コンパルであった。したがって、センサを使用して、特定の歯科材料または材料容器を所望の温度に加熱し、必要に応じて一定の期間にわたって所望の温度を維持するために必要な光子エネルギーの量を決定できる。さらに、センサの測定値は、「指紋」として機能して、挿入されたオブジェクトを識別し、クローズドプラットフォームシステムを実装できる(つまり、装置は特定の材料または材料容器でのみ動作する)。
複合材料の流動性の向上に加えて、複合材料の加熱によって、塗布後に硬化したときの複合材料の硬度または耐久性に関して向上することが確認されている。これを説明するために、以下の評価を実施し、結果を図10にグラフで示した。
カスタム加熱セットアップを使用して、2mm×3mmの複合材料パック(高さ×直径)を指定された温度(25、40、60、および80℃)に加熱した。複合材料パックをさまざまな温度で硬化させ(Paradigm Curing Light、3M、セントポール、ミネソタ州)、37℃で暗い容器に24時間保管した。微小硬度は、以下の実験条件下でHMV−G微小硬度計(島津製作所、京都)を使用して、サンプルの上面と底面で測定された。力の設定−HV0.2(1.961N)、 ホールド時間−10秒。微小硬度測定の前に、180、500、1500グリットのサンドペーパーを使用して複合サンプルを滑らかにし、サンプルを水平にし、分析のためにサンプルの表面を研磨した。4つの樹脂ベースのナノ複合材料をテストした(それぞれn=9):Herculite Ultra(Kerr)、Tetric EvoCeram(Ivoclar Vivadent)、Filtek Supreme Ultra(3M)、Grandio(Voco)。独立スチューデントt検定(a=0.05)を使用して、温度結果間の統計的有意性を比較した。
微小硬度の結果を次の図10にまとめる。GrandioおよびFiltek複合材料を60℃以上で予備加熱すると、サンプルの上面と底面の両方で統計的に有意に微小硬度が増加した(p<0.02)。Tetric複合材料を60℃に予備加熱すると、サンプルの上面で統計的に有意に微小硬度が増加した(p=0.047)。Herculite複合材料を80℃に予備加熱すると、サンプルの上面の微小硬度が統計的に有意に増加した(p<0.05)。
歯科用複合材料の微小硬度を高めるには、複合材料を高温で硬化させることが望ましい。特に、60℃〜80℃は、テストされた複合材料の微小硬度を高めるための目標範囲である。したがって、温度を上げると重合が増加し、微小硬度がより高くなるため、硬化前または硬化中に光重合性歯科材料の温度を上げる添加剤は、それ自体が重合促進剤として機能する。したがって、いくつかの態様では、光子エネルギーを使用して、歯科材料、特に歯科用光重合性材料を約60℃〜約80℃の温度に加熱する。
歯科用複合材料の塗布および硬化前の複合材料の加熱または予備加熱の結果としての耐久性の向上の別の尺度として、高温での複合材料の変換の程度も以下の評価手順に従って評価したので 、その結果を図11に示す。
2mm×3mmの複合パック(高さ×直径)を指定の温度(25℃、40℃、60℃、および80℃)に加熱するために、カスタム加熱セットアップが使用された。複合材料パックをさまざまな温度で硬化させ、37℃で暗い容器に24時間保管した。DoCを、iD5ATRアクセサリを装備したNicolet iS5分光計(マサチューセッツ州ウォルサムのThermoFisher Scientific)を使用して、マイクロ減衰全反射フーリエ変換赤外分光法(micro−ATR FTIR)でサンプルの上面で、以下の仕様で測定した:波数範囲=4000〜650cm−1、32スキャン/秒、および2cm−1の解像度。4つの樹脂ベースのナノ複合材料(それぞれn=5)をテストした:Herculite Ultra(Kerr)、Tetric EvoCeram(Ivoclar Vivadent)、Filtek Supreme Ultra(3M)およびGrandio(Voco)。独立スチューデントt検定(a=0.05)を使用して、温度結果間の統計的有意性を比較した。
変換度の結果を図11に示す。4つの複合ブランドすべてが、25℃と比較して60℃に加熱された複合材料の統計的に有意に増加した変換度(DoC)を示した(p<0.05)。Herculiteを除くすべての複合材料ブランド(p=0.11)は、25℃と比較して80℃に加熱された複合材料の統計的に有意なDoCの増加を示した(p<0.03)。Grandioのみが、25℃と比較して40℃に加熱した場合にDoCの統計的に有意な増加を示した(p=0.02)。
高温での歯科用複合材料の硬化は、より高いDoCをもたらす。特に、DoCを最大化するための目標範囲は60℃〜80℃である。したがって、いくつかの態様では、光子エネルギーを使用して、歯科材料、特に歯科用光重合性材料を約60℃〜約80℃の温度に加熱する。
光重合性歯科材料の予備加熱は、硬化時に光重合性歯科材料を強化するため、440〜500nmの青色光および520nmを超える第2波長の組み合わせの利点が評価された。複合微小硬度に対する光子エネルギーと硬化用光放射の組み合わせの影響を次の実験に従って調査したので、その結果を図12にグラフで示す。
カスタムセットアップを使用して、Filtek Supreme複合材料の近赤外光子エネルギーと硬化を同時に調査した。簡単に言えば、セットアップは、2mmのパック型(Paradigm Curing Discs、3M Company SKU:76965)を固定近赤外LEDダイパッケージ(5mm離れた4つのダイ850nmLED、LEDEngin、カリフォルニア州サンノゼ、1Aで動作)の上で、固定された歯科用硬化ライト(2mm離した; Valiant Curing Light、Vista Dental Products、Racine、WI)の下に配置した。5つの異なるグループをテストし、各グループはn=3とした:G1)Valiantの標準的な20秒の治療モード(NIRなし)、G2)Valiantのブースト3秒治療モード(NIRなし)、G3)Valiantの標準的な20秒間の治療+20秒間のNIR(0秒間の遅延、つまり同時)、G4)NIR(0〜25秒)+Valiantの標準的な20秒治療(5〜25秒から)、すなわち5秒NIRが先行、およびG5)NIR(0〜13秒)+Valiantのブースト3秒治療(10〜13秒)、つまり10秒NIRが先行。複合材料サンプルは、実施例5で説明した微小硬度評価を受けた。独立スチューデントt検定(a=0.05)を使用して、実験グループ間の統計的有意性を比較した。
複合硬度の結果は、次の図12に示されている。G3とG4は、G1と比較して、複合サンプルの上面で統計的に有意に増加した微小硬度を示した(それぞれp=0.03と0.02)。G2とG5の結果を比較すると、統計的有意性は観察されなかった(p=0.11)。 ただし、グループ間比較では、G5の結果はサンプルの両側で平均結果が高いことが明らかになった。したがって、より大きなサンプルセットが、これらのグループ間の真の傾向を解明するのに役立つかもしれない。
この方法は硬化プロセスに悪影響を及ぼさないため、520nm以上の波長と硬化光を同時にまたは連続して使用すると、硬化した複合材料の微小硬度が向上するようである。さらに、指定された波長範囲(520nm〜2500nm)内の他の波長が複合材料の微小硬度に及ぼす影響を、以下の実験に従って評価したので、その結果を図21にグラフで示す。
カスタムセットアップを使用して、さまざまな波長の光子エネルギーの同時適用とGrandio SO複合材料の硬化を調査した。セットアップは、サンプルから5mm離れた3つの青色LED(475nm Cree XLamp XP−E2)のリングで構成され、中央に4番目の交換可能なLEDがある。青色LEDの出力は、市販の硬化ライト(Valiant Curing Light、Vista Dental Products、Racine、WI)で使用されるのと同じ光エネルギーレベルに複合材料サンプルがさらされるように調整された。交換可能なLEDは、すべて同じ光出力を発するように調整され、3つの青色LEDからの光出力は一定に保たれた。光パワー測定は、光パワーメーター(S310Cセンサ、PM100Dコンソール、Thor Labs、ニュートン、ニュージャージー州)を使用して実行された。交換可能なLEDでテストされた波長は、523nm、590nm、623nm、660nm、740nm、850nm、および940nm(LedEngin LZ1)であった。交換可能LEDの10秒間の露出は、交換可能LEDと青色LEDの組み合わせ出力の20秒の露出に先行した。つまり、交換可能なLEDは30秒間発光する間に、最後の20秒間に3つの青色LEDが発光し、すなわち、指定された波長内の光子エネルギーが重合光を10秒先導する。前述の「複合材料の微小硬度と温度」のセクションで説明したように、複合材料サンプルの微小硬度評価を行った。独立スチューデントt検定(a=0.05)を使用して、実験グループ間の統計的有意性を比較した。
テストした波長の微小硬度データを図21に示す。523nm、590nm、623nm、660nm、850nm、および940nmを使用した場合、上部硬度は著しく高くなった。523nm、623nm、660nm、850nm、および940nmを使用すると、底部の微小硬度は大幅に向上した。
複数の波長は、470nmの標準的な青色重合光と組み合わせると、パックの上部と下部で硬化後の微小硬度が改善されたことを示した。これらの波長は、より硬い複合材料が長寿命で摩耗の減少を示すため、臨床的に使用するのに有利である。さらに、ヒドロキシアパタイトと水は、市販の硬化光スペクトル、すなわち470nmでのピーク発光に対して低い吸収係数を示すが、オキシヘモグロビン吸収係数は、開示された光子エネルギースペクトルよりも1000〜10000倍高い吸光度である(図22参照)。これが、市販の硬化ライトが歯髄内の温度上昇と安全性に懸念を抱く理由である。したがって、開示された発明は、520nmと2500nmの間の光子エネルギーを利用して、複合微小硬度を増加させ(図21)、オキシヘモグロビンおよび歯髄吸収を減少させ、臨床効果および安全性を改善できる。
近赤外波長での歯科材料の吸収を強化し、したがって、適用された光子エネルギーの歯科材料の温度上昇への変換を改善するために、近赤外色素(すなわち、光子エネルギー吸収促進剤)が追加された。最初の評価では、2つの異なるNIR色素をガッタパーチャと複合材料の添加剤として使用し、次の実験に従って加熱を評価した。
2つの近赤外色素が調査された(ニッケル(II)5,9,14,18,23,27,32,36−オクタブトキシ−2,3−ナフタロシアニン、Sigma Aldrich、ウィスコンシン州ミルウォーキー;とQCR#NIR848A(QCR Solutions、フロリダ州ポートセントルーシー))。色素を〜0.3mLクロロホルム(Sigma Aldrich、Milwaukee、WI)にさまざまな濃度で溶解して、ガッタパーチャまたは1w/w%または2.5w/w%で2w/w%または5w/w%歯科用複合材料(Filtek Supreme)の染料を生成した。染料が溶解したら、粉末化したガッタパーチャまたは歯科用複合材料を混合物に加え、滑らかになるまで追加の約0.5mLのクロロホルムと手でブレンドした。新たに形成されたガッタパーチャ/複合材料は、クロロホルムを蒸発させるために、ドラフト内に約30分間放置された。ガッタパーチャサンプルを120℃のホットプレート上の時計皿に5分間置いて柔らかくした。ガッタパーチャパックは、カスタムの高さ2mm×直径3.4mmの金型を使用して作成された。サーミスタをガッタパーチャパックに入れ、850mmの4ダイLEDパッケージを使用してサンプルを3mmの距離で加熱しました。複合材料サンプルは、パックの作成に熱が必要なかったことを除いて、同様の方法で形成された。
加熱結果は、以下の表15〜16に記載されている。表15は、ガッタパーチャ(GP)に近赤外色素#1を追加した後の結果を示している。近赤外色素#1は、ニッケル(II)5,9,14,18,23,27,32,36−オクタブトキシ−2,3−ナフタロシアニンで、845〜851nmの吸光度と111L/g*cmの吸光係数を有する。試験組成物は、粉末ガッタパーチャに2%または5%の色素#1を含んでいた。
近赤外色素を追加すると、堆積したNIR光子エネルギーの効率が歯科材料の温度上昇に対して大幅に向上し、複合材料やガッタパーチャなどの歯科材料の加熱が速くなる。一実施形態では、歯科材料の急速加熱を促進するために520nm〜2500nmの光子エネルギーを吸収する少なくとも10ppm(0.001%)の濃度の添加剤が歯科材料組成物に添加される。さらに、この添加剤は歯科材料容器に添加できる。
1つの近赤外色素が調査された(LUNIR1)。この色素を計量し、キュベットに入れた。歯科用複合材料(Grandio SO、VOCO GmBH)を正確な量で添加して、色素の濃度0.10重量%、0.50重量%、1.0重量%、および2.0重量%の複合材料0.1mgを作成した。これらは、歯科材料の制御に対してのみテストされた。次に、この複合材料を近赤外LED(940nm LedEngin LZ1)に15秒間暴露した。複合材料の開始温度と終了温度は、複合材料内に配置された熱電対を使用して測定された。独立スチューデントt検定(a=0.05)を使用して、実験グループ間の統計的有意性を比較した。
試験した色素濃度の複合材料の温度変化データを図23に示す。規準と4つの色素濃度のそれぞれの間で統計的に有意な差が見られた。異なる色素濃度パーセンテージ間で温度を比較した場合、統計的有意性は見つからなかった。LUNIR1の濃度に関係なく、複合材料の色は元の歯の樹脂の色合いから目立った変化はなかった。
光子エネルギー吸収色素を複合材料に追加すると、堆積された光子エネルギーが熱に変換され、歯科材料の温度が上昇する効率が大幅に向上する。統計的差異はないが、色素濃度が高くなると温度上昇が増加するという、正の傾向が観察されている。したがって、一実施形態では、歯科材料の急速加熱を促進するために520nm〜2500nmの光子エネルギーを吸収する少なくとも0.1%の濃度の添加剤が歯科複合材料に添加される。さらに、添加剤は、歯科材料に不自然な歯の色の変化をもたらしてはならない。
インドシアニングリーン(ICG)は、生体内での使用がFDAに承認され、800nmにピーク吸光度を持つ、よく知られた生体適合性色素である。ICGを〜0.3mlのクロロホルム(ウィスコンシン州ミルウォーキーのシグマアルドリッチ)に溶解し、さまざまな量で添加して、歯科用複合材料(Filtek Supreme、shade A2)に1ppm、10ppm、100ppm、および1000ppmの濃度の色素を生成した。次に、混合物を滑らかになるまで手で混合し、光が保護されたドラフト内で〜10分間放置してクロロホルムを蒸発させた(室内光で複合材が硬化しないように、光保護が必要だった)。次に、サンプルをフーリエ変換分光法にかけ、800nmの吸光度を測定した。
図24が示すように、10ppmのICGは800nmでの歯科用複合材料の吸光度の有意な増加をもたらした。ICG濃度がさらに増加すると、吸光度が増加した。1ppmICGの吸光度は、0ppmICGとほぼ同じだった。1ppmおよび10ppmのICG濃度は、元の複合材料歯の色合いから複合材料の色を顕著に変更しなかった。しかし、100ppmおよび1000ppmのICGは緑色の複合材料ブレンド/混合物をもたらし、これが不自然な歯の色を構成する。
1ppmを超える濃度の光子エネルギー吸収色素ICGを追加すると、800nmでの材料吸収が大幅に増加した。10ppmのICGを追加しても元の歯科用複合材料の色合いから複合材料の色が著しく変化することはなかったため、10ppmICGは歯科用複合材料に適用できる。審美的な懸念のため、100ppmおよび1000ppmは歯科用複合材料に使用することはできない。ただし、100ppmおよび1000ppmは、非審美的手順または審美性に関係のない歯科材料(たとえば、歯の内部に充填され、美容的に視覚化されないガッタパーチャ)で使用できる。
歯科用複合材料に対する光開始剤と共開始剤の組み合わせである遠赤色色素と硬化の特性を以下に従って評価し、その結果を図26に示す。
歯科用複合材料(Ivoclar Evo−Ceram)を、0.005重量%から0.1重量%のさまざまな濃度の遠赤色光開始剤(H−Nu 660、Spectra Group Limited)と、10x倍の濃度で使用する共開始剤(ホウ酸塩V)とともに使用した。 また、比較のために、未加工複合材料と、開始剤なしで1重量%の共開始剤を含む複合材料もテストした。複合材料のパックは、深さ2.35mm、幅3.45mmで作成された。遠赤(660nm LedEngin LZ1)と青(475nm Cree XLamp XP−E2)のLEDを組み合わせて、すべてのバリエーションに対して硬化を行った。赤色のLEDが最初に10秒間アクティブになり、続いて赤色と青色のLEDが同時に20秒間アクティブになった。また、未加工複合材料および共開始剤のみの複合材料に赤色の代わりに追加の青色LEDが規準としてテストされた。硬化後、複合パックの上部と下部の表面微小硬度を測定した。独立スチューデントt検定(a=0.05)を使用して、実験グループ間の統計的有意性を比較した。
テスト条件に対する微小硬度データを図26に示す。0.005%660nm開始剤+0.05%ホウ酸塩Vの上部で大幅な増加が見られた。0.1%660nm開始剤+1.0%ホウ酸塩V、0.05%660nm開始剤+0.5%ホウ酸塩V、および0%660nm開始剤+1.0%ホウ酸塩Vの硬度が著しく低いことがわかった。さらに、図27に示すように、様々な複合材料の光重合後、緑/青から標準のA2色調への目に見える色の変化が視覚化された。特に、緑/青の色は、0.05%以下の660HNu濃度では硬化後に目立たなかった。したがって、これらの濃度を使用して、臨床医に完全/成功した治療の可視的な指標を提供することができる。逆に、硬化後の0.1%660HNuサンプルでは、緑色/青色が残った。
追加の開始剤と共開始剤を遠赤色波長とともに使用すると、硬化した複合材料の微小硬度に影響がある。濃度が高すぎると、実際には底面の硬度に悪影響を与える可能性があり、これは潜在的に、この深さに達する前にエネルギーが開始剤によって吸収されるためである。ただし、青色光のみを使用する場合と比較して、微小硬度を改善する濃度を選択できる。特に、0.005%660H−Nuおよび0.05%ホウ酸塩Vを市販の歯科用複合材料に添加し、660nmおよび青色(470nmなど)の光を使用して硬化させると、硬化後の複合材料がより硬くなる。
遠赤色または近赤外波長での歯科材料ハウジングの吸収を強化し、したがって、適用された光子エネルギーの歯科材料の温度上昇への変換を改善するために、NIR色素を含むプラスチックを以下に従って評価した。 その結果を図25にグラフで示す。
NIR LED(1Aで動作する940nm LZ1 LedEngin)を使用して、同様の厚さのさまざまなプラスチック材料を加熱した。熱電対は、LED放射の中心で、LED放射への露出の反対側のプラスチックに接着された。LEDが30秒間アクティブになり、LEDがオフになった後、さらに30秒間の温度データが記録された。テストした材料は、ポリ(メチルメタクリレート)(PMMA)(透明、オレンジ、黒と白)、NIR吸収色素を埋め込んだポリカーボネート(PC)(外観は透明なオレンジ)、および2つの市販の複合材料コンパル(黒と青) である。
材料の加熱曲線を図25に示す。NIR色素を使用したPCでは、変化率とピーク温度変化の両方が大きくなります。他の材料の中で、加熱に最適なのは黒色の複合材料コンパルだったが、ピーク温度はNIR色素を使用したPCのピーク温度よりも60%低くなった。
プラスチック材料にNIR色素を追加すると、堆積されたNIR光子エネルギーの温度上昇に変換される効率が向上する。
本明細書に記載されるのは、歯科材料、例えば歯科用複合材料の塗布を実施するための例示的な具体化された装置である。分配または送達装置の例示的な一実施形態を、図14〜15に示す。装置は、ハンドルと、装置から複合材料を分配するように動作するアクチュエータまたはトリガーと、を含む本体を備えている。アクチュエータは、図16に示すように、バネ付勢グリップとして追加で形成できる。図15に示すように、本体は近赤外光/光子エネルギーを放出するエミッタも含むことができ、さらに、エミッタからの光がコンパルおよび/またはその中に含まれる歯科材料に当たるように、コンパルがエミッタに隣接する本体に解放可能に取り付けられる。エミッタからの光/光子は、コンパルおよび/または歯科材料に当たり、材料を所望の温度に加熱することにより歯科材料に影響を与え、引き続いてトリガーが作動して、歯科材料をコンパルから分配する。使い果たされると、コンパルは本体から外され、新しいコンパルがそれに取り付けられて、装置を使用して追加の歯科材料を加熱および分配することができる。本体は、装置がコードレスであるように、電池などの内部電源(図示せず)をさらに含むことができる。あるいは、装置は、装置に動作可能に接続され、電源と解放可能に係合可能なプラグ(図示せず)などを介して適切な外部電源(図示せず)に接続することができる。
記述1.
必要とする対象の歯を治療する方法であって、
光子エネルギーを放出する光子エネルギー放出源を備えた装置を使用して、歯科用光重合性材料を周囲温度以上に加熱するステップと、
加熱された前記歯科用光重合性材料を歯の表面の空洞に適用するステップと、を備え、
光子エネルギーは、材料を光重合させず、前記歯科用光重合性材料、歯科用光重合性材料容器、または加熱添加剤に吸収され、光子エネルギーから熱へのエネルギー変換効率、または前記歯科用光重合性材料の加熱速度を含む1つ以上の特性を増加させることを特徴とする方法;
記述2.
光子エネルギーは、光子エネルギーなしで前記歯科用光重合性材料を加熱するのに比べて、前記歯科用光重合性材料の加熱速度を増加させることを特徴とする記述1に記載の方法;
記述3.
前記装置は約0.49eV〜2.38eV(2500nm〜520nm)の光子エネルギーを放出することを特徴とする記述1〜2のいずれか1つに記載の方法;
記述4.
前記装置は、約1.23eV〜2.06eV(1000nm〜600nm)の光子エネルギーを放出することを特徴とする記述1〜3のいずれか1つに記載の方法;
記述5.
前記歯科用光重合性材料は、約50℃〜約250℃の温度に加熱されることを特徴とする記述1〜4のいずれか1つに記載の方法;
記述6.
前記歯科用光重合性材料は、約60℃〜約80℃の温度に加熱されることを特徴とする記述1〜5のいずれか1つに記載の方法;
記述7.
前記歯科用光重合性材料を硬化させるステップをさらに備えることを特徴とする記述1〜6のいずれか1つに記載の方法;
記述8.
前記歯科用光重合性材料は、複合樹脂、高充填複合樹脂、グラスアイオノマー樹脂、シーラント、セメント、空洞ライナー、またはそれらの組み合わせを含むことを特徴とする記述1〜7のいずれか1つに記載の方法;
記述9.
重合を開始するための前記光重合性材料による吸収に適した波長を放出する光子エネルギーの第2の供給源を適用することにより前記歯科用光重合性材料を硬化させるステップをさらに備えることを特徴とする記述1〜8のいずれか1つに記載の方法;
記述10.
前記歯科用光重合性材料を加熱するために適用される光子エネルギーは、前記歯科用光重合性材料に存在する光開始剤の吸収と重ならないことを特徴とする記述1〜9のいずれか1つに記載の方法;
記述11.
前記歯科用光重合性材料または前記歯科用光重合性材料容器は、加熱添加剤、熱伝導性促進剤、または重合促進剤、またはそれらの組み合わせをさらに含むことを特徴とする記述1〜10のいずれか1つに記載の方法;
記述12.
前記加熱添加剤は、光子エネルギー源から放出される光子エネルギーの放出スペクトルと重複する吸収スペクトルを有する染料であることを特徴とする記述1〜11のいずれか1つに記載の方法;
記述13.
前記熱伝導性促進剤は、前記歯科用光重合性材料または前記歯科用光重合性材料容器の熱伝導性を向上させる添加剤であることを特徴とする記述11〜12のいずれか1つに記載の方法;
記述14.
前記熱伝導率促進剤は、グラファイト繊維、グラフェンフレーク、セラミック粒子、金属酸化物、金属粒子、カーボンナノチューブ、およびそれらの組み合わせから選択されることを特徴とする記述11〜13のいずれか1つに記載の方法;
記述15.
前記歯科用光重合性材料または前記歯科用光重合性材料容器の吸収波長にある光子エネルギーは、前記歯科用光重合性材料の硬化ステップ中または硬化ステップの直前に放出されることを特徴とする記述1〜14に記載の方法;
記述16.
前記歯科用光重合性材料または前記歯科用光重合性材料容器の吸収波長にある光子エネルギーの適用により、前記歯科用光重合性材料または前記歯科用光重合性材料容器の吸収波長にある光子エネルギーで加熱されていない前記歯科用光重合性材料と比較した変換度および硬度から選択される前記歯科用光重合性材料の1つ以上の硬化後特性が増加することを特徴とする記述1〜15のいずれか1つに記載の方法;
記述17.
前記歯科用光重合性材料または前記歯科用光重合性材料容器の吸収波長にある光子エネルギーの適用は、前記歯科用光重合性材料の光分解、光退色、または光触媒から選択される1つ以上の光化学効果を刺激することを特徴とする記述1〜16のいずれか1つに記載の方法;
記述18.
光重合性歯科用組成物であって、
未反応モノマーと、
充填剤と、
少なくとも1つの光開始剤と、
光子エネルギーから熱へのエネルギー変換効率、または歯科用光重合性材料の加熱速度の増加を含む1つ以上の特性を増加させる加熱添加剤と、を備え、
前記加熱添加剤は、光重合後に前記光重合性歯科用組成物に不自然な歯の色を与えないことを特徴とする組成物;
記述19.
前記加熱添加剤と少なくとも1つの前記光開始剤は、明確に異なる光子エネルギースペクトルによって活性化されることを特徴とする記述18に記載の組成物;
記述20.
前記加熱添加剤は、
0.49eV〜2.38eV(2500nm〜520nm)の間の高い吸光度、
前記歯科用光重合性材料との適合性、
室温より高い温度での安定性、
前記歯科用光重合性材料内での可溶性および分散性、
前記歯科用光重合性材料の性能に悪影響を及ぼさないこと、
光子エネルギーから熱への高い変換効率、または、
それらの特性の組み合わせ、
の各特性の1つ以上を備えていることを特徴とする記述18〜19のいずれか1つに記載の組成物;
記述21.
前記加熱添加物は、光子エネルギー吸収促進剤または熱伝導促進剤またはそれらの組み合わせを含むことを特徴とする記述18〜20のいずれか1つに記載の組成物;
記述22.
前記光子エネルギー吸収促進剤は、歯科用光重合性材料の約10重量%までの濃度で前記歯科用光重合性材料に存在することを特徴とする記述21に記載の組成物;
記述23.
前記光子エネルギー吸収促進剤は、前記歯科用光重合性材料中に約0.001%〜約0.5%の濃度で存在することを特徴とする記述21〜22のいずれか1つに記載の組成物;
記述24.
前記光子エネルギー吸収促進剤の正規化された吸収スペクトルと光子エネルギー源の正規化された発光スペクトルの面積交差は、いずれかのスペクトルの曲線下面積の少なくとも10%であることを特徴とする記述21〜23のいずれか1つに記載の組成物;
記述25.
前記光子エネルギー吸収促進剤の正規化された吸収スペクトルと光子エネルギー源の正規化された発光スペクトルの面積交差は、いずれかのスペクトルの曲線下面積の少なくとも25%であることを特徴とする記述24に記載の組成物;
記述26.
前記光子エネルギー吸収促進剤の正規化された吸収スペクトルと光子エネルギー源の正規化された発光スペクトルの面積交差は、いずれかのスペクトルの曲線下面積の少なくとも50%であることを特徴とする記述24〜25のいずれか1つに記載の組成物;
記述27.
前記熱伝導促進剤は、前記歯科用光重合性材料の熱伝導率を向上させる添加剤であることを特徴とする記述21〜26のいずれか1つに記載の組成物;
記述28.
前記熱伝導促進剤は、グラファイト粒子、グラフェン粒子、セラミック粒子、金属酸化物粒子、金属粒子、カーボンナノチューブ、およびそれらの組み合わせから選択されることを特徴とする記述21〜27のいずれか1つに記載の組成物;
記述29.
前記熱伝導促進剤は、前記歯科用光重合性材料の約0.01重量%〜約90重量%の濃度で前記歯科用光重合性材料に存在することを特徴とする記述21〜28のいずれか1つに記載の組成物;
記述30.
前記熱伝導促進剤は、前記歯科用光重合性材料の約1重量%〜約10重量%の濃度で前記歯科用光重合性材料に存在することを特徴とする記述21〜29のいずれか1つに記載の組成物;
記述31.
前記組成物は、光開始剤または共開始剤またはそれらの組み合わせからなる重合促進剤をさらに含むことを特徴とする記述18〜30のいずれか1つに記載の組成物;
記述32.
前記重合促進剤は、前記歯科用光重合性材料に存在する光重合性モノマーの光重合を増加させることを特徴とする記述31に記載の組成物;
記述33.
前記重合促進剤は、重合の改善、硬化深度の改善、光子エネルギーを使用した変換度の改善、およびそれらの特性の組み合わせからなる1つ以上の特性を増加させることを特徴とする記述31〜32のいずれか1つに記載の組成物;
記述34.
加熱添加剤は、0.49eV〜2.38eV(2500nm〜520nm)の吸光度を示す染料を含んでいることを特徴とする記述18〜33のいずれか1つに記載の組成物;
記述35.
前記染料は、組成物の約0.001重量%〜約10重量%含まれることを特徴とする記述18〜34のいずれか1つに記載の組成物;
記述36.
前記組成物は、
a.約5〜30重量%を含む未反応アクリレートモノマーと、
b.約60〜95重量%を含む無機充填剤と、
c.約0.001〜0.5重量%を含む光開始剤と、
d.約0.001〜1重量%を含む共開始剤と、
e.約0.001〜10重量%を含み0.49eV〜2.38eV(2500nm〜520nm)の吸光度を示す染料と、
を備えたことを特徴とする記述18〜35のいずれか1つに記載の組成物。
記述37.
前記組成物は、
a.約40〜90重量%を含む未反応アクリレートモノマーと、
b.約1〜20重量%を含む無機充填剤と、
c.約0.001〜0.5重量%を含む光開始剤と、
d.約0.001〜0.5重量%を含む共開始剤と、
e.約0.001〜10重量%を含み0.49eV〜2.38eV(2500nm〜520nm)の吸光度を示す染料と、
を備えたことを特徴とする記述18〜36のいずれか1つに記載の組成物;
記述38.
必要とする対象の歯を治療する方法であって、
組成物または組成物中に存在する加熱添加剤の吸収波長にある光子エネルギーを放出する光子エネルギー放出源を有する装置で記述18〜37のいずれか1つに記載の組成物を加熱するステップと、
加熱された前記組成物を歯の表面に塗布するステップと、
を備えたことを特徴とする方法;
記述39.
歯科用組成物であって、
ポリイソプレン、
無機充填剤、
放射線不透過剤、
ワックスまたは樹脂、および
光子エネルギーから熱へのエネルギー変換効率、または歯科用組成物の加熱速度の増加を含む1つ以上の特性を増加させる加熱添加剤、
を備えたことを特徴とする組成物;
記述40.
前記ポリイソプレンは、天然または合成のガッタパーチャを含んでいることを特徴とする記述39に記載の組成物;
記述41.
前記ポリイソプレンは、前記組成物の約10〜30重量%含まれることを特徴とする記述39〜40のいずれか1つに記載の組成物;
記述42.
前記充填剤は、前記組成物の約50〜85重量%含まれることを特徴とする記述39〜41のいずれか1つに記載の組成物;
記述43.
前記放射線不透過剤は、前記組成物の約1〜35重量%含まれることを特徴とする記述39〜42のいずれか1つに記載の組成物;
記述44.
前記ワックスまたは樹脂は、前記組成物の約1〜10重量%含まれることを特徴とする記述39〜43のいずれか1つに記載の組成物;
記述45.
前記加熱添加剤は、前記組成物の約0.001〜10重量%含まれることを特徴とする記述39〜44のいずれか1つに記載の組成物;
記述46.
前記組成物は、
a.前記組成物の約10〜30重量%を含む天然ガッタパーチャまたは合成ガッタパーチャと、
b.前記組成物の約50〜85重量%を含む無機充填剤と、
c.前記組成物の約1〜35重量%を含む放射線不透過剤と、
d.前記組成物の約0〜10重量%を含むワックスまたは樹脂と、
e.前記組成物の約0.001〜10重量%を含み0.49eV〜2.38eV(2500nm〜520nm)の吸光度を示す加熱添加剤と、
を備えたことを特徴とする記述39〜45のいずれか1つに記載の組成物;
記述47.
必要とする対象の歯を治療する方法であって、
組成物または組成物中に存在する加熱添加剤の吸収波長にある光子エネルギーを放出する光子エネルギー放出源を有する装置で記述39〜46のいずれか1つの組成物を加熱するステップと、
加熱された前記組成物を歯の表面に塗布するステップと、
を備えたことを特徴とする方法;
記述48.
光重合性歯科用組成物であって、
未反応モノマーと、
充填剤と、
少なくとも1つの光開始剤は0.49eV〜1.90eV(2500nm〜650nm)の範囲内の光子エネルギーによって活性化され、他の少なくとも1つの光開始剤は外部の光子エネルギーによって活性化される少なくとも2つの光開始剤と、
ホウ酸塩誘導体からなる少なくとも1つの共開始剤と、を備え、
前記光開始剤は、光重合後に前記光重合性歯科用組成物に不自然な歯の色を与えないことを特徴とする組成物;
記述49.
前記2つの光開始剤は、タイプIまたはタイプIIの光開始剤またはそれらの組み合わせを含むことを特徴とする記述48に記載の組成物;
記述50.
前記光重合性材料は2つのタイプII光開始剤を含むことを特徴とする記述48〜49のいずれか1つに記載の組成物;
記述51.
0.49eV〜1.90eV(2500nm〜650nm)の範囲内の光子エネルギーによって活性化される前記光開始剤は、光重合を促進することを特徴とする記述48〜50のいずれか1つに記載の組成物;
記述52.
0.49eV〜1.90eV(2500nm〜650nm)の範囲内の光子エネルギーによって活性化される前記光開始剤は、組成物の約0.0001〜0.5重量%の濃度で存在することを特徴とする記述48〜51のいずれか1つに記載の組成物;
記述53.
0.49eV〜1.90eV(2500nm〜650nm)の範囲内の光子エネルギーによって活性化される前記光開始剤は、組成物の約0.001〜0.1重量%の濃度で存在することを特徴とする記述48〜52のいずれか1つに記載の組成物;
記述54.
前記ホウ酸塩誘導体はホウ酸塩Vであることを特徴とする記述48〜53のいずれか1つに記載の組成物;
記述55.
前記ホウ酸塩誘導体は、0.49eV〜1.90eV(2500nm〜650nm)の範囲内の光子エネルギーによって活性化される少なくとも1つの前記光開始剤よりも少なくとも10倍濃縮されていることを特徴とする記述48〜54のいずれか1つに記載の組成物;
記述56.
0.49eV〜1.90eV(2500nm〜650nm)の範囲内の光子エネルギーによって活性化される前記光開始剤は、0.49eV〜1.90eV(2500nm〜650nm)で発生する光重合プロセス中に光退色および/または消費され、可視色を低減することを特徴とする記述48〜55のいずれか1つに記載の組成物;
記述57.
0.49eV〜1.90eV(2500nm〜650nm)の範囲内の光子エネルギーによって活性化される前記光開始剤は、ラジカル形成を増加させると同時に材料の硬化を促進し、形成されたラジカルが枯渇すると同時に漂白し、完全な硬化を示す目に見える変化を提供することを特徴とする記述48〜56のいずれか1つに記載の組成物;
記述58.
前記組成物は、
a.約5〜30重量%を含む未反応アクリレートモノマーと、
b.約60〜95重量%を含む無機充填剤と、
c.約0.001〜0.5重量%を含む第1の光開始剤と、
d.約0.001〜0.5重量%を含み0.49eV〜1.90eV(2500nm〜650nm)の吸光度を示す第2の光開始剤と、
e.約0.01〜5重量%を含むホウ酸塩誘導体共開始剤と、
を備えたことを特徴とする記述48〜57のいずれか1つに記載の組成物;
記述59.
前記組成物は、
a.約40〜90重量%を含む未反応アクリレートモノマーと、
b.約1〜20重量%を含む無機充填剤と、
c.約0.001〜0.5重量%を含む第1の光開始剤と、
d.約0.001〜0.5重量%を含み0.49eV〜1.90eV(2500nm〜650nm)の吸光度を示す第2の光開始剤と、
e.約0.01〜5重量%を含むホウ酸塩誘導体共開始剤と、
を備えたことを特徴とする記述48〜58のいずれか1つに記載の組成物;
記述60.
必要とする対象の歯を治療する方法であって、
組成物または組成物中に存在する光開始剤の吸収波長にある光子エネルギーを放出する光子エネルギー放出源を有する装置で記述48〜59のいずれか1つの組成物を加熱するステップと、
加熱された前記組成物を歯の表面に塗布するステップと、
を備えたことを特徴とする方法;
記述61.
材料容器であって、
熱可塑性樹脂と、前記容器を形成する少なくとも1つの光子エネルギー吸収促進剤添加剤と、
を備え、
前記添加剤が、光子エネルギーから熱へのエネルギー変換効率の向上、または内部に含まれる材料の加熱速度の増加を含む1つ以上の特性を増加させ、
前記添加剤は、熱可塑性プラスチック射出成形後に、0.49eV〜2.38eV(2500nm〜520nm)の光子エネルギーに対して1より大きい光学密度値を持つことを特徴とする容器;
記述62.
前記容器は、顔料、着色剤、可塑剤、または充填剤、またはそれらの組み合わせをさらに含むことを特徴とする記述61に記載の容器;
記述63.
前記容器は、追加の光子エネルギー吸収促進剤添加剤、または少なくとも1つの熱伝導促進剤、またはそれらの組み合わせを前記容器の一体部分として含むことを特徴とする記述61〜62のいずれか1つに記載の容器;
記述64.
前記光子エネルギー吸収促進剤添加剤は、歯科用光重合性材料容器の約0.01〜20重量%の濃度で前記容器に存在することを特徴とする記述63に記載の容器;
記述65.
前記光子エネルギー吸収促進剤添加剤は、歯科用光重合性材料容器の約0.1〜5重量%の濃度で容器に存在することを特徴とする記述63〜64のいずれか1つに記載の容器;
記述66.
前記光子エネルギー吸収促進剤添加剤の正規化された吸収スペクトルと光子エネルギー源の正規化された発光スペクトルの面積交差は、いずれかのスペクトルの曲線下面積の少なくとも10%であることを特徴とする記述61〜65のいずれか1つに記載の容器;
記述67.
前記光子エネルギー吸収促進剤添加剤の正規化された吸収スペクトルと光子エネルギー源の正規化された発光スペクトルの面積交差は、いずれかのスペクトルの曲線下面積の少なくとも25%であることを特徴とする記述66に記載の容器;
記述68.
前記光子エネルギー吸収促進剤添加剤の正規化された吸収スペクトルと光子エネルギー源の正規化された発光スペクトルの面積交差は、いずれかのスペクトルの曲線下面積の少なくとも50%であることを特徴とする記述66〜67のいずれか1つに記載の容器;
記述69.
前記熱伝導促進剤は、歯科材料容器の熱伝導率を向上させる添加剤であることを特徴とする記述63〜68のいずれか1つに記載の容器;
記述70.
前記熱伝導促進剤は、グラファイト粒子、グラフェン粒子、セラミック粒子、金属酸化物粒子、金属粒子、カーボンナノチューブ、およびそれらの組み合わせから選択されることを特徴とする記述63〜69のいずれか1つに記載の容器;
記述71.
前記熱伝導促進剤は、約0.1〜50重量%の濃度でハウジングに存在することを特徴とする記述63〜70のいずれか1つに記載の容器;
記述72.
前記熱伝導促進剤は、歯科用光重合性材料容器の約1〜10重量%の濃度で歯科用光重合性材料容器に存在することを特徴とする記述63〜71のいずれか1つに記載の容器;
記述73.
前記ハウジングは、光が容器を通ってその中に収容された歯科用光重合性材料に伝達するのを十分にブロックし、それにより歯科用光重合性材料が容器内で硬化するのを防ぐことを特徴とする記述61〜72のいずれか1つに記載の容器;
記述74.
前記熱可塑性樹脂は、前記容器の約50〜95重量%を構成することを特徴とする記述61〜73のいずれか1つに記載の容器;
記述75.
光子エネルギー吸収促進剤添加剤は、組成物の約0.1〜50重量%を構成することを特徴とする記述61〜74のいずれか1つに記載の容器;
記述76.
前記容器は、前記容器の約95重量%を構成する熱可塑性樹脂と、前記容器の約5重量%を構成する加熱添加物とを含むことを特徴とする記述61〜75のいずれか1つに記載の容器;
記述77.
対必要とする対象の歯を治療する方法であって、
記述61〜76のいずれか1つに記載の容器を加熱するステップであって、
前記容器は、前記容器の吸収波長にある光子エネルギーを放出する光子エネルギー放出源、または前記容器内に存在する加熱添加物、または前記容器に収容された歯科材料を有する装置で加熱されるステップと、
加熱された前記歯科材料を歯の表面に塗布するステップと、
を備えたことを特徴とする方法;
記述78.
歯科材料を保持するための容器であって、
a)熱可塑性樹脂を少なくともその軟化点まで加熱するステップと、
b)前記樹脂の温度を少なくともその軟化点に維持および制御するステップと、
c)前記樹脂の温度を少なくともその軟化点に維持および制御しながら、520nm〜2500nmの高い光子エネルギー吸収を有する添加剤を約0.1〜5%加え、必要に応じて分散剤を加えるステップと、
d)温度を少なくとも樹脂の軟化点まで維持しながら、a〜cの混合物を混合して、前記混合物を均質化するステップと、
e)a〜dの加熱された前記混合物を歯科材料容器の形状を含む金型キャビティに押し出し、キャビティから取り出す前に冷却できるようにするステップと、
を備えたプロセスによって作られたことを特徴とする記述61〜77のいずれか1つに記載の容器;
記述79.
歯科材料を保持するための容器であって、
a)熱可塑性樹脂を少なくともその軟化点まで加熱するステップと、
b)前記樹脂の温度を少なくともその軟化点に維持および制御するステップと、
c)前記樹脂の温度を少なくともその軟化点に維持および制御しながら、520nm〜2500nmの高い光子エネルギー吸収を有する添加剤を約0.1〜5%加え、必要に応じて分散剤を加えるステップと、
d)温度を少なくとも樹脂の軟化点まで維持しながら、a〜cの混合物を混合して、前記混合物を均質化するステップと、
e)後で歯科材料容器の射出成形に使用できるようにa〜dの混合物からペレットを作成するステップと、
を備えたプロセスによって作られたことを特徴とする記述61〜77のいずれか1つに記載の容器;
記述80.
作られた前記容器は歯科材料で満たされていることを特徴とする記述61〜79のいずれか1つに記載の容器;
記述81.
歯科材料を加熱し、加熱された前記歯科材料を歯の表面または空洞に塗布するための装置であって、
a.本体と、
b.歯科材料容器と係合するために本体内に移動可能に取り付けられたプランジャと、
c.前記プランジャに接続され、前記歯科材料容器から歯科材料を制御可能に分配する作動手段と、
d.0.5ワット〜20ワットの光パワーを生成するエレクトロルミネセンス源で構成されている、遠位に取り付けられた光子エネルギー放出源と、
e.エレクトロルミネッセンス源と電気的に連通している充電式電源と、
f.エレクトロルミネッセンス源が結合される、装置本体内に配置された、または装置本体の一部を構成する一次ヒートシンクと、
g.前記歯科材料容器が前記エレクトロルミネッセンス源に近接して保持されるように、前記歯科材料容器を安全に受け入れるための装置本体上のレセプタクルと、
を備えたことを特徴とする装置;
記述82.
前記光子エネルギー放出源は、0.49eV〜2.38eV(2500nm〜520nm)の光子エネルギーを放出できることを特徴とする記述81に記載の装置;
記述83.
前記光子エネルギー放出源は、1.24eV〜1.77eV(1000nm〜700nm)の光子エネルギーを放出することを特徴とする記述81〜82のいずれか1つに記載の装置;
記述84.
前記エレクトロルミネッセンス源は、発光ダイオード(LED)またはレーザーダイオードまたはそれらの組み合わせを含むことを特徴とする記述81〜83のいずれか1つに記載の装置;
記述85.
前記エレクトロルミネセンス源は、その中に歯科材料を有する歯科材料容器から約1cm未満であることを特徴とする記述81〜84のいずれか1つに記載の装置;
記述86.
前記装置は、歯科材料を有する容器への光子エネルギー放射照度を増加させるためのレンズまたは光ファイバーを含むコリメータをさらに備えることを特徴とする記述81〜85のいずれか1つに記載の装置;
記述87.
前記一次ヒートシンクは、前記装置内に含まれる二次ヒートシンクに結合されるか、前記装置のハウジングの一部を構成し、
前記二次ヒートシンクは、装置が50℃を超える安全でない高温に達するのを防ぐことを特徴とする記述81〜86のいずれか1つに記載の装置;
記述88.
前記一次ヒートシンクまたは二次ヒートシンクはヒートパイプに結合され、ヒートパイプは装置が高温に達するのを防ぐことを特徴とする記述81〜87のいずれか1つに記載の装置;
記述89.
前記装置はさらにヒートセンサを備え、
前記ヒートセンサは、歯科材料が劣化したり治療中のオペレーターや患者に危険を及ぼしたりする可能性がある高温に前記装置が達するのを防ぎ、
前記ヒートセンサは、前記歯科材料の温度を間接的に監視し、光子エネルギー源の出力を低減または除去することができることを特徴とする記述81〜88のいずれか1つに記載の装置;
記述90.
歯科材料が劣化したり治療中のオペレーターや患者に危険を及ぼしたりする可能性がある望ましくない温度に達することなく、所望の温度を維持するためのループ制御フィードバックシステムをさらに備えることを特徴とする記述81〜89のいずれか1つに記載の装置;
記述91.
前記歯科材料または前記歯科材料容器の吸収特性を決定するための吸収センサをさらに備え、
前記吸収センサは、前記歯科材料の所望の温度を達成するために、光子エネルギー源の出力および/または持続時間を調整するための出力を提供することを特徴とする記述81〜90のいずれか1つに記載の装置;
記述92.
歯科用光重合性材料を硬化させるための追加の光源をさらに備えることを特徴とする記述81〜91のいずれか1つに記載の装置;
記述93.
追加の光源は、約365nm〜500nmの波長の光を放射することを特徴とする記述81〜92のいずれか1つに記載の装置;
記述94.
歯科用光重合性材料を硬化させるための追加の光源は、500mW〜3Wの光パワーを放出することを特徴とする記述81〜93のいずれか1つに記載の装置;
記述95.
歯科用光重合性材料を硬化させるための追加の光源は、700mW〜1.5Wの光パワーを放出することを特徴とする記述81〜94のいずれか1つに記載の装置;
記述96.
光子エネルギー放出出力は、歯科用光重合性材料を硬化させるために、追加の光源の光子エネルギー放出出力とともに、遅延させて、または同時に使用されることを特徴とする記述81〜95のいずれか1つに記載の装置;
記述97.
硬化光および光子エネルギー源は、患者の口腔にアクセスするために装置の遠位に配置されることを特徴とする記述81〜96のいずれか1つに記載の装置;
記述98.
光重合性歯科材料の硬化を促進するためのハンドヘルドマルチスペクトル装置であって、
a.熱伝導体と、
b.少なくとも2つの個別の放射スペクトルを生成する、少なくとも4つの個別の遠位に取り付けられた光子エネルギー源と、を備え、
a.1つの光子エネルギー源が中央に配置され、少なくとも3つの光子エネルギー源が中央に配置された光子エネルギー源の周囲に放射状に位置され、
b.中央に位置する光子エネルギー源の出力は、少なくとも3つの放射状に位置する光子エネルギー放出源の出力につながるか、遅れるか、同時に使用され、
c.少なくとも1つの発光スペクトルを使用して光重合性歯科材料を硬化させ、少なくとも1つの発光スペクトルを使用して硬化中に光重合性歯科材料の温度を周囲温度よりも高くし、
d.少なくとも4つの前記光子エネルギー源は、発光ダイオードで構成され、
c.少なくとも4つの個別の光子エネルギー源は、装置本体内にある少なくとも1つの一次ヒートシンクに結合され、
d.少なくとも1つの前記一次ヒートシンクが前記熱伝導体に結合され、
e.前記発光ダイオードは、直流電源に電気的に接続されていることを特徴とする装置;
記述99.
前記直流電源は、取り外し可能な充電式電源からなることを特徴とする記述98に記載の装置;
記述100.
少なくとも3つの放射状に取り付けられた前記発光ダイオードは、中央に位置する前記一次ヒートシンク上の発光ダイオードの周りの別の一次ヒートシンクに配置され、ほぼ均一なビームプロファイルと照明フィールドを提供することを特徴とする記述98〜99のいずれか1つに記載の装置;
記述101.
少なくとも4つの前記発光ダイオードがコリメートされて、1〜10mmの距離で約1cmのスポットサイズを生成することを特徴とする記述98〜100のいずれか1つに記載の装置;
記述102.
光重合性歯科材料を硬化させるための少なくとも1つの前記光子エネルギー源は、500mW〜3Wの光出力で365nm〜500nmの光を放射することを特徴とする記述98〜101のいずれか1つに記載の装置;
記述103.
硬化中に光重合性歯科材料の温度を周囲温度より高くするための少なくとも1つの前記光子エネルギー源は、500mW〜3Wの光パワーで520nm〜2500nmの光を放出することを特徴とする記述98〜102のいずれか1つに記載の装置;
記述104.
記述81〜103のいずれか1つに記載の装置を用いて、歯科用複合材料または歯科用複合材料を含む容器を加熱するステップを備えることを特徴とする、必要とする対象の歯を治療する方法。
Claims (104)
- 必要とする対象の歯を治療する方法であって、
光子エネルギーを放出する光子エネルギー放出源を備えた装置を使用して、歯科用光重合性材料を周囲温度以上に加熱するステップと、
加熱された前記歯科用光重合性材料を歯の表面の空洞に適用するステップと、を備え、
光子エネルギーは、材料を光重合させず、前記歯科用光重合性材料、歯科用光重合性材料容器、または加熱添加剤に吸収され、光子エネルギーから熱へのエネルギー変換効率、または前記歯科用光重合性材料の加熱速度を含む1つ以上の特性を増加させることを特徴とする方法。 - 光子エネルギーは、光子エネルギーなしで前記歯科用光重合性材料を加熱するのに比べて、前記歯科用光重合性材料の加熱速度を増加させることを特徴とする請求項1に記載の方法。
- 前記装置は約0.49eV〜2.38eV(2500nm〜520nm)の光子エネルギーを放出することを特徴とする請求項1に記載の方法。
- 前記装置は、約1.23eV〜2.06eV(1000nm〜600nm)の光子エネルギーを放出することを特徴とする請求項1に記載の方法。
- 前記歯科用光重合性材料は、約50℃〜約250℃の温度に加熱されることを特徴とする請求項1に記載の方法。
- 前記歯科用光重合性材料は、約60℃〜約80℃の温度に加熱されることを特徴とする請求項1に記載の方法。
- 前記歯科用光重合性材料を硬化させるステップをさらに備えることを特徴とする請求項1に記載の方法。
- 前記歯科用光重合性材料は、複合樹脂、高充填複合樹脂、グラスアイオノマー樹脂、シーラント、セメント、空洞ライナー、またはそれらの組み合わせを含むことを特徴とする請求項1に記載の方法。
- 重合を開始するための前記光重合性材料による吸収に適した波長を放出する光子エネルギーの第2の供給源を適用することにより前記歯科用光重合性材料を硬化させるステップをさらに備えることを特徴とする請求項1に記載の方法。
- 前記歯科用光重合性材料を加熱するために適用される光子エネルギーは、前記歯科用光重合性材料に存在する光開始剤の吸収と重ならないことを特徴とする請求項1に記載の方法。
- 前記歯科用光重合性材料または前記歯科用光重合性材料容器は、加熱添加剤、熱伝導性促進剤、または重合促進剤、またはそれらの組み合わせをさらに含むことを特徴とする請求項1に記載の方法。
- 前記加熱添加剤は、光子エネルギー源から放出される光子エネルギーの放出スペクトルと重複する吸収スペクトルを有する染料であることを特徴とする請求項1に記載の方法。
- 前記熱伝導性促進剤は、前記歯科用光重合性材料または前記歯科用光重合性材料容器の熱伝導性を向上させる添加剤であることを特徴とする請求項11に記載の方法。
- 前記熱伝導率促進剤は、グラファイト繊維、グラフェンフレーク、セラミック粒子、金属酸化物、金属粒子、カーボンナノチューブ、およびそれらの組み合わせから選択されることを特徴とする請求項11に記載の方法。
- 前記歯科用光重合性材料または前記歯科用光重合性材料容器の吸収波長にある光子エネルギーは、前記歯科用光重合性材料の硬化ステップ中または硬化ステップの直前に放出されることを特徴とする請求項1に記載の方法。
- 前記歯科用光重合性材料または前記歯科用光重合性材料容器の吸収波長にある光子エネルギーの適用により、前記歯科用光重合性材料または前記歯科用光重合性材料容器の吸収波長にある光子エネルギーで加熱されていない前記歯科用光重合性材料と比較した変換度および硬度から選択される前記歯科用光重合性材料の1つ以上の硬化後特性が増加することを特徴とする請求項1に記載の方法。
- 前記歯科用光重合性材料または前記歯科用光重合性材料容器の吸収波長にある光子エネルギーの適用は、前記歯科用光重合性材料の光分解、光退色、または光触媒から選択される1つ以上の光化学効果を刺激することを特徴とする請求項1に記載の方法。
- 光重合性歯科用組成物であって、
未反応モノマーと、
充填剤と、
少なくとも1つの光開始剤と、
光子エネルギーから熱へのエネルギー変換効率、または歯科用光重合性材料の加熱速度の増加を含む1つ以上の特性を増加させる加熱添加剤と、を備え、
前記加熱添加剤は、光重合後に前記光重合性歯科用組成物に不自然な歯の色を与えないことを特徴とする組成物。 - 前記加熱添加剤と少なくとも1つの前記光開始剤は、明確に異なる光子エネルギースペクトルによって活性化されることを特徴とする請求項18に記載の組成物。
- 前記加熱添加剤は、
0.49eV〜2.38eV(2500nm〜520nm)の間の高い吸光度、
前記歯科用光重合性材料との適合性、
室温より高い温度での安定性、
前記歯科用光重合性材料内での可溶性および分散性、
前記歯科用光重合性材料の性能に悪影響を及ぼさないこと、
光子エネルギーから熱への高い変換効率、または、
それらの特性の組み合わせ、
の各特性の1つ以上を備えていることを特徴とする請求項18に記載の組成物。 - 前記加熱添加物は、光子エネルギー吸収促進剤または熱伝導促進剤またはそれらの組み合わせを含むことを特徴とする請求項18に記載の組成物。
- 前記光子エネルギー吸収促進剤は、歯科用光重合性材料の約10重量%までの濃度で前記歯科用光重合性材料に存在することを特徴とする請求項21に記載の組成物。
- 前記光子エネルギー吸収促進剤は、前記歯科用光重合性材料中に約0.001%〜約0.5%の濃度で存在することを特徴とする請求項21に記載の組成物。
- 前記光子エネルギー吸収促進剤の正規化された吸収スペクトルと光子エネルギー源の正規化された発光スペクトルの面積交差は、いずれかのスペクトルの曲線下面積の少なくとも10%であることを特徴とする請求項21に記載の組成物。
- 前記光子エネルギー吸収促進剤の正規化された吸収スペクトルと光子エネルギー源の正規化された発光スペクトルの面積交差は、いずれかのスペクトルの曲線下面積の少なくとも25%であることを特徴とする請求項24に記載の組成物。
- 前記光子エネルギー吸収促進剤の正規化された吸収スペクトルと光子エネルギー源の正規化された発光スペクトルの面積交差は、いずれかのスペクトルの曲線下面積の少なくとも50%であることを特徴とする請求項24に記載の組成物。
- 前記熱伝導促進剤は、前記歯科用光重合性材料の熱伝導率を向上させる添加剤であることを特徴とする請求項21に記載の組成物。
- 前記熱伝導促進剤は、グラファイト粒子、グラフェン粒子、セラミック粒子、金属酸化物粒子、金属粒子、カーボンナノチューブ、およびそれらの組み合わせから選択されることを特徴とする請求項21に記載の組成物。
- 前記熱伝導促進剤は、前記歯科用光重合性材料の約0.01重量%〜約90重量%の濃度で前記歯科用光重合性材料に存在することを特徴とする請求項21に記載の組成物。
- 前記熱伝導促進剤は、前記歯科用光重合性材料の約1重量%〜約10重量%の濃度で前記歯科用光重合性材料に存在することを特徴とする請求項21に記載の組成物。
- 前記組成物は、光開始剤または共開始剤またはそれらの組み合わせからなる重合促進剤をさらに含むことを特徴とする請求項18に記載の組成物。
- 前記重合促進剤は、前記歯科用光重合性材料に存在する光重合性モノマーの光重合を増加させることを特徴とする請求項31に記載の組成物。
- 前記重合促進剤は、重合の改善、硬化深度の改善、光子エネルギーを使用した変換度の改善、およびそれらの特性の組み合わせからなる1つ以上の特性を増加させることを特徴とする請求項31に記載の組成物。
- 加熱添加剤は、0.49eV〜2.38eV(2500nm〜520nm)の吸光度を示す染料を含んでいることを特徴とする請求項18に記載の組成物。
- 前記染料は、組成物の約0.001重量%〜約10重量%含まれることを特徴とする請求項34に記載の組成物。
- 前記組成物は、
a.約5〜30重量%を含む未反応アクリレートモノマーと、
b.約60〜95重量%を含む無機充填剤と、
c.約0.001〜0.5重量%を含む光開始剤と、
d.約0.001〜1重量%を含む共開始剤と、
e.約0.001〜10重量%を含み0.49eV〜2.38eV(2500nm〜520nm)の吸光度を示す染料と、
を備えたことを特徴とする請求項18に記載の組成物。 - 前記組成物は、
a.約40〜90重量%を含む未反応アクリレートモノマーと、
b.約1〜20重量%を含む無機充填剤と、
c.約0.001〜0.5重量%を含む光開始剤と、
d.約0.001〜0.5重量%を含む共開始剤と、
e.約0.001〜10重量%を含み0.49eV〜2.38eV(2500nm〜520nm)の吸光度を示す染料と、
を備えたことを特徴とする請求項18に記載の組成物。 - 必要とする対象の歯を治療する方法であって、
組成物または組成物中に存在する加熱添加剤の吸収波長にある光子エネルギーを放出する光子エネルギー放出源を有する装置で請求項18に記載の組成物を加熱するステップと、
加熱された前記組成物を歯の表面に塗布するステップと、
を備えたことを特徴とする方法。 - 歯科用組成物であって、
ポリイソプレン、
無機充填剤、
放射線不透過剤、
ワックスまたは樹脂、および
光子エネルギーから熱へのエネルギー変換効率、または歯科用組成物の加熱速度の増加を含む1つ以上の特性を増加させる加熱添加剤、
を備えたことを特徴とする組成物。 - 前記ポリイソプレンは、天然または合成のガッタパーチャを含んでいることを特徴とする請求項39に記載の組成物。
- 前記ポリイソプレンは、前記組成物の約10〜30重量%含まれることを特徴とする請求項39に記載の組成物。
- 前記充填剤は、前記組成物の約50〜85重量%含まれることを特徴とする請求項39に記載の組成物。
- 前記放射線不透過剤は、前記組成物の約1〜35重量%含まれることを特徴とする請求項39に記載の組成物。
- 前記ワックスまたは樹脂は、前記組成物の約1〜10重量%含まれることを特徴とする請求項39に記載の組成物。
- 前記加熱添加剤は、前記組成物の約0.001〜10重量%含まれることを特徴とする請求項39に記載の組成物。
- 前記組成物は、
a.前記組成物の約10〜30重量%を含む天然ガッタパーチャまたは合成ガッタパーチャと、
b.前記組成物の約50〜85重量%を含む無機充填剤と、
c.前記組成物の約1〜35重量%を含む放射線不透過剤と、
d.前記組成物の約0〜10重量%を含むワックスまたは樹脂と、
e.前記組成物の約0.001〜10重量%を含み0.49eV〜2.38eV(2500nm〜520nm)の吸光度を示す加熱添加剤と、
を備えたことを特徴とする請求項39に記載の組成物。 - 必要とする対象の歯を治療する方法であって、
組成物または組成物中に存在する加熱添加剤の吸収波長にある光子エネルギーを放出する光子エネルギー放出源を有する装置で請求項39の組成物を加熱するステップと、
加熱された前記組成物を歯の表面に塗布するステップと、
を備えたことを特徴とする方法。 - 光重合性歯科用組成物であって、
未反応モノマーと、
充填剤と、
少なくとも1つの光開始剤は0.49eV〜1.90eV(2500nm〜650nm)の範囲内の光子エネルギーによって活性化され、他の少なくとも1つの光開始剤は外部の光子エネルギーによって活性化される少なくとも2つの光開始剤と、
ホウ酸塩誘導体からなる少なくとも1つの共開始剤と、を備え、
前記光開始剤は、光重合後に前記光重合性歯科用組成物に不自然な歯の色を与えないことを特徴とする組成物。 - 前記2つの光開始剤は、タイプIまたはタイプIIの光開始剤またはそれらの組み合わせを含むことを特徴とする請求項48に記載の組成物。
- 前記光重合性材料は2つのタイプII光開始剤を含むことを特徴とする請求項48に記載の組成物。
- 0.49eV〜1.90eV(2500nm〜650nm)の範囲内の光子エネルギーによって活性化される前記光開始剤は、光重合を促進することを特徴とする請求項48に記載の組成物。
- 0.49eV〜1.90eV(2500nm〜650nm)の範囲内の光子エネルギーによって活性化される前記光開始剤は、組成物の約0.0001〜0.5重量%の濃度で存在することを特徴とする請求項48に記載の組成物。
- 0.49eV〜1.90eV(2500nm〜650nm)の範囲内の光子エネルギーによって活性化される前記光開始剤は、組成物の約0.001〜0.1重量%の濃度で存在することを特徴とする請求項48に記載の組成物。
- 前記ホウ酸塩誘導体はホウ酸塩Vであることを特徴とする請求項48に記載の組成物。
- 前記ホウ酸塩誘導体は、0.49eV〜1.90eV(2500nm〜650nm)の範囲内の光子エネルギーによって活性化される少なくとも1つの前記光開始剤よりも少なくとも10倍濃縮されていることを特徴とする請求項48に記載の組成物。
- 0.49eV〜1.90eV(2500nm〜650nm)の範囲内の光子エネルギーによって活性化される前記光開始剤は、0.49eV〜1.90eV(2500nm〜650nm)で発生する光重合プロセス中に光退色および/または消費され、可視色を低減することを特徴とする請求項48に記載の組成物。
- 0.49eV〜1.90eV(2500nm〜650nm)の範囲内の光子エネルギーによって活性化される前記光開始剤は、ラジカル形成を増加させると同時に材料の硬化を促進し、形成されたラジカルが枯渇すると同時に漂白し、完全な硬化を示す目に見える変化を提供することを特徴とする請求項48に記載の組成物。
- 前記組成物は、
a.約5〜30重量%を含む未反応アクリレートモノマーと、
b.約60〜95重量%を含む無機充填剤と、
c.約0.001〜0.5重量%を含む第1の光開始剤と、
d.約0.001〜0.5重量%を含み0.49eV〜1.90eV(2500nm〜650nm)の吸光度を示す第2の光開始剤と、
e.約0.01〜5重量%を含むホウ酸塩誘導体共開始剤と、
を備えたことを特徴とする請求項48に記載の組成物。 - 前記組成物は、
a.約40〜90重量%を含む未反応アクリレートモノマーと、
b.約1〜20重量%を含む無機充填剤と、
c.約0.001〜0.5重量%を含む第1の光開始剤と、
d.約0.001〜0.5重量%を含み0.49eV〜1.90eV(2500nm〜650nm)の吸光度を示す第2の光開始剤と、
e.約0.01〜5重量%を含むホウ酸塩誘導体共開始剤と、
を備えたことを特徴とする請求項48に記載の組成物。 - 必要とする対象の歯を治療する方法であって、
組成物または組成物中に存在する光開始剤の吸収波長にある光子エネルギーを放出する光子エネルギー放出源を有する装置で請求項48の組成物を加熱するステップと、
加熱された前記組成物を歯の表面に塗布するステップと、
を備えたことを特徴とする方法。 - 材料容器であって、
熱可塑性樹脂と、前記容器を形成する少なくとも1つの光子エネルギー吸収促進剤添加剤と、
を備え、
前記添加剤が、光子エネルギーから熱へのエネルギー変換効率の向上、または内部に含まれる材料の加熱速度の増加を含む1つ以上の特性を増加させ、
前記添加剤は、熱可塑性プラスチック射出成形後に、0.49eV〜2.38eV(2500nm〜520nm)の光子エネルギーに対して1より大きい光学密度値を持つことを特徴とする容器。 - 前記容器は、顔料、着色剤、可塑剤、または充填剤、またはそれらの組み合わせをさらに含むことを特徴とする請求項61に記載の容器。
- 前記容器は、追加の光子エネルギー吸収促進剤添加剤、または少なくとも1つの熱伝導促進剤、またはそれらの組み合わせを前記容器の一体部分として含むことを特徴とする請求項61に記載の容器。
- 前記光子エネルギー吸収促進剤添加剤は、歯科用光重合性材料容器の約0.01〜20重量%の濃度で前記容器に存在することを特徴とする請求項63に記載の容器。
- 前記光子エネルギー吸収促進剤添加剤は、歯科用光重合性材料容器の約0.1〜5重量%の濃度で容器に存在することを特徴とする請求項63に記載の容器。
- 前記光子エネルギー吸収促進剤添加剤の正規化された吸収スペクトルと光子エネルギー源の正規化された発光スペクトルの面積交差は、いずれかのスペクトルの曲線下面積の少なくとも10%であることを特徴とする請求項61に記載の容器。
- 前記光子エネルギー吸収促進剤添加剤の正規化された吸収スペクトルと光子エネルギー源の正規化された発光スペクトルの面積交差は、いずれかのスペクトルの曲線下面積の少なくとも25%であることを特徴とする請求項66に記載の容器。
- 前記光子エネルギー吸収促進剤添加剤の正規化された吸収スペクトルと光子エネルギー源の正規化された発光スペクトルの面積交差は、いずれかのスペクトルの曲線下面積の少なくとも50%であることを特徴とする請求項66に記載の容器。
- 前記熱伝導促進剤は、歯科材料容器の熱伝導率を向上させる添加剤であることを特徴とする請求項63に記載の容器。
- 前記熱伝導促進剤は、グラファイト粒子、グラフェン粒子、セラミック粒子、金属酸化物粒子、金属粒子、カーボンナノチューブ、およびそれらの組み合わせから選択されることを特徴とする請求項63に記載の容器。
- 前記熱伝導促進剤は、約0.1〜50重量%の濃度でハウジングに存在することを特徴とする請求項63に記載の容器。
- 前記熱伝導促進剤は、歯科用光重合性材料容器の約1〜10重量%の濃度で歯科用光重合性材料容器に存在することを特徴とする請求項63に記載の容器。
- 前記ハウジングは、光が容器を通ってその中に収容された歯科用光重合性材料に伝達するのを十分にブロックし、それにより歯科用光重合性材料が容器内で硬化するのを防ぐことを特徴とする請求項61に記載の容器。
- 前記熱可塑性樹脂は、前記容器の約50〜95重量%を構成することを特徴とする請求項61に記載の容器。
- 光子エネルギー吸収促進剤添加剤は、組成物の約0.1〜50重量%を構成することを特徴とする請求項61に記載の容器。
- 前記容器は、前記容器の約95重量%を構成する熱可塑性樹脂と、前記容器の約5重量%を構成する加熱添加物とを含むことを特徴とする請求項61に記載の容器。
- 対必要とする対象の歯を治療する方法であって、
請求項61に記載の容器を加熱するステップであって、
前記容器は、前記容器の吸収波長にある光子エネルギーを放出する光子エネルギー放出源、または前記容器内に存在する加熱添加物、または前記容器に収容された歯科材料を有する装置で加熱されるステップと、
加熱された前記歯科材料を歯の表面に塗布するステップと、
を備えたことを特徴とする方法。 - 歯科材料を保持するための容器であって、
a)熱可塑性樹脂を少なくともその軟化点まで加熱するステップと、
b)前記樹脂の温度を少なくともその軟化点に維持および制御するステップと、
c)前記樹脂の温度を少なくともその軟化点に維持および制御しながら、520nm〜2500nmの高い光子エネルギー吸収を有する添加剤を約0.1〜5%加え、必要に応じて分散剤を加えるステップと、
d)温度を少なくとも樹脂の軟化点まで維持しながら、a〜cの混合物を混合して、前記混合物を均質化するステップと、
e)a〜dの加熱された前記混合物を歯科材料容器の形状を含む金型キャビティに押し出し、キャビティから取り出す前に冷却できるようにするステップと、
を備えたプロセスによって作られたことを特徴とする請求項61に記載の容器。 - 歯科材料を保持するための容器であって、
a)熱可塑性樹脂を少なくともその軟化点まで加熱するステップと、
b)前記樹脂の温度を少なくともその軟化点に維持および制御するステップと、
c)前記樹脂の温度を少なくともその軟化点に維持および制御しながら、520nm〜2500nmの高い光子エネルギー吸収を有する添加剤を約0.1〜5%加え、必要に応じて分散剤を加えるステップと、
d)温度を少なくとも樹脂の軟化点まで維持しながら、a〜cの混合物を混合して、前記混合物を均質化するステップと、
e)後で歯科材料容器の射出成形に使用できるようにa〜dの混合物からペレットを作成するステップと、
を備えたプロセスによって作られたことを特徴とする請求項61に記載の容器。 - 作られた前記容器は歯科材料で満たされていることを特徴とする請求項61に記載の容器。
- 歯科材料を加熱し、加熱された前記歯科材料を歯の表面または空洞に塗布するための装置であって、
h.本体と、
i.歯科材料容器と係合するために本体内に移動可能に取り付けられたプランジャと、
j.前記プランジャに接続され、前記歯科材料容器から歯科材料を制御可能に分配する作動手段と、
k.0.5ワット〜20ワットの光パワーを生成するエレクトロルミネセンス源で構成されている、遠位に取り付けられた光子エネルギー放出源と、
l.エレクトロルミネッセンス源と電気的に連通している充電式電源と、
m.エレクトロルミネッセンス源が結合される、装置本体内に配置された、または装置本体の一部を構成する一次ヒートシンクと、
n.前記歯科材料容器が前記エレクトロルミネッセンス源に近接して保持されるように、前記歯科材料容器を安全に受け入れるための装置本体上のレセプタクルと、
を備えたことを特徴とする装置。 - 前記光子エネルギー放出源は、0.49eV〜2.38eV(2500nm〜520nm)の光子エネルギーを放出できることを特徴とする請求項81に記載の装置。
- 前記光子エネルギー放出源は、1.24eV〜1.77eV(1000nm〜700nm)の光子エネルギーを放出することを特徴とする請求項81に記載の装置。
- 前記エレクトロルミネッセンス源は、発光ダイオード(LED)またはレーザーダイオードまたはそれらの組み合わせを含むことを特徴とする請求項81に記載の装置。
- 前記エレクトロルミネセンス源は、その中に歯科材料を有する歯科材料容器から約1cm未満であることを特徴とする請求項79に記載の装置。
- 前記装置は、歯科材料を有する容器への光子エネルギー放射照度を増加させるためのレンズまたは光ファイバーを含むコリメータをさらに備えることを特徴とする請求項81に記載の装置。
- 前記一次ヒートシンクは、前記装置内に含まれる二次ヒートシンクに結合されるか、前記装置のハウジングの一部を構成し、
前記二次ヒートシンクは、装置が50℃を超える安全でない高温に達するのを防ぐことを特徴とする請求項81に記載の装置。 - 前記一次ヒートシンクまたは二次ヒートシンクはヒートパイプに結合され、ヒートパイプは装置が高温に達するのを防ぐことを特徴とする請求項81に記載の装置。
- 前記装置はさらにヒートセンサを備え、
前記ヒートセンサは、歯科材料が劣化したり治療中のオペレーターや患者に危険を及ぼしたりする可能性がある高温に前記装置が達するのを防ぎ、
前記ヒートセンサは、前記歯科材料の温度を間接的に監視し、光子エネルギー源の出力を低減または除去することができることを特徴とする請求項81に記載の装置。 - 歯科材料が劣化したり治療中のオペレーターや患者に危険を及ぼしたりする可能性がある望ましくない温度に達することなく、所望の温度を維持するためのループ制御フィードバックシステムをさらに備えることを特徴とする請求項81に記載の装置。
- 前記歯科材料または前記歯科材料容器の吸収特性を決定するための吸収センサをさらに備え、
前記吸収センサは、前記歯科材料の所望の温度を達成するために、光子エネルギー源の出力および/または持続時間を調整するための出力を提供することを特徴とする請求項81に記載の装置。 - 歯科用光重合性材料を硬化させるための追加の光源をさらに備えることを特徴とする請求項81に記載の装置。
- 追加の光源は、約365nm〜500nmの波長の光を放射することを特徴とする請求項81に記載の装置。
- 歯科用光重合性材料を硬化させるための追加の光源は、500mW〜3Wの光パワーを放出することを特徴とする請求項81に記載の装置。
- 歯科用光重合性材料を硬化させるための追加の光源は、700mW〜1.5Wの光パワーを放出することを特徴とする請求項81に記載の装置。
- 光子エネルギー放出出力は、歯科用光重合性材料を硬化させるために、追加の光源の光子エネルギー放出出力とともに、遅延させて、または同時に使用されることを特徴とする請求項81に記載の装置。
- 硬化光および光子エネルギー源は、患者の口腔にアクセスするために装置の遠位に配置されることを特徴とする請求項81に記載の装置。
- 光重合性歯科材料の硬化を促進するためのハンドヘルドマルチスペクトル装置であって、
f.熱伝導体と、
g.少なくとも2つの個別の放射スペクトルを生成する、少なくとも4つの個別の遠位に取り付けられた光子エネルギー源と、を備え、
a.1つの光子エネルギー源が中央に配置され、少なくとも3つの光子エネルギー源が中央に配置された光子エネルギー源の周囲に放射状に位置され、
b.中央に位置する光子エネルギー源の出力は、少なくとも3つの放射状に位置する光子エネルギー放出源の出力につながるか、遅れるか、同時に使用され、
c.少なくとも1つの発光スペクトルを使用して光重合性歯科材料を硬化させ、少なくとも1つの発光スペクトルを使用して硬化中に光重合性歯科材料の温度を周囲温度よりも高くし、
d.少なくとも4つの前記光子エネルギー源は、発光ダイオードで構成され、
h.少なくとも4つの個別の光子エネルギー源は、装置本体内にある少なくとも1つの一次ヒートシンクに結合され、
i.少なくとも1つの前記一次ヒートシンクが前記熱伝導体に結合され、
j.前記発光ダイオードは、直流電源に電気的に接続されていることを特徴とする装置。 - 前記直流電源は、取り外し可能な充電式電源からなることを特徴とする請求項98に記載の装置。
- 少なくとも3つの放射状に取り付けられた前記発光ダイオードは、中央に位置する前記一次ヒートシンク上の発光ダイオードの周りの別の一次ヒートシンクに配置され、ほぼ均一なビームプロファイルと照明フィールドを提供することを特徴とする請求項98に記載の装置。
- 少なくとも4つの前記発光ダイオードがコリメートされて、1〜10mmの距離で約1cmのスポットサイズを生成することを特徴とする請求項98に記載の装置。
- 光重合性歯科材料を硬化させるための少なくとも1つの前記光子エネルギー源は、500mW〜3Wの光出力で365nm〜500nmの光を放射することを特徴とする請求項98に記載の装置。
- 硬化中に光重合性歯科材料の温度を周囲温度より高くするための少なくとも1つの前記光子エネルギー源は、500mW〜3Wの光パワーで520nm〜2500nmの光を放出することを特徴とする請求項98に記載の装置。
- 請求項81または98に記載の装置を用いて、歯科用複合材料または歯科用複合材料を含む容器を加熱するステップを備えることを特徴とする、必要とする対象の歯を治療する方法。
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