CN110868959A - 利用泛音特征、吸收染料和材料特性加热牙科材料 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及应用光子能量以激发牙科材料从而增强其物理操作特性、功效、递送能力、反应性、聚合、和/或固化后机械性能等特性。
Description
技术领域
本发明涉及应用光子能量以激发牙科材料从而增强其物理操作特性、功效、递送能力、反应性、聚合、和/或固化后机械性能等特性。
背景技术
在许多牙科手术中，例如牙根管或牙齿修复等，必须清洁和填充牙齿内的空间，以便有效地修复空间并使空间与外部环境阻隔开。在牙髓治疗过程中，医师使用化学机械方法扩大和清洁根管空间。具体而言，医师使用牙髓冲洗剂在填充之前去除碎屑(debris)、残留的牙髓组织和细菌。尽管牙髓治疗仪器有所进步，但牙髓治疗仍然有大约30％的失败率。这些失败归因于由于不适当的清洁或修复失败导致的细菌重新定殖/牙根管感染。修复程序通常由于许多与牙髓治疗过程中相同的原因而失败，这些原因是材料与牙齿结构的粘附性差，和/或修复体周围的微渗漏，其促进细菌重新定殖/感染。因此，在牙科手术过程中使用的材料必须能够适应所应用空间的复杂几何形状并且与牙齿或腔体结构有效地结合以密封放置材料的区域。提高牙科溶液(例如牙髓冲洗剂)和牙科材料(例如古塔胶(guttapercha)、牙科复合树脂，即复合材料、牙科密封剂等)的有效性可促进更好地清洁和填充这些空隙以提高成功率。
牙科复合材料
牙科复合树脂为牙科专业人员提供了一种最具成本效益的方法，其中以匹配患者的天然牙齿颜色的美观的方式修复患者的牙列。出于美观的原因并且为了满足消费者的需求，复合树脂是金属修复的优选替代材料，特别是汞合金(amalgams)。复合树脂最初遭到质疑和怀疑，这是由于存在许多缺点，包括：耐磨性差、微渗漏、实体断裂、边缘破裂、复发性衰变、术后敏感、邻间接触和轮廓不足、颜色退化、无法抛光或保持光亮。除了牙科复合树脂的物理限制和机械限制外，牙科复合材料的放置对技术敏感。复合材料的放置需要对治疗过程进行一丝不苟的关注，否则可能会过早失效。此外，在树脂放置期间牙齿必须保持干燥，否则修复可能由于对牙齿的粘附性差而失败。复合材料在处于柔软的面团状状态时放置，但当暴露在一定蓝色波长的光线下时，它们会聚合并硬化成固体填充物。
复合树脂通常由以下成分组成：丙烯酸酯单体(例如二甲基丙烯酸三甘醇酯、TEGDMA、双甲基丙烯酸尿烷酯、UDMA和双酚-A-缩水甘油基二甲基丙烯酸酯、双-GMA等)、无机填料(玻璃或陶瓷)、光聚合体系、以及与牙齿颜色和色度(shade)相匹配的颜料和着色剂。樟脑醌(CQ)是可光聚合牙科材料中最常用的光引发剂。CQ在约470nm处具有峰值激发并且是II型光引发剂，其需要添加共引发剂以产生自由基来引发聚合。其它可光聚合牙科材料任选地包括I型光引发剂，例如二苯基(2,4,6-三甲基苯甲酰基)氧化膦(TPO)或1-苯基1,2-丙二酮(PPD)，其不需要共引发剂用于聚合。无论在市售产品中使用的光引发剂和/或共引发剂，在复合材料中将所有游离单体完全转化为低聚物和聚合物在临床上是不切实际的，因为由于牙科材料的吸收和散射特性，光不能穿透超过几毫米的复合材料。如果在牙齿中放置复合材料的量过厚，则较深处的复合材料将保持部分柔软，并且这种柔软的未聚合复合材料最终可能导致修复失败，潜在有毒的自由/未反应单体的浸出和/或粘合接头的泄漏导致复发性牙病变。为了克服这个问题，牙医接受培训，以多种增量放置复合材料，在添加下一个增量之前使每个2-3毫米的部分完全固化，以通过每个复合材料增量最大化聚合并完全修复。此外，临床医生必须仔细构建复合填充物以匹配患者的自然咬合。如果填充物过高，患者的咬合可能不自然，这可能导致咀嚼敏感性和/或修复失败。由于上述问题，需要改进的复合组合物、固化光、递送系统和用于牙科复合材料的放置和增强固化后性能的方法，以帮助临床医生并提高修复的成功率。
传统牙科复合材料(在文献中记载)的主要缺点是树脂显示出聚合收缩的情况。树脂的聚合开始将单体分子转化为聚合物基质，这导致收缩。该体积收缩(聚合收缩)被视为固化/聚合过程中的体积减少。材料分阶段转变；从粘性到粘-弹性到弹性。在粘性阶段，应力不存在。然而，在粘-弹性阶段期间，材料和材料-牙齿界面处产生应力。由于复合材料的体积变化，收缩应力传递到牙齿的腔壁。这些应力和所产生的聚合收缩可受材料选择、填料含量、辐照度和所用聚合光源的持续时间、树脂的固化特性、吸水性和腔体预备结构的影响。已经提出许多选择来限制内部齿应力，包括以下选项：使用衬剂和垫底材料、改变聚合光、辐照波形，增量分层，增加填料含量和改进粘合技术。不幸的是，这些都不能完全弥补这种现象的影响。
已经表明降低粘度以改善复合材料的适应性并改善放置的容易性的效果是重要的。这是开发可流动树脂复合材料和可流动衬剂(flowable liner)的主要基础。这些可流动复合材料主要通过减少补强填料含量和改变基质化学性质来实现其较低的粘度。各种研究表明，低粘度复合材料可以改善适应性并减少微渗漏。可流动复合材料的使用也被吹捧为确保牙本质粘合剂与预制的内表面更紧密接触的方式，并且增强用复合材料在腔表面边缘处获得的密封。对于某些类型的修复，可能难以在牙齿结构和复合材料之间实现完全的界面密封。
改善密封的一种可能方法是使用粘度较低的可流动复合材料；然而，由于存在较低水平的补强填料颗粒，这些可流动复合材料通常不被认为与较高粘度的材料一样耐用。第二种方法是将可流动衬剂与常规复合材料结合使用。第三种替代方案是使用已经被加热以降低其粘度的常规/高填充复合材料。在最后一种方法中，可以使用具有更高耐久性的常规复合材料，同时利用它们的降低的粘度与牙齿组织形成更完整的界面，并且不需要可流动衬剂。此外，该第三种替代方案被认为是有利的，因为可流动树脂比传统复合材料填充少，因此由于填料含量降低而表现出更高的收缩率。当使用大量可流动复合材料以试图改善复合材料的密封和边缘适应性时，这在修复技术中可能是有问题的。
如前所述，许多聚合物树脂在加热时表现出较低的粘度。这种行为的理论基础是热振动迫使复合单体或低聚物进一步分开，使它们更容易相互滑动。研究表明，加热普通聚合物和树脂复合材料会降低粘度，从而改善适应性。Deb et al.(Dent Mater.2011年4月；27(4):e51-9.)已经表明，牙科复合材料的温度升高使粘度降低，如减小的膜厚度所示。Broome(Dent Adv.2006年1月；4)发现了类似的结果。因此，预热复合材料近年来一直是研究的焦点，因为预热改善了树脂的物理和机械性能。已经表明，预处理牙科复合材料会降低粘度，并可能增加复合树脂的固化后显微硬度。目前可用于帮助临床医生预热复合材料的装置主要依赖于热传导，并且具有许多缺点，包括加热时间长、不在输送点加热(取决于治疗实施的时间，这导致复合材料冷却并且可能达到室温)、缺乏快速加热多种复合材料的能力、以及一旦放置在修复体内就无法加热复合材料；以及其他挑战和限制。
高温对固化后复合材料性能的影响
关于预热对可光聚合牙科材料的性能的影响存在担忧。一些研究已经探究了预热处理后双键的转化(聚合反应进行完全程度的量度)和复合材料的硬度。这些研究对于确定复合材料聚合的速度和完全程度非常重要。预热似乎可以提高转化率和硬度，也不会产生负面变化。转化率的提高通常等同于聚合物材料和复合材料具有更好的机械性能。因此，预热可以获得更耐用的复合材料修复体。此外，人们担心预热复合材料的较高温度会导致复合材料在固化期间和固化后收缩较大。Elhejazi(J Contemp Dent Pract.2006年7月1日；7(3):12-21)证明，提高树脂复合材料的温度导致更大的收缩。针对这种担忧，建议在放置之后但在固化之前使预热的复合材料冷却约15秒。文献中表达的另一个问题是使复合材料经受预热循环会降低未使用的复合材料的保质期。然而，Daronch et al.(J Esthet RestorDent.2006；18(6):340-51)证明，预热循环和24小时的延长预热均未引起单体转化的任何显著变化。虽然有些研究证明预热不会对牙科材料产生负面影响，但对所有牙科材料来说这些研究是相互矛盾的，且并不全面。
充填
成功的根管治疗取决于许多因素。首先从根管中去除所有有机基质。这包括去除冠状牙髓组织和根尖牙髓组织。通过完全进入并确定进入根尖牙髓组织的直线通路(straight-line access)来移除冠状牙髓组织。进而，这允许从业者用牙髓锉和冲洗去除根尖牙髓组织。冲洗可以说是牙髓治疗中最重要的部分，因为单独使用化学机械仪器会使大约30％的根管没有被接触到。因此，有效冲洗在根管治疗中的重要性不用过分强调，并且需要增强牙髓冲洗剂的活性/功效。
最后，最后一个目的是通过获得根管的三维充填来防止再次感染。为了增加牙髓治疗的成功率，根管系统必须在冠状和顶部有效密封。顶端密封是渗漏的主要障碍。有许多不同的充填技术，没有一种技术被认为是明显优越的。已经表明，加热以进行充填会增加成功率，并且允许充填传统技术可能无法密封的不规则根管和解剖结构。成功充填的特征被定义并分类为整个根管系统的三维充填尽可能靠近牙骨-牙本质(cemento-dentinal)界；即，在有专利根管的情况下，没有严重的过度伸展或填充不足。最少量的根管封闭剂与核心填充材料一起使用以建立足够的密封。
多年来，根管充填存在争议。临床医生和学者都调查、研究、应用和比较了许多加热充填技术，并没有一种技术被证明优于另一种技术，临床医生只能进行实验并通过试验形成偏好。
在牙髓充填后，完成冠状修复以修复牙齿形状和咬合面。有合理的证据表明，由不正确放置的修复体导致冠状渗漏是牙髓治疗失败的重要因素。因此，对改进牙科材料应用和牙科材料的固化以及执行上述牙科程序的新方法、组合物和装置的需求仍未得到满足。
发明内容
本文所述的本发明实施方案的益处在于，通过将光子能量施加到牙科复合材料或牙科复合材料的容器上，该材料被快速和有效地加热至环境温度以上。本发明构思也适用于所有牙科材料。与市售的复合材料加热器相比，所公开的发明是高效的，特别是从光子能量到热量的转换效率高。提高牙科材料(例如牙科复合树脂)的温度，改善了材料的物理操作特性和递送能力，避免了对可流动复合材料的需求，因为牙科复合材料能够表现出类似于可流动复合材料的粘度，但不会产生可流动复合材料的负面影响(高收缩率、低磨损保持率、低硬度等)。此外，由于本发明一旦放置就允许将光子能量施加到牙科材料上，即使在从工具或棒(wand)分配材料之后也可以实现改善的操作特性。此外，改善的流动性和适应性可以允许填充牙齿中较小的空隙并进行微创修复。此外，加热复合材料将允许制造商开发和商业化更高填充的复合材料，由于高填充材料的挤压和操作限制，迄今为止这是不可能的。通常，增加填料含量会使复合材料太厚并且难以使用，但是通过使用光子能量加热，流动性将恢复到较少填充的复合材料或甚至可流动的复合材料的流动性，同时仍保持高填充复合材料的益处(即减少的收缩应力、增加的耐久性)。因此，所公开的发明进一步改善了冠状修复，从而改善了临床结果。
如本文所述，提供牙科材料，其可被加热以增加材料的流动性，以便于材料的施用以及材料与施用材料的牙齿表面的顺应性(conformance)。此外，由于材料被加热，当固化时，复合材料的硬度和耐久性增加，与不使用本文所述方法放置的牙科材料相比，固化的牙科材料没有任何劣化。
此外，本发明利用光子能量来快速加热牙髓冲洗剂至高于环境温度并促进光化学效应，从而使冲洗剂在使用期间更有效。此外，本发明的主要益处是光子能量的使用没有特别地对牙科材料或牙科复合树脂产生任何有害影响。此外，本文所述的发明允许在根管空间内递送和施用古塔胶(gutta percha)、或类似的填充材料，其与先前实现的操作性能和粘度相比，具有改善的操作性能和更低的粘度。通过降低粘度和改善递送，本发明允许临床医生更可靠地获得复杂根管解剖结构的三维填充并显著减少牙髓治疗失败。
附图说明
图1为常见有机键和官能团的近红外吸收带的图。该图详细描述了有机结构和官能团结构的峰值吸收带和相应的第一泛音吸收带、第二泛音吸收带和第三泛音吸收带。
图2为面积相交图。A1＝归一化的添加剂光谱的曲线下面积(AUC)，A2＝归一化光子能量源光谱的AUC，A3＝添加剂的光谱和光子能量源的发射光谱的相交面积。在一些方面，A3是A1或A2的至少10％。在一些方面，A3是A1或A2的至少25％。在一些方面，A3是A1或A2的至少50％。
图3为三种市售牙科复合树脂材料(也称为牙科复合材料)的吸收以及与聚(甲基丙烯酸甲酯)(即亚克力)的比较的图。该图显示了牙科复合材料近红外吸收特性与亚克力的相似性，这是由于复合树脂组合物中存在丙烯酸酯基单体。可以利用这些吸收特性来使用光子能量进行有效加热。例如，用光子能量靶向更高的吸收带将导致牙科材料的更快加热。
图4为古塔胶和高填充牙科复合材料的吸光度的图。这些吸光度特性可用于利用光子能量进行加热，其中较高的吸光度将转化为增加的光子能量转换效率和更快的加热速率。
图5为添加到热塑性树脂中的具有不同颜料的聚碳酸酯塑料的吸收曲线图。该图显示了近红外吸光度依赖于材料的颜色，而不仅仅取决于材料本身。因此，热塑性着色剂/颜料添加剂可用于改变材料容器的吸收特性。这些吸光度特性可用于利用光子能量进行加热，其中较高的吸光度将转化为增加的光子能量转换效率和更快的加热速率。
图6为使用市售复合材料加热器的复合材料套(compule)内部温度的图。该图显示了与本发明相比，当前的复合材料加热器如何需要长的预热时间以达到理想的温度。
图7为使用各种光子能量源和空间布置加热三种不同的市售牙科复合材料的时间图。该图表明光输出功率不一定仅仅转化为加热速率，因为热扩散在复合材料和复合材料套本身内的热分布和转移中也起着关键作用。因此，实施本发明需要利用朝向牙科材料和/或牙科材料容器的光子能量源的适当光学功率和空间取向，以获得最佳性能并节省输入功率(即，效率)。
图8为在不同温度下各种复合材料的粘度对剪切速率的图。该图表明，在所有剪切速率下，市售牙科复合材料的粘度随着温度的升高而降低，并且降低的粘度改善了操作特性和向牙齿和/或腔体的递送。
图9为在室温下与高流动性复合材料相比，高填充复合材料的流动性与温度的关系图。该图表明，加热高填充复合材料可以使高填充复合材料的流动性与可流动复合材料相当或更大，从而证明临床医生可以利用热量而不需要使用可流动复合材料作为牙齿腔室修复中的衬剂(liner)。
图10为当各种市售牙科复合材料在各种温度下保温和固化时的固化后(post-cure)显微硬度的图。该图表明，高于环境温度的高温会增加牙科复合材料在固化过程中的聚合，从而在2mm圆盘(puck)的顶部和底部产生更高的显微硬度。
图11为当各种市售牙科复合材料在各种温度下保温和固化时固化后单体和低聚物转化率的图。该图表明，高于环境温度的高温会增加固化期间牙科复合材料中单体转化为低聚物和聚合物的转化率，从而在2mm圆盘的顶部和底部产生更高的显微硬度。
图12为经受所应用的光子能量(850nm)和固化光(同时405nm和470nm)的各种多光谱模式的高填充复合材料的固化后的显微硬度值的图。在G3顶部对G1顶部和G4顶部对G1顶部之间观察到统计学上显著的差异(p<0.05)。该图表明，添加在所公开的波长范围内的光子能量可增强聚合和转化率，转变为固化后增加的显微硬度值。
图13为与室温相比，由光子能量或烤箱施加延长的高温后各种市售牙科复合材料的固化后显微硬度值的图。数据表明，由光子能量或烤箱产生的高温(80℃)应用1小时对复合材料没有负面影响，因为与室温(未处理)复合材料固化后相比，显微硬度值没有统计学差异。
图14为根据本发明的一个示例性实施方案的输送装置的等距视图。
图15为图14的装置的分配头和套的局部剖开的底部平面图，其示出了朝向包含可光聚合牙科材料的牙科容器的光子能量源的套和空间取向的保持。
图16为根据本发明另一示例性实施方案的输送装置的等距视图。
图17是由用于多光谱装置的至少三个光子能量发射器(即LED)组成的套件的示例性实施方案，所述多光谱装置发射至少两种离散的发射光谱以固化牙科复合材料和利用光子能量进行加热。左图是套件的顶视图，其示出了三叶草形状PCB上的三个光子能量发射器(即LED)的定位。右图是套件的横截面，其示出了位于与三叶草PCB平行的平面上的位于中心的光子能量发射器32c(即LED)；此处示出了位于三叶草PCB上的三个LED中的两个。
图18为用于多光谱装置的光子发射器的套件的示例性实施方案，其发射至少两种离散的发射光谱以固化牙科复合材料和利用光子能量进行加热。
图19为用于多光谱装置的光子发射器的套件的示例性实施方案，其发射至少两种离散的发射光谱以固化牙科复合材料和利用光子能量进行加热。
图20为示出与暴露于Vishay VCNL4010传感器(具有红外发射器、I2C接口和中断功能的全集成接近和环境光传感器)的特定光子能量带内的光子能量15s的牙科材料(从各种有色市售牙科容器获得)的内部温度相比较的NIR反射值的图。该图表明，在距离传感器固定的距离处，在暴露于NIR LED 15秒后(波长、功率、时间和物体之间的距离都保持不变)，测量的NIR反射率与物体温度变化之间存在很强的相关性(R2＝0.97)。因此，传感器可用于确定将给定牙科材料或材料容器加热到所需温度并任选地在一段时间内保持所需温度所需要的光子能量。此外，传感器的测量值可以作为识别插入物体以实现封闭平台系统的“指纹”(即，该装置仅适用于特定材料或材料容器)。
图21为示出当通过同时施加在所公开的波段内的光子能量和用于固化的470nm光进行多光谱光照时，filtek supreme复合材料的固化后显微硬度值的图。与“470nm”组相比，星号表示统计上显著不同的值。该图表明，添加在所公开的波长范围内的光子能量增强了聚合和转化率，转变为增加的固化后显微硬度值。
图22为示出各种波长处的生物组织的吸收系数的图，对牙齿特别重要的是氧合血红蛋白、蛋白质、水和羟基磷灰石。尽管羟基磷灰石和水对于市售固化光谱(即470nm处的峰值发射)表现出低吸收系数，但是氧合血红蛋白吸收系数是公开的光子能量谱的1000-10000倍，并且是市售固化灯引起人们担忧牙髓腔温度上升和安全性的原因。因此，本发明可以利用520nm和2500nm之间的光子能量来增加复合材料的显微硬度(图21)，降低氧合血红蛋白和牙髓浆吸收，并改善临床功效和安全性。
图23为示出当以不同浓度添加光子能量吸收剂/染料时牙科复合材料(GrandioSO,VOCO)温度增加的图。当LUNIR1染料的浓度≥0.1％时，观察到统计学上显著改善的加热。该图表明，向复合材料中添加光子能量吸收染料显著提高了光子能量到热量的能量转换效率，这可通过暴露于光子能量约15秒后观察到温度显著升高而得到证实。
图24为示出当以不同浓度添加光子能量吸收剂/染料(ICG)时牙科复合材料(Filtek Supreme)吸光度增加的图。当ICG染料的浓度>1ppm时，观察到统计学上显著更高的吸光度。该图表明，向复合材料中添加光子能量吸收染料显著增加了牙科材料的吸收特性。可以利用光子能量来增加吸光度，以提高材料的加热速率。
图25为示出由聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)树脂获得的加热曲线图，其中加入或不加入不同的吸收染料，PMMA树脂经受在940nm下的恒定的光子能量源的作用约30秒。进行总共约60秒的温度测量值记录。该图表明，与没有染料或具有吸收较少的染料/颜料的树脂相比，通过掺入具有与所应用的光子能量源相称的更高吸光度值的染料，可以显著提高加热速率和总体温度增益。此外，一旦停止使用光子能量，材料温度就会很容易降低，这可以通过PMMA中NIR染料在30秒和60秒之间快速降低的温度测量结果得到证实。这是本发明的另一个优点，因为当停止使用光子能量时，材料可以更快地冷却。因此，如果在本发明装置中加热热的材料，则可以关闭该装置并且在接触之前材料将快速冷却。相反，市售加温装置在相当长的时间内保持其热量，因为它们通常加热金属块，然后金属块主要通过传导将热量传递给材料。
图26为示出当经受等效总光功率的固化发射作用时，具有或不具有各种浓度的额外的光引发剂(660HNu)和共引发剂(硼酸盐V(BorateV))的市售复合材料(Ivoclar Evo-Ceram A2色度)的固化后显微硬度值的图。对于额外掺入0.005％660HNu和0.05％硼酸盐V并同时进行470nm和660nm照射的Ivoclar Evo-Ceram，观察到显微硬度值的改善。该图表明改善聚合和显微硬度值取决于额外掺入的光引发剂和共引发剂的浓度。此外，如图27所示，对于各种组合物，在光聚合后，可见颜色从绿色/蓝色变为标准A2色度(shade)。特别是，对于等于或低于0.05％的660HNu浓度，绿色/蓝色在固化后是不明显的。因此，这些浓度可用于为临床医生提供完整/成功固化的可见指示。相反，在固化后的0.1％660HNu样品中观察到残留的绿色/蓝色，因此不建议用于美学牙科用途。
图27表明，通过掺入的添加剂引入的任何颜色可在固化时消失，以为临床医生指示成功/完全固化。
图28为根据本发明另一示例性实施方案的输送装置的等距视图。
图29为根据本发明另一示例性实施方案的输送装置的等距视图。插图显示了位于装置上的用于容纳套/材料容器的接收组件(receptacle)中的套/材料容器。
图30为该装置的一部分的剖视图。插图显示了位于装置上的用于容纳套/材料容器的接收组件中的套/材料容器，以及装置的柱塞(plunger)如何与牙科材料容器接触以挤出其中的牙科材料。
图31为图25中的等距侧面轮廓图像的剖视图。
图32为图24中所示装置的部件分解图，其示出了装置的各种组件。
图33为根据本发明的一个示例性实施方案的多光谱固化灯装置的等距剖视图。
图34为根据本发明的一个示例性实施方案的多光谱固化灯装置的仰视图。
图35为由至少三个光子发射器(即LED)组成的套件的示例性实施方案，所述光子发射器用于多光谱装置，其发射至少两种离散的发射光谱，用于固化牙科复合材料和用于利用光子能量进行加热。
图36为显示用于牙科材料容器的本发明的一个示例性实施方案的吸收与波长特征的图，其中热塑性树脂(聚碳酸酯)包含具有从约800nm至约1100nm和低于550nm的高吸收的光子能量吸收染料(Epolite 7657)(样品厚度为2mm)。这种染料/添加剂同时在光子能量范围内产生高吸收，因此可以使用在蓝光范围(400-500nm)内的光子能量发射器增加容器和/或材料加热速率，以成功地阻断聚合用光，避免使容器内的牙科材料光聚合。
图37为示出用于加热、控制和识别牙科材料和/或牙科材料容器的一个示例性装置的通用功能部件的方框图。可以通过使用传感器反馈回路来控制和维持牙科材料和/或牙科材料容器的温度。此外，传感器可用于确保光子能量源仅在存在材料或容器时发射光子能量。最后，传感器可用于基于反馈具体地识别各种材料和/或容器。
具体实施方式
以下段落更详细地定义了本文描述的本发明的实施方案。以下实施方案并不意味着限制本发明或缩小其范围，因为对于本领域普通技术人员来说显而易见的是，在不脱离本发明、实施方案或本文描述的具体方面的范围的情况下，可以进行适当的修改和调整。本文引用的所有专利和出版物均通过引用整体并入本文。
出于解释本说明书的目的，以下术语和定义将适用，并且在适当时，以单数使用的术语也将包括复数，反之亦然。如果下面列出的任何定义与通过引用并入本文的任何文件冲突，则以以下列出的定义为准。
本文所用的术语“室温”或环境温度是指约20℃至约27℃的常见环境温度。
术语“治疗”是指以有效改善与病症相关的病症、症状或参数的量、方式或模式施用治疗。在一些方面，治疗是指治疗牙齿疾病，例如洞。
术语“预防”是指预防或减少疾病的进展，无论是统计学上显著的程度还是本领域技术人员可检测的程度。
本文所用的术语“基本上”意味着很大或显著的程度，但不完全。
除非另有说明，否则本文所用的“一个(a)”或“一种(an)”表示一个或多个。
诸如“包括”、“包含”、“含有”、“具有”或“有”等术语表示“包括”。
术语“患者”或“个体”是指哺乳动物和人。因此，在一个方面，个体是哺乳动物或有此需要的哺乳动物。在一个方面，个体是人或有此需要的人。在一个方面，人或有此需要的人是医学患者。个体可以是从0岁到99岁或更大。
本文描述了用于施加光子能量以加热牙科材料和牙科材料外壳或容器的方法。本文还描述了牙科材料组合物和牙科材料容器或外壳，其基于包含加热添加剂和光聚合增强剂体系而具有增强的加热性能和光聚合性能。本文进一步描述了能够施加特定波长的光子能量以加热、输送和固化牙科组合物(例如，本文公开的牙科组合物)的装置。本文还描述了用本文公开的方法和装置治疗患者的方法。尽管一个实施例或实施方案可以讨论或具体涉及本发明的某些应用或方面，但是应该理解，该实施例或实施方案可以另外涉及并构想本发明的其他详细方面。例如，可以讨论关于牙科复合材料的某些装置或方法，然而，相同的装置或方法通常可适用于其他牙科材料。
发明人报道，可以使用0.49eV-2.38eV(即2500nm-520nm)、0.49eV-1.90eV(即2500nm-650nm)或1.23eV-2.06eV(即1000nm-600nm)之间的光子能量以提高牙科材料的操作性能、机械性能和具有高转换效率的性能特性。牙科材料包括但不限于：复合材料、树脂、玻璃离聚物树脂、粘合剂(cement)、洞衬剂(cavity liner)、牙髓冲洗剂、牙髓充填材料、古塔胶、麻醉剂和密封剂。因此，本文描述的发明包括用于加热牙科材料的方法、用于改善可光聚合牙科材料的聚合的方法、牙科材料加热和输送装置、牙科材料加热和固化装置、以及牙科材料组合物。
本发明仍然设想在0.49eV-2.38eV(即2500nm-520nm)的特定范围之外的光子能量，以提高牙科材料的处理性能、机械性能和具有高转换效率的性能特性。特别地，可以使用紫外光，因为紫外波长具有高光子能量(特别是紫外A波长：315nm-400nm，3.93eV-3.09eV)，并且许多材料在400nm以下表现出固有的高吸收。虽然这些其他波长是可能的，但是本文进一步描述的一些特定实施方案利用在0.49eV-2.38eV(即2500nm-520nm)的指定范围内的光子能量，因为低于400nm的波长可对牙科材料，特别是可光聚合牙科材料产生有害影响，并且由于电离作用而成为潜在的安全问题。特别关注的是牙科材料的光聚合，如果紫外线直接用在材料本身上，则可能发生光聚合。然而，在一些实施方案中，紫外线可用于加热牙科材料的容器，条件是牙科材料的容器对于低于400nm的波长具有至少为2的光密度值，即牙科材料的容器在400nm以下透射<1％的光。相反，在一些其他实施方案中，紫外线可以用于其他不可光聚合牙科材料，特别是牙髓冲洗剂，以通过光化学作用增强其性能特性。
施加光子能量以加热牙科材料的方法
本文描述的一些实施方案是使用光子能量加热牙科材料至高于环境温度而不会有害地影响牙科材料的方法。一个实施方案是加热牙科材料的方法，其使用0.49eV-2.38eV(即2500nm-520nm)之间的光子能量以快速加热牙科材料至高于环境温度的高温。在一些方面，将牙科材料加热至约50℃至约250℃的温度。在一些方面，将牙科材料加热至约50℃至约100℃的温度。在一些其他方面，将牙科材料加热至60℃至约80℃的温度。在一些方面，所应用的光子能量在1.23eV-2.06eV(1000nm-600nm)之间。在一些实施方案中，在施加牙科材料之前施加加热牙科材料的光子能量。可以通过将所施加的光子能量调谐到牙科材料或牙科材料容器的基本吸收频率/波长和/或泛音振动带来利用其他光子能量波长。特别地，高于基频的任何谐振频率被称为泛音(overtone)。在电磁波谱中，泛音带是基本吸收频率的倍数。因为能量与吸收的频率成正比，而频率又与波数成正比，所以频谱中出现的第一个泛音大约是基本波数的两倍。也就是说，第一个泛音v＝1→2大约是基本能量v＝0→1的两倍。例如，振动的双原子分子，如盐酸(HCl)，在3465nm处具有基本吸收，在1733nm(实际上在1764nm处观察到)处具有其第一泛音吸收带，在1155nm(实际上在1198nm处观察到)处具有第二泛音吸收带，866nm(实际上在915nm处观察到)处具有第三泛音吸收带，以及在693nm(实际上在746nm处观察到)处具有第四泛音吸收带。因此，为了获得等效的振动运动，与基本吸收频率/波长所需的能量相比，在第一泛音处将需要更多的能量。随着分子振动的增加导致产生热量，可以靶向基本吸收和/或泛音带以加热物体和材料。
关于牙科材料，基本吸收带通常在指定的光子能量范围之外(0.49eV-2.38eV，即2500nm-520nm)。因此，牙科材料的泛音带是本文所述的一些实施方案的目标。特别是对于可光聚合牙科材料(即复合材料、树脂、粘合剂、密封剂等)，在使用前或使用过程中(即体内)光子能量的应用会使材料快速加热到环境温度以上，但不会过早固化或在固化前或固化后对可光聚合材料产生负面影响，如果施加的光子能量激活了材料中掺入的光引发剂，就会发生光固化。
临床上，加热的可光聚合材料是有利的，因为它们表现出增加的流动性，以便于可光聚合材料的应用和与牙齿表面的顺应性。同样的概念适用于所有牙科材料。此外，可光聚合材料的机械性能可以通过在固化期间或刚好在固化之前施加光子能量以升高温度来增强，这已经表明与标准固化相比，增加了固化后性能(转化率和显微硬度)。因此，在本文所述的一些方面，所施加的光子能量与用于活化可光聚合材料的光引发剂的吸收峰处于不同的波长。
可以基于各种组分(例如，分子和键)的光吸收泛音区域来确定要施加到牙科材料以进行所需加热的光子能量的类型和量。例如，图1中示出了各种组分及其各自的泛音区域。大多数组分在多于一个泛音区域中具有光吸收，因此一些实施方案涉及利用组合带区域、主要吸收带、或任何包含在0.49eV-2.38eV(即2500nm-520nm)内的泛音区域中的波长将光子能量应用于这些复合材料。在一些实施方案中，所利用的光子能量在1.23eV-2.06eV(即1000nm-650nm)之间。
在一些实施方案中，所施加的光子能量在第三泛音区域或更高的泛音区域或指定的光子能量范围/波长内的其他组分吸收(component absorption)特性中，以提供关于加热的程度和速度的某些优点，其可以在没有过高能量需求的情况下完成。所公开的实施方案在使用调谐到牙科材料和/或牙科材料容器的光子能量将来自电源的能量转换成热量方面非常有效。
第三泛音带内的光子发射可以利用当前存在的LED技术来实现，而第一泛音带或第二泛音带中的光子发射需要二极管激光器并且需要更低的光学能量输出和更高的成本。从根本上说，较短波长的光具有更高的频率和更高的光子能量。考虑到波长和频率之间的关系-频率越高，则波长越短-由此可见短波长比长波长更具能量。因此，尽管在某些情况下具有较低的吸光度，但是第三泛音利用具有高能量的波长并且可以表现出更有效和高效的加热特性。此外，关于复合材料中使用的组分的信息，所选区域中的特定波长可以特异性地靶向复合材料，以有效地影响复合材料在波长中的加热，其中分子和键具有最高吸收。
在一些实施方案中，将光子能量施加到牙科材料，该牙科材料包括但不限于：麻醉剂(减少注射期间的疼痛)、古塔胶(用于牙髓根管充填)、牙科复合材料、密封剂、粘合剂、洞衬剂、和玻璃离聚物树脂(例如，降低粘度、改善操作特性、减少空隙和改善固化后的机械性能)和牙髓冲洗剂(增加功效和反应性)。
因此，在一些实施方案中，本文中的光子能量利用特别构造的用于有效加热牙科材料样品的装置来施加。
施加光子能量以增强材料性能或反应性的方法
一个实施方案是一种将光子能量施加到牙科材料以通过光化学效应增强材料性能或反应性的方法。该方法与光动力疗法和光敏剂的使用有着明显的区别。一个方面是在特定范围内的光子能量用于可光聚合牙科材料，这进一步增加了牙科材料的机械性能。不受任何理论的束缚，如果适当的波长或电子伏特与光引发剂匹配，则可以使用双光子效应来进行。例如，为了通过双光子效应聚合含有樟脑醌的材料，可以施加在880nm-960nm波段的光子能量。
另一个实施方案是使用光子能量来刺激光化学效应，包括牙科材料的光降解(即通过光改变材料，其可以包括氧化和自由基的产生)、光漂白(即染料的光化学改变以减少或去除染料的可见颜色或荧光性质)或光催化作用(即通过光的化学反应加速)。临床上，这可能有助于促进消毒特性、美学特性和安全性。关于牙髓冲洗剂，光子能量的应用可用于增强常用冲洗剂例如次氯酸钠或氯己定的消毒性质，由此通过某些波长的光子能量增加反应性或自由基的产生。通过将添加剂掺入本文进一步描述的牙科材料中，可以进一步增强上述方法。
用于通过提高能量转换效率和热传递来改善加热的添加剂
另一个实施方案包括通过向牙科材料或牙科材料容器中添加一种或多种加热添加剂来改善牙科材料的加热的方法。在一些方面，加热添加剂是光子能量吸收增强剂或导热增强剂。如本文所述，向牙科材料和/或牙科材料的容器中添加包括某些光子能量吸收增强剂(例如，吸收染料)和导热增强剂的加热添加剂，以增加光子能量吸收、从光子能量到热量的能量转换效率和/或材料加热速率。在一些方面，本文描述的方法包括将一种或多种加热光子能量吸收增强剂、一种或多种导热增强剂或它们的任何组合添加到牙科材料或牙科材料容器中。
合适的光子能量吸收增强剂表现出以下一种或多种性质：(例如，0.49eV-2.38eV(即2500nm-520nm))之间的高光吸收、3.93eV-3.09eV(315nm-400nm)之间的高紫外光吸收、生物相容性，不会赋予材料不自然的牙齿颜色、与材料和/或容器相容、稳定、表现出热稳定性(例如，如果用于注塑成型)、在材料和/或容器内可溶和可分散、不对材料的性能产生负面影响、以及具有从光子能量到热量的高转换效率或所述性质的组合。使用吸收紫外线的添加剂可能是有利的，因为许多紫外线吸收染料是无色的，然而，在0.49eV-2.38eV之间吸收的其它染料也可能是无色的或赋予牙科材料可接受的颜色。例如，赋予浅黄色或棕褐色的添加剂可以包括在各种色度的浅黄色或棕褐色的牙科材料中。满足一些上述性质的示例性和非限制性光子能量吸收增强剂包括以下染料类别：花菁、聚花菁(polycyanine)、荧光酮类、amminium、trisaminium、金属二硫醇烯配合物、蒽醌(anthroquinone)、peri-arylenes(即sexterrylenes和sexterrylene四羧酸二酰亚胺)、方酸菁、酞菁、酞菁金属配合物、聚甲炔花菁、卟啉(porophyrine)、二氢卟酚(chlorines)、苯并二氢卟酚(benzochlorines)、噻嗪、量子点和单壁碳纳米管。满足一个或多个上述标准的合适的市售染料包括但不限于：Cy3、Cy5、荧光素、吲哚菁绿、亚甲蓝、甲苯胺蓝、来自Luminochem的吸收染料(例如、LUNIR8/1；布达佩斯，匈牙利)、来自Epolin的吸收染料(即、Epolite 4113,4831,4019,7809,4105,3130,3169,3036,4019,4129,4113,5262,5839,6661,6158,5636,6084；纽瓦克，新泽西州)、来自QCR Solutions的吸收染料(优选NIR806F,NIR856A,NIR886A,NIR848A,NIR949A,NIR728A,NIR700A,NIR739B；圣卢西港，佛罗里达州)。以下是Cy3和Cy5的结构，较长波长的花菁染料具有相似的结构，并且由于已经证明花菁染料具有生物相容性，因此其是有利的。
在另一个方面，光子能量吸收增强剂以一定浓度添加到牙科材料或牙科材料的容器中，以在所公开的光子能量范围内的光子能量下产生大于或等于1的吸光度/光密度值。
所选择的光子能量吸收增强剂、光子能量吸收增强剂的光谱和光子能量源的光谱代表了实现所需总体加热性能的重要方面。参照图2，光子能量吸收增强剂归一化吸收(A1)光谱和光子能量源的归一化发射光谱(A2)的相交面积(A3)必须至少有一些重叠，以实现改善的光子能量吸收和随后的加热。在一个方面，光子能量吸收增强剂归一化吸收光谱和光子能量源的归一化发射光谱的相交面积必须是添加剂或光子能量源的曲线下面积的至少10％。在另一方面，该相交面积至少为25％。在另一方面，该相交面积(A3)至少为50％。
在另一方面，将一种或多种光子能量吸收增强剂以约0.001％-10％(重量％)的浓度添加到牙科材料中，以增加牙科材料的光子能量吸收。在另一方面，将一种或多种光子能量吸收增强剂以约0.005％-7％(重量％)的浓度添加到牙科材料中。在另一方面，将一种或多种光子能量吸收增强剂以约0.01％-3％(重量％)的浓度添加到牙科材料中。在另一方面，将一种或多种光子能量吸收增强剂以约0.01％-1％(重量％)的浓度添加到牙科材料中。在另一方面，将一种或多种光子能量吸收增强剂以约0.001％、约0.005％、约0.01％、约0.05％、约0.1％、约0.2％、约0.4％、约0.8％、约1％、约2％、约3％、约4％、约5％、约6％、约7％、约8％、约9％或约10％(重量％)的浓度添加到牙科材料中。
在另一方面，将一种或多种光子能量吸收增强剂以约0.1％-25％(重量％)的浓度添加到牙科材料容器中，以增强牙科材料容器的光子能量吸收。在另一方面，将一种或多种光子能量吸收增强剂以约0.1％-20％(重量％)的浓度添加到牙科材料容器中。在另一方面，将一种或多种光子能量吸收增强剂以约0.1％-15％(重量％)的浓度添加到牙科材料容器中。在另一方面，将一种或多种光子能量吸收增强剂以约0.1％-10％(重量％)的浓度添加到牙科材料容器中。在另一方面，将一种或多种光子能量吸收增强剂以约0.1％-5％(重量％)的浓度添加到牙科材料容器中。在另一方面，将一种或多种光子能量吸收增强剂以约0.1％-1％(重量％)的浓度添加到牙科材料容器中。在另一方面，将一种或多种光子能量吸收增强剂以约0.1％、约0.5％、约1％、约2％、约4％、约5％、约7％、约9％、约11％、约13％、约15％、约17％、约20％或约25％(重量％)的浓度添加到牙科材料容器中。
在另一方面，将一种或多种导热增强剂添加到牙科材料中。合适的导热增强剂改善了材料和/或材料容器的导热性。这允许热量更快地分散在整个材料和/或材料的容器中，或者改善材料与其容器之间的传导热传递。用于改善导热性的示例性和非限制性添加剂包括：石墨颗粒、石墨烯颗粒、陶瓷颗粒(例如金属氮化物、氮化硼、碳化硅和氮化硅)、金属氧化物颗粒(例如氧化铝)、金属颗粒和碳纳米管。在另一方面，将一种或多种加热添加剂(thermal heating additive)以约0.01％-80％(重量％)的浓度添加到牙科材料中。在另一方面，将一种或多种加热添加剂以约0.01％-50％(重量％)的浓度添加到牙科材料中。在另一方面，将一种或多种加热添加剂以约0.01％-30％(重量％)的浓度添加到牙科材料中。在另一方面，将一种或多种加热添加剂以约0.01％-10％(重量％)的浓度添加到牙科材料中。在另一方面，将一种或多种加热添加剂以约0.01％-1％(重量％)的浓度添加到牙科材料中。
在另一方面，将一种或多种导热增强剂添加到牙科材料容器中。合适的导热增强剂改善了材料和/或材料容器的导热性。这允许热量更快地分散在整个材料和/或材料的容器中，或者改善材料与其容器之间的传导热传递。用于改善导热性的示例性和非限制性添加剂包括：石墨纤维、石墨烯薄片、陶瓷颗粒(例如金属氮化物、氮化硼、碳化硅和氮化硅)、金属氧化物(例如氧化铝)、金属颗粒和碳纳米管。在另一方面，将一种或多种加热添加剂以约0.01％-80％(重量％)的浓度添加到牙科材料容器中。在另一方面，将一种或多种加热添加剂以约0.01％-50％(重量％)的浓度添加到牙科材料容器中。在另一方面，将一种或多种加热添加剂以约0.01％-30％(重量％)的浓度添加到牙科材料容器中。在另一方面，将一种或多种加热添加剂以约0.01％-10％(重量％)的浓度添加到牙科材料容器中。在另一方面，将一种或多种加热添加剂以约0.01％-1％(重量％)的浓度添加到牙科材料容器中。
用于改善材料聚合的添加剂(光引发剂和共引发剂)
在另一个实施方案中，将光聚合增强剂体系掺入可光聚合牙科材料组合物中。包含这样的体系可以利用光子能量改善聚合、固化深度和转化率。本文所述的光聚合增强剂体系与其它已知的光聚合体系明显不同，因为它包括I型光引发剂和II型光引发剂以及共引发剂或两种II型光引发剂以及共引发剂，其中至少一种I型光引发剂或II型光引发剂通过在合适范围内的光子能量激活。在一些方面，其中至少一种光引发剂被激活的光子能量的范围是约0.49eV-2.38eV(2500nm-520nm)，该光引发剂在本文中称为“特定的光引发剂”。
在一个方面，光聚合增强剂体系包括I型光引发剂和II型光引发剂以及至少一种共引发剂，其中至少一种或所有光引发剂是特定的光引发剂。另一方面，可光聚合的增强剂体系包括两种II型光引发剂以及至少一种共引发剂，其中一种或所有光引发剂是特定的光引发剂。另一方面，共引发剂的浓度大于或等于特定的光引发剂的浓度。在另一方面，共引发剂和其他非特定的光引发剂的浓度大于或等于特定光引发剂的浓度。在另一方面，共引发剂和其他非特定光引发剂的组合的浓度大于或等于特定光引发剂的浓度。另一方面，共引发剂中的至少一种是硼酸盐V。另一方面，特定的光引发剂的加入浓度为总的可光聚合牙科材料的约0.0001重量％-2重量％。另一方面，特定的光引发剂的加入浓度为总的可光聚合牙科材料的约0.0001重量％-1重量％。另一方面，特定的光引发剂的加入浓度为总的可光聚合牙科材料的约0.0001重量％-0.5重量％。
另一方面，光聚合增强剂体系包括I型光引发剂和II型光引发剂以及至少一种共引发剂，或两种II型光引发剂以及至少一种共引发剂，其中特定的光引发剂以总的可光聚合牙科材料的0.0001重量％-0.5重量％的浓度掺入，其中共引发剂和其他光引发剂的浓度大于或等于特定的光引发剂的浓度，其中至少一种共引发剂是硼酸盐V。在另一方面可光聚合增强剂体系包括I型光引发剂和II型光引发剂以及至少一种共引发剂，或两种II型光引发剂以及至少一种共引发剂，其中特定的光引发剂以总的可光聚合牙科材料的0.001重量％-0.1重量％的浓度掺入，至少一种共引发剂是硼酸盐V，其浓度是特定的光引发剂浓度的至少10倍，并且其他光引发剂的浓度大于或等于特定的光引发剂的浓度。
在另一个方面，添加到可光聚合牙科材料中的特定的光引发剂或共引发剂由于施加0.49eV-1.90eV(2500nm-650nm)或1.23eV-2.06eV(1000nm-600nm)之间的光子能量而能够失去其可见颜色(即，它被漂白或变成无色的)和/或在施加0.49eV-1.90eV(2500nm-650nm)或1.23eV-2.06eV(1000nm-600nm)之间的光子能量后在光聚合过程中被消耗。在临床应用期间，可光聚合牙科材料(例如牙科复合材料)开始时具有独特的颜色，而一旦其固化就变成所需的牙齿色度。该属性有助于临床医生对完全固化的视觉确认。
在另一方面，特定的光引发剂吸收0.49eV-1.90eV(2500nm-650nm)之间的光子能量并光被脱色或变为无色。在另一方面，特定的光引发剂通过增加自由基形成促进材料固化，同时随着形成的自由基的耗尽而促进漂白。因此，在一些方面，特定的光引发剂参与固化过程并提供可见的变化以指示完全固化。在这些方面，特定的光引发剂与本文公开的浓度的另一种光引发剂和/或共引发剂结合使用。
可与特定的光引发剂结合使用的示例性和非限制性I型光引发剂包括：TPO(二苯基(2,4,6-三甲基苯甲酰基)氧化膦)、2-苄基-2-(N,N-二甲基氨基)-1-(4-吗啉苯基)-丁-1-酮(BDMB)、2,2-二甲氧基-2-苯基苯乙酮(DMPA)、双酰基膦氧化物(BAPO)、酰基锗烷衍生物、安息香醚、苄基缩酮、α-二烷氧基苯乙酮、α-羟烷基苯酮、α-氨基烷基苯酮、酰基膦氧化物和荧光染料。可与特定光引发剂结合使用的示例性和非限制性II型光引发剂包括：1-苯基1,2-丙二酮(PPD)、樟脑醌(CQ)、乙基-4-(二甲基氨基)苯甲酸酯(EDB)、苯偶酰(BZ)和花菁染料。可与特定的光引发剂结合使用的其它合适的光引发剂包括但不限于：苯乙酮、茂钛化合物(titanocene)、锗烷基化合物、二苯甲酮衍生物、二苯甲酰二茂铁、铱配合物、芘衍生物、硫代巴比妥酸衍生物、苄基和安息香化合物、二苯甲酮、硫代氧杂蒽酮(thioxanthones)、锍、碘鎓、per-Arylenes(特别是sexterrylenes，尤其是sexterrylene四羧酸二酰亚胺(sexterrylenetetracarboxylic Bisimides))、方酸菁、酞菁和酞菁金属络合物、聚甲炔花菁、卟啉、二氢卟酚(chlorines)、苯并二氢卟酚(benzochlorines)、噻嗪和如结构S1所示的基于花菁的光引发剂。可商购的光引发剂包括但不限于：来自SpectraGroup Limited,Inc.的光引发剂(H-Nu 660、H-Nu 780、H-Nu 815)。
可与I型光引发剂和特定光引发剂，或II型光引发剂和特定光引发剂一起使用的示例性和非限制性类型的共引发剂包括：基于胺的共引发剂(例如乙基-4-二甲基氨基苯甲酸酯(DMABE)、4-二甲基氨基对三氟甲基苯晴(DMABN)、甲基丙烯酸2-N,N-二甲基氨基乙酯(DMAEMA)或其他基于吡啶的化合物)、基于硼酸盐的共引发剂(例如丁基三苯基硼酸盐，称为硼酸盐V、四丁基铵四氟硼酸盐)和碘鎓盐。可商购的共引发剂包括但不限于：来自Spectra Group Limited,Inc.的共引发剂(例如硼酸盐V、H-Nu 254，其为碘鎓盐)。
用于改善材料反应性的添加剂(光催化剂)
另一个实施方案包括通过包含一种或多种光催化剂来改善牙科材料的反应性的方法。认为掺入的光催化剂可吸收所施加的光子能量并且充当光催化剂以增强其他牙科材料性能。示例性和非限制性光催化剂包括诸如金属氧化物的那些。该光催化剂的潜在应用是将金属氧化物放入牙髓冲洗剂或口腔冲洗液中并使其接受光子能量以改善消毒。
用牙科材料治疗患者的方法
本文描述的另一个实施方案是用牙科材料治疗患者的方法，其包括用使用来自光子能量发射源的光子能量的装置将牙科材料加热到环境温度以上，并在材料固化之前将加热的牙科材料施加到牙齿表面或牙齿洞中(如果适用的话，即在牙科可光聚合材料固化之前)。
如本文所述，光子能量包括约0.49eV-2.38eV(2500nm-520nm)或约1.23eV-2.06eV(1000nm-600nm)的能量。在一个方面，牙科材料是牙科可光聚合材料。在另一方面，加热牙科材料的发射的光子能量不会过早固化或使材料聚合并且处于牙科材料、牙科材料容器或本文所述的加热添加剂的合适吸收波长。
牙科可光聚合材料包括复合树脂、高填充复合树脂、玻璃离聚物树脂、密封剂、粘合剂、洞衬剂或它们的组合。在施加加热的牙科材料之后，治疗患者的方法还包括固化牙科材料。在一个方面，固化进一步包括施加第二光子能量源，其具有可光聚合材料的吸收光谱，该可光聚合材料存在于牙科材料中以引发聚合。因此，在这方面，在患者的治疗期间，所施加的用于加热牙科可光聚合材料的光子能量不与牙科可光聚合材料中存在的光引发剂的光吸收重叠。
用于加热和分配牙科材料的装置
本文描述的本发明装置允许产生具有更高填料含量的牙科复合材料。需要更高的填料含量，因为它在固化期间导致较少的收缩并且更硬、更耐磨和更持久的修复。然而，高填充复合材料由于其低流动性、用于分配的高挤出力和差的成形能力，导致差的边缘适应性，而在使用上受到限制。预热可光聚合材料降低了粘度并重新排列填料和单体的分子结构，从而降低了内应力和不均匀性，从而改善了高填充复合材料的临床应用。此外，预热可光聚合材料和在升高的温度下固化增加了复合材料的体积膨胀(即热膨胀)，这可以抵消由聚合引起的体积减小。这显著降低了复合材料的收缩、渗漏、应力和术后疼痛。
因此，另一个实施方案是能够发射0.49eV-2.38eV(即2500nm-520nm)之间的光子能量的装置，其可用于加热和/或分配牙科材料。在一个方面，利用在1.23eV-2.06eV(1000nm-600nm)或1.23eV-1.77eV(即1000nm-700nm)之间的光子能量来加热和分配牙科材料，因为施加的所述光子能量对于人眼是不可见的并且更安全。光子能量源限于电致发光源，例如发光二极管(LED)或激光二极管，并提供0.5W-20W或1W-8W之间的光学功率。
本文所述的合适装置可以是无线的(cordless)，并且还包括可再充电能源，例如锂离子电池、超级电容器、锂聚合物电池、镍镉电池或镍金属氢化物电池。在另一方面，该装置包括其中具有牙科材料的套或容器。在施用牙科材料后可以从装置中取出套，并用另一个套或容器替换，以便在相同或后续步骤中进行后续应用。
在另一方面，光子能量源布置在紧邻套或容器处，以确保有效的能量转移。在另一方面，光子能量源与套或容器之间的距离小于1厘米。或者，在另一方面，光子能量源通过透镜或光纤准直，以确保更高的能量传递到套或容器和/或允许光子能量源位于距离套或容器更远的距离处。
在另一方面，用工具或棒(wand)对光子能量源有效地进行热管理，以使装置免于热力学温度升高，该升高的热力学温度可使牙科材料降解或对装置的操作者或使用该装置进行治疗的患者造成危险。这可以通过将光子能量源放置在主要散热器(例如印刷电路板或金属包覆的印刷电路板)上来实现，该主要散热器可以进一步耦联到二级散热器或三级散热器，二级散热器或三级散热器可包含在装置壳体内或可包括装置壳体。此外，使用热管有助于热管理。通过适当的热管理，装置主体和可触摸的表面不应达到不安全的高温，其通常被定义为医疗装置的温度高于约50℃。
在另一方面，为了最大限度地减少过度或不期望的温度对牙科材料的负面影响，该装置包括用于控制所施加的光子能量的传感器。如图37所示的方框图所示，温度传感器可用于在施加光子能量期间监测工具/棒内牙科材料的温度和/或确定物体何时处于所需温度并将该信息反馈到所施加的光子能量源以减少或去除发射器的功率输出。示例性和非限制性温度传感器包括热敏电阻、IR温度传感器、热电堆、热电偶或电阻温度检测器(RTD)。温度传感器也可以是被加热物体的一部分而不是装置的一部分。这可以通过在物体上嵌入热敏电阻或者用电气特性(即电阻、电容或电感)随温度变化而改变的材料制成物体，然后通过与装置进行电气连接来实现。合适的温度传感器可从Vishay Dale(TFPT)、Panasonic(AMG88)、Texas Instruments(TMP007)、Digilent,Inc.(240-080)和TE Connectivity(Ni1000SOT)获得。
此外，可以设想，一旦物体达到期望温度，装置可以使用脉冲宽度调制(PWM)、比例-积分-微分调节器(PID)或另一种控制回路反馈系统方案来维持期望的温度，而没有达到可能对牙科材料产生负面影响的不希望的温度。此外，作为温度传感器的替代或补充，可以使用另一传感器来确定物体的吸收方式并相应地调节光子能量源的功率，以便考虑牙科材料吸收率和所需功率以及达到所需温度的时间的差异。这可以通过热电堆、RGB传感器、接近传感器、光电晶体管、光电二极管、环境光传感器、CMOS传感器或CCD传感器来实现，以直接或间接地确定物体对于特定波长的光子能量的吸收或颜色，或者通过测量反射率或透射率来实现。合适的传感器可从威世半导体(Vishay Semiconductor)(VCNL4020X01,VEML6040)、罗姆半导体集团(Rohm Semiconductor)(BH1680FVC)、德州仪器(TexasInstruments)(TMP007)、亿光电子工业股份有限公司(Everlight Electronics Co Ltd)(PD15-22C/TR8)、今台集团(Kingbright)(APA3010P3BT)、豪威科技有限公司(OmniVisionTechnologies Inc.)(OV09740-A46A)和东芝(Toshiba)(TCD1103GFG)获得。
此外，可以实现用于确定吸收的相同传感器，或者前述传感器之一的单独实施方式，使得该装置仅与制造商的特定物体或容器或材料一起工作，因为传感器的测量值可以用作识别插入的对象或容器或材料的“指纹”以实现封闭平台系统。这将允许制造商确保使用该装置仅加热他们的产品。此外，作为安全特征，该装置可以结合使用任何上述传感器来确定在开始之前或加热期间物体是否存在，使得光子能量仅在物体存在时发射。
根据另一方面，用于加热和分配的装置包括365nm-500nm的固化光源和0.49eV-2.38eV(即2500nm-520nm)之间、1.23eV-2.06eV(1000nm-600nm)之间、或1.24eV-1.77eV(即1000nm-700nm)之间的额外光子能量源，其可在复合材料施加后被激活并导向复合材料，以加热和/或固化所施加的复合材料。固化光源和光子能量源都将以500mW-3W之间或700mW-1.5W之间的光学功率发射。在另一方面，与固化光源相比，光子能量可以在固化光源之前、与固化光源同时或在大约几秒的短暂延迟之后施加，以调节所得的牙科复合材料性能。光子能量可以直接被复合材料(即复合材料中的成分，例如单体和填料、或掺入的添加剂)、或者是复合材料的添加剂吸收，以在固化期间加热牙科材料，上述添加剂中的一种也可以在固化之前用于加热。
在另一方面，固化光源和光子能量源在装置的远侧布置，以便于进入口腔。或者，在另一方面，固化光和/或光子能量源可以通过透镜或光纤准直，以确保更高的能量转移到放置的材料和/或允许固化光源和光子能量源位于装置中的非远端位置。该装置有效地热管理固化光源和光子能量源，以使装置免于热力学温度升高，该升高的热力学温度会降低牙科复合材料的质量，或者对装置的操作者或使用该装置进行治疗的患者造成危险。这可以通过将光子能量源放置在主散热器(印刷电路板或金属包覆印刷电路板)上来实现，该主散热器可以进一步耦联到二级散热器或三级散热器，二级散热器或三级散热器可以包含在装置壳体内或可包括装置壳体/主体。此外，使用热管有助于热管理。临床上，所公开的光子能量装置和方法的使用可以改善表面硬度、转化程度、固化深度、减少收缩和泄漏，并且可以用于改善恢复材料的增量分层和固化，从而提高治疗效率。在另一个方面，这也可以通过不分配牙科材料的单独装置来实现，并且将限于固化可光聚合材料，即多光谱固化光。
本文描述的一个实施方案是根据图14-16或图28-32中任一个的装置。在一个方面，该装置具有根据图17-19或图35中任一个的光子发射器套件。
用于增强可光聚合牙科材料固化的装置
根据本发明的另一个实施方案，工具或棒可以使用光子能量将可光聚合牙科材料加热到高于环境温度并固化可光聚合牙科材料。这导致可光聚合牙科材料在原位和/或体内在升高的温度下固化，这对可光聚合牙科材料的机械性能具有显著的益处。在一个方面，该装置具有导热体，并且在另一方面，该装置是细长的，以便于进入口腔中。此外，该装置包括至少四个离散的远端安装的光子能量发射源，其产生至少两个离散的发射光谱。在一个方面，这些光子能量发射源由发光二极管(LED)组成。至少一个LED发射光谱用于固化可光聚合牙科材料，并且至少一个LED发射光谱用于在固化之前或固化期间将可光聚合牙科材料的温度升高到环境温度以上。在一个方面，用于固化可光聚合牙科材料的发射源以500mW-3W光学功率之间的功率发射365nm-500nm之间的光。在另一方面，用于固化可光聚合牙科材料的发射源以700mW-1.5W光学功率之间的功率发射420nm-490nm之间的光。在另一方面，用于在固化期间将可光致聚合牙科材料的温度升高到高于环境温度的发射源以500mW-3W光学功率之间的功率发射520nm-2500nm之间的光。在另一方面，用于在固化期间将可光致聚合牙科材料的温度升高到高于环境温度的发射源以700mW-2W光学功率之间的功率发射600nm-1000nm之间的光。
已经发现，这些至少四个LED的空间取向确保了接近均匀的光束轮廓，使得光学功率在整个照明场中不会显著变化。在一个方面，一个LED位于装置的远端头部的中心，并且至少三个LED围绕位于中心的LED径向定位。这些至少四个LED可以位于同一PCB或不同的并联PCB上(见图17-19和图35)，并且可以位于同一平面或不同的平行平面上。然而，在另一方面，至少四个LED在大致相同的方向上发射它们的光束轮廓，因此光束轮廓可以被准直以提供均匀的照明场。此外，如果要结合多于三个径向间隔的LED，则LED之间的间隔(即角度间隔)对于均匀的光束轮廓应该相等。例如，三个LED应在角度上隔开约120°(见图17和图35)，四个LED应在角度上隔开约90°，五个LED应在角度上隔开约72°。在另一方面，一个位于中心的LED包含在其自身的PCB上，其由包含在不同的PCB上的三个LED围绕，其中三个LED放置在相隔120°的相同平面上。
根据临床治疗，各种LED本身或相对于彼此可具有不同的发射输出功率和持续时间。例如，位于中心的LED的输出可以先于、后于或同时与至少三个径向定位的LED的输出一起使用。如果临床医生想要在原位和/或体内软化和/或操作可光聚合牙科材料，则该装置可以包含仅照射可光聚合牙科材料以提高材料温度的设置，其随后使材料的粘度降低。此时，可以在固化之前将材料处理成所需的形状/结构。或者，在不进行物理操作的情况下原位和/或体内升高可光聚合牙科材料的温度也是可能的，并且有利于降低其粘度并改善牙齿表面的构象。然后，加热的可光聚合牙科材料可以在升高的温度下原位和/或体内固化，同时它最顺应牙齿表面。实现这种情况的一个示例性设置是在用365nm-500nm的光谱照射可光聚合的牙科材料以进行约3至约30秒的固化之前，用520nm-2500nm光谱照射可光聚合牙科材料约5至约30秒，以将其温度升高。在一个方面，该装置具有2-5种不同的预编程设置，用于各种临床治疗/偏好，其中每种模式具有不同的功率、持续时间和至少两个发射光谱的重叠特性，其中至少一个发射光谱在指定的光子能量范围内。
在另一方面，为了确保光子能量发射源(例如LED)的适当热管理，光子能量发射源耦联到位于装置内的主要散热器。在另一方面，这些主散热器耦联到导热体。或者，在另一方面，用于至少三个径向定位的LED的主散热器可以耦联到位于中心的LED的主散热器，然后LED耦联到导热体。最后，在另一方面，这些光子能量发射源与直流电源电连通。在另一方面，该直流电源是可拆卸的可再充电电源，例如锂离子电池。
任选地，其他牙科装置可以结合在该多光谱固化装置中，其可以包括但不限于：透照仪。
另一个实施方案是根据图33-34中任一个的装置。在一个方面，该装置具有根据图17-19和图35中任一个的光子发射器套件。
牙科材料的组成和容器
另一个实施方案是牙科材料组合物。在一些方面，牙科材料是可光聚合牙科材料组合物。本文所述的牙科材料组合物具有增强的能量转换效率、热传递和/或聚合特性。
在一些方面，本文所述的可光聚合牙科材料组合物包括：丙烯酸酯单体(例如二甲基丙烯酸三甘醇酯、TEGDMA、双甲基丙烯酸尿烷酯、UDMA和双酚-A-缩水甘油基二甲基丙烯酸酯、双-GMA等)、无机填料(玻璃或陶瓷，即二氧化硅、结晶二氧化硅、硼硅酸盐玻璃、氧化锆、氧化锆-二氧化硅等)、光聚合体系(例如樟脑醌与胺基共引发剂)、任选的一种或多种与牙齿颜色相匹配的颜料或着色剂、任选的一种或多种加热添加剂、任选的聚合增强剂体系和任选的一种或多种导热增强剂。如本文所述，加热添加剂、聚合增强剂体系和导热增强剂改善了材料的能量转换效率、热传递性能和/或聚合。
在一个方面，牙科材料组合物包含约1％至约40％重量的丙烯酸酯单体。在另一方面，牙科材料组合物包含约5％至约30％重量的丙烯酸酯单体。在另一方面，牙科材料组合物包含约5％至约20％重量的丙烯酸酯单体。在另一方面，牙科材料组合物包含约5％至约15％重量的丙烯酸酯单体。在另一方面，牙科材料组合物包含约1重量％、5重量％、10重量％、15重量％、20重量％、25重量％、30重量％、35重量％或40重量％的丙烯酸酯单体。
在另一方面，牙科材料组合物包含约30重量％至约95重量％的无机填料。在另一方面，牙科材料组合物包含约60％至约95％重量的无机填料。在另一方面，牙科材料组合物包含约5％至约20％重量的无机填料。在另一方面，牙科材料组合物包含约5％至约15％重量的无机填料。在另一方面，牙科材料组合物包含约1重量％、5重量％、10重量％、15重量％、20重量％、25重量％、30重量％、35重量％或40重量％的无机填料单体。
在一些方面，将加热添加剂、聚合增强剂体系和导热增强剂以上述具体方法描述的浓度提供到本文所述的牙科材料组合物中。
表1-2中公开了可光聚合牙科材料的示例性实施方案。该示例性牙科材料组合物包括吸收染料(例如，LUNIR1)作为光子能量吸收增强剂，以显著增强材料的加热。如本文所述，可以将额外的加热添加剂和/或聚合增强剂添加到所公开的组合物中，以进一步提高材料的能量转换效率、热传递性能和/或聚合特性。或者，可以掺入其他添加剂以使材料的吸收特性适应于所公开的光子能量范围内的任何光子能量。
表3中提供了另一个示例性实施方案。该示例性牙科材料组合物包括光聚合增强剂体系，其包括两种II型光引发剂(樟脑醌和H-Nu 660；其中H-Nu 660是如本文所述的特定光引发剂)和另一种共引发剂(硼酸盐V)，以显著增加材料的聚合。该组合物还产生将颜色从“蓝色/绿色”改变为“牙齿色度”的制剂，其为临床医生提供了复合材料充分固化的证明(参见图27)。如本文所述，可以将额外的加热添加剂和/或聚合增强剂添加到所公开的组合物中，以进一步提高材料的能量转换效率、热传递性能和/或聚合特性。或者，可以掺入其他添加剂以使材料的吸收特性适应于所公开的光子能量范围内的任何光子能量。
表4中提供了另一种示例性组合物。该示例性牙科材料组合物包括牙科复合材料，其包含两种II型光引发剂(樟脑醌和H-Nu 660；其中H-Nu 660是如本文所述的特定光引发剂)和共引发剂(硼酸盐V)，以显著增加材料的聚合。该组合物还产生将颜色从“蓝色”改变为“牙齿色度”的制剂，这为临床医生提供了复合材料充分固化的证明。如本文所述，可以添加额外的加热添加剂和/或聚合增强剂以进一步提高材料的能量转换效率、热传递性能和/或聚合特性。或者，可以掺入其他添加剂以使材料的吸收特性适应于所公开的光子能量范围内的任何光子能量。
表5-6中提供了使用本文所述光引发剂体系的可光聚合组合物的另一个实例，其为牙科密封剂的制剂。
牙髓填充材料
另一个实施方案是用于牙科材料的组合物，尤其是牙髓填充材料，例如古塔胶，其显示出增强的能量转换效率和/或热传递性能。
在一个方面，所公开的用于古塔胶牙髓填充的组合物包括以下成分：古塔胶或其他聚异戊二烯衍生物、无机填料(玻璃或陶瓷，例如氧化锌、氧化钛、二氧化硅、结晶二氧化硅、硼硅酸盐玻璃、氧化锆、氧化锆-二氧化硅等)、不透射线剂(例如硫酸钡、硫酸铋、钨)、稳定剂(例如抗氧化剂、二丁基羟基甲苯)、蜡或树脂(例如金属硬脂酸盐配合物、硬脂酸锌、聚乙二醇、石蜡、棕榈酸酯、巴西棕榈蜡等)和至少一种加热添加剂，以改善材料的能量转换效率和/或热传递性能。这些加热添加剂将以本文所述的浓度掺入牙科材料(例如古塔胶)中。
表7-8中提供了另一种示例性组合物。该示例性古塔胶牙髓填充物牙科材料组合物包括吸收染料(即吲哚菁绿)作为光子能量吸收增强剂，以显著增强材料的加热。可以向所公开的组合物中添加额外的添加剂以进一步提高材料的能量转换效率和/或热传递性能。或者，可以掺入其他添加剂以使材料的吸收特性适应于所公开的光子能量范围内的任何光子能量。
牙科材料外壳
另一个实施方案是牙科材料容器，其在用所公开的光子能量照射时显示出增强的能量转换效率和/或热传递。
所公开的用于牙科材料容器的组合物包括以下成分：热塑性树脂(例如聚碳酸酯、聚酰胺、聚丙烯、聚乙烯等)和至少一种添加剂，以改善材料的能量转换效率和/或热传递性能。该组合物还可包括着色剂或其他颜料、增塑剂或其他填料(例如玻璃纤维、炭黑等)。对于可光聚合牙科材料，例如牙科复合材料，添加剂、着色剂、颜料或其它填料应足以阻止会使容器内的可光聚合材料固化的聚合光透过容器传递到复合材料。
用于牙科材料容器的实例组合物描述于表9-14中。下表详细说明了包含加热添加剂的容器配方，以显著提高位于其中的材料的加热速率和总体温度变化。
可以将额外的添加剂添加到上述组合物中以进一步增强材料容器的能量转换效率和/或热传递性质。这些添加剂可以以以下公开的浓度掺入。例如，可以将氮化硼添加到组合物中以增加容器的热传递性能。
或者，可以使用其他添加剂来调节容器对所公开的光子能量范围内的任何光子能量的吸收性能。此外，可以添加其他填料以增强材料容器的特性。例如，可以添加玻璃纤维以增加容器的强度。
另一个实施方案是制备本文所述的牙科容器的方法，该牙科容器包括热塑性树脂和加热添加剂。在一个方面，该方法包括将热塑性树脂加热到至少其软化点的过程。在另一方面，该方法还包括将树脂温度保持和控制在至少其软化点。在另一方面，该方法还包括添加约0.1-5％的添加剂。合适的添加剂包括在520nm-2500nm之间具有高光子能量吸收的添加剂。在另一方面，该方法包括在添加添加剂和任选的分散剂的同时，将树脂的温度保持在其软化点。另一方面，该方法包括混合和均化含有树脂、添加剂和任选的分散剂的混合物，同时将温度保持在至少树脂的软化点。在另一方面，该方法包括将含有树脂、添加剂和任选的分散剂的均质混合物挤出到包括牙科材料容器形状的模腔中，并允许其在从腔中取出之前冷却。或者，在另一方面，将含有树脂、添加剂和任选的分散剂的均质和加热的混合物形成颗粒，其随后可用于注塑成型牙科材料容器。
另一个实施方案是通过上述方法制得的牙科材料容器。所形成的牙科材料容器适于填充牙科材料。此外，通过上述方法制造并含有牙科材料的成形的牙科材料容器适于用光子能量加热，以快速加热如本文所述的牙科材料。
实施例
实施例1:光子能量在麻醉剂、古塔胶、牙科复合材料和牙科/牙髓冲洗剂中的应用-吸光度和性能
所公开的实施方案的益处可以源自将光子能量应用于牙科材料，牙科材料包括但不限于：麻醉剂(减少注射期间的疼痛)、古塔胶(用于牙髓根管充填)、牙科复合材料、密封剂、粘合剂、洞衬剂和玻璃离聚物树脂(例如，降低粘度、改善操作特性、减少空隙和改善后固化的机械性能)和牙髓冲洗剂(增加功效和反应性)。例如，在图3中，将三种复合材料(即Filtek Supreme Ultra、Spectrum TPH3和Esthet.X HA)的吸光度与亚克力(acrylic)的吸光度进行比较，并说明3种主要的复合材料品牌显示出与亚克力材料相似的吸光度。这表明牙科复合材料的主要成分是丙烯酸单体，并且丙烯酸单体是对其吸光度作为贡献的主要结构，允许选择对应于泛音带的特定波长带，用于加热复合材料中的丙烯酸单体和低聚物。
此外，对于包括具有以下结构的古塔胶的牙科材料，所述古塔胶具有以下结构：
用近红外IR光子吸收和加热的古塔胶中的目标键是萜烯分子，其具有C-C单键和C-C双键。这也在图4中清楚地示出，图4显示了古塔胶和高填充复合材料(例如Esthet.XHA)中各种键和分子(其可以被靶向用于近红外应用和加热)的峰。此外，与形成复合材料的材料不同，复合材料/牙科材料容器或套可以设计有特定材料、添加剂和/或颜色，其具有低吸收性以将所有光子能量传递给复合材料或牙科材料，或高吸收性以加热套/材料容器本身。如图5所示，对于不同颜色/不透明度的相同塑料材料(聚碳酸酯)，获得不同的吸收特性。这些提供的吸收/泛音带中的任何一个都可以用于使用光子能量加热牙科材料和/或牙科材料容器。
现在参考图6和图7，用光子能量靶向复合材料和/或套的能力也提供了显著减少的将复合材料加热到所需温度所需的时间。换句话说，光子能量的使用提供了加热速率的显著增加而没有任何有害影响。为了比较，如图6所示，在市售的复合材料加热器中加热复合材料是缓慢的并且在10分钟内达到约60℃。相反，如图7所示，光子能量可以用于在20秒内将相同的复合材料加热到相同的温度(60℃)，这对临床医生非常有利，因为这显著减少了手术时间并提高了工作效率(in-office efficiency)。基于复合材料本身的组成、材料容器的组成和/或复合材料或容器的热传递性能，将更快地加热不同的复合材料(和其他牙科材料)。这些相同的概念适用于所有牙科材料。加热时间和速率也与光子能量源的数量和空间取向有关，即具有4W功率的单个发射器将是有效的，但是不会像四个具有1W功率的发射器(每个发射器定向围绕在复合材料容器周围上)一样有效。在本发明的一个优选实施方案中，制造一种装置，该装置利用1个至约6个发光二极管在约10℃至60秒之间加热牙科材料约10秒至60秒。
实施例2在高温下测定牙科材料粘度
另一个考虑因素是加热复合材料和/或牙科材料的所需目标温度，因为这决定了实现所需处理和/或性能特征所需的光子能量的类型和数量。此外，对于可光聚合牙科材料，光子能量不得过量，因为这可能在施用前使可光聚合牙科材料过早固化。在一个示例性实施方案中，可将复合材料加热至约50℃至约100℃，更优选60℃至约80℃的温度。
为了更具体地确定这一点，进行了以下评估(图8)：
方法
使用具有环境控制的剪切流变仪(Kinexus，Malvern，UK)，使用不锈钢平行板几何设置(直径20mm)，进行四种预热的基于树脂的纳米复合材料[Herculite Ultra(Kerr,Orange,CA)、Tetric EvoCeram(Ivoclar Vivadent,Schaan,列支敦斯登(Liechtenstein))、Filtek Supreme Ultra(3M,St.Paul,MN)和Grandio(Voco,库克斯港(Cuxhaven),德国(Germany))]的流变学表征。将复合材料样品(0.2g)置于流变仪的下模板上，降低上模板直至其以0.5mm的间隙距离轻轻接触样品表面。将流变仪设定为各种温度(25℃、37℃和60℃)，并在测量之前使用5分钟的延迟以确保复合材料处于指定温度。剪切速率在斜坡模式下从0.1到10s-1线性增加。
结果：
结果表明粘度通过增加剪切速率而降低。此外，对于所有测试的剪切速率，粘度随着加热温度以以下顺序变化：60℃<37℃<25℃。
结论：
无论使用何种树脂复合材料，都发现预热牙科纳米复合材料显著改善了它们的流动性，这提供了增加的机械粘合和密封强度。因此，增加剪切速率和温度导致剪切粘度的显著降低。
此外，如图8所示，对两种另外的复合材料进行类似的评估。作为这些评价的结果，可以看出加热高填充复合材料的好处是它在某一温度下表现得像可流动复合材料。该温度可以根据具体的复合材料品牌而变化，但是高填充复合材料应该加热到约60℃以上以获得所需的流动性。对于更高填充复合材料，预计该目标温度可能更高，可能为约70℃或约80℃。无论产品如何，光子能量都可用于增强性能和操作特性，例如流动性。流动性有助于放置在牙齿中，高填充复合材料比可流动的复合材料更耐用。
实施例3.温度对牙科材料的影响
在某些方面，不希望将复合材料加热到复合材料将会固化或硬化的温度。例如，在140℃以上的温度下，一些牙科复合材料将开始硬化(由于自固化/聚合或成分蒸发)，使其在临床上无法使用。该温度将根据牙科复合材料的成分而变化，并且一些复合材料在200℃下保持完整性。该实验总结如下。
方法：
将来自三个制造商的牙科复合材料和来自一个制造商的古塔胶(每种各3个样品)置于热板上并升温至60℃。用放置在复合材料中的热电偶监测温度。以每3分钟升高5℃将温度升高至150℃。在150℃后，以每3分钟升高10℃升高温度。使用金属刮刀探测样品并记录观察结果。
结果：
在60℃时，所有三个品牌的复合材料粘度都大大降低，这支持以前的数据。古塔胶非常柔软但仍然粘稠。在115℃时，古塔胶与在60℃时的复合材料相似，易于用刮刀操作，但具有粘性行为。在130℃时，古塔胶的拉丝性能消失，粘度显著降低，易于延展。在140℃时，三个复合材料品牌中的两个开始硬化。当从热板上取下时，两个硬化的复合材料在很小的压力下操作时容易破碎。第三个品牌的复合材料在高达200℃时没有硬化或破碎。它似乎没有受到影响，仍然能够在这个温度下固化。在高达200℃的温度下，古塔胶似乎没有受到影响。在200℃和250℃之间，它开始产生可见的、有气味的烟雾，但没有变色或明显改变其材料特性。
结论：
复合材料应保持在低于140℃的温度以避免损害性能，不应在临床上要求高于100℃，因为在<100℃的温度下已达到所需的流动性。古塔胶不应加热到200℃以上；在约115℃至约200℃的温度下也可达到所需的流动性。在本发明中考虑这些温度边界。在一些方面，光子能量的使用不会使牙科材料的温度升高至大于约200℃。在一些方面，光子能量的使用不会使牙科材料的温度升高至大于约140℃。
在不同的台式测试(未提供数据)中，将加热块和烤箱升温至120℃和150℃的高温以确定来自非常热的元件的主要传导加热是否可以减少牙科复合材料和套的加热时间。复合材料在30秒内达到80℃，但在温度>100℃时迅速继续升高并硬化，使得材料无法使用。该数据支持类似于市售复合材料加热单元的传导加热不能以安全和受控的方式快速加热复合材料而不会对复合材料产生有害影响。
牙科冲洗剂，例如含有次氯酸钠的牙科冲洗剂，在升高的温度(高达60℃)下具有增强的性能，但在较高温度下也更快地降解，并且不应加热至高于沸腾温度(100℃)。因此，在一个实施方案中，光子能量用于在约30℃至约100℃之间加热牙科液体/冲洗剂。
总之，应该加热特定牙科材料所达到的用以增强而没有负面影响的特定温度在很大程度上取决于牙科材料的组成。
图13提供了对收集的数据的总结，以测试延长的高温和近红外(NIR)光子能量暴露时间对牙科复合材料的固化性质的负面影响。
方法：
在三种条件的每一种中测试三种不同的市售复合材料品牌：20℃的室温(对照)，烤箱中的80℃，和通过光子能量实现的80℃。对于高温组，将烤箱升温至80℃并将复合材料置于其中1小时。对于NIR曝光，NIR LED(940nm)与热电偶和微控制器一起使用。将热电偶插入复合材料中以100％开启LED以进行反馈，使复合材料温度达到80℃，时间不到1分钟。此时，微控制器通过调制切换到脉冲，以保持恒温1小时。使用2mm圆盘模具(Paradigm CuringDiscs,3M Company SKU:76965)分配复合材料并形成圆盘，并使用市售固化光固化20秒。在升高的温度组中，在从烤箱或NIR LED灯具中取出后立即进行分配。
结果：
从数据可以明显看出，与室温储存的牙科复合材料相比，长时间暴露于对流烤箱中的高温或通过吸收近红外光子能量产生的高温环境在统计学上不影响固化后显微硬度值。此外，所测试的牙科复合材料的外观美学没有变化。
结论：
使用光子能量将复合材料保持在80℃下不会对材料产生有害影响。
实施例4.使用接近传感器的吸收测量实验
使用接近传感器(具有红外发射器、I2C接口和中断功能的全集成接近和环境光传感器)进行测试，该传感器包括890nm的红外(IR)LED和IR光电晶体管，以测量反射的IR光子能量。通常该传感器用于测量物体的距离，然而我们的测试结果如图20所示，在距离传感器固定距离处，在暴露于IR LED 15秒后(物体之间的波长、功率、时间和距离都保持恒定)，测得的IR反射率与物体的温度变化之间存在强相关性(R2＝0.97)。测试对象是所有市售的不同颜色的牙科复合材料。因此，传感器可用于确定将给定牙科材料或材料容器加热到所需温度并任选地在一段时间内保持所需温度所需要的光子能量的量。此外，传感器的测量值可以用作识别插入物体以实现封闭平台系统的“指纹”(即，该装置仅适用于特定材料或材料容器)。
实施例5.牙科复合材料显微硬度与温度的关系
除了增强复合材料的流动性之外，已经确定加热复合材料会导致在施用后固化时复合材料的硬度或耐久性增强。为了说明这一点，进行了以下评估，结果在图10中以图表形式说明。
方法：
使用定制加热装备将2mm×3mm复合材料圆盘(高度×直径)加热至指定温度(25℃、40℃、60℃和80℃)。将复合材料圆盘在各种温度下固化(Paradigm Curing Light,3M,St.Paul,MN)，并在37℃的黑暗容器中保持24小时。使用HMV-G Micro Hardness Tester(日本岛津公司，京都，日本(Shimadzu,Kyoto,Japan))在以下实验条件下在样品的顶面和底面上测量显微硬度：力设定-HV0.2(1.961N)；保持时间-10秒。在进行显微硬度测量之前，使用180、500和1500粒度砂纸对复合材料样品进行平滑处理，以使样品平整并抛光样品表面以进行分析。测试了四种基于树脂的纳米复合材料(对于每一种，n＝9)：Herculite Ultra(Kerr)、Tetric EvoCeram(Ivoclar Vivadent)、Filtek Supreme Ultra(3M)和Grandio(Voco)。未配对的学生t检验(a＝0.05)用于比较温度结果之间的统计学显著性。
结果：
显微硬度结果总结在随后的图10中。预加热Grandio和Filtek复合材料至≥60℃导致样品的顶部和底部表面上的显微硬度显著增加(p<0.02)。将Tetric复合材料预加热至60℃，导致样品顶部表面的显微硬度显著增加(p＝0.047)。将Herculite复合材料预加热至80℃导致样品顶部表面的显微硬度显著增加(p<0.05)。
结论：
在升高的温度下固化牙科复合材料有利于增加复合材料的显微硬度。特别是，60℃-80℃是增加测试复合材料显微硬度的目标范围。因此，在固化之前或固化期间起作用以增加可光聚合牙科材料温度的添加剂本身可以充当聚合增强剂，因为升高的温度导致聚合增加和更高的显微硬度测量值。因此，在某些方面，光子能量用于将牙科材料，特别是牙科可光聚合材料加热到约60℃至约80℃的温度。
实施例6.牙科复合材料转化率与温度的关系
作为在施用和固化牙科复合材料之前加热或预加热复合材料来提高耐久性的另一种措施，还根据以下所述对复合材料在高温下的转化率进行了评估，其结果如图11所示。
方法：
使用定制加热装置将2mm×3mm复合材料圆盘(高度×直径)加热至指定温度(25℃、40℃、60℃和80℃)。将复合材料圆盘在各种温度下固化，并在37℃的黑暗容器中保持24小时。使用配备有iD5 ATR附件(ThermoFisher Scientific，沃尔瑟姆，马萨诸塞州)的Nicolet iS5光谱仪在以下规格：波数范围＝4000-650cm-1、32次扫描/秒和2cm-1分辨率，通过微衰减全反射傅立叶变换红外光谱(micro-ATR FTIR)在样品的顶部表面测量DoC。测试了四种基于树脂的纳米复合材料(对于每一种，n＝5)：Herculite Ultra(Kerr)、TetricEvoCeram(Ivoclar Vivadent)、Filtek Supreme Ultra(3M)和Grandio(Voco)。未配对的学生t检验(a＝0.05)用于比较温度结果之间的统计学显著性。
结果：
转化率结果显示在图11中。与25℃相比，所有四种复合材料品牌在复合材料加热至60℃时显示出统计学上显著增加的转化率(DoC)(p<0.05)。与25℃相比，除Herculite(p＝0.11)外的所有复合材料品牌在复合材料加热至80℃时显示显著增加的DoC(p<0.03)。与25℃相比，只有Grandio在加热至40℃时显示出统计学上显著增加的DoC(p＝0.02)
结论：
在升高的温度下固化牙科复合材料导致更高的DoC。尤其是60℃-80℃是最大化DoC的目标范围。因此，在某些方面，光子能量用于将牙科材料，尤其是牙科可光聚合材料加热到约60℃至约80℃的温度。
实施例7.多波/多光谱固化
由于预加热可光聚合牙科材料可在固化时增强可光聚合牙科材料，因此评估了440-500nm的组合蓝光和520nm以上的第二波长的有益效果。根据以下实验研究了组合光子能量和固化光发射对复合材料显微硬度的影响，其结果在图12中以图表形式示出：
方法：
使用定制装备来同时研究近红外光子能量和Filtek Supreme复合材料的固化。简而言之，该装备由2mm圆盘模具(Paradigm Curing Discs,3M Company SKU:76965)组成，放置在固定的近红外LED管芯套件上方(距离5mm；4芯850nm LED，LEDEngin，圣何塞，加利福尼亚州，在1A下操作)，并且在固定的牙科固化灯下方(距离2mm；Valiant Curing Light,Vista Dental Products,拉辛,威斯康星州)。五个不同的组进行了测试，对于每个组n＝3：G1)Valiant的标准20s固化模式(无NIR)、G2)Valiant的加强3s固化模式(无NIR)、G3)Valiant的标准20s固化+20s NIR(0s滞后；即同时)、G4)NIR(0-25秒)+Valiant的标准20s固化(从5-25s)(即先使用5s NIR)、和G5)NIR(0-13s)+Valiant的加强3s固化(10-13s)(即先使用10s NIR)。按实施例5中所述对复合样品进行显微硬度评估。未配对的学生t检验(a＝0.05)用于比较实验组之间的统计学显著性。
结果：
在随后的图12中提供了复合材料硬度结果。与G1相比，G3和G4在复合材料样品的顶侧显示出统计学上显著增加的显微硬度(分别为p＝0.03和0.02)。比较G2和G5之间的结果没有观察到统计学显著性(p＝0.11)；然而，组间比较显示G5的结果在样本的两侧具有更高的平均结果。因此，更大的样本集可能有助于阐明这些组之间的真实趋势。
结论：
同时或顺序使用520nm以上的波长和固化光似乎改善了固化的复合材料显微硬度，因为该方法不会对固化过程产生负面影响。
此外，根据以下实验评估了在指定波长范围(520nm-2500nm)内的其他波长对复合材料显微硬度的影响，其结果在图21中以图表形式示出。
方法：
使用定制装备研究在各种波长下同时施加光子能量和Grandio SO复合材料的固化。该装备由3个蓝色LED环(475nm Cree XLamp XP-E2)组成，距离样品5mm，且中间有第四个可互换的LED。调节蓝色LED的功率，使得复合材料样品将暴露于与市售固化光(ValiantCuring Light,Vista Dental Products,拉辛,威斯康星州)所使用的相同的光学能级。调整可互换的LED使得它们均发出相同的光学功率输出，而来自3个蓝色LED的光学功率保持一致。使用光学功率计(S310C传感器，PM100D控制台，Thor Labs,牛顿,新泽西州)进行光学功率测量。可互换LED测试的波长为523nm、590nm、623nm、660nm、740nm、850nm和940nm(LedEngin LZ1)。在20秒组合的可互换LED和蓝色LED输出之前进行可互换LED的十秒钟暴露。换句话说，可互换LED发光30秒，而三个蓝色LED在最后20秒内发光，即指定波长内的光子能量导致10秒的聚合光。如先前在“复合材料显微硬度与温度的关系”部分中所述，对复合材料样品进行显微硬度评估。未配对的学生t检验(a＝0.05)用于比较实验组之间的统计学显著性。
结果：
测试波长的显微硬度数据显示在图21中。使用523nm、590nm、623nm、660nm、850nm和940nm，顶部硬度显著更高。使用523nm、623nm、660nm、850nm和940nm，底部显微硬度显著增加。
结论：
当与470nm处的标准蓝色聚合光组合时，多个波长显示出在圆盘的顶部和底部的改善的固化后显微硬度。这些波长在临床上使用是有利的，因为较硬的复合材料表明在延长的寿命中磨损减少。此外，尽管羟基磷灰石和水对市售固化光谱显示出低吸收系数，即470nm处的峰值发射，但氧合血红蛋白吸收系数是所公开的光子能谱的1000-10000倍(参见图22)；这就是为什么市售固化灯会引起内部温度升高和安全性的问题。因此，所公开的发明可利用520nm和2500nm之间的光子能量来增加复合材料显微硬度(图21)，降低氧合血红蛋白和牙髓吸收(pulp absorbance)，并改善临床功效和安全性。
此外，在固化光发射之前所描述的“引入”光子能量发射证明了本发明的成功示例性实施方案。通过在测试期间使用两个离散发射光谱没有观察到有害影响，其中一个发射光谱在所公开的光子能量范围(520nm-2500nm)内。
实施例8.通过将加热添加剂加入牙科复合材料或古塔胶中来改善加热
为了增强牙科材料在近红外波长中的吸收，从而改善所施加的光子能量向牙科材料的温度升高的转换，添加了近红外染料(即光子能量吸收增强剂)。第一次评估使用两种不同的NIR染料作为古塔胶和复合材料的添加剂，并根据以下实验评估加热：
方法：
研究了两种近红外染料(镍(II)5,9,14,18,23,27,32,36-八丁氧基-2,3-萘酞菁，Sigma Aldrich，密尔沃基，威斯康星州；和QCR#NIR848A(QCR Solutions，圣露西港，佛罗里达州)。将染料以不同浓度溶解在～0.3mL氯仿(Sigma Aldrich，密尔沃基，威斯康星州)中，以得到具有2重量％或5重量％染料的古塔胶或具有1重量％或2.5重量％的染料的牙科复合材料(Filtek Supreme)。一旦染料溶解，将粉末化的古塔胶或牙科复合材料加入混合物中，并与另外的～0.5mL氯仿手工混合直至光滑。然后将新形成的古塔胶/复合材料放置在通风橱中约30分钟以使氯仿蒸发。将古塔胶样品放在120℃的热板上的表面玻璃上5分钟直至变软。使用定制的2mm高×3.4mm直径的模具制作古塔胶圆盘。将热敏电阻放入古塔胶圆盘中，并在距离3mm处使用850nm四芯LED套件加热样品。复合材料样品以类似的方式形成，不同之处在于不需要加热来制造圆盘。
结果：
在下表15-16中提供加热结果。表15显示了将近红外染料#1添加到古塔胶后的结果。近红外染料#1是镍(II)5,9,14,18,23,27,32,36-八丁氧基-2,3-萘酞菁，其光吸收在845-851nm，消光系数为111L/g*cm。测试组合物包含在粉末古塔胶中的2％或5％的染料1。
表16显示了向古塔胶中添加近红外染料#2后的结果。表17显示了向市售牙科复合材料Filtek中添加各种浓度的近红外染料#2后的结果。近红外染料#2为具有330L/g*cm的消光系数的QCR#NIR848A(批号#0519-16A-8484)。测试组合物包含在粉末古塔胶中的2％或5％Ni红外染料。
结论：
近红外染料的添加显著提高了沉积的NIR光子能量对牙科材料的温度升高的效率，并加速了牙科材料(例如复合材料和古塔胶)的加热。在一个实施方案中，将添加剂以至少10ppm(0.001％)的浓度添加到牙科材料组合物中，该添加剂吸收520nm-2500nm之间的光子能量以促进牙科材料的快速加热。此外，该添加剂可以添加到牙科材料容器中。
另一个测试检验了将NIR染料添加到复合材料中。根据以下实验评估加热速率/特性，其结果在图23中以图表的形式示出：
方法：
研究了一种近红外染料(LUNIR1)。将染料称重并置于比色杯中。以正确的量添加牙科复合材料(Grandio SO,VOCO GmBH)以产生具有浓度为0.10重量％、0.50重量％、1.0重量％和2.0重量％的染料的0.1mg的复合材料。相对于仅具有牙科材料的对照测试这些复合材料。然后将复合材料暴露于近红外LED(940nm LedEngin LZ1)15秒。使用置于复合材料中的热电偶测量复合材料的起始温度和结束温度。未配对的学生t检验(a＝0.05)用于比较实验组之间的统计学显著性。
结果：
测试染料浓度的复合材料温度变化数据显示在图23中。在对照和四种染料浓度中的每一种之间发现统计学显著差异。当比较不同染料浓度百分比之间的温度时，没有发现统计学意义。无论LUNIR1浓度如何，复合材料的颜色与原始牙齿树脂色度相比没有明显变化。
结论：
向复合材料中添加光子能量吸收染料显著提高了沉积的光子能量转换成热量和牙科材料的温度升高的效率。尽管没有统计学差异，但随着染料浓度的增加，观察到温度升高增加的积极趋势。因此，在一个实施方案中，将添加剂以至少0.1％的浓度添加到牙科材料组合物中，其吸收520nm-2500nm之间的光子能量以促进牙科材料的快速加热。此外，添加剂不应对牙科材料引入不自然的牙齿颜色变化。
另一种测试检验了向复合材料中添加不同的染料。根据以下实验评估复合材料共混物的吸光度特性，其结果在图24中以图表形式示出。
方法：
吲哚菁绿(ICG)是众所周知的生物相容性染料，其被FDA批准用于体内使用并且在800nm处具有峰值吸光度。将ICG溶于～0.3mL氯仿(Sigma Aldrich，密尔沃基，威斯康星州)中，并以不同的量加入以在牙科复合材料(Filtek Supreme，色度A2)中产生1ppm、10ppm、100ppm和1000ppm的染料。然后将混合物手工混合直至光滑，并在光保护的通风橱中放置约10分钟以使氯仿蒸发(需要光保护以确保复合材料未通过室内光固化)。然后对样品进行傅里叶变换光谱测量以测量800nm处的吸光度。
结果：
如图24所示，10ppm ICG导致牙科复合材料在800nm处的吸光度显著增加。ICG浓度的进一步增加导致吸光度增加。1ppm ICG的吸光度几乎与0ppm ICG相同。ICG浓度1ppm和10ppm没有显著改变复合材料颜色与初始复合材料牙齿色度。然而，100ppm和1000ppm ICG产生绿色复合材料共混物/混合物，其构成不自然的牙齿颜色。
结论：
以大于1ppm的浓度添加光子能量吸收染料ICG导致在800nm处的材料吸收显著增加。10ppm ICG将适用于牙科复合材料，因为与初始复合材料牙齿色度相比，添加10ppm ICG并未显著改变复合材料颜色。由于美观问题，100ppm和1000ppm不适用于牙科复合材料。然而，100ppm和1000ppm可用于非美学手术或不涉及美学的牙科材料(例如填充在牙齿内并且美学上不可见的古塔胶)。
实施例9.远红或近红外染料添加剂+复合材料作为光引发剂以改善固化
根据以下评价远红染料和固化物的性能，该远红染料为光引发剂和共引发剂与牙科复合材料的组合，其结果显示在图26中。
方法：
牙科复合材料(Ivoclar Evo-Ceram)与0.005重量％至0.1％重量的不同浓度的远红光光引发剂(H-Nu 660,Spectra Group Limited)以及以10倍浓度使用的共引发剂(硼酸盐V)一起使用。还测试了未改性的复合材料和具有1重量％的共引发剂且不含引发剂的复合材料以用于进行比较。复合材料的圆盘制备成厚2.35mm，宽3.45mm。使用远红LED(660nmLedEngin LZ1)和蓝色(475nm Cree XLamp XP-E2)LED组合对所有变化形式进行固化。红色LED首先激活10秒，然后同时使用红色LED和蓝色LED激活20秒。作为对照进行测试的是额外的蓝色LED代替红色LED照射未改性复合材料和仅具有共引发剂的复合材料。固化后，在复合材料圆盘的顶部和底部测量表面显微硬度。未配对的学生t检验(a＝0.05)用于比较实验组之间的统计学显著性。
结果：
测试条件对应的显微硬度数据显示在图26中。对于0.005％660nm引发剂+0.05％硼酸盐V，在顶部发现显著增加。对于0.1％660nm引发剂+1.0％硼酸盐V、0.05％660nm引发剂+0.5％硼酸盐V和0％660nm引发剂+1.0％硼酸盐V，发现显著更低的硬度。此外，如图27所示，在对各种组合物进行光聚合后，可看到颜色从绿/蓝到标准A2色度的变化。特别是，对于等于或低于0.05％的660HNu浓度，绿色/蓝色在固化后是不明显的。因此，这些浓度可用于为临床医生提供完全/成功固化的可见指示。相反，在固化后的0.1％660HNu样品中观察到残留的绿/蓝色。
结论：
使用额外的引发剂和共引发剂以及远红光波长对固化的复合材料的显微硬度具有影响。在浓度太高的情况下，它实际上可能对底侧的硬度产生不利影响，可能是因为能量在达到该深度之前被引发剂吸收。然而，与单独使用蓝光相比，可以选择能够改善显微硬度的浓度。特别地，向市售牙科复合材料中添加0.005％660H-Nu和0.05％硼酸盐V，随后使用660nm和蓝色(例如470nm)光进行固化将导致固化后更硬的复合材料。
实施例10.远红或近红外染料添加剂+外壳材料
为了增强牙科材料外壳在远红或近红外波长中的吸收，从而改善所施加的光子能量向牙科材料的温度升高的转换，根据以下评估具有NIR染料的塑料；其结果在图25中以图表形式示出。
方法：
使用NIR LED(940nm LZ1 LedEngin，以1A供电)来加热各种类似厚度的塑料材料。热电偶在与LED发射相反的一侧粘附到塑料上，以LED为中心。LED被激活30秒，并且在LED关闭后记录额外30秒的温度数据。测试的材料是聚(甲基丙烯酸甲酯)(PMMA)(透明、橙色、黑色和白色)、嵌有NIR吸收染料的聚碳酸酯(PC)(所得塑料外观为浅橙色)和两种商业化复合材料套(黑色和蓝色)。
结果：
图25中显示了材料的加热曲线。对于具有NIR染料的PC，变化率和峰值温度变化都较大。在其他材料中，黑色复合材料套是次佳的用于加热的材料，但峰值温度比使用NIR染料的PC低60％。
结论：
向塑料材料中添加NIR染料改善了沉积的NIR光子能量转换成温度升高的效率。
实施例11.用于加热牙科材料组合物的装置和牙科材料组合物的应用，以及用于加热牙科材料组合物和固化牙科可光聚合组合物的装置。
本文描述了用于执行牙科材料(例如牙科复合材料)的应用的示例性实施装置。分配或输送装置的一个示例性实施方案在图14-15中示出。该装置具有包括手柄和致动器或触发器的主体，该致动器或触发器用于从装置分配复合材料。如图16所示，致动器还可以形成为弹簧偏置的握把。如图15所示，主体还可以包括发射近红外光/光子能量的发光器，并且套进一步可拆卸地附接到邻近发射器的壳体，使得来自发射器的光照射到套和/或包含在其中的牙科材料。来自发射器的光/光子照射套和/或牙科材料并通过将材料加热到所需温度来影响牙科材料，随后操作触发器以从套分配牙科材料。当用尽时，可以使套与主体脱离，并且附上新的套以使用该装置加热和分配额外的牙科材料。壳体还可以包括内部电源(未示出)，例如电池，使得该装置是无线的。或者，该装置可以连接到合适的外部电源(未示出)，例如通过可操作地连接到装置并且可拆卸地与电源接合的插头(未示出)。
所述装置可进一步包括或形成为固化光源(未示出)，其可与近红外发射器连续或同时操作，其中IR发射器可为固化装置的一部分。该装置还包括用于激活发射器和/或光源的合适的致动器或按钮。此外，该装置可以包括或形成为固化光源(未示出)，其可以与近红外发射器连续或同时操作，其中IR发射器可以为固化装置的一部分。
参考图28，示出了分配或输送装置的一个示例性实施方案。装置1具有主外部壳体，其包括外侧壳体2、用于保持装置的手持式握把3、底座4、致动器5、顶部壳体6、以及覆盖可拆卸套8的可拆卸可高压灭菌的套管7，其中套8能够在其中包含本文所述的牙科材料。握把3还包括具有保持夹(holding clip)11的可拆卸可再充电能量源门9。顶部壳体6还镶有一个或多个LED指示器12，并且该装置还包含开/关按钮或开关13。
参考图29，其示出了上述装置1的另一侧透视图和装置的远侧尖头部分14。如图所示，远端尖头部分14包含由可高压灭菌的套管7覆盖的套8。套8连接在柱塞16的远侧，柱塞16在压下致动器5之后延伸到套8中，从而从孔口15释放牙科材料。
现在参考图30和图31，其为装置1的侧矢状透视图，其中外侧壳体2和可高压灭菌的套管7被移除。如图所示，该装置包含与可再充电能量源25连接的主印刷电路板(PCB)24。PCB 24还连接到导线或导线带23(该导线或导线带23连接到具有一个或多个控制传感器20的辅助PCB 18)和安装在其上的一个或多个光子能量发射器21。覆盖光子能量发射器21的是透镜17，使得光子能量发射器21紧密靠近(例如小于1cm)套8。如本文所述，一个或多个光子能量发射器21发射光子能量，其被套8中含有的牙科材料的一种或多种组分吸收，从而加热牙科材料。此外，如本文所述，一个或多个光子能量发射器21发射光子能量，该光子能量被牙科材料容器的一个或多个部件(例如，套8)吸收，使得加热牙科材料容器并由此加热其中包含的牙科材料。辅助PCB 18还可以用作安装在其上的一个或多个光子能量发射器21的主要散热器。此外，覆盖辅助PCB 18的是辅助散热器19，其可以包括覆盖装置顶部壳6或鼻锥形底部18的一部分。图30底部图像示出了如上所述的装置的远侧尖头部分14的侧矢状透视图。
现在参考图32，其示出了该装置的扩展版本。如图所示是外侧壳体2L(左侧壳体)和2R(右侧壳体)、顶部壳体6、鼻锥形底部22、用于保持该装置的手持式握把3、底座4、在右侧和左侧具有保持夹11的可再充电能量源门9、致动器5、可移动的可高压灭菌的套管7和LED指示器12。还示出了柱塞16，其铰接地连接到向远侧延伸到套8的致动器5。还示出了具有至少一个光子能量发射发射器源21的主PCB 24，其通过连接的导线或导线带23连接到可再充电的能量源23。辅助PCB 18显示为具有多个安装在其上的光子能量发射器21，并与导线或导线带23断开。透镜17覆盖一个或多个光子发射器21，光子发射器21显示为与套8紧密靠近(例如小于1cm)。
图17-19和图35为光子发射器(即LED)的套件的实施方案，其可以结合用于本文所述的多光谱装置，其发射用于固化牙科复合材料和用于加热的光子能量的应用的至少两个离散的发射光谱。在一个方面，LED可以位于两个单独的PCB上，并且可以位于同一平面或不同平面上。尽管未在这些图中示出，但是2个不同的发射源可以放置在同一PCB上并且位于同一平面上，或者最后可以创建单个LED套件，其包含用于发射不同光谱的多个管芯。在一个方面，如图17-19和图35所示，各种光子能量源(即LED)位于不同的平面上的不同PCB上，与同一LED套件上的多个管芯相比，该配置允许改善光/光子能量的准直和照明。具体地，在一个方面，一种配置需要在PCB上以三叶草配置(即分别间隔120°)定向的三个LED，该PCB位于相对于包含一个LED的另一PCB的升高位置处(参见图17和图35)。该配置允许LED的更紧密间隔，以便使用更小尺寸的光学部件(例如反射器、准直器等)和均匀的照明场更容易地准直LED的光谱辐射图案。
进一步详述实施的LED配置并参考图17-19，多光谱装置38的光或光子发射部分可包括不同组的光子发射器21a，其可放置在同一印刷电路板(PCB)上并且位于同一平面上，或者它们可以位于两个独立的PCB上，并且可以位于同一平面或不同的平面上，或者最后可以创建单个LED套件，其中包含用于发射不同波长的光或不同能量的光子的多个管芯。
在图17中，多光谱装置38还包括用于发射器21a的准直器主体或装置壳体30，发射器21a围绕LED 32a、32b和32c，其中LED 32a、32b和32c安装在相同或不同的并且可以设置在不同的平面上的PCB 27a和27b上。LED 32a、32b和32c必须发射至少两个不同的发射光谱，其中至少一个发射光谱在指定的光子能量范围内。LED 32a、32b和32c设置在准直器主体或装置壳体30内，与准直器表面29a对准，以通过透镜29b将光和/或光子引导到准直器主体或装置壳体30的所需位置。在图17和图18中，LED 32a位于准直器主体或装置壳体30的外部周围，如图17的实施方案所示，LED 32c设置在准直器主体或装置壳体30内。
图33和图34中示出了另一种实施的装置，其是用于固化和/或加热牙科材料的多光谱装置38。装置38包括三个径向放置的光子能量发射器(即LED)34和一个中心光子能量发射器(即LED)35。中心光子能量发射器35放置在耦联到导热主体41的主要散热器上。三个径向放置的光子能量发射器34被放置在单独的主散热器上，该主散热器平行于中心光子能量发射器35的主散热器并且还耦联到导热主体41。装置38可以可选地包括光学透射器39。装置38包括PCB 43、按钮42、可拆卸和可再充电电池组44、以及用于选择操作模式的旋钮40。
现在参考图35，示出了包含在多光谱装置38内的装备33。装备33包含在散热器/PCB 36上的3个径向定位的光子能量发射器(即LED)34，其位于中心LED 35周围，中心LED35连接到与另一个散热器/PCB 36平行的单独散热器/PCB 37。两个散热器都耦联到导热主体41。在该示例中，四个LED(34和35)发射至少两个明显不同的光谱；至少一个光谱用于将可光聚合材料提升到高于环境温度，并且至少一个光谱用于固化可光聚合材料。
以下陈述是说明性的并且在本文描述的本发明的实施方案的范围内。
陈述1.一种治疗有需要的个体的牙齿的方法，其包括：
用具有光子能量发射源的装置加热牙科可光聚合材料至高于环境温度，所述光子能量发射源发射光子能量：
所述光子能量不使材料光聚合，
被所述牙科可光聚合材料、牙科可光聚合材料容器或加热添加剂吸收，并
增强一种或多种性能，所述性能包括：
从光子能量到热量的能量转换效率，或
所述牙科可光聚合材料的加热速率；和
将所述被加热的牙科可光聚合材料施加到牙齿表面洞(cavity)。
陈述2.根据陈述1所述的方法，其中与未使用光子能量加热所述牙科可光聚合材料相比，所述光子能量增加牙科可光聚合材料的加热速率。
陈述3.根据陈述1-2中任一项所述的方法，其中所述装置发射约0.49eV-2.38eV(2500nm-520nm)的光子能量。
陈述4.根据陈述1-3中任一项所述的方法，其中所述装置发射约1.23eV-2.06eV(1000nm-600nm)的光子能量。
陈述5.根据陈述1-4中任一项所述的方法，其中将所述牙科可光聚合材料加热至约50℃至约250℃的温度。
陈述6.根据陈述1-5中任一项所述的方法，其中将所述牙科可光聚合材料加热至约60℃至约80℃的温度。
陈述7.根据陈述1-6中任一项所述的方法，其进一步包括固化所述牙科可光聚合材料。
陈述8.根据陈述1-7中任一项所述的方法，其中所述牙科可光聚合材料包括复合树脂、高填充复合树脂、玻璃离聚物树脂、密封剂、粘合剂、洞衬剂或它们的组合。
陈述9.根据陈述1-8中任一项所述的方法，其进一步包括通过施加第二光子能量源来固化所述牙科可光聚合材料，所述第二光子能量源发射适于由所述可光聚合材料吸收的波长以引发聚合。
陈述10.根据陈述1-9中任一项所述的方法，其中施加的用于加热所述牙科可光聚合材料的光子能量不与所述牙科可光聚合材料中存在的光引发剂的光吸收(absorbance)重叠。
陈述11.根据陈述1-10中任一项所述的方法，其中所述牙科可光聚合材料或所述牙科可光聚合材料容器进一步包含加热添加剂、导热增强剂或聚合增强剂或它们的组合。
陈述12.根据陈述1-11中任一项所述的方法，其中所述加热添加剂为具有吸收光谱的染料，所述吸收光谱与从所述光子能量源发射的光子能量的发射光谱重叠。
陈述13.根据陈述11-12中任一项所述的方法，其中所述导热增强剂是改善所述牙科可光聚合材料或所述牙科可光聚合材料容器的导热性的添加剂。
陈述14.根据陈述11-13中任一项所述的方法，其中所述导热增强剂选自：石墨纤维、石墨烯薄片、陶瓷颗粒、金属氧化物、金属颗粒、碳纳米管以及它们的组合。
陈述15.根据陈述1-14中任一项所述的方法，其中在所述牙科可光聚合材料或牙科可光聚合材料容器的吸收波长处的光子能量在牙科可光聚合材料的固化步骤期间或固化步骤之前发射。
陈述16.根据陈述1-15中任一项所述的方法，其中与未使用在所述牙科可光聚合材料或牙科可光聚合材料容器的吸收波长处的光子能量加热的牙科可光聚合材料相比，在所述牙科可光聚合材料或牙科可光聚合材料容器的吸收波长处的光子能量的施加增强所述牙科可光聚合材料的一种或多种固化后性能，所述固化后性能选自：转化率和硬度。
陈述17.根据陈述1-16中任一项所述的方法，其中在所述牙科可光聚合材料或牙科可光聚合材料容器的吸收波长处的光子能量的施加刺激选自以下的一种或多种光化学效应：牙科可光聚合材料的光降解、光漂白或光催化作用。
陈述18.一种可光聚合牙科用组合物，其包括：
未反应的单体，
填料，
至少一种光引发剂，和
增强一种或多种性能的加热添加剂，所述性能包括：从光子能量到热量的能量转换效率或提高所述牙科光聚合材料的加热速率，其中所述加热添加剂在光聚合后不会给可光聚合牙科用组合物赋予不自然的牙齿颜色。
陈述19.根据陈述18所述的组合物，其中所述加热添加剂和所述至少一种光引发剂由明显不同的光子能量谱激活。
陈述20.根据陈述18-19中任一项所述的组合物，其中所述加热添加剂包括以下一种或多种性能：在0.49eV-2.38eV(2500nm-520nm)之间的高光吸收、与牙科可光聚合材料相容、在高于室温的温度下稳定、在牙科可光聚合材料中可溶和可分散、不会对牙科可光聚合材料的性能产生负面影响或者具有从光子能量到热量的高转换效率或所述性能的组合。
陈述21.根据陈述18-20中任一项所述的组合物，其中所述加热添加剂包括光子能量吸收增强剂或导热增强剂或它们的组合。
陈述22.根据陈述21所述的组合物，其中所述光子能量吸收增强剂以所述牙科可光聚合材料的至多约10重量％的浓度存在于所述牙科可光聚合材料中。
陈述23.根据陈述21-22中任一项所述的组合物，其中所述光子能量吸收增强剂以约0.001％至约0.5％的浓度存在于所述牙科可光聚合材料中。
陈述24.根据陈述21-23中任一项所述的组合物，其中所述光子能量吸收增强剂的归一化吸收光谱和光子能量源的归一化发射光谱的相交面积为任一光谱的曲线下面积的至少10％。
陈述25.根据陈述24所述的组合物，其中所述光子能量吸收增强剂的归一化吸收光谱和所述光子能量源的归一化发射光谱的相交面积为任一光谱的曲线下面积的至少25％。
陈述26.根据陈述24-25中任一项所述的组合物，其中所述光子能量吸收增强剂的归一化吸收光谱和所述光子能量源的归一化发射光谱的相交面积为任一光谱的曲线下面积的至少50％。
陈述27.根据陈述21-26中任一项所述的组合物，其中所述导热增强剂是改善所述牙科可光聚合材料的导热性的添加剂。
陈述28.根据陈述21-27中任一项所述的组合物，其中所述导热增强剂选自：石墨颗粒、石墨烯颗粒、陶瓷颗粒、金属氧化物颗粒、金属颗粒、碳纳米管及它们的组合。
陈述29.根据陈述21-28中任一项所述的组合物，其中所述导热增强剂以所述牙科可光聚合材料的约0.01重量％至约90重量％的浓度存在于所述牙科可光聚合材料中。
陈述30.根据陈述21-29中任一项所述的组合物，其中所述导热增强剂以所述牙科可光聚合材料的约1重量％至约10重量％的浓度存在于所述牙科可光聚合材料中。
陈述31.根据陈述18-30中任一项所述的组合物，其中所述组合物进一步包括由光引发剂或共引发剂或它们的组合组成的聚合增强剂。
陈述32.根据陈述31所述的组合物，其中所述聚合增强剂增强所述牙科可光聚合材料中存在的可光聚合单体的光聚合作用。
陈述33.根据陈述31-32中任一项所述的组合物，其中所述聚合增强剂增强一种或多种性能，所述性能包括：改善聚合、改善固化深度(depth-of-cure)、改善使用光子能量的转化率及所述性能的组合。
陈述34.根据陈述18-33中任一项所述的组合物，其中所述加热添加剂包括染料，所述染料显示出在0.49eV-2.38eV(2500nm-520nm)之间的光吸收。
陈述35.根据陈述18-34中任一项所述的组合物，其中所述染料占所述组合物的约0.001重量％至约10重量％。
陈述36.根据陈述18-35中任一项所述的组合物，其中所述组合物包括：
a.未反应的丙烯酸酯单体，其含量为约5-30重量％；
b.无机填料，其含量为约60-95重量％；
c.光引发剂，其含量为约0.001-0.5重量％；
d.共引发剂，其含量为约0.001-1重量％；和
e.染料，其显示出在0.49eV-2.38eV(2500nm-520nm)之间的光吸收，含量为约0.001-10重量％。
陈述37.根据陈述18-36中任一项所述的组合物，其中所述组合物包括：
a.未反应的丙烯酸酯单体，其含量为40-90重量％；
b.无机填料，其含量为1-20重量％；
c.光引发剂，其含量为0.001-0.5重量％；
d.共引发剂，其含量为0.001-0.5重量％；和
e.染料，其显示出在0.49eV-2.38eV(2500nm-520nm)之间的光吸收，含量为0.001-10重量％。
陈述38.一种治疗有需要的个体的牙齿的方法，其包括用具有光子能量发射源的装置加热根据陈述18-37中任一项所述的组合物，所述光子能量发射源发射在所述组合物或存在于所述组合物中的加热添加剂的吸收波长处的光子能量，以及将所述被加热的组合物施加到牙齿表面。
陈述39.一种牙科用组合物，其包括聚异戊二烯、无机填料、不透射线剂(radiopacifier)、蜡或树脂、以及增强一种或多种性能的加热添加剂，所述性能包括：从光子能量到热量的能量转换效率或增加所述牙科用组合物的加热速率。
陈述40.根据陈述39所述的组合物，其中所述聚异戊二烯包括天然的或合成的古塔胶(gutta percha)。
陈述41.根据陈述39-40中任一项所述的组合物，其中所述聚异戊二烯占所述组合物的约10重量％至约30重量％。
陈述42.根据陈述39-41中任一项所述的组合物，其中所述填料占所述组合物的约50重量％至约85重量％。
陈述43.根据陈述39-42中任一项所述的组合物，其中所述不透射线剂占所述组合物的约1重量％至约35重量％。
陈述44.根据陈述39-43中任一项所述的组合物，其中所述蜡或树脂占所述组合物的约1重量％至约10重量％。
陈述45.根据陈述39-44中任一项所述的组合物，其中所述加热添加剂占所述组合物的约0.001重量％至约10重量％。
陈述46.根据陈述39-45中任一项所述的组合物，其中所述组合物包含：
a.天然古塔胶或合成古塔胶，占所述组合物的约10-30重量％；
b.无机填料，占所述组合物的约50-85重量％；
c.不透射线剂，占所述组合物的约1-35重量％；
d.蜡或树脂，占所述组合物的约0-10重量％；和
e.加热添加剂，其显示出在0.49eV-2.38eV(2500nm-520nm)之间的光吸收，占所述组合物的约0.001-10重量％。
陈述47.一种治疗有需要的个体的牙齿的方法，其包括用具有光子能量发射源的装置加热根据陈述39-46中任一项所述的组合物，所述光子能量发射源发射在所述组合物或存在于所述组合物中的加热添加剂的吸收波长处的光子能量，以及将所述被加热的组合物施加到牙齿表面。
陈述48.一种可光聚合牙科用组合物，其包括：
未反应的单体，
填料，
至少两种光引发剂，其中所述两种光引发剂中的至少一种被0.49eV-1.90eV(2500nm-650nm)范围内的光子能量活化，并且至少一种其他的光引发剂被所述光子能量范围之外的光子能量活化，
至少一种共引发剂，其中所述至少一种共引发剂由硼酸盐衍生物组成；
其中所述光引发剂在光聚合后不会给可光聚合牙科用组合物赋予不自然的牙齿颜色。
陈述49.根据陈述48所述的组合物，其中所述两种光引发剂包括I型或II型光引发剂或它们的组合。
陈述50.根据陈述48-49中任一项所述的组合物，其中所述可光聚合材料包括两种II型光引发剂。
陈述51.根据陈述48-50中任一项所述的组合物，其中由0.49eV-1.90eV(2500nm-650nm)范围内的光子能量活化的所述光引发剂增强光聚合作用。
陈述52.根据陈述48-51中任一项所述的组合物，其中由0.49eV-1.90eV(2500nm-650nm)范围内的光子能量活化的所述光引发剂以所述组合物的约0.0001重量％至约0.5重量％的浓度存在。
陈述53.根据陈述48-52中任一项所述的组合物，其中由0.49eV-1.90eV(2500nm-650nm)范围内的光子能量活化的所述光引发剂以所述组合物的约0.001重量％至约0.1重量％的浓度存在。
陈述54.根据陈述48-53中任一项所述的组合物，其中所述硼酸盐衍生物是硼酸盐V。
陈述55.根据陈述48-54中任一项所述的组合物，其中所述硼酸盐衍生物的浓度是由0.49eV-1.90eV(2500nm-650nm)范围内的光子能量活化的所述至少一种光引发剂的浓度的至少10倍。
陈述56.根据陈述48-55中任一项所述的组合物，其中由0.49eV-1.90eV(2500nm-650nm)范围内的光子能量活化的所述光引发剂在0.49eV-1.90eV(2500nm-650nm)的光聚合过程中被光漂白和/或消耗，以降低其可见颜色。
陈述57.根据陈述48-56中任一项所述的组合物，其中由0.49eV-1.90eV(2500nm-650nm)范围内的光子能量活化的所述光引发剂通过增加自由基形成促进材料固化，同时随着形成的自由基的耗尽而漂白，提供可见的变化以指示完全固化。
陈述58.根据陈述48-57中任一项所述的组合物，其中所述组合物包括：
a.未反应的丙烯酸酯单体，其含量为约5-30重量％；
b.无机填料，其含量为约60-95重量％；
c.第一种光引发剂，其含量为约0.001-0.5重量％；
d.第二种光引发剂，其显示出在0.49eV-1.90eV(2500nm-520nm)之间的光吸收，含量为约0.001-0.5重量％；和
e.硼酸盐衍生物共引发剂，含量为约0.01-5重量％。
陈述59.根据陈述48-58中任一项所述的组合物，其中所述组合物包括：
a.未反应的丙烯酸酯单体，其含量为40-90重量％；
b.无机填料，其含量为1-20重量％；
c.第一种光引发剂，其含量为0.001-0.5重量％；
d.第二种光引发剂，其显示出在0.49eV-1.90eV(2500nm-650nm)之间的光吸收，含量为0.001-0.5重量％；和
e.硼酸盐衍生物共引发剂，其含量为0.01-5重量％。
陈述60.一种治疗有需要的个体的牙齿的方法，其包括用具有光子能量发射源的装置加热根据陈述48-59中任一项所述的组合物，所述光子能量发射源发射在所述组合物或存在于所述组合物中的光引发剂的吸收波长处的光子能量，和将所述被加热的组合物施加到牙齿表面。
陈述61.一种材料容器，其包括热塑性树脂和形成容器的至少一种光子能量吸收增强剂添加剂，其增强一种或多种性能，所述性能包括：
提高从光子能量到热量的能量转换效率，或
提高其中所含材料的加热速率，
其中所述至少一种光子能量吸收增强剂添加剂在热塑性注塑成型后对于0.49eV-2.38eV(2500nm-520nm)之间的光子能量具有大于1的光密度值。
陈述62.根据陈述61所述的容器，其中所述容器还包含颜料、着色剂、增塑剂或填料或它们的组合。
陈述63.根据陈述61-62中任一项所述的容器，其中所述容器包括额外的光子能量吸收增强剂添加剂或至少一种导热增强剂或它们的组合作为所述容器的整体的部分。
陈述64.根据陈述63所述的容器，其中所述光子能量吸收增强剂添加剂以牙科可光聚合材料容器的约0.01重量％至约20重量％的浓度存在于容器中。
陈述65.根据陈述63-64中任一项所述的容器，其中所述光子能量吸收增强剂添加剂以牙科可光聚合材料容器的约0.1重量％至约5重量％的浓度存在于所述容器中。
陈述66.根据陈述61-65中任一项所述的容器，其中所述光子能量吸收增强剂添加剂的归一化吸收光谱和光子能量源的归一化发射光谱的相交面积为任一光谱的曲线下面积的至少10％。
陈述67.根据陈述66所述的容器，其中所述光子能量吸收增强剂添加剂的归一化吸收光谱和光子能量源的归一化发射光谱的相交面积为任一光谱的曲线下面积的至少25％。
陈述68.根据陈述66-67中任一项所述的容器，其中所述光子能量吸收增强剂添加剂的归一化吸收光谱和所述光子能量源的归一化发射光谱的相交面积为任一光谱的曲线下面积的至少50％。
陈述69.根据陈述63-68中任一项所述的容器，其中所述导热增强剂是改善所述牙科材料容器的导热性的添加剂。
陈述70.根据陈述63-69中任一项所述的容器，其中所述导热增强剂选自：石墨颗粒、石墨烯颗粒、陶瓷颗粒、金属氧化物颗粒、金属颗粒、碳纳米管及它们的组合。
陈述71.根据陈述63-70中任一项所述的容器，其中所述导热增强剂以约0.1重量％至约50重量％的浓度存在于壳体中。
陈述72.根据陈述63-71中任一项所述的组合物，其中所述导热增强剂以所述牙科可光聚合材料容器的约1重量％至约10重量％的浓度存在于牙科可光聚合材料容器中。
陈述73.根据陈述61-72中任一项所述的容器，其中所述壳体足以阻挡光透过所述容器传递到容纳在其中的牙科可光聚合材料，从而防止所述牙科可光聚合材料在所述容器内固化。
陈述74.根据陈述61-73中任一项所述的容器，其中所述热塑性树脂占所述容器的约50重量％至约95重量％。
陈述75.根据陈述61-74中任一项所述的容器，其中所述光子能量吸收增强剂添加剂占所述组合物的约0.1重量％至约50重量％。
陈述76.根据陈述61-75中任一项所述的容器，其中所述容器包括占所述容器的约95重量％的所述热塑性树脂，和占所述容器的约5重量％的所述加热添加剂。
陈述77.一种治疗有需要的个体的牙齿的方法，其包括加热陈述61-76中任一项所述的容器，其中所述容器包括牙科材料，其中所述容器用具有光子能量发射源的装置加热，所述光子能量发射源发射在所述容器或存在于所述容器中的加热添加剂或容纳在所述容器中的牙科材料的吸收波长处的光子能量，以及将所述被加热的牙科材料施加到牙齿表面。
陈述78.根据陈述61-77中任一项所述的用于容纳牙科材料的容器，其通过包括以下步骤的方法制得：
a).将热塑性树脂加热到至少为其软化点的温度；
b).将所述树脂的温度保持和控制在至少为其软化点的温度；
c).添加约0.1-5％的添加剂，其具有520nm-2500nm之间的高光子能量吸收，和任选的分散剂，同时将所述树脂的温度保持和控制在至少为其软化点的温度；
d).将a-c的混合物混合，同时将温度保持在至少为所述树脂的软化点的温度，以使混合物均匀化；和
e).将加热的a-d的混合物挤出到包括所述牙科材料容器形状的模腔中，并允许其在从腔中取出之前冷却。
陈述79.根据陈述61-77中任一项所述的用于容纳牙科材料的容器，其通过包括以下步骤的方法制得：
a).将热塑性树脂加热到至少为其软化点的温度；
b).将所述树脂的温度保持和控制在至少为其软化点的温度；
c).添加约0.1-5％的添加剂，其具有520nm-2500nm之间的高光子能量吸收，和任选的分散剂，同时将所述树脂的温度保持和控制在至少为其软化点的温度；
d).将a-c的混合物混合，同时将温度保持在至少为所述树脂的软化点的温度，以使混合物均匀化；和
e).从a-d的混合物制备颗粒，所述颗粒可以在后续用于注塑牙科材料容器。
陈述80.根据陈述61-79中任一项所述的容器，其中所述制得的容器填充有牙科材料。
陈述81.一种用于加热牙科材料并将加热的牙科材料施加到牙齿表面或洞的装置，其包括：
a.壳体；
b.柱塞，其可移动地安装在壳体内，用于与牙科材料容器配合；
c.致动装置，其连接到柱塞，以可控制地从所述牙科材料容器分配所述牙科材料；
d.远端安装的光子能量发射源，其中光子能量发射源由产生0.5瓦至20瓦光学功率的电致发光源组成；
e.可再充电电源，其中所述电致发光源与所述可再充电电源电连通；
f.主散热器，其位于装置壳体内或构成装置壳体的一部分，其中所述电致发光源耦联到所述主散热器上；和
g.装置壳体上的接收组件(receptacle)，其用于牢固地容纳所述牙科材料容器，使得所述牙科材料容器保持在所述电致发光源附近。
陈述82.根据陈述81所述的装置，其中所述光子能量源能够发射0.49eV-2.38eV(即2500nm-520nm)之间的光子能量。
陈述83.根据陈述81-82中任一项所述的装置，其中所述光子能量发射源发射1.24eV-1.77eV(即1000nm-700nm)之间的光子能量。
陈述84.根据陈述81-83中任一项所述的装置，其中所述电致发光源包括发光二极管(LED)或激光二极管或它们的组合。
陈述85.根据陈述79-84中任一项所述的装置，其中所述电致发光源与其中具有牙科材料的牙科材料容器的距离小于约1cm。
陈述86.根据陈述81-85中任一项所述的装置，其中所述装置进一步包括准直器，所述准直器包括透镜或光纤，用于增加到具有所述牙科材料的所述容器的光子能量辐照度。
陈述87.根据陈述81-86中任一项所述的装置，其中所述主散热器耦联到包含在所述装置内的辅助散热器，或者所述主散热器包括所述装置的壳体的一部分，其中所述辅助散热器防止所述装置达到50℃以上的不安全高温。
陈述88.根据陈述81-87中任一项所述的装置，其中所述主散热器或辅助散热器耦联到热管，其中所述热管防止所述装置达到高温。
陈述89.根据陈述81-88中任一项所述的装置，其进一步包括热传感器，其中所述热传感器防止所述装置达到高温，所述高温可能使所述牙科材料劣化或者可能对操作者或正在用所述装置治疗的患者造成危险；其中，所述热传感器间接地能够监测所述牙科材料的温度并减少或消除所述光子能量源的功率输出。
陈述90.根据陈述81-89中任一项所述的装置，其进一步包括环路控制反馈系统，所述环路控制反馈系统用于维持所需温度而不会达到不希望的温度，所述不希望的温度可能使所述牙科材料劣化或者可能对操作者或正在用所述装置治疗的患者造成危险。
陈述91.根据陈述81-90中任一项所述的装置，其进一步包括吸收传感器，所述吸收传感器用于确定牙科材料或牙科材料容器的吸收特性，其中所述传感器提供用于调节所述光子能量源的功率和/或持续时间的输出，以实现所述牙科材料的期望的温度。
陈述92.根据陈述81-91中任一项所述的装置，其进一步包括用于固化牙科可光聚合材料的另外的光源。
陈述93.根据陈述81-92中任一项所述的装置，其中所述另外的光源发射波长为约365nm-500nm的光。
陈述94.根据陈述81-93中任一项所述的装置，其中用于固化牙科可光聚合材料的所述另外的光源发射500mW至3W的光学功率。
陈述95.根据陈述81-94中任一项所述的装置，其中用于固化牙科可光聚合材料的所述另外的光源发射700mW至1.5W的光学功率。
陈述96.根据陈述81-95中任一项所述的装置，其中所述光子能量发射输出先于、后于或与用于固化牙科可光聚合材料的所述另外的光源的光子能量发射输出同时使用。
陈述97.根据陈述81-96中任一项所述的装置，其中所述固化光源和光子能量源布置在所述装置的远端，用于进入患者的口腔。
陈述98.一种用于增强可光聚合牙科材料的固化的手持式多光谱装置，所述装置包括：
a.导热体；
b.至少四个离散的远端安装的光子能量发射源，其产生至少两种离散的发射光谱，其中；
a.一个光子能量源位于中心，并且至少三个光子能量源位于位于中心的光子能量源的径向上；
b.所述位于中心的光子能量发射源的输出先于、后于或与所述至少三个径向定位的光子能量发射源的输出同时使用；
c.至少一个发射光谱用于固化所述可光聚合牙科材料，并且至少一个发射光谱用于在固化期间将所述可光聚合牙科材料的温度升高到高于环境温度；
d.所述至少四个光子能量发射源由发光二极管组成；
c.所述至少四个离散的光子能量发射源耦联到位于所述装置壳体内的至少一个主散热器；
d.所述至少一个主散热器耦联到所述导热体；和
e.所述发光二极管与直流电源电连通。
陈述99.根据陈述98所述的装置，其中所述直流电源包括可拆卸的可再充电电源。
陈述100.根据陈述98-99中任一项所述的装置，其中围绕所述位于中心的LED的至少三个径向安装的LED布置在一个主散热器上，所述位于中心的LED位于一个单独的主散热器上，以提供接近均匀的光束轮廓和照明场。
陈述101.根据陈述98-100中任一项所述的装置，其中所述至少四个LED被准直以以1-10mm之间的距离产生约1cm的光斑尺寸。
陈述102.根据陈述98-101中任一项所述的装置，其中用于固化所述可光聚合牙科材料的所述至少一个光子能量发射源以500mW和3W之间的光学功率发射365nm-500nm之间的光。
陈述103.根据陈述98-102中任一项所述的装置，其中用于在固化期间将所述可光聚合牙科材料的温度升高到环境温度以上的所述至少一个光子能量发射源以500mW和3W之间的光学功率发射520nm-2500nm之间的光。
陈述104.一种治疗有需要的个体的牙齿的方法，其包括用根据陈述81-103中任一项所述的装置加热牙科复合材料或包含所述牙科复合材料的容器。
尽管已经结合所述实施方案描述了本发明，但是本领域技术人员将理解，在不脱离本发明的精神和如所附权利要求中限定的本发明范围的情况下，可以进行未具体描述的添加、修改、替换和删除。因此，前面的详细描述旨在被认为是说明性的而不是限制性的，并且应该理解，以下权利要求，包括所有等同物，旨在限定本发明的精神和范围。
Claims (104)
1.一种治疗有需要的个体的牙齿的方法，其包括：
用具有光子能量发射源的装置加热牙科可光聚合材料至高于环境温度，所述光子能量发射源发射光子能量：
所述光子能量不使材料光聚合，
被所述牙科可光聚合材料、牙科可光聚合材料容器或加热添加剂吸收，并
增强一种或多种性能，所述性能包括：
从光子能量到热量的能量转换效率，或
所述牙科可光聚合材料的加热速率；和
将所述被加热的牙科可光聚合材料施加到牙齿表面洞。
2.根据权利要求1所述的方法，其中与未使用光子能量加热所述牙科可光聚合材料相比，所述光子能量增加牙科可光聚合材料的加热速率。
3.根据权利要求1所述的方法，其中所述装置发射约0.49eV-2.38eV(2500nm-520nm)的光子能量。
4.根据权利要求1所述的方法，其中所述装置发射约1.23eV-2.06eV(1000nm-600nm)的光子能量。
5.根据权利要求1所述的方法，其中将所述牙科可光聚合材料加热至约50℃至约250℃的温度。
6.根据权利要求1所述的方法，其中将所述牙科可光聚合材料加热至约60℃至约80℃的温度。
7.根据权利要求1所述的方法，其进一步包括固化所述牙科可光聚合材料。
8.根据权利要求1所述的方法，其中所述牙科可光聚合材料包括复合树脂、高填充复合树脂、玻璃离聚物树脂、密封剂、粘合剂、洞衬剂或它们的组合。
9.根据权利要求1所述的方法，其进一步包括通过施加第二光子能量源来固化所述牙科可光聚合材料，所述第二光子能量源发射适于被所述可光聚合材料吸收的波长以引发聚合。
10.根据权利要求1所述的方法，其中施加的用于加热所述牙科可光聚合材料的光子能量不与所述牙科可光聚合材料中存在的光引发剂的光吸收重叠。
11.根据权利要求1所述的方法，其中所述牙科可光聚合材料或所述牙科可光聚合材料容器进一步包含加热添加剂、导热增强剂或聚合增强剂或它们的组合。
12.根据权利要求1所述的方法，其中所述加热添加剂为具有吸收光谱的染料，所述吸收光谱与从所述光子能量源发射的光子能量的发射光谱重叠。
13.根据权利要求11所述的方法，其中所述导热增强剂是改善所述牙科可光聚合材料或所述牙科可光聚合材料容器的导热性的添加剂。
14.根据权利要求11所述的方法，其中所述导热增强剂选自：石墨纤维、石墨烯薄片、陶瓷颗粒、金属氧化物、金属颗粒、碳纳米管以及它们的组合。
15.根据权利要求1所述的方法，其中在所述牙科可光聚合材料或牙科可光聚合材料容器的吸收波长处的光子能量在牙科可光聚合材料的固化步骤期间或固化步骤之前发射。
16.根据权利要求1所述的方法，其中与未使用在所述牙科可光聚合材料或牙科可光聚合材料容器的吸收波长处的光子能量加热的牙科可光聚合材料相比，在所述牙科可光聚合材料或牙科可光聚合材料容器的吸收波长处的光子能量的施加增强所述牙科可光聚合材料的一种或多种固化后性能，所述固化后性能选自：转化率和硬度。
17.根据权利要求1所述的方法，其中在所述牙科可光聚合材料或牙科可光聚合材料容器的吸收波长处的光子能量的施加刺激选自以下的一种或多种光化学效应：牙科可光聚合材料的光降解、光漂白或光催化作用。
18.一种可光聚合牙科用组合物，其包括：
未反应的单体，
填料，
至少一种光引发剂，和
增强一种或多种性能的加热添加剂，所述性能包括：从光子能量到热量的能量转换效率或提高所述牙科光聚合材料的加热速率，其中所述加热添加剂在光聚合后不会给可光聚合牙科用组合物赋予不自然的牙齿颜色。
19.根据权利要求18所述的组合物，其中所述加热添加剂和所述至少一种光引发剂由明显不同的光子能量谱激活。
20.根据权利要求18所述的组合物，其中所述加热添加剂包括以下一种或多种性能：在0.49eV-2.38eV(2500nm-520nm)之间的高光吸收、与牙科可光聚合材料相容、在高于室温的温度下稳定、在牙科可光聚合材料中可溶和可分散、不会对牙科可光聚合材料的性能产生负面影响或者具有从光子能量到热量的高转换效率或所述性能的组合。
21.根据权利要求18所述的组合物，其中所述加热添加剂包括光子能量吸收增强剂或导热增强剂或它们的组合。
22.根据权利要求21所述的组合物，其中所述光子能量吸收增强剂以所述牙科可光聚合材料的至多约10重量％的浓度存在于所述牙科可光聚合材料中。
23.根据权利要求21所述的组合物，其中所述光子能量吸收增强剂以约0.001％至约0.5％的浓度存在于所述牙科可光聚合材料中。
24.根据权利要求21所述的组合物，其中所述光子能量吸收增强剂的归一化吸收光谱和光子能量源的归一化发射光谱的相交面积为任一光谱的曲线下面积的至少10％。
25.根据权利要求24所述的组合物，其中所述光子能量吸收增强剂的归一化吸收光谱和所述光子能量源的归一化发射光谱的相交面积为任一光谱的曲线下面积的至少25％。
26.根据权利要求24所述的组合物，其中所述光子能量吸收增强剂的归一化吸收光谱和所述光子能量源的归一化发射光谱的相交面积为任一光谱的曲线下面积的至少50％。
27.根据权利要求21所述的组合物，其中所述导热增强剂是改善所述牙科可光聚合材料的导热性的添加剂。
28.根据权利要求21所述的组合物，其中所述导热增强剂选自：石墨颗粒、石墨烯颗粒、陶瓷颗粒、金属氧化物颗粒、金属颗粒、碳纳米管及它们的组合。
29.根据权利要求21所述的组合物，其中所述导热增强剂以所述牙科可光聚合材料的约0.01重量％至约90重量％的浓度存在于所述牙科可光聚合材料中。
30.根据权利要求21所述的组合物，其中所述导热增强剂以所述牙科可光聚合材料的约1重量％至约10重量％的浓度存在于所述牙科可光聚合材料中。
31.根据权利要求18所述的组合物，其中所述组合物进一步包括由光引发剂或共引发剂或它们的组合组成的聚合增强剂。
32.根据权利要求31所述的组合物，其中所述聚合增强剂增强所述牙科可光聚合材料中存在的可光聚合单体的光聚合作用。
33.根据权利要求31所述的组合物，其中所述聚合增强剂增强一种或多种性能，所述性能包括：改善聚合、改善固化深度、改善使用光子能量的转化率及所述性能的组合。
34.根据权利要求18所述的组合物，其中所述加热添加剂包括染料，所述染料显示出在0.49eV-2.38eV(2500nm-520nm)之间的光吸收。
35.根据权利要求34所述的组合物，其中所述染料占所述组合物的约0.001重量％至约10重量％。
36.根据权利要求18所述的组合物，其中所述组合物包括：
a.未反应的丙烯酸酯单体，其含量为约5-30重量％；
b.无机填料，其含量为约60-95重量％；
c.光引发剂，其含量为约0.001-0.5重量％；
d.共引发剂，其含量为约0.001-1重量％；和
e.染料，其显示出在0.49eV-2.38eV(2500nm-520nm)之间的光吸收，含量为约0.001-10重量％。
37.根据权利要求18所述的组合物，其中所述组合物包括：
a.未反应的丙烯酸酯单体，其含量为40-90重量％；
b.无机填料，其含量为1-20重量％；
c.光引发剂，其含量为0.001-0.5重量％；
d.共引发剂，其含量为0.001-0.5重量％；和
e.染料，其显示出在0.49eV-2.38eV(2500nm-520nm)之间的光吸收，含量为0.001-10重量％。
38.一种治疗有需要的个体的牙齿的方法，其包括用具有光子能量发射源的装置加热根据权利要求18所述的组合物，所述光子能量发射源发射在所述组合物或存在于所述组合物中的加热添加剂的吸收波长处的光子能量，以及将所述被加热的组合物施加到牙齿表面。
39.一种牙科用组合物，其包括聚异戊二烯、无机填料、不透射线剂、蜡或树脂、以及增强一种或多种性能的加热添加剂，所述性能包括：从光子能量到热量的能量转换效率或增加所述牙科用组合物的加热速率。
40.根据权利要求39所述的组合物，其中所述聚异戊二烯包括天然的或合成的古塔胶。
41.根据权利要求39所述的组合物，其中所述聚异戊二烯占所述组合物的约10重量％至约30重量％。
42.根据权利要求39所述的组合物，其中所述填料占所述组合物的约50重量％至约85重量％。
43.根据权利要求39所述的组合物，其中所述不透射线剂占所述组合物的约1重量％至约35重量％。
44.根据权利要求39所述的组合物，其中所述蜡或树脂占所述组合物的约1重量％至约10重量％。
45.根据权利要求39所述的组合物，其中所述加热添加剂占所述组合物的约0.001重量％至约10重量％。
46.根据权利要求39所述的组合物，其中所述组合物包含：
a.天然古塔胶或合成古塔胶，占所述组合物的约10-30重量％；
b.无机填料，占所述组合物的约50-85重量％；
c.不透射线剂，占所述组合物的约1-35重量％；
d.蜡或树脂，占所述组合物的约0-10重量％；和
e.加热添加剂，其显示出在0.49eV-2.38eV(2500nm-520nm)之间的光吸收，占所述组合物的约0.001-10重量％。
47.一种治疗有需要的个体的牙齿的方法，其包括用具有光子能量发射源的装置加热根据权利要求39所述的组合物，所述光子能量发射源发射在所述组合物或存在于所述组合物中的加热添加剂的吸收波长处的光子能量，以及将所述被加热的组合物施加到牙齿表面。
48.一种可光聚合牙科用组合物，其包括：
未反应的单体，
填料，
至少两种光引发剂，其中所述两种光引发剂中的至少一种被0.49eV-1.90eV(2500nm-650nm)范围内的光子能量活化，并且至少一种其他的光引发剂被所述光子能量范围之外的光子能量活化，
至少一种共引发剂，其中所述至少一种共引发剂由硼酸盐衍生物组成；
其中所述光引发剂在光聚合后不会给可光聚合牙科用组合物赋予不自然的牙齿颜色。
49.根据权利要求48所述的组合物，其中所述两种光引发剂包括I型光引发剂或II型光引发剂或它们的组合。
50.根据权利要求48所述的组合物，其中所述可光聚合材料包括两种II型光引发剂。
51.根据权利要求48所述的组合物，其中由0.49eV-1.90eV(2500nm-650nm)范围内的光子能量活化的所述光引发剂增强光聚合作用。
52.根据权利要求48所述的组合物，其中由0.49eV-1.90eV(2500nm-650nm)范围内的光子能量活化的所述光引发剂以所述组合物的约0.0001重量％至约0.5重量％的浓度存在。
53.根据权利要求48所述的组合物，其中由0.49eV-1.90eV(2500nm-650nm)范围内的光子能量活化的所述光引发剂以所述组合物的约0.001重量％至约0.1重量％的浓度存在。
54.根据权利要求48所述的组合物，其中所述硼酸盐衍生物是硼酸盐V。
55.根据权利要求48所述的组合物，其中所述硼酸盐衍生物的浓度是由0.49eV-1.90eV(2500nm-650nm)范围内的光子能量活化的所述至少一种光引发剂的浓度的至少10倍。
56.根据权利要求48所述的组合物，其中由0.49eV-1.90eV(2500nm-650nm)范围内的光子能量活化的所述光引发剂在0.49eV-1.90eV(2500nm-650nm)的光聚合过程中被光漂白和/或消耗，从而降低其可见颜色。
57.根据权利要求48所述的组合物，其中由0.49eV-1.90eV(2500nm-650nm)范围内的光子能量活化的所述光引发剂通过增加自由基形成促进材料固化，同时随着形成的自由基的耗尽而被漂白，提供可见的变化以指示完全固化。
58.根据权利要求48所述的组合物，其中所述组合物包括：
a.未反应的丙烯酸酯单体，其含量为约5-30重量％；
b.无机填料，其含量为约60-95重量％；
c.第一种光引发剂，其含量为约0.001-0.5重量％；
d.第二种光引发剂，其显示出在0.49eV-1.90eV(2500nm-520nm)之间的光吸收，含量为约0.001-0.5重量％；和
e.硼酸盐衍生物共引发剂，含量为约0.01-5重量％。
59.根据权利要求48所述的组合物，其中所述组合物包括：
a.未反应的丙烯酸酯单体，其含量为40-90重量％；
b.无机填料，其含量为1-20重量％；
c.第一种光引发剂，其含量为0.001-0.5重量％；
d.第二种光引发剂，其显示出在0.49eV-1.90eV(2500nm-650nm)之间的光吸收，含量为0.001-0.5重量％；和
e.硼酸盐衍生物共引发剂，其含量为0.01-5重量％。
60.一种治疗有需要的个体的牙齿的方法，其包括用具有光子能量发射源的装置加热根据权利要求48所述的组合物，所述光子能量发射源发射在所述组合物或存在于所述组合物中的光引发剂的吸收波长处的光子能量，和将所述被加热的组合物施加到牙齿表面。
61.一种材料容器，其包括热塑性树脂和形成容器的至少一种光子能量吸收增强剂添加剂，所述光子能量吸收增强剂添加剂增强一种或多种性能，所述性能包括：
提高从光子能量到热量的能量转换效率，或
提高其中所含材料的加热速率，
其中所述至少一种光子能量吸收增强剂添加剂在热塑性注塑成型后对于0.49eV-2.38eV(2500nm-520nm)之间的光子能量具有大于1的光密度值。
62.根据权利要求61所述的容器，其中所述容器还包含颜料、着色剂、增塑剂或填料或它们的组合。
63.根据权利要求61所述的容器，其中所述容器包括额外的光子能量吸收增强剂添加剂或至少一种导热增强剂或它们的组合作为所述容器整体的部分。
64.根据权利要求63所述的容器，其中所述光子能量吸收增强剂添加剂以牙科可光聚合材料容器的约0.01重量％至约20重量％的浓度存在于所述容器中。
65.根据权利要求63所述的容器，其中所述光子能量吸收增强剂添加剂以牙科可光聚合材料容器的约0.1重量％至约5重量％的浓度存在于所述容器中。
66.根据权利要求61所述的容器，其中所述光子能量吸收增强剂添加剂的归一化吸收光谱和所述光子能量源的归一化发射光谱的相交面积为任一光谱的曲线下面积的至少10％。
67.根据权利要求66所述的容器，其中所述光子能量吸收增强剂添加剂的归一化吸收光谱和所述光子能量源的归一化发射光谱的相交面积为任一光谱的曲线下面积的至少25％。
68.根据权利要求66所述的容器，其中所述光子能量吸收增强剂添加剂的归一化吸收光谱和所述光子能量源的归一化发射光谱的相交面积为任一光谱的曲线下面积的至少50％。
69.根据权利要求63所述的容器，其中所述导热增强剂是改善所述牙科材料容器的导热性的添加剂。
70.根据权利要求63所述的容器，其中所述导热增强剂选自：石墨颗粒、石墨烯颗粒、陶瓷颗粒、金属氧化物颗粒、金属颗粒、碳纳米管及它们的组合。
71.根据权利要求63所述的容器，其中所述导热增强剂以约0.1重量％至约50重量％的浓度存在于壳体中。
72.根据权利要求63所述的组合物，其中所述导热增强剂以所述牙科可光聚合材料容器的约1重量％至约10重量％的浓度存在于牙科可光聚合材料容器中。
73.根据权利要求61所述的容器，其中壳体足以阻挡光透过所述容器传递到容纳在其中的牙科可光聚合材料，从而防止所述牙科可光聚合材料在所述容器内固化。
74.根据权利要求61所述的容器，其中所述热塑性树脂占所述容器的约50重量％至约95重量％。
75.根据权利要求61所述的容器，其中所述光子能量吸收增强剂添加剂占所述组合物的约0.1重量％至约50重量％。
76.根据权利要求61所述的容器，其中所述容器包括占所述容器的约95重量％的所述热塑性树脂，和占所述容器的约5重量％的所述加热添加剂。
77.一种治疗有需要的个体的牙齿的方法，其包括加热权利要求61所述的容器，其中所述容器包括牙科材料，其中所述容器用具有光子能量发射源的装置加热，所述光子能量发射源发射在所述容器或存在于所述容器中的加热添加剂或容纳在所述容器中的所述牙科材料的吸收波长处的光子能量，以及将所述被加热的牙科材料施加到牙齿表面。
78.根据权利要求61所述的用于容纳牙科材料的容器，其通过包括以下步骤的方法制得：
a).将热塑性树脂加热到至少为其软化点的温度；
b).将所述树脂的温度保持和控制在至少为其软化点的温度；
c).添加约0.1-5％的添加剂，其具有520nm-2500nm之间的高光子能量吸收，和任选的分散剂，同时将所述树脂的温度保持和控制在至少为其软化点的温度；
d).将a-c的混合物混合，同时将温度保持在至少为所述树脂的软化点的温度，以使混合物均匀化；和
e).将加热的a-d的混合物挤出到包括所述牙科材料容器形状的模腔中，并允许其在从腔中取出之前冷却。
79.根据权利要求61所述的用于容纳牙科材料的容器，其通过包括以下步骤的方法制得：
a).将热塑性树脂加热到至少为其软化点的温度；
b).将所述树脂的温度保持和控制在至少为其软化点的温度；
c).添加约0.1-5％的添加剂，其具有520nm-2500nm之间的高光子能量吸收，和任选的分散剂，同时将所述树脂的温度保持和控制在至少为其软化点的温度；
d).将a-c的混合物混合，同时将温度保持在至少为所述树脂的软化点的温度，以使混合物均匀化；和
e).从a-d的混合物制备颗粒，所述颗粒可以在后续用于注塑牙科材料容器。
80.根据权利要求61所述的容器，其中所述制得的容器填充有牙科材料。
81.一种用于加热牙科材料并将加热的牙科材料施加到牙齿表面或洞的装置，其包括：
h.壳体；
i.柱塞，其可移动地安装在壳体内，用于与牙科材料容器配合；
j.致动装置，其连接到柱塞，以可控制地从所述牙科材料容器分配所述牙科材料；
k.远端安装的光子能量发射源，其中光子能量发射源由产生0.5瓦至20瓦光学功率的电致发光源组成；
l.可再充电电源，其中所述电致发光源与所述可再充电电源电连通；
m.主散热器，其位于装置壳体内或构成装置壳体的一部分，其中所述电致发光源耦联到所述主散热器上；和
n.装置壳体上的接收组件，其用于牢固地容纳所述牙科材料容器，使得所述牙科材料容器保持在所述电致发光源附近。
82.根据权利要求81所述的装置，其中所述光子能量源能够发射0.49eV-2.38eV(即2500nm-520nm)之间的光子能量。
83.根据权利要求81所述的装置，其中所述光子能量发射源发射1.24eV-1.77eV(即1000nm-700nm)之间的光子能量。
84.根据权利要求81所述的装置，其中所述电致发光源包括发光二极管(LED)或激光二极管或它们的组合。
85.根据权利要求79所述的装置，其中所述电致发光源与其中具有牙科材料的牙科材料容器的距离小于约1cm。
86.根据权利要求81所述的装置，其中所述装置进一步包括准直器，所述准直器包括透镜或光纤，用于增加到具有所述牙科材料的所述容器的光子能量辐照度。
87.根据权利要求81所述的装置，其中所述主散热器耦联到包含在所述装置内的辅助散热器，或者所述主散热器包括所述装置的壳体的一部分，其中所述辅助散热器防止所述装置达到50℃以上的不安全高温。
88.根据权利要求81所述的装置，其中所述主散热器或辅助散热器耦联到热管，其中所述热管防止所述装置达到高温。
89.根据权利要求81所述的装置，其进一步包括热传感器，其中所述热传感器防止所述装置达到高温，所述高温可能使所述牙科材料劣化或者可能对操作者或正在用所述装置治疗的患者造成危险；其中，所述热传感器间接地能够监测所述牙科材料的温度并减少或消除所述光子能量源的功率输出。
90.根据权利要求81所述的装置，其进一步包括环路控制反馈系统，所述环路控制反馈系统用于维持所需温度而不会达到不希望的温度，所述不希望的温度可能使所述牙科材料劣化或者可能对操作者或正在用所述装置治疗的患者造成危险。
91.根据权利要求81所述的装置，其进一步包括吸收传感器，所述吸收传感器用于确定牙科材料或牙科材料容器的吸收特性，其中所述传感器提供用于调节所述光子能量源的功率和/或持续时间的输出，以实现所述牙科材料的期望的温度。
92.根据权利要求81所述的装置，其进一步包括用于固化牙科可光聚合材料的另外的光源。
93.根据权利要求81所述的装置，其中所述另外的光源发射波长为约365nm-500nm的光。
94.根据权利要求81所述的装置，其中用于固化牙科可光聚合材料的所述另外的光源发射500mW至3W的光学功率。
95.根据权利要求81所述的装置，其中用于固化牙科可光聚合材料的所述另外的光源发射700mW至1.5W的光学功率。
96.根据权利要求81所述的装置，其中所述光子能量发射输出先于、后于或与用于固化牙科可光聚合材料的所述另外的光源的光子能量发射输出同时使用。
97.根据权利要求81所述的装置，其中所述固化光源和光子能量源布置在所述装置的远端以用于进入患者的口腔。
98.一种用于增强可光聚合牙科材料的固化的手持式多光谱装置，所述装置包括：
f.导热体；
g.至少四个离散的远端安装的光子能量发射源，其产生至少两种离散的发射光谱，其中；
a.一个光子能量源位于中心，并且至少三个光子能量源位于所述位于中心的光子能量源的径向上；
b.所述位于中心的光子能量发射源的输出先于、后于或与所述至少三个径向定位的光子能量发射源的输出同时使用；
c.至少一个发射光谱用于固化所述可光聚合牙科材料，并且至少一个发射光谱用于在固化期间将所述可光聚合牙科材料的温度升高到高于环境温度；
d.所述至少四个光子能量发射源由发光二极管组成；
h.所述至少四个离散的光子能量发射源耦联到位于所述装置壳体内的至少一个主散热器；
i.所述至少一个主散热器耦联到所述导热体；和
j.所述发光二极管与直流电源电连通。
99.根据权利要求98所述的装置，其中所述直流电源包括可拆卸的可再充电电源。
100.根据权利要求98所述的装置，其中围绕所述位于中心的LED的至少三个径向安装的LED布置在一个主散热器上，所述位于中心的LED位于一个单独的主散热器上，以提供接近均匀的光束轮廓和照明场。
101.根据权利要求98所述的装置，其中所述至少四个LED被准直以以1-10mm的距离产生约1cm的光斑尺寸。
102.根据权利要求98所述的装置，其中用于固化所述可光聚合牙科材料的所述至少一个光子能量发射源以500mW和3W之间的光学功率发射365nm-500nm之间的光。
103.根据权利要求98所述的装置，其中用于在固化期间将所述可光聚合牙科材料的温度升高到环境温度以上的所述至少一个光子能量发射源以500mW和3W之间的光学功率发射520nm-2500nm之间的光。
104.一种治疗有需要的个体的牙齿的方法，其包括用根据权利要求81或98中任一项所述的装置加热牙科复合材料或包含所述牙科复合材料的容器。
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