DE3525720C2 - Dentalmaterial - Google Patents
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Description
Die Erfindung betrifft ein Material oder eine Masse für die
restaurative Dentaltechnik aus einem fotopolymerisierbaren
organischen Bindemittel und darin verteiltem anorganischen
Füllstoff.
In der restaurativen Dentaltechnik werden die verschiedensten
Materialien angewandt. Ursprünglich dienten dazu ungefüllte
Acrylharze. Polyacrylate zeigen jedoch hohe Wärmedehnungs
koeffizienten, z. B. 80 - 100·10-6 mm/mm·K, wogegen der
Wärmedehnungskoeffizient des lebenden Zahns bei nur etwa
11 · 10-6 mm/mm·K liegt. Diese Diskrepanz in Verbindung mit
einer beträchtlichen Schrumpfung bei der Polymerisation führ
te zu sekundärer Karies bzw. Ausschwemmungen durch ungenügen
de Anschmiegung an das angrenzende Zahnmaterial. Auch kann
man sagen, daß insgesamt die Verschleiß- und Abriebeigen
schaften sowie generell die physikalischen und optischen
Eigenschaften nicht sehr gut waren. Es wurden für restaurative
Zwecke auch bereits Silicatzemente angewandt, jedoch ist
deren Stabilität über längere Zeit mäßig, sie neigen zu ei
ner Verfärbung und sind recht spröde, was ihre Anwendbarkeit
begrenzt.
Danach wurden direkt gefüllte Harze entwickelt, jedoch zeig
ten diese bei der Polymerisation eine untragbare Schrumpfung
und einen nicht geeigneten Wärmedehnungskoeffizient.
Material für die Dentaltechnik enthält anorganische Füllstof
fe wie Glas und eine organische Grundmasse wie ein polymeri
sierbares Monomer. Diese Massen sind seit etwa Anfang 1965
verfügbar. Ihre Bedeutung liegt insbesondere in der Wieder
herstellung des Aussehens und der Funktion der Zähne, die
kariös, gesprungen oder gebrochen oder in anderer Weise beschä
digt oder unansehnlich geworden sind (US-PS 3 066 112 und
R.L. Bowen et al, "Composite Restorative Materials", Ver
öffentlichung vom 50th Anniversary Symposium on Dental Mate
rial Research, NBS, 6.-8. Oktober 1969). In diesen Produkten
wird im allgemeinen ein System auf der Basis von Acrylsäure
oder Methacrylsäure angewandt, wobei Kieselsäure oder Silicat
glas-Füllstoff kovalent oder mittels eines Kupplungsmittels in
der Harzgrundmasse gebunden ist. Bei einem Füllstoffgehalt
von 70-80 Gew.-% war im Vergleich zu ungefüllten direkt
zu füllenden Harzen, die bisher angewandt wurden, die Polyme
risationsschrumpfung und die Wärmedehnung wesentlich herab
gesetzt. Trotz dieser Vorteile von keramisch verstärkten
polymeren Grundmassen - im Vergleich zu den früheren Silicat
zementen und direkt gefüllten Harzen - waren diese Produkte
doch noch nicht voll zufriedenstellend, und zwar im Hinblick
auf ihre Widerstandsfähigkeit gegenüber Abrieb und Verschleiß
und der Leichtigkeit der Verarbeitung und des Einbaus.
Die bisher in Dentalmassen angewandten Füllstoffe hatten
eine Korngröße von etwa 5 bis 150 µm und wurden in Mengen
bis zu etwa 80 Gew.-% der gesamten Masse angewandt. Es wurde
festgestellt, daß derartig grobe Füllstoffe zu eher schlech
ten mechanischen Eigenschaften führen, sich insbesondere
auf die Querzugfestigkeit nachteilig auswirken. Derartige Ma
sen lassen sich darüberhinaus auch noch sehr schwer polieren
aufgrund der relativ rauhen Oberfläche und zeigen häufig
eine ungenügende Durchsichtigkeit, um eine gute Übereinstimmung
des wiederhergestellten Zahns mit benachbarten Zähnen zu
gestatten.
Um die Nachteile, verbunden mit der großen Korngröße der
Füllstoffe, zu überwinden, kamen Massen auf den Markt, in de
nen ein Teil des Füllstoffs in Form von kolloidaler Kiesel
säure mit einer mittleren Feinheit von etwa 40 nm in einer
vorpolymerisierten Grundmasse im Gemisch mit Glasfasern mit
einer Größe von etwa 5-10 µm vorlagen. Bei der relativen Fein
heit der Füllstoffe kann eine solche Masse aber nur 25-
50% Füllstoff aufnehmen. Dies führt wieder zu einer Masse,
die eine sehr viel größere Polymerisationsschrumpfung ergibt
als die bekannten Massen mit groben Füllstoffen, so daß bei
derartigen Füllungen oder Zahnteilen diese dazu neigen, sich
beim Härten von der Zahnfläche abzuheben. Während sich diese
mikrofeine Füllstoffe enthaltenden Massen sehr leicht polie
ren lassen, ist ihre Querzugfestigkeit beträchtlich geringer
als die der früher verwendeten Massen. Auch zeigten sie hö
here Wärmedehnungskoeffizienten und höhere Wasseraufnahme
als Massen mit groben Füllstoffen.
Aufgabe der Erfindung ist nun die Bereitstellung einer Dentalmasse, die
obige Nachteile und Schwierigkeiten nicht aufweist, wie sie bei den
Massen mit groben Füllstoffen oder mikrofeinen Füllstoffen
auftreten, hingegen hohe Querzugfestigkeit, Undurchlässigkeit
für Röntgenstrahlen, hervorragende optische Eigenschaften
und ausgezeichnete Polierbarkeit besitzt, deren Wasseraufnah
me gering ist und alle Forderungen der American Dental Asso
ciation Specification No. 27 erfüllt.
Eine diese Aufgabe lösende Masse und ihre speziellen Ausge
staltungen sind in den Patentansprüchen angegeben.
Die erfindungsgemäße Dentalmasse für restaurative Dentaltech
nik enthält 20-30 Gew.-% durch sichtbares Licht polymeri
sierbare monomere Methacrylester, 65-79 Gew.-% anorgani
schen Füllstoff und 1-5 Gew.-% kolloidale pyrolysierte
Kieselsäure. Der anorganische Füllstoff wird hergestellt
durch Naßmahlen, Mahlen in einem wäßrigen ätzenden und in einem si
lanisierenden Medium und hat eine mittlere Teilchengröße von
0,5-5 µm , während die pyrolysierte Kieselsäure eine mitt
lere Teilchengröße von 0,01-0,05 µm besitzt.
Es wurde festgestellt, daß durch eine bestimmte Reihenfolge
an Mahlstufen des Füllstoffs sowohl hohe Querzugfestigkeit
als auch gute Polierbarkeit der damit hergestellten Zahntei
le - verglichen mit bekanntem Zahnmaterial mit grobem Korn oder
ultrafeinem Korn - erreicht wird. Der Gegenstand der
Erfindung wird nun anhand der Figuren weiter erläutert.
Fig. 1 zeigt eine elektronenmikroskopische Aufnah
me (250 X) eines anorganischen Füllstoffs
nach dem Naßmahlen;
Fig. 2 zeigt eine elektronenmikroskopische Aufnah
me des Füll
stoffs nach dem Mahlen in einem gepufferten
und ätzenden Medium von pH-Wert 12 und
Fig. 3 eine elektronenmikroskopische Aufnahme des in
der erfindungsgemäßen Masse angewandten Füll
stoffs nach dem silanisierenden Mahlen. Die
Vergrößerung der Mikrofotographien der Fig. 2
und 3 ist 250 X.
Fig. 4 gibt nun eine elektronenmikroskopische Auf
nahme (500 X) eines Bruchs wieder, den man bei
der Prüfung der erfindungsgemäßen Masse auf
Querbruchfestigkeit erhielt.
Fig. 5 ist zum Vergleich eine elektronenmikroskopi
sche Aufnahme (500 X) der Bruchfläche aus der
Querbruchfestigkeitsprüfung eines Vergleichs
materials mit grobem Füllstoff.
Das erfindungsgemäße Dentalmaterial enthält einen einzigar
tigen anorganischen Füllstoff mit einer mittleren Feinheit
von 0,5-3 µm homogen dispergiert in einer Grundmasse eines
durch sichtbares Licht polymerisierbaren Monomeren. Darüber
hinaus ist in der Grundmasse auch eine geringe Menge von ab
gerauchter oder pyrolysierter Kieselsäure dispergiert.
Der Füllstoff enthält in erster Linie ein für Röntgenstrah
len opakes oder undurchsichtiges Erdalkalisilicat.
Das bevorzugte Silicat ist
Bariumsilicat. Dieses zeigt im wesentlichen den gleichen Bre
chungsindex wie die monomere Grundmasse, in welcher es dis
pergiert ist. Der Füllstoff enthält zusätzlich eine relativ
geringe Menge an Borsilicatglas zur Verbesserung der Druck
festigkeit des mit der Masse hergestellten Zahnteils und ver
besserter Durchsichtigkeit, wodurch die Abstimmung des Den
talmaterials mit den benachbarten Zähnen erleichtert wird.
Die Anwesenheit von Borsilicatglas dient auch zur Verringe
rung der Differenz der Brechungsindices von Bariumsilicat und
Monomergrundmasse.
Nach der Erfindung erhält man ein Dentalmaterial hoher Quer
bruchfestigkeit und hervorragender Polierfähigkeit durch
die besondere Art der Herstellung des Füllstoffs. Bei der
Herstellung des Füllstoffs kommt eine Reihe von Mahlstufen
zur Anwendung einschließlich Naßmahlen zur Verringerung der
Korngröße von Borsilicat und Bariumsilicat und zur Gewähr
leistung einer sehr engen Korngrößenverteilung und gleich
mäßigen Dispergierung der Borsilicatglasteilchen innerhalb
der Masse des Bariumsilicats. Der so naß gemahlene Füllstoff
wird nun einer weiteren Mahlstufe unterworfen, in der seine
Oberfläche angeätzt wird. Es konnte festgestellt werden, daß
damit die Querbruchfestigkeit des aus der Masse hergestell
ten Zahnteils ganz wesentlich erhöht werden kann. Schließ
lich wird der angeätzte Füllstoff nochmals gemahlen, wobei
er silanisiert wird, um die Verträglichkeit oder Kompatibili
tät mit dem Kunststoff, in welchem er schließlich dispergiert
ist, zu verbessern.
Im folgenden wird die Herstellung des Füllstoffs, das mono
mere System von mit sichtbarem Licht polymerisierbarem Meth
acrylester und schließlich die Herstellung des Dentalmate
rials und dessen Verarbeitung näher erläutert.
Ein Gemisch von 5-20 Gew.-% Borsilicatglas und 95-
80 Gew.-% Bariumsilicat mit einer mittleren Feinheit von 0,5 -
5 µm ist das Ausgangsmaterial.
Man kann zur Erreichung der angestrebten mittleren Feinheit
jede beliebige Methode des Naßmahlens anwenden. Zweckmäßig
ist es, mehrere Naßmahl-Stufen vorzunehmen, da es beim Trocken-
Mahlen zu einem Zerquetschen der Teilchen kommen
kann, das seinerseits zu unerwünscht grobem und scharf
kantigem Korn führt, was sich letztlich nachteilig auf die
Polierfähigkeit der Dentalmasse auswirken könnte.
Nach einer Ausführungsform des erfindungsgemäßen Verfahrens
werden die erforderlichen Anteile an Bariumsilicat und Bor
silicatglas jeweils mit einer Feinheit von 2-20 µm in ei
nen entsprechenden Mahltopf getan und dieser zur Hälfte bis
zu drei Viertel seines Volumens mit einem Mahlmedium gefüllt.
Das Mahlmedium kann aus einem beliebigen Stoff mit geringem
Tonerdegehalt und geringem Gehalt an freisetzbaren Verunrei
nigungen sein wie Porzellankugeln, Kugeln aus korrosionsbe
ständigem Stahl oder Stäbchen aus Borosilicatglas.
Das verbleibende Volumen des Topfs wird mit einem wäß
rigen Medium eines pH-Werts von 5-7 gefüllt. Der Topf wird
verschlossen und nun der Inhalt 8-48 h gemahlen. Dienen
als Mahlmedium Borsilicatstäbchen, wird eine ausreichende
Menge der Stäbchen während des Mahlvorgangs abgerieben, so
daß man in das Ausgangsmaterial nicht extra Borsilicatglas
zusetzen muß. Man muß jedoch dafür sorgen, daß keine Verun
reinigungen eingetragen werden und zwar weder durch das
Mahlmedium noch durch die Mahlflüssigkeit, da diese zu Um
setzungen mit dem polymerisierenden System führen können,
die ihrerseits letztlich eine Verfärbung des fertigen Zahn
teils hervorrufen können.
Das Naßmahlen ist beendet, wenn das Bariumsilicat eine Fein
heit von 3-8 µm und das Borsilicatglas eine Feinheit von 2-5 µm hat.
Für das Naßmahlen kann man einen Mahltopf mit einem Volumen
von etwa 19 l bis zur Hälfte mit Borsilicatstäbchen füllen
und dann nach Zugabe von Wasser und Verschließen der Topf
mühle, 16-98 h bei 50-350 min-1 mahlen.
Die aus diesem Mahlvorgang erhaltenen Borsilicatstäbchen werden in
eine Schwingmühle mit kontinuierlicher oszillierender und
vibrierender Bewegung bis zur 3/4-Füllung eingebracht. 2 -
5 kg für Röntgenstrahlen undurchlässige Bariumsilicat-Glas
fritte einer mittleren Körnung von 2 -20 µm, vorzugsweise
etwa 10 µm, werden in die Schwingmühle aufgegeben und diese
dann mit Wasser gefüllt. Es wird 8-48 h gemahlen, bis die
Bariumsilicatfritte eine mittlere Feinheit von 3-8 µm hat
und ausreichend Borsilicatglas von dem Mahlmedium abgerie
ben ist, um das angestrebte Gemisch von Bariumsilicat und
Borsilicat zu erhalten.
Die wäßrige Aufschlämmung des Füllstoffs wird aus der Schwing
mühle einer Folge von Sieben mit einer lichten Maschenweite von
74, 37 und 18 µm aufgegeben, um Verunreinigungen zu entfer
nen. Das Filtrat wird einer Vakuumfiltration unterworfen.
Der Filterkuchen ist ein Gemisch der Bariumsilicatfritte und
von Borsilicatglas, welches von den Mahlstäbchen während des
Naßmahlens abgerieben worden ist, und wird in einem Konvek
tionsofen in 12-36 h bei 120°C getrocknet. Der trockene
Filterkuchen wird in einem Mörser mit einem Pistill zu einem
feinen Pulver zerstoßen.
Aus der Analyse ergibt sich, daß 5-20 Gew.-% Borsilicat
glas mit einer mittleren Feinheit von 2-5 µm und 95-80
Gew.-% Bariumsilicatglas mit einer mittleren Feinheit von 3-
8 µm vorliegen.
Um die hohen Festigkeitseigenschaften der mit der erfin
dungsgemäßen Dentalmasse hergestellten Zahnteile zu errei
chen, ist es notwendig, den naß gemahlenen Füllstoff einem
weiteren Mahlen zu unterwerfen, bei dem die Teilchen ober
flächlich angeätzt werden.
Am zweckmäßigsten ist es, für dieses ätzende Mahlen eine
Topfmühle aus Glas oder ausgekleidet mit Glas zur Hälfte mit
Borsilicatglasstäbchen zu füllen, die wie oben konditioniert
wurden. Man kann hier jedoch auch Porzellankugeln mit gerin
gem Tonerdegehalt, Kugeln aus korrosionsbeständigem Stahl
oder ein anderes Mahlmedium mit geringem Tonerdegehalt und
geringen Verunreinigungen anwenden.
2-4 kg des nach 1. erhaltenen naß gemahlenen Füllstoffs wer
den in der Topfmühle mit 4-8 l einer klaren farblosen wäß
rigen Lösung, die Glas zu ätzen vermag, gefüllt, beispiels
weise Laugen wie NaOH, KOH, Ca(OH)2, Säuren wie HCl und HF
und Salze wie NaCl und KCl. Von den Säuren wird Flußsäure
bevorzugt, es sind jedoch bestimmte Vorkehrungen zu beach
ten. Die Säure sollte relativ verdünnt angewandt werden,
z. B. eine 2-5gew.-%ige Flußsäure. Dann kommt in den Mahl
topf der in 1.) naß gemahlene Füllstoff. Der Mahltopf sollte
mit einem flußsäurebeständigen Kunststoff ausgekleidet sein,
wie Polyethylen oder vorzugsweise Polypropylen. Werden Laugen
angewandt, so sollten diese vorzugsweise zur Einhaltung eines
stabilen pH-Wertes gepuffert werden. Als Puffermittel dienen
beispielsweise Acetate, Borate, Phosphate und Orthophospha
te.
Für das ätzende Mahlen bevorzugt man eine Lösung von Natrium
hydroxid (NaOH) gepuffert mit Dinatriumhydrogenphosphat
(Na2HPO4), welche einen pH-Wert zwischen 10 und 13 hat. Die
ses ätzende Mahlen führt überraschenderweise zu einer be
trächtlichen Erhöhung der Querbruchfestigkeit der fotopoly
merisierten Dentalmasse, insbesondere wenn eine Lauge mit dem
bevorzugten pH-Wert zur Anwendung gelangt.
Die gefüllte Topfmühle wird nach Verschließen 2-8 h mit
50-350 min-1 betrieben. Der Mahlschlamm wird dann unter Anwen
dung von Vakuum filtriert. Der Filterkuchen wird kontinuier
lich mit Wasser neutral gewaschen, d. h. bis das Filtrat ei
nen pH-Wert von 5,5-7 erreicht hat. Der Filterkuchen wird
dann in einem Konvektionsofen 24 h bei 120°C getrocknet.
Es ist wichtig, daß der Filterkuchen im wesentlichen neu
tralisiert wird, da eine Acidität oder Alkalinität des in
die Dentalmasse einzubringenden Füllstoffs letztlich zu ei
ner Verfärbung des daraus hergestellten Zahnteils führen
könnte.
Der neutralisierte Filterkuchen wird im Mörser zu einem fei
nen Pulver zerstoßen.
Um nun den aus 2.) erhaltenen Füllstoff mit der polymeri
sierten Grundmasse verträglich zu machen, ist es notwendig,
ihn zu silanisieren. Diese Silanisierung erreicht man nach
der Erfindung, indem man eine Topfmühle aus Glas oder mit
Glas ausgekleidet zur Hälfte mit konditionierten Borsilicat
stäbchen, Porzellankugeln mit geringem Tonerdegehalt oder
Stahlkugeln oder einem anderen Mahlmedium geringen Gehalts
an Verunreinigungen mit 5-7 kg, vorzugsweise etwa 6 kg,
einer Lösung füllte die 5-10 Gew.-%, vorzugsweise etwa
8 Gew.-%, Silan (SiH4) in Methanol enthält, wobei zu dieser
flüssigen Phase 2-5 kg, vorzugsweise etwa 3 kg, des nach 2.)
erhaltenen Füllstoffs gegeben wird. Die Topfmühle wird dann
4-8 h mit 50-350 min-1 betrieben. Dann wird der Schlamm des
silanisierten Füllstoffs ausgetragen und unter Anwendung von
Vakuum filtriert. Der Filterkuchen wird in einem Vakuumofen
bei 120°C während 1 h oder bei 60°C während 1-4 h getrocknet
und dann in einem Mörser zu einem Pulver zerstoßen, welches
eine Feinheit von 1-5 µm, vorzugsweise 1,5-2,5 µm, be
sitzt. Bei dieser Silanisierung nehmen die Füllstoffteilchen
3-6 Gew.-% Silan, vorzugsweise 2,0-4%, bezogen auf das
gesamte Füllstoffgewicht, auf.
Die Einhaltung der mittleren Korngröße des Füllstoffs ist we
sentlich. Ist die mittlere Korngröße < etwa 1 µm, wird
der Füllstoff zu undurchsichtig und verliert die Durchsich
tigkeit, die aus ästhetischen Gründen im Hinblick auf das
ihn umgebende Polymere erforderlich ist. Liegt die Korngröße
über etwa 5 µm, kann es zu einer Entmischung des Füllstoffs
aus der Grundmasse, verbunden mit einer Verringerung der
Festigkeit der aus der Dentalmasse hergestellten Zahnteile,
kommen.
Wie oben bereits darauf hingewiesen, enthält die erfindungs
gemäße Dentalmasse 5-20% Borsilicat und 95-80% Ba
riumsilicat als Füllstoff, wobei der Füllstoff eine mittlere
Feinheit von 0,5-5 µm besitzt und 1,5- 6% Silan als Kupp
lungsmittel enthält und hergestellt worden ist durch
- a) Naßmahlen,
- b) ätzendes Mahlen in wäßriger Lösung und
- c) silanisierendes Mahlen.
Für die erfindungsgemäße Dentalmasse kann man jedes belie
bige nicht toxische organische Monomer verwenden. Üblicher
weise werden Methacrylsäureester angewandt. Wegen der her
vorragenden Kombination der physikalischen Eigenschaften,
d. h. Querbruchfestigkeit, Wasseraufnahme, Brechungsindex,
Schrumpfung, Intoxizität und/oder Biokompaktibilität, sind
die meisten der üblichen Harze für Dentalmassen vernetzende
Monomere oder Polymere wie Methacrylate und Polyurethane.
Bevorzugt wird das monomere Reaktionsprodukt von 4,4′-Isopro
pylidendiphenol und Glycidylmethacrylat ("BlS-GMA") oder de
ren Derivate. Andere vernetzende Monomere oder Polymere um
fassen Hydroxyethoxymethacrylat, das Reaktionsprodukt von
4-Methacryloyloxyethyltrimellitsäureanhydrid und Tributylbo
ran, ethoxyliertes Bisphenol-A-dimethacrylat, das Additions
produkt von N-Phenylglycin und Glycidylmethacrylat, von N-
Tolylglycin und Glycidylmethacrylat, von Pyromellitsäuredi
anhydrid und 2-Hydroxyethylmethacrylat und Polyurethanmeth
acrylate und andere Polyurethane.
Zur Verringerung der Viskosität des flüssigen Polymerisations
mediums können auch zusätzlich weitere Monomethacrylate, Di
methacrylate und Trimethacrylate angewandt werden. So eignen
sich beispielsweise ein Dimethacrylatcomonomeres, wie Tri
ethylenglykoldimethacrylat ("TEGDM"). Weitere brauchbare co
monomere Methacrylate sind Ethylenglykoldimethacrylat, Tetra
methylenglykoldimethacrylat, Trimethylolpropyltrimethacrylat,
1,6-Hexandioldimethacrylat und 1,3-Butandioldimethacrylat.
Für im wesentlichen farbfreies Dentalmaterial sollte man be
vorzugt Monomere und Verdünnungsmittel anwenden, die im we
sentlichen farbfrei sind und einen "APHA-color range" von
unter etwa 50 besitzen und wie Wasser so klar und farblos
erscheinen.
Das zu polymerisierende System enthält auch einen Polymeri
sationsinitiator, der durch sichtbares Licht aktiviert wird,
wie Benzil, Diketone, dl-Campherchinon (2,3-Bornandion).
Darüberhinaus können auch zusammen mit den Initiatoren Poly
merisationsbeschleuniger eingesetzt werden. Diese sind im
allgemeinen tertiäre Amine wie Diethylaminethylacrylat, Di
ethylaminethylmethacrylat ("DEA-EMA"), Dimethylaminoethyl
methacrylat.
Da die Masse durch sichtbares Licht aktiviert und damit po
lymerisiert wird, wird vorzugsweise auch ein UV-Absorber ein
gebracht, um eine Verfärbung des Kunststoffs durch einfal
lendes UV-Licht zu vermeiden. Dafür eignen sich Benzophenone,
Benzotriazole und deren Derivate wie "TINUVIN P®", das ist
ein Benzotriazol-UV-Absorber.
Ein Beispiel für das polymerisierende System ist - bezogen
auf das Gewicht - 50-60% Bis-GMA, 40-50% TEGDM, 0,5-
5% Tinuvin P®, 0,05-0,35% dl-Campherchinon, 0,05-0,5%
DEA-EMA - zusammen 100%.
Bevorzugt wird als polymerisierendes System ein Gemisch von
52,5-57,5% Bis-GMA, 42,5-47,5% TEGDM, 0,75-1,5%
Tinuvin P®, 0,08-0,24% dl-Campherchinon, 0,1-0,4%
DEA-EMA - Summe 100%.
Zweckmäßigerweise ist jede Komponente des polymerisierenden
Systems von der höchst erreichbaren Reinheit, da Verunrei
nigungen durch Reaktionen mit Initiator und Beschleuniger zu
einer Verfärbung des Kunststoffs führen können.
Die oben beschriebenen polymerisierenden Systeme können
als Bindemittel für die erfindungsgemäße Dentalmasse heran
gezogen werden.
Wenn gewünscht, kann das zu polymerisierende Monomer-System
mit den gewünschten Farbstoffen angefärbt werden durch Zuga
be von geringsten Mengen eines durch FDA (federal fard and
drug administration) und FDC (federal food, drug and cos
metic act) erlaubten Farbstoffs oder Pigments mit geringem
Aluminiumoxidgehalt und einem Lakolen wie Ruß, Gelb Nr. 5,
Gelb Nr. 6 und deren Gemische. Die Farbstoffe, Pigmente oder
Lakolenprodukte lassen sich leicht in dem Monomeren-System
homogen dispergieren mit Hilfe von Ultraschall oder anderen
Mischverfahren, um bessere Farbstabilität zu erreichen.
Lakolene sind organische Pigmente, die hergestellt werden
durch Ausfällen eines löslichen Farbstoff s auf ein reaktives
oder adsorbierendes Substrat; es sind hell gefärbte Teil
chen mit einem Farbstoffgehalt von etwa 20-30%.
Die erfindungsgemäße Dentalmasse wird hergestellt durch Mi
schen von 20-30 Gew.-%, vorzugsweise 20-26 Gew.-%, des
monomeren durch sichtbares Licht polymerisierbaren Methacryl
säureester-Systems und 79-65 Gew.-%, vorzugsweise 79 -
74 Gew.-%, des anorganischen Füllstoffs sowie 1-5 Gew.-%,
vorzugsweise etwa 2 Gew.-%, kolloidaler abgerauchter Kie
selsäure. Die abgerauchte Kieselsäure hat eine Submikron-
Feinheit und zwar im allgemeinen eine mittlere Korngröße von
0,01-0,05 um. Die Anwendung kolloidaler abgerauchter Kie
selsäure ist wichtig, um in die Dentalmasse eine gewisse
Hydrophobie einzubringen und damit die Wasseraufnahme der
Masse auf < 0,7 mg/cm2 herabzusetzen, wie dies für Harze II
nach American Dental Association Specification No. 27 gefor
dert wird. Die abgerauchte Kieselsäure verbessert auch die
Randintegrität oder das Anschmiegen an die Zahnfläche und
damit geringere Fehlstellen an den Rändern. Auch wird die
Handhabbarkeit wie das Volumen und die Konsistenz verbessert.
Auch wird das Fließen und/oder Stürzen verringert, so daß
sich die Masse bei der restaurativen Verwendung leichter in
die Hohlräume bringen läßt.
Die kolloidale Kieselsäure wird bevorzugt mit dem Monomeren-
System homogen gemischt, woraufhin z. B. in einem Planeten
mischer unter Vakuum der Füllstoff eingemischt wird zu einer
homogenen Paste. Diese Paste läßt sich dann auf einem 2-Wal
zenstuhl mit Walzen aus korrosionsbeständigem Stahl, wenn
gewünscht, noch weiter homogenisieren. Die Paste kann als
solche abgepackt werden und zwar unter Lichtausschluß und
läßt sich aus dieser dann leicht, wie in einer Injektions
spritze, entnehmen.
Die erfindungsgemäße Dentalmasse ist gegenüber Röntgenstrah
len undurchlässig und erfordert keine Dosierung von oder Mi
schung mit anderen Komponenten, wie dies bisher bei den
pastösen 2-Komponentensystemen nötig war.
Die erfindungsgemäße Dentalmasse kann polymerisiert werden
mit Hilfe einer Lichtquelle für sichtbares Licht, z. B. einer
150 Watt Halogenlampe oder einer anderen Lichtquelle, die
sichtbares Licht im Bereich von 250-750 nm, vorzugsweise
450-500 nm, insbesondere 468-480 nm, während etwa 20 s
abzustrahlen vermag.
Die Präparierung der Kavität soll mit Hilfe eines reibungs
eingespannten Carbid-Bohrers erfolgen; die Fläche wird abge
fast (d. h. Klasse V) zur Verbesserung des Festhalters durch wei
teres Ätzen des Zahnschmelzes, zur Verminderung des Abhebens
von der Wand und schließlich zur Verbesserung der Anschmieg
samkeit an die Wand.
Das Abätzen des Schmelzes kann mit einer wäßrigen Phosphor
säurelösung oder einem Gel, enthaltend 35-40, vorzugsweise
etwa 37 Gew.-%, Phosphorsäure erfolgen, die mit Hilfe eines
Wattebauschs auf der Oberfläche des Zahnschmelzes aufgetragen wird.
Man sollte dafür sorgen, Kavitätspräparationen zu vermeiden.
Im allgemeinen reicht eine ununterbrochene langsame und
leichte Aufbringung während 60 s auf bleibende Zähne und 90 s
auf nicht bleibenden Zähne. Es soll kein Druck angewandt
werden, da er die Haftungseigenschaften der angeätzten Flä
che zerstören würde. Während des Ätzens soll eine sichtbare
Säureschicht verbleiben. Es kann eine zusätzliche Gabe von
Lösung erforderlich werden, um eine sichtbare Schicht zu
erhalten. Die Säurelösung sollte auf der Zahnfläche nicht
antrocknen. Nach dem Ätzen sollte der Bereich gut mit Wasser
gewaschen werden. Man kann ein Gummituch an die entsprechen
de Stelle bringen, um sicherzustellen, daß während des Wa
schens keine Säure von dem Patienten aufgenommen wird oder
eine Irritation des Zahnfleisches erfolgt. Dann wird der
Bereich mit warmer ölfreier Luft getrocknet. Ein entspre
chend geätzter Zahn erscheint matt und weißlich. Für Restau
rationen zum Binden und Verschließen nach Klasse I, III und
V sollte der Zahnschmelz, wenn möglich, zumindest 1 mm über
den Rand der Kavitätspräparation behandelt werden. Für Klasse
IV-Restaurationen sollte der geätzte Bereich zumindest so
weit reichen, als die Zahnstruktur ersetzt wird, jedoch nicht
weniger als 2 mm.
Die trockene Kavitätspräparation wird dann wie üblich mit
Calciumhydroxid ausgekleidet; Zinkoxid/Eugenol sollte ver
mieden werden. Nach dem Aushärten des Calciumhydroxids soll
te man über den abgeätzten Zahnschmelz und der aufgebrachten
Calciumhydroxidschicht eine extrem dünne Schicht Bindemittel,
d. h. ungefülltes Monomer-System, auftragen. Diese erhält man
beispielsweise durch Abbürsten überschüssigen Bindemittels
von der Oberfläche des Zahnschmelzes. Dann wird das Binde
mittel mit Hilfe einer Lichtquelle in etwa 20 s polymeri
siert. Schließlich wird die erfindungsgemäße Dentalmasse in
die vorbereitete Kavität gefüllt, wobei eine entsprechend
scharfe Kante auf dem Zahnschmelz über den Rand der Kavität
oder des Risses vorgesehen wird. Zusätzlich zu einem händi
schen Formen kann man auch Streifen und Kronenformen an
wenden, um die anatomische Form des Zahns wieder herzustel
len und die zu entfernende überschüssige Menge möglichst ge
ring zu halten. Grundmassenstreifen werden empfohlen für
durch Licht härtbare Massen für Zahnfüllungen, z. B. Restau
rationen entsprechend den Klassen III, IV und V.
Nun wird jede Fläche der eingebrachten erfindungsgemäßen
Masse einer entsprechenden Lichtquelle während zumindest 10 s
ausgesetzt. Für Klasse III und IV Restaurationen sollte man
die Belichtung auch zusätzlich auf die zungen- oder backen
seitigen Zahnflanken richten. Die Belichtungszeiten liegen
im allgemeinen zwischen 10 und etwa 40 s. Ein vollständiges
Aushärten und die Endstärke oder -festigkeit erreicht man
innerhalb von 24 h. Wenn gewünscht oder erforderlich, kann
man die Füllung oder den Zahnteil noch mit einem Hartmetall
werkzeug nachbearbeiten und dann mit einem Diamantschleifer
geringer Korngröße und schließlich vorpolieren und endpolie
ren, beispielsweise mit grünen Gummischeiben, Kegeln
oder mit "Sof-Lex"-Scheiben.
Die erfindungsgemäße Masse eignet sich besonders zur Behand
lung von Karies, Brüchen, Verletzungen, Absplitterungen,
Verlängerungen, Wiederherstellungen oder Rekonstruktionen
und Änderungen von durch Tetracycline verfärbten Zähnen,
Erosion des Zahnhalses oder Überzüge.
Die folgenden Beispiele dienen zur weiteren Erläuterung der
Erfindung. Wenn nicht anders angegeben, beziehen sich die %
und Teile auf das Gewicht.
Borsilicatstäbchen wurden in Zylinderstücke geschnitten und
damit ein 18,9 l Mahltopf aus Glas zur Hälfte gefüllt, dann
mit Wasser aufgefüllt und der verschlossene Mahltopf schließ
lich zur Konditionierung des Borsilicatglases 48 h bei
175 min-1C gerollt.
Die so erhaltenen Borsilicatstückchen wurden in eine 18,9 l
fassende Schwingmühle, ausgekleidet mit Polyvinylidenfluorid,
bis zu einer 3/4-Füllung eingebracht, dann 3 kg gegenüber
Röntgenstrahlen undurchsichtige Bariumsilicat-Glasfritte
mit einer mittleren Teilchengröße von 10 µm eingetragen und
die Schwingmühle mit Wasser aufgefüllt. Das Bariumsilicat
wurde nun in 24 h auf eine mittlere Feinheit von etwa 5 -
6 µm gemahlen, wobei gleichzeitig ausreichend Borsilicat
von dem Mahlmedium abgerieben wurde, so daß man ein Gemisch
von 89% Bariumsilicat und 11% Borsilicat erhielt.
Der Mahlschlamm wurde durch einen Siebsatz mit einer Ma
schenweite von 74, 37 und 18 µm (200, 400 und 600 mesh) ge
geben, das Filtrat einer Vakuumfiltration unterworfen und
24 h bei 120°C getrocknet. Der Filterkuchen wurde in einem
Mörser zu einem feinen Pulver zerstoßen. Fig. 1 zeigt eine
elektronenmikrofotografische Aufnahme des so naß gemahlenen
Bariumsilicats.
3 kg obigen naß gemahlenen Füllstoffs wurden in einen Mahl
topf, der bis zur Hälfte mit den konditionierten Borsilicat-
Glasstückchen gefüllt war, gegeben, dann 6 l einer klaren
farblosen wäßrigen Lösung von Natriumhydroxid, die mit Na2HPO4
auf einen pH-Wert von 12 gepuffert war, eingebracht und die
Topfmühle 4 h mit 175 min-1 gerollt. Der Mahlschlamm wurde
im Vakuum filtriert, der Filterkuchen neutral gewaschen (Fil
trat pH 5,5-7) und dann 24 h bei 120°C getrocknet. Der
neutrale Filterkuchen wurde pulverisiert. Eine elektronen
mikroskopische Aufnahme des so erhaltenen Pulvers ist in
Fig. 2 gezeigt. Vergleicht man Fig. 2 mit Fig. 1, so sieht
man, daß das Mahlen mit einem wäßrigen Ätzmittel entsprechen
den pH-Werts die Oberflächen-Porosität der Bariumsilicat
teilchen wesentlich erhöht.
Zur Silanisierung wurde obiger Mahltopf bis zur Hälfte mit
Borsilicatstückchen, die wie oben konditioniert worden sind,
gefüllt, dann 6 kg einer 8%-igen methanolischen Silanlösung
und 3 kg des aus der Vorstufe erhaltenen geätzten Füllstoffs
eingebracht und der Mahltopf 6 h bei 175 min-1 gerollt. Der
Mahlschlamm wurde im Vakuum filtriert, der Filterkuchen 1 h
bei 120°C im Vakuum getrocknet und pulverisiert. Der silani
sierte Füllstoff hatte eine mittlere Feinheit von 2,3 um.
Die Silanaufnahme betrug 4,5%. Die Fig. 3 zeigt eine elek
tronenmikroskopische Aufnahme der silanisierten Füllstoff
teilchen. Aus den Figuren erkennt man, daß über die Verringe
rung der Korngröße hinaus das Aussehen der Füllstoffteilchen
wesentliche Änderungen erfährt.
Es wurden nun 100 g monomere Grundmasse aus 54,32 g Bis-GMA,
44,3 g TEGDM, 0,99 g TINUVIN P®, 0,16 g dl-Campherchinon
und 0,23 g DEA-EMA- hergestellt.
24 Gew.-% obiger monomerer Grundmasse und 74 Gew.-% obigen
Füllstoffs wurden mit 2 Gew.-% kolloidaler abgerauchter Kie
selsäure mit einer mittleren Feinheit von etwa 0,04 µm ge
mischt. Man erhielt eine homogene Paste.
Um den überraschenden Effekt des Mahlens mit einem wäßrigen
Ätzmittel bestimmten pH-Werts auf die Querbruchfestigkeit
QBF der mit der erfindungsgemäßen Masse hergestellten Fül
lungen oder Zahnteile zu zeigen, wurden mehrere Proben unter identischen
Bedingungen, mit Ausnahme, daß während des Ätzens unterschied
liche pH-Werte eingestellt wurden und in diesem Fall als
Ätzmittel Natronlauge diente, angefertigt.
Prüfkörper wurden hergestellt durch Aushärten der Proben
der erfindungsgemäßen Masse während 40 s mit einer Lampe
"SPECTRA-LITE®".
Die Proben wurden in einer zylindrischen Form aus korrosions
beständigem Stahl-6 mm Durchmesser, 3 mm, geschlitzt, aufgesetzt
auf 25 · 75 mm Objektträger aus Glas mit einer Stahl-Spatel
zusammengedrückt und mit einem Glasplättchen 25·25 mm ab
gedeckt. Die Proben wurden dann innerhalb von 2 min zum Här
ten bei 37 ± 0,1°C und einer relativen Feuchte von 99,9 ±
0,1% in eine Kammer während 15 min eingesetzt. Die Prüf
körper wurden dann aus den Formen genommen, mit einem Sili
ciumcarbidstreifen 240 oder feiner poliert und dann in obi
ger Kammer 24 h gehalten und schließlich auf einer Instron-
Prüfmaschine die Querbruchfestigkeit bei einer Vorschubge
schwindigkeit von 25,4 mm/min und einer Querbewegung des
Kopfes von 0,51 mm/min unter zunehmender Last bis zum Bruch
bestimmt. Die Querbruchfestigkeit
wobei P die
Bruchlast, D der Durchmesser und L die Länge des Prüfkörpers
ist.
Aus obiger Liste ergibt sich der überraschende Anstieg der
Querbruchfestigkeit durch sorgfältige Einstellung des pH-Wer
tes während der zweiten Mahlstufe, wobei man bei einem pH-
Wert von etwa 12 optimale Ergebnisse erhält.
Im Sinne des Beispiels 2 wurden Prüfkörper aus dem erfin
dungsgemäßen Material und einem Vergleichsmaterial, welches
einen Füllstoff mit einer mittleren Feinheit von etwa 14,6 µm
enthielt, hergestellt und geprüft. Nach
24 h bei 37 ± 0,1°C und 99,9 ± 0,1% RF erhielt man als Mit
tel aus 6 Prüfstäben aus der erfindungsgemäßen Masse eine
Querbruchfestigkeit von 5 287,5 N/cm2 (7663 psi) gegenüber
3358,2 N/cm2 (4867 psi) des Vergleichsprodukts.
Es wurde nun der Bruch in jeden Prüfkörper im Abtastelektronen
mikroskop unter einer Vergrößerung von 500 X untersucht.
Vergleicht man Fig. 4, also den Bruch eines aus der erfin
dungsgemäßen Masse hergestellten Prüfkörpers, mit Fig. 5,
also einem aus der Vergleichsmasse hergestellten Prüfkörper,
so sieht man, daß man aus der erfindungsgemäßen Masse eine
gleichmäßige Füllstoffverteilung in der Polymer-Matrix und
eine gleichmäßige mittlere Korngröße von 1 bis 5 µm erhält,
während bei dem Vergleichsprodukt der Füllstoffin der
Grundmasse nicht gleichmäßig verteilt ist, sondern dieser
leicht verschoben werden kann, woraus sich beträchtliche
Unterschiede in der Querbruchfestigkeit ergeben.
Obige erfindungsgemäße Masse und Vergleichsmasse wurden
nun der Untersuchung über die Relation der Härte mit
zunehmender Tiefe unterworfen, nämlich in dem "immediate
Barcol hardness/depth-Test" in Tiefen von 1, 2 und 3 mm
von oben nach unten. Es wurde dazu ein GYZJ 935 Barcol
Hardness Barber Colman tragbares Gerät angewandt. Die Pro
ben waren 40 s mit obiger Lichtquelle in 1, 2 und 3 mm tiefen
Stahlformen von 10 mm ⌀ auf 25 · 75 mm Glasplättchen und ab
gedeckt mit 25 · 25 mm Deckgläsern gehärtet worden. Das Mit
tel von 5 Meßwerten auf jeder Seite oben/unten wird in fol
gender Tabelle zusammengefaßt:
Aus obigem ergibt sich, daß die erfindungsgemäße Masse zu
einer größeren Barcol-Härte von oben nach unten und Tiefe
gleichmäßiger Aushärtung bei 1, 2 und 3 mm besitzt als das
Vergleichsprodukt. Die überragende Gleichmäßigkeit in der
Aushärtung unabhängig von der Härtungstiefe ist damit für
das erfindungsgemäße Produkt leicht ersichtlich.
Obiges erfindungsgemäßes Produkt und das Vergleichsprodukt
wurden auf die Wasseraufnahmefähigkeit entsprechend den
Prüfbedingungen der American Dental Association Specifica
tion Nr. 27 während einer Woche bei 378 ± 0,1°C, 99,9 ±
0,1% RF untersucht. Es wurden für das erfindungsgemäße Pro
dukt 0,46 und das Vergleichsprodukt 1,03 mg/cm2 ermittelt.
Daraus ergibt sich die hervorragende Hydrophobie der mit
der erfindungsgemäßen Masse hergestellten Zahnfüllung oder
Zahnteile.
Für die restaurative Dentaltechnik an Backenzähnen wurde
eine erfindungsgemäße Masse wie folgt hergestellt:
Borsilicatstäbchen wurden in Zylinderstücke geschnitten und
damit ein 18,9 l Mahltopf aus Glas zur Hälfte gefüllt, dann
mit Wasser aufgefüllt und der verschlossene Mahltopf schließ
lich zur Konditionierung des Borsilicatglases 48 h bei
175 min-1 gerollt.
Die so erhaltenen Borsilicatstückchen wurden in eine 18,9 l
fassende Schwingmühle, ausgekleidet mit Polyvinylidenfluorid,
bis zu einer 3/4-Füllung eingebracht, dann 3 kg gegenüber
Röntgenstrahlen undurchsichtige Bariumsilicat-Glasfritte
mit einer mittleren Teilchengröße von 10 µm eingetragen und
die Schwingmühle mit Wasser aufgefüllt. Das Bariumsilicat
wurde nun in 4 h auf eine mittlere Feinheit von etwa 5-
6 µm gemahlen, wobei gleichzeitig ausreichend Borsilicat
von dem Mahlmedium abgerieben wurde, so daß man ein Gemisch
von 80-65% Bariumsilicat und 15-20% Borsilicat erhielt.
Der Mahlschlamm wurde durch einen Siebsatz mit einer Ma
schenweite von 74, 37 und 18 µm (200, 400 und 600 mesh) ge
geben, das Filtrat einer Vakuumfiltration unterworfen und
24 h bei 120°C getrocknet. Der Filterkuchen wurde in einem
Mörser zu einem feinen Pulver zerstoßen. Fig. 1 zeigt eine
elektronenmikrofotografische Aufnahme des so naß gemahlenen
Bariumsilicats.
3 kg obigen naß gemahlenen Füllstoffs wurden in einen Mahl
topf, der bis zur Hälfte mit den konditionierten Borosilicat-
Glasstückchen gefüllt war, gegeben, dann 6 l einer klaren
farblosen wäßrigen Lösung von Natriumhydroxid, die mit Na2HPO4
auf einen pH-Wert von 12 gepuffert war, eingebracht und die
Topfmühle 4 h mit 175 min-1 gerollt. Der Mahlschlamm wurde
im Vakuum filtriert, der Filterkuchen neutral gewaschen (Fil
trat pH 5,5-7) und dann 24 h bei 120°C getrocknet. Der
neutrale Filterkuchen wurde pulverisiert. Eine elektronen
mikroskopische Aufnahme des so erhaltenen Pulvers ist in
Fig. 2 gezeigt. Vergleicht man Fig. 2 mit Fig. 1, so sieht
man, daß das Mahlen mit einem wäßrigen Ätzmittel entsprechen
den pH-Werts die Oberflächen-Porosität der Bariumsilicat
teilchen wesentlich erhöht. Der mittlere Teilchendurchmesser
betrug etwa 2 µm.
Zur Silanisierung wurde obiger Mahltopf bis zur Hälfte mit
Borsilicatstückchen, die wie oben konditioniert worden sind,
gefüllt, dann 6 kg einer 8%igen methanolischen Silanlösung
und 3 kg des aus der Vorstufe erhaltenen geätzten Füllstoffs
eingebracht und der Mahltopf 6 h bei 175 min-1 gerollt. Der
Mahlschlamm wurde im Vakuum filtriert, der Filterkuchen 1-4 h
bei 60°C oder 1 h bei 120°C im Vakuum getrocknet und pulverisiert. Der silani
sierte Füllstoff hatte eine mittlere Feinheit von 0,9 µm.
Die Silanaufnahme betrug 2-2,5% Die Fig. 3 zeigt eine elek
tronenmikroskopische Aufnahme der silanisierten Füllstoff
teilchen. Aus den Figuren erkennt man, daß über die Verringe
rung der Korngröße hinaus das Aussehen der Füllstoffteilchen
wesentliche Änderungen erfährt.
Es wurden nun 100 g monomere Grundmasse aus 54,24 g Bis-GMA,
44,3 g TEGDM, 0,99 g TINUVIN P®, 0,16 g dl-Campherchinon
und 0,28 g DEA-EMA hergestellt.
Die mechanischen, physikalischen, optischen und thermischen
Eigenschaften der so erhaltenen erfindungsgemäßen Masse bzw.
daraus hergestellten Zahnteilen sind in der folgenden Tabelle
zusammengestellt:
Der gewichtsmäßige Anteil des Füllstoffs in dieser Masse
für die restaurative Dentaltechnik an hinteren oder Backen
zähnen beträgt 77,2 Gew.-%, während der Volumenanteil
69,99% ist. Dieser hohe Volumenanteil beruht auf der Fein
heit des Füllstoffs. Bei dem erfindungsgemäß hergestellten
Produkt kommt es zu einer größeren spezifischen Oberfläche
und-einem größeren Anteil an Borsilicat. Das erhaltene
Produkt hat eine höhere Packungseffizienz und geringeren
thermomechanischen Abbau bei einem Temperaturzyklus von
5-55°C an der Grenzfläche des Füllstoffs und Harzes in
folge der Veränderung der linearen Wärmedehnungskoeffizien
ten der Harzgrundmasse und des darin dispergierten Füll
stoffs. Die auf die auf Scherkräfte und Bruch ausgesetzte
Fläche einwirkenden Zugkräfte sind minimal, da das Fort
schreiten von Rissen eingeschränkt ist.
Die physikalischen Eigenschaften dieser erfindungsgemäßen
Masse für die restaurative Dentaltechnik von Backenzähnen
ist weit überlegen denen, die bisher am Markt sind. Die
hohe Querbruchfestigkeit QBF und der Volumenanteil sowie
der geringe Wärmedehnungskoeffizient in Verbindung mit der
geringen Korngröße des Füllstoffs führt zu einer statistisch
bemerkenswerten Verringerung an Verschleiß und Abrieb. Es
handelt sich dabei also um ein geeigneteres Produkt für
"Posterior Class I und II molar" unter erschwerten Bedin
gungen.
Claims (15)
1. Dentalmasse für die restaurative Dentaltechnik auf der
Basis eines polymerisierbaren Monomeren und eines anorganischen
Füllstoffs, dadurch gekennzeichnet, daß sie
20-30 Gew.-% eines durch Licht polymerisierbaren Methacryl
säureester-Systems und 79-65 Gew.-% Füllstoff sowie 1-5
Gew.-% kolloidale abgerauchte Kieselsäure enthält, wobei der
Füllstoff aus 5-20 Gew.-% Borsilicatglas und 95-80 Gew.-%
Erdalkalisilicat besteht, eine mittlere Teilchengröße von
0,5-5 µm hat, 1,5-6 Gew.-% Silan enthält und hergestellt
worden ist durch
- a) Naßmahlen in einem wäßrigen Medium mit einem pH-Wert von 5 bis 7
- b) Mahlen in einem wäßrigen ätzenden Medium und
- c) Mahlen in einem als Kupplungsmittel wirkenden Silan.
2. Dentalmasse nach Anspruch 1, dadurch gekenn
zeichnet, daß der Füllstoff eine mittlere Korngröße von
l-5 µm und die kolloidale Kieselsäure eine mittlere Korngröße
von 0,01-0,05 besitzt.
3. Dentalmasse nach Anspruch 2, dadurch gekenn
zeichnet, daß das Erdalkalisilicat Bariumsilicat ist.
4. Dentalmasse nach Anspruch 1 bis 3, dadurch gekenn
zeichnet, daß der Füllstoff hergestellt worden ist
durch Naßmahlen, Mahlen mit einer gepufferten wäßrigen ätzenden
Lösung mit einem pH-Wert von 10-13 und silanisierendem
Mahlen.
5. Dentalmasse nach Anspruch 4, dadurch gekenn
zeichnet, daß der Füllstoff mit einem gepufferten
wäßrigen ätzenden Medium mit eine pH-Wert von etwa 12 gemahlen
worden ist.
6. Dentalmasse nach Anspruch 1-5, dadurch gekenn
zeichnet, daß das mit Licht polymerisierbare Methacryl
säureester-System ein vernetzendes Methacrylat-Monomeres und
zusätzlich ein Verdünnungsmittel in Form eines comonomeren
Methacrylats, einen Polymerisationsinitiator, einen Polymeri
sationsbeschleuniger und gegebenenfalls einen UV-Absorber ent
hält.
7. Dentalmasse nach Anspruch 6, dadurch gekenn
zeichnet, daß das vernetzende Methacrylat das
Reaktionsprodukt von 4,4′-Isopropylidendiphenol und
Glycidylmethacrylat ist.
8. Dentalmasse nach Anspruch 6, dadurch gekenn
zeichnet, daß das Comonomere Triethylenglykoldi
methacrylat ist.
9. Dentalmasse nach Anspruch 6-8, dadurch gekenn
zeichnet, daß der Polymerisationsinitiator
dl-Campherchinon ist.
10. Dentalmasse nach Anspruch 6-9, dadurch gekenn
zeichnet, daß der Polymerisationsbeschleuniger Di
ethylaminoethylmethacrylat ist.
11. Dentalmasse nach Anspruch 6, dadurch gekenn
zeichnet, daß als UV-Absorber ein Benzotriazol
eingesetzt wird.
12. Dentalmasse nach Anspruch 6-11, dadurch gekenn
zeichnet, daß sie zusätzlich mit einem Farbstoff, einem
Pigment oder einem Lakolen gefärbt ist.
13. Dentalmasse nach Anspruch 1-12, dadurch gekenn
zeichnet, daß der anorganische Füllstoff ein Gemisch
von etwa 89% Bariumsilicat und etwa 11% Borsilicatglas ist,
etwa 2,5% Silan enthält und eine mittlere Teilchengröße von
etwa 2,3 µm aufweist.
14. Dentalmasse nach Anspruch 1-12, dadurch gekenn
zeichnet, daß der Füllstoff ein Gemisch von 80-85%
Bariumsilicat und 20-15% Borsilicatglas mit 2-2,5% Silan ist
und eine mittlere Teilchengröße von etwa 0,9 µm besitzt.
15. Dentalmasse nach Anspruch 13 oder 14, dadurch gekenn
zeichnet, daß sie 74 Gew.-% Füllstoff, 2 Gew.-% kolloidale
abgerauchte Kieselsäure mit einer mittleren Teilchengröße von etwa
0,04 µm und 24 Gew.-% polymerisierbares Monomersystem enthält,
welches aus 54,32 Gew.-% des monomeren Reaktionsprodukts von
4,4′-Isopropylidendiphenol und Glycidylmethacrylat, 44,30 Gew.-%
Triethylenglykoidimethacrylat, 0,99 Gew.-% Benzotriazol,
0,16 Gew.-% dl-Campherchinon und 0,23 Gew.-% Diethylamino
ethylmethacrylat besteht.
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Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US06/677,595 US4544359A (en) | 1984-01-13 | 1984-12-03 | Dental restorative material |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE3525720A1 DE3525720A1 (de) | 1986-06-05 |
DE3525720C2 true DE3525720C2 (de) | 1994-09-08 |
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---|---|---|---|
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DE (1) | DE3525720C2 (de) |
Families Citing this family (134)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE3403040A1 (de) * | 1984-01-30 | 1985-08-08 | Blendax-Werke R. Schneider Gmbh & Co, 6500 Mainz | Dentales fuellungsmaterial |
US5522894A (en) * | 1984-12-14 | 1996-06-04 | Draenert; Klaus | Bone replacement material made of absorbable beads |
DE3536076A1 (de) * | 1985-10-09 | 1987-04-09 | Muehlbauer Ernst Kg | Polymerisierbare zementmischungen |
JPS6286003A (ja) * | 1985-10-11 | 1987-04-20 | Tokuyama Soda Co Ltd | 光重合用の複合組成物 |
CA1326382C (en) * | 1986-05-08 | 1994-01-25 | John Steven Kelly | Ceramic orthodontic appliance |
JPH0694494B2 (ja) * | 1986-09-24 | 1994-11-24 | 三井石油化学工業株式会社 | 硬化性組成物 |
US5064369A (en) * | 1987-01-27 | 1991-11-12 | Tomy, Inc. | Orthodontic device |
DE3826233C1 (en) * | 1987-03-17 | 1989-10-05 | Kulzer Gmbh, 6393 Wehrheim, De | Plastic denture |
DE3708618A1 (de) * | 1987-03-17 | 1988-09-29 | Kulzer & Co Gmbh | Kunststoff-zahnersatzteil |
US4867680A (en) * | 1987-03-31 | 1989-09-19 | Dentsply Research & Development Corp. | Pre-loaded dental impression package and method of making |
US4895516A (en) * | 1987-10-14 | 1990-01-23 | Hulten Johan O | Intermediate ceramic bonding layer for bonding of a resin to an alloy structure or substructure |
US4867682A (en) * | 1987-11-13 | 1989-09-19 | Dentsply Research & Development Corp. | Dental impression tray |
JPH0667816B2 (ja) * | 1988-11-11 | 1994-08-31 | 株式会社クラレ | 歯科用修復材 |
US5028638A (en) * | 1989-02-09 | 1991-07-02 | Bayer Aktiengesellschaft | Hybrid plastic filling material |
US4983645A (en) * | 1989-07-11 | 1991-01-08 | Mobil Oil Corporation | Photoinitiators as light sensitive degradants for polyethylene |
DK0486775T3 (da) * | 1990-11-17 | 1995-03-13 | Heraeus Kulzer Gmbh | Polymeriserbart dentalmateriale |
US5348475A (en) * | 1991-05-08 | 1994-09-20 | Jeneric/Pentron Inc. | Trimodal method of curing dental restorative compositions |
DE4211040A1 (de) * | 1992-04-03 | 1993-10-07 | Muehlbauer Ernst Kg | Automatisch anmischbares Mittel zur Anfertigung von Kronen und Brücken |
US5362769A (en) * | 1992-05-07 | 1994-11-08 | Ormco Corporation | Orthodontic adhesives |
US6391940B1 (en) | 1993-04-19 | 2002-05-21 | Dentsply Research & Development Corp. | Method and composition for adhering to metal dental structure |
US5710194A (en) * | 1993-04-19 | 1998-01-20 | Dentsply Research & Development Corp. | Dental compounds, compositions, products and methods |
US6500879B1 (en) * | 1993-04-19 | 2002-12-31 | Dentsply Research & Development Corp. | Dental composition and method |
US5338773A (en) * | 1993-04-19 | 1994-08-16 | Dentsply Research & Development Corp. | Dental composition and method |
US5547379A (en) * | 1994-10-06 | 1996-08-20 | Hasel; Robert W. | Method of restoring a tooth |
DE4446033C2 (de) * | 1994-12-23 | 1996-11-07 | Heraeus Kulzer Gmbh | Polymerisierbares Dentalmaterial |
ATE230586T1 (de) * | 1995-05-11 | 2003-01-15 | Jeneric Pentron Inc | Farbstabiles dentales restorationsmaterial |
US5846075A (en) * | 1997-02-28 | 1998-12-08 | Bisco, Inc. | One package, shelf-stable photo-curable band cement |
US20040209975A1 (en) * | 1997-04-02 | 2004-10-21 | Subelka John C. | Dental composite restorative material and method of restoring a tooth |
US6262142B1 (en) | 1997-04-02 | 2001-07-17 | Dentsply Research & Development | Translucent wear resistant dental enamel material and method |
US6353040B1 (en) | 1997-04-02 | 2002-03-05 | Dentsply Research & Development Corp. | Dental composite restorative material and method of restoring a tooth |
BR9806297A (pt) | 1997-10-03 | 2000-03-14 | Dentsply Int Inc | Material dental, carga , agente de ligação dental, e, verniz dental. |
US6693143B2 (en) | 1997-10-03 | 2004-02-17 | Dentsply Detrey Gmbh | Dental materials having a nanoscale filler |
AU9684798A (en) | 1997-10-16 | 1999-05-10 | Jeneric/Pentron Incorporated | Dental composites comprising ground, densified, embrittled glass fiber filler |
US6345984B2 (en) | 1998-04-13 | 2002-02-12 | Jeneric/Pentron, Inc. | Prefabricated components for dental appliances |
US6186790B1 (en) | 1998-04-13 | 2001-02-13 | Jeneric/Pentron Incorporated | Prefabricated components for dental appliances |
US6362250B1 (en) | 1998-03-17 | 2002-03-26 | Jeneric/Pentron Incorporated | Dental bridges comprising fiber reinforced frameworks with fiber or particulate reinforced veneers |
US20040241614A1 (en) * | 1998-04-13 | 2004-12-02 | Goldberg A. Jon | Prefabricated components for dental appliances |
US6121344A (en) * | 1998-06-19 | 2000-09-19 | Kerr Corporation | Optimum particle sized hybrid composite |
US6270562B1 (en) | 1998-06-11 | 2001-08-07 | Jeneric/Pentron, Inc. | Filler material for dental composites |
US6533969B1 (en) * | 1998-06-12 | 2003-03-18 | Jeneric/Pentron, Inc. | Method of making high-strength dental restorations |
US6413660B1 (en) | 1998-06-12 | 2002-07-02 | Jeneric/Pentron, Inc. | High-strength dental restorations |
US20050023710A1 (en) * | 1998-07-10 | 2005-02-03 | Dmitri Brodkin | Solid free-form fabrication methods for the production of dental restorations |
US6821462B2 (en) * | 1998-07-10 | 2004-11-23 | Jeneric/Pentron, Inc. | Mass production of shells and models for dental restorations produced by solid free-form fabrication methods |
US6322728B1 (en) | 1998-07-10 | 2001-11-27 | Jeneric/Pentron, Inc. | Mass production of dental restorations by solid free-form fabrication methods |
US6808659B2 (en) * | 1998-07-10 | 2004-10-26 | Jeneric/Pentron Incorporated | Solid free-form fabrication methods for the production of dental restorations |
US6186791B1 (en) | 1998-08-11 | 2001-02-13 | Jeneric/Pentron Incorporated | Fiber reinforced composite post |
US7488175B2 (en) * | 1998-08-11 | 2009-02-10 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Fiber reinforced composite post |
US5979805A (en) * | 1998-10-28 | 1999-11-09 | Kerr Corporation | Vibratory mill and method of use for low contamination grinding |
US6098906A (en) * | 1998-12-04 | 2000-08-08 | Kerr Corporation | Vibratory mill and method of use for low contamination grinding |
AU4190499A (en) * | 1999-01-08 | 2000-07-24 | 3M Innovative Properties Company | Dental mill blanks |
US6306927B1 (en) | 1999-04-12 | 2001-10-23 | Dentsply Detrey Gmbh | Dental composite restorative material and method of restoring a tooth |
US7001932B2 (en) * | 1999-04-12 | 2006-02-21 | Dentsply Detrey Gmbh | Dental composite restorative material and method of restoring a tooth |
US7168952B2 (en) | 1999-05-12 | 2007-01-30 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Endodontic post and obturating system |
AU4843200A (en) | 1999-05-12 | 2000-11-21 | Jeneric/Pentron Incorporated | Endodontic post system |
US7086864B2 (en) | 1999-05-12 | 2006-08-08 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Endodontic post system |
US7163401B2 (en) | 1999-05-12 | 2007-01-16 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Endodontic post and obturating system |
US8137103B1 (en) | 1999-05-13 | 2012-03-20 | University Of Connecticut | Implant system |
US6599125B1 (en) | 1999-08-27 | 2003-07-29 | University Of Connecticut | Prefabricated components for dental appliances |
US6417246B1 (en) | 1999-09-21 | 2002-07-09 | Jenerica/Pentron Incorporated | Dental composite materials |
US6232367B1 (en) * | 1999-10-07 | 2001-05-15 | Kerr Corporation | Opalescent fillers for dental restorative composites |
US6326417B1 (en) | 1999-10-21 | 2001-12-04 | Jeneric/Pentron Incorporated | Anti-microbial dental compositions and method |
EP1227781B9 (de) | 1999-10-28 | 2006-03-08 | 3M Innovative Properties Company | Dentalmaterialien mit siliciumdioxid-nanoteilchen |
US6376590B2 (en) | 1999-10-28 | 2002-04-23 | 3M Innovative Properties Company | Zirconia sol, process of making and composite material |
US6387981B1 (en) | 1999-10-28 | 2002-05-14 | 3M Innovative Properties Company | Radiopaque dental materials with nano-sized particles |
US6730156B1 (en) | 1999-10-28 | 2004-05-04 | 3M Innovative Properties Company | Clustered particle dental fillers |
US6572693B1 (en) | 1999-10-28 | 2003-06-03 | 3M Innovative Properties Company | Aesthetic dental materials |
US7275932B2 (en) * | 2001-09-20 | 2007-10-02 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Self-curing system for endodontic sealant applications |
US6787584B2 (en) * | 2000-08-11 | 2004-09-07 | Pentron Corporation | Dental/medical compositions comprising degradable polymers and methods of manufacture thereof |
US20080003542A1 (en) * | 2000-08-11 | 2008-01-03 | Shuhua Jin | Self-Curing System For Endodontic Sealant Applications |
US7470728B2 (en) * | 2001-05-01 | 2008-12-30 | Pentron Clinical Technologies Llc | Dental glazes and method of manufacture and use thereof |
US7589132B2 (en) * | 2001-05-01 | 2009-09-15 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Dental resins, dental composite materials, and method of manufacture thereof |
US7160941B2 (en) * | 2001-05-01 | 2007-01-09 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Dental composite materials and method of manufacture thereof |
US6787629B2 (en) | 2001-11-02 | 2004-09-07 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Dental resin materials, method of manufacture, and uses thereof |
US6653365B2 (en) | 2001-05-01 | 2003-11-25 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Dental composite materials and method of manufacture thereof |
US7241856B2 (en) * | 2003-06-02 | 2007-07-10 | Pentron Clinical Technologies Llc | Dental resins, dental composite materials, and method of manufacture thereof |
US6679695B2 (en) | 2001-05-29 | 2004-01-20 | University Of North Carolina At Chapel Hill | Pultrusion apparatus for continuous fabrication of fiber-reinforced plastic articles having a non-linear shape, methods of fabricating such articles and compositions used therein |
US6730715B2 (en) | 2001-07-06 | 2004-05-04 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Dental restorative composition, dental restoration, and a method of use thereof |
US7303817B2 (en) | 2001-10-24 | 2007-12-04 | Weitao Jia | Dental filling material |
US7750063B2 (en) | 2001-10-24 | 2010-07-06 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Dental filling material |
US7204874B2 (en) | 2001-10-24 | 2007-04-17 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Root canal filling material |
US7211136B2 (en) | 2001-10-24 | 2007-05-01 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Dental filling material |
US7204875B2 (en) | 2001-10-24 | 2007-04-17 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Dental filling material |
US9296891B2 (en) * | 2001-11-02 | 2016-03-29 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Dental resin materials, method of manufacture, and uses thereof |
US6878456B2 (en) | 2001-12-28 | 2005-04-12 | 3M Innovative Properties Co. | Polycrystalline translucent alumina-based ceramic material, uses, and methods |
US6648638B2 (en) | 2001-12-28 | 2003-11-18 | 3M Innovative Properties Company | Orthodontic appliances including polycrystalline alumina-based ceramic material, kits, and methods |
JP4748938B2 (ja) | 2002-01-31 | 2011-08-17 | スリーエム イノベイティブ プロパティズ カンパニー | 歯科ペースト、歯科物品、および方法 |
US20040146833A1 (en) * | 2002-11-06 | 2004-07-29 | Dyer Scott R. | Construction of a dental prosthesis using bilaminar fiber reinforcement |
WO2004071327A1 (en) | 2003-02-06 | 2004-08-26 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Method of manufacturing dental posts, obturators and restorations |
US20040241609A1 (en) * | 2003-05-08 | 2004-12-02 | Weitao Jia | Method of manufacturing high strength dental restorations |
US7998375B2 (en) * | 2003-05-08 | 2011-08-16 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Method of manufacturing high strength dental restorations |
JP5570091B2 (ja) * | 2003-05-13 | 2014-08-13 | デンツプライ インターナショナル インコーポレーテッド | 歯科用接着剤組成物および方法 |
US7015260B2 (en) * | 2003-06-04 | 2006-03-21 | E.I. Du Pont De Nemours And Company | High temperature polymeric materials containing corona resistant composite filler, and methods relating thereto |
US8192673B2 (en) * | 2003-10-22 | 2012-06-05 | University Of Kansas | Resin systems for dental restorative materials |
US7700667B2 (en) * | 2004-01-29 | 2010-04-20 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Dental resin composition, method of manufacture, and method of use thereof |
US8459994B2 (en) * | 2004-03-11 | 2013-06-11 | Martin A. Freilich | Immediate implant system |
JP5107700B2 (ja) * | 2004-05-04 | 2012-12-26 | キャボット コーポレイション | 所望の凝集体粒子直径を有する凝集体金属酸化物粒子分散体の調製方法 |
DE102004022566B4 (de) * | 2004-05-07 | 2019-05-09 | Schott Ag | Mit funktionellen Gruppen homogen beschichtete Pulverteilchen, ein Verfahren zu deren Herstellung und ihre Verwendung |
US20070244215A1 (en) * | 2006-04-10 | 2007-10-18 | Junjie Sang | One-component self-etching adhesive |
DE602005014253D1 (de) | 2004-10-14 | 2009-06-10 | Dentsply Int Inc | Aus nur einer komponente bestehendes selbstätzendes haftmittel |
US7673550B2 (en) * | 2005-03-21 | 2010-03-09 | Pentron Clincal Technologies, LLC | Fiber-reinforced composites for dental materials |
US20060241205A1 (en) * | 2005-04-20 | 2006-10-26 | Weitao Jia | Filler materials for dental composites |
US20070015845A1 (en) * | 2005-07-15 | 2007-01-18 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Dental resin composition, method of manufacture, and method of use thereof |
GB0515088D0 (en) * | 2005-07-22 | 2005-08-31 | Imerys Minerals Ltd | Particulate glass compositions and methods of production |
US20070122361A1 (en) * | 2005-11-29 | 2007-05-31 | Weitao Jia | Tooth colorant and whitener, method of manufacture, and method of use thereof |
AU2006325820B2 (en) | 2005-12-12 | 2013-02-14 | Allaccem, Inc. | Methods and systems for preparing antimicrobial films and coatings |
US20080242761A1 (en) * | 2006-02-23 | 2008-10-02 | Weitao Jia | Self etch all purpose dental compositions, method of manufacture, and method of use thereof |
US8664294B2 (en) * | 2006-02-23 | 2014-03-04 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Self etch all purpose dental cement composition and method of use thereof |
US7906564B2 (en) * | 2006-02-23 | 2011-03-15 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Self etch all purpose dental cement composition, method of manufacture, and method of use thereof |
CN101610749B (zh) | 2006-12-28 | 2013-01-02 | 3M创新有限公司 | 牙科填料及方法 |
US20080318190A1 (en) * | 2007-02-20 | 2008-12-25 | Bisco, Inc. | Polymerizable Dental Pulp Healing, Capping, and Lining Material and Method for Use |
ES2522908T3 (es) | 2007-02-21 | 2014-11-19 | Allaccem, Inc. | Composiciones a base de compuestos policíclicos con puente para la inhibición y el alivio de enfermedades |
US8298664B2 (en) * | 2007-04-12 | 2012-10-30 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Fiber-reinforced composite dental materials and method of manufacture |
US8153617B2 (en) * | 2007-08-10 | 2012-04-10 | Allaccem, Inc. | Bridged polycyclic compound based compositions for coating oral surfaces in humans |
US8153618B2 (en) * | 2007-08-10 | 2012-04-10 | Allaccem, Inc. | Bridged polycyclic compound based compositions for topical applications for pets |
US8188068B2 (en) * | 2007-08-10 | 2012-05-29 | Allaccem, Inc. | Bridged polycyclic compound based compositions for coating oral surfaces in pets |
US20090074833A1 (en) * | 2007-08-17 | 2009-03-19 | Whiteford Jeffery A | Bridged polycyclic compound based compositions for controlling bone resorption |
EP2190886A1 (de) * | 2007-09-19 | 2010-06-02 | The Regents of the University of Colorado | Polymerdruckmaterialien |
US7997901B2 (en) | 2008-03-25 | 2011-08-16 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Fiber reinforced composite post |
US20100004218A1 (en) * | 2008-06-20 | 2010-01-07 | Whiteford Jeffery A | Bridged polycyclic compound based compositions for renal therapy |
US20100016270A1 (en) * | 2008-06-20 | 2010-01-21 | Whiteford Jeffery A | Bridged polycyclic compound based compositions for controlling cholesterol levels |
RU2472708C2 (ru) * | 2008-10-15 | 2013-01-20 | Зм Инновейтив Пропертиз Компани | Наполнители и композитные материалы с наночастицами диоксида циркония и кремнезема |
US8614263B2 (en) * | 2009-02-06 | 2013-12-24 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Non-biodegradable endodontic sealant composition |
US8163815B2 (en) | 2009-03-20 | 2012-04-24 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Dental resin composition, method of manufacture, and method of use thereof |
US8053490B2 (en) | 2009-05-18 | 2011-11-08 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Pre-treated acid-reactive fillers and their use in dental applications |
WO2010144787A1 (en) | 2009-06-11 | 2010-12-16 | Pentron Clinical Technologies, Llc | Epoxy-containing composition curable by multiple polymerization mechanisms |
EP2547310B1 (de) * | 2010-03-16 | 2018-05-23 | DENTSPLY SIRONA Inc. | Zusammensetzung für endodontische instrumente |
AT12407U1 (de) | 2010-07-02 | 2012-05-15 | Stephan Lampl | Zahnfrontverblendungskörper |
JP5622867B2 (ja) * | 2010-12-20 | 2014-11-12 | クラレノリタケデンタル株式会社 | 歯科用硬化性組成物 |
US10603251B2 (en) | 2013-09-23 | 2020-03-31 | Gaia Dental Products, Inc. | Living polymer in situ system and method of use |
US9657202B2 (en) | 2013-09-23 | 2017-05-23 | Gaia Dental Products, Inc. | Living polymer in situ system and method of use |
DE102017103084A1 (de) | 2017-02-15 | 2018-08-16 | Voco Gmbh | Dentaler Kompositblock zur Herstellung permanenter indirekter Restaurationen im CAD/CAM Verfahren |
DE102017105841A1 (de) * | 2017-03-17 | 2018-09-20 | Voco Gmbh | Fräsrohling zur Herstellung einer indirekten dentalen Restauration, entsprechende Verwendungen und Verfahren |
WO2022060632A1 (en) * | 2020-09-15 | 2022-03-24 | Specific Dive Juke Llc | Composite orthodontic spacer |
DE102022116932A1 (de) | 2022-07-07 | 2024-01-18 | Voco Gmbh | Herstellung von dentalen Fräsrohlingen |
Family Cites Families (16)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3066112A (en) * | 1959-01-30 | 1962-11-27 | Rafael L Bowen | Dental filling material comprising vinyl silane treated fused silica and a binder consisting of the reaction product of bis phenol and glycidyl acrylate |
US3808170A (en) * | 1971-10-12 | 1974-04-30 | S Rogers | Prosthetic material |
US4032504A (en) * | 1973-09-28 | 1977-06-28 | Lee Pharmaceuticals | X-ray opaque filler useful in dental and medical restorative compounds |
US4020557A (en) * | 1973-11-19 | 1977-05-03 | American Hospital Supply Corporation | Composite for dental restorations |
FR2272638B1 (de) * | 1974-01-23 | 1982-06-25 | Perdent Gmbh | |
DE2403211C3 (de) * | 1974-01-23 | 1981-12-24 | Etablissement Dentaire Ivoclar, Schaan | Werkstoff für Dentalzwecke |
US4224023A (en) * | 1976-08-16 | 1980-09-23 | Pennwalt Corporation | Dental restorative kit and method of restoring tooth structure |
US4150012A (en) * | 1977-01-21 | 1979-04-17 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Discernible dental sealant |
US4197234A (en) * | 1978-07-12 | 1980-04-08 | Colgate-Palmolive Company | Dental restorative composite compositions and filler therefor |
GB2033370B (en) * | 1978-11-08 | 1983-03-02 | Standard Telephones Cables Ltd | Water setting ion polymer cements |
DE2929121A1 (de) * | 1979-07-18 | 1981-02-12 | Espe Pharm Praep | Calciumaluminiumfluorosilikatglas- pulver und seine verwendung |
CA1128229A (en) * | 1979-08-27 | 1982-07-20 | Samuel C. Temin | Dental restorative compositions and filler therefor |
US4297266A (en) * | 1980-02-08 | 1981-10-27 | Den-Mat, Inc. | Microfilled dental composite and method using the same |
ZA817967B (en) * | 1980-12-03 | 1982-09-29 | Ici Plc | Dental compositions |
DE3170993D1 (en) * | 1981-03-24 | 1985-07-25 | Blendax Werke Schneider Co | Dental filling material |
US4388069A (en) * | 1982-04-15 | 1983-06-14 | Blendax-Werke R. Schneider Gmbh & Co. | Dental restorative material |
-
1984
- 1984-12-03 US US06/677,595 patent/US4544359A/en not_active Expired - Lifetime
-
1985
- 1985-07-08 JP JP60148444A patent/JPS61134307A/ja active Granted
- 1985-07-18 DE DE3525720A patent/DE3525720C2/de not_active Expired - Lifetime
- 1985-07-30 CA CA000487760A patent/CA1269790A/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
US4544359A (en) | 1985-10-01 |
CA1269790A (en) | 1990-05-29 |
JPS61134307A (ja) | 1986-06-21 |
DE3525720A1 (de) | 1986-06-05 |
JPH0564604B2 (de) | 1993-09-16 |
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