DE102004025030A1

DE102004025030A1 - Nano-Apatit-Füllstoffe enthaltende härtbare Restaurationsmaterialien

Info

Publication number: DE102004025030A1
Application number: DE102004025030A
Authority: DE
Inventors: Jürgen Engelbrecht; Peter Dziuron
Original assignee: Merz Dental GmbH; S&C Polymer Silicon und Composite Spezialitaeten GmbH
Current assignee: Merz Dental GmbH; S&C Polymer Silicon und Composite Spezialitaeten GmbH
Priority date: 2004-05-18
Filing date: 2004-05-18
Publication date: 2005-12-15
Also published as: EP1746966A1; WO2005110339A1; PL1746966T3; EP1746966B1; CA2566347A1; JP2007538019A; US20050260269A1

Abstract

Die Erfindung beschreibt Nano-Apatit enthaltende härtbare Restaurationsmaterialien zur Verwendung an Knochen- und insbesondere an der Zahnsubstanz, die sich durch hohe Esthetik, hohe Härte, hervorragende Transparenz, gute Oberflächenpolierbarkeit, hohe Festigkeit und durch die Fähigkeit zur Freisetzung und Aufnahme von Ionen in bzw. aus einer biologischen Umgebung auszeichnen.

Description

Die Erfindung beschreibt Nano-Apatit enthaltende härtbare Restaurationsmaterialien zur Verwendung an Knochen- und insbesondere an der Zahnsubstanz, die sich durch hohe mechanische Belastbarkeit, hervoragende Transparenz und Esthetik, gute Oberflächenbearbeitbarkeit und durch die Fähigkeit zur Freisetzung und Aufnahme von Ionen in bzw. aus einer biologischen Umgebung auszeichnen.

Synthetische Orthophosphate, insbesondere Apatite wie Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂ oder Ca₁₀(PO₄)₆F₂, sind aufgrund ihrer chemischen und strukturellen Ähnlichkeit zu biologischen Hartgeweben von besonderem Interesse als Werkstoffe für die Medizin, sowohl allein als auch in Kombination mit anderen Materialien, wie Polymeren, Gläsern usw.

US 4,778,834 beschreibt Dentalmaterialien, welche durch die Kombination von Hydroxylapatitfüllstoffen Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂ in Partkelgrößen im μm-Bereich in Konzentrationen bis zu 70% mit polymerisierbaren Monomeren hergestellt werden. Da Apatit-Füllstoffe nicht wie silikatische Füllstoffe zwecks eines erhöhten mechanischen Verbundes in die polymerisierende Harzmatrix silanisiert werden können, werden die Hydroxylapatit-Partikel vor ihrer Einmischung mit einer Silikathülle beschichtet und dann in der für Dentalwerkstoffe üblichen Art und Weise silanisiert. Nachteilig an diesen Werkstoffen ist, daß der Ionenaustausch (Calcium, Phosphat) mit der Umgebung durch die Silikathülle weitgehend eingeschränkt ist und daß im Werkstoff keine Transparenz erreicht werden kann, wie sie von dentalen Füllungsmaterialien gefordert wird, da der Brechungsindex von Hydroxyla patit Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂ mit ca. 1,62 viel zu hoch ist im Vergleich zu den polymeren Komponenten der Harzmatrix mit ca 1,45 bis 1,53. Dieser zu hohe Unterschied im Brechungsindex führt zu unesthetischen opaquen Werkstoffen mit nur geringer Lichtdurchlässigkeit, bei denen außerdem eine übliche Photopolymerisation dieser Werkstoffe nur in sehr dünnen Schichten möglich ist. Weiterhin ist der Werkstoff nicht zur Freisetzung von Fluorid-Ionen befähigt, welche insbesondere für Dentalwerkstoffe wünschenswert sind, da sie kariespräventiv wirken können.

WO A 94/23944 beschreibt Dentalmaterialien, welche durch die Kombination von kristallinen gesintertem Fluorapatit, Ca₁₀(PO₄)₆F₂ in Korngrößen des Mikron- bis Submikronbereiches, insbesondere 0,5 – 0,7 μm, in Konzentrationen zwischen 10 und 70 Volumenprozent mit polymerisierbaren Monomeren hergestellt werden. Diese Dental-Materialien sind zwar in der Lage, die gewünschten Fluorid-Ionen in ihre Umgebung freizusetzen, sie können jedoch die Anforderungen an die Transluzenz von Dental-Werkstoffen nicht erfüllen, da der Brechungsindex von Fluorapatit, Ca₁₀(PO₄)₆F₂, mit 1,63 wie bereits erwähnt zu hoch ist im Vergleich zu den eingesetzten polymeren Komponenten. Dies führt ebenfalls zu opaquen Werkstoffen mit nur geringer Esthetik und einer für eine Photopolymerisation zu geringer Lichtdurchlässigkeit.

Zur Überwindung dieses Mangels schlägt Antonucci, J. M. Dent.Mat. 7:124 – 129, 1991, die Verwendung von Calcium-Metaphosphaten, (Ca(PO₃)₂)n, vor, wodurch eine Verringerung des Brechungsindex auf 1,54–1,59 erzielt werden kann. Mit diesen Füllstoffen lassen sich zwar mit ausgewählten Harzmatrizes Dentalwerkstoffe mit einer besseren Transparenz herstellen, jedoch besitzt dieser Füllstoff im Vergleich zu Fluorapatit eine höhere Löslichkeit und somit geringerer Beständigkeit im Munde und verfügt nicht über die Fähigkeit zur Fluoridabgabe.

Wünschenswert zur Herstellung insbesondere von dentalen Füllungsmaterialien mit der erforderlichen Transparenz sind daher Füllstoffe, welche eine niedrige Löslichkeit und eine Fluoridabgabe wie Fluorapatit aufweisen, mit ihrem Brechungsindex jedoch im Bereich der Calcium-Metaphospate oder darunter liegen.

In der EP 0 193 588 B1 werden Carbonatapatit mit Korngrößen von größer 0,1 mm enthaltene Mittel und die Verwendung von Carbonatapatit dieser Art zur Füllung von Knochendefekten und Zähnen und beschrieben. Den offenbarten Phosphat/Carbonat-Apatiten mangelt es jedoch an einer zahnähnlichen Transparenz, ebenso wie an einer für den kaudruckbelasteten Bereich bei Zahnfüllungen erforderlichen Festigkeit. Aufgrund der hohen Opazität ist das Material nicht lichthärtend, sondern selbsthärtend und wegen mangelnder Esthetik weitestgehend nur für den Implantatbereich brauchbar.

Die DE 23 26 100 B2 beschreibt ebenso wie die DE 25 01 683 A1 bioaktive Verbundmaterialien für prothetische Zwecke, insbesondere zweiphasige Gläser mit einer kristallinen Apathitphase eingebettet in eine Glasphase. Solche Materialien können zum besseren Verbund silanisiert werden, führen jedoch mit den üblichen Acrylat-Harzen unweigerlich zur Trübung. Insbesondere werden Phosphatapatite mit geringen Carbonatanteilen beschrieben, die bekanntermaßen nicht die geforderten optischen Eigenschaften aufweisen. Nachdem auch die offenbarte Glasphase nicht röntgenopak ist, sind aus den beschriebenen Kombinationen Glasphase/Apatit/Acrylat keine Zahnfüllungsmaterialien zu erwarten.

US 5,304,577 bezieht sich ausschließlich auf Phosphat-Apatite im Korngröflenbereich von ca. 2 – 10 μm. Strontium-Phosphatapatit hat ebenso wie Calcium-Phosphatapatit einen Brechungsindex von 1,63. Das Problem der Brechnungsindex-Erniedrigung läßt sich durch den Austausch von Calcium gegen Strontium nicht lösen. Die Autoren zielen daher auf den Einsatz im nichtsichtbaren Bereich (Zemente für Knochendefekte, Zahnwurzel, Periodont). Insgesamt werden unter den beschriebenen Bedingungen lediglich Dentalwerkstoffe mit hoher Opaziät und unzureichender Festigkeit für Füllungen im sichtbaren kaudruckbelasteten Bereich erreicht.

Derwent-Abstract Nr.85-021 799 [04] und Derwent-Abstract Nr.85-022 140 [04] beschreiben reine Phosphatapatite. In Kombination mit den genannten Dimethacrylaten resultieren opake Pasten. Ihre Opaziät ist auch daran erkennbar, daß sie nicht mit Licht des sichtbaren Spektrums ausgehärtet werden können (zu geringe Eindringtiefe des Lichts), sondern daß das Initiatorsystem (Amin/Peroxid) in ein 2-Pasten-Material verteilt werden muß, welches erst durch Vermischen aktiviert werden kann. Da ausschließlich Apatit als Füllftoff verwendet wird, ist die Festigkeit der resultierenden Materialien zu gering. Die genannten Kationen-Substitutionen als auch die Substitutionen für X führen zu keiner Verringerung des Brechungsindex.

EP 0 832 636 A2 beschreibt die Verwendung von fluoridhaltigen Mischapatiten in polymerisierbaren Dentalwerkstoffen, deren Mischapatite Kombinationen von gleichwertigen oder verschiedenen Kationen, voneinander gleiche oder verschiedene Sulfat-, Fluorphosphat- oder Carbonat-Anionen sowie Fluorid-, Chlorid-, Hydroxid- oder Oxid-Anionen aufweisen, und deren Brechungsindices im Bereich von 1,52 bis 1,66 und deren Partikelgröße zwischen 0,01μm und 10μm liegen. Die Transparenz des beschriebenen Materials ist verbessert und bei Zugabe geringer Mengen gerade ausreichend. Wieweit die erhöhte Löslichkeit des Mischapatites gegenüber reinem Apatit die Beständigkeit des polymerisierten Dentalwerkstoffes im Munde beeinflußt, ist nicht erwähnt.

Wictorin beschreibt in WO 9530402 unter anderen Füllern die Verwendung von Apatitfüllstoff im μm-Bereich in härtbaren Epoxidharzformulierungen zur Verwendung als Zahnfüllungscomposite. Da die verwendeten Epoyxharze ähnliche Brechungsindices wie Methacrylatharze aufweisen, sind die erhaltenen Composites sehr opak. Auch der Verbund von Füllstoff zu Harzmatrix ist schwach, sodaß die mechanische Festigkeit als Füllungsmaterial ungenügend ist.

Mischungen von amorphen und nanokristallinen Calciumphosphat-Apatiten in Kuchen, -Stück-, Granular- oder Pulverform in Korngrößen von über 250μm zur Verwendung als resorbierbares synthetisches Knochenmaterial sind in der WO 97/17285 beschrieben.

Die Verwendung von amorphen Calciumphosphat, welches als Vorläufer zur Bildung biologischen Hydroxylapatits angesehen wird, als Füllstoff in bioaktiven Polymercomposites auf Basis polymerisierbarer Monomeren beschreiben D. Skritic und J.M. Antonnucci in J. Res. Natl. Stand. Technol. 108, 167-182 (2003). Währed die bioaktiven Eigenschaften interesssant sind, werden nachteilige Effekte in Beständigkeit und mechanischer Festigkeit beobachtet, deren Nachteiligkeit in den amorphen, agglomerierten Strukturen im μ- bis mm-Bereich gesehen werden.

Nichthärtbare Mischungen für dentale Anwendungen, die nanokristalline Apatite in Korngrößen zwischen 0,0005 μm und 0,2 μm enthalten, beschreibt WO 00/03747.

Die beschriebenen Mischungen sollen die Remineralisierung von Schmelz und Dentin fördern. Zudem eignen sich die Nanoteilchen aufgrund ihrer extrem geringen Teilchengröße dazu, mechanisch tief in Dentintubuli einzudringen.

In Anbetracht des hierin angegebenen und diskutierten Standes der Technik war es die Aufgabe der Erfindung, singuläre nanokristalline Apatite – insbesondere Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂ oder Ca₁₀(PO₄)₆F₂ – als Füllstoffe in bioaktiven Polymercomposites auf Basis polymerisierbarer Monomeren zu erhalten, die sich durch hohe mechanische Belastbarkeit, hervoragende Transparenz und Esthetik, gute Oberflächenbearbeitbarkeit und durch die Fähigkeit zur Freisetzung und Aufnahme von Ionen in bzw. aus einer biologischen Umgebung auszeichnen.

Die im Stand der Technik bekannten Lösungen liefern keine Restaurationsmaterialien, die den Anforderungen einer Verwendung an Knochen- und insbesondere an der Zahnsubstanz, die sich durch hohe Esthetik, hohe Härte, hervoragende Transparenz, gute Oberflächenpolierbarkeit, hohe Festigkeit und und durch die Fähigkeit zur Freisetzung und Aufnahme von Ionen in bzw. aus einer biologischen Umgebung auszeichnen sollten, gerecht werden. So erbringen sie die Leistungen nicht, weil sie in härtbaren Formulierungen mit Apatitfüllstoffen in Korngrößenbereichen arbeiten, die im oder über den Wellenlängen des sichtbaren Bereiches liegen und zwangsweise der für die gebräuchlichen Harzmatrices zu hohe Brechungsindex zum Tragen kommt. In Formulierungen, die Apatite einsetzen, deren Korngrößen unterhalb der Wellenlänge des sichtbaren Lichtes liegen und auch biologisch sehr aktiv sind, wurden lediglich schwächer zusammenhaltende, d.h. mechanisch nicht sehr stark belastbare geformte Formkörper eingesetzt.

Es war daher wünschenswert, Materialien zu finden, die den Anforderungen einer Verwendung an Knochen- und insbesondere an der Zahnsubstanz als Reparaturmaterial und Formkörper, in Hinsicht auf genügend hohe Esthetik und hohe mechanische Belastbarkeit einerseits und Ausnutzung der interessanten bioaktiven Eigenschaften der Apatite andererseits, gerecht werden.

Erfindungsgemäß wurde die gewünschte Lösung erreicht durch härtbare Restaurationsmaterialien für Knochen- und insbesondere an der Zahnsubstanz auf Basis von Monomeren als Bindemittel, die kalt-, heiß- und/oder lichtgehärtet werden können, und bezogen auf das Restaurationsmaterial 1-95 Gew.% eines Füllstoffes enthalten, dadurch gekennzeichnet, dass der Füllstoff mindestens teilweise vorzugsweise nanokristalline Apatite der allgemeinen Zusammensetzung C_10-xM_x(PO₄)_6–yB_yA_z(OH)_2–z umfaßt, wobei M ein Kation verschieden von Ca²⁺ ist, B ein Anion verschieden von PO4^3– ist, A aus der Gruppe bestehend aus O^2–, CO₃ ^2–, F^– and Cl^– gewählt ist, x eine Zahl von 0 bis 9, y eine Zahl von 0 bis 5, z eine Zahl von 0 bis 2 bedeutet. Die Parameter x, y, z können dabei mit der Vorgabe, dass die Summe der Ladungen der Kationen der Summe der Ladungen der Anionen enspricht, auch gebrochen auftreten. Der Füllstoff ist dadurch gekennzeichnet ist, daß die Partkelröße der nanokristallinen Apatitteilchen überwiegend im Bereich von 2 bis 200 nm liegt.

Erfinderisch aufgabengemäß konnte gezeigt werden, daß bei einem Einsatz von Nano-Apatiten als Füllstoff in härtbaren Restaurationsmaterialien auf Basis von in Dentalwerkstoffen gebräuchlichen Monomeren und ggf. zusammen mit anderen Füllstoffen wie Gläsern und bzw. oder mikrofeinen Kieselsäuren eine gewünschte zahnähnliche Transparenz und eine hohe mechanische Belastbarkeit erreicht wird. Außerdem können die vorzüglichen bioaktiven Eigenschaften des Apatites integriert werden und zwar inklusive der Fähigkeit zur Ionenabgabe und Ionenaufnahme. Der normalerweise viel zu hohe Brechungsindex der Apatite ist bei den Nanoapatiten ist nicht mehr für die Transparenz wesentlich, da die Korngrößen der Nanoapatite mit kleiner als 200 nm weit unterhalb des Wellenlängenbereiches des sichtbaren Lichtes von 400 nm bis 900 nm liegen. Dies ist ein wesentlicher Faktor und eine wichtige Voraussetzung dafür, daß die optischen Eigenschaften des gesamten Füllungsmaterials heutigen ästhetischen Ansprüchen genügen können.

Als härtbare Restaurationsmaterialien sollen im Rahmen der Erfindung Knochenzemente und Knochenfüllstoffe sowie insbesondere Restaurationsmaterialien für den Zahnbereich bezeichnet werden wie solche für Zahnfüllungen, Inlays oder Onlays, Befestigungszemente, Verblendmaterialien für Kronen und Brücken, Materialien für künstliche Zähne, Dentin- und Schmelzbondings, Unterfüllungsmaterialien, Stumpfaufbaumaterialien, Wurzelfüllmaterialien oder sonstigen härtbare Materialien für die prothetische, konservierende und präventive Zahnheilkunde.

Die härtbaren Restaurationsmaterialien bestehen grundsätzlich aus einer härtbaren Harzmatrix und Nanoapatiten bzw. gegebenenfalls anderen Füllstoffen und gegebenenfalls anderen Zusätzen.

Zu einer wichtigen Gruppe mit Erfolg einsetzbarer Harzmatrices gehören polymerisierbare, ethylenisch ungesättigten Monomere, vorzugsweise solche mit acrylischen und/oder methacrylischen Gruppen.

Insbesondere handelt es sich hierbei u. a. um Ester der Cyanoacrylsäure, (Meth)acrylsäure, Urethan(meth)acrylsäure, Croton säure, Zimtsäure, Sorbinsäure, Maleinsäure und Itaconsäure mit ein- oder zweiwertigen Alkoholen; (Meth)acrylamide wie z.B. N-isobutylacrylamid; Vinylester von Carbonsäuren wie z.B. Vinylacetat; Vinylether wie z.B. Butylvinylether; Mono-N-vinyl-Verbindungen wie N-Vinylpyrrolidon; und Styrol sowie seine Derivate. Besonders bevorzugt sind die nachfolgend aufgeführten mono- und polyfunktionellen (Meth)Acrylsäureester und Urethan(meth)acrylsäureester:

(a) Monofunktionelle (Meth)acrylate

Methyl(meth)acrylat, n- oder i-Propyl(meth)acrylat, n-, i- oder tert.-Butyl(meth)
acrylat und 2-Hydroxyethyl(meth)acrylat.

(b) Difunktionelle (Meth)acrylate

Verbindungen der allgemeinen Formel:

worin R Wasserstoff oder Methyl ist und n eine positive ganze Zahl zwischen 3 und 20, wie
z. B. Di(meth)acrylat des Propandiols, Butandiols, Hexandiols, Octandiols, Nonandiols, Decandiols und Eicosandiols,

Verbindungen der allgemeinen Formel:

worin R Wasserstoff oder Methyl ist und n eine positive ganze Zahl zwischen 1 und 14, wie
z. B. Di(meth)acrylat des Ethylenglycols, Diethylenglycols, Triethylenglycols, Tetraethylenglycols, Dodecaethylenglycols, Tetradecaethylenglycols, Propylenglycols, Dipropylglycols und Tetradecapropylenglycols; und Glycerindi(meth)acrylat, 2,2'-Bis(4(3'-methacryloyl-oxy-2'-hydroxypropoxy)phenyl]propan) oder Bis-GMA, Biphenol-A-dimethacrylat, Neopentylglycoldy(meth)acrylat, 2,2'-Di(4-meth acryloxypolyethoxyphenyl)-propan mit 2 bis 10 Ethoxygruppen pro Molekül und 1,2-Bis(3-methacryloxy-2 hydroxy-propoxy)butan.

(c) Tri- oder mehrfachfunktionelle (Meth)acrylate

Trimethylolpropantri(meth)acrylate und Pentaerythritoltetra(meth)acrylat.

(d) Urethan(meth)acrylat

Umsetzungsprodukte von 2 Mol hydroxylgruppenhaltigen (Meth)acrylatmonomer mit einem Mol Diisocyanat wie sie z.B. durch die allgemeine Formel wiedergegeben werden:

worin R Wasserstoff oder eine Methylgruppe bedeutet, R² einen organischen Rest und R³ eine Alkylengruppe verkörpert.

e) Siloxan-basierte Mono-, Di- oder Multiacrylate

Auch Siloxan-basierte Mono-, Di- oder Multiacrylate, wie sie beispielsweise in DE 19860361 und DE 19860364 (Espe Dental AG) beschrieben sind, eignen sich für die Verwendung als Harzmatrix. Die genannten Monomeren werden entweder allein oder in Form einer Mischung von mehreren Monomeren verwendet.

Zu ganz besonders vorteilhaft im erfindungsgemäßen Restaurationsmaterial eingesetzten Monomeren gehören vor allem 2,2-Bis-4(3-methacryloxy-2-hydroxypropoxy)-phenylpropan (Bis-GMA), 3,6-Dioxaoctamethylendimethacrylat (TEDMA) und/oder 7,7,9-Trimethyl-4, 13-dioxo-3, 14-dioxa-5, 12-diazahexadecan-1, 16-dioxydimethacrylat (UDMA).

Die Monomeren können auch basische Gruppen wie z.B. Amine oder auch saure Gruppen tragen wie sie z.B. in US 4,806,381 beschrieben sind.

Das Material kann je nach Art des verwendeten Katalysators heiß, kalt und/oder durch Licht polymerisierbar sein. Als Katalysatoren für die Heißpolymerisation können die bekann-ten Peroxide wie Dibenzoylperoxid, Dilauroylperoxid, tert.-Butylperoctoat oder tert.-Butyl-perbenzoat eingesetzt werden, aber auch -Azo- bis(isobutyroethylester), Benzpinakol und 2,2'-Dimethylbenzpinakol sind geeignet.

Als Katalysatoren für die Photopolymerisation können z.B. Benzophenon und seine Derivate sowie Benzoin und seine Derivate verwendet werden. Weitere bevorzugte Photosensibilisatoren sind -Diketone wie 9,10-Phenanthrenchinon, Diacetyl, Furil, Anisil, 4,4'-Dichlorbenzil und 4,4'-Dialkoxybenzil. Campherchinon wird besonders bevorzugt verwendet. Die Verwen-dung der Photosensibilisatoren zusammen mit einem Reduktionsmittel wird bevorzugt. Bei-spiele für Reduktionsmittel sind Amine wie Cyanethylmethylanilin, Dimethylaminoethyl-methacrylat, Triethylamin, Triethanolamin, N,N-Dimethylanilin, N-Methyldiphenylamin, N,N-Dimethyl-sym.-xylidin und N,N-3,5-Tetramethylanilin und 4-Dimethylaminobenzoe-säureethylester.

Als Katalysatoren für die Kaltpolymerisation werden Radikale liefernde Systeme, z.B. Benzoyl- bzw. Lauroylperoxid zusammen mit Aminen wie N,N-Dimethyl-sym.-xylidin oder N,N-Dimenthyl-ptoluidin verwendet. Es können auch dual härtende Systeme zur Katalyse verwendet werden, z.B. Photoinitiatoren mit Aminen und Peroxiden. Als Photokatalysatoren kommen auch Mischungen aus UV-lichthärtenden und im Bereich des sichtbaren Lichts härtenden Katalysatoren in Betracht.

Die Menge dieser Katalysatoren im Dentalwerkstoff liegt üblicherweise zwischen 0,01 bis 5 Gew.-%.

Vorzugsweise dient der erfindungsgemäße Dentalwerkstoff als Zahnfüllungsmaterial. Zahn-füllungsmaterialien werden auch als Zweikomponentenmaterialien hergestellt, die nach dem Anmischen kalt aushärten. Die Zusammensetzung ist ähnlich wie bei den lichthärtenden Materialien, nur wird anstatt der Photokatalysatoren in die eine Paste z.B. Benzoylperoxid und in die andere Paste z.B. N,N-Dimethyl-p-toluidin eingearbeitet. Durch Vermischen etwa gleicher Teile der beiden Pasten erhält man ein Zahnfüllungsmaterial, welches in wenigen Minuten aushärtet.

Wenn man bei den letztgenannten Materialien das Amin wegläßt und als Katalysator z.B. nur Benzoylperoxid verwendet, erhalt man ein heißhärtendes Dentalmaterial, das für die Her-stellung eines Inlays bzw. von künstlichen Zähnen verwendet werden kann. Für die Herstel-lung eines Inlays wird im Mund des Patienten von der Kavität ein Abdruck genommen und ein Gipsmodell hergestellt. In die Kavität des Gipsmodells wird die Paste eingebracht und das Ganze wird in einem Drucktopf unter Hitze polymerisiert. Das Inlay wird entnommen, bearbeitet und dann im Munde des Patienten in die Kavität einzementiert.

Zu einer neuen Gruppe von mit Erfolg einsetzbarer Harzmatrices gehören ringöffnende Monomere, die unter Ringöffnung polymerisieren bzw. polyaddieren.

Beispiele umfassen organische Verbindungen, welche z.B. einen Oxiranring, d.h.

aufweisen, welcher durch Ringöffnung polymerisierbar ist. Solche Materialien werden allgemein als Epoxide bezeichnet; sie umfassen monomere Epoxidverbindungen sowie Epoxide vom polymeren Typ und können aliphatische, cycloaliphatische, aromatische oder heterocyclische Verbindungen darstellen. Diese Materialien weisen im allgemeinen durchschnittlich mindestens eine polymerisierbare Epoxidgruppe pro Molekül auf, vorzugsweise mindestens etwa 1,5 polymerisierbare Epoxidgruppen pro Molekül. Die polymeren Epoxide umfassen lineare Polymere mit endständigen Epoxidgruppen (z.B. einen Diglycidylether eines Polyoxyalkylenglycols), Polymere mit Oxiraneinheiten im Molekülgerüst (z.B. Polybutadienpolyepoxid) sowie Polymere mit am Gerüst anhängenden Epoxidgruppen (z.B. ein Glycidylmethacrylat-Polymer oder -Copolymer). Diese Epoxide können reine Verbindungen oder Mischungen sein, welche eine, zwei oder mehrere Epoxidgruppen pro Molekül enthalten.

Geeignete epoxidhaltige Materialien umfassen Materialien, welche Cyclohexenoxid-Gruppen enthalten, wie z.B. die Epoxycyclohexancarboxylate; typische Beispiele sind 3, 4-Epoxycyclohexyl-methyl-3, 4-epoxycyclohexancarboxylat, 3, 4-Epoxy-2-methylcyclo-hexylmethyl-3, 4-epoxy-2-methylcyclohexancarboxylat sowie Bis-(3,4-epoxy-6-methylcyclohexylmethyl)adipat. Für eine detailliertere Auflistung verwendbarer Epoxide dieses Typs wird auf US-Pat. Nr. 3,117,099 verwiesen, welches hier mittels Bezugnahme inkorporiert wird.

Weitere verwendbare Epoxidharze sind Silicone mit Epoxidfunktionalität, insbesondere Cyclohexylepoxid-Gruppen, insbesondere solche mit einem Silicon-Grundgerüst. Beispiele sind UV 9300, UV 9315, UV 9400 und UV 9425, welche alle von GE Bayer Silicones geliefert werden.

Ganz besonders geeignet und besonders biokompatibel sind Monomere mit Epoxifunktionen und organischen Grundgerüsten, linear oder cyclisch, wie sie in DE 19860361 und PCT/FR99/02345 als Monomere als auch mit ihren entsprechenden Startersystemen für licht-, heiß- oder kalthärtende Mischungen beschrieben sind.

Hydroxylhaltige Materialien können zugesetzt werden, die Zugabe von Vinylether-Verbindungen zu dem Epoxidharz kann nützlich sein.

Weitere ringöffnende Monomere können Verbindungen der Orthokohlensäure sein, wie beispielsweise Spiroortho-Carbonate, welche durch folgendes Grundgerüst gekennzeichnet sind,

wobei R lediglich andeuten soll, dass die Sauerstoff-Atome über verschieden lange und verschieden substituierte C-Ketten verbunden sind (s. z. B.Beyerley et. al., US 5556896 ).

Auch Ormocer-Matrices, wie sie in WO 92/16571, DE 4133494 oder DE 10016324 beschrieben sind, sind geeignet.

Zu einer anderen neuerlich einsetzbaren Gruppe härtbarer Monomeren für restaurative Zwecke gehören auch Monomere auf Siliconbasis.

Z.B. kann eine Harzmatrix, wie sie in der DE 3915592 A1 für einen Dentalzement beschrieben ist, genommen werden, die aus einer Härtungsflüssigkeit, und zwar einem mit Carboxylgruppen modifizierten Silikonöl, und einem Härtungsbeschleuniger, und zwar einem Metalloxid und/oder einem Metallhydroxid besteht.

Z.B. kann eine Harzmatrix, wie sie in der US 3 127363 A beschrieben ist, geeignet sein, in der ein Organosiloxan (A) der allgemeinen Formel XO-Si(R)₂-[O-SiR₂]_n-O-Si(R)₂-OX mit einem trifunktionellen Vernetzungsmittel (B), beispielsweise der Formel RSi(OH)₃, vernetzend kondensiert werden.

Es kann auch eine zweikomponentige Harzmatrix geeignet sein, bei der eine der beiden Komponenten (Komponente I) aus einem oder mehreren Silikonölen besteht oder diese umfaßt, die mindestens zwei SiH-Gruppen aufweisen, und die andere der beiden Komponenten (Komponente II) aus einem oder mehreren Silikonölen besteht oder diese umfaßt, die mindestens zwei Vinylgruppen aufweisen, und eine der beiden Komponenten zusätzlich einen Katalysator für eine Additionsreaktion oder eine Additionsvernetzung der beiden Komponenten I und II enthält.

Mit solchen Mischungen lassen sich z.B. Wurzelkanalfüllungs Mischungen herstellen, wie sie in EP 0864 312 B1 beschrieben sind und welche z.B. durch Zugabe von Nanofluorapatit in diese einen Fluortransport in feinste Dentinkanälchen bewirken können.

Der in den verschiedenen o.g. härtbaren Harzmatrices erfindungsgemäß zu verwendende wichtige Füllstoff Nanoapatit hat die allgemeine Zusammensetzung Ca_10–xM_x(PO₄)_6–yB_yA_z(OH)_2–z wobei M ein Kation verschieden von Ca²⁺ ist, B ein Anion verschieden von PO₄ ^3– ist, A aus der Gruppe bestehend aus O^2–, CO₃ ^2–, F^– and Cl^– gewählt ist und für die Parameter x, y, z die nachstehenden Bezichungen gelten: 0 ≤ x ≤ 9, 0 ≤ y ≤ 5 und 0 ≤ z ≤ 2. Die genannten Zahlen können dabei mit der Vorgabe, dass die Summe der Ladungen der Kationen der Summe der Ladungen der Anionen entspricht, auch gebrochen auftreten. Des Weiteren ist der Apatit dadurch gekennzeichnet, daß die Partkelgröße der Apatitteilchen überwiegend im Bereich von 2 bis 200 nm liegt. Es ist bekannt, daß Apatite einen (den) entscheidenden Beitrag bei der Einlagerung von Kalk in Zarthartsubstanzen (z. B. Schmelz, Dentin, Knochen) leisten und daß sie, vereinigt mit anderen phosphat- und nichtphosphat-haltigen Mineralien für krankhafte Verkalkungen verantwortlich sind. Der bekannteste Vertreter dieser Substanzklasse ist der Hydroxylapatit mit stöchiometrischer Formel Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂ oder Ca₅(PO₄)₃OH. In seiner synthetischen und biocompatiblen Erscheinungsform wird er für viele Anwendungen in der Zahnheilkunde, der Orthopädie und der Kieferchirurgie genutzt, wobei er nie in seiner reinen Form in biologischen Geweben vorkommt. Dies ist eine Folge des möglichen isomorphen (=von gleicher Form) Austauschs der Ca²⁺-, PO₄ ^3– bzw. OH^– -Ionen. Das Ca²⁺-Ion kann von einer Reihe von (meist zweiwertigen) Kationen ersetzt werden. Das Phosphat-Anion kann einerseits durch Carbonat-, Hydrogenphosphat-, Pyrophosphat-, Sulfat-, Aluminat sowie Silikat-Anionen, das Hydroxyd-Ion andererseits durch Halogenid-, Carbonat- und Oxid-ionen ersetzt werden.

Unter diesen vielen entweder natürlich vorkommenden oder auch synthetisierten möglichen Apatiten ist der Hydroxylapatit derjenige, der für die Herstellung von Materialien für die Kieferorthopädie bzw. für biometrische Anwendungen die meiste Verwendung findet. In der Kristallstruktur sind die Phosphat- und Calcium-Ionen annähernd in einem hexagonalen Prisma angeordnet. In der Verlängerung der kristallographischen C-Achse wird das Prisma durch einen Kanal mit einem Durchmesser von ca. 3 bis 3,5 Å gekreuzt, in dem die Hydroxyd-Ionen und andere Austauschionen (F^–, Cl^–) lokalisiert sind.

Hydroxylapatit kristallisiert in 2 Formen und zwar (i) in der monoklinen Form mit der Raumgruppe P21/b) und (ii) in der hexagonalen Form mit der Raumgruppe P63/m. In der monoklinen Form existiert eine zweizählige Symmetrieachse in C-Richtung, während in der hexagonalen Form die Symmetrieachse sechszählig ist.

Obwohl das Problem in der Literatur schon diskutiert wurde, ist über den Kationen-Austausch im Apatit nur wenig bekannt. Man weiß, dass der Grad der Ordnung in dem kristallisierenden Festkörper mit der Größe des Austauschkations zunimmt. Das mögliche Ausmaß des Austauschs durch chemisch- oder kristallographischähnliche Kationen läßt sich theoretisch nicht vorhersagen, es wurde aber gezeigt, dass die Synthesemethode des Hydroxylapatits einen entscheidenden Einfluß auf das spätere Austauschpotential hat. Als mögliche Austauschkationen kommen insbesondere in Betracht:
Na⁺, K⁺, Mg²⁺, Ca²⁺, Sr²⁺, Ba²⁺, Y²⁺, Ti²⁺, Zr²⁺, Mn²⁺, Fe²⁺, Pd²⁺, Cu²⁺, Ag⁺, Zn²⁺, Sn²⁺, RE²⁺, RE³⁺, Al³⁺ In³⁺ und/oder Y³⁺.

Zum Beispiel kann Calcium bis zu einem Anteil von ca. 30 % durch Strontium ersetzt werden, ohne dass sich die Kristallstruktur verändert. Die Anwesenheit dieses Elementes in Apatiten, welche im Dentalbereich Verwendung finden, ist vor dem Hintergrund eines möglichen karies-hemmenden Effektes sowie einer verringerten Dentinsensibilität von Bedeutung. Des Weiteren wird die Löslichkeit herabgesetzt, das Verhalten bzgl. thermischer Belastung verbessert und die Röntgenopazität des Werkstoffes erhöht.

Elemente mit hohem Atomgewicht, die sonst sehr negativ einen höheren optischen Brechungsindex nach sich ziehen, können aufgrund der Nano-Dimension des Apatits die Röntgenopazität erhöhen, ohne die optische Opazität zu erhöhen.

Weiter hat es sich im Rahmen der Erfindung gezeigt, daß bei Einbau bestimmter Kationen in Apatiten eine antimikrobielle Wirkung erzielbar ist. Besonders zweckmäßig in diesem Zusammenhang ist der Einbau von Cu²⁺, Ag²⁺, Zn²⁺, und/oder Sn²⁺.

Wie schon erwähnt, können auch Anionen als Austauschionen fungieren. Als B-Anion sind insbesondere CO₃ ^2–, HPO₄ ^2–, HCO₃ ^– und P₂O₇ ^4– zu erwähnen, der y-Wert beträgt üblicherweise 0-2. Der Hydroxylapatit ist gekennzeichnet durch die Abwesenheit von A bzw. z = 0, während man für A = F und z = 2 Fluorapatit erhält.

Im Einzelnen ist im Carbonatapatit das Hydroxid-Ion (Typ A) oder das Phosphat-Ion (Typ B) oder auch beide durch das Carbonat-Ion ersetzt. Obwohl in biologischen Systemen bevorzugt das Phosphat-Ion ersetzt wird, ist es möglich, durch Reaktionen bei hohen Temperaturen Carbonatapatite des Typs A zu synthetisieren. Andererseits bilden sich bei der Ausfällung aus Lösungen bevorzugt Carbonatapatite des Typs B bzw. Mischapatite des Typs A/B.

Die Lage des Carbonat-Ions in den unterschiedlichen Apatittypen ist durch Röntgenstrukturanalyse nur schwer zu detektieren, allerdings erhält man aussagefähige IR-Spektren, da die Absorptionsbande direkt von der besetzten Position abhängt.

Die Anwesenheits des Carbonats verändert die Zelldimensionen: Werden die Hydroxid-ionen ersetzt, wird weger des größeren Carbonats eine Vergrößerung der Parameter beobachtet, während bei der Substitution der größeren Phosphat-Ionen kleinere Parameter beobachtet werden.

Zudem wurde beobachtet, dass der Einbau des Carbonats in den Apatit zu einer anderen Kristallmorphologie führt (zunächst nadelartige Kristalle, nach CO₃ ^2–-Einbau Kristallformen mit vergleichbaren Längen in den Kristall-Dimensionen).

Während die Löslichkeit steigt, sinkt die thermische Stabilität beim Carbonatapatit im Vergleich zum nicht-carbonathaltigen Apatit.

Im Fluor- bzw. im Chlorapatit sind die Hydroxid-Ionen durch Fluorid- bzw. Chlorid-Ionen ersetzt. Der Fluorapatit ist charakterisiert durch eine Zunahme der Kristalldimensionen und einer Abnahme der Parameter der Elementarzelle. Des Weiteren ist seine Löslichkeit geringer und seine thermische Stabilität größer, weswegen er in der Behandlung von Knochenerkrankungen bzw. Zahnkaries eingesetzt wird. Im Vergleich zum Fluorapatit ist beim Chlorapatit der Zellparameter a der Elementarzelle vergrößert bzw. der Zellparameter c verkleinert. Das unterschiedliche Kri stallgitter ist Folge der unterschiedlichen Ionenradien des Fluorids bzw. Chlorids.

Die aus Nanopartikeln bestehenden Apatite können nach den für die Herstellung von nanokristallinen Materialien üblicherweise angewandten Methoden hergestellt werden, z. B. durch (i) Methoden auf atomarer Basis (chemische oder physikalische Dampfabscheidung „vapour deposition", Kondensation in der Gasphase, Reaktionen aus Aerosolen oder (ii) durch konventionelle Methoden (mechanischer Abrieb, Kristallisation aus der amorphen Phase, Phasentrennung).

Es bestehen auch mannigfache Möglichkeiten zur Herstellung von nanokristallinen Materialien aus Clustern, welche auf chemischen oder physikalischem Wege hergestellt werden. Z. B. ist die Methode des Ausfällens eine konventionelle Methode zur Herstellung von sehr feinkörnigem Pulver oder kolloidalen Suspensionen, welche erfolgreich für die Synthese von Clustern im Nano-Bereich genutzt wird, z. B. in der Sol-Gel-Technik. Des Weiteren bestehen auch Möglichkeiten, durch Gasreaktionen im Hochtemperaturbereich Cluster in Nanodimensionen bzw. nanostrukturierte Pulver mit größeren Partikeldimensionen herzustellen (R. W. Siegel, 1991, loc. cit.).

Nanokristalline Materialien sind im allgemeinen künstlich hergestellte Materialien, welche durch zusammenhängende Phasen oder durch granulare Strukturen und einer Länge von gewöhnlich weniger als 200 nm charakterisiert sind. In Abhängigkeit von der Anzahl der Dimensionen, in denen diese Materialien eine Nanostruktur aufweisen, unterscheidet man zwischen (i) nulldimensionalen (atomare Cluster, z. B. in einer Matrix aus nichtnanokristallinem Material dispergiert; Fäden, Tubuli), (ii) eindimensionalen (monomolekulare Schichten, welche nur in Bezug auf die Schichtdicke nanodimensioniert sind), (iii) zweidimensionalen (gekörnte Aufschichtungen, „granular superpositions", ultra fein Schichten) und (iv) dreidimensionalen (in allen drei Dimensionen nanoskalige Strukturen) Materialien (R. W. Siegel, in Materials Science and Technology, Vol. 15: Processing of Metals and Alloys, R. W. Chan, 583 (1991)).

Die spezifischen Eigenschaften der nanokristallinen Materialien resultieren aus drei grundlegenden Merkmalen, nämlich (i) dem atomaren Größenbereich von ≤ 200 nm, (ii) dem hohen Anteil von an den Grenzflächen beteiligten Atomen und (iii) den Wechselwirkungen zwischen den einzelnen Teilbereichen.

Bei Partikelgrößen im Nanobereich findet sich ein hoher Anteil an Oberflächenmolekülen zur Gesamtzahl der Moleküle eines Teilchens. In einem Material mit einer durchschnittlichen Partikelgröße von 10-15 nm sind 15-50 % der Atome an den „Korngrenzflächen" beteiligt.

Weil die Anzahl der Grenzflächen in nanokristallinen Materialien sehr viel höher ist, als in konventionellen Materialien, läßt sich durch eine geeignete Kontrolle im Laufe der Synthese der Materialien durch die Natur der Grenzflächen die Natur der Wechselwirkungen zwischen den Grenzflächen aller beteiligten Phasen bewirken.

Die ungewöhnliche Art der Oberflächen-Wechselwirkungen lassen erfindungsgemäße Mischungen besonders geeignet erscheinen für Anwendungen im Bereiche von Knochenzementen und Knochenfüllstoffen, aber auch für Zahnfüllungen: Die Wechslwirkungen von Nanoapatit in einer polymerisierten Harzmatrix mit seiner biologischen Umgebung ist weitaus intensiver als von normalen gröberen Apatit in dieser Matrix.

Eine weitere wichtige Eigenschaft der Nano-Dimensionen der Nano-Partikel ist, wie bereits eingangs erwähnt, daß eine Lichtbrechung im sichtbaren Bereich, d. h. für Licht der Wellenlänge 400 – 900 nm, nicht mehr stattfindet. Die Nano-Partikel sind zu klein, um mit dem deutlich langwelligeren Licht wechselzuwirken.

Dadurch führen auch Füllstoffe wie Apatit mit gewöhnlich für dentale Mischungen viel zu ungünstigen Brechungsindices von ca. 1,58 bis 1,64 in üblichen Harzmatrices von 1,45 bis 1,54, die sonst zu weiß-opaken Mischungen und weiß-opak ausgehärteten Formkörper führen im Falle von Nanopartikelgrößen zu recht transparenten, für dentale esthetische Anwendungen geeignete Mischungen.

Die Nano-Partikelgröße der im Dentalwerkstoff gemäß der Erfindung einzusetzenden Apatite ist über die angegebenen Bereiche unkritisch. Sie sind dadurchgekennzeichnet, daß die Partikelgröße der Apatite im Bereich von 2 bis 200 nm, bevorzugt zwischen 10 und 90 nm liegt.

In einer bevorzugten Ausführung der Erfindung sind die Nanoapatitpartikel oberflächenbehandelt, um eine bessere Einarbeitbarkeit in die Harzmatrix sowie bessere mechanische Eigenschaften der polymerisierten Produkte zu erreichen.

So können die Apatitfüllstoffe mit mono- oder mehrfachfunktionellen Methacrylatestern der Phosphor-, Phosphon- oder Carbonsäuren oberflächenbehandelt sein. Besonders bevorzugt sind die Ester des Hydroxyethylmethacrylats und des Glycerindimethacrylats. Auch polymethacrylierte Polyvinylphosphorsäuren oder polymethacrylierte Polyvinylphosphonsäuren oder polymethacrylierte Polycarbonsäuren können zur oberflächlichen Modifizierung geeignet sein. Weitere vorteilhafte Reaktionspartner für eine Ober flächenbehandlung können entsprechende Phosphorester oder Carbonsäureester mit Vinylgruppen oder eine Behandlung mit Hydrogensiloxanen sein. Auch Maleinsäure kann hilfreich sein. Die Wahl des oberflächlichen Vorreaktionsmittels hängt von den reaktiven Gruppen der gewählten Harzmatrix ab, z.B. Methacrylate für Methacrylatharze, Vinylethergruppen oder Epoxide für Epoxidharze, Vinyl- oder oder SiH-Gruppen für additionsvernetzende Vinylsiloxanmatrices.

Damit soll eine für den jeweiligen Anwendungszweck vorteilhafte organische Modifizierung der Partikel an der Oberfläche möglich gemacht werden, die dann durch kovalente Bindungen für eine höhere mechanische Festigkeit sorgen soll.

Die Wahl des Oberflächenbehandlungsmittels kann aber auch so gewählt werden, daß nur die Dispersivität des Nanoapatits sowie der Füllgrad mit diesem erhöht wird, ohne daß es in einer mechanischen Verstärkung resultiert. Beispiele dieser Art sind eine Behandlung mit Phosphatsalzen oder mit nicht Organosilanen.

Eine weitere Methode ist ein Aufbringen einer Schicht SiO₂ oder ZrO₂ ebenfalls im Nanometermaflstab und anschließendes Behandeln mit einem reaktiv-funktionellem Silan wie z.B. Methacryl-, Gycidyl-, Amino- oder Vinylorganosilanen.

Der Nanoapatitfüllstoff kann auch in eine der oben beschriebenen Harzmatrices eingearbeitet, polymerisiert und gemahlen werden und dann als Füllstoff eingesetzt werden.

Die Nano-Apatite sind erfindungsgemäß im Dentalwerkstoff in einer Menge enthalten, die ausreicht, einen Ionenaustausch mit der biologischen Umgebung zu erlauben und eine hohe Polierbarkeit und Härte zu zeigen. Andererseits soll die Löslichkeit des Den talwerkstoffes nicht zu hoch werden. Vorteilhaft ist es daher, wenn der Gewichtsanteil 1 bis 70 Gew.-%, insbesondere 1 bis 30 % bezogen auf den Restaurationswerkstoff, beträgt. Für eine hohe mechanische Festigkeit besonders zweckmäßig ist eine Abwandlung, worin der Gewichtsanteil 1 bis 15 Gew.-%, bezogen auf das Gesamtgewicht des Dentalmaterials, beträgt.

Neben der essentiellen und charakteristischen Füllstoffkomponente Nano-Apatit kann der Dentalwerkstoff weitere Füllstoffe als optionale, aber dennoch sehr vorteilige und nicht minder bevorzugte Komponenten aufweisen.

Weitere Füllstoffe können gemahlene Pulver aus SiO₂ und/oder Glaskeramik und/oder Glas, und/oder Mikrokugeln einer durchschnittlichen Teilchengröße von 0,2 bis 40,0 μm und mit einem Brechnungsindex von 1,45 bis 1,54, anorganische und/oder organische Fasern, andere Nano-Füllstoffe wie SiO₂ und Metalloxide in Nanoteilchengröße, agglomerierte Nano-Füllstoffe, ungefüllte oder gefüllte Splitterpolymerisate, Ionen-freisetzende Gläser oder Reaktionsprodukte davon oder andere Füllstoffe mit Wirkstoff-freisetzenden Eigenschaften oder zur Erhöhung der Röntgenopazität sein.

Als bevorzugte gemahlene Pulver werden Ba-, Sr- oder Li-Al-Silikatgläser mit einer mittleren Korngröße im Bereich von 0,2 bis 2,0 μm und Brechungsindices von 1,48 bis 1,53 eingesetzt.

Bevorzugte Mikrokugeln sind Füllstoffe wie sie beispielsweise in DE-A 32 47 800 beschrieben sind. Die durchschnittliche Primärteilchengröße liegt im Bereich von 0,1 bis 1,0 μm, insbesondere bei 0,15 bis 0,5 μm.

Die anorganischen oder organischen Fasern können Glas-, Aluminiumoxid-, Polyethylenoxid- oder Carbonfasern sein und können einer gerichteten Verstärkung dienen.

Andere Nanofüllstoffe bzw. agglomerierte Nanofüllstoffe auf SiO₂-Basis, zum Teil mit Metalloxiden beschichtet, oder auf Metalloxidbasis sind polydispers, monodispers und können auch als Mischung von polydispersen und monodispersen Sphären vorliegen. Sie werden beispielsweise in W. Stöber et al. in J. Colloid and Interface Science 26,62(1968) und 30, 568 (1969), US-Patent 3,634,588, EP 0 216 278 , EP 0 275 688 beschrieben.

Es können auch gesinterte Füllstoffe als Zusatz in Betracht kommen, wie sie z.B. in EP 0 113 926 beschrieben sind.

Gegebenenfalls können noch weitere Füllstoffe zur Erzielung einer erhöhten Röntgenopa-zität eingesetzt werden, wobei deren mittlere Primärteilchengröße 5,0 μm nicht übersteigen sollte. Solche Füllstoffe sind z.B. in der DE-OS 35 02 594 beschrieben.

Die Füllstoffe können ebenfalls zur besseren Einarbeitbarkeit oder für eine bessere Mechanik oberflächenbehandelt sein nach Methoden ähnlich wie beim Nanoapatit erwähnt.

Alternativ hierzu ist es auch möglich, erfindungsgemäße und/oder andere Nanofüllstoffe bzw. agglomerierte Nanofüllstoffe oder andere feinstteilige Füllstoffe vor der eigentlichen Einarbeitung in den Dentalwerkstoff in einer Harzmatrix zu polymerisieren und anschließend feinzumahlen. Dies kann beispielsweise in Übereinstimmung mit einem Verfahren geschehen, welches im Journal of Colloid and Interface Science 160, 298 – 303 (1993) beschrieben ist oder in DE 2462271 .

Gegebenenfalls können zur Einstellung der Viskosität geringe Mengen an gegebenenfalls silanisierter mikrofeiner, pyrogener oder naßgefällter Kieselsäure in den Dentalwerkstoff eingearbeitet werden, höchstens jedoch 50 Gew.-%, bezogen auf den Dentalwerkstoff. Bevorzugt sind 1 – 25 %, besonders bevorzugt 3 – 10 Gew.-%.

Als weitere Bestandteile können auch andere bioaktive oder antibiotische Substanzen zugegeben sein wie in anderen Kochenzementen beschrieben z.B in PCT/US 96/17871.

Die erfindungsgemäß beschriebenen Restaurationsmaterialien können aufgrund ihrer hervorragenden optischen Eigenschaften im sichtbaren Bereich der Mundhöhle und damit in direktem Kontakt zum Speichel eingesetzt werden.

Der Apatitanteil der Füllung kann damit an den Speichel und an den umgebenden Zahnschmelz Ionen abgeben (u: a. Fluorid, Phosphat, Calcium) und auch aufnehmen. Letzteres kann auch aus anderen externen Quellen geschehen, wie Zahnpasta. Ionenabgabe und Ionenaufnahme sind reversibel.

Der u. a. erfindungsgemäß erstrebte Effekt, nämlich der Austausch von Ionen mit der biolo-gischen Umgebung des Dentalwerkstoffs bei gleichzeitig hoher Transparenz und Härte des bioaktiven Werkstoffs läßt sich mit Nano-Apatiten als Füllstoffe in polymerierbaren Monomeren erreichen.

So kann der erfindungsgemäße Füllstoff in typischen dentalen Formulierungen wie leicht gefüllten Harzen, Compositen, Ormoceren, Giomeren, Compomeren, Resin-Reinforced-Zementen, klassischen Zementen, Oxiranen, Siloranen, Siliconen Verwendung finden in diesen als Zahnfüllungen, Inlays oder Onlays, Befestigungsze mente, Verblendmaterialien für Kronen und Brücken, Materialien für künstliche Zähne, Dentin- und Schmelzbondings, Unterfüllungsmaterialien, Stumpfaufbaumaterialien, Wurzelfüllmaterialien oder sonstigen härtbare Materialien für die prothetische, konservierende und präventive Zahnheilkunde.

Als Knochenzement oder Knochenfüllmaterial ergeben sich Möglichkeiten der besseren biologischen Wechselwirkung zwischen Natursubstanz und künstlichem Ersatz, besserem biologischem Mineralaustausch und sehr viel höherer mechanischer Festigkeit.

Nachfolgend wird die Erfindung anhand von Ausführungsbeispielen und Vergleichsbeispielen weitgehend erläutert.

Beispiel 1:

Herstellung nanokristallinen Calciumfluorapatits

Nanokristalliner Fluorapatit wurde aus einer ternären Microemulsion kristallisiert. Dazu wurde eine wässrige Phase enthaltend CaCl₂ (Merk, Darmstadt, Deutschland) in eine Mischung von Empilan KB6ZA (Ethoxylierter Laurylalkohol, Albright& Wilson, Meuse, Frankreich) und Octan (Sigma-Aldrich, Schnelldorf, Deutschland) im festen Verhältnis 3 : 7 emulgiert. Die Microemulsion wurde bei 30 °C mit jeweils 30 (I), 36,36 (II) und 50 (III) Gew.% 1,0 Mol CaCl₂ kräftig gerührt, um eine Microemulsion zu erhalten. Wiederum unter heftigem Rühren wurde eine stöchiometrische Menge einer wässrigen Lösung enthaltend 0, 6 Mol Na₂HPO₄ und 0, 2 Mol KF (Merck) zugegeben und 24 h bei 30 °C ruhen gelassen. Das Pulver wurde abzentrifugiert, zweimal mit Alkohol und eimal mit Wasser, jeweils unter Abzenrifugieren gewaschen. Danach wurde 48 h gefriergetrocknet.

Die ultrafeinen Pulver wurden auf Kristallinität, Morphologie und Korngröße untersucht. Hochauflösende TEM-Aufnahmen zeigten definierte Kristallite meist stäbchenförmig. Die Partikelgrößen lagen bei 20 – 130 nm. Röntgendiffrakrometerdiagramme zeigen einen hohen Grad an Kristallinität.

Tab. 1: Durchmesser und Länge der Apatitkristallitteilchen (Ansatz I–III) aus den TEM-Aufnahmen

Abbildungen:

1–3: TEM-Aufnahmen der erhaltenen kristallinen Fluorapatite aus den Ansätzen I–III

4: XRD-Muster der Ansätze I–III (CuKa-Strahlung). Die Miller-Indizes deuten auf Fluorapatit hin, das Pulver ist stark kristallin.

Als Vergleich:

Das Röntgendiffraktometer-Pulverdiagramm eines amorphens Calciumphosphats:

5: XRD-Muster amorphen Calciumphosphates (aus: Journal of Research of the National Institute of Standards and Technology, Volume 108, Number 3, May-June 2003)

Die SEM-EDX-Daten (Energy-dispersive X-Ray spectrometry) des Pulvers zeigt ausreichend gute Übereinstimmung mit Calciumfluorapatit: Tab. 2: SEM-EDX-Daten für Cafluorapatit

Alle drei Proben zeigen im IR-Spektrum die charakteristischen Banden von Calciumfluorapatit.

IR-Wellenzahl [cm ^–1]/Zuordnung

3426/OH Streckschwingung, 1638 w/H₂O Kristallwasser, 1099vs/υ₃ PO₄ antisym.,
1038 vs/υ₃ PO₄ antisym., 965 w/υ₁ PO₄ sym., 868 w/CO₃ Streckschwingung
606 s/υ₄ PO₄, 567 s/υ₄ PO₄, 474 w/υ₂PO₄, 326 s/υ₃ Ca₃-F „sublatticemode",
273/υ₃ Ca-PO₄ „lattice mode", 229/υ₃ Ca-PO₄ „lattice mode" FT-IR Daten von Ca₁₀(PO₄)₆F₂

Relative Intensitäten: vs = sehr stark (very strong), s = stark (strong), m = mittel (medium), w = schwach (weak)

Beispiel 2:

Oberflächenmodifizierung des Nanoapatits

100 g Nanoapatit-Pulver aus Beispiel 1 (I) wird in Aceton aufgeschlämmt und unter ständigem Rühren mit 6 g Hydroxyethylphosphorsäureester versetzt. Nach 2h Rühren, abzentrifugieren und dreimaligem Waschen mit Aceton wurde getrocknet.

Beispiel 3:

Verschiedene Composite mit Nanoapatit wurden hergestellt. Dazu wurden in eine Harzmatrix auf Basis von lichthärtenden Dimethacrylaten jeweils mit verschiedenen Mengen Füllstoffen versetzt. Aus den erhaltenen Pasten wurden durch Lichthärtung in einer Dentacolor XS (Kulzer, Deuschland) Probekörper hergestellt und diese auf verschiedene Eigenschaften untersucht.

Dazu wurde eine Harzmatrix hergestellt aus

10	Teilen Triethylenglycoldimethacrylat
10	Teilen Bis-GMA
10	Teilen Urethandimethacrylat
0,05	Teilen Campherchinon
0,05	Teilen Dimethylaminoethylmethacrylat

In 20 Teile der Harzmatrix wurden 2 Teile Aerosil 202 und die folgenden Füllstoffe eingearbeitet:

FAP 0 (Vergleichsbeispiel)

72 Teile Bariumaluminiumborsilikatglas 0,6 μ, methacrylsilanisiert
0 Teile Nano-Fluorapatit nach Beispiel 1 (I), modifiziert nach Beispiel 2

FAP 4

72 Teile Bariumaluminiumborsilikatglas 0,6 μ, methacrylsilanisiert
4 Teile Nano-Fluorapatit nach Beispiel 1 (I), modifiziert nach Beispiel 2

FAP 8

68 Teile Bariumaluminiumborsilikatglas 0,6 μ, methacrylsilanisiert
8 Teile Nano-Fluorapatit nach Beispiel 1 (I), modifiziert nach Beispiel 2

FAP 16

60 Teile Bariumaluminiumborsilikatglas 0,6 μ, methacrylsilanisiert
16 Teile Nano-Fluorapatit nach Beispiel 1 (I), modifiziert nach Beispiel 2

FAP 30

47 Teile Bariumaluminiumborsilikatglas 0,6 μ, methacrylsilanisiert
30 Teile Nano-Fluorapatit nach Beispiel 1 (I), modifiziert nach Beispiel 2

FAP 39

37 Teile Bariumaluminiumborsilikatglas 0,6 μ, methacrylsilanisiert
39 Teile Nano-Fluorapatit nach Beispiel 1 (I), modifiziert nach Beispiel 2

FAP 48

27 Teile Bariumaluminiumborsilikatglas 0,6 μ, methacrylsilanisiert
48 Teile Nano-Fluorapatit nach Beispiel 1 (I), modifiziert nach Beispiel 2

FAP 65

0 Teile Bariumaluminiumborsilikatglas 0,6 μ, methacrylsilanisiert
65 Teile Nano-Fluorapatit nach Beispiel 1 (I), modifiziert nach Beispiel 2

Die Ergebnisse der Messungen der physikalischen Eigenschaften an lichtpolymerisierten Prüfkörpern gibt die Tabelle 2 wieder:

Tabe 3: Ausgewählte physikalische Eigenschaften verschiedener FAP-Composite

Die Tabelle zeigt, daß

1. die Durchhärtetiefe ausreichend gut und vergleichbar mit handelsüblichen Compositmaterialien (ähnlich Beispiel FAP 0) ist,
2. die Opazität ausreichend gut ist um esthetische Restaurationsmaterialien herzustellen und vergleichbar mit gebräuchlichen Zahnfüllungsmaterialien, (als Vergleich: eine entsprechend gefüllte Paste vom Typ FAP 65 mit 12 μ Fluorapatit zeigt eine kreideweiß-opake mit einer Opazität von 99 % !),
3. die Biegebruchfestigkeit für belastete Bereiche wie Kauflächen oder belastete Knochenbereiche gut bis zu einem Füllgrad an Nanoapatit wie FAP30, für Unterfüllungen und Knochenauffüllungen ausreichend sogar bis FAP 65 (nur Nanoapatit),
4. der Elastizitätsmodul im Bereich üblicher Zahnfüllungsmaterialien und Knochenzementen liegt (ca. 3 – 14 Gpa),
5. die diametrale Zugfestigkeit gut bis ausreichend ist, je nach Verwendungszweck wie unter 3.,
6. die Barcolhärte durch Nanoapatit etwas erhöht wird gegenüber Glascompositen ohne Nanoapatit
7. die Wasserlöslichkeit bis zu einem Füllgrad des Beispiels FAP 50 gut bis akzeptabel ist, für FAP 65 in Unterfüllungsbereichen.

Die wichtige Eigenschaft des bioaktiven Austausches von Ionen konnte anhand der Fluoridfreisetzung bzw. der Wiederaufladbar keit mit Fluoridionen an den Beispielen FAP 30 bis FAP 65 gezeigt werden.

Dazu wurden Probekörper eines Durchmessers von 2 cm und einer Dicke von 2 mm in Wasser gehängt und die Flouridfreisetzung gemessen. Nach 3 Wochen war die Fluoridfreisetzung gegen Null gegangen. Darauf wurde der Probekörper 3 Tage in 10%iger NaF-Lösung gelagert, dreimal gewaschen durch jeweils 4-stündiges Lagern in Wasser und erneut die Fluoridfreisetzung gemessen bis sie nach drei Wochen wieder auf nahe Null sank. Danach wurde nochmals nach gleicher Methode in NaF-Lösung gelagert, gewaschen und wieder die Fluoridfreisetzung gemessen. Es konnte gezeigt werden siehe auch Tab. 3),

1. daß die Fluoridfreisetzung durch Aufladen mit F^–-Ionen aus den polymerisierten Nanoapatitformulierungen reversibel ist,
2. daß die Größenordnung der Fluoridfreisetzungsrate in ähnlicher Größenordnung wie die Fluoridfreisetzung lichthärtender Glasionomerzemente (hier Fuji II LC, GC) liegt oder liegen kann, die ebenfalls eine Wiederaufladbarkeit mit Fluoridionen zeigen, bei denen es sich jedoch um Pulver-Flüssigkeit-Systeme und nicht um eine applikationsfertige Einkomponentenpaste handelt,
3. daß die Größenordnung der Fluoridfreisetzungsrate höher liegt als bei Compomeren (hier Dyract, Dentsply), die einen lichthärtbaren Einkomponenten-Glasionomerzement in Pastenform darstellen,
4. daß die Compositformulierung ohne Nanoapatit (FAP 0), die den Stand der Technik darstellt, nahezu keine Fluorid-Freisetzung bzw. -Freisetzungsrate oder -Wiederaufladbarkeit zeigt.

Tab. 4: Maximale Fluoridfreisetzungsraten ausgewählter FAP-Composite

6: TEM-Aufnahme eines Nanoapatit-Composits. Es ist deutlich zu erkennen, dass die Teilchen nicht als Agglomerate, sondern als singuläre Teilchen vorliegen

Beispiel 4

Als Beispiel einer Verwendung von Nanoapatit in ringöffnenden Monomer-Mischungen wurde folgende dünnfließende Paste hergestellt:
21 Teile Silbione UV Polymer 30 (Rodia)
2 Teile Silbione UV Polymer 30 Photosensibilisator (Rodia)
1 Teil Rhodorsil Photoinitiator 2074
16 Teile Nano-Fluorapatit aus Beispiel 1, behandelt nach Beispiel 2

Die occlusale Fläche eines Molarenzahn wurde mit handelsüblichen 37%igen Phosphorsäuregel angeätzt, mit Wasser gespült und das Alkohol- und Carbonsäuregruppenhaltige Adhäsiv „Flowsive 2" (R-Dental, Deutschland) appliziert. Darauf wurde die obige Mischung dünn aufgetragen und 40 sec. mit einer dentalen Halogenlichtlampe plymerisiert. Der Zahn ist im Fissurenbereich mit einer sehr dünnen, Nano-Apatit-enthaltenden Schicht überzogen, die die Fissuren nicht nur mechanisch, sondern auch durch Fluorid-Ionen, die beim Zähneputzen nachgeladen werden können, schützen kann.

Claims

Härtbare Restaurationsmaterialien für Knochen und insbesondere für Zahnhartsubstanz auf Basis von Monomeren als Bindemittel, die kalt-, heiß- und/oder lichtgehärtet werden können, und bezogen auf den Dentalwerkstoff 1-95 Gew. % eines Füllstoffes enthalten, dadurch gekennzeichnet, dass der Füllstoff mindestens teilweise Apatite der allgemeinen Zusammensetzung Ca_10–xM_x(PO₄)_6–yB_yA_z(OH)_2–z umfaßt, wobei jedes M unabhängig voneinander ein Kation verschieden von Ca²⁺ ist, B ein Anion verschieden von PO4^3– ist, A aus der Gruppe bestehend aus O^2–, CO₃ ^2–, F^– and Cl^– gewählt ist, und für die Parameter x, y, und z die nachstehenden Beziehungen gelten: 0 ≤ x ≤ 9, 0 ≤ y ≤ 5 und 0 ≤ z ≤ 2.
Härtbare Restaurationsmaterialien nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß x, y und z gleich 0 sind (Hydroxyapatit).
Härtbare Restaurationsmaterialien nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß x und y gleich 0 sind, das Anion A gleich F– ist, mit z = 2 (Fluoroapatit).
Härtbare Restaurationsmaterialien nach einem der Ansprüche 1 – 3, dadurch gekennzeichnet, daß jedes M unabhängig voneinander gleich Mg²⁺, Sr²⁺, Ba²⁺, Y²⁺, Ti²⁺, Zr²⁺, Mn²⁺, Fe²⁺, Pd²⁺, Cu²⁺, Ag⁺, Zn²⁺, Sn²⁺, Re³⁺, Re³⁺, Al³⁺, In³⁺, Y³⁺, Na⁺ und/oder K⁺ ist.
Härtbare Restaurationsmaterialien nach einem der Ansprüche 1 – 4, dadurch gekennzeichnet, daß der Füllstoff oberflächenbehandelt ist.
Härtbare Restaurationsmaterialien nach einem der Ansprüche 1 – 5, dadurch gekennzeichnet, daß der Gewichtsanteil an Füllstoff 1 – 70 Gew.-%. bezogen auf den Werkstoff beträgt.
Härtbare Restaurationsmaterialien nach einem der Ansprüche 1 – 5, dadurch gekennzeichnet, daß der Gewichtsanteil an Füllstoff 1 – 30 Gew.-%. bezogen auf den Werkstoff beträgt.
Härtbare Restaurationsmaterialien nach einem der Ansprüche 1 – 5, dadurch gekennzeichnet, daß der Gewichtsanteil an Füllstoff 1 – 15 Gew.-%. bezogen auf den Werkstoff beträgt.
Härtbare Restaurationsmaterialien nach einem der Ansprüche 1 – 8, gekennzeichnet durch eine Mischung aus dem Füllstoff, zusätzlichen Füllstoffen aus SiO₂, Glaskeramik und/oder Gläsern und/oder Mikrokugeln und/oder anorganischen Fasern und/oder organische Fasern, vorzugsweise mit einem Brechungsindex von 1,45 bis 1,54.
Härtbare Restaurationsmaterialien nach einem der Ansprüche 1 – 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Monomeren radikalisch polymerisierbar sind.
Härtbare Restaurationsmaterialien nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß die Monomeren (Meth)-Acrylate sind.
Härtbare Restaurationsmaterialien nach einem der Ansprüche 1 – 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Monomeren unter Ringöffnung polymerisierbar sind.
Härtbare Restaurationsmaterialien nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, daß die Monomeren Epoxide sind.
Härtbare Restaurationsmaterialien nach einem der Ansprüche 1 – 9, dadurch gekennzeichnet, daß die Monomeren vernetzbare Silikone sind.
Härtbare Restaurationsmaterialien nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß die Monomeren additionsvernetzende Vinylsilikone sind.