RU2765824C1

RU2765824C1 - Стоматологическая композиция

Info

Publication number: RU2765824C1
Application number: RU2021106183A
Authority: RU
Inventors: Липпо ЛАССИЛА; Пекка ВАЛЛИТТУ; Суфьян ГАРОУШИ; Эйя САЙЛЮНОЯ; Цзинвэй ХЭ
Original assignee: Стик Тек Ой
Priority date: 2018-08-13
Filing date: 2019-08-01
Publication date: 2022-02-03
Also published as: EP3610845A1; US20210315780A1; ES2915027T3; BR112021002461A2; AU2019320995A1; US12268762B2; WO2020035321A1; CA3108152C; EP3836886B1; JP2021535084A; EP3836886A1; CN112566608B; JP7134332B2; CA3108152A1; AU2019320995B2; CN112566608A

Abstract

Группа изобретений относится к стоматологической композиции и ее применению. Предлагаемая композиция содержит 10-50 мас.% первого матричного компонента на основе метакрилата, систему полимеризации и, в качестве второго матричного компонента, 1-40 мас.% соединения, имеющего общую формулу (I),при этом n=2, R=O и R' представляет собой (Ic) или (Id). Предлагается также применение указанной выше стоматологической композиции в качестве стоматологического реставрационного материала, стоматологического адгезива, стоматологического цемента, материала для штифтов и культей, внутрикоронкового материала или материала для промежуточной части в несъемных частичных протезах. Использование композиции обеспечивает получение стоматологического материала, имеющего низкое усадочное напряжение при отверждении, при сохранении в то же время хороших механических характеристик. 2 н. и 8 з.п. ф-лы, 15 табл., 3 ил., 6 пр.

Description

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ

Настоящее изобретение относится к стоматологической композиции, содержащей 10-50 массовых % первого матричного компонента на основе метакрилата и систему полимеризации.

ПРЕДШЕСТВУЮЩИЙ УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ И ЦЕЛИ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Стоматологические композиции используются в качестве пломбировочного материала для зубов (например, в качестве реставрационных материалов), стоматологических цементов, прокладок или стоматологических адгезивов. Они могут содержать наполняющий материал и/или армирующие волокна, в зависимости от предполагаемого использования. Типичные стоматологические композиции содержат по меньшей мере один матричный мономер, который полимеризуется in situ, например, на нужном месте в зубе пациента. Полимеризация, также называемая отверждением, может вызываться химическим активатором, светом, ультразвуком и т.д. Множество стоматологических композиций основано на различных метакрилатах, которые хорошо известны и хорошо переносимы.

Стоматологические композиции обычно окружены естественным зубом, например, дентином и эмалью. Предпочтительно, чтобы механические свойства реставрационного материала были или аналогичны или лучше механических свойств эмали и дентина.

Одна известная проблема существующих стоматологических композиций состоит в усадке, происходящей при отверждении композиции, например, полимеризации. Усадка может быть незаметна для глаза и может составлять обычно 2-5 объемных %. Усадка вызывает напряжение на границе пломбировочного материала и зуба. Напряжение при усадке создает проблемы в этом стоматологическом материале, например, стоматологическом пломбировочном материале. При полимеризационной усадке пломбировочный материал может (частично) отделяться от зуба. Таким образом, соединение ухудшается, образуется краевое протекание, и пломбировочный материал может, таким образом, неплотно прилегать, вызывать гиперчувствительность и накопление бактерий между материалом и зубом, что приводит к дополнительным проблемам.

Таким образом, цель настоящего изобретения состоит в обеспечении стоматологической композиции, которая по меньшей мере частично преодолевает проблемы предшествующего уровня техники. На самом деле цель состоит в обеспечении стоматологического материала, имеющего низкое усадочное напряжение при отверждении, при сохранении в то же время хороших механических характеристик.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

Фиг. 1 иллюстрирует кривые усадочного напряжения образцов, приготовленных согласно Примеру 4.

Фиг. 2 иллюстрирует кривые усадочного напряжения образцов, приготовленных согласно Примеру 5.

Фиг. 3 иллюстрирует кривые усадочного напряжения образцов, приготовленных согласно Примеру 6.

ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ

Настоящее изобретение относится к стоматологической композиции, содержащей 10-50 массовых % первого матричного компонента на основе метакрилата, систему полимеризации и, в качестве второго матричного компонента, 1-50 массовых % соединения, имеющего общую формулу (I),

в которой, когда n=1, R=NH, R' представляет собой (Ia) или (Ib)

когда n=2, R=O, R' представляет собой (Ic) или (Id),

когда n=2, R=NH или O, R’ представляет собой (Ie),

когда n=2, R=O, R' представляет собой (If)

Стоматологическая композиция по настоящему изобретению, таким образом, содержит второй матричный компонент, имеющий общую формулу (I). Было обнаружено, что этот второй матричный компонент снижает полимеризационное усадочное напряжение и не имеет отрицательного влияния на механические характеристики композиции, как демонстрируется ниже в Экспериментальной части. Следовательно, композиция по настоящему изобретению по меньшей мере частично решает проблему полимеризационного усадочного напряжения стоматологических композиций.

Матричные материалы предпочтительно находятся в неотвержденном виде в стоматологической композиции перед ее нанесением и отверждаются, как только композиция размещается в своем окончательном положении (например, в зубной полости, подлежащей реставрации). Отверждение может вызываться светом, теплом или сочетанием инициатора/активатора и света, или другой волновой энергией, например, УФ- или ультразвуковой активацией. Под отверждением понимается или полимеризация, или поперечное сшивание, или что-то подобное. Проценты в настоящем описании представляют собой массовые проценты (массовые %) от общего количества компонентов (в неотвержденном виде), если только не установлено иное. Поскольку матричные материалы находятся в неотвержденном виде, указанная композиция может также называться препрег. То есть препрег представляет собой неотвержденный композит, например, он содержит все компоненты окончательного композитного материала, но матричный материал существует пока еще в виде мономера, или, при использовании поперечно-сшиваемого матричного материала, он существует в несшитом виде.

В настоящем описании термины «матричный компонент», «матрица» и «мономер» используются взаимозаменяемым образом и имеют одно и то же значение, то есть первый или второй матричный компонент стоматологической композиции или окончательного (отвержденного) изделия. Под термином «матричный компонент» понимается компонент, который равномерно распределен в указанной композиции.

Второй матричный материал выбирается из следующих соединений.

(Ia), где k составляет 2 или 3,

(Ib)

(Ic)

Некоторые примеры способов синтеза этих соединений приведены ниже.

Синтез соединения (Ia):

Синтез соединения (Ib):

Синтез соединения (Ic):

Синтез соединения (Id):

Синтез соединений (Ie):

Синтез соединения (If):

Количество первого матричного компонента может составлять, например, 30-50 массовых %. Фактически количество первого матричного компонента может составлять от 10, 15, 20, 25, 30, 35, 40 или 45 массовых % до 15, 20, 25, 30, 35, 40, 45 или 50 массовых %.

Количество второго матричного компонента может составлять 3-35 массовых %. Фактически количество второго матричного компонента может составлять от 1, 2, 3, 5, 7, 10, 15, 20, 25, 30, 35, 40 или 45 массовых % до 2, 3, 5, 7, 10, 15, 20, 25, 30, 35, 40, 45 или 50 массовых %.

Указанная стоматологическая композиция может дополнительно содержать 10-45 массовых % третьего матричного компонента на основе метакрилата, отличного от первого матричного компонента. Другими словами, композиция может содержать два или более различных матричных компонента на основе метакрилата.

Обычно количество второго матричного компонента равно или меньше количества первого матричного компонента. При использовании трех матричных компонентов количество второго матричного компонента обычно равно или меньше общего количества первого и третьего матричного компонента.

Матричный компонент(ы) на основе метакрилата стоматологической композиции могут представлять собой любой такой мономер или полимер, подходящий для медицинского использования. Например, компонент на основе метакрилата может быть изготовлен из мономеров, выбранных из группы, состоящей из метилметакрилата, этилметакрилата, n-бутилметакрилата, изобутилметакрилата, 2-этилгексилметакрилата, циклогексилметакрилата, изоборнилметакрилата, тетрагидрофурфурилметакрилата, бензилметакрилата, морфолиноэтилметакрилата, акриловой кислоты, диэтиленгликольдиметакрилата, триэтиленгликоль диметакрилата (TEGDMA), диуретандиметакрилата, 10-метакрилоилоксидецилдигидрогенфосфата, 2,2-бис(4-(2-гидрокси-3-метакрилокси)фенил)пропана (BisGMA), метакрилатных функционализированных дендримеров, других метакрилатированных гиперразветвленных олигомеров.

Один предпочтительный первый матричный компонент представляет собой триэтиленгликольдиметакрилат (TEGDMA), а предпочтительный третий матричный компонент представляет собой 2,2-бис(4-(2-гидрокси-3-метакрилокси)фенил)пропан (BisGMA).

Матричный материал может дополнительно содержать поперечносшиваемые мономеры или полимеры, например, поперечносшиваемые полимеры, полученные из ε-капролактона, поликапролактона, полилактидов, полигидроксипролина и других биополимеров, а также полиамидов, полиуретана, полиэтилена, полипропилена и других полиолефинов. Матричный материал может, естественно, также состоять из смеси мономера(ов) и полимера(ов).

Количество матричных материалов в указанной стоматологической композиции может составлять 40-99,5 массовых % от общей массы композитного материала. Согласно одному варианту осуществления количество матричных материалов в указанной композиции может составлять 50-90 массовых % от общей массы композиции. Количество матричных материалов может составлять, например, от 40, 45, 50, 55, 60, 65, 70, 75, 80, 85 или 90 массовых % до 45, 50, 55, 60, 65, 70, 75, 80, 85, 90, 95 или 99,5 массовых % композиции. Неотвержденный матричный материал может представлять собой, например, смесь мономеров, содержащую растворитель или смесь мономеров без растворителя. Когда матричный материал в своем неотвержденном виде содержит растворитель (например, этанол, ацетон, воду), растворитель обычно удаляется из композитного материала перед отверждением, например, посредством использования струи воздуха или испарения.

Система полимеризации может представлять собой любой известный инициатор и/или активатор, подходящий для медицинского использования. Например, это может быть активатор камфарохинон (CQ) и активатор 2-(диметиламино)этилметакрилат (DMAEMA). Он обычно используется в количестве 0,5-2 массовых % от общей массы композиции.

Стоматологическая композиция может дополнительно содержать наполнитель. Наполнитель, обычно в виде частиц, обычно выбирается так, что он придает окончательному композитному материалу требуемые для него износостойкость, цвет и рентгеноконтрастность. Это обычно также влияет на усадку композитного материала по сравнению с композитным материалом, не содержащим никаких наполнителей, и увеличивает его износостойкость. Наполнитель предпочтительно представляет собой неорганический наполнитель.

Наполнитель может быть выбран из группы, состоящей из стеклоиономерных наполнителей, цветовых пигментов, инертной керамики, гидроксиапатита, Al₂O₃, ZrO₂, серебра (Ag), зерогелей, YbF₃, фосфата кальция, карбоната кальция, биоактивного стекла, рентгеноконтрастных материалов, предварительно отвержденных полимерных частиц и их смесей.

Согласно другому варианту осуществления конкретный наполнитель выбирается из группы, состоящей из инертных или биоактивных или частично реактивных стеклоиономерных наполнителей, содержащих элементы, например, оксиды кремния (Si), кальция (Ca), фосфора (P), бария (Ba), магния (Mg), калия (K), натрия (Na), титана (Ti), висмута (Bi), стронция (Sr) или цинка (Zn) или другие соединения указанных элементов, или фториды (F). Композиция может также дополнительно содержать частицы наполнителя, содержащие функционально биоактивные или лечебные активные молекулы, антигены, антибиотики, факторы роста, костные морфогенетические белки (BMP), интерфероны, дофамин, кортикостероиды, бисфосфонаты, цитостатики, анаболические гормоны, витамины, противовоспалительные вещества, антимикробиотики, дезинфицирующие вещества, органические кислоты, например, малеиновые кислоты, полиакриловую кислоту или тому подобное, и их сочетания и смеси.

Под частицами понимается также, например, сферы и очень короткие волокна (у которых длина волокна максимум в два раза больше их диаметра), подобно нитевидным кристаллам, например, имеющим длину менее <50 мкм. Диаметр частиц в наполнителе (в случае частиц неправильной формы берется наибольший диаметр) может быть различным, например, от 10 нм до 50 мкм. Диаметр может составлять, например, от 10 нм, 50 нм, 100 нм, 500 нм, 1 мкм, 5 мкм, 10 мкм, 25 мкм или 40 мкм до 50 нм, 100 нм, 500 нм, 1 мкм, 5 мкм, 10 мкм, 25 мкм, 40 мкм или 50 мкм. Некоторые предпочтительные диапазоны составляют 100 нм-40 мкм.

Конкретный наполнитель может также содержать или частично или полностью стеклоиономерный порошок. Один тип стеклоиономерных порошков представляет собой частицы кислоторастворимого кальций фторалюмосиликатного стекла, которые реагируют с реактивным растворителем и образуют стеклоиономер. Реактивный растворитель обычно представляет собой поли(акриловую кислоту) (концентрация 40-50%) или сополимер акриловой кислоты с итаконовой, малеиновой или трикарбоновыми кислотами. Стеклоиономерный порошок может иметь частицы в диапазоне 5-50 мкм. Обычное процентное содержание сырьевых материалов для стеклоиономерного порошка составляет:

оксид кремния 41,9 массовых %

оксид алюминия 28,6 массовых %

фторид алюминия 1,6 массовых %

фторид кальция 15,7 массовых %

фторид натрия 9,3 массовых %

фосфат алюминия 3,8 массовых %.

Стоматологическая композиция может еще дополнительно содержать волоконный армирующий материал. Действительно, армирование волокном обычно придает композитным материалам хорошие механические характеристики. Согласно варианту осуществления армирующий волокном материал выбирается из группы, состоящей из инертных стекловолокон, биоактивных стекловолокон, обработанных по золь-гель технологии волокон на основе оксида кремния, волокон на основе оксида алюминия, волокон на основе оксида циркония, апатитных волокон, кварцевых волокон и их смесей, или волокон на основе полимеров, изготовленных из арамида, полиэтилена, полипропилена, микро/нановолокнистой целлюлозы, хитина или полифенолов. Предпочтительно волокна представляют собой инертные стекловолокна.

Диаметр используемых волокон может быть различным, от 4 мкм до 12 мкм. Диаметр может, таким образом, составлять, например, от 4, 4,5, 5, 5,5, 6, 6,5, 7, 7,5, 8, 8,5, 9, 9,5, 10, 10,5, 11 или 11,5 мкм до 4,5, 5, 5,5, 6, 6,5, 7, 7,5, 8, 8,5, 9, 9,5, 10, 10,5, 11, 11,5 или 12 мкм.

Среднее значение длины волокон может составлять от 50 мкм до 1300 мкм. Например, от 50, 75, 100, 200, 300, 400, 500, 520, 550, 600, 650, 700, 800, 900, 1000, 1050 или 1200 мкм до 75, 100, 200, 300, 400, 550, 600, 750, 800, 900, 1000, 1100, 1200 или 1300 мкм, в зависимости от диаметра волокна.

Общее количество конкретного наполнителя и волокон может составлять 10-60 массовых % от общей массы композиции. Согласно одному варианту осуществления количество конкретного наполнителя может составлять 5-50 массовых %, и количество волокон может составлять 5-50 массовых %. Общее количество конкретного наполнителя и волокон композиции может составлять, например, от 10, 15, 20, 25, 30, 35, 40, 45, 50 или 55 массовых % до 15, 20, 25, 30, 35, 40, 45, 50, 55 или 60 массовых % композита.

Стоматологическая композиция по настоящему изобретению, особенно при использовании в качестве стоматологического адгезива, может также содержать растворитель. Такой растворитель, естественно, должен быть подходящим для медицинского применения и легко улетучиваться.

Настоящее описание также относится к использованию композиции по настоящему изобретению в качестве стоматологического реставрационного материала, стоматологического адгезива, стоматологического цемента, материала для штифтов и культей, внутрикоронкового материала или материала для промежуточной части в несъемных частичных протезах. Настоящее описание дополнительно относится к использованию композиции в медицинских применениях. Различные варианты осуществления и разновидности, перечисленные выше, применяются, с соответствующими изменениями, к использованию композиции, как для стоматологии, так и для медицинских применений в целом.

Соединения, имеющие формулу (I), содержащие фосфат (например, соединения, имеющие формулы (Ia), (Ib) и (If)), особенно подходят для использования в адгезивах. В случае, когда они используются в стоматологических адгезивах, наполнители обычно не используются.

Для использования в качестве стоматологического пломбировочного материала или в композите предпочтительными являются бесфосфатные соединения, имеющие формулу (I), например, соединения, имеющие формулы (Ic), (Id) и (Ie).

Композиция, например, в качестве части композита, содержащего наполнители и/или волокна, может также использоваться в других медицинских применениях, например, в ортопедии, в качестве костного цемента, в челюстно-лицевой хирургии или в ортопедических применениях.

ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНАЯ ЧАСТЬ

В примерах используются следующие сокращения.

DBTDL: дибутилтиндилаурат, Sigma-Aldrich Co. (Сент-Луис, Миссури, США).

FTIR: инфракрасная спектроскопия с преобразованием Фурье.

BisGMA: 2,2-бис(4-(2-гидрокси-3-метакрилокси)фенил)пропан, Esstech Inc. (Эссингтон, Пенсильвания, США).

TEGDMA: триэтиленгликольдиметакрилат, Sigma-Aldrich Co. (Сент-Луис, Миссури, США).

CQ: камфарохинон, Sigma-Aldrich Co. (Сент-Луис， Миссури， США).

DMAEMA: 2-(диметиламино)этилметакрилат, Sigma-Aldrich Co. (Сент-Луис， Миссури，США).

Силановые частицы наполнителя BaAlSiO₂, диаметр 0,7 мм, производимые фирмой Schott, Ландсхут, Германия.

Пример 1. Синтез соединения (Ic)

Смесь 3-изопропенил-α,α-диметилбензилизоцианата (20,13 г. 0,1 моль), N-метилдиэтаноламина (5,96 г. 0,05 моль), 50 мл очень сухого тетрагидрофурана и двух капель DBTDL была размешана при 40°C. Реакция продолжалась до тех пор, пока пик поглощения в инфракрасной части спектра -NCO-группы (2270 см^-1) не исчезал в спектрах FTIR образцов, которые были взяты из реакционной среды. После удаления тетрагидрофурана посредством вакуумной перегонки первичный продукт был промыт с помощью n-гексана для удаления DBTDL. Затем бесцветная вязкая жидкость была высушена под вакуумом при 45°C с получением соединения (Ic) с выходом продукта 95%.

Пример 2. Синтез соединения (Id)² (где x=2)

Смесь 3-изопропенил-α,α-диметилбензилизоцианата (20,13 г, 0,1 моль), триэтиленгликоля (7,51 г, 0,05 моль), 50 мл очень сухого тетрагидрофурана и двух капель DBTDL была размешана при 45°C. Реакция продолжалась до тех пор, пока пик поглощения в инфракрасной части спектра -NCO-группы (2270 см^-1) не исчезал в спектрах FTIR образцов, которые были взяты из реакционной среды. После удаления тетрагидрофурана посредством вакуумной перегонки первичный продукт был промыт с помощью n-гексана для удаления DBTDL. Затем бесцветная вязкая жидкость была высушена под вакуумом при 45°C с получением соединения (Id)² (где x=2) с выходом продукта 93%.

Пример 3 Синтез соединения (Id)⁵ (где x=5)

Смесь 3-изопропенил-α,α-диметилбензилизоцианата (20,13 г, 0,1 моль), гексаэтиленгликоля (14,11 г, 0,05 моль), 50 мл очень сухого тетрагидрофурана и двух капель DBTDL была размешана при 50°C. Реакция продолжалась до тех пор, пока пик поглощения в инфракрасной части спектра -NCO-группы (2270 см^-1) не исчезал в спектрах FTIR образцов, которые были взяты из реакционной среды. После удаления тетрагидрофурана посредством вакуумной перегонки первичный продукт был промыт с помощью n-гексана для удаления DBTDL. Затем бесцветная вязкая жидкость была высушена под вакуумом при 45°C с получением соединения (Id)⁵ (где x=5) с выходом продукта 97%.

Пример 4

Четыре различных полимерных матрицы стоматологических композитов, содержащих соединение (Ic), приготовленных как описано в примере 1, были приготовлены согласно рецептурам, представленным в таблице 1. Контрольный образец не содержал соединения (Ic). Все компоненты были взвешены и смешаны магнитным перемешиванием в течение 3 часов. Затем каждая полимерная матрица смешивалась с силановыми частицами наполнителя BaAlSiO₂ (диаметр 0,7 мм, как объяснено выше) в быстроходной мешалке (SpeedMixer, DAC150 FVZ-K; Hauschild, Хамм, Германия) на скорости 1900 оборотов в минуту.

Массовое соотношение между полимерной матрицей и наполнителями составляло 2:5 (по массе).

Полимерная матрица	Компоненты (массовых %)
Полимерная матрица	BisGMA	TEGDMA	(Ic)	CQ	DMAEMA
Контроль	49,3	49,3	0	0,7	0,7
EC-1	44,3	44,3	10	0,7	0,7
EC-2	39,3	39,3	20	0,7	0,7
EC-3	34,3	34,3	30	0,7	0,7
EC-4	29,3	29,3	40	0,7	0,7

Таблица 1

Различные композиты были протестированы, как описано ниже.

Преобразование двойных связей

Преобразование двойных связей (DC%) во время и после фотоактивации полимеризации отслеживалось посредством инфракрасной спектроскопии с преобразованием Фурье (FTIR) (Spectrum One, Perkin-Elmer, Beaconsfield Bucks, Великобритания) с устройством ослабления полного отражения (ATR). Композиты анализировались в форме толщиной 1,5 мм и диаметром 4,5 мм. Сначала в форме был размещен и измерен спектр неполимеризованного образца. Затем образец был облучен через верхнюю стеклянную вставку в течение 40 секунд с помощью блока отверждения видимым светом (Elipar TM S10, 3M ESPE, Германия), создающего среднюю плотность потока излучения 1800 мВт/см² (Marc Resin Calibrator, BlueLight Analytics Inc., Канада). Образец был просканирован на предмет спектра FTIR после облучения в течение 40 секунд и через 5 минут после начала облучения. DC вычислялся по алифатическому C=C пику при 1636 см^-1 и нормировался на пик фенильного кольца при 1608 см^-1 согласно формуле

где A_C=C и A_ph представляли собой площадь пика поглощения метакрилата C=C при 1636 см^-1 и фенильного кольца при 1608 см^-1, соответственно; (A_C=C/A_ph)₀ и (A_C=C/A_ph)_t представляли нормированную поглощающую способность функциональной группы при времени облучения 0 и t, соответственно; DC представляет собой преобразование метакрилата C=C в зависимости от времени облучения. Для каждого композита выполнялось пять испытаний и вычислялось среднее значение.

Прочность на изгиб и модуль упругости

Из каждого тестируемого композита были изготовлены образцы для испытания при трехточечном изгибе (2×2 x 25 мм³). Стержневидные образцы были изготовлены в полуформах из нержавеющей стали между прозрачными майларовыми листами. Полимеризация материалов выполнялась с использованием ручного светоотверждающего блока (Elipar S10, 3M ESPE, Сент-Пол, Миннесота, США) в течение 20 с в пяти отдельных перекрывающихся участках с обеих сторон металлической формы. Длина световой волны составляла 430-480 нм, а интенсивность света составляла 1600 мВт/см². Образцы из каждого материала (n=8) сохранялись в сухой атмосфере при 37°C в течение одного дня перед испытанием. Испытание при трехточечном изгиб проводилось согласно ISO 4049:2009 (расстояние между крайними точками: 20 мм, скорость ползуна: 1 мм/мин, индентер: диаметр 2 мм). Все образцы были загружены в устройство для тестирования материалов (модель LRX, Lloyd Instrument Ltd., Fareham, Англия) и кривые нагрузки-отклонения были записаны с помощью программного обеспечения персонального компьютера (Nexygen 4.0, Lloyd Instruments Ltd., Fareham, Англия).

Прочность на изгиб (ơf) и модуль упругости при изгибе (Ef) вычислялись по нижеприведенной формуле (ISO 4049:2009)

ơf= 3F_mL/(2bh²)

Ef= SL³/(4bh³)

Где Fm - приложенная нагрузка (N) в наивысшей точке кривой нагрузки-отклонения, L - расстояние между крайними точками (20 мм), b - ширина тестовых образцов и h - толщина тестовых образцов. S - жесткость (Н/м). S=F/d и d - отклонение, соответствующее нагрузке F в точке в прямолинейном участке кривой.

Трещиностойкость

Образцы в виде бруска (2,5×5x25 мм³) с одним краевым надрезом согласно способу (ASTM 2005) по адаптированному стандарту ISO 20795-2 были подготовлены для определения трещиностойкости. Была использована индивидуально изготовленная разъемная пресс-форма из нержавеющей стали, из которой образец может быть удален без приложения силы. В форме центрально была изготовлена точно сконструированная прорезь, проходящая до середины ее высоты, которая обеспечивала центральное положение разреза и оптимизацию длины трещины (x) равную половине высоты образца. Реставрационный материал одномоментно вставлялся в форму, размещенную над стеклянной пластинкой, покрытой майларовой полоской. Перед полимеризацией была выполнена острая и центрально расположенная трещина посредством вставки прямого острого лезвия из стали в заранее сделанную прорезь. Полимеризация композита выполнялась в течение 20 с в пяти отдельных перекрывающих друг друга участках. Верхняя часть формы была покрыта майларовой полоской и стеклянной пластинкой с обеих сторон лезвия, перед тем, как подвергнуть ее воздействию полимеризационного света. При удалении из формы каждый образец был полимеризован также с противоположной стороны. Образцы из каждой группы (n=8) высушивались при 37°C в течение 24 часов перед испытанием. Образцы были протестированы в режиме трехточечного изгибания в универсальном устройстве для испытания материалов при скорости ползуна 1,0 мм/мин.

Вязкость при разрушении вычислялась с использованием формулы

Kmax = [P L/B W^3/2] f(x)

где f(x) = 3/2×1/2 [1,99-x (1-x) (2,15-3,93x+2,7×2)] / 2(1+2x) (1-x)3/2 и 0<x<1 при x=a/W. В приведенной формуле P - максимальная нагрузка в килоньютонах (кН), L - расстояние между крайними точками (20 см), B - толщина образца в сантиметрах (см), W - ширина образца (глубина) в см, x - геометрическая функция, зависящая от a/W и a - длина трещины в см.

Объемная усадка

Плотность образцов (n=3) была измерена для определения объемной усадки согласно Архимедову принципу с помощью коммерческого набора для определения плотности на основе аналитических весов (XS105, Mettler Toledo, Greifensee, Швейцария). Масса образца взвешивалась в воздухе и воде, и плотность вычислялась по формуле

где D - плотность образца, M₁ - масса образца в воздухе, M₂ - масса образца в воде и Dw - плотность воды при измеренной температуре. Для каждого композита было выполнено шесть испытаний соответственно для вычисления плотности полимеризованных и неполимеризованных образцов. Объемная усадка (VS) была выражена в % и вычислялась по плотности согласно формуле

где D_u - плотность неполимеризованного образца и Dc - плотность полимеризованного образца.

Усадочное напряжение

Одна из плоских поверхностей стержней из армированного стекловолокном композита (FRC), имеющих диаметр 4 мм и длину 4 см, была отшлифована с помощью шлифовальной бумаги с карбидом кремния с размером зерна 180. Два FRC-стержня были прочно прикреплены к универсальному тестирующему устройству (модель LRX, Lloyd Instruments Ltd., Fareham, Англия), и материал, подлежащий тестированию, был положен между поверхностями FRC-стержней. Высота образца была установлена равной 2 мм. Два световых блока (Elipar S10, 3M ESPE, Сент-Пол, Миннесота, США) были использованы одновременно в течение 20 с, при этом кончики находились в тесном контакте с образцом материала с обеих сторон. Сжимающие силы отслеживались в течение 5 минут при комнатной температуре (22°C). Усадочное напряжение вычислялось путем деления усилия усадки на площадь поперечного сечения FRC-стержня. Максимальная величина усадочного напряжения бралась из плато на конце кривой зависимости усадочного напряжения от времени. Для каждого экспериментального материла было протестировано пять образцов.

Результаты испытаний стоматологических композитов согласно таблице 1 для преобразования двойных связей (таблица 2), прочности на изгиб (таблица 3), модуля упругости при изгибе (таблица 4), трещиностойкости (таблица 5), объемной усадки (таблица 6) и усадочного напряжения (таблица 6 и фиг. 1) представлены ниже. В таблицах СО означает стандартное отклонение.

	40 с	СО	5 мин	СО
контроль	63,3	0,6	65,8	0,4
EC-1	63,6	1,4	66,2	1,1
EC-2	61,3	0,4	64,7	0,3
EC-3	60,3	0,6	64,2	0,8
EC-4	59,7	1,6	63,4	2,1

Таблица 2

Преобразование двойных связей было измерено после облучения в течение 40 с и 5 мин. Результаты показывают, что значительное количество двойных связей было преобразовано уже через 40 секунд (по меньшей мере 60%), и преобразование значительно не увеличивалось при 5-минутном облучении.

	Среднее значение	СО
Контроль	114,2	9,7
EC-1	120,4	11,6
EC-2	112,8	10,2
EC-3	104.8	10.8
EC-4	94,0	7,2

Таблица 3

Таблица 3 представляет прочность на изгиб (МПа) различных композиций. Можно видеть, что для некоторых композиций согласно настоящему раскрытию результаты были лучше, чем для контрольного образца, при этом для других они были аналогичными или немного ниже.

	Среднее значение	СО
Контроль	7487	695
EC-1	7661	508
EC-2	7286	391
EC-3	6669	882
EC-4	6096	528

Таблица 4

Таблица 4 представляет модуль упругости при изгибе (МПа) различных композиций. Можно видеть, что результаты соответствуют результатам прочности на изгиб, представленным в таблице 3.

	Среднее значение	СО
Контроль	1,42	0,13
EC-1	1,34	0,10
EC-2	1,27	0,10
EC-3	1,40	0,14
EC-4	1,51	0,15

Таблица 5

Таблица 5 представляет трещиностойкость (МПа·м^1/2) каждого образца. И вновь почти все образцы имели трещиностойкость аналогичную или лучше, чем у контрольного образца.

	Среднее значение	СО
Контроль	3,9	0,9
EC-1	3,5	0,6
EC-2	2,6	0,7
EC-3	2,6	0,9
EC-4	1,4	0,6

Таблица 6

Таблица 6 представляет объемную усадку (%) композита. Все композиты согласно настоящему описанию имели более низкую объемную усадку, чем контрольный образец.

	Среднее значение	СО
Контроль	4,62	0,41
EC-1	3,63	0,92
EC-2	3,08	0,25
EC-3	2,08	0,19
EC-4	1,05	0,18

Таблица 7

Таблица 7 представляет усадочное напряжение композитов (МПа), которое также ниже для каждого композита по настоящему описанию по сравнению с контрольным образцом.

На фиг. 1 представлены кривые усадочного напряжения, при этом время в минутах отложено по оси абсцисс, а напряжение в МПа - по оси ординат. Результаты различных образцов расположены в следующем порядке сверху вниз: самая верхняя кривая - для образца EC-4, затем для EC-3, EC-1, EC-2 и самая нижняя кривая - для контрольного образца.

Пример 5

Полимерные матрицы стоматологических композитов, содержащих соединение (Id)² (где x=2) были подготовлены согласно рецептурам, представленным в таблице 8. Все соединения были взвешены и смешаны посредством магнитного перемешивания. Экспериментальные стоматологические композиты были приготовлены посредством смешивания каждой полимерной матрицы с силановыми частицами наполнителя BaAlSiO₂ (диаметр 0,7 мм) в быстроходной мешалке, как выше в примере 4. Массовое соотношение полимерной матрицы и наполнителей составляло 2:5 (по массе). Материалы были протестированы, как выше в примере 4, за исключением преобразования двойных связей, которые тестировались способом, приведенным ниже.

Полимерная матрица	Компоненты (массовых %)
Полимерная матрица	BisGMA	TEGDMA	(Id)²	CQ	DMAEMA
Контроль	49,3	49,3	0	0,7	0,7
EC-5	44,3	44,3	10	0,7	0,7
EC-6	39,3	39,3	20	0,7	0,7
EC-7	34,3	34,3	30	0,7	0,7
EC-8	29,3	29,3	40	0,7	0,7

Таблица 8

Преобразование двойных связей

Преобразование двойных связей (DC%) во время и после фотоактивации полимеризации отслеживалось посредством инфракрасной спектроскопии с преобразованием Фурье (FTIR) (Spectrum One, Perkin-Elmer, Beaconsfield Bucks, Великобритания) с устройством ослабления полного отражения (ATR). Композиты анализировались в форме толщиной 1,5 мм и диаметром 4,5 мм. Сначала помещался в форму и измерялся спектр неполимеризованного образца Затем образец облучался через верхнюю стеклянную пластинку в течение 60 с блоком отверждения видимым светом (Elipar TM S10, 3M ESPE, Германия), создавая среднюю плотность потока излучения 1800 мВт/см² (Marc Resin Calibrator, BlueLight Analytics Inc., Канада). Образец был просканирован на предмет спектра FTIR каждые 10 с до достижения 60 с после начала облучения. DC вычислялся по алифатическому C=C пику при 1636 см^-1 и нормировался на пик фенильного кольца при 1608 см^-1 согласно формуле

где A_C=C и A_ph представляли собой площадь пика поглощения метакрилата C=C при 1636 см^-1 и фенильного кольца при 1608 см^-1, соответственно; (A_C=C/A_ph)₀ и (A_C=C/A_ph)_t представляли нормированную поглощающую способность функциональной группы при времени облучения 0 и t, соответственно; DC - преобразование метакрилата C=C в зависимости от времени облучения. Для каждого композита было выполнено пять испытаний.

Результаты испытаний преобразования двойных связей (таблица 9), прочности на изгиб и модуля упругости (таблица 10) и усадочного напряжения (таблица 11 и фиг. 2) стоматологических композитов, приготовленных согласно таблице 8, представлены ниже. В таблицах СО означает стандартное отклонение, а Контр. - контрольный образец.

	Контр.		EC-5		EC-6		EC-7		EC-8
Время	Среднее значение	СО	Среднее значение	СО	Среднее значение	СО	Среднее значение	СО	Среднее значение	СО
0	0	0	0	0	0	0	0	0	0	0
10	47,5	0,8	33,9	1,9	27,7	1,0	21,9	2,4	23,6	1,5
20	56,9	0,2	52,1	0,8	47,3	1,7	44,1	0,5	43,2	1,4
30	59,5	0,4	56,6	0,8	53,6	1,4	52,4	0,8	52,2	1,4
40	60,9	0,3	58,5	0,6	57,1	0,4	54,9	2,6	55,5	1,9
50	62,2	0,9	59,5	0,9	58,0	0,8	57,6	1,0	57,3	1,3
60	62,2	0,5	60,7	1,0	58,4	1,0	58,5	1,0	59,2	2,6

Таблица 9

Таблица 9 представляет преобразование двойных связей в процентах в зависимости от времени облучения (в секундах). Контрольный образец был самым быстрым при преобразовании, но конечные результаты при 60 секундах аналогичны у всех композитов.

	Прочность на изгиб		Модуль упругости при изгибе
	Среднее значение	СО	Среднее значение	СО
Контроль	102,3	16,9	6556,1	351,9
EC-5	126,9	8,1	7680,4	444,5
EC-6	106,8	13,0	7242,7	391,2
EC-7	98,8	8,4	5509,0	498,0
EC-8	80,2	5,7	4983,5	399,4

Таблица 10

В таблице 10 представлена прочность на изгиб (MПа) и модуль упругости при изгибе (MПа) различных композиций. Может быть видно, что для некоторых композиций по настоящему изобретению результаты были лучше, чем для контрольного образца, при этом для других они были аналогичны или немного ниже.

	Среднее значение	СО
Контроль	5,0	0,3
EC-5	4,2	0,3
EC-6	3,6	0,5
EC-7	2,3	0,4
EC-	1,6	0,2

Таблица 11

В таблице 11 представлено усадочное напряжение композитов (МПа), которое также ниже для каждого композита по настоящему изобретению по сравнению с контрольным образцом.

На фиг. 2 представлены кривые усадочного напряжения, при этом время в минутах отложено по оси абсцисс, а усадочное напряжение в МПа - по оси ординат. Результаты различных образцов располагаются в следующем порядке сверху вниз: самая верхняя кривая - для образца EC-8, затем для EC-7, EC-6, EC-5 и самая нижняя кривая - для контрольного образца.

Пример 6

Полимерные матрицы стоматологических композитов, содержащие 40 массовых % соединения (Id)² (где x=2), соединения (Id)⁵ (где x=5) или соединения (Ic), были подготовлены посредством добавления 40 массовых % соответствующего мономера в полимерную матрицу BisGMA/TEGDMA (50/50 по массе). В качестве фотоактивирующей системы было добавлено 0,7 массовых % CQ и 0,7 массовых % DMAEMA. Все соединения были взвешены и смешаны с помощью магнитного перемешивания. Экспериментальные стоматологические композиты были приготовлены путем смешивания каждой полимерной матрицы с силановыми частицами наполнителя BaAlSiO₂ (диаметр 0,7 мм) в быстроходной мешалке (как выше в примере 4). Массовое соотношение между полимерной матрицей и наполнителями составляло 2:5 (по массе). Материалы были протестированы, как выше в примере 4, за исключением преобразования двойных связей, способ тестирования которых приведен ниже.

Полимерная матрица	Компоненты (массовых %)
Полимерная матрица	BisGMA	TEGDMA	(Id)²/(Id)⁵/(Ic)	CQ	DMAEMA
Контроль	49,3	49,3	0	0,7	0,7
EC-9	29,3	29,3	40	07	0,7
EC-10	29,3	29,3	40	0,7	0,7
EC-11	29,3	29,3	40	0,7	0,7

Таблица 12

Преобразование двойных связей

Преобразование двойных связей (DC%) во время и после фотоактивации полимеризации отслеживалось посредством инфракрасной спектроскопии с преобразованием Фурье- (FTIR) (Spectrum One, Perkin-Elmer, Beaconsfield Bucks, Великобритания) с устройством ослабления полного отражения (ATR). Композиты анализировались в форме толщиной 1,5 мм и диаметром 4,5 мм. Сначала размещался в форме и измерялся спектр неполимеризованного образца. Затем образец облучался через верхнюю стеклянную пластинку в течение 60 с (40 с для EC-11) блоком отверждения видимым светом (Elipar TM S10, 3M ESPE, Германия), создающим среднюю плотность потока излучения 1800 мВт/см² (Marc Resin Calibrator, BlueLight Analytics Inc., Канада). Образец сканировался на предмет спектра FTIR каждые 10 с до 60 с (40 с для EC-11) после начала облучения. DC вычислялся по алифатическому C=C пику при 1636 см^-1 и нормировался на пик фенильного кольца при 1608 см^-1 согласно формуле

где A_C=C и A_ph представляли собой площадь пика поглощения метакрилата C=C при 1636 см^-1 и фенильного кольца при 1608 см^-1, соответственно; (A_C=C/A_ph)₀ и (A_C=C/A_ph)_t представляют нормированную поглощающую способность функциональной группы при времени облучения 0 и t, соответственно; DC представляет собой преобразование метакрилатной C=C в зависимости от времени облучения. Для каждого композита было выполнено пять испытаний.

Результаты преобразования двойных связей (таблица 13), прочности на изгиб и модуля упругости (таблица 14) и усадочного напряжения (таблица 15 и фиг. 3) стоматологических композитов, приготовленных согласно таблице 12, представлены ниже. В таблицах СО означает стандартное отклонение.

	Контроль		EC-9		EC-10		EC-11
Время	Среднее значение	СО	Среднее значение	СО	Среднее значение	СО	Среднее значение	СО
0	0,0	0,0	0,0	0,0	0,0	0,0	0,0	0,0
10	47,5	0,8	23,6	1,5	20,2	0,3	29,6	2,5
20	56,9	0,2	43,2	1,4	41,3	0,7	51,0	2,9
30	59,5	0,4	52,2	1,4	54,3	0,7	57,1	1,5
40	60,9	0,3	55,5	1,9	59,2	0,9	59,6	1,6
50	62,2	0,9	57,3	1,3	61,4	0,5
60	62,2	0,5	59,2	2,6	62,6	0,4

Таблица 13

Таблица 13 представляет преобразование двойных связей в процентах относительно времени облучения (в секундах). Контрольный образец был самым быстрым при преобразовании, но окончательные результаты за 60 секунд являются аналогичными для всех композитов.

	Прочность на изгиб		Модуль упругости при изгибе
	Среднее значение	СО	Среднее значение	СО
Контроль	10,3	16,9	6556,1	351,9
EC-9	80,2	5,7	4983,5	399,4
EC-10	91,0	6,1	4751,7	587,4
EC-11	94,0	7,2	6069,2	528,0

Таблица 14

В таблице 14 представлена прочность на изгиб (MПа) и модуль упругости при изгибе (MПа) различных композиций. Можно видеть, что для некоторых композиций по настоящему раскрытию результаты были лучше, чем для контрольного образца, при этом для других они были аналогичны или немного ниже.

	Среднее значение	СО
Контроль	5,0	0,3
EC-9	1,6	0,2
EC-10	2,4	0,4
EC-11	1,1	0,2

Таблица 15

В таблице 15 представлено усадочное напряжение композитов (МПа), которое значительно ниже для каждого композита по настоящему описанию по сравнению с контрольным образцом.

Кривые усадочного напряжения представлены на фиг. 3, на которой время в минутах дано по оси абсцисс, а усадочное напряжение в МПа - по оси ординат. Результаты различных образцов располагаются в следующем порядке сверху вниз: самая верхняя кривая - для образца EC-11, затем - для EC-9, EC-10 и самая нижняя кривая - для контрольного образца.

Claims

1. Стоматологическая композиция, содержащая 10-50 массовых % первого матричного компонента на основе метакрилата, систему полимеризации и, в качестве второго матричного компонента, 1-40 массовых % соединения, имеющего общую формулу (I)

при этом

n=2, R=O и R' представляет собой (Ic) или (Id)

2. Стоматологическая композиция по п. 1, в которой количество первого матричного компонента составляет 30-50 массовых %.

3. Стоматологическая композиция по п. 1 или 2, в которой количество второго матричного компонента составляет 10-35 массовых %.

4. Стоматологическая композиция по любому из предшествующих пунктов, дополнительно содержащая 10-45 массовых % третьего матричного компонента на основе метакрилата, отличного от первого матричного компонента.

5. Стоматологическая композиция по любому из предшествующих пунктов, в которой первый матричный компонент и необязательный третий матричный компонент выбираются независимо из группы, состоящей из метилметакрилата, этилметакрилата, n-бутилметакрилата, изобутилметакрилата, 2-этилгексилметакрилата, 2-гидроксиэтилметакрилата, циклогексилметакрилата, изоборнилметакрилата, тетрагидрофурфурилметакрилата, бензилметакрилата, метакрилоилоксидецилдигидрогенфосфата, морфолиноэтилметакрилата, акриловой кислоты, диэтиленгликольдиметакрилата, триэтиленгликольдиметакрилата, диуретандиметакрилата и 2,2-бис(4-(2-гидрокси-3-метакрилокси)фенил)-пропана и их смесей.

6. Стоматологическая композиция по любому из предшествующих пунктов, дополнительно содержащая наполнитель.

7. Стоматологическая композиция по п. 6, в которой наполнитель выбирается из группы, состоящей из стеклоиономерных наполнителей, цветовых пигментов, инертной керамики, гидроксиапатита, Al₂O₃, ZrO₂, серебра, зерогелей, биоактивных стекол, рентгеноконтрастных материалов и их смесей.

8. Стоматологическая композиция по любому из предшествующих пунктов, дополнительно содержащая армирующие волокна.

9. Стоматологическая композиция по п. 8, в которой армирующие волокна выбираются из группы, состоящей из инертных стекловолокон, биоактивных стекловолокон, обработанных по золь-гель технологии волокон на основе оксида кремния, волокон на основе оксида алюминия, волокон на основе оксида циркония, апатитных волокон, кварцевых волокон и их смесей или волокон на основе полимеров.

10. Применение стоматологической композиции по любому из пп. 1-9 в качестве стоматологического реставрационного материала, стоматологического адгезива, стоматологического цемента, материала для штифтов и культей, внутрикоронкового материала или материала для промежуточной части в несъемных частичных протезах.