Содержание к диссертации
Введение
Глава 1. Литературный обзор 7
1.1. Состав полимерных композиций стоматологического назначения 7
1.2. Способы модификации полимерной основы композиций стоматологического назначения 11
1.2.1. Метакриловые аналоги бисфенолглицидилметакрилата 11
1.2.2. Циклические мономеры 14
1.2.3. Жидкокристаллические мономеры и дендримеры 22
1.2.4. Адгезионно-активные модификаторы 26
1.2.5. Олигомеры на основе метакрилированных олигосилсесквиоксанов .. 33
1.3. Органоксифосфазены 40
Глава 2. Обсуждение результатов 48
2.1. Исходные функциональные полиорганоксифосфазены 48
2.2. Модификация базовой полимерной стоматологической композиции функциональными полиорганоксифосфазенами 68
Глава 3 Экспериментальная часть 79
3.1. Характеристика исходных соединений 79
3.2. Типовые методики синтеза органоксифосфазенов 80
3.3. Методы исследования синтезированных полимеров и олигомеров 86
3.4. Получение ненаполненных и наполненных полимерных композиций 89
3.5. Методы исследования физико-механических свойств полимерных композиций 90
3.6. Санитарно-химические и токсикологические исследования полимерных композиций 101
Выводы 104
Список литературы 106
Приложения 115
- Способы модификации полимерной основы композиций стоматологического назначения
- Олигомеры на основе метакрилированных олигосилсесквиоксанов
- Модификация базовой полимерной стоматологической композиции функциональными полиорганоксифосфазенами
- Получение ненаполненных и наполненных полимерных композиций
Введение к работе
Развитие современной практики восстановления и протезирования зубов невозможно без создания полимерных композиционных материалов с улучшенными свойствами. Одним из путей решения этой задачи является получение улучшенных композиционных материалов, базирующихся на полифункциональных метакриловых соединениях. Исследования синтеза, свойств и техники применения композиционных материалов проводят ведущие научные центры по всему миру. Идеальный стоматологический композиционный материал должен быть биосовместимым, устойчивым к воздействию агрессивных сред, эффективно связываться с твердыми тканями зуба, иметь достаточную прочность при жевательных нагрузках и механические свойства близкие к зубной ткани. Создание такой системы для восстановления твердых тканей зуба является весьма сложной задачей, т.к. зубная ткань неоднородна по составу и строению. Если эмаль представляет собой в большей степени минерализованную и достаточно однородную структуру (до 97% гидроксиапатита - Саю(Р04)б(ОН)2), то дентин сильно отличается и по составу и по морфологии. До 20% дентина составляют вещества белкового происхождения (коллаген).
Полимерная композиция должна обладать сродством как к органическим, так и минеральным составляющим зуба и полностью соответствовать его физико-химическим характеристикам. Основные современные направления поиска различных модификаторов для решения этой задачи представлены в литературном обзоре настоящей работы. Особо интересны синтетические элементоорганические полимеры, сочетающие в себе свойства органического и минерального. Такие материалы предпочтительны для создания восстановительных стоматологических композиций, т.к. их физико-химические свойства в большей степени соответствуют сложной структуре зуба.
Полифосфазены, макромолекулы которых содержат чередующиеся группировки -P=N- представляют большой интерес для создания биосовместимых материалов. Полифосфазены являются предметом пристального внимания исследователей в связи с целым рядом специфических свойств и возможностью использования в различных отраслях промышленности. Неорганические по своей природе соединения класса фосфазенов имеют многие свойства органических соединений, а введение заместителей с различными функциональными группами позволяет получать продукты с заданными уникальными свойствами. В литературе [1] имеются сведения о полимерных композициях, применяемых в медицине и, в частности, в стоматологии, на основе различных производных полифосфазенов. Введение их в состав полимерной матрицы позволяет получить материалы с улучшенными физико-механическими характеристиками. Однако, информация об этом носит преимущественно патентный характер и крайне ограничена.
Представляется интересным изучение производных олигомерных органоксифосфазенов, содержащих метакрилатные или другие функциональные группы в органическом радикале, в качестве модифицирующих добавок полимерных композиций для стоматологии. Исследованию этого вопроса и посвящена настоящая работа, которую проводили с целью создания новых полимерных композиций для стоматологии с улучшенными физико-механическими и адгезионными характеристиками.
Получение функциональных производных полиорганоксифосфазенов и исследование их свойств в составе стоматологических композиций проводили в научно-исследовательской лаборатории предприятия ЗАО «ВладМиВа», которое уже более 15 лет занимается разработкой и производством стоматологических материалов различного назначения. Работа велась совместно с кафедрой
химической технологии пластических масс Российского химико-технологического университета им. Д.И. Менделеева.
Разработанные на основе результатов настоящего исследования модифицированные полиорганоксифосфазенами полимерные композиционные пломбировочные материалы успешно прошли приемо-технические, токсикологические и клинические испытания. Получен сертификат соответствия Федеральной службы по надзору в сфере здравоохранения и социального развития и разрешение (№ФСР2008/02197; №ФС012а2006/3287-07) на их производство опытно-экспериментальным заводом ЗАО «ВладМиВа» (г.Белгород) и применение на территории РФ.
Автор выражает искреннюю благодарность всему коллективу кафедры и лично научному консультанту, заведующему кафедрой «Химическая технология пластмасс» РХТУ им. Д.И. Менделеева, д.х.н., профессору Кирееву Вячеславу Васильевичу за всестороннюю помощь, ценные советы и замечания при написании диссертационной работы.
Автор выражает слова благодарности в адрес научного руководителя, генерального директора предприятия «ВладМиВа», к.х.н. Чуева Владимира Петровича за всестороннюю помощь и пристальное внимание к проблемам науки и производства.
Автор выражает искреннюю благодарность коллективу ЗАО «ВладМиВа» и опытно-экспериментального завода «ВладМиВа», без участия и помощи которого, работа не имела бы такую практическую реализацию и могла бы вообще не состояться. Искренне надеюсь, что сотрудничество академической науки, дееспособного производства и практической стоматологии, результатом которого стала настоящая работа, внесет вклад в развитие современного стоматологического материаловедения.
Способы модификации полимерной основы композиций стоматологического назначения
Фтор-содержащие полимеры имеют низкую энергию поверхности, являются очень гидрофобными и устойчивыми к различным химическим веществам. Кроме того, стойкость к окрашиванию и прикреплению микробов, прекрасная биосовместимость делает фторированные полимеры привлекательными для стоматологического применения. Фторированные аналоги Бис-ГМА синтезировали этокси- или пропоксилированием 4,4 (гексафторизопропилиден)дифенола (гексафторбисфенола А) с последующим метакрилированием продуктов реакции метакрилоилхлоридом [12], реакцией диэпоксидов с фтор-спиртами и превращением полученных диолов в диметакрилаты. Мономеры с чередующимися фторированными ароматическими группами показали лучшие механические свойства, уменьшение усадки и сорбции воды, чем мономеры с растянутой перфторалкильной цепью [13-19]. Композиты на основе фторированных мономеров оказались очень гидрофобными, однако их механические характеристики были недостаточно высокими. В связи с этим фторированные аналоги Бис-ГМА рекомендовано применять только как добавки к основным матричным мономерам для регулирования гидрофильно-гидрофобного баланса. В качестве альтернативы высоковязкого Бис-ГМА были синтезированы различные по строению уретанметакрилаты. Так Moszner с соавторами получали новые уретанметакрилаты взаимодействием коммерчески доступного а,ос,а ,а -тэтраметил-мета-ксилилендиизоцианата (ТМКДИ) с гидроксилсодержащими мономерами: р-гидроксиэтилметакрилатом (ГЭМ) (рис.4) или 2-гидроксипропил-метакрилатом и диметакрилатом глицерина [20]. ТМКДИ объединяет преимущества свойств алифатических (низкая способность к обесцвечиванию) и ароматических (жесткость) диизоцианатов. Поэтому метакрилаты на основе ТМКДИ обладают достаточно близкими с Бис-ГМА свойствами. Другими примерами уретановых смол, заменяющих Бис-ГМА, являются уретан-тэтраметакрилаты [21], карбомоилизоциануратные смолы, получаемые пошаговой реакцией триизоцианатоизоцианурата с мономерами, содержащими одну или более гидроксильную группу [3].
Трехфункциональный сшивающий агент (рис.5) для композитов с низкой усадкой получали также реакцией трифенилолметантриглицидилового эфира с метакриловой кислотой в присутствии катализатора 4-(диметиламино)пиридина [22]: синтезировали этоксилированием или пропоксилированием поли(изопропилидендифенольной) смолы с последующей частичной этерефикацией метакрилоилхлоридом [23]. Серия диметакрилатов бисфенолов с жесткой и гидрофобной структурой была синтезирована на основе аддукта 3,3,5 триметилциклогексан-1-он и фенола с последующим взаимодействием с 2 гидроксиэтилметакрилатом [24]. Пример одного из подобных диметакрилатов представлен на рис.6. Реакцией глицидилметакрилата с фталевой, изофталевой и терефталевой кислотами получены низковязкие дифункциональные сшивающие агенты, заменяющие Бис-ГМА [25] (рис.7). Концепция полимеризации с раскрытием кольца, впервые предложенная 30 лет назад [3], инициировала множество фундаментальных и прикладных исследований по синтезу полициклических мономеров, полимеризующихся с раскрытием кольца: спироортокарбонатов (СОК), спироортоэфиров (СОЭ) или бициклических ортоэфиров (БОЭ) (рис.8). Эти мономеры показывают полимеризационную усадку близкую к нулю или расширяются при полимеризации. Первым примером применения СОК в стоматологических составах был кристаллический 3,9-диметилен-1,5,7,11-тэтраоксаспиро[5.5] ундекан (структура 1 на рис.9), который, к сожалению, не полностью растворялся в мономерной смеси при нормальной температуре и частично оставался незаполимеризованным.
Поэтому для стоматологического применения были синтезированы новые радикально полимеризуемые СОК (структуры 2-10 на рис.10) с температурой плавления ниже комнатной [26,3]. Некоторые из них (структуры 2-5а/б и 6-7 на рис.10) представляли собой жидкости. Изучение полимеризации этих мономеров показало, что она проходит по нескольким конкурирующим направлениям, либо с раскрытием только одного кольца. Более перспективные СОК структур 11-12 на рис.10 показали степень раскрытия кольца 89 и 42%, соответственно. Однако, СОК 11 и 12 оказались кристаллическими соединениями. Главными недостатками являются низкая реакционная способность в свободно-радикальных процессах и чувствительность к воде и кислотным компонентам. Более перспективными являются шестичленные СОК (структуры 13-16 на рис. 11), т.к. они полимеризуются по катионному механизму, в отличие от пяти- и семичленных. В последние годы внимание исследователей привлекли циклоалифатические эпоксидные соединения, способные к катионной полимеризации при фотоинициировании с низкой усадкой, например 3,4-эпоксициклогексил-метил-3,4-эпоксициклогексан карбоксилат (структура 17) другие циклоалифатические диэпоксиды, например диэпоксид структуры 18 (рис. 12) [3,4]. Наряду с эпоксидными смолами для стоматологического применения были предложены оксетаны, которые также активно полимеризуются при катионном фотоинициировании и обладают низкой полимеризационной усадкой, малой чувствительностью к кислороду, отличными адгезионными свойствами полимеров, химической устойчивостью (структуры 19-21 на рис.13). (аминам, уретанам, пигментам или наполнителям), кислотам и влаге, а так же высокое водопоглощение полимеров отрицательно сказываются на стабильности при хранении. Перспективными мономерами для стоматологических материалов являются циклические кетенацетали, которые полимеризуются с раскрытием кольца по свободно-радикальному и катионному механизму с незначительной усадкой. Впервые различные 1,3-диоксаланы были исследованы в качестве стоматологических мономеров в 1972 г [3] (рис.14).
Олигомеры на основе метакрилированных олигосилсесквиоксанов
Разработка трехмерносшитых сополимеров, содержащих силоксановые группы, преследовала цель уменьшить полимеризационную усадку, улучшить краевую адаптацию, абразивную стойкость и биосовместимость полимерных композиционных стоматологических материалов.
Синтез силоксановых модификаторов начинается с функционализации алкоксисиланов полимеризуемыми группами, далее алкоксисиланы гидролизуют и конденсируют с образованием олигомерных Si-0-Si - нано структур. Кроме алкоксисиланов, конденсироваться или соконденсироваться могут и другие алкоксиды металлов, такие как титан-, цирконий- или алюминий- алкоксиды.
Примером метакрилат-функционализированного алкоксисилана стоматологического назначения является продукт реакции (3-изоцианатопропил)-триэтоксисилана (ИПТЭС) с диметакрилатом глицерина (рис.32) или карбокси-функционализированный диметакриловый алкоксисилан, получаемый реакцией 2-гидроксиэтилметакрилата с 3-(метилдиэтоксисилил)-пропилянтарным ангидридом (рис.33) [3].
Описанные выше конденсаты силанов являются более вязкими чем Бис-ГМА системами, поэтому для снижения их вязкости синтезировали новые сшиваемые силаны, используя (З-аминопропил)-триэтоксисилан (АПТЭС) [50]. Метакрилат-функционализированный аминосилан с выходом 99% получали реакцией присоединения Михаэйля АПТЭС к 2-акрилоилоксиэтил- метакрилату (рис.34).
Взаимодействие АПТЭС с продуктом присоединения янтарного ангидрида к диметакрилату глицерина приводило к образованию силана, в котором диметакрилатная группировка связана с конденсируемой группой через амидную связь (рис.35). который образует твердый полимер в процессе дальнейшей гидрополиконденсации [51].
Был изучен совместный процесс гидролиза и конденсации продукта взаимодействия карбокси-функционализированного диметакрилового алкокси-силана с тетраизопропилцирконием и метакрилат-функционализированного аминосилана в среде 1,12-додекадиолдиметакрилата. Образовавшуюся вязкую смолу (выход 96%) смешали с 1 мас.% фотоинициирующей системы, провели УФ-радикальную полимеризацию в течении 100 секунд и исследовали физико-механические свойства отвержденнои композиции. Показатель прочности на изгиб составил 93±10 МПа, модуль упругости 2840±100 МПа, коэффициент линейного термического расширения 76-10"6 К"1.
Специальные условия гидролиза и конденсации позволяют получить полиэдральные и лестничные олиго- и полиорганосилсесквиоксаны общей формулы [RSi01-5]n, применяемые в качестве связующих и модификаторов Если заместитель R в структуре силсесквиоксана является полимеризуемой или прививаемой группой, то образуется функциональный силсесквиоксан. Синтез акриловых органо-силсесквиоксанов осуществляли гидролизом и конденсацией (3-метакрилоилокси)- пропилтриметоксисилана с выходом более 90% [52, 53]. Полимеризуемые силсесквиоксаны синтезировали также в две стадии. В начале получали октагидридосилсесквиоксан (HSiOi s, который далее подвергали реакции гидросилилирования с пропаргил-метакрилатом. В итоге получали смесь изомерных ди- и гекса-метакрилатзамещенных кубических соединений [40]. Низковязкие жидко-кристаллические силсесквиоксаны предложены в работе [54].
Другими подходами к получению органо-неорганических композитов являются: одновременная конденсация и полимеризация in-situ тэтра-алкоксисилана с полимеризуемыми алкоксидами, а также синтез органической полимерной матрицы и ее сшивка с неорганическим компонентом за счет конденсации [3].
Для еще большего понижения полимеризационной усадки попытались объединить низко-усадочные или расширяющиеся системы с золь-гель процессом. Известным полиприсоединением «тиол-ен» синтезировали норборненсодержащие силаны с малым объемным сжатием, которые далее реагировали с пентаэритриттэтра-3-меркаптопропионатом. Получали полимер с объемной усадкой всего 0,5% [55], но относительно гибкий, снижающий прочность композита. Также были испытаны системы объединяющие силаны с циклическими мономерами, полимеризующимися с раскрытием кольца [56]. Они не избежали недостатков обычных циклических мономеров.
Несмотря на успехи в снижении полимеризационной усадки полимерных композиций модифицированных силсесквиоксанами, такие системы имеют свои недостатки. Для регулирования вязкости конденсатов силановых модификаторов используют традиционные метакрилатные мономеры-разбавители, что не способствует улучшению биосовместимости полимерных композиций. Не достигнуто и существенного улучшения физико-механических характеристик, например, абразионная стойкость осталась на уровне традиционных композитов. Комбинирование с группами, полимеризуемыми с раскрытием кольца, приводит к ингибированию полимеризации влажной средой ротовой полости. Радикально раскрываемые кольца винилциклопропанов пока недостаточно реакционно-способны для объединения с золь-гель системами.
Модификация базовой полимерной стоматологической композиции функциональными полиорганоксифосфазенами
Для исследования была выбрана базовая композиция на основе бисфенолглицидилметакрилата (Бис-ГМА) и диметакрилового эфира триэтиленгликоля (ТГМ-3) в массовом соотношении 3:2, которая является основой большинства коммерческих стоматологических пломбировочных материалов. В качестве фотоинициирующей системы использовали 1,0 мас.% смеси камфорохинона и 4-этилдиметиламинобензоата, взятых в мольном соотношении 1:2.
Для выбора наиболее эффективной добавки из числа вышеприведенных функциональных органоксифосфазенов необходимо было, прежде всего, установить влияние типа и количества модификатора на прочностные характеристики и микротвердость ненаполненных и наполненных композиций.
Наиболее эффективными оказались метакрилатсодержащие полиарилоксифосфазены (МЭ-ПАРФ, ГМА-ПАРФ), в присутствии которых прочность при сжатии исследуемых композиций увеличивается на 40-45 МПа, а микротвердость на 5-6 кг/мм (рис.55а,56а, табл.6). Для наполненных композиций, содержащих 77мас.% силанизированного тонкодисперсного кварцевого стеклонаполнителя (средний размер частиц 0,7 мкм) значения показателя прочности при сжатии достигают 370 МПа, а микротвердости 77 кг/мм2, при сохранении характера зависимости прочностных показателей от количества модификатора (рис.55б,56б, табл.6). Оптимальным количеством полиарилоксифосфазенов оказалось 9-12 мас.%; большее количество этих модификаторов, практически не изменяя микротвердости, вызывает некоторое понижение разрушающего напряжения при сжатии, видимо за счет образования более густой сетки с повышенными внутренними напряжениями. Олигофосфазены, содержащие метакрилатный радикал в алкильной группе, связанной с фосфором алкокси-группы, лишь незначительно повышают прочностные показатели.
Что касается разрушающего напряжения при изгибе наполненных модифицированных композиций, то его рост наблюдается только в случае модификации метакрилатсодержащим олигоалкоксифосфазеном МЭ-ПАЛФ. Для трех остальных модификаторов значения прочности при изгибе не изменяются, или слегка уменьшаются при увеличении количества добавки (рис.57).
Модификация наполненной композиции метакрилатсодержащими полиалкокси- и полиарилоксифосфазенами приводит к существенному понижению водопоглощения и водорастворимости с увеличением количества указанных модификаторов (рис.58). В тоже время указанные показатели незначительно повышаются или не изменяются при модификации гидроксилсодержащим фосфазеном ГМА-ПАРФ и эвгенольным производным ОЭАФ.
Установлено, что при 10%-ном содержании олигофосфазенового карбоксилсодержащего модификатора ОАКФ в базовой композиции наблюдается увеличение значения адгезии к тканям зуба до 20 МПа при одновременном незначительном увеличении показателей водорастворимости и водопоглощения (табл. 7). Возможно здесь проявляется особенность строения и свойств модификатора, который способен взаимодействовать как с функциональными NH2- и ОН- группами органической ткани (коллагеновых волокон), так и с ионами Са минеральной структуры дентина (гидроксиапатита) зуба и тем самым дополнительно увеличивать силу сцепления отвержденной композиции с тканями зуба. Показатель адгезии модифицированных ОАКФ композиций к металлическим сплавам меньше чем к тканям зуба, но возрастает с увеличением содержания модификатора и значительно превышает значения базовой композиции. Остальные модификаторы (ГМА-ПАРФ и МЭ-ПАЛФ) незначительно повышают адгезионные характеристики полимерных композиций к тканям зуба и металлу.
Важным критерием практического использования полимерных стоматологических композиционных материалов является полнота отверждения наружного слоя композиции, полимеризацию в котором ингибирует кислород воздуха. Оценку этого показателя для модифицированных фосфазенами композиций проводили в соответствии с методикой ГОСТ Р 51202-98. Представленные в табл.8 результаты свидетельствуют о положительном влиянии всех четырех типов фосфазеновых модификаторов, с увеличением количества которых, толщина ингибированного слоя существенно уменьшается. Причиной этого, как представляется, является преимущественное взаимодействие диффундирующего в наружный слой кислорода с фосфазеновыми фрагментами и уменьшение доли реакции ингибирования им процессов полимеризации.
Получение ненаполненных и наполненных полимерных композиций
Приготовленную полимерную композицию сразу помещали в форму, предварительно установленную на стеклянную пластину. Вторую пластину помещали сверху, осторожно прижимая массу материала, удаляли излишки и контролировали качество заполнения формы материалом, не допуская пустот и раковин. Приступали к отверждению с помощью облучения поверхности образца светом фотополимеризационной лампы. После облучения верхней поверхности образца в течении установленного времени его переворачивали и облучали в течении того же времени нижнюю поверхность. Отвержденный образец в форме опускали в сосуд с дистиллированной водой и помещали в термостат температурой (37±1)С на 15 мин. Затем образец извлекали из формы, помещали в сосуд с дистиллированной водой в термостат температурой (37±1)С на 24 ч. Методика испытания: Образец извлекали из дистиллированной воды и измеряли его размеры в поперечном сечении с точностью до 0,01 мм. Приспособление для испытания на изгиб и образец термостатировали при температуре (37±1)С в течение 10 мин непосредственно перед испытанием.
Затем образец переносили на разрывную машину, обеспечивающую скорость перемещения нагружающего устройства или траверсы (0,75±0,25) мм/мин и максимальную нагрузку — 5000 Н. Образец нагружали до разрушения и записывали значение разрушающей нагрузки и диаграмму «нагрузка-деформация». Прочность на изгиб а ш (МПа), вычисляли по формуле где F— нагрузка при разрушении образца (Н); L - расстояние между опорами с точностью до 0,1 мм; Ъ — ширина образца, измеренная непосредственно перед началом испытания (мм); h - высота образца, измеренная непосредственно перед началом испытания (мм). Оборудование: - круглая форма диаметром (15,0±0,1) мм, толщиной (0,5±0,1) мм; - лист жесткой полиэфирной (лавсановой) пленки толщиной 7-10 мкм; - стеклянная пластина; - два эксикатора, содержащие обезвоженный хлорид кальция или силикагель, свежеприготовленный прокаливанием при температуре 130С. Силикагель заменяют после каждого взвешивания; - весы ВЛР-200, 2-го кл. точности, с погрешностью ±0,15 мг; - зажимы; - микрометр с погрешностью измерений 0,01 мм; - внешний источник энергии для отверждения материалов световым потоком синего света диапазона 400-500 нм (фотополимеризационная лампа); - термостат ТС-80М-2 температурой (37±1)С Приготовление образца для испытаний: Приготовленной полимерной композицией заполняли форму с небольшим избытком, закрывали пленкой, накрывали стеклянной пластиной, прикладывая постепенно давление и выдавливая излишки материала.
Приступали к отверждению с помощью облучения поверхности образца светом фотополимеризационной лампы. После облучения в течении установленного времени верхней поверхности образца его переворачивали и облучали в течении того же времени нижнюю поверхность. Форму с образцом и стеклянной пластиной закрепляли в зажиме и выдерживали 15 минут в водяной бане при температуре (37±1)С. Затем образец извлекали из формы, осматривали для исключения дефектных образцов с заметными порами, раковинами и т.д. Приготовленные образцы помещали в эксикатор при температуре (37±1)С. Через 24 ч образцы извлекали из эксикатора и помещали в другой эксикатор температурой (23±1)С, в котором выдерживали 1 ч. После чего образцы взвешивали с точностью в пределах ±0,2 мг. Указанный цикл повторяли до тех пор, пока не была получена постоянная масса образца mh т.е. пока потеря массы каждым образцом за любой 24-часовой период стала менее 0,2 мг. Образцы с установленной постоянной массой погружали в дистиллированную воду при соотношении массы образца к массе воды 1:10 и выдерживали их в воде при температуре (37±1)С в течение 7 дней. По истечении этого времени образцы извлекали из воды, промывали под струей проточной воды, промокали поверхность листом фильтровальной бумаги или мягкой тканью до исчезновения видимой влаги и через 1,5—2 мин взвешивали, записывая полученную массу тг. После первого взвешивания образцы помещали в эксикатор и доводили их высушиванием до постоянной массы т3 по процедуре, описанной выше. Измеряли диаметр и толщину образца в центральной его части и в четырех равноудаленных точках по окружности. Вычисляли объем образца V (мм3). Значение показателя водопоглощения {We) (мкг/мм), рассчитывали по формуле: Значение показателя водорастворимости (Wp) (мкг/мм), рассчитывали по формуле: где mj - начальная постоянная масса образца до погружения в воду (мкг); тз постоянная масса образца после повторного кондиционирования (мкг); V— объем образца (мм3). Оборудование: - форма для монтирования образца зуба; - разъемное фторопластовое кольцо высотой (3±0,1) мм с диаметром отверстия (3±0,1)мм; - приспособление к разрывной машине для испытания на сдвиг (рис. 60); - термостат ТС-80М-2 температурой (37±1)С; - разрывная машина ИР 5040-5. Приготовление образца для испытаний
Для испытаний использовали удаленные зубы (постоянные моляры) со сроком хранения от 1 до 6 месяцев после удаления. Каждый удаленный зуб распиливали на две части в сагиттальном направлении на шлифовальной машине фрезой при скорости 1500-3000 об/мин. Строго контролировали условие сохранения влажности зуба, т. к. пребывание зуба на воздухе без увлажнения свыше 15 мин может привести к необратимым изменениям его твердых тканей. Половину зуба монтировали с помощью пластмассы типа Протакрил-М в блок, так чтобы поверхность зуба диаметром около 4 мм бьша открыта и несколько выступала; над поверхностью монтировочной пластмассы, но не более чем на 1 мм. Подготовленный образец сразу после изготовления помещали в воду комнатной температуры (23=Ы)С; воду периодически меняли. При приготовлении образца к испытаниям поверхность зуба обезжиривали марлевым тампоном, смоченным этиловым спиртом, затем на поверхность накладывали тонкую полиэфирную пленку с круглым отверстием диаметром 3 мм так, чтобы отверстие приходилось на испытуемую поверхность зуба. После чего проводили травление поверхности зуба ортофосфорной кислотой и нанесение адгезива. Затем на поверхность зуба устанавливали разъемное фторопластовое кольцо, следя за соблюдением соосности отверстия кольца и окружности обработанной поверхности зуба. Цилиндрическое отверстие кольца заполняли полимерной композицией. Приступали к отверждению полимерной композиции с помощью фотополимеризационной лампы. Через 5 минут разъемное кольцо аккуратно удаляли, подготовленный образец погружали в сосуд с дистиллированной водой и выдерживали при температуре (37±1)С в течение 24 ч.
Похожие диссертации на Модифицированные функциональными органоксифосфазенами полимерные композиционные материалы стоматологического назначения
