1.6 断裂韧性

　　采用标准单边切口梁法测定断裂韧性（K1c）。用万能试验机（Model 3369，Instron公司，美国）对制备的样本进行三点弯曲形式的加载，支持跨度为30 mm，卡头速度为0.5 mm·min-1，直至材料断裂。每个实验组制备5个样本。

　　1.7?能量色散X线光谱仪（energy dispersive X-ray

　　 spectroscopy，EDX）检测

　　为了分析石膏表面变化，石膏样品断面喷金后用电镜带有的EDX（JEOL 6700 FESEM，JEOL公司，美国）检测材料表面元素。

　　1.8 数据分析

　　采用OriginPro 8软件对实验结果进行分析，均值间的差异采用方差分析（ANOVA），组间比较采用one-way ANOVA（带有Tukey post-hoc比较），P<0.05为差异有统计学意义。

　　2 结果

　　2.1 氰基丙烯酸正丁酯溶液黏度测定结果

　　黏性测定表明该溶液为牛顿流体，48 h内黏性小幅上升，但在室温下仍接近水（图 1）。在室温下存放1周后，30%的溶液因过于黏稠而难以使用。

　　2.2 石膏机械性能

　　两个实验组与对照组相比具有较高的弹性模量、双轴强度、断裂韧性、抗压强度和布氏硬度（P<0.05）；其中，20%组改善石膏的双轴强度、断裂韧性、抗压强度和布氏硬度分别达39%、30%、63%、18%。但两个实验组间差异无统计学意义（P>0.05）（表1）。

　　图1稀释氰基丙烯酸盐溶液制备48 h内的黏度

　　Fig1Records of viscosities of the diluted cyanoacrylate solutions

　　with 48 h of operation

　　2.3 EDX检测结果

　　EDX检测结果见图2。由图2可见，对照组材料包括氧、硫、钙峰，与石膏一致。实验组的石膏样本具有更高的碳峰。

　　3 讨论

　　石膏模型是制作各种修复体的工作模型，它是制作各种精密的修复体的基础。它必须能够再现口腔软硬组织的解剖形态，同时要有一定的抗弯强度。如果石膏模型抗弯强度不足，模型在脱模时可能会折断；在义齿制作的过程中也可能会发生断裂。有学者[10]经过研究发现，石膏模型的抗弯强度是有限的，当遇到长窄的牙体需要预备取模、灌模时更为明显。石膏模型材料的物理机械性能与所制作修复体的精度也紧密相关，它会影响修复体的制作精度乃至成败。

　　本实验测定了稀释的氰基丙烯酸盐溶液的黏性，为本实验选择合适浓度的氰基丙烯酸盐溶液做准备。结果表明该稀释的溶液为牛顿流体，48 h内黏性小幅上升，而更高浓度的氰基丙烯酸盐由于其自凝作用导致溶液黏性短时间内快速增加而难以实施。在室温下存放1周后，30%的溶液因过于黏稠而难以使用。考虑到流变仪部件可能因此被粘连而没有测量溶液的黏性。黏性的改变可能源于氰基丙烯酸盐的自凝作用，其与空气中的微量水接触即能通过阴离子聚合机制发生聚合[11]。进一步研究证实pH值、温度以及其他因素均能影响聚合作用[12]，表明该溶液只能现用现配，配置好后密闭容器内保存

　　48 h内即应用完，加工温度也应严格控制，因为温度过高可能加速聚合作用，过低则会增加溶液黏性。

　　不同氰基丙烯酸盐浓度实验组和对照组的机械性能（包括纳米压痕弹性模量、双轴强度、断裂韧性、抗压强度和布氏硬度）检测结果显示：实验组与对照组相比具有较高的弹性模量、双轴强度、断裂韧性、抗压强度和布氏硬度；浸润20%氰基丙烯酸盐溶液的石膏比浸润30%氰基丙烯酸盐溶液的石膏的双轴强度、抗压强度和布氏硬度均高。这个结果比之前报道的类似材料中采用环氧树脂浸润法效果更为显著[5]。分散的纳米压痕弹性模量数据是由于材料的多孔特性造成的，类似于He等[13]关于羟磷灰石的报道。

　　EDX分析结果显示对照组材料的氧、硫、钙峰与石膏基本一致。实验组石膏样本的断裂表面中心具有更高的碳峰，提示氰基丙烯酸盐从样本中渗透。而实验材料的其他性质，包括耐水性、尺寸稳定性以及表面耐磨性等仍需进一步的研究加以证实。

　　综上所述，本研究的方法不但经济实用，操作简便，而且能有效的提高石膏模型材料的机械性能，使其能够承受牙科修复体制作过程中的载荷，为提高口腔模型材料的强度提供了参考依据。该方法制作的实验材料的耐水性、尺寸稳定性以及表面耐磨性等仍需进一步的研究。

　　[参考文献]

　　[1] Prisco R, Cozzolino G, Vigolo P. Dimensional accuracy of an epoxy die material using different polymerization me-thods[J]. J Prosthodont, 2009, 18(2):156-161.

　　[2] Craig RG, Powers JM. Restorative dental materials[M]. St.

　　Louis: Mosby Inc.,2002:1-584.

　　[3] Fukui H, Lacy AM, Jendresen MD. Effectiveness of har-dening films on die stone[J]. J Prosthet Dent, 1980, 44(1):

　　57-63.

　　[4] Ghahremannezhad HH, Mohamed SE, Stewart GP, et al. Effects of cyanoacrylates on die stone[J]. J Prosthet Dent, 1983, 49(5):639-646.

　　[5] Sanad ME, Combe EC, Grant AA. Hardening of model and die materials by an epoxy resin[J]. J Dent, 1980, 8(2):158-

　　162.

　　[6] Harris PE, Hoyer S, Lindquist TJ, et al. Alterations of sur-face hardness with gypsum die hardeners[J]. J Prosthet Dent, 2004, 92(1):35-38.

　　[7] He LH, van Vuuren LJ, Planitz N, et al. A micro-mechanical evaluation of the effects of die hardener on die stone[J]. Dent Mater J, 2010, 29(4):433-437.

　　[8] Hasan RH. The effect of microwave disinfection on tensile strength of dental gypsum[J]. Al-Rafidain Dent J, 2008, 8

　　(2):213-218.

　　[9] McCabe JF, Walls AWG. Applied dental materials[M]. Ox-ford: Blackwell Publishing Ltd, 2009:1-303.

　　[10] Derrien G, Sturtz G. Comparison of transverse strength and dimensional variations between die stone, die epoxy resin, and die polyurethane resin[J]. J Prosthet Dent, 1995, 74(6):569-574.

　　[11] Pepper DC. Kinetics and mechanisms of zwitterionic poly-merizations of alkyl cyanoacrylates[J]. Polym J, 1980, 12

　　(3):629-635.

　　[12] Behan N, Birkinshaw C. The mechanism of polymerization of butyl cyanoacrylate in aqueous dispersions[J]. Colloid Polymer Science, 2000, 21(13):884-886.

　　[13] He LH, Standard OC, Huang TT, et al. Mechanical behavior of porous hydroxyapatite[J]. Acta Biomater, 2008, 4(3):577-

　　586.