聚合磷酸钙骨水泥的制备、物理化学特性和细胞相容性

摘要

目的.物理化学和机械性能在体外研究了新型聚合物磷酸钙骨水泥的生物学性能。方法．将磷酸钙，氧化钙和合成羟基磷灰石与改性的聚丙烯酸，光活性多链烯酸或聚甲基乙烯基醚马来酸组合，得到II，II和III类CPC。将CPC的设定时间，压缩和直径强度与锌多羧酸锌水泥（对照）进行比较。使用X射线衍射，扫描电子显微镜和红外光谱表征样品。在体外评估CPCs和对照组的细胞毒性。结果．x射线衍射分析显示羟基磷灰石、铁镍铁矿和刷石。水泥在红外光谱中出现拉伸峰，证实了酸碱反应。扫描电镜显示棒状晶体和片状晶体。水泥凝固时间为5-12分钟。III型显着高于对照的强度值。III型产生了高的生物相容性。结论.III型CPCs有望用于牙科应用。

1.导言

材料科学领域的迅速发展为牙科提供了新的治疗方法和替代品。磷酸钙材料已越来越多地应用于矫形外科和牙科应用。最近，磷酸钙骨水泥（CPC）受到了广泛关注由于其与磷酸钙生物陶瓷相比的优势原位处理和塑造能力[1，2]。CPC由酸性磷酸钙和碱性磷酸钙在水中的酸碱反应获得，产生沉淀的中等碱度磷酸钙[3.］.使用具有生物相容性、潜在的骨传导和封闭能力的cpc可改善口腔治疗的预后。在这方面，已经探索了用cpc治疗糠醛暴露[4]、根敏感性、开根尖和根管封闭[5，6］.cpc的自凝性和生物相容性均优于纯氢氧化钙。因此，这些材料可用于牙本质再生、盖髓和牙洞内衬[7，8]此外，由磷酸钙和聚合物制成的复合材料可替代纯CPC，用作纸浆封盖和空腔基材料[9].最后，离子的释放（OH⁻,阿宝₄⁻³和加利福尼亚州^＋２)据报道，Ca/P比为1.67的水泥具有抗菌性能。尽管有这些潜在优势，但水基CPC糊料的用途有限，因为在环境条件下，它们的粘性不高，在硬化前易被冲刷[10］.因此，尝试改性氯化钙和藻酸钠等添加剂作为增强材料[11]。在对CPC的研究中，建议将海藻酸钠或纤维素衍生物溶解在水泥液中，以提高CPC糊剂的粘结力。CPC的机械强度相对较低，与牙釉质、牙本质、树脂基复合材料和一些牙科水泥相比，机械性能相对较弱[12］.

此外，在目前的状态下，cpc在凝固时间方面不如目前可用的牙科骨水泥。因此，为了改进cpc以满足牙科应用的要求，必须改变粉末的组成和性能，将增强材料引入液体，和/或改变混合方法，取代目前牙科使用的氢氧化钙糊，使用更耐用的材料，固化时间(2-8分钟)，抗压强度(50-80 MPa)，同时保持其生物优势。

在这项研究中，我们检验了一个假设，即在传统的CPC中加入几种聚合酸将产生具有良好物理、机械和生物性能的配方，以允许广泛的牙科应用。本研究通过测量来检验这一假设：（1）与临床可用的聚羧酸锌水泥相比，从CPC粉末与三种聚合酸水溶液（改性聚丙烯酸、光活化改性聚烷基酸和35%w/w聚甲基乙烯基醚马来酸）的混合物中衍生的三种新型CPC配方的理化特性，（2）（3）采用直接接触细胞培养法，我们比较了这些CPC配方和一种临床可用的聚羧酸锌水泥的细胞毒性特性。（在人牙龈成纤维细胞上检查生物相容性，并使用MTT法量化细胞活力。）

2.材料和方法

我们评估了三种聚合磷酸钙骨水泥和聚羧酸锌骨水泥(见表)1）.磷酸钙胶结物的粉末成分由一水磷酸一钙(MCPM)、氧化钙(CaO)和合成羟基磷灰石(SHAp6)的混合物制成。用三种不同类型的聚合物酸水溶液混合这些粉末，得到了新型聚合物- cpc配方。

2．1．磷酸钙水泥粉的制备

将一水磷酸一钙(MCPM)和氧化钙(CaO)粉分别在玛瑙砂浆中粉碎，然后筛分，平均粒径为80μ采用M 0.074 mm筛分，筛目号为。200)。MCPM和CaO的混合物以1:67的Ca/P(同样的比例存在于骨和牙本质中)制备[13］.这种混合物占粉末总重量的60%。合成羟基磷灰石(SHAp6)采用化学沉淀法，加入适量的Ca(OH)₂和浓磷酸保持钙磷比为1.67。合成羟基磷灰石（SHAp6）（40 wt %) 掺入水泥以提高水泥的极限强度，并作为更多羟基磷灰石成核的种子[14，15］.粉末被机械地混合在一个Turbula摇晃装置中(Willy Bachofen，巴塞尔，瑞士)。

2.2。聚合物液体水溶液的制备

三种类型的聚合物液体(表1)分别与磷酸钙粉混合:(1)聚羧酸锌水泥的改性聚丙烯酸(I型水泥)，(2)制造商提供的玻璃离聚物的可见光固化改性聚烯酸(II型水泥)，和(3)聚甲基乙烯醚马来酸35% (w/w)水溶液，将35 g聚甲基乙烯基醚马来酸酐(PMVE-MA)共聚物(分子量50,000)溶解在100 mL蒸馏水中制备。将35% w/w的PMVE-Ma水溶液与CPC粉混合，形成聚合CPC水泥(III型水泥)。

2．3.聚合CPC水泥的制备

进行了几项试验研究以选择最佳粉末与液体比（4：1）产生良好的处理特性和工作时间。锌聚羧酸盐水泥根据制造商的指示混合并被视为另外的对照组。这些新配制的磷酸钙水泥由一种形式的粉末和三种不同类型的液体组成，并与对照组（锌多元羧酸锌）水泥进行比较。

2.4。确定设定时间

所研究的每种水泥混合物的初始凝结时间是根据ANSI/ASTM-C-191-1977中描述的方法确定的[16，17]使用Gillmore针头（德国柏林Zur nadel Ton Industries）（113.4 gm.和直径2.13 初始凝固时间确定为从开始混合到针无法留下深度大于1的压痕所经过的时间 将凝结时间记录到最接近的分钟，并重复试验五次。计算实验和商用聚羧酸锌水泥的平均值和标准偏差。

2．5．水泥的力学性能评价

（a） 抗压强度试样的制备
根据ISO规范编号，共制备了120个直径6mm，高度12mm的圆柱形试样。4104年(18用于聚羧酸锌水泥。如前所述，将水泥膏混合并插入一个裂开的金属模具中。对于可见光固化版的聚合CPC，使用了特殊的特氟龙模具，材料以小的增量建立。每个增量从每一侧用一个输出至少500mw cm的复合固化单元光固化60秒⁻²(德国，威海姆)。
分离的模具用玻璃板覆盖，标本在37℃、相对湿度100%下静置60分钟后与模具分离[19].将试样浸入蒸馏水中1小时，24小时 在测量抗压强度前1周、4周和8周，将每个试样放置在5个容器中 毫升蒸馏水。蒸馏水每周更新一次。

(b)直径抗拉强度试样的制备
对于直径拉伸强度试验，120个圆盘试样，6 毫米直径和3 为每种类型的水泥制备了mm高的水泥[20］.如前所述，为抗压强度试验准备了试件。

(c)测试过程
每种类型的水泥在蒸馏水中储存1小时、24小时、1周、4周和8周后，使用通用试验机(comten Industries, Inc.， Fla, USA)以0.5 mm/min的十字头速度进行抗压和直径抗拉强度测试。抗压强度的测量方法是将圆柱形试样两端的最大受压载荷除以试样的原始横截面面积[21］.而直径抗拉强度(DTS)则根据公式(DTS = 2/),为施加的负载，是圆柱体的直径，并且为试样的厚度。一张滤纸(Whatman型号)。1, Whatman international, Springfield Mill, Maidstone, Kent, England)在加载过程中放置在下面，另一层放置在水泥试样的顶部。
所有记录的数据进行单因素方差分析(ANOVA)，然后(在适当的情况下)进行Tukey-测试以确定实验组之间的显著性水平。

2.6。红外光谱分析

用于抗压强度测试的水泥块(混合24小时后)被碾碎并称重，以获得每组材料1克，并与玛瑙砂浆中计量的溴化钾混合。将混合物压入硬质颗粒后，使用Perkin Elmer红外光谱仪(型号1403，美国)在4000 - 600cm波长范围内进行红外分析⁻¹［19，20］.对三种聚合物液体进行了红外光谱分析，获得了基线读数。

2.7.成分分析

将与液体混合、凝固前后的CPC粉组分在玛瑙砂浆中手工研磨成细粉，进行x射线衍射分析(XRD)分析。XRD谱图由theta PANalytical X 'Pert Pro X射线衍射仪采集。仪器的扫描范围为5-70°2θ步长为0.0167°，停留时间为99.695 s/2.122°(2θ)，总测量时间约1小时。用镍滤光片代替石墨单色器堵塞辐射。该仪器以45 kV和40 mA运行。

化合物搜索匹配鉴定使用材料数据公司的jade软件(版本9)，使用国际衍射数据中心(ICDD)最新的无机PDF4粉末衍射数据库。

2.8.扫描电子显微镜

通过扫描电子显微镜(SEM) (LEO 1450VP, Carl Zeiss SMT, Oberkochen, Germany)检测样品的纵向和断裂表面，观察水泥凝固过程中(混合后24小时)形成的晶体结构的形貌演变。

2.9.细胞培养实验

样品制备采用无菌方式进行，以防止细胞毒性试验期间的生物污染风险[22］.聚羧酸锌水泥是根据制造商的说明制备的。

在直径5.5 mm、厚度3 mm的无菌特氟隆模具中制作每个水泥(类型I、II和III型CPCs和聚羧酸锌水泥)6片。在测试前，将材料装入模具，并在室温(25°C)下凝固。特氟隆圆盘作为阴性对照。

2.10。体外生物试验

标本()测试在体外以直接接触形式放置的细胞毒性（ISO10993）[23在获得佐治亚州医学院的德国牙科诊所的牙科诊所医学院获得的人牙龈成纤维细胞（HGF）获得了佐治亚州的佐治亚州医学院的批准。利用先前建立的方案的轻微修饰，从常规外科手术中除去的健康（非血型）组织，建立了HGF的主要培养物。此方法的程序详细信息已在其他地方发布[24，25］.在添加标本之前二十四小时，细胞镀在4×10⁴/孔，24孔格式，每孔1ml培养基，然后立即(<1分钟)将样品添加到每孔的中心，并确保样品不会移动。圆盘的表面积与介质体积的比值在1.2 mm范围内²/国际标准组织推荐的mL。细胞和标本在37°C的温度下在5%的CO中培养72小时₂，95%的空气，使成纤维细胞附着在孔底部。间隔时间后，从细胞培养中取出标本，用18%的水冲洗两次 M ohm无菌水，储存在无菌磷酸盐缓冲盐水中。重复整个实验组，以评估应用于这些材料的分析的再现性。选择老化时间以延长使用间隔，并获得细胞毒性随时间变化趋势的指示。

通过MTT比色法测定线粒体琥珀酸脱氢酶(SDH)活性来评估细胞活性[26在1、2、3和4周后。从每孔中取出标本，用1.0 mL磷酸盐缓冲盐水(pH 7.4)仔细冲洗剩余的细胞。在37℃下加入1 mg/mL MTT溶液[3-(4,5-二甲基-噻唑-2-基-)-2,5-二苯基溴化四唑-琥珀酸盐]45 min，然后加入0.5 mL的4%三福尔马林(pH 7.4) 2-3 min。去除mtt -福尔马林溶液，细胞单层干燥5-10分钟，然后在1.0 mL水中洗涤，细胞中由SDH活性形成的任何mtt -福尔马禅用6%二甲基亚砜-NaOH(在DMSO中0.1 N NaOH)溶解。将得到的溶液转移到96孔的平板托盘上，在562 nm处(福马赞的吸收峰)测量光密度。每种提取物或对照6个重复。细胞毒性以特氟隆阴性对照的百分比表示。

2.11。统计分析

对于线粒体活性，计算MTT-formazan光密度与特氟隆对照的平均值和标准偏差。使用Tukey方差分析（ANOVA）确定磷酸钙和对照组之间的统计差异事后多重比较间隔(）.

3.结果

３．１．设置时间

初始凝结时间的计算结果见(表)2）.从工作时间的立场可接受聚合物磷酸钙水泥的处理性能。

３.２．机械性能

聚羧酸锌水泥(对照组)和三种聚合物磷酸钙水泥(类型I、II、III)的抗压强度和直径抗拉强度平均值列于(表)3.和4)并以（图1和2）.

(一)抗压强度
在所有的储存期间，从1小时到8周，由35%的PMVE-Ma水溶液制成的聚合物磷酸钙水泥(III型)的抗压强度值高于多羧酸锌水泥(对照)和其他两种聚合物磷酸钙水泥(）.可见光固化(VLC)聚合物CPC水泥(II型)的平均抗压强度值也高于聚羧酸锌水泥(）.I型聚合物CPC显示最小抗压强度值。当比较储存时间对单个水泥的抗压强度的影响时，锌多元羧酸锌的抗压强度从1小时（46.85MPa）显着增加至1周（50.87MPa），然后显着增加至8周（52.60MPa）.（I型）聚合物CPC的抗压强度的平均值从1小时（40.42MPa）至4周（48.74MPa）显着增加，然后在第八周结束时略微降低（46.91MPa）。
由可见光固化(VLC)聚烯酸(Type II)的抗压强度平均值从1小时(66.86 MPa)略微增加到1周(67.15 MPa)，并在第8周结束时(67.12 MPa)基本保持不变。
由(PMVE-Ma)导出的(Type III)聚合物CPC的平均抗压强度从1 h (71.68 MPa)显著增加到1周(75.56 MPa)，然后在第8周末略有下降(73.59 MPa)。

(b)直径抗拉强度
在1 h ~ 8周的所有贮藏期，聚合物磷酸钙水泥(III型)和(II型)的平均直径强度值均高于多羧酸锌水泥和(I型)聚合物磷酸钙水泥(）.在比较储存时间对直径抗拉强度平均值的影响时，聚羧酸锌水泥的直径强度在第一周结束时达到最大值(4.49 MPa)，然后在第8周结束时逐渐降低。
(Type I) CPC的平均直径抗拉强度从1 h (4.70 MPa)显著增加到1周(6.41 MPa)，然后在第8周结束时显著降低(4.58 MPa)。(II型)聚合物磷酸钙水泥的平均直径强度值从1 h (7.39 MPa)显著增加到1周(8.80 MPa)，在第8周结束时略有下降(8.57 MPa)。(III型)聚合物CPC水泥的平均直径抗拉强度值从1 h (11.43 MPa)显著增加到1周(14.03 MPa)， 8周结束时显著降低(12.59 MPa)。

３．３．红外光谱分析

改性聚丙烯酸的红外光谱，可见光固化改性多链烯酸，35％（w / w）的聚甲基乙烯基醚 - 马来酸（PmVe-ma）和衍生自与Cpc粉末的混合物的设定的水泥（数字3.（A） ,，3.（B） ,，3.(C)3.（D） ）。

改性PA酸与固化的聚羧酸锌水泥(对照组)的红外光谱(图)3.(A)显示在1638厘米处有一条伸展带⁻¹，表示聚丙烯酸中羧酸基团的(-C =O)反对称伸缩带(图3.(A))。聚羧酸锌水泥固定产物(对照组)在1558 cm和1418 cm处有两个ir吸收带⁻¹(图3.(B)被指定为羧酸盐(-COO)的物质[27，28］.

改性PA酸和固化水泥（I型）的红外光谱（图3.(B)显示在1638厘米处有一条伸展带⁻¹表示聚丙烯酸的羧基（–C=O）（图3.（A） ）。改性聚丙烯酸和CPC粉末（I型）的凝固产物显示拉伸带在1638处消失 厘米⁻¹另外两个拉伸带出现在1558年和1418年 厘米⁻¹，表明形成了羧酸盐(图3.(B))27，28］.光敏改性多链烯酸的红外光谱和设定水泥（II型）（图3.(C)在1640厘米处显示一个伸缩吸收带⁻¹，表示改性聚烷酸的羧基（–C=O）（图3.(A))。VLC改性聚烯酸和CPC粉末的固定产物在1640 cm处的拉伸带消失⁻¹，在1558厘米和1418厘米处出现了另外两条伸展带⁻¹，表明形成了羧酸盐(-COO)(图3.(B))27，28］.

PMVE-Ma酸35% w/w水溶液与固化水泥(III型)的红外光谱如图(图)所示3.（D） ）。在1635厘米处观察PMVE-MA的羧酸基团的（-C = O）拉伸吸收带⁻¹(图3.(A))。带子长1635厘米⁻¹在水泥凝固后的红外光谱中消失，在1558 cm处观察到两个由羧酸盐(-COO)形成的新的伸缩带⁻¹和1401厘米⁻¹表明涉及PMVE Ma酸和CPC粉末的酸碱反应（图3.(B))19］.

3.4。X射线衍射分析

两相(氧化锌-氧化锌和锡石-锡诺)₂)，其特征峰在2θ= 36.253°和2θ= 26.611°，在未反应的聚羧酸锌水泥和反应的聚羧酸锌水泥的XRD谱图中检测到4）.第I类、第II类和第III类胶结物的XRD谱图(见图)5)与四个阶段基本相同。4个相及其特征峰分别为:羟基磷灰石(HA) [Ca₅(PO₄）_3.(OH) 2θ=31.773°]，莫乃泰[CaPO_3.(OH) 2θ= 30.189°]，刷[CaPO_3.（哦）·2h₂o，2θ= 11.681°和20.934°]，方解石[CaCO_3.， 2θ= 29.400°)。

3．5．扫描电子显微镜

扫描电镜显微照片(图6(一)和6（b）)的表面形貌显示多羧酸锌(对照)和I型CPC胶结物的多孔表面均呈线性微裂纹。

在II型胶结物的顶部表面发现了具有羟基磷灰石特征的针状或棒状微晶体混合物。羟基磷灰石晶体与板状晶体一起沉淀在水泥表面，如图(图)所示6（c）).类型III的顶面，如所示（图6 (d))呈现片状和砂粒状晶体。聚羧酸锌和I型水泥纵向断裂面的SEM检查显示，由大小不同的微孔和不同大小的浅空洞形成的多孔图案相同（图7(一)和7 (b)）.II型和III型胶结物的颗粒大多聚集成团块，在其破裂面上局部表现为片状晶体(图)7（c）和7（d））.

3.6。细胞线粒体的活动

CPCs和聚羧酸锌水泥（对照组）诱导的细胞线粒体抑制如（图1）所示8）.衰老影响了除II型以外的所有物质的线粒体抑制，II型在整个检测间隔期间抑制了线粒体活动。每周，所有水泥类型之间的比较具有高度显著性(）.III型水泥的SDH活性增加(>90%)，并在1周后与阴性特氟龙对照组在统计学上等效。在第2周和第4周，III型水泥显著高于特氟龙对照组。与特氟龙对照相比，I型骨水泥具有严重的细胞毒性(>90%抑制)，但显著()的改善在统计上与特氟龙对照组在4周后相当。在整个四周的评估中，II型骨水泥的细胞毒性没有显著变化。II型水泥显著()，低于特氟隆控制，在整个四周的评估期间。在整个测试过程中，聚羧酸锌水泥也显著抑制线粒体活动，但在第四周显示出一些改善。

4.讨论

设计和操作牙科材料最困难的挑战是能够模拟自然组织的复杂物理和功能特征。开发一种替代材料，要么模仿自然组织的特性和性能，要么最终被吸收并被等效的新组织取代，是修复牙科的最终目标。

因此，羟基磷灰石（HA）材料与有机化合物结合是很有前途的牙本质替代材料。各种磷酸钙衍生物，例如羟基磷灰石（HA）、磷酸三钙（TCP）、磷酸八钙（OCP）、磷酸二钙（DCP）和磷酸一钙（MCPM）由于其生物相容性、骨传导性和自硬化特性，在过去十年中得到了广泛的研究，这些特性在牙科和生物医学应用中是理想的[17，29- - - - - -31］.由这些化合物制成的CPC水泥具有高pH值和可自由获取的钙离子，这两种因素都刺激次生牙本质的沉淀[32，33］.

在本研究中，为了开发一些非传统的牙科胶凝材料进行了实验研究。所使用的主要化合物[合成羟基磷灰石(SHAp6)和氧化钙(CaO)]，已被证明具有(就牙科而言)令人振奋的性能，这必将为材料科学家开辟一条道路，以克服众所周知的牙科水泥所遇到的一些缺点。在本研究中，制备聚合磷酸钙骨水泥所选择的所有材料:氧化钙(CaO)一水合磷酸钙(MCPM)，合成羟基磷灰石(SHAp6)粉末，以及改性聚合物液体(聚丙烯酸“PA”)，可见光固化聚烯酸(VLC)，聚甲基乙烯醚马来酸(PMVE-Ma)，均为医用级，市售。并有良好的兼容性。

氧化钙(CaO)与水反应迅速，在水泥固化的水化反应中起着重要作用(发现牙科水泥的强度和水化程度之间存在线性关系)[34］.

至于一水磷酸一钙(MCPM)，它经常作为酸性磷酸钙在水力磷酸钙配方中使用，但商用的MCPM不纯，含有少量的正磷酸和水分，因此难以研磨，粉末粘性大，呈团聚体。

由于粒度对水泥硬化后的力学性能有影响，因此有必要在粉碎前将MCPM与CaO预混，尽管在机械粉碎过程中通过与CaO的固-固反应观察到MCPM的量迅速减少[35］.在混合这两种基本成分之前，还考虑了一个基本参数，即分别将每一种成分筛分至80微米。研究发现，粒径的减小会导致凝结时间的大幅缩短，并加速水泥的硬化，而不会显著影响最终达到的强度[13］.

Ginebra等人(2004)指出，如果不考虑微观结构特征，水泥不能与反应程度单一相关[36］.将过筛过的磷酸一钙(MCPM)和氧化钙(CaO)混合，钙/磷比例为1.67，与牙本质和骨中存在的钙/磷比例相似。在起始粉中加入合成的羟基磷灰石(重量40%)，当使用的Ca/P比为1.67时，是沉淀最稳定的化合物。高温烧结的羟基磷灰石粒径较大，提高了水泥的极限强度，其强度与二水合磷酸二钙的沉淀量成正比。当这些配方的粉末与水混合时，得到的水泥具有良好的处理特性，但机械性能较差[37］.

因此，在本工作中，为了克服与水混合的缺点，采用了改性的(聚丙烯酸、聚烯烃(VLC)和聚甲基乙烯醚马来酸)水溶液。它们的凝固反应是双相的，第一步在混合时间，(MCPM)与CaO立即反应生成二水磷酸二钙(DCPD)，第二步反应较慢，与剩余CaO反应生成羟基磷灰石。

必不可少的标准也被认为与分子量和溶液浓度的解决方案用于混合粉、高分子量往往导致水泥设置较短时间和更高的压缩,直径,双轴弯曲强度比低分子量计数器部分(37］.

聚甲基乙烯醚马来酸酐(PVME-Ma)是一种不同分子量的商用共聚物，其酸酐基团在水中水解可形成相应的马来酸共聚物(聚甲基乙烯醚马来酸)。这种共聚物已经在发胶和外科粘合剂等非牙科领域有了许多应用，这表明它具有良好的生物相容性，可用于牙科和其他生物医学用途[20］.由于PMVE-Ma的粘度较高，很难从浓度较高的溶液中形成可行的水泥，因此无法对浓度超过30%的水泥进行研究。然而，使用较低分子量的PMVE-Ma可以在更高浓度的水溶液中使用。在本工作中，PMVE-Ma(50.000分子量)用于35% w/w的水溶液[19］.

为了优化混合粉的粉液比，对各种粉料配比进行了广泛的初步试验，得出最佳配比为4:1。

4．1.设置时间

本研究中使用的聚羧酸锌骨水泥(对照组)的凝固时间与文献中报道的值一致(表)2）.

三种聚合物水泥的凝固时间结果(表2)表明，I型水泥与改性聚丙烯酸混合的凝结时间为临床可接受的5 min，这主要是由于起始水泥粉与液体含水量发生初始水化反应，随后进入完井阶段，这是通过酸碱反应和随后生成的羧酸盐所达到的，这在固化水泥的红外光谱数据中得到了证实(图3.(B))。

对于掺入聚烯酸(VLC)的II型聚合物CPC水泥，其凝结时间(见表2)2)无法记录，因为由于液体甲基丙烯酸酯基团的聚合受到抑制，水泥表面长时间保持柔软，因为没有光固化来主要激活甲基丙烯酸羟乙酯(HEMA)基团的光引发剂，并且在固化的水泥的红外光谱中观察到残留的非官能团羧基(图)3.（C） ）。

ⅲ型CPC与(PMVE-Ma酸)混合，凝血时间为9分钟。这可能归因于PMVE-Ma酸的多功能性质，它似乎发生反应形成不溶性产物，覆盖在水泥颗粒上。这种包封稍微减缓了它们的溶解，这可能是由于残留的顺丁烯二酸酐单元在红外光谱数据中观察到(图)3.(D)和随后转化为不易溶解的羟基磷灰石[19，20］.

4.2.机械性能

新配方的聚合磷酸钙水泥(cpc)的抗压强度和直径抗拉强度值的结果如图(表)所示3.和4与锌多羧酸锌水泥（对照组）相比，表示突出的改善值。这些高强度值可归因于掺入起始粉末中的合成羟基磷灰石。已知羟基磷灰石可以提高水泥粉的强度，并用作更羟基磷灰石的成核的种子[38]Yang等人报道，（HA）的种子浓度提高了磷灰石相的结晶度，从而提高了抗压强度[39］.

In this study, the reaction between CPC powder and 35% (w/w) (PMVE-Ma) aqueous solution (Type III) resulted in a polymeric CPC with a compressive strength of 71.68 MPa and diametral strength of 11.43 MPa one hour after mixing. These results are in accordance with Matsuya et al. [19］．这些早期强度值是非常有益的，可能允许它们在某些临床应用中使用(临时填充物、胶结物和牙髓封闭剂)。第一周结束时，强度值达到最大值。这可能是由于存在于液体组分中的PMVE-Ma的分子量影响了抗压强度，这可能是由于聚合物基体的长链提供了增强。PMVE-Ma的高分子量(50,000)，加上高度的分枝结构，使其能够桥接众多的晶体，并参与分子间的纠缠，提供强化机制。

由CPC粉末和II型可见光固化聚烷酸（VLC）制备的水泥的抗压强度值为66.86 MPa，径向抗拉强度为7.39 兆帕，1 混合后的hr在24小时结束时达到最大值。这些结果与宫崎骏等人的结果一致[28]结果通过对反应产物的IR分析得到证实，该分析表明，反应已完成，拉伸带（C=O）的消失表明了这一点羧基和羧酸盐的形成。II型和III型聚合物CPC的抗压强度和抗拉强度显著高于聚羧酸锌（对照组）。

在37°C蒸馏水中储存对其力学性能有轻微影响，因此表明该配方可以在口腔环境中抵抗崩解。

4．3．设置反应

多功能酸如聚甲基乙烯醚马来酸(PMVE-Ma)和聚丙烯酸(PA)的特征是存在羧基[21］.CPC粉(MCPM和CaO)释放的钙离子主要与多酸的羧基反应，通过离子交换或酸碱反应与多酸链交联[20，28］.这种固化机制以前曾在其他类型的聚合磷酸钙骨水泥中描述过[27］.PMVE-Ma酸和PA酸与CPC粉反应生成的无定形反应产物(多聚盐)形成了类似于聚羧酸锌和玻璃离子水泥中形成的水泥基质[20，40- - - - - -42］.

利用红外光谱的全反射，可以监测凝固反应和COOH基团向COO基团的转化。

混合24小时后，所述聚合物CPC类型（I、II和III）的红外光谱显示，羧基（–COOH）的拉伸峰不存在，并且出现两个新的羧酸盐拉伸峰，表明聚丙烯酸盐的形成（图3.（A） ,，3.（B） ,，3.(C)3.（D） ）。

4.4.X射线衍射

对聚羧酸锌未反应粉末进行x射线衍射分析，发现了ZnO和SnO两种晶相₂．氧化锡的存在取决于最初使用的商业水泥:它在一些水泥中少量存在，而在其他水泥中不存在。没有看到多羧酸锌的反射，因为这种化合物是无定形的。因此，水泥必须是未反应的氧化锌(主要)和snoo的复合材料₂以及这些氧化物与聚丙烯酸和水形成的无定形聚羧酸锌基体。这些结果与为这种水泥提出的核心连接结构一致[43]未反应CPC粉末的X射线衍射分析确定了四个相：羟基磷灰石[Ca]₅(PO₄）_3.(OH)，磷酸一钙水合物[Ca(H₂阿宝₄）₂ H₂O), (CaCO方解石_3.]，以及钙(OH)₂］.

在水化由60wt %磷酸一氢钙和氧化钙和40wt %羟基磷灰石组成的水泥时，在样品中鉴定出了两种磷酸二氢化合物(铌铁矿及其二水化物，刷石)。磷酸一钙二基(MCPM)与过量的水反应形成铁镍铁矿和(或)刷状石 氧化钙具有很强的吸湿性，很容易通过与空气中的水蒸气反应转化为氢氧化物。波特兰铁矿反过来吸收CO₂从空气中生成方解石。

4．5.细胞线粒体的活动

尽管机械和物理特性是牙本质再生的重要问题，盖髓、衬里或基底材料，生物相容性是另一个关键问题。目前的研究证实，已开发的磷酸钙骨水泥配方的老化4周可能会显著改变其改变细胞功能的能力。然而，并不是所有的配方都有相同的效果。I型磷酸钙骨水泥(CPC与聚丙烯酸混合)随时间推移线粒体抑制减弱。当细胞毒性元素从物质中滤出时，它们要么与介质中的其他分子结合，要么分解成更小的成分，在每种情况下都降低了细胞毒性。

II型磷酸钙骨水泥与树脂改性玻璃离子聚合物（VITERMER）混合，细胞活性持续受到抑制，表明即使在老化4周后，具有生物负债的组分仍然存在浸出。Vitremer液体是一种改性聚烷酸的光敏水溶液，含有2-甲基丙烯酸羟乙酯（HEMA）在大多数牙科树脂改性玻璃离子水门汀中，HEMA通常用作共聚单体，以使树脂改性的多酸与水相容[44，45］.然而，HEMA被认为如果不完全聚合，会对周围组织造成潜在的细胞毒性。这可能导致了培养基pH值的更大变化，导致更多的细胞损伤，表现为线粒体活性的抑制。然而，III型CPC与聚甲基乙烯醚马来酸水溶液混合后，除了第3周和第4周的时间点比特氟龙高出数倍外，在整个时间段内表现出与特氟龙相当的相容性。4周后，III型CPC刺激培养细胞的代谢活动并不容易解释，需要进一步研究。聚甲基乙烯醚马来酸酐(PMVE-Ma)是一种不同分子量的商用共聚物，其酸酐基团在水中水解可形成相应的顺丁烯二酸共聚物(聚甲基乙烯醚马来酸)。这种共聚物已经有许多非牙科应用，包括发胶和外科粘合剂，这表明在牙科和其他生物医学用途上具有良好的生物相容性[19］.

我们通过混合氧化钙、一水磷酸钙（MCPM）和合成羟基磷灰石制备了CPC。众所周知，氧化钙（CaO）与水反应迅速，对牙科骨水泥的强度和水合程度起着重要作用。至于一水磷酸钙（MCPM）磷酸钙生物材料通常被认为具有良好的生物耐受性，因为骨的主要无机成分羟基磷灰石由钙和磷酸盐组成[46，47］.

有趣的是，三种不同配方的细胞毒性取决于用于混合的聚合酸的组成。在我们的实验设计中，细胞毒性通过MTT法测定线粒体琥珀酸脱氢酶(SDH)活性，并以特氟龙阴性对照值(100%)的百分比表示，相当于特氟龙，没有明显的细胞毒性。

另一方面，也对多羧酸锌水泥基(对照组)的生物相容性进行了研究。我们的数据显示，根据之前的数据，聚羧酸锌水泥是被测材料中细胞毒性最强的[48，49］.

5.结论

与聚羧酸锌水泥（对照组）相比，III型CPC具有合理的凝结时间、显著更高的抗压强度和径向抗拉强度。

由于这些特性及其生物相容性，III型CPC水泥在牙科应用方面显示出前景。

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