Wyniki 1-10 spośród 32 dla zapytania: authorDesc:"Jerzy Sokołowski"

Wpływ pasywacji chemicznej na odporność korozyjną stopu WIROBOND

Czytaj za darmo! »

Postęp w protetyce stomatologicznej wymusza stosowanie materiałów spełniających wielorakie wymagania w zakresie funkcjonalności przy zachowaniu pełnej biotolerancji w organizmie człowieka. Wszystkie aktualnie stosowane materiały cechują: - dobre właściwości wytrzymałościowe, - odpowiedni skład chemiczny i struktura gwarantująca odporność na korozję, - właściwości technologiczne umożliwiające zastosowanie zaawansowanych procesów kształtowania i wykończenia powierzchni. Doskonalenie właściwości takich materiałów, począwszy od stosowanych najwcześniej stali nierdzewnych typu AISI 316, zmierzało w ostatnich dziesięcioleciach głównie do obniżenia ich podatności na korozję w środowisku organizmu człowieka. Obok stopów metali szlachetnych wszystkie pozostałe tworzywa metaliczne powinny się charakteryzować jak najwyższą pasywnością w środowisku organizmu ludzkiego. Stan pasywny jest stanem, w którym podatność na korozję ulega znacznemu obniżeniu. Wynika to z wytworzenia się na powierzchni stopu ochronnej warstwy. Stopy w stanie pasywnym mają wyższy potencjał elektrochemiczny niż w stanie niespasywowanym. Obok samopasywacji, właściwej niektórym metalom i stopom, stan pasywny można osiągnąć również na drodze elektrochemicznej przez polaryzację anody lub na drodze chemicznego oddziaływania odpowiednim pasywatorem. Warstewki pasywne powinny charakteryzować się małym przewodnictwem jonowym, ograniczonym przewodnictwem elektronów, bardzo niską rozpuszczalnością, wysoką wytrzymałością na ścieranie i wysoką adhezją. Najczęściej występującą i jednocześnie powodującą największe zniszczenia w stopach dentystycznych jest korozja wżerowa. Dowiedziono, iż jakość warstewki pasywnej jest ściśle powiązana z miejscami zarodkowania wżeru, a tym samym z odpornością na korozję wżerową. Stopy CoCrMo traktowane są jak[...]

Charakterystyka powłoki SiC na stopie dentystycznym Wironit i jej wpływ na własności korozyjne w środowisku roztworu fizjologicznego NaCl

Czytaj za darmo! »

Do ochrony przed korozją metalowych elementów stosowanych w protetyce dentystycznej stosowano różnego rodzaju powłoki. Obecnie w stomatologii coraz częściej stosuje się powłoki ochronne, głównie z materiałów ceramicznych, w celu poprawy tolerancji biologicznej wszczepów śródkostnych i metalowych elementów uzupełnień protetycznych [1, 2, 4, 7, 8]. Wzrost zainteresowania warstwami ceramicznymi osadzanymi na różnych materiałach podłoża obserwowany jest od wielu lat. O wykorzystaniu materiałów ceramicznych do wytwarzania powłok ochronnych zadecydowały ich wytrzymałość i dobre własności biologiczne. Prowadzone są intensywne badania nad uzyskaniem warstw o jak najlepszych własnościach, bowiem jakość wytwarzanych warstw zależy tak od własności materiałów ceramicznych, jak i metod ich osadzania na biomateriałach metalicznych [5, 6]. Spośród różnych ceramicznych powłok ochronnych osadzanych na tworzywach metalicznych, obok powłok tlenków metali mających bardzo dobre własności ochronne, coraz większe zainteresowanie budzą powłoki węglika krzemu SiC. Węglik krzemu ma znakomitą kombinację fizykochemicznych i mechanicznych własności, takich jak: duża wytrzymałość, wysoka twardość, odporność na zużycie czy też wysoka odporność na utlenianie i korozję i wyjątkowo wysokie przewodnictwo cieplne. Właściwości te zapewniły mu szerokie zastosowanie w przemyśle materiałów ogniotrwałych, chemicznym i elektrochemicznym. W ostatnich latach obserwuje się zainteresowanie węglikiem krzemu jako materiałem powłokowym. Powłoki otrzymywane z węglika krzemu pozwalają na wydłużenie żywotności pokrytych elementów, nawet w agresywnym środowisku [15÷18]. Te bardzo dobre własności węglika krzemu wynikają z silnych wiązań atomowych pomiędzy krzemem i węglem oraz budowy krystalograficznej zbliżonej do diamentu [3]. Powłoka ochronna powinna charakteryzować się wyższą odpornością korozyjną niż podłoże i stanowić jak najlepszą barierę dyfuzyjną [9÷12]. Poziom odporn[...]

Wpływ czasu i warunków polimeryzacji na właściwości kompozytów dentystycznych

Czytaj za darmo! »

Kompozyty ceramiczno-polimerowe stosowane w stomatologii wykorzystuje się najczęściej do bezpośredniej odbudowy twardych tkanek zębów. Uzyskanie pożądanych rezultatów jest możliwe między innymi dzięki dostępności odpowiednich materiałów do wykonania uzupełnień, jak również w wyniku kontroli konkretnych procedur technicznych. Idealnym materiałem byłby taki, który pod każdym względem dorównywałby właściwościom szkliwa i zębiny, dlatego wciąż są prowadzone badania modyfikacji światłoutwardzalnych kompozytów dentystycznych oraz sposobów optymalizacji ich właściwości. Wypełnienie powinno być biokompatybilne, łatwe do założenia, a więc plastyczne i dające się formować, podatne na naświetlanie, szybko twardniejące oraz wytrzymałe na warunki panujące w jamie ustnej. Kompozyty dentystyczne składają się głównie z dwóch faz: organicznej osnowy (polimerowa matryca, w skład której wchodzą najczęściej żywice dimetakrylanowe - rysunek 1) oraz nieorganicznego napełniacza (szkło glinowo-borowo-barowe lub/i silanizowana krzemionka) [1÷4]. Właściwości tego materiału są więc funkcją rodzaju i ilości proszku ceramicznego oraz budowy chemicznej monomerów [5]. Jakkolwiek czynniki te są niezwykle ważne, to jednak dopiero polimeryzacja sieciująca (fotoutwardzanie) materiału zapewnia mu stabilność kształtu oraz pożądane właściwości fizykochemiczne. Proces fotopolimeryzacji żywic dimetakrylanowych ma charakter łańcuchowy, ze stadium inicjowania, propagacji łańcucha kinetycznego i terminacji (rys. 2). Rozpoczyna się przez utworzenie centrum aktywnego, którym jest wolny rodnik powstający z fotoinicjatorów obecnych w materiale (1), (2). Etap propagacji polega na szybkim przyłączaniu się kolejnych cząsteczek monomeru do aktywnego rodnika z równoczesnym przesunięciem wolnego elektronu na koniec wzrastającego łańcucha (3)÷(5). W polimeryzacji wolnorodnikowej nie wszystkie podwójne wiązania ulegają przereagowaniu. Procentowe wysycenie wiązań podwójnych, a [...]

Poprawa odporności korozyjnej stopu Wironit przez modyfikację jego powierzchni

Czytaj za darmo! »

Stopy metali wykorzystuje się w protetyce stomatologicznej m.in. ze względu na trwałość i korzystne właściwości mechaniczne. Stosowane są zarówno stopy metali szlachetnych, jak i stopy nieszlachetne, których głównymi składnikami są: żelazo, kobalt, chrom, nikiel i tytan [1]. Są one stosowane w protetyce, ponieważ obecnie praktycznie brak jest alternatywnych materiałów, które miałyby porównywalne z nimi właściwości fizykochemiczne i mechaniczne, a jednocześnie byłyby konkurencyjne pod względem ekonomicznym. Stosowane w protetyce stopy na osnowie kobaltu służą jako materiał konstrukcyjny protez stałych, ruchomych i szkieletowych. Obecność metalu lub stopu w jamie ustnej wiąże się z ryzykiem występowania procesów fizykochemicznych, które w konsekwencji mogą powodować powstanie stanów patologicznych organizmu. Metal, który przylega bezpośrednio do tkanki może prowadzić do destabilizacji prawidłowego funkcjonowania ustroju komórkowego [2÷6]. Aby wyeliminować wzajemne oddziaływanie pomiędzy implantem a organizmem stosuje się różnego rodzaju procesy technologiczne, tj.: obróbkę cieplną (homogenizacja stopu) lub uszlachetnianie powierzchni. Ma to zapewnić implantowi przebywającemu w ludzkim organizmie prawidłową pracę bez jednoczesnego wywoływania negatywnych skutków w otaczającym go środowisku [7]. Obecnie najczęściej stosowaną metodą zabezpieczania wszczepów przed korozją jest uszlachetnianie powierzchni [8]. Można rozróżnić dwa rodzaje tego typu modyfikacji: fizykochemiczna, która powoduje zmianę składu chemicznego powierzchni i własności fizycznych implantu oraz biochemiczna, która polega na wytwarzaniu związków organicznych ułatwiających przyłączanie biologicznie aktywnych cząsteczek do powierzchni [9]. Uszlachetnienia powierzchni można dokonać przez wytwarzanie warstw tlenkowych metodą zol-żel, implantację powierzchni jonami między innymi O2, Si, N, Cr, Ar, Xe. Metoda ta znacznie poprawia odporność korozyjną stopów, co jest zw[...]

Photopolymerization efficiency and some properties of light-curable dental composites Efektywność fotopolimeryzacji oraz wybrane właściwości światłoutwardzalnych kompozytów stomatologicznych DOI:10.12916/przemchem.2014.779


  Com. dental methacrylic resin-matrix composite material was photopolymerized for 20-120 s (1400 mW/cm2) and studied for curing efficiency (degree of conversion and depth of cure). The photopolymerization time did affect neither surface hardness, nor tensile strength nor plastic deformation of the cured composite. The conversion degree was always not less than 65%. Zbadano wpływ czasu prowadzenia fotopolimeryzacji na wybrane właściwości, w tym efektywność fotopolimeryzacji, materiału Filtek Ultimate. Badania uwzględniały ocenę twardości, mikrotwardości, średnicowej wytrzymałości na rozciąganie oraz oszacowanie stopnia konwersji w masie, jak i w warstwie wierzchniej. Zmienny czas naświetlania kompozytu nie wpłynął w znaczący sposób na właściwości materiału. Każdorazowo uzyskano zadowalający stopień konwersji (powyżej 65%). Najlepszymi właściwościami, również z punktu widzenia głębokości sieciowania, charakteryzował się kompozyt naświetlany przez 120 s. aUniwersytet Medyczny w Łodzi, bPolitechnika Łódzka Kinga Bocionga,*, Joanna Kleczewskab, Jerzy Sokołowskia Photopolymerization efficiency and some properties of light-curable dental composites Efektywność fotopolimeryzacji oraz wybrane właściwości światłoutwardzalnych kompozytów stomatologicznych DOI: dx.medra.org/10.12916/przemchem.2014.779 Dr inż. Kinga BOCIONG w roku 2005 ukończyła studia na Wydziale Chemicznym Politechniki Łódzkiej. W 2010 r. uzyskała stopień naukowy doktora. Do 2012 r. była pracownikiem Instytutu Technologii Polimerów i Barwników Politechniki Łódzkiej. Obecnie pracuje w Uczelnianym Laboratorium Badań Materiałowych Uniwersytetu Medycznego w Łodzi. Specjalność - technologia oraz modyfikacji polimerów i elastomerów, chemia i fizykochemia materiałów stomatologicznych, polimeryzacja oraz modyfikacja kompozytów dentystycznych. Uczelniane Laboratorium Badań Materiałowych, Uniwersytet Medyczny w Łodzi, ul. Pomorska 251, 92-213 Łódź, tel.: (42) 272-57-66[...]

The modification of dental resin composite using selected dimethacrylate monomers DOI:10.15199/28.2017.1.8


  The use of dimethacrylate resin composite in dentistry involves the potential of shrinkage and then stress contraction. This leads in consequence to defects and even secondary caries. The aim of this study was to modify the commercial resin-based composite using selected monomers and to assess the influence of such additives on polymerization stress and bulk mechanical properties. The polymer matrix was modify due to implementation monomers with differentiated chemical constitution. Stresses generated by the filling were calculated on the basis of the theory of elasticity patterns. The depth of cure and microhardness was evaluated as well. On the basis of measurements, it has been found that stress could be reduced even up to a half when composite is chemical modified by adding not less than 0.25 wt % of 1,6-hexanediol dimethacrylate or diurethane dimethacrylate. Key words: dimethacrylate resins, dental composites, stress contraction, chemical modification.1. INTRODUCTION Cuspal fracture and recurrent caries continually are directly causes of failure of resin composite restorations [1÷3]. During solidification of resin composites stress develops at the restoration-tooth interface. The major cause of it is polymerization contraction of both methacrylate filling and the adhesive agent [4, 5]. Other consequences of the contraction stress are extensively reported in the literature [6, 7]. The elimination or significantly reduction of shrinkage during the polymerization processes is one of the major problem in the development of dental composites. Many factors influence contraction stress in dental composites. These can be divided into material formulation factors, eg. monomer structure and chemistry, filler type and amount, filler-polymer matrix interactions etc. [5]. Secondary group of factors are those connected with material polymerization factors, such as polymerization initiators, inhibitors, cavity geometry, curing method, placement [...]

Wpływ morfologii warstwy wierzchniej na zużycie ścierne polimerowych materiałów dentystycznych

Czytaj za darmo! »

Historia kompozytów polimerowych na bazie dimetakrylanów jako materiałów dentystycznych liczy sobie już kilkadziesiąt lat. Od tego czasu nieprzerwanie trwają prace, mające na celu poprawę właściwości mechanicznych nowych materiałów do wypełnień oraz ich odporności na ścieranie, które zaowocowały całą serią publikacji [1÷9]. Można jednak odnieść wrażenie, że zgromadzona do tej pory wiedza w o[...]

Porównanie wybranych własności powierzchni elementów odlewanych ze stopu dentystycznego WIROBOND C oraz wykonanych metodą frezowania ze stopu ZENOTEC™ NP

Czytaj za darmo! »

Biomateriały metaliczne stosowane w protetyce stomatologicznej, nie są materiałami w pełni biozgodnymi i wprowadzone do jamy ustnej często wywołują odpowiedź biologiczną ze strony ustroju. Jednak z uwagi na swoją dużą wytrzymałość mechaniczną, znajdują zastosowanie do wyrobu większości protez dentystycznych. Jedynie część metalowych konstrukcji protetycznych, nie podlegających w warunkach klinicznych zbyt dużym obciążeniom mechanicznym, można zastąpić innymi bardziej biozgodnymi materiałami ceramicznymi - np. materiałami na bazie dwutlenku cyrkonu. Najsilniejsze niekorzystne działanie wykazują konstrukcje protetyczne wykonane z powszechnie stosowanych stopów metali nieszlachetnych, opartych na bazie niklu i kobaltu oraz stopów o niskiej zawartości metali szlachetnych. Nie najlepsza tolerancja biologiczna metalowych konstrukcji protez ma swoje źródło w ich korozji. Produkty korozji i/lub jony metali, uwalnianie w jamie ustnej w procesie korozji protez, zależnie od składu stopów, wywołują miejscowe bądź ogólne efekty toksyczne, reakcje alergiczne, a niektórym przypisuje się nawet możliwe działanie rakotwórcze (mutagenne). Stopień szkodliwego działania biomateriałów metalicznych zależy głównie od ich składu chemicznego oraz odporności na korozję. Odporność korozyjna biometali pozostaje zaś w bezpośrednim związku z ich składem chemicznym, strukturą wewnętrzną, stopniem rozwinięcia powierzchni [1÷10]. Do niedawna wykonawstwo metalowych elementów protez oparte było na technologii odlewania metodą traconego wosku. Publikowane do tej pory prace wskazują, że procedury topienia metalu i sporządzania odlewu niosą ze sobą niekorzystne zmiany w odlewanych elementach, takie jak zmiana składu chemicznego stopu i struktury fazowej, obecność defektów odlewu (porowatość, jamki skurczowe), brak dokładności wynikający ze skurczu tężeniowego i termicznego. Powodują one obniżenie parametrów mechanicznych konstrukcji, ale także obniżenie ich odporno[...]

Wpływ pasywacji elektrochemicznej stopu Wirobond C na jego własności korozyjne

Czytaj za darmo! »

Metalowe tworzywa stomatologiczne stosowane w jamie ustnej tworzą złożony układ elektrochemiczny z otaczającymi tkankami oraz nieustannie są narażone na zmiany oddziaływania środowiska, co przyczynia się do rozwoju korozji i ich stopniowej degradacji [1÷3]. Dlatego dąży się do tego, aby biomateriały metalowe stosowane w protetyce, chirurgii szczękowo-twarzowej, ortodoncji wykazywały dużą biozgodność i biofunkcjonalność [4]. Powinna je charakteryzować między innymi dobra odporność korozyjna, jednorodność składu chemicznego, określony zespół własności mechanicznych i paramagnetyzm [5]. Brak spełnienia tych wymagań może doprowadzić do powstania niekorzystnych reakcji w otaczających tkankach [6]. Aby wyeliminować wzajemne oddziaływanie pomiędzy tworzywem metalicznym (np. stopem na osnowie kobaltu) a organizmem oraz zmniejszyć zdolność do jego niszczenia korozyjnego, stosuje się różnego rodzaju obróbkę powierzchniową, aby zapewnić tworzywom metalowym przebywającym w ludzkim organizmie prawidłową pracę bez jednoczesnego wywoływania negatywnych skutków w otaczającym je środowisku. Dodatkowo pozwala to wydłużyć czas pracy oraz chroni przed różnymi rodzajami korozji (równomierna, galwaniczna, szczelinowa, wżerowa, międzykrystaliczna, erozyjna i naprężeniowa), które mogą występować w jamie ustnej [3,7, 8]. Jedną z metod modyfikacji powierzchni, którą zastosowano w tej pracy jest pasywacja elektrochemiczna. Głównym celem tego procesu jest wywołanie przejścia metalu bądź stopu ze stanu aktywnego w stan pasywny lub poprawienie jakości warstwy pasywnej na stopach samopasywujących się. Proces polega na wytworzeniu lub pogrubieniu na powierzchni obrabianego elementu bardzo cienkiej i zarazem szczelnej warstwy tlenkowej. Wytworzona w ten sposób warstwa tlenkowa stanowi barierę dyfuzyjną i oddziela tworzywo metalowe od środowiska oraz hamuje korozyjne procesy elektrochemiczne [9]. Taka warstwa pasywna na powierzchniach metalicznych implantów [...]

Rola pasywacji anodowej jako czynnika modyfikującego powierzchnię stopu dentystycznego z grupy Co-Cr-W-Mo obrabianego metodą frezowania

Czytaj za darmo! »

Stosowane obecnie biomateriały metaliczne, od stali nierdzewnej typu AISI 316 po stopy tytanu, zapewniają uzyskanie pożądanych właściwości wytrzymałościowych, dobre własności technologiczne ułatwiające stosowanie nowoczesnych metod kształtowania i wykończenia powierzchni oraz dobrą odporność na korozję [1]. Nadal problemem pozostaje zagrożenie korozją o charakterze lokalnym. Stopy Co-Cr-W-Mo, mimo że w porównaniu z topionymi próżniowo stalami typu 316 LVM o obniżonej zawartości zanieczyszczeń czy zwiększonej zawartości azotu (stal REX 743) charakteryzują się znacznie lepszymi parametrami korozyjnymi, są ciągle zagrożone korozją wżerową [2, 3]. Naturalnie powstająca warstwa samopasywna nie zawsze spełnia postawione przed nią zadania ochronne w warunkach środowiska biologicznego. Z przeprowadzonych wcześniej badań wynika, że zastąpienie technologii odlewania frezowaniem [4] zwiększa jednorodność stopu, a tym samym jednorodność warstwy pasywnej na jego powierzchni. Dodatkowe zabiegi uszlachetniania powierzchni (polerowanie, pasywacja, anodowanie, nakładanie powłok) zmierzają ku dalszemu podniesieniu odporności korozyjnej. Pasywacja chemiczna wymuszona, zachodząca pod wpływem silnie utleniających kąpieli, pozwala uzyskać poprawę odporności korozyjnej dzięki wzmocnieniu i pogrubieniu warstwy tlenkowej [5]. Kolejnym zabiegiem jest elektrochemiczne utlenianie. Na przykład dla stopów tytanu zastosowanie tego zabiegu powoduje, że grubość warstwy tlenków na powierzchni tytanu i jego stopu Ti6Al4V wzrasta około 10-krotnie (od 20÷40 Å po polerowaniu do 436 Å po pasywacji oraz anodowaniu), dając zwiększoną odporność na korozję lokalną [6]. Metody pasywacji elektrochemicznej charakteryzują się szerokim zakresem parametrów polaryzacji, różnorodnością stosowanych elektrolitów oraz sposobów przygotowania powierzchni metalu, dają w efekcie warstwy różniące się grubością, budową i własnościami. Są to procesy wytwarzania warstw pasywn[...]

 Strona 1  Następna strona »