修復材料與牙體組織力學適配性的研究進展

殷皓宇， 劉曉秋， 孫宏晨

吉林大學口腔醫院，吉林 長春（130021）

齲病、外傷、發育畸形等原因會造成牙體組織缺損，當剩余牙體組織不足以支撐牙齒正常行使功能時，往往需要全冠修復來恢復牙齒正常的形態與功能。目前全冠修復常用的口腔陶瓷材料在美觀上可以滿足臨床應用的需要，但就力學性能而言，它與牙體組織并不完美契合，而力學性能的相對失衡也帶來了一些臨床問題，如修復體脫落、磨耗天然牙和飾瓷崩裂等。新興材料的出現為冠修復提供了更多可能，在其中的聚醚醚酮（polyetheretherketone，PEEK）材料由于與骨組織相似的力學性能而備受關注。本文旨在回顧正常牙體硬組織的力學性能和常用于冠修復的口腔材料來探討口腔全冠修復材料的仿生設計與發展可能。

1 牙體硬組織的力學性能

天然牙由牙釉質、牙本質、牙骨質以及牙髓組成。牙釉質覆蓋在牙冠部的牙本質上，釉牙本質界（dento-enamel junction，DEJ）將兩者分隔，牙釉質對內部結構起到保護作用。牙本質對外部的牙釉質和牙骨質起到一定的支持作用，同時保護著內部的牙髓組織。被覆于牙根部牙本質上的組織是牙骨質，它借牙周膜與牙槽骨相連，起著支撐牙齒的作用。牙齒是作為一個有機整體而發揮作用、行使功能。他們各自的力學性能和組織結構對牙齒行使功能以及修復體的設計應用有重要的作用。

1.1 彈性模量及硬度

彈性模量，又稱為楊氏模量，是指在彈性狀態下材料應力與應變的比值。材料的硬度是指衡量材料軟硬程度的一種力學性能指標，它是表征材料的彈性、塑性形變強化、強度和韌性等一系列不同物理量組合的一種綜合性能指標。

1.1.1 牙釉質 牙釉質的基本單位是釉柱，釉柱的基本單位是羥基磷灰石（hydroxyapatite，HAp）晶體［1］。從牙齒表面至釉牙本質界，它的彈性模量與硬度大致呈逐漸降低的趨勢。這與釉柱的分布以及礦化程度相關。Niu 等［2］通過共振超聲光譜測得牙釉質的彈性模量為（71.7 ± 7.34）GPa。Lu 等［3］將牙釉質分為靠近牙齒表層100 μm 的外釉質層、靠近釉牙本質界100 μm 的內釉質層以及位于其中的主體部分的“三明治結構”，用納米壓痕法測得由表及里三部分的硬度分別為（5.00 ± 0.22）GPa、（4.23 ± 0.18）GPa 和（3.72 ± 0.35）GPa，彈性模量分別為（97.1±2.95）GPa、（87.62±2.50）GPa和（76.83±5.71）GPa。這種變化趨勢與內部釉質的結構有關。牙釉質中，HAp 微晶以及釉柱都具有各向異性，靠近DEJ 的釉柱多相互交叉，向著牙齒表面逐漸轉化為與釉柱長軸一致的放射狀［4］。內部相互交叉的結構起增韌作用，而與長軸方向平行負荷能力更強［5］。

1.1.2 牙本質 牙本質由牙本質小管、管周牙本質和管間牙本質組成。由DEJ 至近牙髓處，它的彈性模量和硬度也呈逐漸減小的趨勢。Kinney 等［6］通過共振超聲光譜測得牙本質彈性模量的范圍為19 ～ 29 GPa。研究表明，力學性能的變化也與牙本質的組織結構密切相關［7］?？拷麯EJ 的牙本質小管較稀疏，而牙髓附近的較密集，同時隨著不斷向牙髓靠近，HAp 的晶體顆粒也不斷減?。?］。

1.2 斷裂力學行為

1.2.1 斷裂韌性 斷裂韌性是反映牙釉質和牙本質抵抗裂紋的能力，是物體的固有特性。Hayashi-Sakai 等［9］測得在中部的牙釉質斷裂韌性要高于咬合面牙釉質的斷裂韌性，這是由于中部的釉質釉柱走向不規則，呈彎曲樣，因此裂紋在釉柱間的擴展受到抑制。針對牙本質，Ivancik 等［10］將牙本質分為距釉牙本質界分別為0.5、2.5、3.5 mm的三部分測各自斷裂韌性，內部牙本質的（2.2±0.5）MPa·m1/2顯著低于中部的（2.7±0.2）MPa·m1/2和外部區域的（3.4 ± 0.3）MPa·m1/2，這是因為外部牙本質相對膠原含量較高，從而增加了裂紋的閉合和裂紋尖端應力強度的降低。

1.2.2 斷裂行為 牙齒在不斷的功能運動中，在牙釉質表層會產生微裂紋。而牙齒對這些裂紋具有一定的耐受性［11］。這種裂紋的耐受性與牙釉質和牙本質之間組織結構的變化有關。牙釉質內釉柱方向的轉化會形成相互鎖合的結構，同時彈性模量梯度會將施加的應力重定向，這使得裂紋進入內部釉柱交叉區后會因釉柱方向的改變而變慢，最后分叉并停止［12］。而當負荷過大或牙釉質磨耗嚴重時，裂紋可能會延續至牙本質。牙本質的抵抗機制與牙釉質相似，管周牙本質使得主裂紋發生偏轉，繼而終止裂紋［13］。因此即使裂紋進展到牙本質，往往也不會導致牙齒的劈裂。

牙釉質與牙本質的彈性模量、硬度和斷裂韌性都呈現梯度性變化，這些梯度性的改變與牙釉質、牙本質本身組織結構的改變是相對應的，通過組織結構的變化使得富含羥基磷灰石晶體的脆性組織具有了良好的韌性［14］。

2 口腔全冠修復材料

口腔全冠主要有金屬全冠［15］、烤瓷金屬全冠［16］和陶瓷全冠［17］等。金屬以及烤瓷全冠由于其在美觀上的缺陷在臨床上已較少使用?？谇惶沾刹牧暇哂袃灝惖拿烙^性以及力學性能，是目前在臨床上使用較多的全冠修復材料。近年來，高分子聚合物用作冠修復的優勢也逐漸被發掘，如聚醚醚酮材料［18-19］。

2.1 口腔陶瓷材料

臨床上常用的口腔陶瓷材料是玻璃陶瓷和氧化鋯陶瓷。玻璃陶瓷是指一類含二氧化硅基的陶瓷，材料呈高度半透明性、仿生性和生物相容性，廣泛用于嵌體、高嵌體以及冠修復。但它的不足在于固有脆性和低抗折裂性［20］。以二硅酸鋰陶瓷材料為例，其維氏硬度為6.3 GPa，彎曲強度約262～360 MPa，斷裂韌性為2.0 ～ 2.5 MPa·m1/2［21］。針對玻璃陶瓷的現有不足，可通過離子交換強韌和氧化鋯顆粒增強等方式來改善［22-23］。經改性后，氧化鋯增強的玻璃陶瓷的彈性模量為60 ～ 108 GPa，硬度為4.5～6.8 GPa［24］。

氧化鋯陶瓷具有良好的力學性能、熱穩定性和化學穩定性而被廣泛應用于冠橋修復，臨床常用的氧化鋯全瓷冠修復體彈性模量為200 GPa，抗折強度大于900 MPa，抗斷裂韌性為9～ 10 MPa·m1/2［25］。傳統氧化鋯多呈現白色，常需要飾面瓷來增加它的半透性。

對于陶瓷材料特別是氧化鋯材料，修復失敗的原因主要是飾瓷崩裂和修復體脫落［26］。Rodrigues 等［27］認為飾瓷崩裂與飾瓷和基底冠之間的殘余應力相關，同時修復體的幾何設計、彈性模量、熱膨脹系數以及基底冠與飾瓷比熱差異等因素都是影響殘余應力大小的關鍵因素。修復體脫落與粘接層的失效有關，Chen 等［28］通過對陶瓷全冠修復體進行有限元分析發現應力集中冠頸部粘接界面，而且全冠的彈性模量越高，界面的應力越高，越易導致修復失敗。氧化鋯陶瓷存在的另一問題是會造成天然牙的磨耗的增加。一方面是由于氧化鋯的硬度明顯高于天然牙，另一方面是因為氧化鋯是緊密結合的晶體結構，具有更強的抗表面降解性，而咬合時牙釉質的釉柱與其外層蛋白鞘之間更容易發生滑移［29］。

雖然口腔陶瓷材料在美觀設計上具有優勢，但是它與牙體組織相比，彈性模量與硬度過高，這種力學性能的不適配可能最終導致了修復的失?。?0］。近年來，不少學者提出模擬牙齒結構來構建仿生牙釉質來作為修復體［31］。

2.2 聚醚醚酮

PEEK 具有優異的力學性能，與口腔陶瓷材料相比，其優勢在于彈性模量骨組織相似［32］。另外，它化學性能穩定，生物相容性良好，無細胞毒性和免疫原性。近年來，PEEK 廣泛應用于口腔種植［33-34］和口腔頜面外科［35-36］，也正被逐漸嘗試作為全冠修復材料來使用。

Kimura 等［37］對20 例患者PEEK 冠修復后6 個月后進行隨訪，發現PEEK 冠并未出現脫落、折裂、咀嚼力下降的現象，也未發現對牙齦邊緣造成不利影響。Aldhuwayhi 等［38］通過靜態抗壓以及動態抗疲勞實驗證明PEEK 相比于二硅酸鋰，抗折斷能力和抗咬合負荷能力更強。Abhay 等［39］通過咀嚼模擬實驗比較PEEK 冠與氧化鋯冠，發現PEEK 冠對牙釉質的磨耗更少。PEEK 較低的彈性模量和硬度，雖然使得應力分布更加均勻以及減少了天然牙磨耗的增加，但與牙體組織相比還有一定差距。為了提高它的力學性能，許多學者提出通過添加碳纖維和玻璃纖維以及羥基磷灰石顆粒的方式對聚醚醚酮進行了改進。

碳纖維和玻璃纖維由于具有良好的力學性能、無毒、耐磨性高等優勢，而廣泛地應用于材料的增強。碳纖維類型有不連續的短纖維和長纖維以及連續纖維。一般在復合材料中，短碳纖維百分比為30 wt%，連續纖維為60 vol%［40］。Li 等［41］通過注塑成型的方式分別合成了25 wt%短纖維和長纖維的PEEK 復合材料，測得長碳纖維增強PEEK復合材料的拉伸強度和彎曲強度明顯高于皮質骨。Kosmachev 等［42］利用熱壓技術制作含60 vol%連續碳纖維增強的復合材料，觀察到彎曲模量可達（59.5±3.7）GPa。Gao 等［43］通過模壓成型的方式合成了30 wt%玻璃纖維增強的復合材料，測得它的硬度為7.8 GPa，明顯高于PEEK 本身，但是極限拉伸強度卻不如PEEK。同時纖維的分布不均以及與PEEK 基質浸潤減弱都會影響復合材料的力學性能［44］。

羥基磷灰石具有良好的生物活性以及骨傳導性而被用于生物材料［45］。Lai 等［46］在PEEK 中混入了2.5 wt%的HAp 納米粒子，測定復合材料的抗拉強度、沖擊強度和抗彎強度分別比純PEEK 高18.5%、38.2%和5.7%，彎曲模量比純PEEK 高約30%。

3 總結和展望

了解正常牙體組織的結構和力學性能并以此為基礎來制作設計全冠修復體是必不可少的，牙體組織與修復材料的力學性能對比總結見表1。

表1 牙體組織與修復材料的力學性能對比Table 1 Comparison of mechanical properties of dental tissue and restorative material

兩種力學性能差異較大的材料相結合時，它們之間的界面往往會成為應力集中的薄弱區。全冠修復材料與牙齒本身的力學性能的適配性越強，那么經過修復后的牙齒在功能運動時更能作為一個整體發揮作用。雖然口腔陶瓷等修復材料可以滿足美觀方面的要求，在美觀上符合仿生的概念，但它彈性模量與硬度較高、不具有與牙齒相似的層次結構。聚醚醚酮材料作為冠修復材料的優勢恰好可以彌補陶瓷材料的劣勢，然而它在臨床上應用也受限于強度不足。通過多種方式可以構建復合材料來提高它的機械強度，使之更加接近牙體組織。然而，將聚醚醚酮作為冠修復材料仍需要更多病例來觀察分析它的臨床效果。牙釉質和牙本質的彈性模量和硬度均呈現梯度化遞減的趨勢，這一趨勢與牙體組織的微觀結構特點相符合。牙釉質釉柱在近釉牙本質界相互交錯鎖合，牙本質更高的彈性以及釉牙本質界的緩沖作用，可抵擋微裂紋的進展，防止牙齒劈裂。因此，應在牙體組織本身的力學性能與結構特點的基礎上，構建層次更加多樣的仿生修復材料，從而減少陶瓷材料的臨床問題，能夠更好地保護剩余牙體組織并延長修復體的壽命。

【Author contributions】Yin HY wrote the article.Liu XQ and Sun HC revised the article.All authors read and approved the final manuscript as submitted.