趙信義

（軍事口腔醫(yī)學國家重點實驗室，口腔疾病國家臨床醫(yī)學研究中心，空軍軍醫(yī)大學第三附屬醫(yī)院口腔材料教研室，西安 710032）

隨著CAD/CAM技術在口腔醫(yī)學的廣泛應用，通過數控切削（digital milling）成形方法制作修復體成為受歡迎的方法，特別是椅旁數控切削方法具有速度快、精度高等優(yōu)點。早期的椅旁數控切削材料主要是可切削陶瓷材料，代表性的材料是長石質切削瓷和玻璃陶瓷（例如白榴石增強玻璃陶瓷和二硅酸鋰玻璃陶瓷）。由于陶瓷材料固有的脆性缺點，且多數切削瓷切削后需要終燒結或者上飾瓷，制作時間長，尺寸準確性較低。而復合材料切削后經過拋光即可使用，且尺寸準確性高[2]?；诖?，人們多年前就開始研究應用陶瓷與聚合物的復合材料作為上述瓷材料的替代物，用于單個牙的永久性修復，以改善修復體的韌性，減小脆性，縮短制作步驟。近年來已經出現(xiàn)不少市售的切削復合材料，用于永久修復體的制作。本文針對這些材料的種類、性能特點及應用進行介紹和分析，并與相應的陶瓷類材料進行比較，以期為臨床選擇使用材料提供參考。

1 種類、組成與結構

臨床上使用的數控切削成型復合材料均是由廠商提供的整塊（monolithic blocks）材料，通過數控切削制備具有全形狀（full contour）的修復體。根據材料組成與結構特點，目前數控切削成型復合材料可分為兩類[1]：樹脂基復合材料和陶瓷基樹脂滲透復合材料。

1.1 樹脂基復合材料切削塊

多數廠家的切削用樹脂基復合材料都是由其在售的復合樹脂材料轉化而來[2]，例如3M公司的Lava Ultimate 由Filtek Supreme Ultra復合樹脂轉化而來，因此這類材料在組成和結構上與復合樹脂非常相似，也是由可聚合樹脂（Bis-GMA、UDMA、TEGDMA等）和無機增強填料所構成（圖1）。工廠將樹脂與增強填料通過機械真空混合、模壓成塊，然后熱壓固化制成供臨床應用的切削塊（milling block）狀材料[3]。切削塊結構上以聚合物為連續(xù)相，無機增強填料為分散相。由于熱壓固化，塊狀材料的致密程度及固化程度高于臨床充填用的復合樹脂，因此其力學性能優(yōu)于相應的充填用復合樹脂[4]。這類材料代表性的產品有Lava Ultimate（3M）和Cerasmart（GC）。

圖1 樹脂基復合材料Lava Ultimate的SEM圖

1.2 陶瓷基樹脂滲透復合材料

這種材料在結構上與玻璃滲透全瓷材料相似，不同之處在于滲透材料是可聚合樹脂單體，而不是玻璃[5]。首先將含有氧化鋁微晶和氧化鋯微晶的長石質瓷粉進行模壓成型，然后進行低溫燒結，使瓷粉顆粒間接觸部位熔接，形成由瓷粉顆粒骨架組成的、具有多孔結構的瓷坯塊。用硅烷偶聯(lián)劑對瓷坯塊多孔結構表面進行硅烷化處理，然后用可聚合樹脂單體（例如UDMA、TEGDMA）對瓷坯塊多孔結構進行滲透[6]，最后使?jié)B透的樹脂單體在高壓、高溫（300 MPa，180℃）條件下聚合[7]，最終形成以多孔瓷為骨架、聚合物充填孔隙的互穿網絡結構的復合材料[8]（圖2）。為了使樹脂能夠充分滲入瓷的孔隙，瓷的孔隙通常較大。盡管如此，仍然存在樹脂滲透不全[9]，以及聚合物與瓷結合不良的問題[10]，導致材料中形成空洞等缺陷。以Vita公司的Enamic為例，其長石瓷骨架體積占75%，聚合物占25%[11]，這種材料又稱為樹脂滲透瓷（resin-infiltrated ceramic）或者聚合物滲透瓷網絡（polymer-infiltrated ceramic-network）。

圖2 陶瓷基樹脂滲透復合材料Enamic的SEM圖

2 性能

2.1 力學性能

與切削陶瓷材料相比，上述兩類復合材料的共同結構特點是含有聚合物結構，而聚合物的彈性模量、硬度遠低于陶瓷，但韌性高于陶瓷[12]。表1是根據文獻的研究結果歸納出兩類復合材料與具有相同用途的切削陶瓷材料的一些力學性能。

表1 數控切削成型復合材料、長石質瓷和玻璃陶瓷的力學性能比較 [13-19]

樹脂基復合材料的彎曲強度略高于陶瓷基樹脂滲透復合材料，這可能與其以聚合物為骨架有關，而聚合物骨架不僅促使材料的彈性模量低于以陶瓷為骨架的陶瓷基樹脂滲透復合材料，而且因無機填料是通過聚合物結合在一起，它們之間沒有熔接，因此材料的硬度和彈性模量明顯較低。較低的硬度有利于切削，較低的彈性模量與牙本質的接近，與牙本質之間的應力連續(xù)性較高，有利于將其所受的應力向牙本質均勻傳遞。

與陶瓷材料相比，陶瓷基樹脂滲透復合材料具有較低的硬度和彈性模量，彎曲強度和斷裂韌度略高于長石質瓷，與樹脂基復合材料相當，但是低于切削玻璃陶瓷。二硅酸鋰玻璃陶瓷的致密無孔結構和相互交錯的晶相結構賦予其最高的彎曲強度和斷裂韌度[20]。如果陶瓷基樹脂滲透復合材料所含的聚合物與陶瓷網絡能夠形成牢固的結合，當陶瓷中的裂紋擴展過程中遇到聚合物時，低彈性模量、高韌性的聚合物能夠通過自身的塑性變形形成的橋連作用消耗裂紋擴展的能量[5]，減緩裂紋擴展[11]，從而宏觀上改善了材料的斷裂韌性。由于目前使用的滲透聚合物的脆性仍然較大，所以增韌的幅度較小。

陶瓷基樹脂滲透復合材料中的聚合物在聚合過程中的體積收縮會對陶瓷支架產生收縮性壓應力，這種壓應力可能具有阻止裂紋在陶瓷中的擴展的效應，利于改善材料的強度和韌性[21]。

彎曲強度的韋伯模數（Weibull modulus）是彎曲強度數據分散程度的指標，反映了材料強度的可靠性。由表1可見，復合材料的韋伯模數均大于10，說明復合材料有著良好的強度可靠性，韋伯模數與試樣內部裂紋等缺陷的多少密切相關[14]。樹脂基復合材料的彎曲強度的韋伯模數顯著低于其他材料，說明這種材料內部缺陷變化大，導致其強度值分散程度大。

樹脂基復合材料的回彈模量顯著高于陶瓷基樹脂滲透復合材料（表1）。回彈模量是指材料受力發(fā)生彈性變形，在彈性極限時單位體積材料受力變形吸收的能量，可以用材料應力-應變曲線上彈性變形范圍內曲線與應變軸所包括范圍的面積來表示[22]。因此材料的回彈模量大小與材料的彈性模量（曲線直線部分的斜率）和彈性極限有關，彈性模量大的材料回彈模量相對較小。陶瓷的回彈模量很小。高回彈模量的材料制成的修復體在咀嚼過程中能夠通過自身的形變吸收更多的面撞擊能量，一方面緩沖對牙齒的沖擊，起到減震作用，另一方面通過受力部位局部變形，減小局部接觸應力（壓強），進而減少修復體的破壞，改善材料的耐疲勞性能。

修復體的高回彈模量也帶來負面影響，例如嵌體在受力時產生較大的彈性形變會對修復體邊緣產生較大的破壞性應變，降低邊緣密合性[23]。高回彈模量的固定橋在橋體受力彎曲變形時會對基牙產生較大的扭力。此外，材料的回彈模量影響其切削性能，高回彈模量材料在磨削時，材料的彈性變形不利于精細切削。

疲勞性能方面，Ankyu 等[24]在實驗室測定了樹脂基復合材料（Lava Ultimate）和二硅酸鋰玻璃陶瓷（IPS e.max press）條狀試樣經過三點彎曲疲勞試驗（40 N， 120萬次）后的彎曲強度，結果表明疲勞試驗沒有嚴重降低樹脂基復合材料的彎曲強度。Shembish等[25]用Lava Ultimate和白榴石增強玻璃陶瓷塊切削制作單個后牙冠，粘固到復合樹脂制作的基牙上，然后在疲勞試驗機上進行壓力接觸-側滑的疲勞試驗。結果表明，在載荷增加至最大1 700 N的實驗過程中，盡管其所有試樣縱剖面均可見典型的接觸性圓錐形裂紋，但是樹脂基復合冠的咬合面只出現(xiàn)較小的破損，冠本身并沒有完全破壞。相比之下，所有的玻璃陶瓷冠均發(fā)生斷裂，有些在載荷為450 N時就開始斷裂。由此可見，樹脂基復合的斷裂韌性及抗裂紋擴展疲勞性能優(yōu)于玻璃陶瓷。Magne等[26，27]的研究也得到了相似的結果。

Wendler等[28]通過體外疲勞試驗及韋布分布分析預測了幾種椅旁CAM材料的壽命，結果表明，5年可能引起63.2%失效的最大咬合應力，樹脂基復合材料Lava Ultimate是171.8 MPa，陶瓷基樹脂滲透復合材料Enamic是98.8 MPa，長石質瓷Vitablocs Mark II是47.9 MPa，玻璃陶瓷IPS e.max CAD是261.6 MPa。

由于數控切削樹脂基復合材料的聚合物含量較少，而且是高度交聯(lián)的聚合物，所以這一類材料仍然屬于脆性材料。再加上聚合物與無機填料之間的結合并不充分[29]，兩者的力學性能差異較大，導致這種材料整體上應力連續(xù)性較低，受力過程中聚合物-填料的界面應力集中相對較大，界面容易出現(xiàn)破壞，所以這種材料的斷裂韌度并不高，略高于切削長石瓷，與陶瓷基樹脂滲透復合材料基本相當，顯著低于二硅酸鋰玻璃陶瓷。

修復體在口腔咀嚼過程中承受咬合力，當修復體邊緣（例如嵌體與牙齒硬組織的界面）承受過大的壓強時（例如與對頜牙牙尖接觸），修復體的邊緣可能發(fā)生崩裂，使修復體邊緣完整性破壞，由此可導致修復體邊緣著色、微滲漏等不良后果。因此修復材料的邊緣抗崩裂性是一項非常重要的性能，特別是脆性修復材料。邊緣崩裂試驗一般是用尖銳的壓頭（例如努氏硬度壓頭）在靠近材料試樣邊緣0.5 mm處壓入材料，以壓碎邊緣的載荷（N）與壓入點至邊緣的距離（mm）的比值作為邊緣韌度，表征材料抗邊緣崩裂性能[18，19]，或者以邊緣出現(xiàn)崩裂的載荷（N）作為邊緣強度指標[30，31]。由表1可見，樹脂基復合材料的邊緣抗崩裂性優(yōu)于陶瓷基樹脂滲透材料及長石質瓷。

2.2 吸水性

切削成型復合材料吸水率及溶解率小于充填用復合樹脂，但略大于陶瓷材料，其中陶瓷基樹脂滲透復合材料的吸水率及溶解率小于樹脂基復合材料。材料在口腔環(huán)境中吸收較多的水分，水分會降低聚合物鏈之間及聚合物與無機填料之間的作用力，加速材料性能的退化，導致材料的強度和斷裂韌性降低[2]。研究發(fā)現(xiàn)[28]，在浸水（37℃）30天后，樹脂基復合材料的斷裂韌度和彈性模量均下降，而陶瓷基樹脂滲透復合材料Enamic的彈性模量維持不變，斷裂韌度卻略有增加。

2.3 磨耗性能

陶瓷基樹脂滲透復合材料所具有的瓷骨架具有優(yōu)良的耐磨耗性能，而瓷骨架的孔隙內的聚合物的耐磨耗性能較差，在磨耗過程中容易磨損，但是由于聚合物體積占比小，所以陶瓷基樹脂滲透復合材料整體的耐磨耗性能與牙釉質相當，顯著優(yōu)于樹脂基復合材料[32]，略差于長石質切削瓷，它對對頜牙的磨損與長石質切削瓷相當。樹脂基復合材料的連續(xù)相是低硬度的聚合物，導致材料表面硬度相對較低，雖然分散相（無機填料）硬度較高，但是在磨耗過程中填料容易脫落，所以其耐磨耗性能差于陶瓷基樹脂滲透復合材 料。

2.4 切削性能

結構上，無論是樹脂基復合材料還是陶瓷基樹脂滲透復合材料，均由細小的無機顆粒與聚合物組成。在切削過程中，無機顆粒容易逐個地被切削下來，而且切削中形成的裂紋在聚合物-無機填料界面容易轉向，因此切削成型復合材料表現(xiàn)出優(yōu)良的切削性能，其切削性能優(yōu)于長石瓷材料，切削后修復體邊緣的完整性、精確性高于長石瓷材料。這一特性也使切削成型復合材料能夠快速切削，減少了切削工具的磨耗和損壞，臨床上也容易打磨和修形。兩種復合材料相比，樹脂基復合材料的切削性能略優(yōu)于陶瓷基樹脂滲透復合材料，材料邊緣的抗崩裂性能更好（表1），切削邊緣的粗糙度更小、更光滑[23]。

2.5 粘接性能

切削成型復合材料本身強度和斷裂韌度不夠高，制作的修復體需要牢固地粘固到基牙上，以提高修復體抗破碎能力，因此這種材料的修復體通常需要進行粘接性粘固。為獲得良好的粘接，復合材料粘接面通常需要進行粗糙化處理，其中噴砂處理是有效的方法[33]。對于陶瓷基樹脂滲透復合材料，噴砂后應用硅烷偶聯(lián)劑或者粘接底涂劑可以顯著提高粘接強度[34，35]。而樹脂基復合材料的骨架是聚合物，應用硅烷偶聯(lián)劑的效果并不好[36]?？傮w上，粘接性樹脂水門汀對陶瓷基樹脂滲透復合材料的剪切粘接強度為18～25 MPa，對樹脂基復合材料的剪切粘接強度為5～10 MPa。

陶瓷基樹脂滲透復合材料的骨架是長石質瓷，因此5%～9%的氫氟酸蝕刻也是粘接面有效的粗糙化方法，然后應用硅烷偶聯(lián)劑底涂劑，可以顯著增強粘接強度[6.37]。由于無機填料含量相對來說較少，樹脂基復合材料粘接面的氫氟酸蝕刻效果不如陶瓷基樹脂滲透復合材料。

2.6 拋光性能

大多數切削成型樹脂基復合材所用無機增強填料粒度細小，小于陶瓷基樹脂滲透復合材料的陶瓷燒結骨架顆粒，一些樹脂基復合材料使用的無機填料是納米填料，再加上材料硬度降低，因此樹脂基復合材料展現(xiàn)出較好的拋光性能，材料拋光及磨耗后，表面粗糙度低于陶瓷基樹脂滲透復合材料[16]，顯示出良好的保持表面光滑的能力。陶瓷基樹脂滲透復合材料的陶瓷骨架磨耗過程中磨損很少[38]，骨架孔隙內的聚合物容易磨損，磨損后形成較大的凹坑[31]，導致表面粗糙度相對較大。

2.7 生物學性能

切削成型復合材料中的聚合物是在工廠中通過高溫高壓聚合，殘留單體含量低于臨床充填修復用復合樹脂，因此具有良好的生物相容性。

3 應用及發(fā)展前景

由于彎曲強度有限，上述兩種切削成型復合材料只能用于制作單個牙齒的永久性修復體，例如前牙貼面、嵌體及高嵌體、前后牙單冠、種植體牙冠等， 其中樹脂基復合材料的高回彈性特別適合于制作種植體牙冠，因為種植體缺少有緩沖咬合力作用的牙周膜結構。當然樹脂基復合材料也可以制作長期臨時冠、橋修復體。

切削成型復合材料目前存在的主要問題是彎曲強度不高，限制了材料的應用范圍。復合材料的彎曲強度不高這一現(xiàn)象與聚合物和瓷的結合有密切關系，也與材料中聚合物的韌性不高有關，材料中存在的缺陷也是導致材料強度不高的重要原因。以玻璃陶瓷為例，玻璃陶瓷在結構上與兩種復合材料相似，由玻璃基質和增強晶體組成，但是玻璃陶瓷結構致密，缺陷很少，再加上玻璃基質與增強晶體之間結合很好，因此玻璃陶瓷的彎曲強度可達350～400 MPa，遠高于復合材料。因此切削成型復合材料的研究應當圍繞著上述問題進行研究。