牙科陶瓷材料的摩擦學性能研究進展

雷 磊，伍雨馳，程子晉，劉 莉，鄭 靖*

(1 西南交通大學 材料先進技術教育部重點實驗室 摩擦學研究所，成都 610031；2 西南交通大學醫(yī)院 口腔科，成都 610031)

牙齒是人體內直接行使咀嚼功能的器官，具有優(yōu)異的耐磨性[1-2]。恒牙無法再生，一旦疾病、外傷等因素導致人體天然牙缺損或缺失，會誘發(fā)咀嚼功能障礙、顳下頜關節(jié)紊亂病、營養(yǎng)攝入障礙，甚至全身系統性疾病，需及時使用牙科修復材料重建牙齒解剖形態(tài)與生理功能[3]。陶瓷材料因具有優(yōu)異的耐磨性、化學穩(wěn)定性、生物相容性和美觀性，作為牙科修復材料使用至今已有超過200年歷史，并在牙科修復領域占據越來越重要的位置[4]。

1774年，法國人Alexis Duchateau發(fā)明了第一顆陶瓷義齒，隨后研究人員一直致力于改善牙科陶瓷材料的美學性能。1838年，Elias Wildman成功開發(fā)出與天然牙齒色澤接近的半透明長石質瓷[5]，鑒于長石質瓷的力學性能不佳，研究人員嘗試將長石質瓷熔附在金屬框架上以制備強度更高的牙科修復體，但陶瓷和金屬框架之間熱膨脹系數不匹配容易導致界面失效。19世紀60年代，人們通過添加白榴石調控長石質瓷的熱膨脹系數，開發(fā)了玻璃陶瓷，用于制備烤瓷熔附金屬修復體，但修復體表面磨損會導致裂紋萌生，引發(fā)烤瓷層崩裂或剝落[6]。近幾十年，人們將目光轉向全陶瓷修復體的研發(fā)，這對材料的力學性能提出了更高要求，催生了以氧化鋯陶瓷為代表的多晶牙科陶瓷材料[7]。

陶瓷修復體在口腔內承受咀嚼磨損，其摩擦學性能一直備受關注。經過200多年的發(fā)展，牙科陶瓷材料的美觀性和力學性能得到極大改善，陶瓷修復體的脆性斷裂問題基本得到解決，然而，表面磨損誘發(fā)陶瓷修復體斷裂失效問題仍時有發(fā)生[8-10]，同時，隨著牙科陶瓷材料力學性能的不斷提高，陶瓷修復體誘發(fā)對頜天然人牙過度磨損問題日益凸顯[11-13]。因此，亟須從摩擦學角度，尤其是與天然人牙摩擦學性能匹配角度出發(fā)，設計開發(fā)牙科陶瓷材料。本文綜述了牙科陶瓷材料摩擦學性能的研究現狀，歸納了典型摩擦學測試方法，從仿生摩擦學角度探討了牙科陶瓷材料的未來發(fā)展趨勢。

1 牙科陶瓷材料的力學性能

牙科修復體的主要功能是修復受損人牙的解剖形態(tài)并替代受損人牙行使生理功能，因此，天然牙齒組織的理化特性是牙科材料設計開發(fā)的重要參考和依據。天然人牙由牙釉質、牙本質、牙骨質和牙髓構成，其中，牙冠外層的牙釉質是承受咀嚼磨損的主要區(qū)域[1]。牙釉質由96%～97%(質量分數)的無機礦物質以及少量有機物質和水組成，彈性模量約為47～120 GPa，硬度約為2.7～6.4 GPa，撓曲強度約為60～90 MPa，斷裂韌度約為0.5～2.5 MPa·m1/2[14-17]。

根據材料微觀結構，牙科陶瓷材料可以分為長石質瓷、玻璃陶瓷、玻璃滲透陶瓷、多晶陶瓷和樹脂滲透陶瓷五大類，如表1所示[5,18-47]。

表1 牙科陶瓷材料分類[5,18-47]Table 1 Classification of dental ceramics[5,18-47]

長石質瓷是天然長石、石英和高嶺土三組分經高溫燒結而成的非晶玻璃材料，力學性能較差，但光學性能非常接近天然牙齒[5]，主要用于制作貼面、嵌體、高嵌體、烤瓷熔附金屬修復體和烤瓷熔附陶瓷修復體[19-20,22]。玻璃陶瓷的成分與長石質瓷相似，但晶體顆粒含量遠高于長石質瓷[5]，這些均勻嵌入玻璃相基質中的晶體顆粒充當增強體，阻止裂紋擴展、提高材料力學性能[24]。根據晶體成分不同，玻璃陶瓷分為白榴石玻璃陶瓷、二硅酸鋰玻璃陶瓷、云母玻璃陶瓷和氟磷灰石玻璃陶瓷[28]。以二硅酸鋰玻璃陶瓷為例，晶體顆粒含量高達70%(體積分數)，彈性模量約為95 GPa，硬度約為6 GPa，撓曲強度約為400 MPa，斷裂韌度約為3.0 MPa·m1/2[25,27]。得益于較高的力學性能和良好的光學特性，玻璃陶瓷廣泛應用于制作貼面、嵌體、高嵌體以及前牙的單冠和三單元固定橋[26,29]。

玻璃滲透陶瓷是將熔融玻璃滲入預先制備的多孔陶瓷框架中制成，獨特的玻璃/陶瓷互穿網絡結構能夠抑制裂紋萌生與擴展，提高材料整體強度[30]。根據陶瓷框架成分不同，玻璃滲透陶瓷分為玻璃滲透氧化鋁陶瓷、玻璃滲透尖晶石陶瓷和玻璃滲透氧化鋯陶瓷。玻璃滲透陶瓷的力學性能遠優(yōu)于長石質瓷和玻璃陶瓷，臨床上常用于制作前后牙的單冠和三單元固定橋的底層結構[33]。隨著強度和韌性更高的多晶陶瓷牙科材料問世，玻璃滲透陶瓷逐漸被取代并退出牙科材料市場。

多晶陶瓷是由晶體直接燒結而成的致密陶瓷材料，擁有極高的強度和剛度[29,37]。根據晶體成分不同，多晶陶瓷分為氧化鋁陶瓷、氧化鋯陶瓷以及氧化鋁-氧化鋯復合陶瓷，其中高韌性的氧化鋯陶瓷在牙科修復領域的應用最廣。氧化鋯陶瓷具有三種主要晶型，分別為單斜相、四方相和立方相。純氧化鋯陶瓷在室溫下只能以單斜相穩(wěn)定存在，通過添加氧化釔、氧化鈣和氧化鎂等金屬氧化物，能夠制備出室溫下部分穩(wěn)定的四方相氧化鋯陶瓷，其裂紋尖端在應力作用下發(fā)生相變生成單斜相并產生體積膨脹，對裂紋形成壓應力，阻礙裂紋擴展。目前臨床常用的氧化鋯陶瓷是3%(摩爾分數，下同)氧化釔穩(wěn)定的四方相氧化鋯陶瓷，力學性能十分優(yōu)異，但半透明性較差，多用于制作后牙的單冠和多單位固定橋的底層結構[35,38]。通過增加氧化釔含量，可以引入更多光學各向同性的立方相氧化鋯，同時減少氧化鋁顆粒和孔隙等二次相造成的光散射，能夠有效提高氧化鋯陶瓷的半透明性，目前已經開發(fā)出氧化釔含量為4%和5%的高透明氧化鋯陶瓷[39]。

陶瓷材料的剛度和硬度較高，植入人體口腔后易引發(fā)對頜天然人牙過度磨損。為解決這一問題，德國VITA公司基于玻璃滲透陶瓷體系，開發(fā)了樹脂聚合物滲透多孔陶瓷網絡框架的新型復合材料[42]，即樹脂滲透陶瓷。樹脂相的引入能夠顯著降低陶瓷材料的彈性模量、硬度和脆性，改善陶瓷修復體與天然人牙的剛度失配問題。以VITA公司推出的樹脂滲透陶瓷Enamic為例，它含有質量分數為86%的長石質瓷和質量分數為14%的甲基丙烯酸酯樹脂，彈性模量約為38 GPa，硬度約為2.4 GPa，撓曲強度約為150 MPa，斷裂韌度約為1 MPa·m1/2，整體力學性能介于天然人牙釉質和牙本質之間[41,47]。近幾年，研究人員采用氧化鋯陶瓷作為框架材料，制備了樹脂滲透氧化鋯陶瓷[44-46]，彈性模量約為59～88 GPa，硬度約為3.2～4.8 GPa，撓曲強度約為202～336 MPa，斷裂韌度約為3.7～4.6 MPa·m1/2，力學性能更加接近人牙釉質。

2 牙科陶瓷材料的摩擦學性能

牙科陶瓷材料的磨損機制和磨蝕性與其化學成分和微觀結構密切相關。表2[39,48-60]匯總了牙科陶瓷材料的磨損機制和磨蝕性。長石質瓷和玻璃陶瓷均由晶體顆粒和玻璃相組成，磨損機制主要為疲勞磨損誘發(fā)磨粒磨損，對人牙釉質的磨蝕性強；玻璃滲透陶瓷和多晶陶瓷的力學性能優(yōu)異，能夠有效抵抗表面破壞、抑制磨損，自身耐磨性佳，其中，多晶陶瓷的彈性模量和硬>度高，會引發(fā)天然人牙表面發(fā)生應力磨蝕和疲勞磨損；樹脂滲透陶瓷的彈性模量和硬度與人牙釉質接近，磨蝕性低，但自身耐磨性不佳。

表2 牙科陶瓷材料的磨損機制與磨蝕性[39,48-60]Table 2 Wear mechanism and abrasive potential of dental ceramics [39,48-60]

2.1 牙科陶瓷材料的摩擦磨損機制

長石質瓷的主要成分是玻璃相基質，其機械強度低、抗疲勞性能差，在摩擦磨損過程中易發(fā)生疲勞開裂和剝落，進而引發(fā)劇烈磨粒磨損(圖1(a))[50]。玻璃陶瓷的材料組成與長石質瓷類似，但晶體顆粒含量高，能夠有效抑制玻璃相基質的開裂和剝落，提高材料耐磨性，不過，微裂紋容易在晶體顆粒-玻璃相基質界面萌生，高硬度的晶體顆粒一旦脫落，會造成接觸表面劇烈磨損(圖1(b))[51]。因此，玻璃陶瓷的摩擦學性能與晶體顆粒的種類、形狀和尺寸密切相關。相比白榴石晶體，氧化鋯晶體的強度和韌性更高，對玻璃陶瓷耐磨性的增強效果更顯著[54]；針狀晶體邊緣鋒利且不易被磨鈍，脫落后將顯著加劇磨損，圓形晶體雖然較針狀晶體更易脫落，但能夠在接觸界面滾動從而減輕磨損[52]；減小晶體顆粒尺寸能有效抑制微裂紋萌生和晶體顆粒脫落，降低磨損[53]。

圖1 牙科陶瓷材料磨損表面掃描電鏡形貌(a)長石質瓷[50]；(b)玻璃陶瓷[51]；(c)玻璃滲透氧化鋁陶瓷[56]Fig.1 SEM images of ceramic worn surface(a)porcelain[50];(b)glass ceramic[51];(c)glass-infiltrated alumina ceramic[56]

相比玻璃陶瓷，玻璃滲透陶瓷的晶體網絡能夠大幅度提高材料的強度、韌性和耐磨性。以玻璃滲透氧化鋁陶瓷為例，其表面磨損以輕微擦傷為主，僅在少數晶體顆粒邊界出現微裂紋(圖1(c))[55-57]。此外，當摩擦界面存在水基介質時，氧化鋁晶體通過摩擦化學作用轉變成較軟的水合氧化鋁，作為柔性黏結劑與磨屑顆?；旌?，形成轉移膜覆蓋在陶瓷表面，填平磨損表面的裂紋和剝落坑，并充當第三體調控界面剪切應力，從而避免陶瓷表面發(fā)生劇烈磨損[56]。

氧化鋯陶瓷是目前力學性能最好的牙科陶瓷材料，抗疲勞性能優(yōu)異，能夠有效抵抗裂紋萌生和擴展，抑制表面磨損，耐磨性遠高于長石質瓷和玻璃陶瓷[52,61-62]。在模擬口腔環(huán)境下，氧化鋯陶瓷表面磨損輕微，以輕微擦傷和局部顆粒脫落為主，無開裂或剝落現象(圖2)[39]。近幾年全鋯冠修復體的迅速普及使得高透明氧化鋯陶瓷(高氧化釔含量)的臨床需求日益增加。氧化鋯陶瓷的強度和韌性隨著氧化釔含量增加而下降，但最新研究結果表明，氧化釔含量分別為3%，4%和5%的氧化鋯陶瓷的摩擦學性能并無顯著性差異[39]。此外，水熱老化會誘導氧化鋯由四方相轉變成單斜相，引發(fā)陶瓷表面開裂，這可能會導致氧化鋯陶瓷的耐磨性能降低[63]，但是，不同研究采用的老化處理方式不同，測試結果差異較大，目前尚無定論。

圖2 氧化鋯陶瓷磨損表面SEM形貌[39](a)磨損表面的犁溝；(b)圖(a)中心區(qū)域的放大圖Fig.2 SEM images of zirconia ceramic worn surface[39](a)ploughed furrows on the worn surface;(b)enlarged view of center part in fig.(a)

樹脂滲透陶瓷是為了解決傳統牙科陶瓷材料磨蝕性強這一難題而開發(fā)的新型陶瓷基復合材料，磨損機制與人牙釉質具有一定的相似性，但耐磨性能顯著低于人牙釉質[59]。在磨損初期，樹脂相先于陶瓷相發(fā)生磨損并脫落(見圖3(b)中的圓圈)，陶瓷框架逐漸暴露在磨損表面；隨著循環(huán)次數增加，陶瓷顆粒剝落，磨損表面出現大量孔隙(圖3(c))。需要指出的是，樹脂聚合物的引入在顯著降低牙科陶瓷磨蝕性的同時，會導致材料的耐磨性和化學穩(wěn)定性顯著降低[64-65]，并存在樹脂易染色等隱患。

圖3 樹脂滲透陶瓷表面SEM形貌[59](a)原始表面；(b)磨損初期；(c)穩(wěn)定磨損階段Fig.3 SEM images of polymer-infiltrated ceramic surface[59](a)original surface;(b)worn surface at running-in stage;(c)worn surface at steady-state stage

2.2 牙科陶瓷材料對人牙釉質的磨蝕性

陶瓷修復體植入人體口腔后多與天然人牙直接接觸摩擦。人牙釉質是人體內礦化程度最高、最硬的組織，對咀嚼磨耗具有較大的抵抗力，一旦磨損耗盡，將導致內層牙本質暴露，誘發(fā)多種口腔疾病[1]。因此，牙科陶瓷材料對人牙釉質的磨蝕性直接關系到修復體的臨床應用。

長石質瓷的力學性能與人牙釉質十分接近，但諸多研究結果卻顯示長石質瓷對人牙釉質表現出高磨蝕性，這是因為長石質瓷脆性大，在摩擦磨損過程中容易發(fā)生開裂剝落，致使人牙釉質表面發(fā)生嚴重磨粒磨損(圖4(a))[58]。提高長石質瓷的斷裂韌度和抗疲勞性能是改善磨蝕性的有效途徑。玻璃陶瓷對人牙釉質的磨蝕機制與長石質瓷相似，以誘發(fā)人牙釉質磨粒磨損為主，但其磨蝕性主要源于暴露或脫落的晶體顆粒[52,58,66-67]。因此，為了降低玻璃陶瓷的磨蝕性，除了改善玻璃基質的力學性能外，還需要加強玻璃相基質與晶體顆粒之間的相互作用，并優(yōu)化晶體顆粒。

氧化鋯陶瓷的強度和韌性極高，能夠有效抵抗表面破壞，避免因材料脆性剝落引發(fā)的對頜天然人牙表面劇烈磨損，因此，氧化鋯陶瓷的磨蝕性遠低于長石質瓷和玻璃陶瓷[49,58,66,68]。但體內研究結果表明，氧化鋯陶瓷修復體造成的對頜天然人牙磨損仍然大于天然人牙，這主要源于氧化鋯陶瓷和人牙釉質之間剛度失配[69]。氧化鋯陶瓷的彈性模量和硬度遠大于人牙釉質，二者在接觸對摩過程中，人牙釉質表面會出現應力集中，并引發(fā)應力磨蝕(圖4(b))。此外，氧化鋯陶瓷對人牙釉質的磨蝕性與其表面處理密切相關[70-72]。氧化鋯陶瓷拋光表面與人牙釉質接觸對摩時，牙釉質磨損輕微，表面無明顯破壞，粗糙表面則會導致人牙釉質發(fā)生嚴重磨粒磨損，磨損表面呈現犁削現象[58]，而上釉處理會顯著提高氧化鋯陶瓷表面粗糙度，加劇陶瓷修復體對人牙釉質的磨蝕[70,72-73]。因此，通過材料改性降低氧化鋯陶瓷材料的彈性模量和硬度，并對修復體表面進行精細拋光加工，是改善磨蝕性的有效途徑。

玻璃滲透陶瓷常用作全瓷修復體的底層結構，較少與對頜天然人牙直接接觸對摩，對人牙釉質的磨蝕性鮮見報道。有研究發(fā)現，玻璃滲透氧化鋁陶瓷會造成對摩件羥基磷灰石陶瓷表面嚴重開裂和剝落[55,57]，但羥基磷灰石陶瓷自身韌性不佳可能是其表面發(fā)生嚴重脆性破壞的原因之一。樹脂滲透陶瓷是目前磨蝕性最低的牙科陶瓷材料，在與人牙釉質對摩時，材料表面暴露出的陶瓷框架或脫落的陶瓷顆粒會引發(fā)人牙釉質表面發(fā)生輕微磨粒磨損(圖4(c))[60]。

圖4 人牙釉質磨損表面SEM形貌(a)與長石質瓷對摩[58]；(b)與氧化鋯陶瓷拋光表面對摩[58]；(c)與樹脂滲透陶瓷對摩[60]Fig.4 SEM images of enamel worn surface(a)against porcelain[58];(b)against zirconia polished surface[58];(c)against polymer-infiltrated ceramic[60]

綜上所述，現有牙科陶瓷材料與人牙釉質的摩擦學性能相去甚遠，這是陶瓷修復體磨蝕性強、易導致對頜天然人牙過度磨損的主要原因。

3 摩擦學性能體外測試方法

摩擦學性能評價對牙科陶瓷材料的臨床應用和新材料研發(fā)至關重要。體內測試是評估陶瓷牙科修復體磨損和磨蝕性能的理想方法[8]。由于受試者口腔環(huán)境、咀嚼習慣以及牙齒宏觀形態(tài)和微觀結構的個體差異，體內研究通常昂貴耗時且測試結果分散性較大，一般作為牙科陶瓷材料摩擦學性能評價的最后一步。體外研究可以控制摩擦磨損工況參數，不僅有助于揭示牙科陶瓷材料的磨損機制，而且可以在標準化條件下評估不同牙科陶瓷材料的磨損和磨蝕性能。目前，牙科陶瓷材料摩擦學性能的體外測試大多采用往復式和銷盤式摩擦磨損試驗機[49,52,61,65]，如圖5所示。摩擦磨損測試的工況參數主要涉及以下三個方面。

圖5 摩擦磨損試驗機示意圖 (a)往復式；(b)銷盤式Fig.5 Schematic illustration of wear testing machine (a)reciprocating;(b)pin-on-disc

3.1 實驗介質

唾液是口腔環(huán)境最重要的化學組分，無色無味，pH值為6.6～7.1，具有潤滑、調節(jié)口腔環(huán)境和促進消化等多種功能[74]。唾液的成分復雜，主要由水(98.5%～99%，質量分數)、蛋白質、無機物及微量元素等構成[75]。大部分體外研究采用水或者人工唾液代替天然唾液作為潤滑介質使用[51,58,61,72]，常用人工唾液的配方為：氯化鈉0.4 g，氯化鉀0.4 g，二水氯化鈣0.795 g，二水磷酸二氫鈉0.78 g，九水硫化鈉0.005 g，尿素1 g，蒸餾水1000 mL。隨著世界范圍酸性食品和飲料(pH值約為1～6)的消費量快速增加，牙齒和修復體暴露在酸性口腔環(huán)境變得愈加普遍[62,76]?？紤]到陶瓷材料中的玻璃成分在酸性環(huán)境下會選擇性釋放堿性離子，加速材料老化，一些研究選用鹽酸、乙酸和檸檬酸等溶液充當酸性介質，考察牙科陶瓷材料的磨損行為[64,77]。此外，一些研究還選用食物漿料作為第三體，考察牙科陶瓷材料在三體磨粒磨損工況下的摩擦學行為[70,78]。

3.2 摩擦副

合理選擇對摩副對研究牙科陶瓷材料磨損機制和考察牙科陶瓷材料磨蝕性均十分重要。采用天然人牙牙尖作為對摩副能夠盡可能地模擬口腔內天然牙和修復體之間的摩擦接觸，然而，天然牙尖幾何形狀不規(guī)則且個體差異極大，難以用于牙科陶瓷材料磨蝕性的定量表征[48,68,71]。因此，Palmer等提出采用機加工方式制備幾何形狀標準化的人牙牙尖[79]。然而，Heintze等[11]采用兩種人牙牙尖作為對摩副考察幾種典型牙科陶瓷材料的磨蝕性，發(fā)現標準化人牙牙尖作為對摩副并不能降低磨蝕性測試結果的分散性，由此推測分散性主要源于天然人牙微觀結構與成分的差異。

考慮到天然人牙的主要成分是羥基磷灰石，一些研究選擇合成羥基磷灰石陶瓷替代天然牙齒作為對摩副[57,80]，需要指出的是，盡管成分相似，但兩者的摩擦學性能差異極大[81]?；蚱溆捕扰c人牙釉質接近常被用于考察牙科陶瓷材料的磨蝕性[39,52]，然而，已有研究報道滑石與人牙釉質的摩擦學性能存在顯著差異[82]。此外，氧化鋯陶瓷、氧化鋁陶瓷和氮化硅陶瓷等具有高耐磨性的材料被廣泛用作標準對摩副，評價牙科陶瓷材料的耐磨性[27,50,52,64]，其優(yōu)勢在于能夠在摩擦磨損測試過程中基本保持形狀不變，從而避免對摩副表面變化對測試結果產生影響。

3.3 載荷、位移和循環(huán)次數

在口腔環(huán)境中，正常咀嚼過程中對頜牙之間的咬合力介于3～36 N，滑動位移為0.9～1.2 mm，咀嚼頻率不高于2 Hz，每天的總接觸行程約為100 m[83-85]?，F有體外研究采用的測試參數差異較大，其中，法向載荷在0.4～75 N之間，滑動位移在0.25～5 mm之間，往復運動頻率在1～4 Hz之間，循環(huán)次數在幾千到上百萬次之間[6,49,50,56,58,62,68,86]。

4 牙科陶瓷材料的發(fā)展趨勢與研究方向

陶瓷材料因其優(yōu)異的耐磨性、化學穩(wěn)定性、生物相容性和美觀性，廣泛用于牙齒缺失與缺損臨床修復，并在牙科修復領域占據越來越重要的位置。早期的牙科陶瓷材料強度低、韌性差，研究主要關注磨損引發(fā)的陶瓷修復體脆性斷裂失效問題。通過不斷優(yōu)化材料成分和結構，牙科陶瓷材料的力學性能大幅提升，磨損誘發(fā)斷裂失效問題得到逐步改善，然而，牙科陶瓷材料的高彈性模量和高硬度會引發(fā)天然人牙表面發(fā)生應力磨蝕。引入柔性樹脂相可以降低陶瓷材料剛度、改善磨蝕性，但同時會導致材料耐磨性顯著下降。目前，牙科陶瓷材料和天然人牙的摩擦學性能失配已成為制約陶瓷修復體臨床應用的核心問題。

理想的牙科修復材料應當具有與人牙釉質相似的摩擦學性能，以便在兼具耐磨性的同時不加劇對頜天然人牙磨損。人牙釉質是一種天然結構材料，耐磨性能優(yōu)異，在口腔內的年均磨損深度僅為15～29 μm[87-88]，能夠承受數百萬次咀嚼循環(huán)。研究表明，人牙釉質優(yōu)異的摩擦學性能與其獨特的跨尺度多級結構密切相關[81,89-91]。牙釉質的最小結構單元是納米尺寸的羥基磷灰石晶體顆粒，這些納米顆粒通過界面蛋白質粘接組裝成納米纖維束，進而平行排列組裝成微米尺寸的鎖孔狀釉柱，相鄰釉柱被礦化程度稍低的釉間質隔開，形成軟硬相間的微觀結構[92]，如圖6所示。在摩擦磨損過程中，人牙釉質內由羥基磷灰石晶體-界面蛋白-羥基磷灰石晶體相間排列而成的納米結構能夠有效耗散能量、降低磨損，而軟硬相間的釉柱-釉間質微米結構則能夠抑制裂紋擴展，避免人牙釉質在服役過程中發(fā)生災難性斷裂失效[81,89,93]。通常，較軟的釉間質先于釉柱發(fā)生磨損，隨后，釉柱發(fā)生擠壓變形并剝落去除[94]。從牙齒中來，到牙齒中去，基于天然人牙的摩擦學構效關系，從材料微納結構設計角度出發(fā)，研制仿生陶瓷基復合材料應該是解決陶瓷修復體與天然人牙摩擦學性能失配難題最具潛力的策略。因此，成分復合化和結構仿生化是下一代牙科陶瓷材料的主要發(fā)展趨勢與研究方向。

圖6 人牙釉質跨尺度多級結構示意圖[89]Fig.6 Schematic diagram of the hierarchical structure of tooth enamel[89]

5 結束語

巨大的臨床需求使得牙科陶瓷材料擁有廣闊的應用前景和市場，近年來牙科陶瓷材料的研究開發(fā)受到了前所未有的關注和重視。牙齒是人體內最重要的咀嚼器官，牙科陶瓷材料的耐磨性及其對人牙釉質的磨蝕性直接關系到陶瓷修復體的臨床應用。

早期的牙科陶瓷材料強度低、韌性差，易造成陶瓷修復體自身和對頜天然人牙嚴重磨粒磨損。通過材料成分和結構優(yōu)化，牙科陶瓷材料的力學性能和耐磨性得到大幅提高，磨蝕性顯著降低，然而，現有牙科陶瓷材料與天然人牙的摩擦學性能仍相去甚遠，這是陶瓷修復體自身過早失效以及對頜天然人牙過度磨損的主要原因。天然人牙的摩擦學性能優(yōu)異，這與自身獨特的微觀結構密切相關，因此，從仿生摩擦學角度出發(fā)，基于天然人牙的摩擦學構效關系設計制備結構化牙科陶瓷材料，應該是解決陶瓷修復體與天然人牙摩擦學性能失配難題最具潛力的策略。

需要指出的是，體外研究是評價牙科陶瓷材料摩擦學性能的主要手段。目前，體外測試方法和參數不一，這導致不同機構的研究結果難以對比，甚至相互矛盾，而且大多數體外研究結果與臨床測試結果缺少相關性，無法有效指導牙科陶瓷材料的臨床應用和新型牙科陶瓷材料的研制。因此，亟須研究制定牙科陶瓷材料摩擦學性能體外測試規(guī)范和標準。