牙科陶瓷（精选六篇）
牙科陶瓷 篇1
玻璃陶瓷用于修复牙体缺损和部分牙列缺损越来越受到口腔患者的欢迎。在诸多的牙科陶瓷中,人们往往用内部增强剂来提高陶瓷的强度。所谓内部增强剂就是陶瓷材料中的主要结晶相。不同种类的牙科陶瓷因其结晶相的不同而意味着内部增强剂也不一样。SiO2-Al2O3-K2O系统玻璃陶瓷是以白榴石为增强剂的牙科陶瓷,白榴石就是结晶相,陶瓷材料中的白榴石或是在熔块中形成,或合成后以粉末形式加入到陶瓷粉中,其含量、形态以及在玻璃陶瓷中的分布都对玻璃陶瓷性能有较大的影响。目前白榴石增强的玻璃陶瓷在牙科修复中广泛使用,由于我国生产的玻璃陶瓷还存在色度欠佳和力学性能不好等缺点,所以目前口腔修复所用的玻璃陶瓷基本依靠从国外进口,价格较昂贵。因此,有必要对玻璃陶瓷材料进行深入细致的研究,不断完善产品性能、降低生产成本,有利于国产牙科玻璃陶瓷的生产和应用[1,2]。本实验根据白榴石增强的玻璃陶瓷化学式K2O·Al2O3·4SiO2,选用与之相关d化工原料进行热处理,合成玻璃陶瓷,研究了玻璃陶瓷的生成情况,并进一步研究了添加部分白榴石晶体后对玻璃陶瓷材料的微观结构和强度的影响。
1 实验
1.1 玻璃陶瓷的制备
1.1.1 实验原料
实验所用的主要原料有:K2CO3(纯度≥99%,成都化学试剂厂),Al2O3(纯度≥99.6%,上海五四化学试剂有限公司),SiO2(纯度≥99.39%,上海化学试剂厂),CaCO3(纯度≥98%,上海市奉贤城试剂厂),TiO2(纯度≥99%,北京盈利精细化学品有限公司),Na2CO3(纯度≥99.8%,河南焦作市化工三厂),ZrO2(纯度≥99%,成都化学试剂厂),BaCO3(纯度≥99%,上海化学试剂厂),所有实验原料粒度均高于200目,均采用分析纯或化学纯。
1.1.2 实验配方
制备低熔点玻璃相K2O-A12O3-SiO2系统玻璃陶瓷配方见表1。
1.1.3 玻璃陶瓷的制备工艺
1)将各原料过200目标准筛,用分析天平进行称量;
2)将各原料充分混匀,待烧;
3)将混合料放入石英坩锅中并置于中温炉中,升温至1400℃,保温3h;
4)将熔化后的配合料倒入冷水中,进行冷淬处理,然后取出,干燥后密封备用,得到试样1。
5)把部分试样1磨细后过200目筛,与自制的200目白榴石细粉按8∶2的质量百分比混合,然后放入中温炉中,加热至1000℃,保温1小时,冷却后取出密封备用,得到试样2。
1.2 性能测试
1.2.1 X射线衍射物相分析
取部分试样1,磨细后用荷兰Philip公司产的X’Per Pro型X射线衍射仪进行物相分析。
1.2.2 试样的显微结构检测
将部分试样1和试样2,敲碎,取新鲜的较平整的断面,用5%HF处理30s,然后用美国FEI公司产的Quanta 400型扫描电镜做显微结构检测。
1.2.3 试样的抗压强度检测
1.2.3. 1 试样的配方
将前面制得的试样1磨细后与自制的白榴石粉(均过200目筛)按表2所示的组成比例混合。
1.2.3. 2 试样抗压强度检测
制作φ20mm×10mm的模具,将混合均匀后的玻璃陶瓷粉末与蒸馏水按100g∶40mL的比例调拌成糊状,分别充填于模具内。待其干燥后取出试样。每组各制备5个,放入中温炉内加热至1000℃,并保温1小时。待冷却后取出用HT-8391/9C型混凝土抗压试验机(台湾弘达仪器股份公司产)测试试样的抗压强度,每组取平均值。
2 结果与讨论
试样1的X衍射图如图1所示,显示其主要是玻璃相物质。
试样1的显微结构见图2,在大量的玻璃相基质中零星分布着一些大小不一的白色颗粒状物质,白色颗粒物质的EDS分析结果显示为白榴石。
表3中的EDS成分分析结果表明该白色颗粒物质为白榴石晶体。
表4中的EDS成分分析表明该基质部分为K2O-A12O3-SiO2玻璃陶瓷的玻璃相。
结合以上图1、图2及表3、表4的实验结果,表明该制备方式在1400℃温度下制得的玻璃陶瓷主要是玻璃相,有很少量的白榴石晶体存在。这可能是由于在本实验条件下,在1400℃温度下白榴石较难析晶,这与我们预期的实验结果有出入。根据K2O-A12O3-SiO2系统相图[3],白榴石形成温度在1600℃左右。有关研究表明,一般热处理方法由K2O、Al2O3和SiO2直接合成白榴石很难产生大量的白榴石晶体。张飚[4]等发现在1600℃温度下,通过控制析晶温度可析出大量的白榴石晶体。文进[5]等采用预烧结并对预烧试样进行二次煅烧,白榴石合成率提高,且能在1400℃合成高质量的白榴石晶体。
为了在制备玻璃陶瓷时有大量的高质量白榴石晶体析出,结合本实验结果可考虑控制析晶温度或者改进烧结方式。
试样2的SEM照片如图4(a)、(b)、(c)、(d)所示,可以看到,玻璃陶瓷试样中玻璃相和结晶相紧密结合,晶粒尺寸大约为0.05~0.5μm,图中清晰可见柱状或粒状的白色白榴石晶体,这些白色的晶体均匀分布于玻璃陶瓷的玻璃相基质中。
图4为添加白榴石后,玻璃陶瓷抗压强度的变化曲线,结果显示添加白榴石后,玻璃陶瓷的强度明显增大。这可能是以下几个方面共同作用的结果:白榴石的膨胀系数(25~27×10-6/K)远远大于K2O-A12O3-SiO2系统玻璃陶瓷的膨胀系数(7~9×10-6/K),产生压应力,导致强度增大;图3的显微结构也显示细小的白榴石晶粒均匀地分散于玻璃基质中,当系统的主裂纹遇到白榴石晶粒时,白榴石晶体的存在可阻止裂纹进一步的扩展;另外微裂纹也发挥着增韧作用,这三者共同作用的结果导致随着白榴石含量的增加,压应力增强,显微结构得到增强,微裂纹增加阻止了裂纹进一步扩展,使得玻璃陶瓷的强度也随之增大[4,5]。
在以白榴石为增强剂的玻璃陶瓷中,白榴石的含量、形态及其在玻璃陶瓷中的分布等对玻璃陶瓷的性能都有较大的影响,这些将有待于更进一步的研究。
3 结论
1)在本实验条件下制得的玻璃陶瓷主要是玻璃相,只有很少量的白榴石晶体。
2)添加的白榴石晶体呈柱状或粒状与玻璃相基质紧密结合,并均匀地分布于玻璃陶瓷的玻璃相基质中。
3)添加白榴石可明显提高玻璃陶瓷的强度。
参考文献
[1]Leinfelder KF.Porcelain esthetics for the21st century.J Am Dent As soc.2000,131:47
[2]陈,滕元成,康明,齐晓敏等.低温固相合成牙用白榴石.中国陶瓷,2007,44(4):52～55
[3]Dimitrijevic R,Dondur V.Synthesis and characterization of KAlSiO4polymorphs on the SiO2-KAlO2join[J].Journal of solid stall chem istry,1995,115:214～224
[4]张飚,钱法汤,段兴龙,吴伯麟.白榴石微晶化增强牙科玻璃陶瓷机制的实验研究.中华口腔医学杂志,2002,37(4):260～264
牙科陶瓷 篇2
1 材料和方法
1. 1 材料与设备
着色剂NH4VO3、Fe Cl3、Co ( NO3)3、Ni ( NO3)3、Mo Cl3,市售,均为分析纯[2,3]; 管式烧结炉( 洛阳神佳窑业) ; 吉尔巴赫系统兼容氧化锆瓷块( 3Y-TZP,深圳爱尔创科技有限公司,细胞毒性为0级) ; 小鼠成纤维细胞株L-929 ( 中国科学院细胞库) ; DMEM培养基( Gibico,美国) ; 胎牛血清( 北京全式金生物技术有限公司) ; MTT( Sigma,美国) ; 96孔细胞培养板( Corning,美国) ; 二甲基亚砜( 上海金山化工厂) ; 酶联免疫检测仪( Bio-rad 680,美国) ; 倒置显微镜 ( Olympus XDS1B,日本) ; 恒温培养箱( 上海市跃进医疗器械一厂) ;超净工作台( 苏州净化设备厂) 。
1. 2 实验方法
1. 2. 1试件制备将氧化锆预烧结瓷块切割成6 mm×10 mm×10 mm的长方体,将各着色剂按表1的浓度配成溶液,室温下将预烧结瓷块浸泡在着色液中维持3 min,每种着色液浸泡3块,作为实验组; 将纯3YTZP作为对照组。将浸泡着色液后的预烧结瓷块和纯3Y-TZP烘干后于管式烧结炉中常压烧结,升温速度3℃ / min,从室温烧结到1 400℃后保温2 h,随炉冷却到室温。
注: 着色剂浓度为质量百分数
1. 2. 2着色氧化锆浸提液的制备将烧结后各着色氧化锆试件超声清洗,常规消毒。按浸提液与试样表面积之比为1 ml/cm3的比例加入DMEM培养基,置于37℃、95% 湿度、5% CO2培养箱中浸提72 h,得到材料浸提液,放入4℃冰箱保存备用。
1. 2. 3细胞株接种、培养将L-929细胞复苏,收集对数生长期的传代3次细胞,用1640培养液制备成密度为6. 0×104个/ml的细胞悬液,取96孔培养板3块,将细胞悬液加人96孔培养板,每孔0. 1 ml。放入5% CO2、95% 空气的37℃恒温培养箱,培养24 h,使细胞贴壁,舍弃原培养液。各组分别加入着色剂浸泡所得浸提液继续培养。每组设8个复孔。
1. 2. 4形态学观察及MTT检测细胞在材料浸提液中培养3 d,倒置显微镜下观察,然后向各孔中加入20μl新鲜配制的MTT溶液( 5 mg /ml) ,继续培养4 h后终止培养,弃上清液后用PBS清洗2遍,然后每孔加入150μl DMEM,摇床低速振荡10 min,在酶联免疫检测仪上于490 nm处测量各孔的吸光度值( A值) 。计算各组的细胞相对增殖度( RGR) :
1. 2. 5细胞毒性分级与判定标准RGR≥100% 评为0级,RGR在75% ~ 99% 之间评为I级, RGR在50% ~ 74% 之间评为II级,RGR在25% ~ 49% 之间评为III级,RGR在1% ~ 24% 之间评为IV级,RGR为0时评为V级。合格应为: 实验结果对照标准为0或I级。实验结果对照标准为II级反应时,需结合细胞形态综合评价。III ~ V级表明该材料有细胞毒性。
1. 3 统计学处理
采用SPSS 10. 0统计软件进行统计,采用单因素方差分析对各实验组和对照组的A值进行统计学分析,检验水准α = 0. 05。
2 结 果
图1为各组培养3 d的倒置显微镜 照片。Co( NO3)3和Mo Cl3组的细胞密度略低于对照组,但总体看各实验组与对照组差别不大,细胞生长良好,形态正常,呈梭形或不规则多角形,细胞数量增多,排列密集规则,可见较多分裂像,未见细胞碎片或细胞浓缩等死亡迹象。从表2可见各组的细胞增殖率均在82% 以上,细胞毒性级为0 ~ I级。
3 讨 论
氧化锆陶瓷作为一种高强度的结构陶瓷,已证明其具有良好的生物安全性[4],然而由于纯氧化锆陶瓷的白垩色不能满足美观方面的要求,因此需对氧化锆义齿染色。目前牙科氧化锆陶瓷的着色方式有预烧体浸泡着色( 外染法) 、着色剂与初始3Y-TZP粉体混合着色( 内染法) 2种[5]。虽然2种方法都已应用于实际义齿制作,然而对着色后氧化锆生物相容性的报道较少。黄慧等[6]采用粉体混合( 内染) 的方法,测试了5种微量着色剂( Ce O2、Er2O3、Pr6O11、Fe2O3、Mn O2) 对氧化锆陶瓷的细胞毒性,发现无细胞毒性。
然而与内染法不同,外染法需将着色剂配成浓度较大的盐溶液,将预烧结氧化锆浸泡在其中,最后高温烧结得到氧化锆义齿。在浸泡的过程中,着色剂以盐离子的形式进入氧化锆孔隙,在烧结的过程中较难进入氧化锆晶格形成固溶体。另外,外染法所用着色剂金属离子的种类与内染法不同,如Cr Cl3、Mo Cl3、VCl3、Ce Cl3、BiC l3[2 - 3,7]等。其中部分金属离子对人体有害,如已有研究表明Mo、Cr等离子对L-929细胞具有细胞毒性作用[8]; 牙科修复材料金属离子的释放可显著影响单核细胞的功能[9]。口腔生物材料应用于临床必须经过生物安全性的检测[10,11],因此有必要验证浸泡着色后氧化锆陶瓷的细胞毒性。
本实验采用浸泡着色的方法,将铁、钒、钼等5种过渡金属盐配成一定浓度的盐溶液,为确定其细胞毒性,本实验所用的溶液浓度较文献报道略大,尽量使相应的着色剂进入氧化锆,从而评价其细胞毒性。从研究结果可以看出,浸泡Fe Cl3的氧化锆陶瓷的细胞毒性级别最低为0级,其他实验组细胞增殖率均低于100% ,细胞毒性级为I级,显示为轻微毒性。倒置显微镜观察与毒性分级基本相符,细胞形态良好,为长梭形和多角形,可见圆形分裂细胞,而且折光性强,表明细胞生长旺盛。该结果与单纯盐溶液的细胞毒性差别较大,主要原因是: 1本实验虽然溶液浓度较大,但经浸泡后渗入氧化锆的量较少; 2部分金属盐在高温处理后酸根离子可分解挥发,金属离子可进入氧化锆晶格不易游离,从而降低其细胞毒性。
4 结 论
5种过渡金属盐溶液( Ce O2、Er2O3、Pr6O11、Fe2O3、Mn O2) 浸泡着色的氧化锆陶瓷的细胞毒性为0或1级,可以初步认为该复合材料具有良好的生物安全性,具备临床应用的短期实验基础。然而氧化锆在长期口腔潮湿环境中可发生低温时间效应,就其长期的细胞毒性还有待进一步观察。
摘要：目的:评价5种过渡金属元素染色液浸泡着色氧化锆陶瓷的细胞毒性。方法:采用浸泡着色的方法制备NH4VO3、Fe Cl3、Co(NO3)3、Ni(NO3)3、Mo Cl35种过渡金属着色的氧化锆3Y-TZP瓷块,用瓷块浸提液体外培养小鼠成纤维细胞(L-929)3 d,观察细胞形态并用MTT法测试吸光度值评价各着色瓷块的细胞毒性。结果:各组细胞培养3 d后生长良好,形态正常,各实验组的毒性评级为0~I级。结论:5种染色液浸泡着色所得氧化锆陶瓷无细胞毒性。
牙科陶瓷 篇3
1材料与方法
1.1设备与材料
烤瓷炉(登士柏,Multimat C)、瓷粉(Vintage系列A2色体瓷及遮色瓷)、高速离心铸造机(Heracast ZQ)、 Co -Cr合金 (BEGO ) 、 喷砂机 (Renfert basic ) 、 烤瓷抛光套装(Shofu Cera Mister SHANKP)、粗糙度测试仪 (TR220, 北京时代之峰科技有限公司 )、 金刚砂磨石 (240号,松风)。
1.2试件制备方法
采用加工车床制备圆柱形金属基底代型,底部直径为10 mm,在0.5 mm厚的蜡片上制作28个蜡型的基底片,包埋、铸造。 将最后制作好的基底片表面调磨到0.5 mm,氧化铝喷砂,超声波蒸馏水清洗进行5 min, 为下一步操作做准备。
根据厂家所要求的操作方法进行陶瓷烧结,所有试件在同一烤瓷炉中进行烧结,每一次烧结都是在上一次烧结后冷却到室温后才进行。 遮色瓷使用二次分层涂塑烧结法,第1次比所指定的温度高于10~20℃, 涂塑极薄;第2次涂塑则用笔积法,控制遮色瓷的厚度不超过0.2 mm。 在体瓷涂塑时,应该使用合适的牙本质瓷粉和专用液,为避免气泡混入瓷粉中,应该用足够瓷粉一次涂塑完成,修整体瓷的厚度,使其控制在2.0 mm左右。 最后放入烤瓷炉烧结,完成后检查试件是否完整,所有的试件都是一人操作完成。 将无缺陷的试件用180号水砂纸均匀磨平,沿同一方向进行。 随机分配成4个测试组,7个试件为1个测试组。 利用慢速直机,金刚砂磨石将所有测试组的试件均匀研磨至0.2 mm,研磨时尽量控制同一转速,研磨完成时,对试件进行超声清洗。 最后对所有测试组研磨后的28个试件,随机分为4组,分别采用以下4种进行处理:
1.2.1釉瓷上釉法将研磨后的试件上釉瓷直接放入烤瓷炉烧结。
1.2.2表面抛光 法使用松 风抛光套 装Cera Mister Shankp依粒度又粗到细逐步抛光 , 每一粒度级别抛光1 min。
1.2.3自身上釉法直接将研磨后的试件放入烤瓷炉自身上釉。
1.2.4抛光后釉瓷上釉法将抛光后的试件上釉瓷放入烤瓷炉进行烧结。
1.3测试所有测试组的试件的表面粗糙度
对所有烤瓷试件的中心区域测试其表面粗糙度。 测试时,方向垂直于试件的调磨方向,每1个试件测定3个不同的方向,分别得出3个数值,试件的表面粗糙度值就是这3个数值之和的平均值。
1.4统计学方法
采用统计软件SPSS 13.0对数据进行分析, 正态分布计量资料以均数±标准差(±s)表示,多组间比较当方差齐性时, 使用ANOVA和SNK检验分析方差分析,两两比较采用LSD-t检验。 数据方差不齐或者非正态分布时,使用秩和检验。 以P < 0.05为差异有统计学意义。
2结果
釉瓷上釉组的表面粗糙度值为(0.247±0.009)μm; 表面抛光组的表面粗糙度值为(0.301±0.008)μm;自身上釉组的表面粗糙度值为(0.303±0.007)μm;抛光后釉瓷上釉组的表面粗糙度值为(0.302±0.007)μm。 自身上釉组、表面抛光组、抛光后釉瓷上釉组与釉瓷上釉组的表面粗糙度值比较,差异有统计学意义(P < 0.05); 但自身上釉组与抛光后釉瓷上釉组比较,差异无统计学意义(P > 0.05);表面抛光组与自身上釉、抛光后釉瓷上釉组比较,差异无统计学意义(P > 0.05)。
3讨论
3.1陶瓷的发展史及结构特点
在我国悠久的历史中,陶瓷是一种古老的常用的材料,属于无机非金属材料。 陶瓷作为无机非金属材料的代表,是我国历史上的伟大发明之一。 陶瓷材料在18世纪后期被法国医生用作基托,这是首次将陶瓷材料应用于口腔医学。 19世纪初,被用作充填材料。 1887~1889年 ,制作出烤瓷牙冠和嵌体 ,使陶瓷修复工艺取得了很大了进步。 1895年和1899年,高熔和低熔陶瓷分别研制成功,将陶瓷的审美修复推进了一大步。 步入20世纪后,牙科铸造陶瓷技术应用于口腔医学。 在1919年,Welben先试铸造陶瓷,因为一些性能缺点而没被广泛使用,但为牙科铸瓷的研究奠定了基础。 受限于当时的技术及陶瓷材料本身的一些性能缺点,使得陶瓷材料未能在口腔医学上获得重大发展。 1940年真空烧结技术应用于齿科陶瓷的制备,在1956年以后 ,初步解决了金属陶瓷相互匹配的结合问题,从而促进了烤瓷熔附金属修复工艺的迅速发展。 直到20世纪60年代,Vines等将细瓷粉低压真空烧结后制成的陶瓷体视为牙科陶瓷在美观和透明度上的第一次重大突破[2]。 20世纪后期 ,出现了氧化锆陶瓷和降解陶瓷,以及各种陶瓷基复合材料,并且纳米技术在口腔材料上的研究和应用也得到了较大发展。 这些材料与技术,使得口腔修复进入了一个新的时期。 近年来仿生学的兴起,即模拟人体硬组织制成的生物陶瓷,将会对未来的口腔领域产生重大意义。 牙科陶瓷具有良好的耐酸性和耐腐蚀性、良好的生物相容性和美观性等优点,并且牙科陶瓷的折射和散射系数与天然牙体硬组织非常接近,已被相当多的患者所接受。
陶瓷的结构对陶瓷的性能影响很大。 最终烧制后的陶瓷由气相、玻璃相和晶相组成。 气相,即气孔,是指陶瓷组织内部残留下来的气孔洞。 气孔又分为闭口气孔和开放气孔,它在陶瓷材料中扮演着重要的角色,在陶瓷材料中,绝大多数气孔是在烧制过程中形成的,但是一些气孔也能通过某些特殊方法获得。 陶瓷材料的许多性能,都与气孔尺寸、气孔率、气孔分布等因素息息相关,较小的差值都可能使得陶瓷材料在吸附、隔热、涂层等性能在很大范围内变化。 因此,较好的控制陶瓷材料中气孔的数量、分布及其形态对陶瓷的性能影响很大。 玻璃相是指从熔融液态冷却时不进行结晶的非晶态固体,它是一种非晶态结构的低熔点固体。 玻璃相具有将分散的晶相黏在一起的作用, 从而提高材料的致密度,降低陶瓷烧结温度,加快陶瓷烧结过程,并能够抑制晶粒生长,阻止晶相转变等。 陶瓷材料中最重要的组成相是晶相, 陶瓷的力学、化学、物理性能一般都是由它决定的。 陶瓷材料的晶相结构是相对复杂的,其中立方、四方和六方晶细最为重要。 王富等[3]研究了传统陶瓷和纳米陶瓷的抛光性能,在相同抛光方法的情况下,纳米陶瓷比传统陶瓷表面光洁度更高。 这种现象应该是由于纳米陶瓷的晶粒非常小,从而使材料中内在气孔或缺陷尺寸大大降低而形成,这与纳米陶瓷微观效应有关。
3.2牙科陶瓷的结构对表面粗糙度的影响
有研究表明,在抛光磨具及方法一致时,可能由于抛光机制不同,陶瓷中加入纳米碳化硅比不加纳米碳化硅,能获得更好的表面光洁度[4]。 种类不同的牙科陶瓷颗粒大小影响其表面抛光效果,但最主要的原因可能是与陶瓷表面下的小气孔率有关。 当陶瓷修复体进行表面抛光时,受气孔率的影响,会导致陶瓷表面凹陷、表面粗糙,并能影响陶瓷的强度和光学性能。 在空气中烧结的陶瓷气孔比在真空中要多的多,如果环境是真空状态,进行烧结就能降低陶瓷的表面粗糙度,提高陶瓷表面的光滑度。 在烧结陶瓷过程中,如果能够减少陶瓷材料中的气孔,在抛光陶瓷时,表面光洁度就会更好。 Dalkiz等[5]研究表明,对于低融陶瓷和超低融陶瓷,经过相同的表面处理方法,最终两种陶瓷的表面粗糙度不同。 在本实验中,采用同一种类的不透明瓷和体瓷。
3.3测量表面粗糙度
表面粗糙度是对于陶瓷修复体评价的重要标准之一。 表面粗糙度指的是加工后的材料表面具有的较小的间距和微小峰谷的不平度,表面粗糙度越小,则表面越光滑。 表面粗糙度决定物体表面的质量如何,是衡量物体表面平滑程度的量化指标,以ISO4287为标准,原始轮廓、波纹轮廓、粗糙度轮廓三个参数,是评价样品表面粗糙度的重要参数,这些参数能够从不同的方面去反映物体表面的粗糙程度。 轮廓算数平均偏差是重用的参数,在实际测量中,测量点的数目越多, 轮廓算数平均偏差越准确。 该参数也是牙科材料表面质量评价公认参数。 粗糙度测量是对牙科陶瓷表面抛光效果的鉴定,本研究中,通过对各测试组试件表面粗糙度值的测定,比较各组方法对陶瓷表面性状的影响。
3.4牙科陶瓷表面处理常用的方法
临床上,在试戴烤瓷修复体时,往往进行一些调整,从而使修复体表面粗糙,容易导致色素沉着,菌斑附着,诱发牙周病和龋病[6],不同粗糙度的瓷表面对变异链球菌的影响不同[7]。 粗糙的瓷表面还可造成对合牙的磨耗及影响陶瓷修复体的本身所具有性能,因此要对陶瓷表面进行相应的处理,临床上一般采用表面抛光和上釉。
表面抛光技术是对物体磨光的处理,是一种去除陶瓷修复体表面粗糙的技术,对处理对象的表面进行光亮化,从而降低陶瓷修复体表面粗糙度,使其富有光泽。 在抛光时,牙科陶瓷表面要使用由粗到细的磨料反复研磨,从而消除陶瓷表面的细小裂纹或磨痕,提高表面光洁度,从而获得平整的修复体表面。 表面抛光还可防止表面裂纹扩展,原理是牙科陶瓷表面与磨料的接触摩擦产生的切向力,使不同深浅的表面磨痕在这种力的作用下被磨蚀平整,形成一个光滑的平面。 粗糙度值是牙科陶瓷表面光滑程度的量化指标。 有学者认为,可被临床接受的表面粗糙度值在0.3~ 0.5 μm。 以前,由于抛光方法的限制及工具的单一,使得抛光后的牙科陶瓷表面光洁度达不到上釉的效果。 近年来,很多牙科材料制造商出现了各式各样的抛光套装,由于抛光工具的多样化及临床的需要,抛光技术有了很大发展。 不同的抛光工具对同种牙科陶瓷的抛光效果不同[8]。 因修复体合面及轴面形态不同,抛光时,应使用不同形状的抛光工具和中速手机,减少牙科陶瓷表面瓷层的破坏。 有学者[9]认为,拆除托槽后的瓷表面经过抛光后表面粗糙度可达到对照组水平。 本研究结果表明经过调磨的牙科陶瓷表面,采用shofu牙科陶瓷抛光磨具套装依粒度从粗到细逐步抛光,所得的粗糙度值与自上釉所得的表面粗糙度值统计学上无显著性差异, 说明对于细微调磨的牙科陶瓷表面,抛光即可达到临床及生物学要求。
所谓釉,是覆盖在陶瓷表面的一层玻璃质薄层。 牙科陶瓷经过上釉操作后,会对其表面粗糙度产生一定的影响。 上釉有两种方法,第一种是釉瓷上釉,是指当陶瓷修复体调磨合适后,将釉料涂在陶瓷修复体表面,放入烤瓷炉进行烧结,烧结后会在牙科陶瓷表面形成均匀的玻璃薄层;第二种方法是自身上釉,当陶瓷修复体调磨合适后,再次将其放回烤瓷炉烧结,当烤瓷炉温度升至950℃左右时, 超过了玻璃相转化温度,这时,牙科陶瓷玻璃态的流动层会出现,其表面的孔隙、轻微裂纹会被恢复,等到烧结完成,温度冷却至室温后,表面就会形成一层像玻璃的光滑釉层,可以对修复体表面起到保护作用。 烧结完成后的陶瓷修复体,可能会存在一些细小裂纹,它本身属于一种脆性材料,在临床试戴期调磨的过程中,又有可能产生新的细小裂纹,内部的裂纹对压力很敏感,非常容易断裂[10,11]。 为了提高陶瓷修复体的韧性,可以通过对陶瓷修复体上釉的方法来实现。 上釉的目的是封闭陶瓷修复体表面的气孔和裂纹,减小临界裂纹的尺寸,从而在陶瓷修复体表面形成一层光滑的表面。 经过上釉的陶瓷修复体,能够防止被污染物污染,以避免细菌黏附;同时还能使陶瓷修复体的表面呈现更好的半透明效果。 有学者认为自身上釉能够使陶瓷修复体更自然更真实,这是由于陶瓷修复体自身上釉可以保持牙表面的结构和细微特征[12]。 本研究表明 :经过调磨的牙科陶瓷表面经过釉瓷上釉和自身上釉后,所产生的表面粗糙度值有显著性差异,这是因为两种上釉方法所需要的温度不同,即自身上釉方法高于釉瓷上釉方法。 结合本实验结果可以看出,釉瓷上釉时,表面仅覆盖着非常薄的釉液层,只能修复陶瓷修复体表面的浅划痕,而对于较深的划痕不能很好覆盖,因此表面粗糙度值较大。 而自身上釉,使得表面粗糙的陶瓷修复体表面在经过高温烧结时,产生了玻璃态的流动层,这能够使陶瓷修复体表面上的划痕、细微裂纹随之熔融而消失,从而达到更好的修复。 这些结果表明,上釉的最终效果如何,取决于上釉前陶瓷修复体表面的粗糙度。
综上所述,经过磨改后的瓷表面用橡皮轮或抛光糊剂抛光可使瓷表面非常光滑,美观效果如同自上釉或者更好[13]。 本研究采用的shofu抛光套装粒度由粗到细逐步进行,在经过精细抛光后,与自上釉能达到相同的效果,随着技术及材料的发展,临床上试戴修复体时,调磨越来越少,因此,对于没有加工中心,采用外加工形式的单位,表面抛光是一种很好的选择,这样明显缩短了患者的就诊次数,提高了工作效率。
摘要：目的 比较釉瓷上釉、表面抛光、自身上釉、抛光后釉瓷上釉4种不同的方法研磨后的牙科陶瓷表面粗糙度的影响。方法 制作28个牙科陶瓷试件,随机分成4组,分别采用釉瓷上釉法、表面抛光法、抛光后釉瓷上釉法、自身上釉法对表面进行处理,每组各7个试件。测量4组试件的表面粗糙度值,并对测量出的各组试件的表面粗糙度值进行统计学分析。结果 釉瓷上釉组所测粗糙度值为(0.247±0.009)μm,表面抛光组所测粗糙度值为(0.301±0.008)μm,自身上釉组所测粗糙度值为(0.303±0.007)μm,抛光后釉瓷上釉组所测粗糙度值为(0.302±0.007)μm。自身上釉组、表面抛光组、抛光后釉瓷上釉组与釉瓷上釉组的表面粗糙度值比较,差异有统计学意义(P<0.05);自身上釉组与抛光后釉瓷上釉组表面粗糙度值比较,差异无统计学意义(P>0.05);表面抛光组与自身上釉组、抛光后釉瓷上釉组表面粗糙度值比较,差异无统计学意义(P>0.05)。结论 牙科陶瓷表面研磨后采用抛光后釉瓷上釉法和表面抛光法后对陶瓷表面性状无影响,牙科陶瓷表面研磨后采用釉瓷上釉法和自身上釉法对表面性状影响较大。
牙科陶瓷 篇4
氧化锆陶瓷具有良好的光学性能、化学稳定性能以及高强度、高韧性, 而且具有良好的耐腐蚀性和生物相容性, 尤其是弯曲强度、断裂韧性都高于氧化铝, 特别适合于制作对机械性能要求高的后牙冠桥, 是目前力学性能最好的氧化物牙科陶瓷材料[1]。随着现代光电技术、计算机三维重建技术、计算机图像处理技术等的进一步发展, CAD/CAM技术在口腔修复领域的应用获得了长足的发展。在计算机辅助设计过程结束后, 数控切削设备根据计算机提供的修复体三维信息, 对牙科陶瓷进行机械自动切削[2]。目前对于牙科陶瓷加工方面, 大多是采用电镀金刚石工具加工普通氧化锆陶瓷[3,4,5,6,7]。纳米氧化锆陶瓷除了有较高的韧性外, 还具有较高的硬度。钎焊金刚石工具对纳米氧化锆的加工性能还没有研究报道, 本文使用钎焊牙科金刚石工具加工高硬度的纳米氧化锆陶瓷, 并与加工普通氧化锆陶瓷进行对比, 研究钎焊金刚石工具加工纳米氧化锆陶瓷的加工机理和金刚石工具的磨损失效特征。
1 试验与方法
采用钎焊法制备小型金刚石牙科工具, 金刚石采用元素六公司提供的Prema Dia型产品, 目数分别为60/70目。钎料采用BNi7, 牙科工具基体材料为45钢, 加工端直径为2 mm。钎焊试验在ZTY-50-20型真空炉中进行, 钎焊温度为940℃, 保温时间5 min。被加工材料选用焦作市维纳精细陶瓷有限公司生产的普通氧化锆陶瓷 (HV600) 和自制的纳米氧化锆陶瓷 (HV1100) 。加工实验在德国DMG公司生产的60T高速加工中心进行, 加工工艺参数如表1所示。对比钎焊金刚石工具加工两种陶瓷的磨削比, 实验中选取进给速度为45mm/min。加工过程中, 每磨削2 min停机一次, 用电子天平 (GB204) 测量金刚石工具质量损失△m和被加工氧化锆陶瓷质量损失△M, 计算磨削比Q=△M/△m。在比较加工两种陶瓷不同失效方式的金刚石数目时, 实验选取进给速度为15 mm/min。并在钎焊金刚石工具的装夹时, 在刀杠上做标记确保每次加工使用同一部分的金刚石。加工10 min后, 分别对工具上不同类型失效的金刚石进行计数, 选取的金刚石总数在300颗左右。
采用YDM-I97型整体式三向压电石英测力仪测试磨削加工过程中的径向磨削力和切向磨削力。采用扫描电子显微镜 (HITACHI, S-3400N) 观察加工后氧化锆表面及钎焊金刚石工具的微观形貌。采用粗糙度仪测试加工后氧化锆表面质量。
2 结果与讨论
2.1 磨削力
图1钎焊金刚石工具加工普通氧化锆陶瓷和纳米氧化锆陶瓷时径向磨削力和切向磨削力与进给速度的关系。可以看出, 径向磨削力都随进给速度的增加而增加, 且加工纳米氧化锆陶瓷时径向磨削力的增加更明显。当进给速度为60 mm/min时, 钎焊金刚石工具加工纳米氧化锆陶瓷时径向磨削力要比加工普通氧化锆陶瓷时高出37%。当进给速度为15~45 mm/min时, 钎焊金刚石工具加工两种陶瓷时产生的切向磨削力相差不大。当进给速度为45~60 mm/min时, 切向磨削力都急剧上升。
(a) and tangential force (b) on feed rate
2.2 磨削比
图2为钎焊金刚石工具分别磨削加工普通氧化锆陶瓷和纳米氧化锆陶瓷时, 磨削比与加工时间的关系。可以看出, 钎焊金刚石工具在加工普通氧化锆陶瓷磨削比最大时为36, 最小时为26.5, 磨削比随时间变化减小非常缓慢。而在加工纳米氧化锆陶瓷时磨削比最大时为28, 加工完6 min后, 磨削比急剧减小, 最小时仅为4, 远远小于加工前者的磨削比。这是因为纳米氧化锆陶瓷具有较高的硬度, 金刚石更容易磨损。
2.3 金刚石失效情况
图3为钎焊金刚石工具分别加工普通氧化锆陶瓷和纳米氧化锆陶瓷后, 工具上不同类型失效的金刚石数目对比。由于普通氧化锆陶瓷维氏硬度在600左右, 钎焊金刚石工具在加工普通氧化锆陶瓷10 min后, 金刚石脱落数、剧烈磨损和表面磨损数分别为3、23和60, 分别占金刚石总体数目的1%、7.7%和20%。而纳米氧化锆陶瓷维氏硬度在1100左右, 钎焊金刚石工具在加工纳米氧化锆陶瓷10 min后, 金刚石脱落数、剧烈磨损和表面磨损数分别为7、35和77, 分别占金刚石总体数目的2.3%、11.7%和25.7%。由此可见, 钎焊金刚石工具在加工两种陶瓷时, 金刚石最主要的破损形式是位于金刚石和基体结合面之上的微小破碎, 其次是在结合面位置金刚石的磨损、磨平或者折断, 但同时存在较少金刚石脱落情况。加工硬度较高的纳米氧化锆陶瓷时, 钎焊金刚石工具金刚石表面磨损、剧烈磨损和脱落的情况要比加工硬度低的普通氧化锆陶瓷严重。
2.4 加工后纳米氧化锆陶瓷的表面质量
钎焊金刚石工具加工后的纳米氧化锆陶瓷表面粗糙度与进给速度的关系如图4所示, 随着进给速度的增加, 表面粗糙度值呈增加趋势。图5为加工后的纳米氧化锆陶瓷表面微观形貌。可以看出, 当进给速度为15 mm/min时, 纳米氧化锆陶瓷表面存在以塑性去除的磨痕, 没有明显的脆性断裂区域。当进给速度为30 mm/min时, 纳米氧化锆陶瓷表面开始出现少量的脆性断裂痕迹。当进给速度为45 mm/min时, 纳米氧化锆陶瓷表面存在凹凸不平的塑性加工区域和脆性断裂区域, 脆性断裂痕迹更为明显。当进给速度为60 mm/min时, 纳米氧化锆陶瓷表面存在较多的脆性断裂区域, 塑性加工区域较少。这种变化趋势与加工普通氧化锆陶瓷时表面变化情况一致[8]。
2.5 钎焊金刚石工具的磨损特征
图6为钎焊金刚石工具加工纳米氧化锆陶瓷15 min后表面SEM显微照片。从图中可以看出, 牙科工具端面已经被磨平, 靠近端面的金刚石已经发生剧烈磨损, 同时有几颗金刚石在较大磨削力作用发生脱落 (图b) 或者折断 (图d) , 大部分金刚石颗粒只是轻微磨损, 但是金刚石棱角已经钝化, 其加工能力也大大下降。纳米氧化锆陶瓷硬度较高, 金刚石磨损比加工普通氧化锆陶瓷时更加严重。
3 结论
(1) 钎焊金刚石工具加工纳米氧化锆陶瓷时径向磨削力和切向磨削力大于加工普通氧化锆陶瓷。磨削加工过程中, 径向磨削力和切向磨削力都随着进给速度的增加而大体增加。
(2) 钎焊金刚石工具加工高硬度纳米氧化锆陶瓷时磨削比小于加工一般硬度普通氧化锆陶瓷, 在加工纳米氧化锆陶瓷时, 钎焊金刚石工具中表面破损、剧烈磨损和脱落的金刚石数目比同种加工条件下的普通氧化锆陶瓷数目高。
(3) 纳米氧化锆陶瓷的去除是在塑性加工和脆性断裂下综合作用的结果。进给速度较小时, 纳米氧化锆陶瓷表面存在明显的磨痕和显微塑性变形区域;进给速度较大时, 存在较多的脆性断裂区域。
(4) 钎焊金刚石工具加工纳米氧化锆陶瓷时, 金刚石磨损更严重, 少量金刚石被折断, 同时也有少许金刚石脱落后形成凹坑。
参考文献
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牙科陶瓷 篇5
氧化锆陶瓷具有广泛的优点, 是21世纪最有发展前途的材料之一[4]。研究发现氧化锆陶瓷具有优良的生物相容性和生物安全性, 可以作为一种生物陶瓷材料用于医学领域[5]。
陶瓷纤维因具有优异的化学稳定性、结构稳定性和良好的力学性能而广泛应用于金属、陶瓷及高分子基复合材[4]。
陶瓷的脆性限制了陶瓷的应用, 为此人们提出各种方案用于解决陶瓷的脆性, 目前研究热点是纳米增韧, 但缺点是生产成本高。有研究发现氧化铝纤维和氧化锆陶瓷具有可以接受的热学匹配性[6]。有学者报道了氧化铝颗粒增韧牙科氧化锆陶瓷的研究, 但是氧化铝纤维对牙科氧化锆陶瓷性能的影响却未见报道。在本论文中, 我们初步探讨了商品氧化铝纤维对牙科氧化锆陶瓷机械性能的影响。
1 材料与方法
1.1 实验材料
95%氧化铝纤维 (河南三门峡高科绝热材料有限公司) , 技术指标见表 1;3Y- ZrO2造粒粉 (九江泛美亚高科技材料有限公司) , 技术指标见表 2。
1.2 实验仪器和设备
QM- ISP2 型 行 星 式球 磨 机 (南 京大 学仪 器厂) 、702- 3型电热烘箱 (大连实验设备厂) 、KSS- 1 700℃快速节能电炉 (河南洛阳永泰试验电炉厂) 、NYL- 30型30 吨压力试验机 (无锡建筑材料仪器厂) 。
注:平均直径:2～38 μm
注:粒径:40～60 μm ; 灼碱:<2.5; 比表面积:15～30 m2/g
1.3 实验设计
实验组:将氧化铝纤维分别按质量百分比2.5%、5%、10%加入3Y- ZrO2造粒粉中;以未加入氧化铝纤维的纯3Y- ZrO2造粒粉烧结的陶瓷试样为对照组, 观察不同含量氧化铝纤维对牙科氧化锆陶瓷机械性能的影响。
1.4 试样制备
将不同量的氧化铝纤维加入到3Y- ZrO2造粒粉中, 以无水乙醇为介质分别球磨混匀8 h, 烘干, 过60目筛备用。在不锈钢模具中以250 MPa压力将粉体干压成型, 升压1 min, 保压30 s , 降压1 min。空气氧化烧结, 烧结制度为:
室温undefined随炉冷却
1.5 测试方法
1.5.1 线收缩率测定
用精度0.02 mm的游标卡尺测量烧结前后试样长度变化, 计算公式:线收缩率ε= (L0-L) /L0×100%。L:试件烧结后长度, L0 试件烧结前长度。
1.5.2 抗弯强度测试
试样制成尺寸为5 mm×4.5 mm×24 mm的矩形标准试件, 4 组、每组5 个。将试件打磨光滑, 超声波清洗干燥后, 在INSTRON 1121型电子万能力学试验机 (英国) 上测试三点弯曲强度。测试条件按ISO 6872标准, 压头直径4 mm, 98 N力值传感器, 跨距20 mm, 加载速度0.5 mm/min。计算公式为σ3p=3PL/2bh2。σ3p:三点弯曲强度;P : 断裂载荷; L: 测试跨距;b:试件宽度;h:试件高度。
1.5.3 扫描电镜观察试件断面形貌
试件用日本EAKO公司IB- V型离子溅射仪喷金, 用日本电子株式会社JXA- 840型扫描电镜观察断面形貌。
1.5.4 硬度测试
用上海材料试验机厂生产的HVS- 50型数显维氏光学硬度计测量试件的维氏硬度, 于试件不同的位点测试5 次。加载载荷98 N力, 保荷时间10 s, 示值精度±3%, 5 倍物镜, 计算公式为:HV=0.189 2P/d2 (MPa) 。P:加载载荷;d:压痕对角线均值。
2 结果
2.1 添加不同质量分数氧化铝纤维的牙科复合陶瓷的性能
采用SPSS/PC统计学分析软件对各组试件与对照组之间线收缩率和弯曲强度值进行t检验统计学分析。结果表明, 加入2.5%、5%、10%氧化铝纤维含量的陶瓷试件的线收缩率和三点弯曲强度与对照组相比均有统计学意义 (P<0.05) , 添加5%氧化铝纤维的陶瓷试件力学性能最佳, 随着添加的氧化铝纤维量的继续增加, 陶瓷的力学性能反而下降 (表 3) 。
注:0为对照组
从表 3可以看出, 随着氧化铝纤维的加入量的增加, 所制备的氧化铝纤维复合的3Y- ZrO2陶瓷的线收缩率和维氏硬度呈逐渐减少。弯曲强度在氧化铝纤维加入量在为5%时, 所制备的氧化铝纤维复合的3Y- ZrO2陶瓷的弯曲强度达到最大值为321.02 MPa, 当加入氧化铝纤维的含量继续增加达到10%时, 所制备的陶瓷的弯曲强度反而减少。
2.2 氧化铝纤维复合氧化锆陶瓷的显微结果观察
从图 1对照组氧化锆陶瓷断面的扫描电子显微镜照片可以看到, 烧结后样品的晶粒呈球形, 大小比较均匀, 粒径大小约为1.5 μm, 还可见有少量较大晶粒, 粒径大约为4 μm左右。所制备的样品内基本不含有气孔。从图 2和图 3中可以看到, 氧化铝纤维的引入, 引起烧结后陶瓷中产生大量气孔。氧化铝纤维在氧化锆基质中分布不均匀, 由排布紊乱的小晶须构成, 且氧化铝纤维多位于气孔处。从图 3高倍镜可以看到氧化铝纤维很好的和氧化锆颗粒融合, 氧化铝纤维排列方向杂乱, 无规律镶嵌于氧化锆晶粒之间;陶瓷断裂处隐约可见到氧化铝纤维拔出。
3 讨论
3.1 氧化铝纤维对氧化锆陶瓷的增强机制
目前陶瓷增韧增强的主要方法包括相变增韧、纤维增韧、晶须及颗粒弥散韧化等[7]。陶瓷纤维可分为非氧化物陶瓷纤维和氧化物陶瓷纤维两大类。而氧化物陶瓷纤维大多是多晶陶瓷纤维, 它是以Al2O3为主要成分, 并含有少量的SiO2、B2O3、ZrO2、MgO等成分。它们不仅具有较高的强度, 而且还有低热导率和抗腐蚀等一系列特点[8]。柴枫等[9]通过对所合成Al2O3/nZrO2 粉体研究发现, 合成的粉体化学组成稳定, 均质性好;粉体粒度级配合理, 利于提高粉体的堆积密度。对于氧化锆陶瓷, 已有文献报告了氧化铝颗粒对于3Y- ZrO2陶瓷的性能的影响[10], 但氧化铝纤维对于3Y- ZrO2陶瓷的性能影响却未见报道。对于纤维增韧, 高强度的和高模量的纤维既能为基体分担大部分外加应力, 又可阻碍裂纹的扩展, 并能在局部纤维发生撕裂时以“拔出功”的形式消耗部分能量, 起到提高强度的作用, 在图 3陶瓷断裂处隐约可见到氧化铝纤维拔出。从本实验结果可以看出, 适量的氧化铝纤维对3Y- ZrO2陶瓷增韧具有一定的增强作用, 但随着氧化铝纤维加入量的增加, 所烧结的3Y- ZrO2陶瓷的气孔率也随之大量增加, 从而导致所烧结的复合陶瓷抗弯强度下降。因此氧化铝纤维的加入量应该有个恰当值, 从我们的实验结果得出结论, 在氧化铝纤维的加入量不超过5%的情况下, 所制备的牙科氧化锆复合陶瓷的抗弯强度随之增强, 但是氧化铝纤维的加入引起陶瓷内产生大量气孔, 导致复合陶瓷的硬度下降。硬度和线收缩率的下降也许有助于所烧结陶瓷的切削加工, 提高所制备修复体的密合性。
3.2 氧化铝纤维对氧化锆陶瓷机械性能的负面影响
从图 2、3电镜照片中可以看到, 氧化铝纤维的引入, 引起烧结后陶瓷中产生大量气孔, 随着氧化铝纤维的增加气孔随之增加。本实验通过球磨的方法把氧化铝纤维加入到牙科氧化锆陶瓷中, 为了保持氧化铝纤维的纤维特性, 球磨时间比较短。由于氧化铝纤维呈束状或簇状, 流动性差, 从而导致复合粉体的流动性随之减弱, 所以压制的素胚内存在大量未排出的气体, 导致烧结后陶瓷体内存在大量气孔。气孔的大量增加对所得到的陶瓷的机械性能产生负面影响, 从而导致复合陶瓷硬度下降。
Miyazazki等[6]通过共挤出法复合了氧化锆和氧化铝, 研究发现, 当两种纤维较粗时候, 两者的匹配性不好, 烧结后有裂纹产生, 当两种纤维较细时候, 两者有较好的匹配性。我们的研究发现, 当氧化铝纤维含量在10%时, 两者的匹配性差, 所烧结的陶瓷试件表面有裂纹出现, 而对于其它氧化铝纤维含量的样品来看, 烧结后的陶瓷表面只有少量裂纹或者几乎没有裂纹出现。因此, 氧化铝纤维和氧化锆在性能匹配方面有一个量的要求。从图 3高倍镜可以看出氧化铝纤维很好的和氧化锆颗粒融合, 氧化铝纤维排列方向杂乱, 无规律镶嵌于氧化锆晶粒之间。尽管氧化铝纤维和氧化锆基质发生了部分融合, 氧化锆陶瓷晶界不像对照组那样清晰, 但是两者界限基本还是可辨的。加入氧化铝纤维后, 经烧结所得到的样品陶瓷, 氧化锆晶粒的分布不再均匀, 而好像呈现一种熔融状态。氧化铝纤维位于气孔处, 偶有裂纹产生。随着加入氧化铝纤维的增加, 球磨时间也许对两者混合的均匀程度具有一定影响, 从而对所制备的陶瓷产生影响, 这有待我们进一步研究。
4 结论
添加氧化铝纤维对牙科氧化锆陶瓷机械性能起到一定的增强作用, 方法简便、经济、易行。但对加入的氧化铝纤维有一个量的要求。
参考文献
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牙科陶瓷 篇6
1 材料和方法
1.1 材料和仪器
In- Ceram氧化铝陶瓷(Vita公司,德国);Everest ZS氧化锆陶瓷块胚体(Kavo,德国);质量浓度分别为20%、30%、40%的硅溶胶(pH值8.5～10,密度1.12～1.30 g/cm3,平均粒径10～20 nm, 恒盛达化工有限公司,青岛);硅烷偶联剂(Bisco公司,美国);Primer&bond NT牙粘接剂(Dentsply公司,美国);Durafill VS超微填料型前牙光固化复合树脂(Heraeus Kulzer公司,德国);笔式喷砂机(LNDP- 111型,天津);光固化灯(VIPTMBisco,美国);提拉仪(东南大学吴健雄实验室制),MTS synergic综合测试仪(MTS,美国)。
1.2 试验方法
1.2.1 硅涂层的制备
制备玻璃渗透氧化铝陶瓷片(10 mm×10 mm×2 mm)和氧化锆陶瓷块片(20 mm×15 mm×15 mm)各72 片,确定陶瓷片的粘接面,以600、 800、 1 000目碳化硅砂纸依次打磨抛光使表面达到平整一致。在0.2 MPa压强下距陶瓷基片表面10 mm处以110 μm氧化锆喷砂20 s,无水乙醇中超声清洗30 min后,无油空气吹干备用。将喷砂后的每种陶瓷片随机分成4 组,每组18 片,各组分别按以下方式进行粘接面的处理:A组, 硅烷偶联剂; B组, 20%硅溶胶涂层+硅烷偶联剂; C组,30%硅溶胶涂层+硅烷偶联剂; D组, 40%硅溶胶涂层+硅烷偶联剂。
用提拉仪以10 μm/min的速度将质量浓度分别为20%、30%、40%的硅溶胶在陶瓷表面涂层,随后放置于一定湿度的密闭环境中(20 ℃)干燥,24 h后进行热处理:20 ℃→150 ℃(升温速率0.5 ℃/min)→保温30 min→400 ℃(升温速率1 ℃/min)→保温30 min→缓慢冷却至室温。
1.2.2 陶瓷片树脂粘接试件的制备
陶瓷表面用带有4 mm直径圆孔的胶带覆盖其上,限定粘接面积,各试件表面涂布一层硅烷偶联剂,自由挥发30 s,无油空气吹干。再在其上涂布一薄层复合树脂粘接剂,吹薄后光固化20 s,将直径4 mm、高2 mm的聚乙烯圆环置于胶带圆孔上,在圆环中充填复合树脂,光固化40 s,轻轻撤去圆环。
1.2.3 剪切粘接强度的测试
将每组18 个粘接试件随机分成2 个亚组,每组9 个,一组将放入37 ℃恒温水浴箱中贮存24 h,另一组放入37 ℃恒温水浴箱中30 d,随后取出试件置于万能测试机上,调整加载头使剪切刀刃的方向与树脂陶瓷粘接界面平行,加载速度为0.5 mm/min,计算试样的剪切粘接强度。
1.2.4 统计分析
采用统计分析软件包SPSS 11.5分别用单因素方差分析和LSD法对瓷片表面不同处理后的粘接强度进行比较,检验水准均为α=0.05。
2 结果
2.1 氧化铝陶瓷剪切强度测试结果
粘接强度检测结果见图 1, 氧化铝陶瓷水浴30 d后,A、B、C、D组的粘接强度分别是(1.84±0.22) MPa、(3.06±0.10) MPa、(4.37±0.59) MP和(3.06±0.15) MPa,涂层组的粘接强度比未涂层组的高,差异有统计学意义,C组粘接强度最高,和B组、D组相比差异有统计学意义(P=0.000,P=0.000),B组和D组相比差异无统计学意义(P=0.995)。比较水浴24 h和水浴30 d的粘接强度,4 组的差异均无统计学意义(P=0.733, P=0.331, P=0.067, P=0.098)。
2.2 氧化锆陶瓷剪切强度测试结果
粘接强度检测结果见图 2,水浴30 d后,涂层组的粘接强度比未涂层组的高,差异有统计学意义;其中,C组粘接强度最高,和B组、D组相比差异有统计学意义(P=0.000,P=0.000), B组和D组相比差异没有统计学意义(P=0.064)。比较水浴24 h和水浴30 d的粘接强度, 4 组的差异均无统计学意义(P=0.198, P=0.072, P=0.107, P=0.081)。
3 讨论
3.1 硅涂层提高陶瓷-树脂粘接强度的原理
随着人们对美学修复体的青睐,全瓷材料日益被广泛的应用于口腔临床,玻璃渗透氧化铝陶瓷和氧化锆陶瓷是近年来发展起来并广受欢迎的牙科陶瓷材料之一,和传统的硅酸盐陶瓷相比,它们在机械性能等方面都有了较大提高,如In- ceram氧化铝陶瓷的挠曲强度600 MPa, 氧化锆陶瓷的抗弯强度超过900 MPa,断裂韧性约为7 MPa·m1/2。
修复体良好的使用不仅取决于自身优良的性能,牢固稳定的粘接也是不可忽略的问题,良好的陶瓷-树脂粘接可以分散力,提高修复体的固位力,还可以提高修复体和基牙整体的抗折裂能力[5],因此如何提高瓷和树脂的粘接强度是临床医生十分关注的问题。粘接性树脂是全瓷修复体粘接及破损修补时应用最为广泛的材料,大量的研究表明,影响瓷和树脂粘接的因素有很多,其中瓷的表面处理是首要因素[1,6,7,8,9]。由于结构方面的特点,针对传统硅酸盐陶瓷的表面处理方法如机械打磨、抛光、酸蚀等并不能产生足够的粘接[1,10,11,12],本实验先在陶瓷表面通过纳米硅涂层进行改性,增加陶瓷表面的Si- OH,随后利用硅烷偶联剂和涂层发生化学结合,硅烷的一端可以和陶瓷表面的Si- OH形成Si- O- Si,另一端和粘接树脂产生共聚,硅烷的使用可以改善树脂粘接剂对陶瓷表面的润湿性[13], 有利于树脂粘接剂渗入瓷表面的微观孔隙中, 增大树脂粘接剂与瓷的有效粘接面积。
3.2 溶胶凝胶法(sol- gel)制备陶瓷表面涂层的工艺特点
本研究所采用的浸渍提拉法是制备薄膜最常用的方法之一,通过对陶瓷基板提拉速度的精准控制可以在其表面形成一层均匀的液膜,经过溶胶-凝胶化的过程后再进行热处理,使陶瓷和氧化硅凝胶膜通过氧桥形成化学键,涂层间的硅羟基发生缩合形成硅氧键,加强Si- O- Si网络。
3.3 恒温水浴对粘接性能的影响
传统测试粘接性能的方法包括剪切强度测试和微拉伸实验等,剪切粘接强度测试被认为是最符合临床咀嚼情况,Bona[14]通过有限元分析证实了这一点。
长期的恒温水浴或温度循环水浴是2 种常用的检测树脂粘接耐久性的方法,本研究采用在37 ℃恒温水浴中水浴30 d,发现30%浓度的硅涂层均表现出较高的粘接强度,这一结果和水浴24 h后的结果一致。分析原因,30%组比20%组高,可能是该组陶瓷表面的Si- OH含量高,和硅烷发生化学结合形成的Si- O- Si增多,故粘接强度也相应提高;40%组比30%组低,可能与40%浓度硅溶胶中的纳米二氧化硅粒子在加热过程中有较多的团聚有关。团聚的粒子尺寸过大超过纳米级,丧失了纳米材料的表面效应,使得涂层的表面自由能降低,粘接强度也随之下降。在恒温水浴的条件下,和其它2 组相比,30%组能保持稳定的粘接强度,说明用该浓度的溶胶涂层更适合于临床应用。