摘要：目的：研究三种不同的生物无铅压电陶瓷和义齿基托树脂材料粘接强度。方法：制取直径13.5mm，厚度2.4mm 的钛酸钡（BT），钛酸铋钠(BNT)，铌酸钾钠(KNN)三组压电陶瓷，每组8 个试件， XRD 对其进行物相分析，SEM 观察表面形貌，然后将压电陶瓷与义齿基托树脂材料粘接，万能力学材料测试机测量两者之间的粘接剪切强度。统计数据采用SPSS13.0 统计软件分析。结果：三组试件粘接剪切强度有统计学差异（P﹤0.05），强度值由高到低依次为KNN＞BNT＞BT，粘接破坏形式均以陶瓷材料内聚破坏为主。结论：三种不同的生物压电陶瓷材料与义齿基托树脂之间的粘接剪切强度有统计学差异。
　　关键词：生物压电陶瓷；义齿基托树脂；粘接剪切强度
　　1. 引言
　　当牙列缺损或缺失后，剩余牙槽嵴退化并发生不可逆的吸收萎缩，导致骨量丧失，牙槽嵴形状和大小发生改变，影响义齿的固位稳定和义齿人工牙的排列[1]。尽管临床上对缺牙后修复采取不同的方法，如骨移植、GTR、生物陶瓷材料植入、牵张成骨术等[2]，这些方法各有优缺点，其共同最大的缺点是都需要进行手术，属于创伤性的二次修复。由此可见，改变原有观念，研究符合人体生理规律的材料和方法来解决这类问题，有可能在本研究领域中实现突破。研究表明，骨组织是天然的压电体，兼有压电效应和驻极效应，不同的电信号引起不同的反应[3-5]。压电陶瓷作为一种新型陶瓷材料，可以将电能和机械能相互转换[6]。近年来，新型无铅材料的发展如无铅压电陶瓷钛酸钡、钛酸铋钠、铌酸钠钾组份对人体无毒无致畸作用，将工业用压电陶瓷引入医学材料领域，可对骨的压电效应进行模拟。
　　自1937 年义齿基托树脂开始逐步在口腔医学领域中应用制作活动修复义齿基托以来，因其良好的生物性能，理化、机械性能，以及质轻、色泽好、易于加工成形等诸多优点，迅速得到广泛应用，其主要成分为甲基丙烯酸甲酯（polymethymethacrylic,PMMA）及其改性产品，直到今天热固化型义齿基托树脂因其在机械强度、美观性方面取得的进步使其成为活动修复中依旧不可缺少的重要材料[7]。因此，我们试图将压电陶瓷与义齿基托树脂复合，利用咀嚼运动所产生的微电流，根据电刺激成骨的理论[8]，使骨向基托方向定向生长，既延缓了牙槽骨的吸收，又可以使患者提高咀嚼效率。本实验立足于临床，探索性的将生物无铅压电陶瓷嵌入义齿基托树脂中，测试两者之间的结合强度，为临床应用提供实验依据。
　　2. 材料和方法
　　2.1 材料与仪器
　　I 型Heraeus 义齿基托树脂单体 Dentsply（美国）
　　I 型Heraeus 义齿基托树脂粉剂 Dentsply（美国）
　　X 射线衍射仪X-Pert MPD 3KW （PHILIPS 荷兰）
　　场发射扫描电子显微镜 FEI InspectF（美国）
　　万能测试机 INSTRON5565（美国）
　　钛酸钡，钛酸铋钠，铌酸钠钾压电陶瓷陶瓷片 四川大学材料科学与工程学院
　　自制圆柱形基托树脂成型模具（型腔内径24.5mm，外径28.5mm， 厚度2.4mm），万能测试机探头（长度8mm，直径10mm），万能测试机测量支架（自制中空圆柱支架外径24.5mm，内径20.5mm，高度10mm）
　　2.2 实验方法
　　2.2.1 压电陶瓷与实验试件的制作
　　钛酸钡，钛酸铋钠，铌酸钾钠压电陶瓷粉末经过配料，混合，预烧，成型，排塑，烧结，极化后成型为直径为13.5mm，厚度为2.4mm 的压电陶瓷片。经测量三者d33 分别为65pC/ N，195 pC/ N，260 pC/ N。选取以上三组中成型完好，表面无裂缝或缺损，光滑平整的陶瓷片每组各八片。所有试件用丙酮超声清洗10 分钟，蒸馏水超声清洗10 分钟。X 射线衍射测量其物相组成结构，扫描电镜（SEM）观测其表面形貌，清洗，干燥后备用。
　　将压电陶瓷试件粘接面置于自制基托树脂成型模具中心位置，按厂家说明要求调和甲基丙烯酸树脂，体积比3:1，在粘丝后期面团前期将调和的甲基丙烯酸树脂用5ml 一次性玻璃注射器快速注入压电陶瓷周围，同时保证压电陶瓷的正反两面不沾染甲基丙烯酸树脂，待材料初凝后，加0.5kg 的压力5 分钟以模拟临床情况[9]，尽量保证不存在气泡，多余的材料用探针刮除，技工室常规煮盒，硬化后取出。共制取三组共24 个试件。所有样品在37℃水里保持24 小时。
　　2.2.2 测试方法
　　将试件置于自制中空圆柱体测试支架上，使用INSTRON55 万能材料测试机测试其粘接强度，测量最大载荷为5000N，实验环境温度为20-25℃，相对湿度为50-55％。自制探头向试件中心区域以0.5mm/min 速度加压直至试件陶瓷树脂结合界面断裂，记录此时的各样本的抗剪切强度，断裂时的载荷值，用试件破坏时的的最大力值与试件横截面积的比值表示抗剪切强度值，同时记录试件破坏形式及最大强度值，根据公式δ=F?πd，计算其剪切强度δ(Mpa)。
　　2.2.3 统计学分析
　　统计分析使用统计学软件SPSS13.0 分析实验结果，计算各组剪切强度的均值、标准差、标准误、最小值、最大值等描述性统计量，使用单因素方差分析（One Way ANOVA）Student-Newmnan-Keuls 法检验各组均数之间的差异。
　　3. 结果与讨论
　　3.1 XRD 分析
　　XRD 测试结果，测试条件为Cu 的Ka 辐射，40KV,40mA,2θ 从10°～60°进行扫描（步长为0.02°，设置时间为5S）。采用传统固相反应法,制得了呈单一钙钛矿结构的钛酸钡、钛酸铋钠基某陶瓷配方和铌酸钾钠压电陶瓷。
　　3.2 SEM 分析
　　三种压电陶瓷样品表面的扫描电镜照片。钛酸铋钠基某陶瓷配方样品(BNT)微晶呈近似于圆球状的多面体，晶界明显，晶粒直径约3-4 μm。钛酸钡（BT）陶瓷样品微结构致密，晶界明显，晶粒尺寸相对均一，微晶直径约1-2 μm。铌酸钾钠陶瓷样品（KNN）的微结构致密度极好，微晶呈四面体结构，晶界明显，晶粒直径约在6-10 μm。
　　3.3 试件力学性能测试
　　试验结果，剪切强度由大到小依次KNN 组（2.66MPa）﹥BNT组（1.94MPa）﹥BT 组（1.21 MPa），各组之间采用单因素方差分析，SNK 法两两比较结果：第一组和第二组剪切强度比较P 值为0.022（P﹤0.05），第一组和第三组剪切强度比较P 值为0.001（P﹤0.05），第二组和第三组剪切强度比较P 值为0.024（P﹤0.05）。统计分析显示三组差异均有统计学意义。
　　三组试件的断裂破坏形式，显示大部分压电陶瓷的破裂以内聚性破坏和混合性破坏为主，少部分为粘接界面之间的破坏。
　　4. 讨论
　　4.1 陶瓷树脂界面破坏分析
　　在口腔材料测试应用中，粘接强度是测量两种同种或异种材料粘接后单位面积所承受的最大破坏力，常通过抗剪切强度和抗拉伸强度测试来检验。由于正常的口腔生理环境以及牙体组织受到诸如压力、张力、扭力、剪力等多种力的综合作用，受力情况非常复杂，传统的剪切强度测试被认为是最符合生理性的临床口腔咀嚼受力情况[10]。由于本实验设想将压电陶瓷嵌入在义齿基托树脂中并放置在缺失牙牙槽嵴顶的位置，所以采用了粘接剪切强度测试。
　　在本实验中，压电陶瓷和义齿基托树脂粘接情况不同于其它粘接，二者之间粘接界面只有一个，粘接力形成于界面区。由于陶瓷和PMMA 性质稳定，通常在常温情况下两者不发生化学反应[11]。所以二者间的结合力主要为机械作用力，本质上是一种摩擦力。基托树脂聚合后会体积收缩，据研究表明临床义齿基托材料聚合时候的线性收缩率为0.2﹪～0.5﹪；但是由于样本在技工室制作成形过程中很难避免水分的进入，而水分的进入则可引起基托树脂的吸水膨胀，据研究表明该热固化基托树脂置于水中的线性膨胀0.1﹪～0.2﹪，但吸水值一周内不大于32μg/mm3 [12]，而正是由于基托树脂的吸水膨胀，很好的补偿了基托树脂的线性收缩，但由于该基托树脂存在大量微气泡导致其膨胀系数明显增高，所以具体补偿的量有多大，还有待进一步的试验研究。
　　4.2 生物压电陶瓷和基托树脂内聚性破坏分析
　　生物压电陶瓷是一种前景广阔新型陶瓷材料，能将电能和机械能相互转换，兼有压电效应和驻极效应，能够一定程度上模拟骨组织这一天然的压电体。由于生物压电陶瓷均存在较低的断裂强度，所以常需掺杂改性添加物以增加其强度[13]，但由于加入改性添加物后其陶瓷的压电常数和压电效应会发生改变从而最终影响到在口腔中的实用效果。由于受到人体牙槽骨的压电常数数值存在个体差异，牙槽骨质地以及自身吸收变化等因素影响，压电常数非常难以测定，具体的压电常数值国内外目前几乎没有报道，所以本试验中三种压电陶瓷均未加入任何改性添加物，从而导致所测定强度值较低，陶瓷的脆性小于界面的粘接强度，并且主要的断裂形式均是陶瓷内聚性破坏。因此要想得到较为理想的压电陶瓷体，仍需不断探索，在以后的试验中开发出一种更新型的生物压电陶瓷，使其在能够保证很好的接近或达到牙槽骨的压电效应的基础上加入改性添加物，增加其断裂强度，从而使其能更好的达到口腔临床应用和推广的目的。
　　本实验的试件成形模具为金属不锈钢材料，负责加压的不锈钢模具有一10mm 的空隙用于校正陶瓷位置和确保陶瓷表面不被PMMA 沾染，但是正是由于这一孔径的存在，使技工室加压过程中对基托树脂的压力不足，压力不足会使基托树脂表面产生不规则的气孔和空隙，尤其会在基托树脂的细微部位产生不规则的缺陷性气孔[9]，因此本实验中气孔产生的位置就有可能是在界面，从而影响陶瓷与基托树脂的粘接力，是造成同一陶瓷和基托树脂间结合力差异较大的主要因素之一。基托树脂主要的气泡在压力不够的时候会均匀的分布于基托树脂的内部，当压力不够差值较大时候，基托树脂由于较多内部气孔的存在，较易导致自身强度不足从而引起断裂[9]。虽然本实验已经严格控制试验条件如粉液比，升温速率，调拌注入时间等条件，但是由于压力条件很难控制，是实验中的三例基托树脂的断裂分析主要原因。
　　5. 结论
　　三种不同种类的生物压电陶瓷与义齿基托树脂之间的粘接剪切强度有显着性差异，强度由高到低依次为KNN＞BNT＞BT，粘接破坏形式主要为内聚性破坏及混合性破坏，表明生物压电陶瓷材料与义齿基托树脂之间有良好的粘接性。

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　　参考文献
　　[1] Pietrokovski J, Starinsky R, Arensburg B and Kaffe I. Morphologic characteristics of bony edentulous jaws[J]. J Prosthodont. 2007 Mar-Apr;16(2):141-7.
　　[2] Goh BT, Lee S, Tideman H and Stoelinga PJ. Mandibular reconstruction in adults: a review[J]. Int J OralMaxillofac Surg. 2008 Jul;37(7):597-605. Epub 2008 May 1.
　　[3] Fukada E,Yasuda I. on piezoelectric effect of bone[J]. Phys.Soc.Jpn.1957,12:1158
　　[4] Wolff J, Das Gesetz der. Transformation der Knochen[M]. Kirschwald,1892
　　[5] Friedenberg ZB, Brighton CT. Bioelectric potentials in bone . [J]. Bone Joint Surg.1966,48:915-923
　　[6] A.J.Moulson，J.M.Herbert 着，李世普等译，[M] 电子陶瓷材料性能应用，武汉：武汉工业大学出版社.1993，276-330
　　[7] 陈治清主编.口腔生物材料学[M].第一版.北京：化学工业出版社.2004：75-103
　　[8] Abeed RI, Naseer M, Abel EW. Capacitively coupled electrical stimulation treatment:results from patientswith failed long bone fracture unions[J]. Orthop Trauma,1998,12(7),510-513
　　[9] Robert G.Graig, John M.Powers 着，赵信义等译，[M]牙科修复材料学，西安：世界图书出版公司.2006-1-1,418-420
　　[10] Bona D. Shear vs tensile bond strength of resin composite bonded to ceramic[J]. J Dent Res,1997,4:1591-1596.
　　[11] B. Ben-Nissan, Natural bioceramics: from coral to bone and beyond [J]. Current Opinion in Solid State andMaterials Science 7 (2003) 283–288
　　[12] Arima T, Murata H, Hamada T. The effect of cross-linking agents on the water sorption and solubilitycharacteristics of denture base resin [J]. J Oral Rehabil 23:476,1996
　　[13] P. L Swanson. Crack - interface grain bridging as a fracture resistance mechanism in ceramics [J]. JJournalof the American Ceramic Society, 70(4) :279-98 .