構建牙科種植體抗摩擦磨損表面微結構的可行性分析*

張艷芳 楊瑟飛

患者口內天然牙缺失后常需要進行義齒修復，種植牙由于能恢復缺失牙功能，且美觀、舒適感強，在臨床上的應用越來越廣。但是有研究[1]發現，牙科種植體從植入牙槽骨開始，在種植體-骨接觸界面會發生摩擦行為，這將導致種植體表面材料的磨損，引發局部炎癥甚至導致早期骨結合不良。本文我們將擬進行對種植體表面摩擦和磨損行為的基礎理論及相關進展的討論，并進一步分析和推測抗摩擦磨損種植體表面研究應用于臨床的可能性。

1.牙科用鈦及鈦合金抗摩擦磨損研究的必要性

鈦及鈦合金具有良好的機械性能、生物相容性、耐高溫、抗沖擊性等，被廣泛應用在醫療器械、化工、航天航空及艦船等領域[2]。其中，鈦優良的生物相容性和耐腐蝕性是其應用于牙科種植領域的最重要原因。鈦密度小，與人體骨組織相容，能夠與之形成骨結合，且與其他金屬相比，其彈性模量與骨組織最接近，接觸時可減輕機械應力，減少骨吸收的發生[3]；屬于惰性金屬，暴露于大氣或電解質環境時表面可形成一層薄而穩定的TiO2氧化膜，使基體能耐受體液等的腐蝕，具有抗腐蝕性[4-5]。但該氧化層機械性能差，表面剪切阻力低，有體外摩擦測試發現，外部應力容易將其破壞，且表面暴露后無法立即重新鈍化，從而導致金屬表層消耗，出現碎屑、分層甚至形成裂紋，發生塑性變形和脫層反應[6]。因此鈦及其合金耐磨性差。目前在牙科種植體表面已進行噴砂等表面處理來改善其抗磨性，但臨床研究仍發現種植體在植入過程或開始負載后，其接觸界面由于相對運動發生摩擦可產生磨損顆粒，甚至可能引發局部炎癥反應，加速電化學腐蝕，影響骨結合[7]。因此發生在種植體-骨界面的生物摩擦學行為是需要我們研究并關注的。

2.種植體-骨界面的摩擦學機理

摩擦學(tribology)是研究摩擦、磨損與潤滑行為的學科。摩擦在兩接觸表面發生相對運動時產生，可引起滑動阻力和能量損耗。磨損是摩擦的結果，是兩接觸表面由于摩擦導致形狀、尺寸、組織和性能變化的過程，可造成材料表面損壞和損耗。

種植體從植入到開始負載后，與牙槽骨接觸形成種植體-骨界面，其接觸界面發生的摩擦行為包括滑動摩擦與微動摩擦兩個方面：

2.1 滑動摩擦 臨床上為了保證初期穩定性制備種植體窩洞時通常較植體略窄，種植體在垂直向力和骨側壁壓力的作用下植入時與牙槽骨接觸滑動并發生相對位移，產生摩擦，進而導致植體表面磨損[8]。其摩擦系數主要受載荷、滑動速度與溫度、表面膜的影響[9]：

2.1.1 載荷 種植體和牙槽骨表面均具有一定的粗糙度，靜止時兩接觸表面的實際接觸面積只是幾何面積的一小部分，在載荷作用下兩表面的粗糙峰彼此嵌入，可產生接觸應力和塑性變形，使實際接觸面積增加，且隨接觸時間延長，發生的相互嵌入和塑性變形都會增加，摩擦系數隨之增大[10]。

2.1.2 滑動速度與溫度 滑動速度增大導致表面發熱，溫度升高會改變表層的性質，引發表面原子或分子的擴散、吸附，表層結構變化和相變等，摩擦系數也將隨之增加。

2.1.3 表面膜 鈦金屬表面常常會形成一層氧化膜，使接觸表面間的原子或離子結合力被較弱的范德華力代替，降低表面分子力作用，從而減少摩擦。但其過薄時減摩性不足以發揮，過厚時因機械強度低于基底金屬材料，滑動剪切阻力小，受力下的植入過程中容易被損壞，使基底金屬被暴露發生磨損，摩擦系數增大。

2.2 微動摩擦 種植體植入完成開始負載后，在體液環境和載荷的交互作用下，種植體-骨的接觸界面可發生微米量級的相對運動，即微動(fretting)。微動會造成接觸界面的摩擦磨損，使接觸表面破壞，裂紋萌生、擴展與斷裂，且對骨組織也會產生損傷，有研究認為種植體植入后微動幅度在50～150μm 時不影響骨結合。但受振動及載荷等的影響，當微動幅度增加到組織損傷超過自身修復能力時，就會發生骨吸收、骨結合不良等反應，導致種植失敗[11,12]。根據實際造成的破壞過程微動摩擦可分為微動磨損、微動疲勞和微動腐蝕3 種形式[13]：

2.2.1 微動磨損 載荷作用下，接觸表面的微凸體可發生黏著和塑性變形，局部黏著點斷裂脫落后形成磨屑，磨屑在接觸界面被碾壓后發生遷移和氧化，使接觸表面形成麻點或蟲紋形損傷。因此選擇抗黏著磨損特性好的材料可以減輕微動磨損。

2.2.2 微動疲勞 接觸表面因微動可萌生裂紋源，在微動摩擦力和疲勞應力的協同作用下裂紋擴展，最終導致疲勞斷裂，這就是微動疲勞，其破壞程度與載荷、微動振幅和環境因素有關。

2.2.3 微動腐蝕 微動腐蝕是材料表面在腐蝕性介質(具有腐蝕性的液體及氣體等)作用下產生的損耗。種植體植入后，接觸的介質主要為口腔環境(包括骨組織)中的體液。因此，提高種植體表面的耐腐蝕性可減少表層材料的磨損。

綜上我們發現，種植體-骨界面的摩擦機理較為復雜且和多個因素有關，其中種植體材料的表面理化性能是主要的影響因素。因此，為種植體構建抗摩擦磨損的表面結構是有望通過研究實現并應用到臨床的。

3.鈦及鈦合金種植體表面抗摩擦磨損的研究現狀

研究種植體-骨界面生物摩擦學機理的目的是為了在實際應用中減緩和防止摩擦磨損對種植體表面的影響。筆者查閱文獻發現目前學者們主要從物理及化學表面處理、機械強化、仿生學方面來改善鈦及鈦合金種植體表面的抗磨性[14]。

3.1 物理處理 通過改變溫度，使種植體表層固相發生轉變，可使其表面硬度和強度增加，從而減輕微動損傷。比如對Ti-6Al-4V 植體進行熱氧化處理(在600℃下持續60h)后[15]，在表面可生成金紅石型氧化鈦硬化層，增加了種植體表面的硬度和強度，且經滑動磨損測試可見材料表層磨損量少，裂紋擴展不明顯，抗磨性提高。使用液氮將材料冷卻至大約-185℃，可消除種植體表面的殘余應力，提高其耐磨性[16]。其機理是低溫處理會導致晶粒細化和β 相減少，且高位錯密度和孿晶的存在消耗了在滑動摩擦過程中產生的高能，阻止表面產生裂紋[17]。

3.2 化學處理 通過磷化、硫化和陽極氧化等化學處理手段，在牙科種植體表面可形成一層非金屬涂層，涂層具有多孔性，便于磨粒的儲存，從而使材料的抗微動損傷能力增強。比如對鈦板進行陽極氧化處理[18]，表面可形成TiO2納米管涂層。TiO2納米管的彈性模量與皮質骨接近，可以避免種植體-骨界面處應力分布的突然變化，從而減少應力屏蔽現象和骨的磨損；還可以增加種植體表面粗糙度，形成一個類似多孔的種植體，引導骨小梁結構向內長入，增強早期骨結合。微觀下可見該涂層晶體結構緊密，具有一定的機械強度和彈性模量，在種植體植入過程中可表現出一定的耐碎裂性，而且即使發生碎裂也可被壓實，從而形成更緊湊的涂層，保護基體材料免受摩擦影響[19]。

3.3 機械強化

3.3.1 機械處理 利用噴砂、滾壓等手段，聯合涂層、蝕刻等技術，加工后可使材料表面粗糙度及硬度增加，塑性形變降低，同時表面形成硬化層，能對正常應力形成阻力，從而減少裂紋的形成及擴展，提高材料的抗疲勞磨損能力。有學者[20]采用噴砂和雙蝕刻技術在種植體表面制備了納米紋理氧化鈦層，植入豬骨后即刻取出觀察，發現種植體表面幾乎沒有機械損傷，證明該氧化物層具有高度的耐磨性。

3.3.2 表面涂層 采用冶金或鍍膜技術在種植體表面可制備具有一定厚度和強度的涂層，涂層與基材結合緊密，可增強其機械性能；存在孔隙，可以儲存和容納磨粒，使涂層具有耐磨性。常用的方法有堆焊，熱噴涂，漿液涂層，電刷鍍，鍍膜(真空蒸發鍍膜、濺射鍍膜、離子鍍膜和化學氣相沉積等)等。

工程材料領域有很多研究使用了該技術。如在鈦及鈦合金基材上制備類金剛石碳涂層[21]，等離子滲氮[22-23]，C60離子束沉積碳納米復合材料涂層[24]等，均可改善其表面的強度和硬度，提高抗磨性，減少接觸界面的微動磨損；還有利用電極和金屬基板之間的高能脈沖放電，將熔化的電極材料沉積到基板上完成冶金反應后，在氮通量條件下制成的TiN 涂層，具有高硬度和高強度，且經磨擦測試發現表面僅有一些淺的溝槽，表層材料的磨損率降低[25]。

3.3.3 基于激光技術的表面處理 通過激光淬火[26]，可獲得具有高強度和硬度的馬氏體組織，提高種植體表面的抗磨損能力；激光表面紋理化，調整激光參數在鈦板上制備不同形態的微觀織構,可增加鈦板表面硬度，且減小了摩擦過程中的實際接觸面積，改善了鈦板表面的抗磨擦性能[27-29]；激光紋理化和表面涂層聯合應用，不僅可以促進涂層與基材之間的結合，增強涂層的硬度，同時也能提高材料表面的耐磨性[30]，有研究將激光紋理化后的種植體在N2中進行處理，發現生成的氮化物涂層可使種植體表面硬度提高，減少摩擦，且表面紋理使涂層的磨損率也降低了20 倍以上；使用激光束熔化3D 打印技術制造多孔的Ti-6Al-4V 牙科種植體[31]，其粗糙的表面結構也有助于增強種植體的耐磨性和骨整合。

3.4 仿生學設計 除以上的方法外，也有學者開始關注仿生學。他們試圖通過噴砂、酸蝕等手段制作模仿骨表面粗糙度的顯微結構，生成具有生物啟發性的微/納米結構表面，并和生物大分子(如蛋白質等)結合，來復制成骨細胞在體內的環境[32]。與傳統的鈦表面相比，該處理方法可增加種植體表面的粗糙度和機械強度，更好更快的引導成骨細胞聚集附著，加速骨結合過程，從而減少摩擦帶來的影響。

4.鈦及鈦合金種植體表面抗摩擦磨損研究的展望

改變牙科種植體的表面形態和性質是改善其在植入過程及早期負荷時表層結構抗磨擦磨損性能的關鍵。目前的文獻研究已經驗證了一些表面改性處理有效。但實際應用中我們還需要考慮這些方法的可操作性。熱噴涂、涂層制備等技術會涉及到大型儀器設備或實驗條件難以達到(如熱處理、化學氣相沉積溫度過高；離子注入技術儀器昂貴等)問題，實驗成本較高；表面TiO2納米管結構制作簡單且成本低，但本身機械強度不足；基于激光技術的處理精準度高，且形態可控，但費用較高；仿生學設計研制微納結構表面，能加快骨結合，降低摩擦的不利影響，但制作微/納米結構時的表面處理如噴砂時涉及精準度不夠的問題等等。因此，結合摩擦學機理和現有技術的優缺點，期望通過更深入的研究和實驗，研發出更經濟有效的表面抗摩擦磨損結構，并能在臨床上推廣應用。