【口腔醫(yī)學總結】口腔材料概述

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概述口腔材料學（scince of dental materials）是一門和口腔醫(yī)學、生物學、醫(yī)學工程學、材料學、化學、物理學等密切相關的交叉性邊緣學科。它是研究口腔醫(yī)學領域各種材料的組成、性能和應用，以及口腔與生物材料的互相關系，從而達到利用人工材料和制品，替代和恢復因各種原因造成的天然牙或骨缺損、缺失后的生理外形和重建已喪失的生物功能的一門學科?？谇徊牧蠈W是口腔醫(yī)學的重要組成部分?？谇徊牧虾w了現(xiàn)代科學技術的許多方面，并隨著整個社會的科學技術的進步而發(fā)展。其產(chǎn)品依托厚重的科學技術背景條件。現(xiàn)代口腔治療水平的進步和提高，常伴有口腔材料的改進或新的口腔材料出現(xiàn)；而一種新的口腔材料的發(fā)展，也使口腔治療、修復技術有了質的改變；因此，口腔醫(yī)學和口腔材料學是相互促進，相互發(fā)展。作為一名現(xiàn)代口腔醫(yī)師或口腔技師除了必須掌握口腔醫(yī)學知識外，還要掌握口腔材料的基礎知識，以及應用技術。只有基于對所用口腔材料的充分了解，掌握性能特點和應用要求后，才能完成高質量的口腔治療和修復。一、 口腔材料學的發(fā)展簡史 口腔材料的應用歷史悠久，與口腔醫(yī)師活動幾乎是同時產(chǎn)生和發(fā)展的?？谇徊牧显诳谇会t(yī)療實踐活動中的應用歷史，最早可以追溯到公元前2500年前，在埃及王朝墓葬中發(fā)現(xiàn)有用蠟、黏土和木制的假鼻、眼眶、耳和牙齒。公元前700500年已有了用黃金制作的牙冠及橋體。公元1世紀羅馬的Celsus在拔除齲齒之前，曾用棉絨、鉛和其他物質充填大的齲洞，避免在拔牙過程中牙齒破碎，這可能是最早的齲洞充填材料。在公元7世紀的中國，唐高宗時期頒布的唐新本草有用銀膏補牙的記載，起銀膏的主要成分為銀、汞和錫，與現(xiàn)在和銀汞合金成分很相似。據(jù)記載，公元10151122年間，人們用研碎的乳香、明礬和蜂蜜充填齲齒。約1480年，有意大利人開始用金箔充填齲洞。 多數(shù)學者認為近代牙科學開始于1728年法國Pierre Fauchard發(fā)表的專著，該著作涉及口腔醫(yī)學的許多領域，論及了多種牙科修復料和操作技術，并包括以象牙制作義齒的方法。1756年Pfaff發(fā)表了以蠟分段制取口腔印模，并用煅石膏灌注模型的論文。1770年，Jean Darcent開始將低熔點合金用于牙科，1788年法國人Nicholas Dubois de Chamant發(fā)明了瓷牙修復技術，并于1792年獲專利。1839年Charles Goodyear使用硫化橡膠制作義齒基托。 進入19世紀后，口腔材料發(fā)展迅速，先后發(fā)現(xiàn)了牙膠、氧化鋅丁香酚水門汀和磷酸鋅水門汀等材料，這些材料現(xiàn)在仍在廣泛使用。在19世紀中葉發(fā)明了銅汞合金和銀錫汞合金，并不斷地加以改進，1895年Black提出了相應的洞型標準和工藝步驟，他在硫化橡膠用于基托制作害人面部贗復，陶瓷用于義齒和人工牙種植等方面也作了大量的研究。 在20世紀，隨著科學技術的發(fā)展，新興學科的出現(xiàn)，口腔材料也得到極大的發(fā)展，除對已有的材料進行改進，并建立了規(guī)范的標準同時還研制出了許多新的材料。1937年出現(xiàn)的丙烯樹脂基托材料取代了硫化橡膠基托材料，是合成高分子材料在口腔醫(yī)學領域應用最早的實例。50年代后期，溫室硫化硅橡膠作用印模材料，5060年代金屬烤瓷修復技術用于臨床。1960年聚羧酸水門汀問世，1971年美國學者Wilson綜合了磷酸鋅水門汀和聚羥酸水門汀的優(yōu)點而開發(fā)出玻璃離子水門汀。1963年美國學者R.L Bowen取得牙科復合樹脂的專利。在復合樹脂的應用逐漸擴大的同時，合成樹脂類牙科粘結劑及粘結技術也迅速開發(fā)。60年代，Branemark提出骨整合理論，并吧鈦和鈦合金用于種植體，該研究獲得極大成功，促進了口腔金屬種植材料的發(fā)展。1960年多孔氧化鋁陶瓷及其組織學研究報告發(fā)表，1978年羥基磷灰石等生物陶瓷作為植入材料應用于口腔臨床，這些促進了對生物相容性和生物活性較好的陶瓷類種植材料研究。 隨著口腔材料的不斷發(fā)展，現(xiàn)在人們好不質疑口腔材料在口腔醫(yī)學中的重要作用和地位，口腔材料學早就成為一門獨立的學科。自1920年建立了口腔材料制品的第一項質量標準銀汞合金的選擇和分級規(guī)格以來，目前已經(jīng)建立了各種口腔材料、器械和設備的國際標準。目前世界上（包括我國）已有相當數(shù)量的專門人才從事口腔材料學的研究和教學工作，國內許多口腔醫(yī)學院內設立了專門的口腔材料學教研、研究室或中心，開設了口腔材料學課程，還授予這門學科碩士和博士學位；近年來一些綜合性大學也開始了口腔材料的研究工作。在我國，口腔材料學已成為與口腔解剖生理學、口腔組織病理學并列的口腔專業(yè)主要的基礎課程之一。二、 口腔材料的標準和標準話組織 口腔材料的標準（或稱質量規(guī)格）是評價特定的口腔材料性能的技術文件，即對某種材料的性能提出具體的技術要求，當某種材料的質量標準確定之后，各生產(chǎn)廠家要向有關的質量管理部門申報，經(jīng)測試確實符合標準后，才可以給予注冊、投放市場?？谇会t(yī)師必須對這些標準有一定的了解。 口腔材料的第一項標準是有美國國家標準局于1920年組織完成的牙科銀汞合金標準，此后有關研究人員又進行了鍛制合金、鑄造合金等材料的研究。1928年改由美國牙科協(xié)會（American debtal association，ADA）組織者方面的工作，先后已制定60多項美國牙科協(xié)會標準，隨著知識的更新及技術的發(fā)展，不斷對已制定的標準進行修訂和補充。國際牙科聯(lián)盟（federation dentaire internationai，F(xiàn)DI）和國際標準化組織（international standards organization，ISO）等機構為此目標進行了大量工作。 ISO是一個國際性的、非政府性的組織，其分支機構牙科學技術委員會（technical committees 106，dentistry）簡稱ISO/TC106,dentistry。ISO的主要目的是制定國際標準化，106-dentistry的責任是為各種口腔材料、器械和設備制定標準化的專業(yè)技術術語、測試方法和質量規(guī)格。 1987年12月，中國國家技術質量監(jiān)督局代表中國作為ISO標準委員會（簡稱TC99）行業(yè)標準的規(guī)劃、制定和管理等工作的正式成員，負責我國口腔材料和器械設備的國家標準、口腔材料的分類。三、口腔材料的分類 現(xiàn)有口腔材料的品種繁多，加之新的口腔材料不斷研發(fā)并應用于口腔臨床，造成分類標準和分類方法不一。從科教、教學和臨床應用的不同角度，可采用不同的分類方法。通常有以下幾種分類法：（一）按材料主要應用臨床科室分類 1、口腔內科材料 2、口腔頜面外科材料 3、口腔修復材料 4、口腔正畸材料 5、口腔預防保健操了（二）按材料性質分類 1、有機高分子材料 2、無機非金屬材料 3、金屬材料（三）按材料用途分類 1、印模材料 2、模型材料 3、義齒材料4、充填材料 5、粘結材料 6、種植材料 7、齒科預防保健材料此外還包括包埋材料、磨平拋光材料、襯層材料、頜面修復材料等。(四)按材料與口腔組織的接觸方式分類 1、直接、暫時與口腔組織接觸的材料 2、直接、長期與口腔組織接觸的材料 3、間接與口腔組織接觸的材料 （五）按材料的應用部位分類 1、非植入人體的材料 2、植入人體的材料 以上分類法各有側重，各有優(yōu)缺點。本教材突出高職教育的特點，體現(xiàn)實用性原則，并考慮到材料應用的習慣和邏輯關系，采用按材料主要應用臨床科室分類進行分章，每章中又按照其用途或名稱分為若干節(jié)。對多個臨床科室用材料一般按其主要用途在某一章集中介紹。第二章 材料的性能 口腔材料的性能主要指其口腔臨床應用并行使功能密切相關的性質，是保證口腔材料臨床應用安全有效的基礎。臨床應用和實驗室研究證明，材料的臨床效果與材料的性質有著密切的關系。為了保證材料符合臨床要求，ISO/TC 106及各國標準化組織研究制定了口腔材料性能技術標準，規(guī)定了不同口腔材料應滿足的性能要求及技術標準?？谇徊牧显谀撤矫婊ハ嘟徊?，難以嚴格分類。下面主要介紹描述口腔材料物理性能、機械性能、化學性能、生物性能等的一些概念。一、物理性能 （一）尺寸變化口腔材料在制作和使用過程中，由于物理及化學因素影響，引起長度或體積大小的變化，稱為尺寸變化（dimensional change）,尺寸變化通常用長度或體積變化的百分數(shù)來表示。其表達式是：=L-LO/LO*100%式中:尺寸變化 LO:原長(mm) L：變化后的長度（mm） 口腔材料的尺寸穩(wěn)定是材料的基礎性能要求，具有重要的臨床意義。如印模材料、模型材料的尺寸穩(wěn)定性對修復體得制作精度有重要影響。充填材料固化期間的尺寸變化對充填體與窩洞之間的密合性也有很大影響。因此在研制印模材料。模型材料和充填材料時必須努力減少使用過程中尺寸變化。標準化組織根據(jù)臨床需要對材料的尺寸變化做了相應規(guī)定，表1-1列舉了幾種材料在固化期間的尺寸變化的允許值。 （二）熱膨脹 幾乎所有的材料均受熱時膨脹，冷卻時收縮的現(xiàn)象。熱膨脹系數(shù)（coefficient of thermalExpansion）是描述物體長度長度（或體積）隨溫度變化的物理量，當用長度的變化表示熱膨脹系數(shù)時稱為線脹系數(shù)（linear expansion coefficient）。通常測量材料的線熱脹系數(shù)，其表達式為：L=1/LdL/dT 該式子使用于壓強為恒量的條件下。式中：L：溫度為T時的線脹系數(shù)（K-1） L：溫度為T時式樣的長度（mm） dL：物體長度的變化 dT：溫度的變化 線脹系數(shù)的單位為每開爾文或負一次方開爾文，符號K-1圖1-1為新鮮無齲齒牙根、牙冠的線脹系數(shù)。曲線上個點的微商除以試樣長度所得的商即為相應溫度下的線脹系數(shù)，由曲線可知：同種材料不同溫度時的線脹系數(shù)不同。然而在實際應用中，測定某一溫度范圍的平均線脹系數(shù)更有意義。 為了便于測量，通常以環(huán)境溫度時試樣長度L0代替式中L，則溫度范圍在T1-T2時的線脹系數(shù)可表示為：=（L2-L2）/L0(T2-T1)式中：L：溫度T1至T2范圍內平均線脹系數(shù)（K-1） L0：環(huán)境溫度時試樣的長度（mm）L1：溫度為T1時試樣長度（mm）L2：溫度為T2時試樣長度（mm） 當用體積的變化表達熱膨脹系數(shù)時，則稱為體脹系數(shù)（cubic expansion coefficient）。表達式為：v=1/VdV/Dt式中：v：溫度為T時的體脹系數(shù)（K-1） V：溫度為T時試樣的體積（mm3） dV：物體體積的改變 dT：溫度的變化 體脹系數(shù)的單位為每開爾文或負一次方開爾文，符號為K-1.如果固體是各向同性的，則其v=3L。 口腔材料的熱膨脹系數(shù)事材料性質的主要指標，對臨床應用有很大影響。如包埋材料要求具有一定的熱膨脹系數(shù)來補償鑄造合金在鑄造過程中的修復體收縮，烤瓷材料和烤瓷合金熱膨脹系數(shù)不匹配會影響瓷與合金的結合等。若充填體與牙體熱膨脹系數(shù)有差別，也會在長期使用后出現(xiàn)充填體產(chǎn)生微裂或在充填體與窩洞之間產(chǎn)生縫隙，唾液及食物殘渣等進入裂隙，引起繼發(fā)齲及牙周炎。表1-2列出牙體組織及一些口腔材料的線脹系數(shù)。（三）熱導性 熱導性是物體傳遞熱量的性能。熱導率（thermal conductivity）又稱導熱系數(shù)（coefficient of thermal conductivity），是量度材料導熱性能的物理量，起定義為面積熱流量除以溫度梯度。符號為，即溫度梯度為1C/m，單位時間通過1m的熱量（瓦特）。單位是瓦特每米開爾文，符號為W/（mK）。 在牙體修復時，為避免充填后牙齒在口腔環(huán)境中出現(xiàn)冷熱刺激反應，口腔充填材料應具備較小的導熱率，特別是接近牙髓的部位必須選用導熱率低的材料，以隔絕溫度變化對牙髓的刺激。在使用銀汞合金等這類導熱率遠遠大于牙齒硬組織的材料時，必須用導熱率較低的水門汀墊底后才可充填。表1-3列出牙釉質、牙本質及部分口腔材料的導熱率。（四）濕潤性 液體在固體表面擴散的趨勢稱為液體對固體的濕潤性(wettability)，濕潤是粘結的必要條件。濕潤性和物體的表面張力密切相關，表面張力是研究物體表面特性的物理量，指作用在物體表面上單位長度的力，單位為每米牛（N/m）。表面能是從能量的角度描述物體表面特征。 現(xiàn)實條件下物體的表面是指界面。液體的表面張力是指液體與空氣界面的表面張力，符號是LV；固體的表面張力是指固體與空氣界面的表面張力，符號為SV；固體與液體界面的表面張力則是SL。三種界面及產(chǎn)生的表面張力關系如下列公式表示：SV=SV+SLcos是指液體在固體表面的接觸角當把液體滴在固體表面上，它可以鋪展開來或取得一定形狀而達到平衡。通過液滴與固體表面接觸點作液滴曲面的切線，該切線與固、液界面之間的夾角，稱為接觸角。接觸角越小，液體在固體表面濕潤性越好，反之，越大，濕潤性越差。當=0，表明液體對固體完全濕潤或理想濕潤;當=180時，表明液體對固體完全不濕潤。圖1-2所示為液體在固體表面形成的液滴。（五）流電性在電解質溶液中，異種金屬相接觸，由于不同金屬之間的電位不同，將會出現(xiàn)電位差，導致微電流，這種性質稱為流電性（galavnism），該現(xiàn)象稱為電流現(xiàn)象。流電現(xiàn)象產(chǎn)生的原理同原電池原理。在口腔環(huán)境中唾液就類似電解質，當口腔內存在不同金屬的修復體或金屬充填物時，就會產(chǎn)生流電現(xiàn)象。表現(xiàn)為患者在咬合時，兩修復體接觸，相當于電池兩級短路，有較大的電流產(chǎn)生即流電現(xiàn)象，患者感覺極為不舒服，同時還導致修復體的不斷溶解、銹蝕（出現(xiàn)電化學）。因此，臨床上應盡量避免不同種金屬在口腔中接觸。此外，同一種金屬修復體由于加工中金屬污染或不同部位所含各類元素濃度不同也會發(fā)生上述現(xiàn)象。銀汞合金充填體在口腔中與硫化物、氯化物反應所引起的銹蝕、失去光澤、變色的現(xiàn)象也屬于電流現(xiàn)象。（六） 色彩性口腔治療,修復的目的不但要恢復軟,硬組織的形態(tài)和功能，而且還要達到美觀，和諧的效果。隨著人們對口腔治療的要求不斷提高，修復體的自然，協(xié)調成為醫(yī)師和患者關注的重要內容之一。物體的顏色是不同波長的可見光作用于眼睛的結果，任何色彩具備有三個基本要素，即色相，明度和彩度。 色相是指色彩的類型；明度是指色彩的明暗程度；彩度是指色彩的飽和度或純度，它們相互作用而影響色彩。為了對色彩進行統(tǒng)一和規(guī)范，現(xiàn)多采用孟塞爾表色系作為國際上通用標準。天然牙的色彩除了和牙齒自身組織顏色有關外，還受到牙周組織，黏膜，皮膚，年齡，環(huán)境等因素的影響。一般通過儀器色法或比色法來測量牙齒的顏色，從而確定修復體的顏色，在測量時還會受到生理，心里作用的影響。在選擇材料時，必須考慮材料的色彩性，同時還要考慮影響色彩的各類因素。 二、機械性能材料的機械性能或力學性能是指材料受到外力作用時所表現(xiàn)出來的形變和破壞等特性。形變是分子之間距離發(fā)生改變的宏觀現(xiàn)象。分子距離減少產(chǎn)生斥力，分子距離增大產(chǎn)生引力。這些引力或斥力的矢量和稱為內力。內力與外力共同保持材料受載狀態(tài)下的平衡。內力與外力大小相等，方向相反。通過外力的研究來了解內力的規(guī)律是普遍采用的方法。（一）應力應力是描述物體內部各點各個方向的力學狀態(tài)。單位面積所受的內力即為應力。材料受到外力或外載荷而產(chǎn)生的應力稱為外應力，外力和應力大小相等，方向相反；材料內部結構或非外載荷變化產(chǎn)生的應力，稱為內應力，如溫度變化產(chǎn)生的應力。若外力均勻且垂直于受力面上，應力簡化為：=F/S 式中：應力（MPa） F : 外力（N） S : 受力面積（m）當外力為拉力時，材料產(chǎn)生拉應力（tensile stress）;當外力為壓力時，材料產(chǎn)生壓應力（compressive stress）;當外力是剪切力時，材料產(chǎn)生剪切應力（shear stress）或切應力。 （二），應變應變（strain）是描述材料在外力作用下形狀變化的量?？谇徊牧贤ǔＱ芯康氖蔷€應變（linear strain）,又叫正應變，簡稱應變。在研究正畸弓絲性能時還涉及角應變。應變可表示為：=L/L0式中：應變（可以用絕對值或百分比表示，如0.01或者1%） L:長度變化量（mm） L0:原長（mm）（三）應力-應變曲線研究材料的機械性能時，測量應力和其對應的應變作一曲線，為應力-應變曲線（stress-strain curves）。測定應力-應變曲線是研究材料性能的基本方法。對材料施加拉力、壓力、剪切力或彎曲力均可得到應力-應變曲線（圖1-4）。 下面對應力=應變曲線各段及應變點的含義進行描述。 1、比例極限（proportional limit）是材料受外力作用時，應用于應變能保持關系即符合胡克定律時的最大應力值。在圖1-4中，即P點所對應的應力值，通常以P表示，單位與應力相同。P點的意義是材料應力不超過P時，其應力與應變呈現(xiàn)線性變化。E點對應值是彈性極限值，即材料不發(fā)生變化永久變形所能承受的最大應力值。材料在彈性形變階段，其應力和應變成正比例關系（即符合胡克定律），其比例系數(shù)稱為彈性模量（modulus of elasticity），也稱楊氏模量（Youngs modulus），是材料剛性的指標，單位為N/mm。其表達式為：E=E/e式中：E：彈性模量（MPa）E：彈性極限時應力（MPa）E：彈性極限時應變 彈性模量越大，材料的剛性越大，材料越不易發(fā)生變形。在選擇合適修復材料和充填材料，要考慮材料的用途和使用部位，如用于牙體修復或充填時，要選擇彈性模量偏大，和牙釉質相近的合金或陶瓷等材料，可阻止咀嚼產(chǎn)生的應力使修復體或充填體出現(xiàn)過大的變形，而用于基托的材料則彈性模量可適當偏小，與口腔組織有較好的力學相容性。表1-4是牙體組織及一些齒科材料的彈性模量。2、彈性極限（elastic limit） 圖1-4中OE階段盡管應力與應變呈非線性變化，然而卸載后應變可完全恢復，此階段稱為彈性階段。E點所對應的應力值稱為彈性極限，是材料不發(fā)生永久形變所承受的最大應力，E點的意義是材料的應力不超過E時不發(fā)生塑性形變，去除應力，材料的形變可以回復。3、屈服強度（yield strength） 從應力應變曲線的Y點開始材料表現(xiàn)出塑性，即應力去除后，應變不能完全恢復。Y點稱為屈服點，所應對的應力值稱為屈服強度，記為y。表1-5是一些材料的屈服強度。4、極限強度（ultimate strength） 材料在斷裂過程中產(chǎn)生的應力值稱為極限強度，記為A。A可出現(xiàn)在斷裂時，極限強度壓縮強度；應力為剪切應力時，極限強度為剪切強度；應力為彎曲應力時，極限強度為撓曲強度（或彎曲強度）。從表1-6可知材料的拉伸強度和壓縮強度有很大區(qū)別。如牙釉質、銀汞合金或復合樹脂其壓縮強度遠大于壓縮強度。從以上分析可以看到，當應力達到屈服點Y時，材料會產(chǎn)生顯著的塑性變形，當應力達到極限強度A時，材料會由于局部變形而導致斷裂。因此屈服強度和極限強度是反映材料強度的兩個重要指標。5、延伸率（elongation） 延伸率是材料受拉伸力作用直到斷裂后所增加的長度與原長之比。可用下式計算：s=LL100式中：s：延伸率L：斷裂后式樣的絕對伸長（mm）L：試樣的原始長度（mm）延伸率是材料延展性的標志，表示材料塑性變形的能力。6、回彈性（resilience）和韌性（toughness） 回彈性是使材料出現(xiàn)永久變單位體積所需要的量，反映材料抵抗永久變形的能力。韌性是材料斷裂時單位體積所需的量，反映材料抵抗斷裂的能力。在應力應變曲線上分別用彈性區(qū)及塑性區(qū)的面積表示，圖1-5A、B中的陰影的面積分別表示了材料的回彈性和韌性。(四)硬度 硬度（hardness）是固體材料抵抗彈性形變、塑性變形或破壞的能力，或抵抗其中兩種或三種情況同時發(fā)生的能力。是衡量材料軟硬的一個指標。它表征材料表面局部區(qū)域抵抗壓縮變形和斷裂的能力。 按施加負荷情況，可將硬度試驗分為靜負荷試驗和動負荷試驗兩大類。測定硬度多采用靜負荷試驗壓入法，即以一定的載荷，將具有特殊形狀的較硬的物體（壓頭）壓入被測材料的表面，使材料表面產(chǎn)生局部塑性變形而形成壓痕，以負荷與壓痕的深度或表面積的關系表達不同的硬度。如布氏硬度（Brinell hardness）、洛氏硬度（Rockwell hardness）、維氏硬度（Vickers hardness）、努普硬度（Knoop hardness）等。動負荷試驗是在動負荷作用下，使壓頭沖擊材料來測硬度，如肖氏硬度（Shere hardness）等。 布氏硬度試驗是用一定直徑的淬火鋼球，在一定負荷作用下壓入被測材料表面，維持一定一定時間后，測量壓痕面積，壓痕面積除負荷得到布氏硬度值，符號是BHN，單位為帕卡斯（Pa）。該方法的優(yōu)點是試驗數(shù)據(jù)穩(wěn)定，重復性強；壓痕面積大，能反映較大范圍內材料的平均性能。常用于金屬或樹脂的硬度。不適于小范圍或局部硬度的測定，也不適用于牙體組織和易碎材料的測定；由于鋼球自身也會出現(xiàn)變形，不能測試布氏硬度在450以上的材料。 維氏硬度試驗是用頂角為136的正四棱錐形金剛石為壓石，以一定負荷壓入被測材料表面，然后測量壓痕對角線長度，計算出壓痕面積，除負荷得到維氏硬度，符號是VHN，單位帕斯卡（Pa）。維氏硬度試驗實質不存在壓頭形變問題，壓痕清晰，測量精確，可測量硬度高的面積材料。顯微硬度實質是負荷小與1kg的維氏硬度試驗。一般使用的負荷為2200g，測試件加工有專門要求，可測試金屬、陶瓷及脆性非金屬材料。 努氏硬度試驗也使用也使用四棱錐形金剛石為壓頭，一對頂角為172.5，另一對為130，和維氏壓頭相比要鈍些。壓痕淺但面積大。測量壓痕面積的投影面積，除負荷得到努氏硬度，符號KHN，單位帕斯卡（Pa）。努氏硬度試驗也可以進行顯微硬度測試，可測量各類軟硬材料。 洛氏硬度是用錐角為120的金剛石圓錐或直徑為1.588mm的鋼球，在材料表面，施加一定負荷，測量壓痕的深度，然后換算成洛氏硬度值，符號PHV.壓頭類型不同，標度也不同，常用的標準有HRA、HRB、HRC三種。各種洛氏硬度不能比較。常用于測量金屬或樹脂。 肖氏硬度試驗是一直動負荷試驗，用一定質量的金剛石圓頭或鋼球，從一定高度落于測試材料表面，測量球的回彈高度來衡量材料的硬度，符號為HS。肖氏硬度值只能表示一些材料的硬度值，適用于對彈性模量相同的材料之間比較，常用與塑料和橡膠的測試。 從表1-7可看出，牙釉質和陶瓷是高硬度材料，未加填料的丙烯酸樹脂是低硬度材料。 （五）應變-時間曲線 應變不但與應力有關，應變與加荷的時間也存在復雜的關系，這種關系可以用應變-時間曲線（strain-time curves）來描述。加荷時間越長或載荷越大，其形變越大?？谇恍迯腕w或充填物在長期使用過程中，會導致應變增加，甚至破壞。 蠕變是指材料在恒應力持續(xù)作用下，應變隨時間不斷增加的現(xiàn)象。該應力常常遠遠小于屈服應力。口腔用高分子化合物、合金等均會在咀嚼壓力的作用下發(fā)生緩慢的塑性變形。特別是銀汞合金的蠕變是其重要性能，規(guī)定蠕變值小于3%。（六）耐磨度 兩個物體在一定的壓應力的作用下，抵抗相互產(chǎn)生表面破壞的性能，也指材料抵抗磨耗的能力?？谇怀涮畈牧稀⑿迯筒牧系哪湍バ阅芎推湓诳谇恢械氖褂眉氨４嬗兄匾挠绊?。根據(jù)國家標準對銀汞合金、復合樹脂、基托樹脂進行耐磨性能測試，銀汞合金耐磨強度最大，基托樹脂最小。（七）撓曲強度和撓度 口腔咀嚼是一個復雜的力學過程，修復體或充填材料承受的不是單純的壓力或拉力，而是多點受力。如圖1-6，材料兩端受切應力，中部中界面OO以上受壓應力，以下受拉力應力。撓曲強度（flexure strength）又稱變曲強度，是描述材料承受這樣復雜應力下的性能。撓曲強度是反映復合樹脂充填材料及義齒基托樹脂機械性能的重要參數(shù)。 其檢驗方法如下：按照常規(guī)方法講復合樹脂制成矩形樣式，按圖1-7受力狀態(tài)進行加荷，直至試樣斷裂，記錄最大加荷值，按下式計算撓曲強度：-3FL/2BH式中：撓曲強度（MPa） F:最大加荷值（N） L:下加荷臺兩加荷點間的距離（mm）B：試樣寬度（mm）H：試樣高度（mm）撓度（deflection）是材料承受其比例極限內的應力所發(fā)生的彎曲形變，盡管撓曲強度和撓度都是衡量材料彎曲韌性的指標，但因撓曲強度反映的是材料在持續(xù)受力直至斷裂時的強度，而在口腔中，修復體常常是受到比例極限內應力的反復作用下所產(chǎn)生的彎曲變形。所以撓曲能更精確地反映材料在口腔環(huán)境中的受力與彎曲變形情況。 （八）熱應力 由于充填材料在牙齒硬組織熱膨脹系數(shù)不一致，當溫度升高或降低時，充填材料受到牙體組織的限制產(chǎn)生壓應力和拉應力?？谇粶囟炔粩嘧兓?，充填體就不斷經(jīng)受這種交變應力的作用。這種由于溫度變化產(chǎn)生的應力稱為熱應力。熱應力長期作用的結果，充填體出現(xiàn)疲勞損傷，甚至出現(xiàn)裂紋。所以，充填材料的熱膨脹系數(shù)應與牙體組織的熱膨脹系數(shù)相接近。三、化學性能 由于唾液分泌、飲食等原因，口腔環(huán)境非常復雜溫度、pH的變化很大，并不斷受到各種物質的刺激作用，因此對空氣材料的化學性能有很高的要求。理想的口腔材料應具有化學穩(wěn)定性，即在口腔環(huán)境中不溶解、不腐蝕，主要成分保持穩(wěn)定。 （一）腐蝕 材料與外界介質之間發(fā)生反應，而使材料被破壞或材料變質的現(xiàn)象，稱為腐蝕（corrosion）。腐蝕對材料的影響表現(xiàn)為色澤改變和結構性能改變。最常見的腐蝕現(xiàn)象為金屬及合金的腐蝕，主要分為化學腐蝕和電化學腐蝕。機械、物理或生物作用可加速腐蝕。 腐蝕類型有干腐蝕和濕腐蝕。干腐蝕為化學腐蝕，金屬在空氣中發(fā)生反應，表面產(chǎn)生氧化層，均勻、致密、穩(wěn)定的氧化層起到保護作用，使腐蝕趨于停止;而疏松、不穩(wěn)定的氧化層則致使下面的金屬繼續(xù)和空氣接觸，使腐蝕繼續(xù)進行。濕腐蝕是指有水存在的腐蝕，如在潮濕的環(huán)境中，在唾液中等，金屬和電解質溶液接觸，產(chǎn)生類似原電池作用，造成金屬腐蝕。腐蝕的形態(tài)可分為均勻腐蝕和局部腐蝕。均勻腐蝕是物質表面均受外界化學作用時迅速產(chǎn)生全面的腐蝕現(xiàn)象，也稱全面腐蝕。有些腐蝕只發(fā)生在材料表面局部，但腐蝕可向材料深部發(fā)展，危害性較大。常見有孔蝕、晶間腐蝕、疲勞腐蝕、應力腐蝕、選擇性腐蝕等。在口腔環(huán)境中，唾液、食物及其分解產(chǎn)物構成了腐蝕的環(huán)境條件，由于熱處理或冷加工不當及咀嚼應力的作用，金屬修復體容易發(fā)生腐蝕。腐蝕發(fā)生的初期階段，主要為變色，修復體表面失去光澤，影響美觀，同時其物理機械性能已受到影響，縮短其壽命。非金屬材料也存在腐蝕現(xiàn)象，如用氫氟酸處理陶瓷表面，溶解某些成分，使表面產(chǎn)生微小孔隙，這屬于化學腐蝕。這種處理可改善樹脂類材料和陶瓷的粘結強度。（二）溶解 物體中原子和分子向周圍移動的現(xiàn)象稱為擴散。材料均勻地、穩(wěn)定地分散在溶劑中的過程，稱為溶解。材料在口腔環(huán)境中的溶解和吸附有利有弊，例如，玻璃離子水門汀釋放出的氟離子可使牙齒產(chǎn)生氟磷灰石，起到防齲作用，而氫氧化鈣水門汀的溶解有利于Ca2+的析出促進窩洞基底鈣化和形成繼發(fā)性牙本質；而磷酸鋅水門汀凝固時釋放的游離酸可刺激牙髓，出現(xiàn)牙髓炎癥狀，同時在唾液中的溶解使其機械性能下降，不宜作長期的充填材料。但過量地吸水和溶解都會使材料的機械性能下降，不宜作長期的充填材料。但過量地吸水和溶解都會使材料的機械性能下降直至喪失功能。 牙用的聚合物也會受到唾液和某些溶劑作用，出現(xiàn)吸收、溶脹現(xiàn)象，同時一些成分被溶解，使其性能下降，如軟襯材料在唾液作用下變硬等。丙烯酸樹脂有被單體溶脹、溶解的特性，在修復義齒時常先用單體溶脹修復面，然后再修復。（三）老化 材料在加工、貯存和使用中理化性質和機械性能變壞的現(xiàn)象，稱為老化?？谇桓叻肿硬牧先菀桩a(chǎn)生老化，其本質是共價鍵破壞，分子鏈斷裂，分子量降低，出現(xiàn)講解，材料的性能明顯下降。光、熱、唾液、食物殘渣、酶、微生物、咀嚼應力等各種因素均可導致口腔高分子材料老化。必須從材料的組成和結構進行改性，才能減緩老化速度，延長修復體的壽命。四、生物性能 口腔材料是用于人體的生物材料，良好的生物性能才能保證臨床應用的安全有效。隨著越來越多的材料應用于口腔臨床，世界各國對口腔材料的生物學性能的研究越來越受到重視。1984年ISO/TC106制定了ISO/TR7405-1997“牙科學-用于牙科的醫(yī)療器械生物相容性臨床前評價-牙科材料試驗方法”國際標準。我國從1989年開始已相繼制定了一套口腔材料生物評價醫(yī)藥行業(yè)標準。這些標準對口腔新材料的研制、開發(fā)和應用起到了重要的作用。隨著現(xiàn)代生物化學、分子生物學和免疫學等學科的發(fā)展并應用于口腔材料的生物學評價，以后口腔生物學評價方法必將日臻完善，手段更加先進。 口腔材料生物性能應符合以下條件：(一)生物安全性生物安全性（biological safety） 是指口腔材料應用于人體口腔材料應用于人體后對無毒、無刺激、比致癌和不致畸變等。生物安全性是現(xiàn)代口腔材料的必備性能，是選擇、生產(chǎn)口腔材料時首先要考慮的因素。評價材料生物安全性一般通過三類完成： 1、體外實驗 采用體外組織細胞培養(yǎng)的方法，觀察材料對細胞生長繁殖及形變的影響，評價材料的體外細胞毒性。常用的有細胞毒性實驗、細胞代謝及細胞其他功能實驗、屏蔽實驗等。此類試驗快速、規(guī)范，成本低，并與材料在體外的毒性作用有一定的相關性。但不能完全反映材料的生物安全性。 2、動物試驗 通過動物試驗來全面了解材料和機體之間復雜、完整的反應，有全身毒性試驗、粘膜刺激試驗、遺傳學試驗、植入試驗等。 3、臨床應用前試驗 主要檢測材料對擬使用部位組織的毒性作用。有牙髓牙本質刺激試驗、蓋髓及活髓切斷試驗、根管內應用試驗和牙種植體骨內種植試驗等。如果在試驗人體進行就等同于臨床試驗，試驗結果課得到材料的生物學性能的最終結論，難度也是最大的。（二）生物相容性 生物相容性（biocompatibility）通常是指在特定應用條件下，材料與宿主保持相對穩(wěn)定而不被排斥的性質。又稱為生物適應性和生物可接受性。它包含兩方面的含義：即材料不對機體有害的物質，并且機體環(huán)境對材料也無不良影響（如對材料的破壞）。材料的生物相容性取決于材料與宿主或組織之間的反應，以及由此引起的生理、病理反應。生物相容性主要包括生物化學相容性、生物物理機械相容性、生物電學相容性三大方面。（三）生物功能性 口腔材料除具有生物安全性、生物相容性外，還應具有生物功能性（biofunctionality）。生物功能性是指材料在應用部位行使其各方面性能的特性，生物材料發(fā)揮作用和其生物功能性密切相關。生物功能性和材料與機體之間的親和性有關。種植材料的表面特性影響組織的修復或恢復生理功能。材料的生物功能性還包括其力學性能與應用部位的力學性能相匹配。如種植體進行必要的表面處理，能和組織形成牢固的結合，而和該部位組織的彈性模量等協(xié)調，可保證力傳導有較好的力學相容性，組織中的應力分布合理，防止組織產(chǎn)生不良的反應，使材料能長期在體內保持穩(wěn)定，不對機體產(chǎn)生損傷和破壞，而且能承受各種靜力和動力的作用，不斷促進組織修復，發(fā)揮生物功能作用。同樣，充填材料的熱膨脹系數(shù)、彈性模量、硬度等和天然牙相近，才能有效發(fā)揮功能，保持穩(wěn)定，比損壞天然牙或其他組織。