人天然牙的力学性能及其影响因素研究进展

周哲 于婉琦 杨诗卉 周延民综述 赵静辉审校

牙齿是行使咀嚼功能的直接工具，它的性能和生物相容性是其他材料所追求的目标。人在咀嚼过程中，咀嚼肌的牵拉导致上下牙咬合，牙齿承受了咀嚼压力和剪切力。咀嚼压力的大小受性别、年龄和体重等因素影响，男性的最大咀嚼压力和平均咀嚼压力均大于女性［1－2］。Konstantinova等［3］发现 1 000位受试者磨牙平均咀嚼压力为627 N。牙齿在面对外界大小不等的咀嚼压力时，仍能正常发挥生物学功能，其力学性能起到决定性作用。牙齿的力学性能主要体现在强度、弹性模量、硬度和断裂韧性等方面，这些性能还受年龄、牙髓活性和环境等因素影响。本文就人天然牙的力学性能，包括牙齿的疲劳强度、强度，牙本质和牙釉质的弹性模量、硬度、断裂韧性，以及增龄性变化、牙髓活性、干燥脱水等影响天然牙力学性能的因素做一综述。

1 人天然牙的力学性能

牙齿在口腔中行使功能是一个循环受力的过程，正常人牙齿一年循环受力65～200万次，如此高频率的受力容易使牙齿产生疲劳。Papanicolaou等［4］在体外应用冷热冲击循环实验，发现人中切牙在离体冷热循环（25～80℃）20次后，弹性模量和极限压缩强度均明显下降，虽然此实验所涉及的实验条件与口腔内实际情况不完全一致，但是也说明了温度变化对天然牙力学性能产生一定影响，使牙齿产生温度疲劳。Kappert等［5］对人中切牙循环加载，发现载荷为200 N时平均循环6 553次牙齿断裂，载荷为150 N时平均循环102 888次牙齿断裂，认为中切牙在70 N循环力作用下是相对安全的。牙齿的疲劳强度决定了牙齿寿命的长短，但它是一个临界值，不易测量，通过对牙齿承受循环力的测量可以初步反映疲劳强度的大小，判断其疲劳耐受能力。

关于牙齿的强度，Taha等［6］测得人上颌前磨牙的断裂强度为（564±207）MPa，高于进行过根管治疗的牙齿，提示根管治疗后的牙齿在较低应力下即可发生断裂。研究发现，人成熟牙本质的压缩强度比青少年牙本质高出20%，这与牙本质内羟基磷灰石含量有关［7］；老年人牙本质的弯曲强度明显小于青年人，而且牙本质在横向的弯曲强度最小［8］。Zaytsev［9］测得人牙釉质的压缩强度为（363±8）MPa，并且认为牙釉质的倾斜角度和横向形变均会影响实验结果。Cecchin等［10］研究发现人牙本质在NaClO溶液中浸泡后，弯曲强度和极限拉伸强度均明显下降，而将浸泡液替换为Ca（ClO）2后，牙本质力学性能不受影响。

牙齿是作为一个有机整体来发挥生物学功能的，而各个牙体组织的分工合作也是不可或缺的。牙体硬组织包括牙本质、牙釉质、牙骨质三个部分，其中牙本质和牙釉质是承受咀嚼压力的主要组织。

1.1 牙本质的力学性能

1.1.1 牙本质的弹性模量 弹性模量又称杨氏模量，它的大小反映材料抵抗弹性形变的能力。采用纳米压痕法可测得管周牙本质弹性模量高于管间牙本质［8，11］，这与牙本质的矿化程度有关。通过扫描电镜可以看出管周牙本质晶体密集排列，矿化程度高于管间牙本质，因此管周牙本质具有更高的弹性模量［11］。Xu等［12］研究发现老年人牙本质小管内矿物质沉积闭塞，管内牙本质弹性模量高于青年组，不仅如此，老年人管周牙本质弹性模量也高于青年人，这些因素导致老年人颈缘区牙本质弹性模量高于青年人。将牙本质分为外层、中层和内层三个部分后，应用纳米压痕法可测得内层牙本质弹性模量明显小于中层和外层［13］，并且内层牙本质产生的弹性形变和塑性形变更多［13－14］。

1.1.2 牙本质的硬度 硬度的测量有多种方法，采用不同方法测量时，牙本质硬度值存在差异。采用微米压痕法时，人天然牙牙本质硬度为（0.65±0.03）GPa和（643±38）MPa［15－16］，二 者 极 为 接 近。Montoyo等［15］研究发现人第三磨牙外层牙本质同时具有较高的硬度和矿物质－胶原比，而且老年人牙本质硬度明显高于青年人。Torres等［17］认为恒磨牙和乳磨牙牙本质的努氏硬度无明显差别，但是恒磨牙牙本质钙含量高于乳磨牙。采用纳米压痕法时，人前磨牙牙本质显微硬度为（0.55～0.96）GPa，而且由颈缘区至根尖区硬度值降低，这与钙含量和牙本质小管密度的测试结果一致，说明羟基磷灰石晶体和牙本质小管等微观结构可能对牙本质的硬度值有决定作用［12］。Shinno等［8］测得人磨牙管周牙本质硬度值高于管间牙本质，结合之前的弹性模量测试，可见管周牙本质力学性能优于管间牙本质。

1.1.3 牙本质的断裂韧性 断裂韧性是材料固有的特性，与材料本身和加工工艺有关。断裂韧性的指标是断裂韧度，早期研究认为，断裂韧度是单值不变的，Iwamoto等［18］研究发现，裂纹平行于牙本质小管和垂直于牙本质小管发展时断裂韧度分别为（1.8～2.2）MPa·m1／2和（1.13±0.36）MPa·m1／2，然而，近些年研究发现断裂韧度会随着裂纹进展而发生改变，Ivancik等［19］对人第三磨牙牙本质不同部位进行测试，发现外层牙本质的断裂韧度（3.4±0.3）MPa·m1／2明显大于内层牙本质（2.2±0.5）MPa·m1／2，并且牙本质具有上升的阻力曲线性质，即裂纹扩展初期，断裂韧度随裂纹的扩展而增大，到一定时期后趋于稳定。当管周牙本质弹性模量与管间牙本质弹性模量比值减小时，牙本质极限拉伸强度和断裂韧度提升；牙本质的高强度可以有效延缓微裂纹的扩展并加强应力分散作用，从而提升其断裂韧度［20］。随着年龄的增大，人牙本质小管的密度和管径均减小，这可能导致了老年人牙本质断裂韧度低于青年人［21］。

1.2 牙釉质的力学性能

1.2.1 牙釉质的弹性模量 牙釉质的弹性模量约为牙本质的4倍，因测试方法不同而在一定范围内变动。用纳米压痕法时，压痕深度由0.5μm增大至2.0μm，牙釉质弹性模量由（103.5±0.3）GPa下降至（87.4±0.8）GPa［22］。He等［23］发现从牙釉质表面到釉牙本质界，人前磨牙牙釉质弹性模量逐渐降低，这种差异受牙釉质釉柱排列和有机物含量的影响。冯丹丹等［24］用超声共振谱法测得人磨牙牙釉质弹性模量为（61.52～80.46）GPa，与其他学者测量结果相似。

1.2.2 牙釉质的硬度 人牙齿维氏硬度的测量值一般在（260～370）HV之间［16，25－26］。采用纳米压痕法时，人牙齿硬度平均值为4.88 GPa［27］。牙釉质硬度随压力测试载荷的增大而显著减小［22，28］，Halgaš等［28］应用纳米压痕法测试人磨牙牙釉质时，发现从牙釉质表面至釉牙本质界，牙釉质硬度逐渐减低，而且载荷从5 mN增大到400mN的过程中，牙釉质硬度由约6.0 GPa减低至约3.5 GPa。因此，采用纳米压痕法测量牙釉质力学性能时，选择合适的载荷对测量结果尤为重要。

1.2.3 牙釉质的断裂韧性 牙釉质同牙本质一样，对抗裂纹具有上升的阻力曲线性质，但阻力曲线不会出现恒定的阶段，而是随着裂纹扩展一直增大。关于人磨牙牙釉质的断裂韧性，Chai［29］发现在不同测试点牙釉质断裂韧度相近，为（0.94±0.24）MPa·m1／2，而Hayashi-Sakai等［26］测得牙釉质断裂韧度为（0.82～1.10）MPa·m1／2，且在中间部分断裂韧度最高。牙釉质中间部分釉柱排列不规则、方向紊乱，这种微观结构有效阻止了裂纹的扩展，提高了断裂韧度。

牙釉质承受表面咀嚼压力，其弹性模量和硬度均大于牙本质（表1～2），而牙本质对牙釉质有缓冲保护作用。牙本质断裂韧性高于牙釉质，具有阻止牙釉质裂纹向牙齿深部扩展的作用。牙齿不同部位力学性能呈现规律性变化：从釉牙本质界到牙髓表面，牙本质的弹性模量和硬度均逐渐下降；从牙釉质表面到釉牙本质界，牙釉质的弹性模量和硬度均逐渐下降。

表1 牙本质弹性模量和硬度

表2 牙釉质弹性模量和硬度

2 影响人天然牙力学性能的因素

2.1 增龄性变化

天然牙力学性能的增龄性变化是科学研究的热点。近年来学者研究增龄性变化时，常将患者分为青年组（18～30岁）和老年组（＞55岁）。老年组患者牙本质小管内沉积物明显增加，小管口直径变小，部分小管口被封闭［30］。在弹性模量方面，邹蕊等［30］认为青年组患者高于老年组，但多数学者持不同意见，认为随着年龄的增长，牙齿的弹性模量和硬度均增大［12－13，15，31］。首先，老年组患者牙本质在颊舌侧的弹性模量和硬度均大于青年组［12］；其次，将牙本质分为内、中、外三等份后，老年组患者每部分牙本质的弹性模量和硬度均大于青年组［13，15］；不仅如此，Park等［31］研究发现老年组患者牙釉质弹性模量（91.1±6.5）GPa大于青年组（84.4±4.4）GPa。从牙齿各个部位的比较可以看出，老年组患者牙齿的弹性模量和硬度均大于青年组。对于断裂韧性，在平行釉柱方向，青年组患者牙釉质断裂韧度为（1.23±0.20）MPa·m1／2，是老年组的 3.3倍［32］，这与 Zheng等［33］青年组患者牙釉质断裂韧性大于老年组的研究结果保持一致。Yan等［34］通过循环加载发现患者每增加十岁，其牙本质弯曲强度约下降25 MPa，青年组患者牙本质弯曲强度（199±36）MPa大于老年组的（122±11）MPa，这可能与老年组患者牙本质内胶原连接增加有关。基于以上研究，可以看出增龄性变化导致牙齿的弹性模量和硬度增大，而断裂韧性和强度降低。

2.2 牙髓的活性

牙髓中的血管和神经为牙齿提供营养并感受外部刺激。多数学者认为经根管治疗后的无髓牙力学性能不及活髓牙［35－36］。Eapen等［35］研究发现活髓牙的抗折性能优于根管治疗后的无髓牙。郑庄等［36］研究发现成人活髓牙本质的弹性模量为（15.77±1.52）GPa，压缩强度为（257.67±10.23）MPa，大于根管治疗后一年以上的无髓牙本质弹性模量（12.08±1.71）GPa和压缩强度（235.26±9.12）MPa，认为活髓牙本质的力学性能明显优于无髓牙本质。

2.3 脱水与干燥

在口腔环境中，唾液分泌会引起牙齿含水量变化。体外实验可以初步判断干燥环境对牙齿力学性能的影响。He等［37］发现健康牙釉质弹性模量约为95～115 GPa；脱水处理后，牙釉质弹性模量稳定在115 GPa；再重吸收水的牙釉质弹性模量又降约85～105 GPa；说明含水量可能引起牙釉质力学性能的改变。同时，干燥状态下牙本质平均弹性模量和硬度也大于湿润状态下牙本质平均弹性模量和硬度［38－39］。充分说明干燥可以改变牙齿力学性能。

3 展 望

通过对影响人天然牙力学性能因素的研究，可以看出随着人年龄的增长，牙齿的弹性模量和硬度均明显增大，而断裂韧度和强度降低；活髓牙的力学性能明显优于无髓牙；干燥或脱水的牙齿力学性能得到提升。牙齿之所以能够承受咀嚼压力和力学刺激，是因为牙齿各个硬组织相互协调配合而形成了一个有机整体，具备优异的抗压性能。同时提示口腔义齿材料和种植体材料也应具备相应的力学性能。