自修复高分子材料在牙科领域的应用

王晓曦 姚烁 周传健 吴峻岭

1.山东大学口腔医学院口腔修复学教研所，山东省口腔组织再生重点实验室，山东省口腔生物材料与组织再生工程实验室，济南 250012；

2.山东大学材料科学与工程学院高分子材料研究所，济南 250061

高分子材料具有优异的力学性能、绝缘性能、隔热性能、相对分子质量高等优势，被广泛应用于现代的生产生活中，同时在牙科领域中也发挥着重要的作用。高分子材料受损伤后一般发生大分子链均裂或异裂而使材料产生难以探测的微裂纹，进而使材料失效，使用寿命缩短[1]。在复杂的口腔环境中，树脂等牙科高分子材料在各种理化以及微生物因素的作用下，基体内部同样会产生微裂纹，微裂纹逐渐扩展、融合，最终可以导致材料的破裂，影响临床治疗效果。解决上述问题，以生物体仿生学机制为基础的自修复高分子材料应运而生。近20年来，自修复高分子材料在工程、航天等[2]领域见诸大量报道，人们也尝试将其引入牙科领域。基于此，本文对近年来牙科自修复高分子材料的研究进展加以整理、总结，并展望未来发展和改进的方向。

1 自修复高分子材料的定义与分类

自修复高分子材料是一类能够自我感知损伤并自我修复的智能材料，它模拟了生物体的自愈合现象[3]。当微裂纹产生时，自修复材料通过本身化学键的变化或者内部存贮的自修复单体的释放与聚合等，修补裂纹，保持了基体结构的完整性，尤其适合对微裂纹敏感的脆性高分子材料。通常，自修复高分子材料按照作用机制可分为以下几类：1）本征型自修复材料[4]，是利用材料本身的化学结构特性，通过自身可逆共价键和非共价键的化学作用从而实现自我修复。当材料受到损伤后，由于裂纹周围分子链的滑移，同时在光、热或紫外线等外界因素共同作用下，分子链中的活性官能团会发生相互作用或化学反应，进而修补创面。该种方法的优势在于能多次修复裂纹而无需添加任何催化剂和自修复单体材料。2）基于微胶囊模型的自修复材料[5]，其作用机理是在基体材料中预埋很多含自修复单体的微胶囊，裂纹产生后，微胶囊被扩展的裂纹刺破，其中的自修复单体释放，通过毛细作用到达裂纹面，与预先埋置在基体中的催化剂反应，发生聚合从而完成损伤的自我修复，该修复类型属于单一不可逆性自我修复。3）脉管型自修复材料[6]，模仿了生物学中的血管结构，通过预先埋置或者设计的相互交通的中空玻璃纤维等微通道将自修复单体传递至基体损伤处，产生结合并修补裂纹，从而完成自我修复。其中，由于存在外来自修复单体的植入，后两种材料属于外援型自修复材料。与相对单一的微胶囊自修复材料相比，脉管型自修复材料通过脉络交通作用，自修复液体修复裂纹区域大，且能实现多次自我修复。但复杂的二维或三维交通管道设计及制作方法也是该类自修复材料要突破的瓶颈和未来的研究方向[7]。在上述3种自修复材料中，基于微胶囊模型的自修复高分子材料具有不改变高分子材料基质的本身特性、合成工艺成熟及易于植入等特点，因而有广阔的应用前景，国内外学者[5]也对此做了大量研究和报道。

2 微胶囊自修复材料的合成及应用

经典的微胶囊结构是典型的球形核-壳结构，通常由内部的芯材（自修复单体）和外部的壁材（高分子材料的囊壁壳）构成。随着微胶囊技术的不断发展，其制备方法大体涵盖了物理法、相分离法、聚合反应法三类[5]。由于聚合反应法（包括界面聚合、原位聚合等）可以有效地包裹疏水性物质，原料多样，是目前研究最多的制备手段。其原理是将自修复单体全部加入分散相中，在机械搅拌作用下，生成粒径不等的液滴颗粒，同时微胶囊壁的生成原料在体系中不断反应，进而形成高分子聚合物沉积在芯材液滴表面，包裹后生成核-壳结构的微胶囊。生成的微胶囊粒径从几微米到上千微米大小不等[5]。

2001年，White等[8]首次利用原位聚合法将自修复单体双环戊二烯（dicyclopentadiene，DCPD）包裹于脲醛树脂[poly（urea-formaldehyde），PUF]的外壳内，形成自修复微胶囊。而格拉布（Grubbs）催化剂被预置于环氧树脂基体中，当微裂纹产生时，微胶囊破裂，释放的DCPD单体与催化剂接触，发生开环复分解聚合反应，与环氧树脂基体聚合，实现自我修复。此后，PUF-DCPD微胶囊与Grubbs催化剂组成的自修复体系得到广泛应用和不断完善[3]。接着出现了不同壁材及芯材的微胶囊类型，目前应用于微胶囊壁材的主要是氨基树脂类[5]，包括PUF、三聚氰胺甲醛树脂[poly（melamine-formaldehyde），PMF]、聚酰胺环氧丙烷树脂（polyamide epichiorobydrin，PAE）和聚氨酯（polyurethane，PU）等。微胶囊芯材除经典的DCPD及含烯环的衍生物外，还有其他可聚合单体、有机溶剂、干性油类及环氧树脂等[9]，并被广泛地应用到各个领域。如Yuan等[10]将含环氧树脂作为自修复单体的PUF微胶囊，添加到工业用热固性树脂——氰酸酯（cyanate ester，CE）基质中，组成修复体系，当添加量为5%时，母体树脂基质的弯曲强度和断裂韧性分别提高了50%和43%，同时获得85%的自修复效率，体现了良好的增强作用和自修复效能。除了在工科等领域的应用，微胶囊自修复体系也被应用到生物功能材料中。Bro chu等[11]合成了低细胞毒性的聚脲酯-氰基丙烯酸正丁酯的微胶囊，并添加到商品化的甲基丙烯酸甲酯（methyl methacrylate，MMA）基医用骨水泥中，结果表明加入低含量的微胶囊可有效提高骨水泥的机械性能，展示了良好的应用前景。Dailey等[12]则研发了双微胶囊自修复系统，含有还原剂的丙烯酸酯类不饱和自修复单体和氧化剂被分别包裹于PUF微胶囊，微胶囊破裂后自修复单体在氧化-还原反应的作用下发生聚合，在环氧树脂基体达到了75%的自修复效率，同时该自修复体系在液体环境中也实现了64%的自修复效果，为其进一步在丙烯酸酯基骨水泥的应用奠定了研究基础。

3 自修复效果的评估及提升策略

对于自修复高分子材料来说，自修复效率（η）是评价自修复效果的标准。除扫描电镜观测、红外分析等微观表征手段以外，常用的自修复效果的表述方法就是以材料自修复前后机械性能的恢复效果为标准。为此，采用拉伸试验、疲劳试验以及断裂韧性试验等方法[6]进行自修复高分子材料自修复效率的计算，而断裂韧性实验则是最为常用的一种。材料的断裂韧性（KIC）[13]代表材料阻止裂纹扩展的能力，通常用断裂韧度值来表示。分别测试自修复材料自修复前后的断裂韧度值，二者的比值反应材料自修复效率的大小。在断裂韧性实验中通常采用以下几种模型测试自修复效率[14]：单边V型切口梁（single edge V-notch beam，SEVNB）模型、单边切口拉伸（single edge notch tension，SENT）模型、紧凑拉伸（compact tension，CT）模型、锥形双悬臂梁（tapered double cantilever beam，TDCB）模型。以上4种模型在应用的时候，均要在试件一侧或一端预制一定长度的切口，试件在弯曲或拉伸应力的作用下，顺着预制裂纹的方向开裂，计算KIC-自修复前；断裂试件准确对位或自行复位后进行自我修复，然后再次加载得到KIC-自修复后，进而获得材料的自修复效率η=KIC-自修复前/KIC-自修复后。而上述4种模型也各有特点，SEVNB模型是在原有单端切口的下方再增加一小切口，以使人工切口与自然裂纹更为相似；SENT模型能更好地模拟材料实际应用条件下裂纹尖端的约束情况；而CT模型则在同等测试能力下试样体积最小，所需材料少。SEVNB、SENT以及CT试件都有着易于加工、便于加载的优点，但在应用时，可能会存在自修复前后预制裂纹长度的差异，导致自修复效率计算结果的误差。而TDCB模型采用了锥形双悬臂设计，这种独特几何结构使得KIC的测试与预制裂纹长度无关，所以能准确地测试其修复前后的力学性能，也成为检测自修复效率的经典试样模型[8]。

自修复效率的高低和微胶囊在基体中的含量以及其在微裂纹作用下的破裂率有关系[6]。为不影响基质的机械性能，微胶囊的添加量受到一定限制，所以改进胶囊的破裂效果成为提高自修复效果的关键因素之一。对微胶囊表面进行偶联化改性处理，提高胶囊与树脂基质的结合力是一种行之有效的手段。Li等[15]采用3-氨基丙基三乙氧基硅烷（KH550）改性处理含DCPD的PUF微胶囊表面，红外光谱、能谱分析及扫描电镜观测证实，偶联剂成功键合到囊壁表面，并与环氧树脂基质产生了牢固的结合，提高了二者之间的结合强度，为自修复效果的提升奠定了基础。Yahyazadehfar等[16]的最新研究也进一步证实，用3-甲基丙烯酰氧基丙基三甲氧基硅烷（KH570）处理微胶囊后，微胶囊在树脂基质中的破裂率提升了5倍，获得了良好的自修复效果。

4 微胶囊自修复材料在牙科领域的应用

为解决牙用树脂基复合材料在实际临床应用过程中出现的基体折裂、患牙继发龋等弊端，学者们尝试将自修复概念引入牙科高分子材料领域，取得了有益的研究成果[17]，而综合近年来的文献报道，牙科自修复材料的研究大部分采用了微胶囊技术。

2010年，Wertzberger等[18]首次采用White等[8]的自修复模型，将PUF-DCPD微胶囊和Grubbs催化剂加入含有高无机填料（55%）的牙用复合树脂中，与以往的自修复研究不同，该实验旨在探讨在高无机填料含量下，自修复体系的特性。结果表明添加一定量的微胶囊（5%）不改变复合树脂的机械性能，同时可获得57%的自修复效率，说明高含量填料对自修复效果不产生任何影响。接着，Then等[19]对微胶囊的囊壁材料进行了改性，用聚脲三聚氰胺甲醛树脂[poly（urea-melamine-formaldehyde），PUMF]代替了PUF，以增加囊壁的机械强度及与树脂基质的结合力，结果表明：添加6%的微胶囊到树脂基质中对其机械性能没有影响，且分散良好。Ouyang等[20]利用细乳液界面聚合法制备了含三甘醇二甲基丙烯酸酯（triethylene glycol dimethacrylate，TEGDMA）的PU纳米胶囊，并将其添加到商品化牙科树脂粘接剂中，研究结果表明含纳米胶囊的树脂粘接剂的粘接强度高于对照组，同时展示了良好的生物相容性。Kafagy等[21]利用原位聚合法合成了4种类型的含常见牙体自修复单体的PUF微胶囊，并以10%的比例添加到复合树脂中，疲劳循环测试结果显示，自修复复合树脂的抗疲劳性能得到极大提高，这主要与微胶囊的增强作用有关。但是，仍然有20%的试件没有产生自修复效果，分析原因，可能与试件裂纹断端结合不紧密或者自修复单体释放量不足有关[22]。

最近，Wu等[23]首次合成了以PUF为壳材，自修复单体TEGDMA为芯材的新型自修复微胶囊。研究结果表明，微胶囊平均粒径70 μm，具有良好的热稳定性和生物相容性，向牙科树脂（Bis-GMA和TEGDMA的混合物）添加15%的微胶囊不破坏其原有的机械性能，同时可以获得64%的自修复效率。接下来，为探究微胶囊在高含量无机填料的复合树脂中能否正常发挥功能，将不同含量的微胶囊添加到复合树脂中，结果显示，添加7.5%的微胶囊对复合树脂机械性能不产生明显影响，同时可获得67%的自修复效率，与Wertzberger等[18]的研究报道一致。同时含7.5%微胶囊的复合树脂在水中浸泡老化处理6个月后，仍然具有良好的自修复效果，并且在水中也实现了自我修复，更加符合实际的口腔应用状况[24]。此外，Wu等[23]成功将含季铵盐抗菌单体甲基丙烯酸十六烷基二甲铵（dimethylaminododecyl methacrylate，DMAHDM）、无定形磷酸钙纳米颗粒（nanoparticles of amorphous calcium phosphate，NACP）及微胶囊共混到牙科复合树脂中，实验结果表明，复合树脂的机械强度没有下降，同时获得65%的自修复效率和优异的抗菌效果，实现了复合树脂的抗菌、再矿化和自修复三重功能[25]；而表面接枝十八烷基二甲基（γ-三甲氧基硅基丙基）碘化铵官能团的纳米抗菌填料与PUF-TEGDMA微胶囊同样也可以赋予复合树脂优良的即刻及长久抗菌性能和自修复性能[26-27]。作为系列研究，Yue等[28]又将DMAHDM、NACP和微胶囊共同引入牙科树脂粘接剂中，经过实验证实，具有自修复功能的新型抗菌树脂粘接剂可供临床应用。近期，微胶囊的自修复概念也被应用到牙科常用的树脂水门汀及玻璃离子水门汀（glass ionomer cements，GIC）中。Wu等[29]自行合成了自粘接树脂水门汀，并结合使用PUFTEGDMA微胶囊，研究证实含7.5%微胶囊的水门汀具有优异的粘接和自修复效果以及长期时效性。Huyang等[30]依据GIC的反应机制设计了一种临床适用的自修复牙科复合材料。将GIC液相的主要成分——聚丙烯酸水溶液作为自修复液包裹在二氧化硅微胶囊中，连同GIC粉剂的主要成分——氟硅酸锶颗粒共同添加到树脂基质中。当树脂材料出现裂纹时，微胶囊破裂，液剂和粉剂发生酸碱反应，凝固后产生自修复效果，当微胶囊含量在5%～10%时，平均自修复效率为25%；而后续的疲劳力学试验证实，微胶囊的加入可以显著增强复合物基体的抗疲劳能力[16]。

上述关于牙科自修复材料的合成及应用的探索为有效解决实际临床问题开辟了新的方向，也为新型多功能牙科生物材料的研究奠定了基础。

5 牙科自修复高分子材料存在的问题和展望

目前，尽管基于微胶囊模型的牙科自修复高分子材料已展示了其巨大的优点，但仍存在许多不足。首先，对于微胶囊颗粒的尺寸问题，仍无明确的标准。如何确定合适的粒径范围是要解决的问题之一；其次，影响自修复效率的因素有很多，其中最主要的是微胶囊对微裂纹扩展的感知力，实时破裂并释放单体是关键所在，因此，探索更合适的芯材和囊壁材料，并改善微胶囊与基质结合力，是进一步提升自修复效率要解决的问题；第三，尽管微胶囊合成工艺成熟且易于植入高分子材料基体内部，但是添加过程中，在外力作用下微胶囊内单体的泄露和功能行使过程中囊内单体的溶出等带来的潜在毒性问题及固化后的高分子材料在长期使用过程中，如何防止单体在微胶囊中聚合，同时又要保持单体的高活性等，仍需进一步研究；最后，植入基体内部的微胶囊在裂纹作用下破裂，单体溢出固化后，就无法再进行二次修复，能否实现微胶囊自修复材料的多次修复也将成为未来研究的重点。

综上所述，不断优化和研发新的高效能自修复系统，并且与多种改性材料共混，制备多功能的牙科新型生物功能材料，满足临床需求，是口腔高分子材料领域研究的热点和未来趋势，具有广阔的应用前景[31]。

利益冲突声明：作者声明本文无利益冲突。