三维打印和切削氧化锆修复体的成型性能研究进展*

孙纪奎 梅子彧 楼雨欣 孙蔓琳 于海洋

氧化锆材料因其良好的生物相容性和力学性能已被广泛应用于牙科修复中。牙科氧化锆修复体的主流加工方法是计算机辅助设计与计算机辅助制造（Computer Aided Design & Computer Aided Manufacture， CAD/CAM）［1］，当前氧化锆加工CAM 系统多基于减材制造技术，即通过计算机辅助设计（Computer aided design， CAD）软件设计修复体，再通过计算机控制铣削设备切削氧化锆成所需的几何形状。

2012年Noort等［2］提出牙科领域的未来数字技术正在迅速发展，分层制造工艺因其在合理价格内可以生产出复杂的形状、损耗极少等优点会成为主流技术。现在有关增材制造三维打印牙科氧化锆的研究越来越多，众学者普遍认为三维打印提高了材料的利用率，同时打印过程无需机械加工和模具，理论上能打印出任何形状的任何物体，且当前三维打印成型的氧化锆修复体在机械性能、成型精度等方面已较接近切削制造氧化锆，因此其有潜力有望成为未来的主流技术［3］。口腔修复的基本治疗手段是通过设计、制造修复体来恢复各种缺损及及畸形而丧失的形态及功能，使之尽可能接近正常水平。成型性能是评价工艺技术的核心指标，本综述旨在分析目前主流的两种牙科修复体制造法制造的氧化锆修复体成型性能。

1. 数控机床加工技术及三维打印技术及原理对比

CAD/CAM 是目前牙科氧化锆修复体制造的主要技术，其中CAM 系统中以计算机数控加工切削技术即减法制造技术为主流技术应用广泛。1986年Charles Hull 首次提出3D 打印的概念发展至今，三维打印制造可分为三类主要的方法：基于光固化的的成型工艺、基于激光成型工艺和喷墨技术。三维打印技术因其“分层制造、逐层叠加”的特性，可作为CAM系统的一种新技术。

1.1 数控机床切削制造技术 该技术首先利用三维扫描仪获取口内数据，据此在计算机辅助设计软件设计修复体并导出三维数据，再通过计算机辅助制造设备从预烧结或完全烧结的成品氧化锆块中铣削得到修复体外形，最后对铣削成型修复体进行后处理以获得最终修复体［4］。该技术虽已较为成熟，但是仍存在诸多问题：减材制造工艺流程中会造成大量原材料的浪费；受车针直径的限制，可加工形状受限，成型精度会下降；车针易快速磨损，导致成本的增加；制造中会产生粉尘，对环境造成污染，不利于环境友好［5］。

1.2 三维打印技术

1.2.1 基于光固化的成型工艺 陶瓷光固化快速成型技术是通过紫外光束照射陶瓷浆料使浆料中的光敏树脂固化，逐层打印，由面与面的堆积形成陶瓷坯体，陶瓷坯体干燥、脱脂去除有机成分，最后通过高温烧结获得陶瓷部件。该工艺因为浆料的高固相、低粘度性与低直径的紫外光束逐点照射特性相结合，可以得到精度高、表面质量好、致密度高的陶瓷部件。但是缺点是设备及原材料的价格高昂、原材料目前局限于光固化材料。目前运用广泛的光固化成型工艺有：立体光刻成型技术（Stereolithography apparatus， SLA）［6］与数字光处理技术（Digital light processing， DLP)［7］。SLA在成型时，紫外光束射由点到线及面，完成一个层面的打印，再逐层打印，由面与面的堆积形成陶瓷坯体。DLP不同之处是运用了数字微镜元件装置，光源经密集排列成面的微反射镜反射到材料上，直接引起整层材料聚合固化，无需紫外线光束进行逐点照射。基于此优势，DLP技术较其他光固化成型技术有更快的单层固化时间。

1.2.2 基于激光成型工艺 激光成型工艺是依照CAD 系统设计的三维模型，利用激光束烧结或熔化粉末状的材料完成该层固化，再进行下一层的烧结固化，最终层与层之间相互粘结制成陶瓷生坯。陶瓷生坯需要经过去除粘结剂和烧结等后处理过程才可获得最终的陶瓷部件。该工艺力学性能较差缺点明显，虽然有较高的致密度，制作工艺中温度变化可能会导致陶瓷表面质量低，制造完成后需要进一步修整抛光，后续加工复杂。目前运用广泛的激光成型工艺有：选择性激光烧结（Selective laser sintering， SLS）［8］，选择性激光熔覆（Selective laser melting， SLM）［9］。SLS 技术的粘接是由目标材料直接形成颗粒或原料中添加的低熔点粘接剂（如低熔点金属、高分子材料等）实现目标材料的粘接，陶瓷生坯在烧结前需要去除粘结剂［14］，对最终陶瓷部件的力学性能和密度有较大影响，同时SLS 烧结形成的成型件多疏松多孔，需要进行复杂的后处理工序，但优点是；未固化的粉末可以起支柱作用因而无需设计额外添加支柱，材料利用率高。SLM技术相较于SLS技术，成型材料不需要添加额外粘结剂，采用高密度的激光束直接高温烧熔陶瓷粉体实现陶瓷的固化成型，无需后续去除粘接剂的流程，致密度可近100%，但整个过程温度变化大，速度快，产生应力大，应用于陶瓷时，易造成裂隙［10］。

1.2.3 喷墨技术 喷墨打印技术（ink jet printing）［11］又称为直接沉积（direct deposition）技术。由陶瓷粉体、分散剂、粘接剂、表面活性材料和其他辅助材料混合配置而成的“陶瓷墨水”。依据计算机辅助设计的三维模型，按照各层轮廓外形、形成路线等，由喷墨打印机将陶瓷墨水依据计算机设计方案，逐层喷射，在粘接剂的作用下与前一层材料粘接或光照固化成型，形成与计算机设计相匹配的陶瓷生坯。目前此种打印技术的核心问题在于其原材料的配置。陶瓷墨水需要有良好的稳定性，保证其在打印过程中的形状和密度的一致性，同时陶瓷墨水中的非金属颗粒直径必须足够的小，以此来保证其在喷射过程中不出现堵塞喷头的问题［12］。

2.氧化锆修复体加工精度

修复的精度与修复体的寿命紧密相关。边缘精度较低的修复体，边缘不密合导致菌斑上的微生物沉积，从而引发腐烂并导致微渗漏，基牙容易患龋病和牙周病［13］。为了修复的长期预后，修复体需要更高的加工精度。其次，随着患者对牙科修复的要求提高，修复体与患者余牙的匹配程度也被纳入考虑范围。修复体整体外形及边缘细节的要求越来越高，高精度的修复体可以大大降低医生椅旁的调改时间。

2.1 切削氧化锆加工精度研究进展 目前有关切削制造氧化锆修复体的精度研究较多。切削氧化锆受诸多变量影响，包括CAD 系统扫描取模精度、扫描过程人为误差、设计误差，以及CAM 铣削技术缺陷，最终影响修复体烧结后的收缩率。Merrill［14］的研究比较了目前主流的两种切削系统CEREC Bluecam (BC）和 CEREC Omnicam(OC）制造的氧化锆陶瓷修复体（冠、嵌体、高嵌体）的加工精度，得出结论同一制造商的较高扫描精度扫描仪（OC）比较低扫描精度的扫描仪（BC）制备的修复体成型精度更高，证实了精度更高的扫描取模仪，后续能制造出更精度更高的修复体。修复体的边缘密合性（marginal adaptation， MA），是指预备基牙与修复体边缘的密合程度，反应修复体精度的重要指标。修复体边缘差异度（marginal discrepancy， MD）越低，修复体边缘密合性越高，修复体精度越高。修复体的边缘差异度包括水平和垂直两个方向的边缘差异度。水平间隙是从修复体的边缘到预备体的边缘，由沿平行于牙齿轴线的轴线测量。垂直边缘间隙是通过沿垂直于牙齿长轴的轴测量间隙获得的。Boitelle 等人［15］报道，切削制造技术制造的牙科修复体边缘差异度（MD）值小于80 毫米。大多数切削制造的氧化锆修复体在的边缘差异度（MD）临床上可接受的范围内。在以往研究中切削制造技术在加工精度方面是否优于传统铸造工艺没有得到明确的结论。孙凤［45］等在切制造的氧化锆全瓷修复体的随访检查研究中发现固定桥的精度低于单冠精度，长桥的精度更差。但由于该实验固定桥的样本过少，且评价修复体边缘密合性的标准仅以“是否卡探针”、“探针是否能探及牙本质”、“肉眼是否能看到有间隙”等指标，尚缺少证据力更强的具体测量数据支撑。Anunmana 等［46］在体外对磨牙区行单冠和三冠固定桥氧化锆修复体的边缘精度进行了测量，单冠和三冠固定桥磨牙区边缘间隙的平均值分别为43.6±0.4 μm 和46.5±0.5 μm，各个组间隙存在显著差异所有位置的间隙之间存在显著差异。该实验有一定可信度，但缺陷是各实验组样本仅有10个，且为体外模拟实验。

2.2 三维打印氧化锆加工精度研究进展 目前有关三维打印氧化锆修复体成型精度的研究较少，但不少研究认为，三维打印氧化锆加工精度受光照射速度和强度、筑建陶瓷生坯的角度、单层的层厚、软件程序、烧结后的收缩、加工原料的构成和后处理程序的影响［16-19］。王伟娜［20］等研究证实SLA 3D 打印技术制作的氧化锆全瓷冠的打印精度基本满足要求，是口腔氧化锆全瓷修复体制作的潜在候选技术。WANG等［21］比较了采用SLA技术打印和CAD/CAM 切削两种方法加工的氧化锆冠，发现两者冠边缘精度无统计学差异，得出SLA技术制备的氧化锆精度符合临床要求。DLP 技术其工艺程序基本与SLA技术相同，但由于数字化光处理技术运用到了数字微镜原件装置，可以将整层图像直接投影，使单层材料聚合固化。DLP 技术制造的3D氧化锆可以使得单层固化速度快、成型精度高。

但值得一提的是，虽然各类实验最终得出的结论是：“3D打印技术制备的氧化锆与切削氧化锆在精度上无统计学差异”。但是从实验数据上看，三维打印氧化锆的修复体精度都略低。目前提高3D打印制备的氧化锆精度的研究众多，郭等［22］测试出在固化程度良好时，最适宜的曝光时间，以得到最良好的修复体精度，但是并未改进3D打印技术制备的氧化锆修复精度，临床推广还需优化，总体仍有很大的进步空间。

3.氧化锆修复体机械性能

牙科材料的机械性能是决定其临床适应症的基础性指标，它直接反映了修复体在患者口腔环境内，影响修复体的服役能力及时间。陶瓷材料的机械性能由以下参数组成：陶瓷材料的微观结构、维氏硬度、抗弯曲能力及断裂韧性。评价修复体的机械性能需从以上几个方面联合评价得出结论。（1）微观结构：晶体相、玻璃相以及气相是构成陶瓷材料微观结构的三个要素，其中气相是最关键的要素。气相的存在通常会降低陶瓷材料的性能。还有研究提出［23］：氧化锆晶粒尺寸大小直接影响最终烧结后材料强度等力学性能。当晶粒尺寸大于临界值时也会降低其抗低温时效性能，使材料容易老化、稳定性下降。（2）氧化锆维氏硬度：硬度被广泛定义为材料抵抗永久表面压入的能力，它表示了材料表面磨光的难易程度以及在应用中抗划伤的能力［24］。（3）牙科陶瓷的抗弯强度是确定其临床适应症的重要参数［25］，它反映了修复体的承受弯曲载荷、抗弯强度。（4）断裂韧性：断裂韧性Klc（临界应力强度）它代表了材料抵抗裂纹扩展能力的相对量值，反映了材料的抗脆断能力。对于陶瓷这样的脆性材料，其断裂时并不会发生塑性变形，其断裂所需能量就是断裂韧性［26］。

3.1 切削制造氧化锆修复体机械性能 切削制造氧化锆修复体机械性能受工艺流程的影响。两步切削法制造的氧化锆修复体内部机械性能要优于普通切削法，不同的车针尺寸及切削仪器和其内部工艺流程参数都会影响到制造的修复体内部机械性能［27］。Wang［28］对比切削工艺流程制造的氧化锆修复体的机械性能，得出结论表面损伤是影响切削制造氧化锆机械性能的主要原因，而表面损伤主要是由于切削工艺引起的，虽然烧结过程可以减少切削过程引起的表面损伤的形成，但表面损伤仍然无法完全消除。内部微裂纹是引起表面缺损的首要原因，更尖锐和更深的表面缺损增加了裂纹尖端的应力集中，有很大可能充当裂纹起始点，造成修复体机械性能缺失。在一开始修复体的表面缺损并没有对修复体有直接损伤，但它在咀嚼过程中，随着应力重复施加，缺损的尺寸往往会增加，将对氧化锆修复体的寿命产生影响，在到达临界值时，修复体将失去修复能力或破损。

3.2 三维打印氧化锆修复体机械性能 表面损伤是影响修复体机械性能的首要原因，而三维打印增材制造修复体因其制造工艺及原料组成，会造成清洁损伤、加工损伤、裂纹和分层等，诸多因素都会对修复体机械性能造成影响［29］。目前已有较多三维打印氧化锆修复体机械性能的研究，但大多数停留于材料学方面。鲁等研究表明［30，31］：采用立体光刻增材制造的牙科氧化锆，可以获得与传统减法制备的牙科氧化锆接近的良好抗弯曲强度，且氧化锆具有较高的致密度，其晶粒尺寸、晶相成分近似传统减材制造牙科氧化锆，抗弯强度虽略低于传统减材制造牙科氧化锆但却十分相近，且其断裂韧性较高，与传统减材制造牙科氧化锆无统计学差异。楼雨欣等的最新研究［32］中，分别采用切削制造氧化锆和立体光刻制造氧化锆的维氏压痕法（indentation method， IM）与单边Ⅴ型缺口梁法（Single side V-notch beammethod， SEVNB）测试两者的断裂韧性。（1）IM 组的数据为：分别为（6.126±0.383）和（6.111±0.179）MPam0.5，两者相差仅为0.24%，两者差异无统计学意义；（2）SEVNB 组的 数 据 为：（7.408±0.533）和（7.221±0.809）MPam0.5，两者相差2.52%，两者差异无统计学意义。目前广泛使用的钇稳定的四方氧化锆多晶体（Yttria-stabilized tetragonal zirconia polycrystal， Y-TZP）氧化锆的临床寿命及修复效益持续时间并不理想。目前虽然牙科用氧化锆陶瓷具有较强的韧性，但随着时间的推移，其承载能力受到性能变化和退化的影响。

4.修复体美学性能

美学的核心要素是颜色和形态［33］，随着患者对修复体美观效果要求的提高，人牙颜色等美学性能越来越受到重视。一个完美的修复体除了形态、大小等需与天然牙相似外，其美学性能更应与天然牙接近。然而目前牙科氧化锆陶瓷底瓷颜色与牙本质不一样，存在染色方法单一、色彩重现性差、半透明性低等不足［34］。为了使全瓷修复体的美学性能与天然牙接近，就必须重视如何获得更接近天然牙的颜色参数，其中又以色度值和透光率最为重要［35］。氧化锆的厚度、组成、微观结构、粘接剂及烧结过程和试样厚度都对光学性能有不同程度的影响，也影响了物理性能。氧化锆的透射性可以通过应用纳米陶瓷粉末、升温速率、添加氧化物稳定剂、提高氧化锆的致密度等来改变，氧化锆材料的微观结构是影响氧化锆美学性能的主要因素［36］，目前改进的高半透明性氧化锆虽然有较好的美学性能，但是氧化锆修复体的抗弯曲强度和断裂韧性会下降［37］。

目前氧化锆的美学性能优化主要两种途径：（1）粉体混合法：氧化锆粉体中添加着色剂使陶瓷染色；（2）浸泡法：预烧结瓷块浸泡在特制的染色剂中。但有关商业用氧化锆美学性能的研究并不多见，目前没有研究表明氧化锆修复体的不同加工方式会影响氧化锆修复体的美学性能。氧化铝含量较低的Y-TZP 有更好半透明性，可以改善氧化锆修复体的光学性能及美观性能，但比传统的Y-TZP 在口腔环境中更容易老化［38］。另外，除去改变氧化锆本身美学性能，在术前进行三维数字化仿真设计和修复效果预测， 设计效果可精准转移至最终修复体， 能有效促进医患交流， 提高患者对美学修复效果的满意度［39］。近年来关于氧化锆美学性能优化的研究多使用切削氧化锆作为实验样本［40，41，47］，三维打印氧化锆美学性能改善还处于实验室优化阶段，虽然已有研究表明立式印刷法三维打印制造的氧化锆比水平印刷法三维打印制造的氧化锆具有更高的半透明度，但其仅为组内对比结果，三维打印增材制造氧化锆的美学性能低于临床标准［36］，氧化锆整体的美学性能改善有待突破，如何优化氧化锆本身的美学性能是目前应研究的首要目标，氧化锆的美学性能尚有很大挖掘空间。

5.氧化锆修复体加工成本

随着人们要求的提高，医生要求修复体不仅仅治疗效果好、美观，也要求尽可能的减少成本的消耗。如何在临床适宜的修复效益范围内减少成本的消耗、如何减少修复体制备的过程中造成的环境污染是现代牙科修复也需要纳入考虑的问题。

5.1 切削制造氧化锆修复体成本现状及进展 氧化锆切削制造属减材制造，生产过程中会产生大量残留物，对氧化锆材料市场造成了经济浪费和材料浪费。Gouveia的观点［43］提出是否可以回收CAD/CAM制造过程中遗弃废料，再用废料重新用于牙科修复中，但分析后发现多数样本的颜色不符合牙科使用氧化锆的标准，虽然实验5中样本颜色符合牙科使用氧化锆标准，但是当分析机械性能时，该样本其抗弯曲强度低牙科修复中的标准，因此，排除了牙科修复应用的可能性。目前减材制造的材料浪费问题显著，从其制作工艺、工艺原来回收利用及加工器械磨损消耗等方面都没有良好的解决方法，对于减材制造材料浪费的问题有待更深入的研究。

5.2 三维打印氧化锆修复体成本现状及研究进展 三维打印氧化锆由于其工艺程序为“分层制造，逐层叠加”，在三维打印氧化锆中，避免了“切削”步骤，减少了氧化锆原料的浪费，也避免了切削制造中车针磨损所带来的成本消耗。现三维打印制造方法消耗的原材料低于减法制造；三维打印对环境的影响小于的减材线制造工艺的75%至85%［44］。尽管三维打印的原料价格高昂，但对比切削制造法，三维打印能有效的节约原材料的消耗、减少制造中器械损耗的成本，三维打印的制造成本比减法制造更少。且三维打印制造工艺中无粉尘，对环境友好，减少了了对环境的污染，更利于环境友好。

6.总结

（一）三维打印技术制造的氧化锆修复体在修复体精度及机械性能方面，与传统切削氧化锆差异不大，基本满足修复体的临床指标需求。三维打印制造的氧化锆成型精度与虽然在统计学范畴内与切削制造技术无统计学差异，但是实际上数据略低于切削制造技术；三维打印技术制造的氧化锆修复体具有优异的机械性能近似于传统减材制造牙科氧化锆。三维打印制造的氧化锆制造成本更少，整体制造过程对环境影响更小，更有利于环境友好。扫描取模精度、扫描过程人为误差、软件设计误差、铣削技术、铣削策略、印刷参数、最终烧成后的收缩等，都是影响两种加工方式制造修复体的成型性能因素。

（二）优化氧化锆美学修复性能的同时，也要兼顾修复体的成型精度与机械性能。

（三）三维打印制造牙科氧化锆修复体在患者口内生物环境下的疲劳、老化、粘接效果等方面的表现，还需要更多实验及临床研究证据。