加載載荷對鈦鋯鈮錫合金摩擦磨損性能的影響*

胡 欣 李長義 劉亞林 李宏捷 韓 華 張連云

牙科材料除了要求具有良好的機械性能外，還應具有良好的耐磨性。失牙患者一旦配戴義齒，人工牙與天然牙即組成一對特殊的摩擦副，在咀嚼循環過程中，所有的牙科材料都會相互磨損，過度的磨損將造成牙創傷，顳下頜關節紊亂等嚴重病癥[1]。鈦及其合金具有高屈服強度和韌性，低密度，良好的耐腐蝕性和卓越的生物相容性等特點[2,3]。因此，鈦合金被廣泛應用于航空航天，生物醫學和化學工廠等領域[4]。然而，鈦合金因耐磨損性能較差，從而使其在摩擦學進一步使用受到了限制[5,6]。

本課題研制了用于口腔修復的鈦鈮鋯錫(Ti-12.5Zr-3Nb-2.5Sn)合金，在前期研究工作中，證實了合金具有較高的彈性模量，良好的機械性能，生物學性能及耐磨性[7,8]。本實驗中，采用MMV-1型摩擦磨損實驗機研究加載載荷對合金摩擦磨損性能的影響，并對在不同載荷條件下合金磨損機制的變化規律進行探討。

1.材料和方法

1.1 材料與設備

表1 人工唾液成份

1.1.1 材料 純度均為99.9%的鈦板，鋯板、鈮棒和顆粒狀錫(寶雞市勝超有色金屬材料有限公司)；滑石瓷(海門市天補高頻陶瓷廠)。

1.1.2 設備 DHL-1250型高真空電弧熔煉爐(沈陽中國科學院科學儀器研制中心)；MMW-1型立式萬能摩擦磨損試驗機(濟南試金集團有限公司)；AR224CN型電子天平(奧豪斯，美國)；JSM-5800型掃描電鏡(JEOL，日本)；CQ50型超聲波清潔器(上海超聲波儀器公司)。

1.2 實驗方法

1.2.1 合金的冶煉 將鈦、鋯、鈮、錫合金材料置于煮沸的Na2CO3溶液30 min除油，然后放入無水乙醇中，一起置入超聲波細胞粉碎機中，用超聲波清洗10 min，得到表面潔凈的原材料。按照Ti-12.5Zr-3Nb-2.5Sn(wt%)稱取原材料配制合金。將配制好的原材料放入DHL-1250型高真空電弧熔煉爐，真空度達10-3 MPa，鎢極磁控電弧，氬氣保護，熔煉四五次，使各種合金元素充分混合均勻，銅坩堝水冷，制成表面光潔的50 g鑄錠。鑄錠熱煅為16 mm×60 mm×10 mm的棒材，500℃3 h時效處理。

1.2.2 試樣制備 將經500℃3h時效處理后的 Ti-12.5Zr-3Nb-2.5Sn(wt%)，按 MMV-1立式萬能摩擦磨損實驗機試件準備要求制成規格為2 mm×2 mm×11.2 mm的長方體形試件。依據3種實驗載荷條件，Ti-12.5Zr-3Nb-2.5Sn合金共分3組，每組15個試樣，共計45個試樣。將所有試樣在相同狀態下噴砂，依次用600，1000，1200，1500目氧化鋁耐水砂紙打磨，1200目石英砂糊劑拋光備用，完成后試件避免一切表面磨損，超聲清洗20min備用。

1.2.3 制備人工唾液與測試前準備 采用ISO/TR10271標準制備人工唾液(表1為人工唾液成份表)[9]，以模擬口腔實際狀態。滑石瓷按磨耗機要求加工成厚5mm，d=20.9mm的圓盤狀，固定在下磨盤上，共45個，與相對固定于上磨盤處的被測試件作磨耗測試。

1.2.4 清洗稱質量 將待測試件用超聲清洗10 min，蒸餾水漂洗3次，冷風吹干，電子天平稱質量(0.0001g)。

1.2.5 安裝滑石瓷及被測試件 校正磨耗機數據設置，根據口腔內的實際摩擦磨損工況，設定主要實驗參數：法向載荷Fn為20、50、100N，轉速150r/min，循環次數=20000次。所有實驗工況一致，實驗溫度37℃，pH=6.8。分組按設定參數值，加載進行磨耗測試。測試完畢后對各被測試件進行清洗、吹干、稱重。

以失水法測量試樣密度，共測三次，取其平均值，用密度法換算成磨耗后的體積喪失量。分別計算各組試樣磨耗后的體積喪失值。應用SPSS11.5軟件包，使用單因素方差分析對磨損量統計分析。

1.2.6 表面形貌的觀察 掃描電鏡下照相，觀察各組試樣經20000次循環后表面形貌的變化情況。

2.結果

2.1 測試試樣體積損失量 表2為各組測試材料經20000次循環后的體積損失量。

表2 測試材料體積損失量()

表2 測試材料體積損失量()

*P＜0.01

組別 加載載荷 試件體積損失量(mm3)120N 0.0876±0.0032250N 0.1903±0.0263100 N 0.3827±0.032 F 538.785*P(1):(2) ＜0.001(1):(3) ＜0.001(2):(3) ＜0.001

應用SPSS11.5軟件包，使用單因素方差分析對磨損量統計分析，組間兩兩比較使用LSD法，檢驗水準P=0.05。數據經統計學分析，各組試樣體積磨損量之間差異均有統計學意義(P＜0.01)。

2.2 磨損表面形貌 圖1至圖3為不同加載載荷下，鈦鋯鈮錫合金表面的磨損形貌。可以看出，當載荷較小(20 N)時，Ti-12.5Zr-3Nb-2.5Sn合金磨損表面出現犁溝，未見明顯塑性變形情況，呈現磨粒磨損特征。隨著載荷增加(50 N)，磨痕表面犁削加劇，表面出現了塑性變形并在局部出現磨斑，表明此時鈦合金的主要磨損機制已從磨粒磨損轉變為粘著磨損伴發磨粒磨損。當Fn=100 N時，合金磨損表面呈現出明顯的粘著磨損特征，材料表面出現了顯著的塑性變形，粘著的鈦金屬的磨斑面積最大，并且伴有大片片狀層。

圖1 20N載荷，鈦鋯鈮錫合金磨損面形貌(×2000)

圖2 50N載荷，鈦鋯鈮錫合金磨損面形貌(×2000)

圖3 100N載荷，鈦鋯鈮錫合金磨損面形貌(×2000)

3.討論

咬合力及加載載荷是影響磨損的重要因素，壓力可使材料表面產生塑性變形，并導致表面膜的破裂而發生粘著磨損。一般來說，粘著磨損量會隨著壓力增大到某一臨界值后迅速增大。二者呈正相關關系，即咬合力越大，材料磨損越嚴重[10]。近年來，學者對牙齒的咬合力及摩擦磨損實驗的載荷設置進行了大量研究，但由于天然牙形狀的復雜性和咀嚼運動的不規則性，同時咬合力還受到不同人種，個體差異等因素的影響，目前尚未得出統一的結論。有學者測得口腔內的正常咀嚼咬合力則處于3-36N以內[11]。也有研究結果認為后牙垂直咬合時施加在后牙上的力約為20-120N，水平向力約為垂直向力的35%，加力方向形態約為正弦曲線。Heintze[12]認為，人類咀嚼的食物不同，磨牙產生的垂直向咬合力也不同，大小為20-120N。在本實驗中，以人工唾液為潤滑劑，采用耐磨性與牙釉質近似的滑石瓷作為對磨物，設置試驗溫度37℃，pH=6.8，以求模擬口腔生理環境，使結果更具可比性。實驗將載荷設置為20、50、100N，對加載載荷變化對Ti-12.5Zr-3Nb-2.5Sn合金耐磨性的影響趨勢進行初步研究。

實驗結果表明，Ti-12.5Zr-3Nb-2.5Sn合金的磨損體積損失隨載荷的增加而增大，這表明Ti-12.5Zr-3Nb-2.5Sn合金制成的修復體在口腔內行駛咀嚼功能時，隨著咬合力的增高，材料與對頜牙的磨耗量相應加大，從而可能縮短修復體使用壽命，并對對合天然牙產生非生理性過度磨耗。

依據摩擦學理論，綜合體積損失量和鈦合金表面形貌結果，可以得知，隨著加載載荷的增加，Ti-12.5Zr-3Nb-2.5Sn合金的磨損機制也在發生變化。本文就鈦合金在不同加載載荷條件下，其磨損機制的變化情況，做一初步分析。

牙科材料磨損的機制分為以下幾種：磨料磨損、疲勞磨損、腐蝕磨損、粘著磨損[13]，其中齒科金屬材料易發生粘著磨損和磨粒磨損。前者是摩擦副表面微凸體受壓力產生塑性變形后，發生相對運動時，粘著點被剪切，剪切強度低的材料表面即被撕脫下來。對于在磨損實驗中相互接觸的Ti-12.5 Zr-3Nb-2.5Sn合金與滑石瓷的表面，雖然在實驗中，對材料進行了打磨，拋光處理，但其表面并不是絕對光滑的，因為經過加工的材料表明，在任何時候都不可能是理想的光滑表面，存在許多微小的突起。因此，當Ti-12.5Zr-3Nb-2.5Sn合金與滑石瓷的表面相接觸時，實際上只有一部分表面在接觸。當載荷較小，如載荷為20N時，在壓力作用下，接觸面的微小凸體被壓入相應接觸面的的表面層內，如圖1所示，合金表面出現了深淺不一的劃痕及犁溝，未見明顯塑性變形情況，此時的磨損機制以磨粒磨損為主。但隨著載荷增值為50N時，因載荷加大，作用于兩種材料界面上的摩擦力加大，局部壓力很高，該壓力超過了材料的屈服極限，于是接觸點產生了塑性變形，另外，在高載荷的條件下，使Ti-12.5Zr-3Nb-2.5Sn合金的表面膜發生破裂，合金與滑石瓷表面直接接觸，在接觸點局部發生軟化或熔化產生“熱粘著”，形成粘著點。在其后的相對運動中，形成的粘著點被剪切，于此同時又形成新的粘著點，于是就出現了粘著點的形成與剪斷的循環，并發生材料的轉移，因而出現粘著磨損。如圖2所示，合金表面的犁溝加深，局部發生了較明顯的塑性變形并出現了磨斑，此時Ti-12.5Zr-3Nb-2.5Sn合金的主要磨損機制已從磨粒磨損轉變為以粘著磨損為主，同時伴發磨粒磨損。隨著載荷的進一步增加，但載荷為100N時，合金材料表面發生了較為嚴重的粘著磨損，此時的磨損機制雖仍為粘著磨損，但其特征發生了明顯變化。此種現象的出現是因為在高載荷作用下，摩擦表面的溫度必然隨之增高，在較高溫度下產生的亞表層塑性變形及磨損速率顯著增加，而摩擦界面次表層的塑性變形導致金屬表面下一定深度處，產生較多的位錯塞積，產生了許多空洞，而在材料摩擦過程中，金屬的塑性流變過程是空洞增多并相互連接，形成了裂紋的萌芽，當裂紋增長到一定尺寸時，在外力的作用下，使裂紋上下的金屬脫離，掉下的磨損顆粒形成片層狀磨屑，形貌觀察結果表明，當載荷為100N時，鈦合金表面出現了大片的層狀磨屑，即是此種磨損機制的結果。

本研究結果提示，咬合力的增加，Ti-12.5 Zr-3Nb-2.5Sn合金磨損量隨之增大，并導致磨損機制發生變化。因此，Ti-12.5Zr-3Nb-2.5Sn合金制作的修復體，在臨床應用中，應避免較大牙合力。因牙合力過大，加重了材料的磨損，從而導致鈦合金修復體的過快磨損，同時也對對牙合牙齒造成非生理性磨耗，導致咬合創傷等一系列不良影響。

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