1792年英国人William Gregor 发现了一种新的金属元素，1795年德国化学家Martin Heinrich Klaproth将其命名为“钛”［1］。由于钛比重小、强度高、化学性能稳定、耐腐蚀，80年代以来钛材开始应用于可摘局部义齿制作，在临床应用中日趋完善［2］。本文着重对此作一些介绍。

　　一、钛及钛合金概况

　　1.钛资源丰富，占地壳总重量的0.63%，仅次于Al、Fe、Ca、Na、K、Mg，居第七位(金属元素排序)，远远高于Ni、Co、Ag、Au等元素的储量［3］。是金含量的数百万倍，且加工后的价格远远低于金。我国钛含量丰富，为口腔修复临床应用提供了良好的物质基础。

　　2.钛在口腔医学中的应用形式为钝钛和钛合金。纯钛中也含有极少量的C、H、O、N、Si和Fe等元素。各国根据纯钛中杂质元素含量的多少将其分为若干等级，目前尚无统一分类。钛合金的研究应用主要是为了改善纯钛的部分机械性能。适用于口腔局部义齿支架的钛合金仍在不断研制开发之中［4］。

　　由于钛、钛合金具有良好的物理、化学与力学性能，特别是优良的生物相容性以及易于加工等特点，使得钛在口腔修复方面的应用前景十分广泛。

　　二、钛的性能与钛支架的特点

　　1.物理性能：钛的原子量为22，密度为4.5×10-3 kg/m3，远小于金(19.3×10-3 kg/m3)、钴铬合金(8.5×10-3 kg/m3)等［5］。因此，钛及钛合金制作的可摘局部义齿支架比目前常用的钴铬合金支架轻，重量仅为后者的1/2。由于钛的密度低，使用普通牙科X线设备即可查出钛支架中的缺陷，使支架质量控制成为可能。钛的导热系数小，易焊接，对牙髓也有保护作用。另外，由于钛的熔点高，约1 668℃，热膨胀系数低等，钛支架的制作需要专用的材料及设备［6］。

　　2.化学性能：钛是一种化学性质很活泼的金属，与氧有极强的亲和性。在有氧环境中对钛材进行研磨、熔铸、切割时，0.001 μs即可与氧发生反应，表面开始形成氧化膜，仅1 s约2 nm～5 nm厚的氧化膜即可形成。膜表层的TiO2具有强抗腐蚀性及良好的防氧渗透性，因此钛具有强抗腐蚀性。钛在高温下与O、H、N发生剧烈火反应，使原有氧化膜增厚，可破坏钛的各项性能［7］。因此，钛支架的铸造、焊接等热加工操作需要在真空或惰性气体环境下进行，且真空度要高于0.133×10-3 kPa；惰性气体常用氩气，其纯度要高于99.99%［8］。

　　3.力学性能：钛合金的强度、硬度较纯钛高，而低于钴铬合金、镍铬合金。钛合金由于弹性好，适用于义齿支架卡环的制作。Bridgman等人经实验比较后指出，钛与钛合金卡环可置于基牙观测线以下0.75 mm。经模拟临床使用3年，其卡环固位力的降低、变形、折断均明显低于钴铬合金卡环。用多种金属材料制作义齿支架、卡环，进行弯曲疲劳实验，钛合金与钴铬合金的抗弯曲疲劳指数相近，而纯钛则较低。比较而言，钛合金更适合于制作可摘局部义齿［9，10］。

　　如果将具有等轴微细晶粒的金属置于某种特定条件下进行拉伸，会得到几倍至十几倍的延展率，称为超塑性现象。钛合金即具有此种特性。Ti6Al4V合金属α β型结构，晶粒的细化比较容易实现。后述的超塑成型法制作义齿基托即是应用此特性［11］。

　　4.生物相容性能：众所周知，钛优良的生物相容性是其广泛应用于医学领域的重要原因之一。而钛优良的生物相容性缘于它的强抗腐蚀性，与金、铂等金属不同，后者是因电化学惰性而具有抗腐蚀性。而钛是由于表面有一层氧化膜，该层氧化膜与母体金属结合紧密而牢固。膜的表层为TiO2，具有强绝缘性，能防止氧渗透，具有强抗腐蚀性。TiO2还具有催化作用，使组织液、蛋白、软硬组织等易于接近并附着在氧化膜上。其他金属如纯铁，表层也可形成氧化膜，但此膜不具有嵌入性，与母体金属结合力低，容易被去除而使金属母体继续被氧化分解［3］。钛支架与口腔软组织无反应，戴用适合性好，无味亦无颜色变化。

　　目前，药物、医用材料对患者产生的致敏、致瘤、 致畸等不良影响已越来越受到人们的重视。而口腔修复材料中的镍、铍及塑料、单体等致敏常见报道。另外，金、钴、铬、钼等亦有致敏报道。对于敏感患者换用钛支架义齿后，敏感体征消失，随访数年无异常［12，13］。

　　三、钛的性能与钛支架加工特点

　　钛的比重小，熔点高，又极易与C、H、O、N等多元素反应，故不能使用普通合金铸造系统。此外，钛支架的焊接、细加工等方面均有自己的特点。

　　1.钛的精密铸造：目前，钛支架的制作应用精密铸造技术。铸钛机主要有压力式、离心式、加压吸引式及离心加压吸引式等类型。铸室内为真空或惰性气体。包埋料选用极少与钛发生反应且膨胀系数与钛相适合者［14］。常见的铸造缺陷有铸入不足，铸件内孔及铸件表面粗糙。钛铸件的内孔多为圆形，为熔化金属中的气体不能排出所致。使用普通牙科X线机即可检测，方法是投照镜头与铸件相距10 cm，90 kV/25 mA/30s［15，16］。使用高渗包埋料或在铸模上制排气孔，均可有效地避免铸件内孔的发生。钛支架的蜡型铸道与钴铬合金者有差别，直而粗且短的铸道可减少钛支架铸入不足。铸件表面粗糙常由于钛及钛合金在高温下与包埋料发生反应所致［17］。进入90年代，日、美、德等国在铸钛机及包埋料的研制与应用等方面发展很快，如离心加压吸引式铸钛机的研制成功已较好地克服了上述种种铸造缺陷［18，19］。目前，国内也已研制开发出该型铸钛机。

　　2.钛修复体的CAD/CAM系统：计算机辅助设计与辅助制作(computer aided design/computer aimed manufacture，简称CAD/CAM)钛修复体，较精密铸造法有许多优点，可避免蜡型变形及铸件收缩，制作时间也明显缩短等。目前，用于钛支架制作的CAD/CAM系统仍在研制、开发过程中，但已显示出了其美好的应用前景。

　　3.钛的焊接：由于钛的热传导率低，钛义齿支架部件容易焊接。方法有红外线、直流电、激光及等离子体焊接等。激光焊接利用聚焦的激光束加热焊件接缝，使其熔化，而后冷却凝固结合。由于光束聚焦后光斑直径可小至0.01 mm，热量集中，故热影响区小，焊接变形亦小。光束在大气中损耗小，不需直接接触焊件。因此激光更适合于可摘局部义齿精细部位的焊接。由于钛的热传导率低，有些学者甚至预测可摘局部义齿的口腔内焊接也将成为可能。铸件焊接使铸件修理更容易并可弥补铸造缺陷，减少一些不必要的浪费［20］。

　　4.钛的超塑成型：利用钛的超塑性，用超塑性成型法在800℃～900℃充氩气可将0.5～0.75 mm厚的Ti6Al4V合金板加压成型制作较大的义齿支架。所用设备、方法简便。Wakabayashi和Ai将0.75 mm的Ti 6Al4V合金板加压制作成义齿支架，戴用6个月～3年后，义齿适合性好，患者满意［11］。

　　5.钛铸件的细加工：钛铸件表面较硬，打磨较困难。打磨过程中产生高热，如出现火花，则使钛支架表面形成过厚氧化膜，脆性与硬度增大，机械性能劣化。因此，钛支架磨光应使用锋利磨具，低速打磨，转速小于15 000 r/min，加冷却水效果好。钛支架的磨光除机械法外，还有超声法、化学法、电解法等。

　　综上所述，我国钛资源丰富，价格较低。钛支架义齿质轻而强度好，钛合金卡环弹性佳，固位效果可靠。钛的机械性能优于金合金、钴铬合金，更适合制作支架。其生物相容性好，与口腔软硬组织均无反应，支架在口内无味，不变色，不致敏，无毒。钛支架制作技术及专用材料设备的研究也在不断完善之中。可以预见，经过国内外学者的共同努力，钛在可摘局部义齿修复中的研究与应用会日臻完善，迅速发展起来。

　　参考文献

　　1　Crawford PR. Titanium——the metal of the gods. J Can Dent Assoc, 1992, 58:568.

　　2　Mueller Hj, Giuseppet ti AA, Waterstratt RM. Phosphate-bonded investment materials for titanium casting. J Dent Res, 1990, 69:367.

　　3　Lautenschlager EP, Monaghan P. Titanium and titanium alloys as dental materials. J Int Dent, 1993, 43:245-253.

　　4　Syverud M, Okabe T, Hero H. Casting of Ti-6Al-4V alloy compared with pure Ti in an Ar-arc casting machine. Eur J Oral Sci, 1995,103:327-330.

　　5　Saunders Company Harcourt Brace Jovanovich, Inc. Medical dictionary. 27 ed. Philadelphia, 1995. 1726.

　　6　Takahashi J, Kimura H, Lautenschlager EP, et al. Casting pure titanium into commercial phosphate-bonded SiO2 investment molds. J Dent Res, 1990, 69:1800-1805.

　　7　Hautaniemi JA, Hero H. Interface structure and bond strength be Ti and porcelain. J Dent Res, 1991, 70:485.

　　8　Hamanaka H, Doi H, Yoneyama T, et al. Detal casting of titanium and Ni-Ti alloys by a new casting machine. J Dent Res, 1989, 68:1529-1533.

　　9　Vallittu PK, Kokkonen M. Deflection fatigue of cobaltchromium, titanium and gold alloy cast denture clasp. J Prosthet Dent, 1995, 74:412-419.

　　10　Bridgeman JT, Marker VA, Hu mmel SK, et al. Comparison of titanium and cobalt-chromium removable partial denture clasps. J Prosthet Dent, 1997, 78:187-193.

　　11　Wakabayashi N, Ai M. A short-term clinical follow-up study of superplastic titanium alloy for major connectors of removable partial dentures. J Prosthet Dent, 1997, 77:583-587.

　　12　Williamson RT. Titanium framework removable partial denture use for patient allergic to other metals: A clinical report and literature review. J Prosthet Dent, 1995, 73:400-401.

　　13　Latta GH Jr, McDougal S, Bowles WF 3d. Response of known nickel-sensitive patient to a removable partial denture with a titanium alloy framework: a clinical report. J Prosthet Dent, 1993, 70:109-110.

　　14　Hutten M, Opp J, Lantenschlager EP. Forces generated by the Dhara casting unit. J Dent Res, 1987, 66:20.

　　15　Hero H, Syverud M, Waarli M. Mold filling and porosity in castings of titanium. Dent Mater, 1993, 9:15-18.

　　16　Wang RR, Boyle AM. A simple method for inspection of porosity in titanium castings. J Prosthet Dent, 1993, 70:275-276.

　　17　Syverud M, Hero H. Mold fillin g of Ti castings using investments with different gas permeability. Dent Mater, 1995, 11:14-18.

　　18　Firtell DN, Muncheryan AM, Green AJ. Laboratory accuracy in casting removable partial denture frameworks. J Prosthet Dent, 1985, 54:856-862.

　　19　Blackman R, Barghi N， Tran C. Dimensional changs in casting titanium removable partial denture frameworks. J Prosthet Dent, 1991, 65:309-315.

　　20　Roggensack M, Walter MH, Boning KW. Studies on laser-and plasma-welded titanium. Dent Mater, 1993, 9:104-107.