镍钛合金正畸弓丝的研究进展：力学性能、腐蚀、生物学特性和未来展望

工程科学与技术，国际期刊36（2022）101277审查镍钛合金作为正畸弓丝的研究进展Idil Uysala，Bengi Yilmazb，Aykan Onur Atillac，Zafer Evisa，d，a中东技术大学，生物医学工程系，土耳其b土耳其健康科学大学，生物材料系，土耳其伊斯坦布尔34668塞浦路斯国际大学牙科学院，99258 Nicosia，Cyprusd中东技术大学工程科学系，土耳其阿提奇莱因福奥文章历史记录：2022年5月23日收到2022年9月17日修订2022年10月16日接受2022年11月5日在线发布保留字：镍钛弓丝摩擦腐蚀超弹性生物膜形成A B S T R A C T镍钛弓丝已广泛应用于正畸治疗的初始阶段--调准调平阶段。本文从材料科学和工程的角度介绍了镍钛弓丝的相关概念。对研究概况的分析表明，力学性能作为一个研究主题，占25.9%的研究论文发表在过去的20年。总结了工艺参数、应力和温度对相变和腐蚀的影响。影响腐蚀的主要因素是应力、环境温度和pH值。讨论了表面粗糙度、托槽和环境对摩擦的影响。综述了表面改性的研究进展。阐述了挠曲热还从临床角度评价了NiTi弓丝的生物学特性。临床研究主要集中在机械性能和对牙齿排列、生物膜形成和镍离子释放的影响。预计将塑造镍钛弓丝领域未来的研究将是不同类型弓丝的焊接、计算方法和涂层技术的改进。©2022 Karabuk University. Elsevier B.V.的出版服务。这是CCBY-NC-ND许可证（http://creativecommons.org/licenses/by-nc-nd/4.0/）。内容1.介绍22.结构特性22.1.工艺参数对相变的影响32.2.应力对相变的影响32.3.温度对相变的影响43.表面性质和改性44.摩擦力54.1.托槽对摩擦力的影响64.2.环境对摩擦力的影响65.腐蚀65.1.环境对腐蚀的影响75.2.应力对腐蚀的影响75.3.温度对腐蚀的影响86.机械性能86.1.超弹性性质86.2.挠度对机械性能的影响86.3.热处理和时效对机械性能的影响6.4.环境对机械性能的影响97.生物特性。.............................................................................................................................................................................................................................................................9*通讯作者：中东技术大学，工程科学系，06800安卡拉，土耳其。电子邮件地址：evis@metu.edu.tr（Z. Evis）。由Karabuk大学负责进行同行审查https://doi.org/10.1016/j.jestch.2022.1012772215-0986/©2022 Karabuk University.出版社：Elsevier B.V.这是一篇基于CC BY-NC-ND许可证的开放获取文章（http://creativecommons.org/licenses/by-nc-nd/4.0/）。可在ScienceDirect上获得目录列表工程科学与技术国际期刊杂志主页：www.elsevier.com/locate/jestchI.乌伊萨尔湾Yilmaz，A.O. Atilla等人工程科学与技术，国际期刊36（2022）10127728.临床观点108.1.临床研究中的机械性能8.2.生物膜形成118.3.Ni离子释放119.计算研究1110.未来展望1211.结论12竞争利益声明参考文件121. 介绍具有不同特性（如形状记忆和超弹性）的镍钛（NiTi）合金已被广泛用作正畸治疗的弓丝和牙髓治疗的根管器械，因为它们能够对错位牙齿施加轻微和持续的力，位移范围很广[1，2]。除了弓丝，正畸工具，如闭合T形环和镍钛螺旋弹簧也得到了广泛的研究[3，4]。NiTi合金最早在20世纪70年代用于正畸应用.第一种成分由50%的Ni和50%的Ti组成。在开发出该材料上世纪80年代中期表11981年至2022年基于研究主题的研究文章的百分比。1981年至2022年研究论文的百分比机械性能25.9牙齿排列度摩擦力13.5腐蚀12.8表面性能10.9结构特性6.7生物学特性6.1疼痛感知5.0尺寸特性1.3热性能1.1生理特性1.1通过应力诱导活性奥氏体合金向马氏体的转变研究了材料的超弹性性能。20世纪90年代中期，镍钛合金中加入了铜和铬[5]。用于正畸弓丝的NiTi合金分为四组：刚度降低的马氏体稳定型、超弹性的马氏体活性型、热激活型和力激活型[1]。1981年至2022年（3月）在Web of Science上发表的研究文章数量通过使用关键词研究课题的百分比见表1。2. 结构性质NiTi弓丝的结构性能主要通过相变研究来研究，相变与力学性能有很强的关系。形状记忆和超弹性，这发生在从奥氏体到马氏体相的过渡，是两个突出的性能，镍钛合金用于正畸应用（图。①的人。根据差示扫描量热法（DSC）研究，在奥氏体和马氏体相之间存在向R相的转变[6]。在从奥氏体到马氏体相的逆转变过程中，在具有形状记忆特性的样品（例如Neo Sentalloy®和35 °C Copper Ni-TiTM）中检测到R相[7，8]。位错和沉淀物形成R相，提供优异的机械性能，如抗疲劳性[8]。与DSC不同，在XRD中未观察到R相峰，因为奥氏体和马氏体峰掩盖了它们[6]。磁性，持续时间，语音，听觉0.8从奥氏体到马氏体的相变通过热处理、外加应力或两者（热处理温度）来观察。Fig. 1.形状记忆效应和相变的简要概述。可以在高温下处理形状记忆NiTi线以设定预定的母形状。当线材冷却时，相从奥氏体变为马氏体。如果线材在加载时变形，则施加的应力达到解孪晶的临界值 当重新加热时，线材在从马氏体向奥氏体相转变期间恢复其原始形状，并且晶体结构在冷却至20 °C时恢复为马氏体。I.乌伊萨尔湾Yilmaz，A.O. Atilla等人工程科学与技术，国际期刊36（2022）1012773×.Σ×化学治疗）。在大约100 °C下稳定，奥氏体是母相[9]。随着冷却，马氏体（子相）转变发生在临界转变温度范围内。NiTi的电子键合和晶格结构的变化改变其性质，如刚度、弹性模量和电阻率，作为温度的函数。在25 °C时，NiTi试样的（200）、（211）、（220）和（310）奥氏体峰消失，（110）峰强度随弯曲13.5°而降低。马氏体峰11-1、（002）和（111）观察到的，表明从奥氏体到马氏体的完全转变（表2）[6]。奥氏体完成（Af）温度定义为在加热合金时完成从马氏体到奥氏体的相变的温度。应选择接近口内温度的Af温度，以利用NiTi弓丝的形状记忆效应。根据对市售NiTi弓丝的DSC测量，0.40 mm 0.56 mm矩形Smart SE（北京斯玛特科技有限公司，Ltd，中国）、L H® Titan（Tomy Incorporated，日本）、DamonTM CuNiTi（Ormco，美国）具有接近口腔温度的Af并且具有形状记忆性质[11]。热激活NiTi弓丝的转变温度变化很大[12]，制造商应提供弹性参数，以实现有效的正畸治疗。此外，功能梯度正畸弓丝的相变温度和力学行为对于相同NiTi弓丝的切牙、前磨牙和磨牙段是不同的[13]。2.1. 工艺参数对相变的影响研究了形变热处理条件对NiTi弓丝相变行为的影响.退火、时效和冷拉是加工镍钛弓丝的处理方法直流电加热（DCH）是另一种加工技术，可用于正畸弓丝的形状设置。即使是短时间的DCH也可能导致相变[14]。在300°C和400°C下退火10分钟后，位错很高，对从奥氏体到马氏体的相变产生最大阻力，导致平台的最高力水平。将退火时间从10 min延长到更长时间，可减少Ti3Ni4析出时基体中Ni的含量，降低平台载荷。NiTi弓丝在300 °C的退火温度下退火30分钟，获得了最佳超弹性性能。这些参数提供了低于体温的Af温度，使退火过程适合正畸治疗[15]。当退火温度增加到500 °C时，不均匀的Ti3 Ni 4沉淀物导致在10 min内包括R相的三步相变。随着持续时间增加到60 min，Ti 3 Ni 4的不均匀沉淀减少[15]。在一项使用直流电（DC）的研究中，在1.6 V的电压和13.5 A的电流下对各种短硬脑膜进行加热表2在NiTi合金中观察到的X射线衍射（XRD）平面[10]。相主衍射面晶体结构奥氏体（B2）（110），（200），（211）体心立方R相（112），(300)、(222)，（412），（330）菱面体（14）。在施加直流电之前，接收时为50.8 at.%对NiTi样品进行15%冷轧。然后将样品在673 K（老化）或973 K（退火）下热处理1.8 ×103 s，然后淬火。收到的和退火的样品有一个单一的步骤之间发生的奥氏体和马氏体相的转变。DC加热没有改变这种行为。直流加热时效后，奥氏体、R相和马氏体之间发生两步相变，8秒。根据XRD结果，除奥氏体外，还检测到R相、少量马氏体和Ti3Ni4沉淀物[14]。2.2. 应力对相变的影响应力是诱发NiTi弓丝相变的因素之一。除了经典的观测方法外相变的表征，如DSC和XRD[8，16]，奥氏体相中的电阻率曲线的斜率，相变平台可用于监测负载下从奥氏体到马氏体相的转变[17，18]。在模拟口腔环境条件下，在NitinolTMSE、35 °C Copper Ni-TiTM和NeoSentalloy®样品中弯曲 135°后检测到马氏体相[8]。在37 °C下从奥氏体到马氏体的超弹性Sentalloy ®的相变开始于约Imm的偏转，并且持续高达3.1mm的偏转，而在活化期间没有任何预变形。在失活过程中，从马氏体到奥氏体的完全转变发生在0.5 mm的偏转。在37 °C下测试的Sentalloy ®的超弹性行为在失活中在0.5mm和2.5mm之间观察到。失活力与挠曲曲线的斜率接近水平，表明超弹性。与超弹性Sentalloy®（在高于其Af温度3.1 mm的挠度下不会永久变形）不同，马氏体Sentalloy ®在1.0 mm和1.5 mm之间的挠度下会发生永久变形[16]。研究了形状记忆NiTi（Neo Sental-loy®和35 °C Copper Ni-TiTM）和超弹性NiTi（NitinolTMSuperelastic）在模拟口腔环境中的行为，据报道，所有弓丝在135°弯曲后均显示出马氏体相，并在0 - 55 °C之间保持稳定[8]。当5 mm和10 mm预偏转施加到成分为54.65% Ni和45.10% Ni的NiTi弓丝时，Ti，随着挠度的增加，马氏体板条密度降低，[19]《易经》中的“易”字是“易”字。外加应力改变了相变温度，图。当样品未加载时，检测到Sentalloy®的f温度为22 °C，而当样品未加载时，其转变为28°C模拟1 mm（最小）和6 mm（最大）唇舌距离。同样的实验被应用于27 °C Copper Ni-TiTM.观察到Af温度从31 °C增加到33 °C，而奥氏体起始（As）温度从16 °C降低到4 °C[18]。通常，DSC在实验中用于检测相变温度。提出了另一种称为弯曲和自由恢复（BFR）的方法[20]，用于检测热激活NiTi正畸弓丝的相变温度。如ASTM F 2082中所述应用该方法;通过弯曲和自由恢复测定镍-钛形状记忆合金的转变温度的标准测试方法。BFR法提供了正畸弓丝应变的信息。因此，它是适合于临床使用，以预测在患者的口腔弓丝动态力学分析（DMA）是另一种方法，观察Af温度。DMA也被认为是一种高效的马氏体（B190）（020），.11-1π，（002），（1 11）单斜晶系方法用于临床模拟条件，并可同时提供机械和热数据[21]。I.乌伊萨尔湾Yilmaz，A.O. Atilla等人工程科学与技术，国际期刊36（2022）1012774-2.3. 温度对相变的影响DSC被广泛用于观察特定温度范围内的相变。根据一项针对商业NiTi合金在170 °C至100 °C温度范围内相变的研究，室温（22 °C）下非超弹性NiTi样品中马氏体相占主导地位[7]。在口腔环境中发生少量奥氏体转变。另一方面，对于样品，具有形状记忆特性[7]。根据XRD研究，在0 °C和55 °C之间的温度变化诱导相转变。形状记忆NiTi合金（Neo Sentalloy®和35 °C Copper Ni-TiTM）中的成形。然而，在NitinolTM Superelastic的XRD结果中观察到最小的变化，其仅具有超弹性支撑[8]。通过设置具有热循环效应的热循环仪，在5 °C和55 °C之间的温度范围内进行1000、5000和10，000次循环，新位错的形成和与沉淀物的相互作用被认为是镍钛诺TM热激活、27 °C和35 °C铜镍钛TM和Sentalloy®结构中的相变变化[22]。在NiTi合金中添加铜增加了系统的复杂性，并形成沉淀物，如Ti（NiCu2）和Ti2 Cu，影响相变行为[22]。3. 表面性质和改性镍钛合金在正畸治疗中遇到的主要问题是腐蚀和摩擦。这两个问题导致Ni释放和机械弱化。应用表面改性以避免这些缺点。表面粗糙度是观察表面改性效果的主要参数之一。表面粗糙度的测量方法分为破坏性测量和非破坏性测量。表面轮廓术是一种破坏性的技术。当触针测量表面时，表面移动。光学方法是非破坏性的，并被列为焦点变化显微镜，扫描电子显微镜（SEM）（定性分析），彩色共焦显微镜，椭圆偏振，干涉，散斑干涉，角散射分布，激光镜面反射，和三维轮廓。扫描探针显微镜是另一种非破坏性的技术，服务于最高的可变性。它包括扫描隧道显微镜（STM），原子力显微镜（AFM）和磁力显微镜（MFM）[23]。11种不同NiTi弓丝（Memory Wire，Rematitan® Lite，Titanol® Superelastic ， NitinolTM Superelastic ， NitinolTM ， NeoSental-loy®、Ni-Ti®、Orthonol®、Rematitan®、Sentalloy®）因所用测量方法和批次变化而不同。测量的表面粗糙度值在0.06和1.30lm之间，表面轮廓仪，0.10和0.44lm的激光镜面反射，tance方法，以及AFM的0.06和0.89lm[23]。具有低表面粗糙度值的材料正畸钢丝由于低生物膜粘附、钢丝和支架之间的摩擦力、镍释放速率和钢丝断裂引起的口内腐蚀而失效[24]。NiTi弓丝的表面形貌受环境、灭菌技术、回收、口腔内老化和表面光洁度类型的影响研究含氟介质对不同等原子镍钛弓丝表面形貌变化的影响的研究表明，在低氟浓度下，算术平均偏差（DRa）(in含氟漱口水和牙膏，Iva（2500ppm））。另一方面，DRa值在含有大量氟化物（17000 ppm）的唾液中，在明胶凝胶中从70 nm增加到120-250 nm的范围此外，根据激光光谱法获得的镜面反射功率结果，不同环境中的研究表明，在冷消毒剂（分别为2%酸性戊二醛、二氧化氯和碘伏）中浸泡10 h、6 h和10 h后，镍钛诺TM和钛合金TM的表面粗糙度没有变化[26]。在pH 1.2和4的模拟胃酸中比较不同弓丝的研究显示了相似的结果。与NiTi样品不同，根据光学轮廓仪结果，β-钛和不锈钢弓丝的表面粗糙度存在显著差异[27]。当pH值在4.8和6.6之间时，未涂层、铑涂层和氮化NiTi的表面粗糙度没有显著差异[28]。高压灭菌（在134 °C下18分钟）和冷灭菌（通过浸泡在2.45%戊二醛中10 h）用作美观（涂层）NiTi弓丝的两种不同灭菌技术[29]。根据AFM分析结果，只有峰谷高度的平均最大深度（Rz）在未灭菌和高压灭菌样品之间显示出显著差异。平均整体表面粗糙度（Ra）和最大粗糙度深度（Rq）没有显着变化的样品。在另一项研究[30]中，高压灭菌后未检测到Neo Sental-loy®对镍钛合金弓丝的回收效果进行了研究，不同产品（Sentalloy®、Optimalloy和Ni-Ti®）的3D轮廓图[31]。该方法能发现形成的干涉线通过不同的光路。用光学照相机产生的图像分析尺寸、形状和表面粗糙度。该方法提供的分辨率为0.08 nm，而AFM在z方向上达到0.01 nm的分辨率[32]。根据3D轮廓图，在接收状态下，与对照组相比，Ni-Ti®和Optimalloy在回收后具有更高的表面粗糙度，而Sentalloy®没有显示出显著差异。值得注意的是，回收的Ni-Ti®和Optimalloy样品的表面粗糙度低于Sentalloy®对照组[31]。弓丝的表面粗糙度也受到口腔内老化的影响AFM和SEM研究显示，一个月的口内老化增加了无涂层（Sentalloy®，记忆线）、离子植入（Sentalloy® High Esthetic）和聚合物涂层（EstheticMemory Wire和EverWhite NiTi Cosmetic（AmericanOrthodontics））样品的表面粗糙度[33]。另一方面，根据AFM结果[34]，平均91天的临床使用和之后的去污显示热活化NiTi弓丝的表面粗糙度没有统计学差异。据报告，美学镍钛弓丝在临床使用后容易形成含有凹坑和隆起的异质表面[33]。然而，非涂层NiTi弓丝的表面粗糙度在浸入许多溶液和临床使用后没有显著变化，这将是NiTi弓丝的优势焦点变化显微镜是另一种通过光学系统分析表面粗糙度并生成形貌图的定量技术[35]。然而，与定量方法AFM相比，该技术具有较低的分辨率，并且具有更灵敏的灵敏度。方法，彩色共聚焦显微镜[36]。研究了镍钛合金弓丝的表面改性，以解决摩擦、腐蚀、细胞和细菌粘附以及力学性能等问题。表3总结了基于NiTi合金表面改性许多涂层NiTi弓丝因其美观目的而被广泛使用。最常见的涂层材料是环氧树脂，因为其具有电绝缘性、优异的粘附性、耐化学性和尺寸稳定性[37]。发现环氧树脂涂覆样品的表面粗糙度最高（Ra= 1.29± 0.49），而未涂覆的TruFlex镍钛合金（Ortho Technology）的表面粗糙度最高（Ra= 1.29 ± 0.49）。I.乌伊萨尔湾Yilmaz，A.O. Atilla等人工程科学与技术，国际期刊36（2022）1012775×表3NiTi合金表面改性研究。所用技术所用涂层材料改进参考电沉积钴和无机类富勒烯钨二硫化物（IF-WS2）纳米粒子膜电沉积双酚A型环氧树脂和金红石型TiO2摩擦系数降低66%[48]增加表面粗糙度和接触角，抑制Ni离子释放[39]第三十九章喷砂-增加摩擦力[46]采用直流或射频TiO2改善超弹性伸长率、耐腐蚀性和生物相容性[四十二]物理气相沉积TiN/Ti防止机械损伤，抑制Ni离子释放[49]气溶胶喷雾法和浸渍法十八烷基膦酸共价键合在镍钛诺上覆盖的氧化物上稳定性和耐腐蚀性[50]离子束电镀类金刚石膜提高耐磨性和耐腐蚀性[51]等离子体电解氧化-美观的外观和良好的细胞相容性[52]化学沉积ZnO减少21%的摩擦力和抗菌活性，变形链球菌[五十三][54]电沉积银纳米颗粒减少血链球菌和唾液乳杆菌菌落[55]高真空等离子体离子溅射Ti降低表面粗糙度和摩擦系数通过人工唾液陶瓷转化TiO2提高耐微动腐蚀性，减少Ni释放到模拟体液中[56][57]在环氧树脂、聚四氟乙烯（PTFE）和铑涂层NiTi弓丝样品中，表面粗糙度最低（Ra= 0.29 ± 0.16）[37]。通过非接触式亲-具有3D光学系统的纤维度计。在该装置中，环氧树脂涂覆的NiTi弓丝的表面粗糙度Ra为1.517±0.071μm，而铑涂覆的样品的表面粗糙度为0. 297±0.015lm[38]。或者，使用AFM获得的均方根偏差粗糙.当表面分别用钛、银和铑改性时，常规NiTi的Rq值从578.56nm显著降低至229.51 nm、252.22 nm和290.64 nm[24]。与传统NiTi相比，美学产品系列中的环氧树脂（Spectra Epoxy，GAC）和PTFE（Teflon）改性弓丝以及氮离子改性（Neo Sentalloy®）表面的表面粗糙度值较低[24]。双酚A型环氧树脂与金红石型TiO2复合电沉积涂层该方法使表面粗糙度从0.1 μm增加到0.25μm，接触角从44.4°增加到68.6°，而不影响形状记忆性能、结合强度、显微硬度和超弹性[39]。在先前的研究中，40°和70°之间的接触角提供了最高的细胞粘附[40]。该涂层抑制了镍离子的释放，对人骨肉瘤MG-63细胞无细胞毒性。由于不同批次和制造商的表面粗糙度值不同，因此类似产品可能会产生不一致的结果。除涂层外，等离子体氧化、阳极氧化和喷砂等技术已用于NiTi弓丝的表面改性。等离子体氧化是用于用氧化物涂覆金属表面的技术。它是施加在一个更高的电位比阳极氧化，并发生静电放电。在等离子体改性之后，获得高度结晶的层，其是硬的并且耐腐蚀和磨损[41]。在等离子体氧化法中，当选择射频代替直流作为电源时，获得了理想的薄层（75-100 nm厚），没有富镍亚层。等离子体氧化增加了滞后区，从而以8.6%的比率增加了超弹性伸长率[42]。阳极氧化是一种类似于等离子体氧化的方法。它在电解质溶液的存在下使用直流电或交流电[43]。采用阳极氧化法[44]生产了具有TiO2表面的彩色NiTi牙科弓丝。阳极氧化层的厚度增加随着阳极氧化时间的延长。阳极氧化增加了表面粗糙度，阳极氧化后表面上未观察到镍释放[44]。另一种增加表面粗糙度的方法是喷砂。在这种方法中，磨料的高压蒸汽用于改变材料的表面纹理[45]。当与未经处理的0.016英寸镍钛合金和0.017和0.025英寸镍钛合金经典弓丝配合时，喷砂样品显示出更高的摩擦力[46]。与传统NiTi相比，表面改性NiTi弓丝具有更好的耐腐蚀性和更低的表面粗糙度。分别获得了传统NiTi和氧化物改性NiTi（BlackDiamond，ClassOne Orthodontics）的最高和最低表面粗糙度值（Rq粗糙度）[47]。其他表面改性的镍钛弓丝是氮化物，聚四氟乙烯，金，环氧树脂改性的样品从最低的均方根粗糙度值。4. 摩擦摩擦力在正畸治疗中起着至关重要的作用。在弓丝上可以观察到50%或更多的摩擦损失[58]。抵抗滑动的摩擦力取决于弓丝的尺寸、形状、材料、表面纹理。其他因素包括托槽、槽内金属丝结扎、口内因素（如腐蚀、唾液）、力的方向和牙齿之间的距离[59]。测量弓丝和支架之间摩擦力的研究使用连接到通用试验机的专用仪器[60]。矫治器的型号多种多样，主要由托槽和弓丝组成。托槽和弓丝与牙弓成形板对齐。万能试验机的拉伸模式用于拉动放置在选定托槽中的弓丝的一端[61，62]。在另一种设置中，使用了两个支架。每一个都固定在金属夹具的一半上，弓丝结扎在支架上[63]。在两个金属固定器之间以不同角度固定一个托槽，以拉动弓丝来确定摩擦力。一些研究[64]。在特定十字头速度下的最大载荷记录为静摩擦力[61]。I.乌伊萨尔湾Yilmaz，A.O. Atilla等人工程科学与技术，国际期刊36（2022）1012776动摩擦力计算为类似装置中不同位移处静态峰值的平均摩擦力[65]。一些研究使用了由伸长计（或千分尺）、应变仪、载荷（或脉冲控制器）和托槽-弓丝配置组成的定制装置。它用于检测滑动阻力水平[66，67]。摩擦试验装置用于观察摩擦行为镍钛弓丝旋转滑动摩擦计测量摩擦力。设备的固定部分承载弓丝和模拟的单个牙齿。代替支架系统，在旋转部分中使用不锈钢平板。获得了不同载荷下摩擦系数与滑动循环的关系图[68]。销盘式摩擦磨损试验机是另一种摩擦磨损试验装置，它可以通过测力传感器测量摩擦力，的摩擦力。摩擦力是由在弓丝上滑动的销产生的[69]。微型组合试验机是另一种测量摩擦力的装置。它使用具有指定尖端半径、速度、加载速率、载荷范围和划痕长度的洛氏金刚石压头。该设备与集成光学显微镜、声发射（AE）检测系统和切向摩擦力传感器连接[56]。使用预处理的弓丝以避免摩擦。用于预处理的两种方法是机械抛光和离子表面处理[70]。与未经处理的金属丝相比，这些方法显著降低了摩擦系数，但表面粗糙度无显著变化[70]。4.1. 托槽对摩擦力的影响通常，托槽槽和弓丝之间的直接接触导致正畸治疗期间的摩擦和磨损托槽-弓丝组合影响静摩擦和动摩擦结果。据报道，与传统托槽相比，不锈钢自锁托槽的摩擦力较低[71，72]。根据万能试验机的结果，在不锈钢、β-钛和NiTi弓丝中，由于与相同材料接触，NiTi弓丝与不锈钢自锁托槽和镍钛夹的摩擦力最低[72]。NiTi弓丝（Remati- tan ®和Activ-Arch，（3 MTM Unitek TM，USA））与不锈钢或钛支架之间的静摩擦系数均定义为0.20，在34 °C和人唾液中。与不锈钢（干态0.12，湿态0.15）相比，NiTi弓丝的静摩擦系数较高。未发现托槽类型存在差异[73]。4.2. 环境对摩擦力接触弓丝和托槽的溶液影响摩擦力。根据一项研究[74]，比较了pH值为6.75的人工唾液和0.2%酸化磷酸盐氟化物试剂对弓丝和托槽的影响，含氟溶液中的摩擦阻力增加。柠檬酸用作食品模拟液（FSL），在2周内将Ni-Ti®Ni-Ti®在含乙醇的FSL中储存4周后，静摩擦力增加，而储存在含庚烷的FSL中的样品与未储存的样品（接收时）相比有下降趋势[63]。与NiTi相比，不锈钢弓丝受柠檬酸和乙醇的影响更大[63]。当生物润滑剂如人唾液、橄榄油、芦荟油、芝麻油、和葵花油[75]。这些天然脂肪酸中的脂肪酸醛油在弓丝和托槽之间提供润滑层[75]。5. 腐蚀口腔环境对牙科产品具有破坏性，因为快速的温度和pH值变化、蛀牙和微生物、高湿度以及引发变质的持续机械力[76]。因此，耐腐蚀性是对NiTi弓丝的基本要求。耐腐蚀性受到材料成分和表面粗糙度的强烈影响[77]。镍钛弓丝的制造工艺对其腐蚀行为有重要影响。采用扫描电镜（SEM）和激光扫描共聚焦显微镜（LSCM）对成分相似但表面特性不同的NiTi弓丝进行静态和电化学腐蚀后的表面形貌进行了分析。光滑和浅凹表面比有划痕和/或裂纹的表面更耐腐蚀。表面缺陷处的残余应力和不均匀的钝化膜是裂纹和划痕表面高腐蚀电位的主要原因。另一方面，缺陷和腐蚀的数量与表面粗糙度无关[77，78]。此外，已知NiTi正畸弓丝的当前相影响腐蚀行为和Ni离子释放。例如，根据在人工唾液中进行4周的研究，奥氏体相比马氏体相更容易腐蚀[79]。在pH 5.6-7.0和温度36.5 °C的模拟唾液中测量NiTi、不锈钢、离子注入NiTi和包含铜的NiTi的Ni离子释放7、14、15和16分钟。21日，《易经·系辞下》。在第7天报道了最高的Ni离子释放值，并且每天的Ni离子释放值为测得NiTi为0.93±0.04lg，含铜NiTi为0.77±0.05lg，离子注入NiTi为0.67±0.02lg，0.02lg不锈钢[80]。虽然Ni离子在整个处理仅为镍离子每日膳食摄入量（200-300 μ g）的10%，由于个体对镍的敏感性，获得最低的镍离子浓度很重要[80 ]。唾液中Ni离子的释放量以0.5lg/cm2/周[81]时间的流逝，在不锈钢（ASTM 304）、β-钛合金和NiTi弓丝这三种样品中，NiTi弓丝的耐腐蚀性最高，因此在人工唾液中的平均腐蚀电流密度最低[76] 。 在 先 前 的 研 究 [83] 中 ， 基 于 存 在 恒 电 位 应 力 时 人 工 唾 液（Fusayama-Meyer溶液）中表面形貌和Ni离子释放的变化进行了评价。在Memory Wire和Neo Sentalloy®中检测到高腐蚀趋势。另一方面，Ni-Ti®、NitinolTM、钛钼和不锈钢显示出较低的腐蚀倾向[83]。镍钛正畸弓丝的腐蚀类型为电偶腐蚀、一般腐蚀和点蚀。有趣的是，托槽制造方法对电偶腐蚀速率的影响程度与托槽材料成分相同或更大。例如，与注塑不锈钢和钛支架相比，钎焊不锈钢支架显示出最高的电偶腐蚀[84]。另一方面，导线类型（β-钛、NiTi和不锈钢）不会显著改变电偶的电流和电荷。在点蚀敏感性方面，40°C铜镍钛TM和27°C铜镍钛TM分别为与Ni-Ti®和NitinolTM相比，更容易出现点蚀经典了滞后现象解释了仅在含铜NiTi合金的循环极化曲线中检测到的这种行为[85]。据报告，在Fusayama-Meyer溶液中，与不锈钢相比，Niti- nolTM具有更好的耐点蚀性[82]。I.乌伊萨尔湾Yilmaz，A.O. Atilla等人工程科学与技术，国际期刊36（2022）1012777×当将0.05 M氟化钠盐（NaF）添加到唾液成分中时，SS 304和镍钛诺TM导丝在该溶液中的腐蚀类型为点蚀（图2）[82]。由于再循环效应，Ni-Ti®和Optimalloy中的点蚀和腐蚀增加，而Sentalloy®中无差异[31]。镍钛弓丝的形状也影响离子释放行为。根据研究[86]，比较0.020 in.圆形和0.016 0.016英寸。矩形NiTi弓丝，矩形NiTi弓丝在21天内在人工唾液中释放更多的Ni和Ti离子，尽管两种样品的表面积相同[86]。摩擦腐蚀是一个特性，显示了各种机械参数的组合对镍钛正畸弓丝的影响。它由腐蚀、摩擦、变形和机械磨损等参数组成。镍钛正畸弓丝的总磨损是这些参数的组合由于每个参数都会影响另一个参数，因此很难预测确切的破坏性影响。摩擦腐蚀试验结果表明，随着表面压力的增大，镍钛正畸弓丝的腐蚀程度增加。当机械磨损载荷从1 N增加到2 N时，电位降低0.08 V，表现出稳定的电位和摩擦系数。此外，机械磨损后金属丝的再钝化速度很快，检测到的时间为30s[87]。俄歇电子能谱（AES）是检测摩擦变色后的表面化学的方法图二.（a）SS304 和（b）镍钛诺 TM 导丝在含氟离子的模拟唾液溶液[2018 - 08 -18][2018 -08 - 18][2018 - 08 - 18]测试。估计NiTi弓丝的TiO2镍钛合金弓丝的总磨损和摩擦系数高于不锈钢弓丝[88]。球-板摩擦腐蚀试验结果表明，通过增材制造方法（激光束定向能量沉积技术）生产的NiTi具有较低的开路电位，这意味着当在PBS中施加机械载荷时，与Ti-6Al-4 V相比，其腐蚀行为更好[89]。在长期体内条件下，NiTi样品的腐蚀敏感性低于不锈钢样品[90]。5.1. 环境对腐蚀使用不同pH值的各种溶液模拟口腔环境由于口腔环境中微生物的天然存在，在一些研究中考虑了用益生菌制剂进行模拟乳酸导致唾液pH值降低（pH值3.9和2.5），导致NiTi弓丝的腐蚀敏感性增加[81]。研究NiTi合金在pH 2.5的模拟软饮料环境中的表面性能和耐腐蚀性的研究表明，随着缺陷数量和表面粗糙度的增加，浸泡28天后耐腐蚀性下降[91]。 在不同温度（如5、37和60 °C）和不同pH值（如3.5、4.5和6）下研究了Neo Sentalloy®、NitinolTM Superelastic、Ni-Ti®和Copper Ni-TiTM的腐蚀行为[92]。在pH为3.5，温度为60°C的极端条件下，元素的释放量最高。用击穿电位法观察了人工唾液中加入氟离子对腐蚀的影响氟离子降低了镍钛诺TM的击穿电位，而SS304的击穿电位增加，导致点蚀[82]。镍钛诺TM弓丝的表面由氧化镍组成，这是一种不稳定的氧化物，氧化钛比氧化镍更难溶解在磷酸盐缓冲盐水（PBS）中，表面上的氧化镍浓度最初降低，并且氧化钛浓度成为主导。在通过加入PBS中的0.1%NaF获得的更具侵略性的环境中，Ni离子轻微释放并保持恒定7天。镍的释放没有减少，因为腐蚀性介质不允许形成稳定的二氧化钛层[93]。比较了含氟牙膏和1.23%酸性磷酸氟（APF）对金属离子释放的影响铬、钼、镍和铁离子释放的显著增加导致浸泡在APF中的（Ni-Ti®）弓丝的细胞活力降低[94]。与β-钛相比，不锈钢和NiTi弓丝在APF介质中的性能更稳定，因此应优先使用[94]。在另一项研究[95]中，比较了氟化物预防剂对NiTi和添加铜的NiTi弓丝的影响根据SEM显微照片，与NiTi相比，酸性氟化物（pH：5.1）和中性氟化物（pH：7）对含铜NiTi的腐蚀性更强[95]。当柠檬酸和乙醇被用作Ni-Ti®的食品模拟液体时，柠檬酸给出比乙醇更高的腐蚀电流此外，对于β钛和不锈钢样品，NiTi在柠檬酸和乙醇中表现出最高的钝化性和最小的负腐蚀电流电位[63]。唾液中蛋白质（如溶菌酶、卵清蛋白和牛血清白蛋白）的存在可抑制NiTi弓丝在机械载荷下的腐蚀[96]。I.乌伊萨尔湾Yilmaz，A.O. Atilla等人工程科学与技术，国际期刊36（2022）1012778~5.2. 应力对腐蚀的影响施加到NiTi弓丝上的应力影响其腐蚀行为。在一项研究中，研究表明，在口腔温度下处于马氏体相的35 °C铜镍钛TM合金在体内循环载荷下由于局部应力积累和微观结构缺陷的形成而释放镍离子[97]。加载力对NitinolTM和Sentalloy®在人工唾液中的溶解行为的影响，无论pH（pH5.3和2）表明3 mm偏转显著增加了Ni离子释放[98]。在第0天和第1天之间观察到最大释放，并且检测到的浓度在4.3和4.5之间。36.8升克/立方米2。观察到Ni释放速率略有增加，NiTi表面的保护性氧化膜变形，3天内强制降解样品[98]。通过机械和热负荷，当NiTi基弓丝浸入人工唾液（pH 5.0）中时，镍释放增加10至30倍[99]。对于Neo Sental-loy ®，观察到摩擦腐蚀，即由于腐蚀和磨损效应的组合而引起的降解过程。在弓丝中模拟一天磨损的机械负荷通过超过上限（每周0.5lg/cm2）增加了Ni离子释放134倍。NiTi合金表面氧化膜的成分在三次氧化后没有变化3周内人工唾液中的生物接触[81]。5.3. 温度对腐蚀的影响研究了温度对40 °C Copper Ni-TiTM、27 °C Copper Ni-TiTM、Ni-Ti®和Nitinol TMClassic在5、24、37和45 °C人工唾液中腐蚀的影响。随着温度的升高，所有样品的腐蚀电流密度都增加。随着温度从37 °C增加到45 °C，在27 °C铜Ni-TiTM和NiTi中检测到三倍的增加，其具有最低的Af温度[85]。在人工唾液中对超弹性NiTi和热活化NiTi进行焊接模拟，并研究焊接接头处的腐蚀[100]。 当焊接温度为350 °C时，在腐蚀电位、电流密度和极化电阻方面获得最佳结果[100]。6. 力学性能理想弓丝的期望机械性能是保持小力的冲击的低刚度、抵抗永久变形的高强度、弹性行为不改变的长期耐久性以及在持续数周至数月的正畸治疗期间的最大激活。还应考虑在相当长的时间范围内易于应用和低成本[1]。机械性能通过拉伸、弯曲、扭转和挠度试验进行评价[1]。维氏NiTi合金的机械性能根据相变而不同。例如，通过奥氏体相获得高刚度，其弹性模量在84和98 GPa之间，并且极限拉伸强度为0.84 GPa。另一方面，马氏体相提供低刚度，弹性模量在31至35GPa的范围内，极限拉伸强度在1.4至1.7 GPa的范围内。这些值小于不锈钢（弹性模量为200 GPa，极限拉伸强度为2.1 GPa）[102，103]。屈服强度和极限抗拉强度随钢丝横截面积的增加而降低。根据三点弯曲和四点弯曲试验结果，镍钛合金TM的抗冲击模量对于圆形金属丝为44.4 GPa，对于方形和矩形金 属丝 为33.4 GPa[104] 。NiTi 的 显微 硬度 为 170 ± 1 维 氏硬 度值（HVN）。向结构中添加铜将该值增加至278 ± 2 HVN。另一方面，不锈钢（ASI304）的维氏需要恒定的力来提供最佳的牙齿移动[105]。因此，优选断裂前弹性变形大且弹性模量小的材料[106]。超弹性特性可以用三个不同的参数来定义：超弹性平台的独特性、平