Click here to load reader

Aliaje Dentare

  • View
    1.400

  • Download
    3

Embed Size (px)

Text of Aliaje Dentare

ALIAJE DENTARE

IntroducereProprietile materialelor dentare fizice, chimice i mecanice au o importan deosebit n susinrea dorinei de a prognoza i de a proiecta dispozitive i ansambluri de materiale noi. Astfel, trecerea n revist a acestor proprieti vine s creeze cadrul specific nceperii studiului complet al materialelor dentare, care, fr cunoaterea acestor date nu face altveva dect se blocheze saus devieze nedorit rezultatele ateptate. S-a dovedit ca proprietatiile generale si proprietatiile de suprafaa ale metalelor care au fost utilizate pentru implanturi influenteaza direct, iar in unele cazuri, chiar controleaz dinamica de la interfaa esuturilor din momentul plasrii iniiale pe viu pana la eliminarea finala. Se admite ca, compatibilitatea este un proces in doua sensuri intre biomaterialele incorporate in aparatura si mediul gazda de implant. Este foarte important sa se recunoasc ca materialele sintetice au caracteristici generale si de suprafaa specifice care depind de proprietatiile lor. Aceste caracteristici trebuie cunoscute nainte de orice aplicaie medicala, dar acestea trebuie de asemenea cunoscute si in raport cu schimbrile care pot avea loc in timp in organism. Cu alte cuvinte, orice schimbare n timp a proprietiilor trebuie s fie anticipat din pornire i motivat prin alegerea biomaterialelor i/sau proiectul de aparat. Informaiile legate de proprietiile de baz sunt disponibile prin intermediul standardelor naionale si internaionale, din manuale si reviste de specialitate de diverse tipuri. Cu toate acestea, aceste informaii trebuie evaluate n cadrul contextului utilizrii respectivului biomaterial, deoarece att aplicaiile acestuia ct i rspunsurile esuturilor gazd sunt specifice anumitor zone, de exemplu de tip cardiovascular (contact cu sngele n curgere), ortopedic (solicitarea sub aciunea unei sarcini/greutti operaioanle) i dentar (de percutare).

Tipuri de fore pure :Fora de compresiune : o for ce are drept rezultat micorarea lungimii probei pe direcia de aciune a forei. Fora de traciune : o for ce are drept rezultat creterea lungimii probei pe direcia de aciune a forei. Fora de forfecare : o for ce cauzeaz o deplasare prin alunecare a unei structuri fa de cealalt. Unitile de msurare a forei sunt n kilograme, newtoni sau funzi (pounds; 1 pound = 435,5 g).

TensiuneaEste fora la care o structur rezist la o ncrcare exterioar. Reprezint o reacie intern la o sarcin exterioar aplicat i este egal ca marime i invers ca direcie, cu fora exterioar. Dei este din punct de vedere tehnic o for intern, aceasta este dificil de msurat i se accept valoarea ei ca fiind valoarea forei exterioare aplicate pe unitatea de seciune. Tensiunea se msoar n for pe unitatea de suprafa, astfel avem: kg/cm2 sau Mpa (MN/m2) sau psi. Tensiunea este reprezentat prin intermediul literei greceti sigma ( ). Tensiunea = Fora / Suprafaa

Existnd trei tipuri de fore pure, vom avea n consecin trei tipuri de tensiuni: de traciune, de compresiune i de forfecare.

Metode de studiere a distribuiei tensiunilor Modelarea fotoelastic: furnizeaz o demonstraie grafic a distribuiei tensiunilor utiliznd un material birefringent prin care se analizeaz lumina refractat. Dezavantajele majore ale acestei metode includ dificultatea obinerii unor modele complexe i ale unor materiale de modelare care s aib acelai modul de elasticitate cu cel al structurii care se studiaz. Analiza elementului finit: implic divizarea structurii n segmente mici fiecare avnd proprieti fizice specifice. Analiza computerizat realizeaz apoi modelul tensiunilor induse de diverse ncrcri exterioare. Una dintre dificultile acestei metode const n modelarea structurii dentare, care este anizotropa, i anume proprietile variaz cu direcia.

DeformareaReprezint modificarea n lungime pe unitatea de lungime a unui material care a suferit o ncrcre exterioar. Aceast proprietate este adimensional datorit unitilor de msur care intervin n definirea ei (lungime pe lungime). n schimb se exprim n procente i se reprezint sub forma literei greceti epsilon ( ). Deformarea = Modificarea lungimii / Lungimea iniial Deformarea poate fi elastic sau plastic. Deformarea elastic este aceea care dispare dup ce ncrcarea exterioar i nceteaz aciunea. Deformarea elastic se bazeaz pe existena unei reele de fore aflate n echilibru ntre atomi. Dac o for de traciune sau de compresiune se manifest asupra materialului atunci o for opus va ncerca s refac echilibrul dintre atomi. Astfel, dup ncetarea aciunii exterioare atomii revin la poziia de echilibru. Deformarea plastic este cea care induce deformaii remanente n material i dup ncetarea aciunii forei asupra materialului. Aceasta apare n momentul n care deformaia la nivelul atomilor este mai mare dect capacitatea lor de a reveni la poziia iniial.

Diagrama tensiune-deformaieEste modul grafic de prezentare a deformrii i a tensiunii. n mod obinuit testarea se face prin ncrcarea gradual a materialului folosind aparate de testare specifice. Valorile ce rezult pentru deformaie sunt apoi folosite pentru determinarea tensiunii. Punctele astfel determinate conduc la obinerea curbei tensiune-deformaie a materialului. n mod tradiional tensiunea se marcheaz pe axa vertical, iar deformaia pe axa orizontal. Multe din proprietile fizice de baz ale materialelor dentare pot fi reprezentate pe diagrama tensiunedeformaie. De exemplu : poriunea dreapt a liniei reprezint regiunea de deformare elastic

-

poriunea curb a liniei reprezint regiunea de deformare elastic i plastic panta poriunii drepte a liniei reprezint modulul de elasticitate lungimea prii curbe a liniei reprezint ductilitatea aria aflat sub poriunea dreapt a liniei reprezint reziliena aria aflat sub ntreaga linie reprezint tenacitatea

Tensiunea de rupere

Regiunea plastic

Tensiune a

Limita de proporionalitate

Punctul de rupere

Regiunea liniar (elastic)

Deformaia

Fig. 2.1 Diagrama tensiune - deformaie

Modulul de elasticitate (modulul elastic, modulul lui Young)Este o masur a rigiditii relative a materialului. Valorile care dau aceast msur sunt : Modulul de elasticitate = Tensiune / Deformaie Trebuie reinut faptul c aceast formul se aplic doar regiunii elastice a diagramei tensiune-deformaie. Pe diagram modulul este indicat prin intermediul pantei poriunii drepte a liniei. De aceea materialul ce prezint o pant mai abrupt va avea un modul mai mare i, n consecin, va fi mai rigid dect unul ce are o pant mai puin abrupt. Modulul este o expresie a intensitii legturilor atomice i intermoleculare. Acesta nu este relaionat de rezistena mecanic i de limita de proporionalitate i nu este afectat de tratamentul termic de mbtrnire sau de prelucrarea la rece a materialului.

MODULUL DE ELASTICITATE panta iniial a curbei ce face referire direct la rezistena legturilor atomice

Tensiunea

Panta poriunii elastice a curbei tensiunedeformaie; E modulul de elasticitate

DeformaiaFig.2.2 Diagrama modulului de elasticitate Tabelul 2.1 Valorile modulului de elasticitate pentru unele materiale dentare Aliaje Aliaje Aliaje Aliaj Os de de de Aliaje Material Alumina Amalgam Co(femur) aur aur aur Ni-Cr Cr tip I tip III tip IV E 418 52,4 17,2 125 77,2 100 99,3 188 (GPa)

Titan 117

Limita de proporionalitateEste valoarea necesar tensiunii de a produce deformaii permanente n material. n mod alternativ poate fi definit i ca limita de proporionalitate dintre tensiune i deformaie, i este reprezentat pe diagrama tensiune-deformaie prin punctul de inflexiune n care se face trecerea de la linia dreapt la curb. Sub valoarea limitei de proporionalitate tensiunea este proporional cu deformaia. Tensiunile aflate sub aceast valoare determin doar deformaii temporare (elastice), iar peste aceast valoare determin deformaii permanente (plastice). Pentru materialele de restaurare se dorete o limit ct mai mare. Tabelul 2.2 Valorile limitei de proporionalitate pentru unele materiale dentare Aliaj Aliaj Aliaj Aliaj Aliaj Smalul Dentina Material de aur de aur de aur de aur Agar Ni-Cr dentar tip I tip II tip III tip IV PL 69 190 221 286 193 0,66 353 167 (MPa)

Limita de elasticitateEste valoarea maxim a tensiunii la care structura rezist i se ntoarce la dimensiunile avute nainte de aplicarea ncrcrii. Aceast proprietate este similar cu cea descris anterior pentru toate aplicaiile practice.

Limita de curgereEste punctul la care se remarc prima deviere de la proporionalitate a tensiunii fa de deformaie pe diagrama tensiune-deformaie. Acesta indic faptul c structura ncepe s se deformeze accentuat pentru o valoare redus a tensiunii.

Rezistena la curgereEste valoarea necesar tensiunii de a produce deformri permanente (n mod obinuit 0,1 % sau 0,2 % i care poart numele de procent de ncovoiere). Dei muli consider c aceast proprietate este similar cu limita de proporionalitate, ea este folositoare deoarece se determin mult mai uor dect limita de proporionalitate. Astfel, nu este necesar s se determine punctul n care proporionalitatea tensiune-deformaie se termin, ci se identific doar punctele de 0,1% sau 0,2% pe axa tensiunii i se traseaz o linie paralel cu axa deformaiei pn la curba din domeniul elastic.

Rezistena la rupereEste valoarea maxim la care materialul rezist fr ca acesta s se rup sau s se fisureze. Proprietatea se aplic att forelor de traciune ct i celor de compresiune sau de forfecare. Peste aceast valoare materialul se va rupe sau fisura REZISTENA LA RUPERE fora maxima aplicata specimenului

Tensiunea

DeformaiaFig. 2.3 Diagrama rezistenei la rupere Tabelul 2.3 Valorile rezistenei la rupere pentru unele materiale dentare

Material

Alumina

Amalga m

Os

Aliaj Co-Cr

Aliaj de aur tip I

Aliaj de aur tip II

Aliaj de aur tip III

Aliaj de aur tip IV

Porela n

Titan

Ti6Al4V

Dentina

Smal dentar

Rm (MPa)

119

47,9

12 1

685

221

379

448

469

503

550

930

105,5

10,3

Rezistena la compresiuneEste valoarea maxim la care materialul rezist fr ca acesta s se rup sau s se fisureze. Proprietatea se aplic att forelor de traciune ct i celor de compresiune sau de forfecare. Peste aceast valoare materialul se va rupe sau fisura. Tabelul 2.4 Valorile rezistenei la compresiune pentru unele materiale dentareMaterial Alumina Amalgam Os Sticl ionomer Agar Alginat Polisulfid a Porelan Dentina Smal dentar

C (MPA)

2180

201

167

45

0,76

0,82

1,93

150

297

384

DuctilitateaEste abilitatea materialului de a suferi o deformare plastic fr ca acesta s se rup sau s se fisureze, sau gradul cu care acesta se poate deforma permanent fr ca s se rup. Ductilitatea se poate msura prin trei moduri: procentajul alungirii, reducerea la aria capetelor de rupere sau testul ndoiturii la rece. Procentajul alungirii se msoar prin trasarea unui marcaj n lungime de 50 mm pe o prob de traciune i se aplic o tensiune axiala pn cnd materialul cedeaz. Procentajul alungirii reprezint raportul dintre modificarea lungimii i lungimea iniial nmulit cu 100. Reducerea la aria capetelor de rupere se msoar la fel doar c determinarea se realizeaz cu ajutorul ariei de reducie. Testul ndoiturii la rece msoar numrul de ndoituri pe care le suport un material nainte de rupere. O prob este prins vertical ntr-o menghin i ndoit la orizontal. ndoiturile ulterioare se realizeaz sub un unghi de 180. Testul nu este influenat doar de ductilitatea materialului ci i de diametrul probei. Creterea temperaturii implic scderea ductilitii materialului deoarece, n general, rezistena acestuia scade odat cu creterea temperaturii. Ductilitatea nu este relaionat de limita de proporionalitate. Scopul n care ductilitatea este utilizat n stomatologie este dat de determinarea coeficientului de netezire. Acesta este definit ca fiind raportul dintre procentul alungirii i limita de curgere. De aceea, cu ct este mai mare ductilitatea i mai sczut limita de curgere cu att este mai mare coeficientul de netezire.

DUCTILITATEA alungirea total suferit de specimen n urma deformrii plastice

Fig. 2.5 Diagrama ductilitii Tabelul 2.5 Valorile ductilitii pentru unele materiale dentare Aliaj Aliaj Aliaj Aliaj Aliaje Aliaj Material de aur de aur de aur de aur Co-Cr Ni-Cr tip I tip II tip III tip IV Alungire a 4 29,5 32 35 24 6 (%)

Aliaje de Pd 25

Ti6Al4V 5

MaleabilitateaEste abilitatea unui material de a suferi o deformare permanent la compresiune fr a se fisura sau rupe, sau gradul de deformare la compresiune n aceleai condiii. Creterea temperaturii, n general, conduce la scderea maleabilitii, deoarece aceasta este dependent de micarea dislocaiilor, care n general se mic mult mai uor la temperaturi ridicate.

FragilitateaEste comportamentul materialului de a se fisura sau rupe sub aciunea unei mici deformaii sau chiar n absena acesteia. Materialele fragile sunt cele cu structura care nu permite micarea dislocaiilor. Un bun exemplu n acest sens este dat de clasa de materiale ceramice. Materialele fragile sunt sensibile la defectele/fisurile/golurile interne n cazul ncrcrii la traciune sau forfecare, deoarece acestea au tendina de a propaga aceste defecte n toat masa materialului. n schimb materialele fragile au un comportament foarte bun sub aciunea forelor de compresiune ntruct acestea nchid fisurile sau golurile existente n material.

RezilienaReprezint rezistena materialului la o deformare permanent suferit n urma unui impact. Poate fi definit drept cantitatea de energie absorbit de material n momentul n care acesta este supus unei tensiuni aflate ca valoare puin sub cea a limitei de proporionalitate.

Proprietatea este adesea descris ca potenial de nmagazinare. Aceasta se determin cantitativ sub numele de modul de rezilien care este limita de proporionalitate la ptrat mprit la de dou ori modulul de elasticitate. Aceast cantitate este raportat ca uniti de energie pe unitatea de volum. Reziliena se reprezint grafic prin intermediul ariei aflate sub partea liniar a diagramei tensiune-deformaie. Un modul de rezilien ridicat este de dorit n cazul materialelor de restaurare. Firele ortodontice au, la rndul lor, nevoie de un modul de rezilien ridicat datorit faptului c energia nmagazinat poate fi eliberat ulterior pentru o lung perioad de timp. Firele ortodontice (n special cele fabricate din beta-titan sau cele obinute din oeluri inoxidabile) ilustreaz rolul pe care l au limit de proporionalitate i modulul de elasticitate n determinarea rezilienei. Astfel firele din beta-titan au o rezilien mai bun dect cele din oel inoxidabil, dei au aceeai limit de proporionalitate, ns firele din beta-titan au un modul de elasticitate mai mic dect cele din oel inoxidabil.

TenacitateaReprezint rezistena materialului la fisurare n urma unei tensiuni de impact sau poate fi definit drept cantitatea de energie absorbit de material n momentul n care acesta este supus unei tensiuni aflate ca valoare puin sub cea a limitei de proporionalitate. Grafic, aceasta descrie ntreaga arie aflat sub diagrama tensiune-deformaie. Materialele dure sunt n general tenace, dei ductilitatea are un rol pronunat n determinarea tenacitii. Tenacitatea se determin n mod obinuit folosind testul cu pendulul de impact Charpy (n care proba este aezat orizontal) sau Izod (n care proba este aezat vertical), testare care este frecvent folosit n industrie la controalele de calitate. Tenacitatea este principala preocupare n cazul materialelor fragile deoarece materialele ductile prezint deja valori acceptabile ale acesteia. n cazul materialelor dentare s-au depus eforturi susinute pentru creterea tenacitii.

Rezistena la fisurareReprezint o proprietate important n cazul materialelor de amprent, i anume, polisulfida are o rezisten la fisurare ridicat, ceea ce reprezint un avantaj, permindu-i s fie extras din caviti fr s se fisureze. Pe de alt parte, polieterii au o rezisten sczut la fisurare. Rezistena la fisurare se maximizeaz, pentru majoritatea materialelor de amprent, prin ndeprtarea lor din interiorul dintelui cu ajutorul unui mner paralel cu axa lung a dintelui.

Tenacitatea la rupereEste o msur a rezistenei materialului la rupere prin propafarea fisurii sub tensiune. Se determin n mod obinuit utiliznd testarea prin cresttura cu o singur muchie i ncrcarea n trei puncte. De vreme ce tenacitatea la rupere este o proprietate inerent a materialului, ea ofer mai multe date dect rezistena transversal care este dependent mai mult de prelucrarea probei ce urmeaz a fi testat. Deoarece tenacitatea la rupere este dependent de propagarea fisurii i nu de iniierea ei, condiiile n care se prezint suprafaa sunt de mai mic importan.

Rezistena transversal (tensiunea de ncovoiere, modulul de rupere)

Este msura care prezint modul n care materialul se comport sub aciunea multiplelor tensiuni. Se determin prin supunerea unei bare din material la o ncrcare n trei sau patru puncte care vor conduce la dezvoltarea unor tensiuni de compresiune n captul barei, tensiuni de traciune la captul inferior al acesteia i tensiuni de forfecare pe lateralele ei. Tensiunile de compresiune sunt convertite la cele de traciune prin intermediul axei centrale neuter a brii. Tipul acesta de test este recomandat materialelor dentare cu baza rin deoarece n funcionare acestea sunt supuse la solicitri complexe. Testul este foarte sensibil la modul n care este pregtit proba, n special la condiiile n care se prezint suprafaa pe care se manifest tensiunile de traciune. Tabelul 2.6 Valorile rezistenei transversale pentru unele materiale dentare Hidroxid Sticl Aur Material Amalgam Alumina de calciu ionomer (folie) T 122 4,2 24,2 379 292 (MPa)

Gips 16,6

ObosealaOboseala reprezint ciclul de tensiuni la care materialul poate ceda, valoarea acestuia fiind mai mic dect tensiunea de rupere obinuit. Termenul de oboseal deriv din faptul c materialele par s oboseasc n urma unui ciclu repetat de ncrcri. Exist dou direcii de abordare a acestei proprieti: limita de anduran i durata de funcionare. Limita de anduran reprezint tensiunea maxima ce se poate aplica unui material astfel nct acesta s efectueze un numr nelimitat de cicluri fr s sufere nici un defect. Durata de funcionare reprezint o predicie n ceea ce privete numrul de cicluri la care rezist materialul pn la rupere pentru o anumit valoare a forei aplicat. Oboseala conduce la ruperea materialului deoarece aceasta promoveaz propagarea fisurilor. Condiiile n care se prezint suprafaa (margini ascuite, rugozitatea) contribuie la rndul lor la ruperea prin intermediul oboselii. Oboseala st la baza deteriorrii amalgamurilor dentare i ale materialelor dentare bazate pe rini.

VscozitateaEste rezistena la curgere. De aceea un lichid cu vscozitate mare va avea o consisten groas i va curge mai greu. Vscozitatea este datorat de forele de frecare interne ce apar n lichid i se calculeaz prin raportul dintre tensiunea de forfecare i viteza de deformare. Unitatea de msur este centipoises.

VscoelasticitateaDescrie materialele care prezint att caracteristici de lichid vscos ct i de solid elastic. Aceste tipuri materiale au proprieti ce variaz cu viteza de ncrcare. Materialele vscoelastice, de exemplu alginatele, prezint o mic deformaie permanent la ncrcri rapide, dar au o deformaie permanent ridicat ca valoare n cazul unei ncrcri lente.

Tipuri de comportamente ale fluidelor

1. Lichide Newtoniene (ideale) Sunt lichidele ce prezint aceeai vscozitate indiferent de viteza de forfecare. Exemplele includ apa i cimentul din fosfat de zinc. 2. Lichide plastice Sunt rigide pn la o anumit valoare a tensiunii de curgere ce li se aplic. Aplicarea acestei tensiuni cu scopul de a cauza curgerea materialului poart numele de caracteristica Bingham. 3. Lichide pseudoplastice Sunt cele care perzint o scdere a vscozitii odat cu creterea vitezei de forfecare. Exemplele cuprind n aceast categorie cimenturile policarboxilate i cimenturile monomerice. 4. Lichide dilatante Sunt cele care prezint o cretere a vscozitii odat cu creterea vitezei de forfecare. Un bun exemplu e dat de compozitele pe baz de rini. 5. Lichide tixotropice Sunt lichidele a cror vscozitate depinde de tipul de forfecare suferit. Cu alte cuvinte, dac au fost supuse la forfecare, atunci vscozitatea lor va scdea, iar dac apoi nu mai sunt supuse la alte solicitri atunci vscozitatea lor va crete pn la nivelul avut nainte de a fi supuse la forfecare. Exemplele includ aici pastele profi i gelurile pe baz de fluor. Opuse acestor fluide sunt fluidele reopexice.

Timpul de lucruEste definit ca fiind timpul scurs de la nceputul amestecului pn cnd materialul obinut devine att de gros nct nu mai poate fi manipulat.

Timpul de solidificareReprezint timpul scurs de la nceputul amestecrii pn cnd materialul astfel obinut atinge un anumit grad de rigiditate, apropiat de cel pentru care este folosit. Situaia dorit n aceste cazuri este cea n care se asociaz un timp de lucru adecvat cu o solidificare rapid.

Aplicaiile clinice ale reologieiMaterialele elastomerice de amprent pe baz de ap sau nu, fiind vscoelastice, trebuie ndeprtate cu ajutorul unui mner din cavitatea bucala pentru a minimiza deformaiile permanente.

Ideal ar fi lucrul cu cimenturile i materialele de amprent uoare, care s aib un comportament pseudoelastic, astfel nct, odat cu creterea vitezei tensiunii de forfecare s scad vscozitatea. Motivul pentru care multe cimenturi foarte vscoase (policarboxilatele, cimenturile ionomerice) formeaz straturi subiri se datoreaz faptului c sunt pseudoplastice.

Coeficientul liniar de dilatare termicCoeficientul liniar de dilatare termic este definit ca fiind modificarea lungimii pe unitatea de lungime a unui material ce este supus unei modificri a temperaturii de 1C. Acest numr variaz de la un material la altul i este exprimat sub form exponenial. Elementul de baz al definiiei coeficientului liniar de dilatare termic este ideea c atomii la echilibru au cel mai sczut nivel energetic. n momentul n care o anumit cantitate de energie este aplicat asupra lor acetia vor ncepe s vibreze i s se deprteze unul de altul, acest fenomen avnd drept consecin dilatarea materialului. Exist o strns legtur ntre coeficientul de dilatare termic i punctul de topire al materialului. Astfel, materialele ce au punctul de topire sczut vor avea un coeficient de dilatare ridicat. Explicaia este dat acestui fenomen de faptul c legturile interatomice sunt slabe, iar n momentul n care se aplic o anumit cantitate de energie, atomii se vor mica mult mai uor. Contrariul este adevrat n cazul materialelor cu temperaturi de topire ridicate. Datorit legturilor interatomice puternice, aceste materiale vor prezenta valori sczute pentru coeficienii de dilatare termic. Dac dintele i materialul de restaurare au coeficieni de dilatare diferii atunci materialele se vor dilata i contracta diferit, ceea ce se va concretiza n scurgeri i alunecri nedorite ale materialului de restaurare fa de dinte Tabelul 2.7 Valorile coeficientului de dilatare termic penru unele materiale dentareMaterial Alumina Amalgam Ciment ZOE Aliaje Co-Cr Aliaje de aur Porelan pe support metallic Aliaje Ni-Cr Aliaj Ti6Al4V Silico n

Intervalul de temperatur (C) Coeficient ul de dilatare termic (10-6/ C)

0200

2050

2560

25 500

25 500

40 500

40 500 14,2 7

200 700

22-40

6,2

22,1

35

14,7

14,1

14,71

12,43

142

Conductivitatea termicCoeficientul conductivitii termice este cantitatea de caldur n calorii/secund ce trece printr-o prob groas de 1 cm avnd aria transversal de 1cm2 producnd o diferen de temperatur la suprafeele probei de 1C. Cu ct este mai mare acest coeficient, cu att capacitatea acestuia de a transmite cldura este mai mare. Aceste valori variaz de la un material la altul, iar ele sunt prezentate pentru materialul dentar, dentina i cimenturile dentare.

Tabelul 2.8 Valorile conductivitii termice pentru unele materiale dentare Amalga Aliaj AuPorela Dentin Material Alumina Os Titan m Ag-Pd n a (W/cm 54 38,7 1,4 10 300 2,39 1,36 grd)

Smalul dentar 2,23

Difuzivitatea termicMsoar viteza transferului energiei termice atunci cnd sursa de cldur are fluctuaii. Aceast proprietate poate fi n unele cazuri mai important dect conductivitatea termic, n stomatologie, deoarece n cavitatea bucal exist fluctuaii termice importante. De exemplu, aceasta poate fi relaionat de abilitatea unui material de baz de a asigura protecia termic a dintelui. Tabelul 2.8 Valorile difuzivitii termice pentru unele materiale dentare Hidroxi Amalga d Sticl Silico Material PMMA Dentina m de ionomer n calciu (mm2/s) 9,6 0,187 0,184 0,32 0,124 0,183

Smal dentar 0,469

Duritatea i testarea duritiiDuritatea este definit ca rezistena materialului la o apsare permanent. Astzi se utilizeaz diferite metode de testare a materialelor dentare. Clasificarea testelor de duritate Prin intermediul modului de aplicare al apsrii: Static (sarcina aplicat ncet), Dinamic (sarcina aplicat rapid) 2. Prin intermediul valorii ncrcrii aplicate penetratorului: Macroduritate (cnd sarcina este mai mare de 1 Kg), Microduritate (cnd sarcina este mai mic de 1 Kg) 3. Prin intermediul mrimii penetratorului: Micropenetrare (penetrator cu vrf mic), Macropenetrare (penetrator cu vrf mare). Cele mai cunoscute teste de duritate sunt : Brinell, Vickers, Knoop, Rockwell. n general, valoarea duritii se obine prin mprirea sarcinii aplicate pe suprafaa probei cu aria sau adncimea urmei produse de penetrator la suprafaa probei. 1.

BrinellAcest test implic utilizarea unei bile de oel durificat cu diametrul de 1,6 mm pe care se aplic o sarcin de 12 Kg. Valorile BHN se exprim n mod tehnic n Kg/mm2, obinuit valoarea reprezint i unitile de msur. Astfel, cu ct valoarea este mai mare cu att

duritatea materialului este mai mare. Acest test d rezultate deosebite n cazul materialelor ductile. Limitrile testrilor se refer la : - metalele prelucrate la rece ce prezint o coam n jurul penetrrii ; - metalele recoapte ce prezint o scufundare a penetrrii. Ambele situaii fac determinarea diametrului urmei dificil. Condiiile necesare pentru obinerea valorilor exacte sunt : 1. Proba trebuie s fie plat; 2. Proba trebuie s fie de 10 ori mai groas dect adncimea preconizat a penetrrii; 3. Testarea nu trebuie efectuat la marginea probei; 4. Penetrrile nu trebuie efectuate prea aproape una de cealalt. Tabelul 2.10 Valorile duritii Brinell pentru unele materiale dentare Aliaje Co-Cr Aliaj de aur tip I Aliaj de aur tip II Aliaj de aur tip III Aliaj de aur tip IV Aliaje de aur Aliaje Aliaje suport AuAgpentru Pd Pd porelan topit 200 135 165

Material

Duritatea Brinell (Kg/mm2)

265

45

95

110

120

VickersTestul de duritate Vickers implic o scul de penetrare din diamant, n form de piramid cu baza ptrat i un unghi de penetrare de 136; sarcina n acest caz se aplic pe materialul testat n mod constant. Lungimea diagonalelor penetratorului este folosit n determinarea mrimii urmei lsate de acesta n material. Avantajul semnificativ al acestui test const n faptul c se pot testa probe foarte mici datorit penetratorului su de mici dimensiuni. De asemenea, abilitatea testului de a lucra cu sarcini variate, conduce la un alt avantaj, i anume, se pot face determinri de duriti att pe materiale moi ct i pe materiale dure. Testarea Vickers d rezultate foarte bune n cazul materialelor fragile, dar i situaiile n care se ntlnesc materiale ductile au fost rezolvate cu success. Tabelul 2.11 Valorile duritii Vickers pentru unele materiale dentareMaterial Alumina Amalgam Ag-Hg Hg SnAliaj Co-Cr Aliaj de aur tip I Aliaj de aur tip II Aliaj de aur tip III Aliaj de aur tip IV Porela n Titan Ti6Al4V Dentina Smal dentar

HV (Kg/m m2)

1200

120

15

350

55

105

135

160

182

210

320

60

408

KnoopUnul dintre cele mai utilizate teste de duritate pentru materialele dentare este testul Knoop, care folosete o scul de penetrare din diamant, n form de piramid cu baza

romboidal. Dei poate fi folosit att pentru materiale ductile ct i fragile, acesta ofer rezultate excelente n cazul n care se testeaz materiale elastice, deoarece recuperarea deformaiei este mai mare dect diagonala mic a urmei. Acest aspect este foarte important deoarece pentru determinarea duritii se utilizeaz diagonala mare. Dezavantajul major al testului const n faptul c necesit suprafee foarte bine lefuite i un timp de testare mai mare dect cel folosit n celelalte teste. Tabelul 2.12 Valorile duritii Knoop pentru unele materiale dentare Material KHN (Kg/mm2) Alumina 2100 Aliaj Co-Cr 356 Aur (folie) 69 Aliaj Au-Pd 206 Aliaj Ni-Cr 314 Aliaje de Pd 259 Ciment Smalul sticl dentar ionomer uman 355 31 431

RockwellPenetratoarele folosite de acest test sunt conuri de diamant sau bile de oel. Avantajul deosebit al acestui tip de test const n faptul c necesit un timp foarte scurt, i anume 10 sau 15 secunde pn la obinerea rezultatelor care se citesc de pe un cadran, ceea ce face ca operatorul s evite introducerea valorilor n formulistica matematic, i astfel, se ndeprteaz riscul apariiei unor erori de calcul. Metoda : Se aplic o sarcin mic (uoar) pe penetrator, iar indicatorul aparatului de msur se fixeaz la valoarea zero. Apoi se aplic sarcina mare (mai grea sau cea de interes) dup care se face citirea de pe ecranul indicator. Testul msoar diferena urmelor lsate de sarcina mare i cea mic. Alturi de testul Rockwell exist i testul Rockwell Superficial; diferena dintre cele dou const n magnitudinea sarcinilor utilizate. Rockwell Superficial utilizeaz sarcini mai mici i determin duritatea la suprafaa materialului.

Informaii generale despre duritateConversia valorilor obinute la un test (de exemplu Vickers) se poate face pentru un alt tip de test (de exemplu Knoop), ns acest lucru n cel mai bun caz nu este altceva dect o aproximaie. Motivele pentru care se determin duritatea duritatea nu se determin doar ca proprietate n sine, ea este i un indicator pentru alte proprieti. Astfel, cunoscndu-se c aliajele dentare cu baza metalic sunt cu 30% mai dure dect aliajele de aur tip IV, se trage concluzia c primele au nevoie de aparate adecvate pentru a fi prelucrate la rece. De asemenea, duritatea poate fi un indicator al : - rezistenei la uzur dei duritatea nu este un indicator absolut al rezistenei la uzur, n cazul rinilor composite s-a demonstrat c duritatea matricei joac un rol important n cadrul rezistenei la uzur - rezistena a fost demonstrat legtura ntre duritate i rezistena n cazul ghipsului -

gradul de polimerizare duritatea indic gradul de conversie al unui monomer n rina compozit; duritatea ridicat indic un grad ridicat de polimerizare - adncimea de ntrire a rinilor adncimea solidificrii la rinele activate la lumina se poate determina utiliznd testul de duritate. Se folosete o rin activat de lumina ce are adncimea solidificat cunoscut; se determin duritatea la captul activat dup care se determin duritatea la captul neacvtivat. Se consider polimerizare complet cnd diferena de duritate ntre cele dou capete este de cel puin 80% Grosimea probei are o importan deosebit n determinarea duritii, dac aceasta este prea subire atunci penetratorul poate s treaca prin prob i astfel, s se obin rezultate eronate. O alt eroare poate fi introdus de penetrator, dac acesta i pierde din calitatea de penetrare iar vrful devine bont. Duritatea Knoop (KHN) pentru cteva materiale dentare : Smaltul 300 Dentina 65 Amalgamul 100 Rini composite hibride 35 Rini composite pentru microrestaurri 25 -

UzuraReprezint pierderea de mas a unui material la realizarea contactului cu alt material, contact ce se desfoar dinamic. Este un proces complicat care este influenat de ductilitate, duritate i rezistena la rupere. Exist patru tipuri de uzuri : 1. Abraziv 2. Adeziv 3. Oboseala 4. Coroziv Abraziv (sau de friciune) Apare cnd exist frecare ntre o suprafa neted, fin i una rugoas, abraziv. Este bine de tiut c uzura abraziv poate fi de dou feluri: dou corpuri n contact sau trei corpuri n contact (dac o bucat s-a rupt din unul din corpuri). Duritatea nu este un indicator absolut al uzurii sau al rezistenei la uzur. Suprafeele dure nu au ntotdeauna un comportament la uzur mai bun dect cele moi. Condiiile impuse de uzura abraziv constau n diferena de duritate dintre cele dou suprafee iar suprafaa mai dur este i rugoas. Adeziv Apare n momentul n care proiecii microscopice ader sau se unesc ntre ele i se fragmenteaz pe msur ce suprafeele aflate n contact se mic. Acest tip de uzur este cea mai rspndit, dar i cel mai greu de prevenit. Chiar i suprafeele foarte bine lustruite prezint asperiti i sunt supuse la acest tip de uzur.

Oboseala Apare n momentul n care oboseala determinat de ncrcrile ciclice cauzeaz fisuri ce se dezvolt sub suprafeele ce se afl n contact. Alunecarea acestora cauzeaz pierderi masice de material. Coroziv Apare la contactul dintre dou suprafee corodate, zona aflat sub influena produilor de coroziune ce accentueaz distrugerea suprafeelor.

Testarea la uzurTestarea in vitro : Problema principal care este ridicat de acest tip de testare n laborator este dat de valoarea foarte puin predicitibil a rezultatelor ce fac referire la comportamentul materialului dentar n condiii reale intraorale. Acesta este i motivul pentru care n mod obinuit testarea se desfoar accelerat cu scopul de a produce date ct mai apropiate de realitate, ntr-un interval ct mai scurt de timp. Pe de alt parte, inconvenientul rapiditii testrii, rezid n riscul mare de apariie al erorilor. Cteva exemple de teste de uzur sunt prezentate mai jos : 1. Pierdere masic i pierdere volumic; 2. Uzura la contactul a doua suprafee sau trei suprafee n contact; 3. Duritatea la penetrare; 4. Profilometria suprafeei. Testarea in vivo: se poate realiza att prin tehnici directe ct i prin tehnici indirecte. Prima categorie este dat de comparaia care se face ntre datele clinice existente deja i diferitele categorii de grade de uzur. Tehnicile indirecte utilizeaz replici ce sunt analizate microscopic sau sunt comparate cu valorile standardizate n tabele.

Caracteristicile unui abraziv ideal1. Forma neregulat 2. Duritate mai mare dect cea a suprafeei pe care urmeaz s o uzeze 3. Rezistena ridicat la impact 4. Rezistena ridicat la uzura prin frecare Porelanul este un bun exemplu al faptului c uzarea intraoral trebuie privit ca un fenomen cuplat, i anume, nu doar materialul implicat trebuie investigat la uzare ci i restul dentiiei alturi de materialele de restaurare care vin n contact cu materialul de interes.

Modificarea dimensionalAceast proprietate afecteaz o larg varietate de materiale dentare. Pentru anumite materiale, cum ar fi materialele de investigare, aceast proprietate este att necesar ct i benefic. n alte cazuri, de exemplu rinile composite, modificarea dimensional intr n categoria proprietilor nedorite. Exist trei tipuri de modificri dimensionale :

1. Termic 2. Chimic 3. Mecanic Modificarea dimensional termic Apare n momentul n care sistemul primete energie din exterior, iar atomii ncep s se deplaseze din poziiile lor de echilibru, acest ansamblu de fenomene concretizndu-se ntr-o modificare dimensional. Modificarea dimensional chimic Se produce n momentul n care reactanii determin apariia unui produs de reacie ce are un volum diferit. Un exemplu n acest sens este dat de rinile de baz care sufer o contracie volumetric de 7% dup ce se adaug polimerul n reacie cu monomerul, ntr-o proporie volumica de 3:1. Modificarea dimensional mecanic Reprezint o simpl deformare mecanic ce apare n momentul n care materialul este supus unei ncrcri.

Intervalul de topireReprezint temperatura la care un singur element sau compus trece din starea solid n cea lichid. Materialele care se prezint sub forma unor aliaje n general nu au o temperatur exact la care se topesc, ele posed un interval de temperatur. Temperature mai joas reprezint valoarea curbei solidus sub care materialul se afl n stare solid. Temperatura cu valoarea mai ridicat reprezinta curba liquidus peste care materialul se afl n stare lichid. n acest interval de temperatur ambele stri, lichid i solid sunt prezente. Tabelul 2.13 Valorile intervalului de topire pentru unele materiale dentare Aliaj Aliaj Aliaj Aliaj Aliaje de de de de Aliaj Aliaje Aliaje Material Co-Cr aur aur aur aur Ni-Cr de Pd Ag-Pd tip I tip II tip III tip IV 1325 996 899 899 888 1148 1160 1021 Temperatura (C) 1400 1038 968 968 949 1250 1277 1277

Ti6Al4V

1650

AMALGAMURILE DENTARE Introducere Desi se face referire la aceste materiale dentare de la jumatatea secolului al XVI-lea, amalgamurile dentare sunt folosite incepand cu anul 1800. Cu toate acestea, exista un act oficial al proaspetei infiintate in 1840 Asociatia Americana a Chirurgilor Stomatologi, care interzicea utilizarea acestor materiale datorita faptului ca se spargeau repede dupa introducerea lor in cavitatile dentare, patau inestetic dintii sanatosi si provocau de multe ori stari de inconfort datorita materialelor folosite. Acest lucru este de inteles in perioada respectiva cand sistemul monetar utiliza argintul ca material de baza, acesta devenind apoi sursa de baza in cazul stomatologiei,cu atat mai mult cu cat proportia de argint din amalgam era de 90-95%, iar de cupru de 5-10%. Problemele astfel aparute au determinat investigatii mai mult sau mai putin sistematice care au condus la rezultate ce faceau referire la efectele alierii metalelor pure cu mercurul, ca o incercare de a depasi toate dificultatile ivite. Alierea argintului pur cu mercurul se desfasoara incet, dar se formeaza o masa dura care ia forma cavitatii si care prezinta o usora dilatare dupa utilizare. Staniul, de exemplu, reactioneaza rapid, dar intarirea aliajului are loc intr-un timp mai indelungat si, s-a remarcat, o contractie a acestuia dupa introducerea in cavitatea de interes. Zincul si aurul reactioneaza incet; zincul conduce in anumite proportii la un material sfaramicios, fragil, iar aurul implica o pasta sau un lichid. Si cuprul amalgameaza incet, rezultatul fiind insa un solid care este relativ moale. Abordarea initila a acestor aliaje s-a realizat din perspectiva faptului ca imbinarea mai multor elemente va conduce la un material care va cumula proprietatile dorite de la fiecare component in parte. Combinarea argintului cu staniul a fost considerata foarte atractiva in speranta faptului ca reactivitatea mare a staniului se va opune celei scazute a argintului, iar contractia/dilatarea materialului introdus in cavitatea dentara va atinge echilibrul dorit. Astfel, in anul 1855, acest aliaj a fost propus oficial ca inlocuitor pentru sistemul de aliaje empiric utilizat pana atunci, devenind un aliaj de referinta pentru investigatiile ulterioare din acest domeniu.

CompozitiaAmalgamul consta in doua componente : una pulverulenta, iar cealalta lichida. Componenta pulverulenta poarta numele de aliaj de amalgamare, iar cea lichida este data de mercur. Amestecarea energica a celor doua materiale poarta numele de triturare. Rezultatul triturarii este un aliaj cu continut de mercur ce este denumit generic amalgam. Acesta este initial moale si permite introducerea sa in cavitatea dentara. Inainte ca amalgamul sa se intareasca in gura, acesta este introdus intr-o forma de absorbtie a surplusului de mercur. Singura functie a mercurului este aceea de a alia particulele pulverulente ale amalgamului. Un aliaj de amalgamare care prezinta particule de dimensiune relativ mica este denumit aliaj cu granulatie fina. Materialul ce prezinta o asemenea granulatie se va intari mai repede decat unul similar compozitional, dar cu dimensiunea medie a particulei mai mare.

Reaction

PhaseLichid

Mass % Ag77.33 87.56 85.78 48.79 74.39 73.17 3.73 73.17 0.07

Mass % Sn22.67 12.44 14.22 51.21 25.61 26.83 96.27 26.83 99.93

L + (Ag) -> ( Ag) (Ag) 723.9 oC ( Ag) Lichid L + ( Ag) -> Ag3Sn ( Ag) 479.9 C Ag3Sn Lichid L -> Ag3Sn + (Sn) Ag3Sn 220.3 oC (Sn)o

Phase Struktur- Common Names Prototype Spacegroup bericht Symbol Lichid Fcc Hcp Bct Ag3Sn n/a A1 A3 A5 D0 L (Ag) ( Ag) (Sn), ( Sn) n/a Cu Mg Sn Cu3Ti n/a Fm-3m P63/mmc I41/amd Pmmn

Model*

(Ag,Sn)1 (Ag,Sn)1(Va)1 (Ag,Sn)1(Va)0.5 (Ag,Sn)1 (Ag)0.75(Sn)0.25

Particulele pulverulente constau in principal dintr-un compus intermetalic ce are formula Ag3Sn si contine 73% Ag in proportie masica. Compusul intermetalic corespunde

fazei din diagrama de echilibru fazic Ag-Sn si se formeaza in urma unei reactii peritectice ce are loc intre o solutie solida de Sn in Ag (faza ) si topitura remanenta. Materialul se obtine sub forma de lingouri. Dupa recoacerea de omogenizare particulele sunt obtinute prin montarea lingoului intr-un strung care va duce la obtinerea asa-zisului aliaj de strung. Particulele realizate au marginile ascutite si diverse forme. Acestea prezinta o reactivitate deosebita fata de mercur datorata deteriorarii structurii grauntilor, astfel ca este necesara o recoacere ulterioara de detensionare. Adaugarea altor materiale a aparut din dorinta de a folosi proprietatile acestora in cadrul amalgamului dentar, dupa cum este si cazul cuprului, desi in cazul zincului nu se cunosc motivele pentru care este prezent in compozitia chimica a aliajului de baza AgSn. La inceputul anilor 1960 interesul pentru particule cu forma regulata a devenit predominant in detrimentul particulelor cu forma neregulata obtinute prin strunjire. In aceste conditii au fost puse la punct doua metode de obtinere a pulberilor si anume atomizare cu jet de apa si atomizare cu jet de gaz. Prima metoda permite obtinerea unor particule cu muchii moi, pe cand a doua metoda permite obtinerea unor particule cvasisferice. Amalgamurile realizate cu astfel de aliaje au aratat faptul ca timpul de aliere scade considerabil,dar apare si o contractie generala. In ultimul timp un interes crescand a fost exprimat cu privire la asa-numitele amalgamuri cu continut ridicat de cupru, in care cuprul poate atinge procentul de 30% masic. Amalgamurile de acest tip ofera o integritate marginala imbunatatita, in cazul in care se respecta compozitia chimica exacta.

MicrostructuraAmestecarea energica a particulelor aliajului cu mercurul este dictata de umectarea scazuta oferita de catre materialul lichid (Hg). Vechile tehnici de amestecare implicau un exces de mercur care ulterior era indepartat prin stoarcere cu ajutorul unui servet. Consideratii de ordin sanitar si ecologic au condus astazi la respectarea tehnicilor minimale ale mercurului care impun un dozaj de 1/1 masic (pulbere/lichid) si efectuarea mecanica a triturarii. Astfel, dupa introducerea aliajului in cavitate, excesul de mercur va trece in stratul de suprafata care va fi indepartat ulterior. Obtinerea unui astfel de sistem cu mercurul se poate realiza prin : (a) Disolutie partiala (b) Precipitarea fazelor insolubile Straturile exterioare ale particulelor aliajului sunt dizolvate de catre mercur, care in acest caz actioneaza ca un solvent. In final solutia se satureaza conform diagramei de faza. Aceste faze sunt, in principal, un compus intermetalic al argintului si mercurului, Ag 2Hg3 (faza 1) si o solutie solida a mercurului in staniu care este aproape stoechiometrica, Sn7Hg (faza 2). Cristalizarea are loc cu ajutorul unor nuclei de cristalizare aflati in interiorul solutiei, iar materialul aparut aparut consta in nucleele particulelor aliajului original legate intre ele prin intermediul fazelor prezentate mai sus. Fazele 1 si 2 sunt denumite matrice. Rolul matricei este acela de a lega particulele aliajului, si ideal ar fi daca in urma investigatiei microstructurale s-ar observa ca proportia predominanta este data de catre aliaj si nu de matrice (matricea este moale in cazul amalgamului).

Diagrama AgHg

SnHg

In figura de mai jos este prezentata microstructura schematizata a unui amalgam dentar intarit ce are proportia de cupru de maxim 6% masic. Pentru investigarea metalografica s-a utilizat un atac chimic format din trei etape : 1. Solutie apoasa de dicromat de potasiu ; 2. Solutie de iod in alcool ; 3. Solutie apoasa de tiosulfat de sodiu .

goluri Fig. 3.3 Microstructura amalgamului dentar (schematic) Suprafata va fi atacata pe rand de fiecare reactiv in parte, intre atacuri recomandanduse clatirea probei cu apa. Matricea va fi vizibila la ordine de marire relativ mari si consta din Ag2Hg3 (faza 1) in care se afla dispersata faza 2 (Sn7Hg). Mici cristale de cupru-staniu intermetalic (Cu3Sn) pot fi observate, acest fapt este datorat insolubilitatii relative a cuprului in mercur. Golurile ce apar in figura sunt efectul unei omogenizari incomplete sau a coroziunii ulterioare a fazei 2. Proprietati fizice Rezistenta mecanic Cele mai importante proprietati fizice sunt rezistenta mecanica, rigiditatea, modificarea dimensiunilor in timpul solidificarii, timpul de solidificare, usurinta condensarii, fluajul sau curgerea amalgamului solidificat si curgerea pulberii. Amalgamul are rezistenta la tractiune de zece ori mai mica decat rezistenta la compresiune, ceea ce implica efectiv faptul ca tensiunile de intindere nu sunt prompt tolerate de materialul de restaurare. In cazul aliajelor de strung, care contin mai putin de 6% cupru, se poate face in general corelatia intre continutul matricei si (in principal faza ) si rezistenta la compresiune, rigiditatea, fluajul sau coroziunea materialului. Aliaj cu granulaie fin Exces de mercur Supratriturare

CONINUTUL MATRICEI

Rezisten sczut

Rigiditate sczut

Fluaj ridicat

Coroziune ridicat

Fig. 4 Influena matricei asupra proprietilor amalgamului dentar O proportie ridicata a matricei va conduce la scaderea rezistentei mecanice, scaderea rigiditatii, cresterea fluajului pentru tensiuni mici de incarcare si cresterea tendintei de corodare. Ajungerea in acest stadiu se poate datora atat excesului de mercur in faza amestecarii cat si in incapacitatea de a-l indeparta din cavitate dupa ce s-a efectuat restaurarea. Cristalizarea fazei este insotita de o crestere de volum si, de aceea, este de asteptat ca amalgamurile ce au preponderenta faza sa se comporte astfel in timpul solidificarii. In practica,insa, acest fenomen NU are loc. Intr-adevar, la aliajele cu granulatie fina, care au o suprafata de contact relativ mare cu mercurul, faza este preponderenta, dar implica scaderea dilatarii. In continuare s-a stabilit temeinic corelatia intre expansiunea din timpul solidificarii si marimea particulei cu cat particula este mai mica cu atat dilatarea este mai mica la solidificare. Pentru a relationa acest comportament, modificarile dimensionale din timpul solidificarii trebuie vazute ca un proces in doi pasi.MODIFICAREA LINIAR DIMENSIONAL contracia net dilatarea net

Aliaj obinuit

Aliaj cu granulaie fin

Fig.5 Modificarea liniar dimensional la solidificare Triturarea aliajului pulverulent cu mercurul implica o descrestere a volumului amestecului, acest lucru datorandu-se umectarii suprafetelor particulelor cu mercur (cu cat

este mai mare suprafata cu atat contractia este mai accentuata), in timp ce precipitarea fazelor matricei determina o crestere a volumului. Astfel, la solidificarea amalgamului sunt posibile multiple modificari dimensionale care depind de procesele ce predomina la un moment dat. In particular, utilizarea unui aliaj cu granulatie fina va determina o contractie volumica relativ mare, la amestecare, iar expansiunea matricei ce apare ulterior poate sa nu compenseze efectul primului fenomen.In cazuri extreme apare chiar o contractie totala. Sub sau supratriturarea au ca rezultat, la randul lor, modificarea efectelor care apar la solidificare. In aliajele sferice poate apare o ruptura in corelatia dintre aria suprafetei cu continutul matricei, in sensul, ca o arie a suprafetei relativ mare ce intra in contact cu mercurul, in aceste sisteme, nu are ca rezultat o proportie corespunzatoare de matrice. Aceasta ipoteza este considerata ca fiind suficient de explicita, in sensul ca o condensare facila a sistemelor sferice implica o mai mare extragere a mercurului din amalgam. Sistemele sferice au aratat, deasemenea, si o contractie totala la solidificare. Fluajul Fluajul metalelor sau al aliajelor este un fenomen care apare la incarcarea dinamica sau statica a materialului si la tensiuni care sunt mai mici decat tensiunea normala de curgere. Fluajul poate apare la temperaturi care depasesc jumatate din valoarea la care se topeste materialul, valoare care face posibila aparitia fenomenului. De vreme ce faza 1 are temperatura de topire in jurul valorii de 80 C, iar temperatura obisnuita la care lucreaza amalgamul este de 37 C, fluajul nu este o posibilitate de inlaturat. Exista doua mecanisme prin care fluajul apare in metale sau aliaje. Primul poarta numele de fluaj al dislocatiilor, care apare datorita migratiei dislocatiilor in interiorul grauntilor aliajului sau metalului in cauza. Fluajul dislocatiilor isi incetineste activitatea dupa o perioada de timp datorita durificarii materialului sub sarcina, aparand asa-numitul fluaj secundar care are tendinta de a-si micsora magnitudinea pe masura ce marimea grauntilor scade; mecanism care are la baza limita de graunte. Al doilea mecanism al fluajului este dat de difuzia atomilor la limita de graunte fluaj de difuzie sau alunecarea limitei de graunte (ALG). Durificarea sub sarcina nu a fost observata, desi acest mecanism este predominant, iar fluajul apare la o rata a incarcarii mai mult sau mai putin constanta fata de care apare ruperea materialului. Alta caracteristica a acestui mecanism este aceea ca fluajul are tendinta sa creasca cu scaderea marimii grauntelui. Investigatiile asupra mecanismelor care actioneaza in cazul fluajului amalgamului dentar au aratat ca adesea isi fac aparitia ambele mecanisme, adica atat cel al fluajului dislocatiilor cat si cel de difuzie. S-a observat faptul ca fluajul creste cu scaderea marimii grauntelui fazei 1, indicand mecanismul difuziv, dar s-a remarcat ca marimea acestuia scade dupa o perioada de timp ceea ce indica interventia dislocatiilor. S-a remarcat, deasemenea, ca faza 2 este mai predispusa la fluaj decat faza 1. Coroziunea Daca vom analiza un amalgam care a fost utilizat ca material de restaurare o anumita perioada de timp, vom remarca faptul ca acesta a suferiot o corodare in vivo mai mult sau mai putin extinsa. Coroziunea trebuie atent diferentiata de matuire, care este un efect de suprafata, a carui consecinte tin doar de decolorarea suprafetei. Modul traditional de gandire cu privire la coroziune considera ca produsii de reactie ajuta la inchiderea defectelor marginale si ancoreaza amalgamul in cavitate. Astfel, coroziunea aparea ca un proces util. Sa remarcat faptul ca produsii de coroziune au structura cristalina, ceea ce a sugerat prezenta

unui proces de disolutie-precipitare (disolutie in fluidele orale), in care faza 2, Sn7Hg, era cea mai expusa la aceasta activitate. Astfel sectiunea printr-un amalgam utilizat ca material de restaurare arata ca in figura de mai jos.

ambele produse materialul de baz al cavitii

Fig.6 Prezentarea schematic a coroziunii amalgamului dentar Suprafata incluziunilor este acoperita cu un depozit negru, cosiderat a fi Sn2S3, iar marginile contin produsi ca -SnO2 (in contact cu peretii cavitatii) si Sn2S3. Golurile si zonele de faza 2 din interiorul volumului materialului prezinta la randul lor produsi de reactie. Date recente sugereaza ca aceste zone pot contine, deasemenea, produsi ca SnO sau Sn4(OH)6Cl2. Este important de subliniat faptul ca acesti compusi au la baza staniul, indicand faptul ca principalul constituent supus coroziunii este faza 2. Eliberarea ionilor staniului din aceasta faza in timpul coroziunii conduce la cresterea concentratiei de mercur liber din structura care va difuza catre ariile marginale unde va intra in reactie cu aliajul care nu a fost initial cuprins in amalgamul solid, formand faza 1. Daca apare acest fenomen atunci ariile marginale se extind, iar restaurarea se deformeaza. Marginile extinse deasupra smaltului dintelui vor conduce la concentrarea tensiunilor in aceasta zona ingusta supusa in permanenta la incarcari dinamice.Ruperea marginilor va lasa un aspect de crevasa asupra restaurarii. Slefuirea Suprafata amalgamurilor trebuie slefuita astfel incat sa asigure o afinitate minima la placare si o rezistenta optima la coroziune. Sunt necesare cel putin 24 de ore pentru ca slefuirea sa poata fi efectuata. Au fost sugerate diferite materiale si s-au pus la dispozitie tehnici variate, cu privire la acest subiect.

Amalgamuri cu continut ridicat de cupruAmalgamurile cu continut ridicat de cupru isi au originea in cercetarile efectuate asupra conceptului de amalgamuri durificate prin dispersie. Abordarea conventionala facea referire la un aliaj eutectic argint-cupru dispersat printre particulele de aliaj. Acest aliaj a fost selectionat datorita rezistentei si duritatii sale ridicate, mai mari decat a matricei, si, deasemenea, datorita rezistentei la coroziune bune, alaturi de capacitatea mare de a se amalgama cu matricea si, astfel, de a creste legaturile interne ale materialului.Acesta este si motivul pentru care continutul de cupru este de 11,9% masic. Lansarea comerciala a

materialului a avut loc in Canada in anul 1968 sub numele de Dispersalloy . Principalele avantaje ale amalgamului Dispersalloy au fost descoperite prin teste clinice, acestea fiind : rezistenta la matuire ridicata si intergritate imbunatatita a marginilor.

Lichid

% Cu masic Fig. 3.7 Diagrama de echilibru fazic Ag Cu CALCULUL REACIEI DE ECHILIBRUReacia L (Ag) + (Cu) 779.1 oC Faza Lichid (Ag) (Cu) Denumirea comun Prototip Masa % Ag 71.59 91.73 7.47 Grup spaial Masa % Cu 28.41 8.27 92.53 Model*

Faza

Simbolul

Lichid

n/a

L

n/a

n/a

(Ag,Cu)1

Fcc

A1

(Ag), (Cu)

Cu

Fm-3m

(Ag,Cu)1(Va)1

Microstructura fazei dispersate a unui amalgam dentar solidificat este prezentata in figura de mai jos. Faza continua este 1, Ag2Hg3, care provine din disolutia argintului in mercur, urmata de o precipitare (relativ lenta) a acestui compus in prezenta altor faze. Particulele sferoidale de cupru-argint sunt inconjurate de un strat de reactie non-cristalin, Cu6Sn5, care, la randul lui, este dispersat in toata faza 1, sub forma unor lamele cristaline. Este important de notat faptul ca, odata dizolvat staniul in mercur, faza 2 dispare, iar staniul precipita rapid, asemeni unei faze insolubile, in principal ca Cu6Sn5.

Faza dispersat (Ag-Cu)

Aliaj ternar

Fig. 3.8 Microstructura schematic a unui amalgam cu coninut ridicat de cupru O alta metoda de a introduce cuprul in sistem este aceea de a-l include in aliajul original.Aceste sisteme sunt etichetate amalgamuri ternare, adica argint-staniu-cupru. Particulele aliajului sunt sisteme multifazice ce contin Ag3Sn si Cu3Sn. Microstructura generala a amalgamului ternar argint-cupru cu continut ridicat este prezentata in figura de mai jos. Cristalele de Cu6Sn5 sunt dispersate in grauntii fazei 1, iar particulele aliajului pot fi inconjurate de o zona ce contine acest produs de reactie. Cu aceste materiale dispersate in faza, nu este prezenta, sau foarte putin, 2.

Reactia

Faza Lichid

Masa % Ag 40.11 0 2.39 0 44.42 2.40 88.24 0 73.13

Masa % Cu 35.76 75.74 80.47 73.57 32.17 80.42 2.71 73.49 85.04

Masa % Sn 24.13 24.26 17.24 26.43 23.41 17.18 9.05 26.51 18.36

L +

(Cu) + 641.6 oC

(Cu) Lichid

L + (Cu) (Ag) + 636.4 oC

(Cu) (Ag) Lichid

L

+ Cu10Sn3 + Cu3Sn 550.1 oC

Cu10Sn3 Cu3Sn Lichid

0 0 0 49.64 86.29 0 0 50.17 86.14 0 0 53.46 83.26 82.75 0 38.77 75.96 73.17 0 19.26 0 73.17 0 3.73 73.17 0 0.07

69.97 64.06 61.63 22.85 1.93 67.58 64.06 22.06 1.88 64.06 61.63 13.07 1.09 0 61.63 8.54 0 0 61.63 5.86 61.63 0 39.07 0.85 0 39.07 0

30.03 35.94 38.37 27.51 11.78 32.42 35.94 27.77 11.98 35.94 38.37 33.47 15.65 17.25 38.37 52.69 24.04 26.83 38.37 74.88 38.37 26.83 60.93 95.42 26.83 60.93 99.93

L + (Ag) +

Cu10Sn3

(Ag) Cu10Sn3 Lichid

612.6 oC

L + (Ag) + Cu10Sn3 611.0 oC

Cu3Sn

(Ag) Cu10Sn3 Cu3Sn Lichid

L + (Ag) 574.4 oC

+ Cu3Sn

(Ag) Cu3Sn Lichid

L +

Ag3Sn + Cu3Sn 459.0 oC

Ag3Sn Cu3Sn Lichid

L + Cu3Sn Ag3Sn + Cu6Sn5 356.2 oC

Cu3Sn Ag3Sn Cu6Sn5 Lichid

L Ag3Sn + Cu6Sn5 + (Sn) 216.9 oC

Ag3Sn Cu6Sn5 (Sn)

ALIAJE DENTARE DE TURNARE I DEFORMATE PLASTIC Aliaje de turnare Aliajele dentare de turnare trebuie s ndeplineasc o serie complex de condiii pentru a putea fi folosite fr riscuri n stomatologie. n ultima perioad s-au ridicat probleme foarte serioase cu privire la aspecte de biocompatibilitate, probleme ce au fost semnalate att n ceea ce privete amalgamurile dentare (exist controverse aprinse n SUA asupra rolului mercurului n anumite afeciuni aprute dup utilizarea amalgamului de ctre pacient) ct i n ceea ce privete aliajele folosite ca implanturi sau pentru protezare (eliberarea nichelului din coroanele dentare sau efectele adverse ale paladiului asupra sntii, efecte observate la pacienii ce au avut proteze pe baz de aliaje nalt nobile (HN)). n virtutea acestor considerente aliajele dentare trebuie s satisfac din punct de vedere chimic standardele de siguran n exploatare i nu n ultimul rnd, proprietile pe care le au s se ncadreze ntre cele dorite pentru un astfel de aliaj, cum ar fi: biocompatibilitate ridicat, uurina topirii/turnrii/polizrii/lefuirii, contracie mic, rezisten ridicat la uzare, la rupere, la ncovoiere, la coroziune. Principalele tipuri de aliaje dentare de turnare sunt : aliajele de aur din care se confecioneaz puni dentare, coroane dentare, ncrustaii. aliajele cobalt-crom din care se confecioneaz cadre pentru danturi partiale. aliajele nichel-crom din care se confecioneaz puni, coroane, suportul pentru topitura de porelan. aliajele argint-paladiu din care se confecioneaz puni, coroane, suportul pentru topitura de porelan. aliajele cu coninut ridicat de paladiu din care se confecioneaz suportul pentru topitura de porelan. Conform specificaiei ADA (American Dental Association) No.5 aliajele dentare de turnare trebuie s ndeplineasc mai multe cerine. Din punct de vedere compoziional, elementele nu trebuie s depeasc n plus sau minus valoarea de 0,5% din concentraia comunicat de productor. n cazul materialelor toxice abaterea trebuie s fie mai mic de 0,1%. Proprietile mecanice trebuie s se ncadreze n limitele impuse de ADA Specification No.5, valori care se regsesc i n tabelul 4.1 alctuit conform ISO 1562. Valoarea duritii trebuie s se situeze ntr-o abatere de cel mult 10% fa de valoarea comunicat de productor.

n ceea ce privete proprietile fizice, temperatura de topire trebuie s se ncadreze ntr-o abatere de 20 C, abatere specificat de productor. Proprietile reologice trebuie s ndeplineasc urmtoarele cerine: cinci turnri succesive ale unor puni sau coroane dentare trebuie s umple toate cavitile i s redea ct mai exact toate urmele de pe materialul de amprent, la fel cum sunt prezentate de productor. Eecul uneia din turnri datorat fisurrii sau spargerii formei de turnare nu se ia n considerare n succesiunea turnrilor.

Aliaje de turnare pe baza aur Denumirea mai exact a acestora este aliaje de Au i sunt suficient de dure pentru a fi folosite n cavitatea bucal n form turnat. Acestea pot fi folosite la ncrustaii, coroane, puni, agrafe etc. Se construiete un model din ceara care are forma dorit, dup care se elaboreaz i se toarn materialul de interes. Anumite aliaje de aur, prin compoziia chimic pe care o au, permit ca duritatea obinut dup turnare s fie variat printr-un tratament termic nainte de clirea final. Acest lucru este foarte important n cazul aliajelor de aur deoarece masa metalic de baz nu este suficient de mare pentru ca s furnizeze rezistena dorit la coroziune sau la mtuire. Principalele aliaje de turnare ce au aurul ca un component majoritar sunt : 1. Aliaje cu coninut ridicat de aur ; 2. Aliaje de aur suport pentru topirea porelanului (ATP) ; Aliaje cu coninut ridicat de aur Principalele avantaje pentru care acest tip de aliaje s-au impus sunt : 1. Rezistena la coroziune ; 2. Biocompatibilitatea ; 3. Operaiile de topire i turnare sunt uoare ; 4. Capacitate de compensare total n cazul contraciei la rcire. Multe dintre aceste tipuri de aliaje sunt reglementate de Standardul ISO 1562 Aliaje de aur pentru turnare. Standardul n discuie ia n considerare patru tipuri de aliaje cu coninut ridicat de aur : Tipul I : moale (folosit n mod obinuit pentru restaurri dentare i aplicaii ce nu sunt supuse la mari solicitri i la care este necesar o lefuire ulterioar) Tipul II : semidur (folosit n mod obinuit pentru restaurri dentare i aplicaii care sunt supuse la tensiuni moderate ca valoare : coroane , supori, coroane ntregi sau puni)

Fig.1 Coroana dentara realizata din aliaj de turnare din aur tip II Tipul III : dur (folosit n mod obinuit pentru restaurri dentare i aplicaii care sunt supuse la tensiuni mari : coroane subiri, supori turnai subiri, coroane ntregi sau puni)

Fig.2 Coroana dentara completa realizata din aliaje de turnare de aur tip III Tipul IV : extra dur (folosit n mod obinuit pentru restaurri dentare i aplicaii care sunt supuse la tensiuni mari i care au aria seciunii transversale mic: supori, tije, agrafe, coroane). Tabelul 4.1 Aliaje conform ISO 1562, condiii impuseCOMPOZIIA Metale din grupa Au-Pt DURITATEA BRINELL REZISTENA LA RUPERE Mpa Clit Duritate (MIN,MAX) (MIN) (MIN) ALUNGIREA EPRUVETEI DE 50 mm (%) Calit (MIN) Duritate TEMPERATURA DE TOPIRE

TIP(% masic, MIN)

( C ) 930 900 900 870

I II III IV

82 78 78 75

40 75 70 100 90 140 130 -

200

620

18 12 12 10

2

Tabelul 4.2 Aliaje cu coninut ridicat de aur, compoziia chimic general TIPUL Au Ag Cu Pt Pd In Fe Sn

I II III IV ATP

90 76 75 70 86

7 12 10 11 1

3 8 10 12 -

1 2 5 Pt&Pd 10

12 21 1

-

-

-

Terminologia tradiional descrie tipurile de aliaje I III ca fiind aliaje de ncrustaie (cele moi, medii i dure), iar tipul IV se utilizeaz pentru coroane pariale. O condiie important impus de ISO 1562 este aceea dat de compoziia chimic (Tabelul 4.1). Compoziia acestor aliaje trebuie s conin cel puin 75% Au i metale din grupa platinei (platina, paladiu, iridium, rodiu, ruteniu, osmium), iar n cazul aliajelor de Tip IV, valori corespunztoare mai mari pentru celelalte elemente. Aceast condiie are rolul de a asigura materialul mpotriva mtuirii sau coroziunii ce poate apare n cavitatea bucal. Cele mai importante elemente de aliere sunt: argintul, cuprul, platina i paladiul. Iridiul poate fi prezent n compoziie doar ca element de rafinare a granulaiei (aproximativ 0,005% masic se introduce n mod obinuit). Cteva compoziii tipice sunt prezentate n tabelul 4.2, iar proprietile fizice sunt prezentate n capitolul 2 al acestei lucrri. La adugarea acestor elemente n compoziie, alturi de efectul de durificare se mai ntlnesc efectele urmtoare : Argintul reduce temperatura de topire a aliajului; Paladiul poate nlocui platina; Cuprul i platina au efect de durificare (n cazul cuprului pentru un procent > 8% masic). Durificarea aliajului prin adugarea de cupru n compoziie se nelege foarte bine urmrind diagrama de echilibru fazic Au-Cu (Fig. 4.1). Diagrama prezint un domeniu de solubilitate total, domeniu ce apare n urma unui mecanism de substituie.

TOPITURA

Solutie solida

Solutie solida de cupru in aur

Fig.3 Diagrama de echilibru Au-Cu (prezentare schematic)

% Au

Sub curba solidus sunt dou domenii monofazice care reprezint compui cu stoechiometrie variabil, AuCu i AuCu3. Condiiile care favorizeaz formarea compusului AuCu, compoziia chimic potrivit i o temperatur < 450 C au ca rezultat migrarea atomilor de Cu i Au n zonele de preferin din solid. Efectul acestui fenomen const n apariia unei soluii solide de substituie care gradual este nlocuit de o reea cu celula elementar corespunztoare AuCu. Datorit faptului c aceti parametri difer de cei ai soluiei solide n care are loc fenomenul, n masa metalic turnat vor aprea dislocaii. Aceste dislocaii vor ngreuna deformarea plastic a materialului, durificarea lui se va face prin intermediul unui mecanism numit durificare prin transformare ordine-dezordine. Astfel, o rcire rapid (clire) la temperatura camerei, de la o temperatur ceva mai joas dect cea la care se afl curba solidus, va determina n masa turnat apariia unei soluii solide mai puin dure care poate fi doar durificabil, acest tratament mpiedicnd la rndul lui migraia atomilor n solid pentru a forma AuCu (durificabil prin ordonarea atomic). nainte de cementarea n cavitatea bucal, piesa turnat se renclzete la 450 C i se menine la aceast temperatur timp de 10 minute, perioad care permite migraia atomilor care vor durifica materialul prin ordonarea structural; rcirea se efectueaz n aer. Dac este nevoie, materialul poate fi nmuiat printr-o renclzire la 700 C. n practic, procentul de Cu trebuie s fie > 8% pentru ca efectul de durificare prin rearanjare s aib loc (n cazul tipurilor III i IV). Tratamentele termice aplicate aliajelor Au Cu Durificare 1. nclzire la 450 C 2. Meninere 10 minute 3. Rcire n aer nmuiere 1. nclzire la 700 C 2. Meninere 10 minute 3. Clire n ap Aliaje de aur suport pentru topirea porelanului Generaliti

Aspectul estetic, cuplat cu relativa inerie manifestat n cavitatea bucal, au fcut din porelanul dentar un material foarte des utilizat ca material de restaurare. Dei are aceste caliti, porelanul dentar este fragil i suport o deformare de doar 0,1 % nainte de rupere. n schimb, utilitatea acestuia este extins sub forma depunerii unui strat subire de porelan pe un metal care poate reprezenta o coroan dentar, o punte etc. Metoda mai poart numele de smluire. Cu toate acestea, nici aliajele de aur discutate mai sus i nici porelanul obinuit utilizat la mbrcarea coroanelor nu sunt potrivite pentru utilizarea lor n tehnica smluirii. Coeficientul de dilatare termic al porelanului trebuie sa fie apropiat de cel al aliajului care constituie suportul, aceast condiie determinnd succesul operaiei. Aliajele de aur care se ncadreaz n aceast categorie sunt prezentate n tabelul 4.2. Este important de reinut faptul c aliajele utilizate n aceast tehnic nu trebuie s conin elemente care pot forma oxizi colorai la interfa sau care pot influena culoarea porelanului. Un astfel de exemplu este dat de ctre cupru.

Exist dou metode prin care porelanul dentar poate forma o legtur stabil cu aliajul suport : 1. Interaciune mecanic 2. Adeziune (legatur chimic)

4.2.2.2 Interaciunea mecanic Legtura mecanic dintre porelan i metal const n ptrunderea primului n toate neregularitile de suprafa a suportului. Aceste neregulariti se pot creea artificial prin depunerea pe suprafaa de interes a unor fragmente metalice sferoidale. nainte de depunerea porelanului suprafaa trebuie curat i degresat. Dac nu se realizeaz aceast etap corespunztor atunci exist posibilitatea ca porelanul s nu umecteze suprafaa de interes, iar n interiorul acestuia s apar microfisuri la rcire.

PORELAN OXIDUL METALIC METALFisura n interiorul porelanului

Fisura la interfaa oxid-porelan datorat umectrii defectuoase

Fisura n interiorul stratului de oxid

Fig. 4.4 Defecte prezentate schematic n cazul legturii metal-porelan 4.2.2.3 Adeziunea Structura chimic a porelanului dentar prezint puine similitudini evidente cu cea a metalelor. Din acest motiv, ncercarea de a forma o legtur ntre cele dou materiale pare puin probabil. Totui ionii metalici pot fi captai n structura porelanului, n afara reelei, i formeaz o reea de oxizi

modificai. Dac aceti ioni metalici provin de pe suprafaa metalului atunci va aparea o tranziie structural gradat ntre oxidul pur i metalul pur. n astfel de circumstane legatura chimic devine posibil. Efectul lor const n obinerea unei legturi ntre stratul de porelan depus i stratul existent al oxidului metalului. Ideal ar fi ca grosimea stratului de oxid s fie foarte mic i suprafaa acestuia s fie continu i s nu prezinte zone de neaderen. n practic, stratul de oxid poate fi unul pasiv, cum este cel dat de aliajele Ni-Cr, sau unul artificial creat n aliajele de aur la temperatura de topire. Acesta se obine prin introducerea n compoziia chimic a unor cantiti reduse de Fe sau Sn care la temperatura de topire a porelanului vor migra la suprafaa metalului i vor forma un strat subire de oxid. Compatibilitatea chimic a stratului cu porelanul permite realizarea legturii despre care discutm. Principalele moduri de distrugere a stratului de porelan depus sunt urmtoarele : 1. Defect prezent n interiorul stratului de porelan 2. Defect la interfaa metal-porelan 3. Defect n interiorul stratului de oxid Tendina de apariie a defectelor este mai ridicat la interfaa porelan-metal, dar poate fi sczut prin aa-numita tehnic de legare comprimat. Aceasta apare datorit legturii chimice i a unei mici nepotriviri ntre coeficienii de dilatare termici ai metalului i a porelanului. Compoziia chimic a porelanului implic un coeficient de dilatare termic mai mic cu 5 10 % dect cel al metalului. Rcirea acestui complex metal-porelan va conduce la o contracie mai mare a metalului dect cea realizat de materialul ceramic (o nepotrivire creat artificial prea mare va determina apariia tensiunilor de forfecare n cadrul legturii chimice). Datorit prezenei legturii chimice, porelanul este supus unei deformri de compresiune la interfa. Aceasta din urm mpiedic dezvoltarea fisurilor i crete rezistena combinaiei. Introducerea oxidului de potasiu n combinaie are ca efect creterea coeficientului de dilatare termic al porelanului pn la valoarea dorit n proces. Aliajul se durific n timpul n care se realizeaz smluirea : ncalzire lent pn la 980 C meninere dou minute rcire lent

Tratamentul termic implic o durificare prin mecanismul de ordonare structural. Acest efect de durificare poate fi inversat printr-o nclzire la 900 C urmat de o clire.

4.3 Aliaje de turnare cobalt-cromAceste aliaje sunt predispuse la oxidare n timpul topirii, iar aliajul n forma turnat este fragil i dur. Temperatura ridicat de topire necesit utilizarea unui model fuzibil fosfatic, n timp ce contracia la rcire de aproximativ 1,9 % liniar, face dificil atingerea acuritii dimensionale cerut de model. Astfel, aceste aliaje nu sunt recomandate pentru turnri de precizie, cum ar fi coroanele dentare sau puni, n timp ce utilizarea lor ca suport pentru porelanul topit este nerecomandat datorit oxidarii suferite de aliaj la temperatura de lucru. Cu toate acestea materialul are o bun rezisten la coroziune i este bine tolerat n cavitatea bucal. Aplicaia tipic a acestor aliaje este cel dat de Co-CrMo ce este utilizat pentru obinerea cadrelor pentru danturi pariale. Compoziia general este urmtoarea : Co : 65 % reeaua gazd;

Cr : 25 % rezisten la coroziune; formeaz un strat pasiv de Cr2O3; Mo : 5 % agent de finisare a mrimii de grunte; C : 0,2 0,35 % principalul agent de durificare; Ni : rest atenie deosebit n cazul hipersensibilitii la Ni. Influena elementelor de aliere n cazul acestui aliaj este foarte important, dup cum urmeaz. Astfel, coninutul de crom este rspunzator de rezistena la oxidare, valoarea acestuia ns depind proporia de 30 %, va conduce la dificulti la turnare. El formeaz de asemenea o faz friabil cunoscut sub denumirea de faza sigma (). n general, proporiile de Co i Ni sunt interschimbabile pn la o anumit valoare. Cobaltul crete modulul de elasticitate, rezistena i duritatea mai mult dect nichelul. Efectul altor elemente de aliere este mult mai pronunat. Cea mai sigur cale de cretere a aliajelor Co-Cr este creterea coninutului de carbon. O modificare de numai 0.02 % la aceste aliaje modific proprietile ntr-o asemenea msur, nct aliajul nu mai poate fi utilizat n stomatologie. Dac proporia de carbon crete cu 0,2 % peste valoarea admis, aliajul devine prea dur i prea friabil i nu mai poate fi utilizat n protetica dentar. Pe de alt parte, reducerea coninutului de carbon cu 0,2 % scade att de mult rezistena la traciune i limita de elasticitate nct aliajul va avea aceeai soart ca n situaia precedenta. Prezena a 3 6 % Mo contribuie la rezistena aliajului. Unele aliaje conin i W care, dei crete rezistena reduce alungirea mai mult dect molibdenul. Prezena azotului nu poate fi controlat dect dac turnarea are loc n atmosfer de argon sau n vid. Acest element dac depete valoarea de 0,1 % va scade ductilitatea reperelor turnate. Proprietile fizice ale acestui aliaj se regsesc n capitolul 2. n medicin se utilizeaz i sub form de dispozitive implantabile. Aliajele Co-Cr sunt metastabile i cristalizeaz n sistemul cub cu fee centrate, iar carburile pe care le prezint se afl la limita de grunte sau n zonele interdendritice. Temperatura de topire se situeaz n intervalul 1250 1450 C i este peste capacitatea de topire realizat de o flacara pe baz de gaz natural; astfel, se recomand topirea lor n cuptoare cu inducie electromagnetic sau cu ajutorul flcrii oxiacetilenice. Clirea aliajului turnat va conduce la apariia unui precipitat fin de carburi, care se va forma n interiorul grunilor i care poate determina durificarea nedorit de mult a materialului. Pe de alt parte, rcirea lent a aliajului turnat va duce la orientarea preferenial a carburilor la limita de grunte, unde se va forma un strat continuu. Acest ultim aspect are drept consecin un material fragil. Compromisul ntre aceste situaii este dat de ctre o rcire n trepte ce va avea ca rezultat apariia unor carburi discontinue aflate la limita de grunte.

Carburile pot precipita att in interiorul grunilor ct i/sau la limita de grunte (unde pot fi continue sau discontinue)

Fig. 4.5 Structura metalografic schematic a unui aliaj Co-Cr-Mo Valoarea modulului de elasticitate pentru aceste aliaje este de trei ori mai mare dect cea a aliajelor de aur (vezi Cap. 2). Aceast rigiditate crescut este folositoare n cazul seciunilor subiri care prezint aceleai caracteristici de ncrcare ca i cele existente n cazul aliajelor de aur (conectorii danturilor pariale), dar din nefericire acest efect este nsoit de o reducere drastic a elasticitii (aproximativ 520 MPa). Creterea modulului de elasticitate, asociat cu reducerea limitei de elasticitate va face proiectarea unor repere precum agrafele, foarte dificil. Dificultatea n acest caz const n faptul c braele agrafei trebuie desfcute, iar acest deziderat trebuie s se manifeste elastic, ceea ce implic o tensiune mai mic dect limita de elasticitate. Datorit modulului crescut pentru aliajele Co-Cr, se impune o tensiune mai mare pentru o deformare dat, i n multe cazuri aceast tensiune depete limita de elasticitate a materialului.

4.4 Aliaje de turnare Ni-Cr

Aliajele Ni-Cr au intrat n atenia cercettorilor odat cu limitrile descoperite la aliajele Co-Cr, i anume ductilitate sczut, contracie ridicat la solidificare i o tendin ridicat spre oxidare. In industrie aceste aliaje sunt cunoscute sub numele de NIMONIC i au aplicaii n tehnologia motoarelor cu reacie. Compoziia chimic general a acestor aliaje este: Ni : Cr : Mo: W: Mn: Be: C: 68-80% 10-25% 0-13% - crete rezistena la coroziune 0-7% - crete coeficientul de dilatare termic 0-6% 0-2% - reduce temperatura de topire, crete ductilitatea 0,1-0,2%

(toate procentele au fost exprimate masic)

Alturi de aceste elemente se mai gsesc n concentraii mai mici Al, Ti, Co (elemente de durificare) i B, Si (elemente de dezoxidare a topiturii). Aceste aliaje se preteaz excelent ca suport pentru porelanul topit. Aliajele cristalizeaz in sistemul cub cu fee centarte, iar materialul turnat prezinta o structur cu gruni mari, ceea ce indica o structur dendritic. In mod tradiional aceste materiale prezint o ductilitate mai mare dect cea a aliajelor Co-Cr, dar variaz la rndul ei n funcie de compoziia chimic i de tratamentul termic aplicat. Mecanismul de durificare implic precipitarea fazei sau a fazelor ulterioare, denumite n particular faza , format din (NiCo)3(AlTi). Carburile se pot forma interdendritic. Valorile modulului de elasticitate si duritatea sunt ceva mai sczute dect cele prezentate de Co-Cr. Contracia la solidificare este de 1,5%, iar aliajele se topesc n mod normal n cuptoare cu inducie i se toarn in forme fosfatice. Datorit intervalului de temperatur sczut, aliajele

Ni-Cr ofer o turnare mult mai precis ceea ce face ca punile i coroanele dentare s aib abateri minime.

4.5 Aliaje de turnare Ag-PdArgintul i paladiul prezint solubilitate total. n timp ce Pd are o afinitate ridicat fa de H i are o temperatur de topire ridicat (Ttop = 1552C), Ag are o temperatur mai scazut i se preteaz pentru turnarea aliajelor de baz, ns se mtuiete uor n prezena hidrogenului sulfurat. Protecia acestuia se realizeaz prin creterea concentraiei de Pd din compoziia chimic. Aliajele de turnare Ag-Pd (la care se face referire n mod obinuit ca aur alb) sunt sisteme ternare Ag-Pd-Cu care pot fi multifazice sau monofazice. Li se pot aplica tratamente termice de durificare prin precipitare. Compoziia general este : Ag : 45% Pd : 25% Cu : 15% Au : 14% Zn : 1% exprimate masic) material de baza agent de durificare prin precipitare; protecie mpotriva mtuirii durificator prin precipitare durificator al soluiei solide protejeaz Cu n timpul topirii (toate procentele au

fost

Aceste valori pot varia n funcie de precizia cerut elementului final. Trebuie menionat faptul c precizia turnrii ine i de atenia cu care se face topirea, dar i de realizarea acesteia n atmosfer controlat (n gaze inerte). Materialele pot fi folosite ca suport pentru porelanul topit, nsa trebuie reinuta afinitatea porelanului fa de Ag, ceea ce conduce la obinerea unei tente verzui a primului. Astfel, se impune protejarea aliajului cu un strat tampon. Aliajele se pot durifica prin precipitare n timpul n care se depune porelanul topit pe ele.

4.6 Oeluri inoxidabile deformate plastic

Primul oel inoxidabil utilizat pentru implanturi metalice a fost oelul 18-8 (de tip 302), care ste mai dur dect oelul cu vanadiu i mai rezistent la coroziune. Oelul cu vanadiu nu mai este utilat n present datorit rezistenei sale inadcvate la coroziune. Ulterior a fost introdus oelul inox 18-8 cu molibden, pentru a se mbunti rezistena la coroziune n apa srat. Acest aliaj este cunoscut sud denumirea de oel inoxidabil 316. n anul 1950, cconinutul de carbon a fost redus de la 0,08% gr. La 0,03% gr. Pentru a obine o rezisten mai bun n soluie de clor, oeluldevenind 316 L. Cromul este componentul majoritar al oelurilor inoxidabile rezistente la coroziune. Concentraia minim efectiva a Cr este de 11% gr. Cromul este un element reactive, dar aliajele sale se pot pasiva, avnd o excelent rezisten la coroziune. n tabelul 4.3 sunt prezentate compoziiile chimice ale oelurilor 316 i 316 L : Tabelul 4.3 Compoziia chimic a oelurilor inoxudabile 316 i 316 L

Compoziia chimic Tip 316 316 L %C 0,006 0,002 %Cr 17..20 17..200 %Ni 12..14 12.14 %Mo 2..4 2..4 %Mn 2 2 %Si 0,75 0,75 %p 0,03 0,03 %S 0,03 0,03 %Fe rest rest

Aceste oeluri inoxidabile sunt cele mai utilizate pentru implanturi metalice. Ele nu sunt durificabile prin tratament termic, ns sunt durificabile prin prelucrri la rece.Grupul prezentat este nemagnetic avnd cele mai mari rezistene la coroziune fa de alte oeluri inox, iar alierea cu molibden crete rezisena la coroziunea pitting in apa srat. Pentru fabricarea implanturilor, Societatea American de Materiale ASTM recomand mai degrab oelul 316 L dect pe cel 316. Dei este cunoscut ca un element toxic, care n multe situaii genereaz rspunsuri ale organismului n prezena sa, Ni se afl n compoziia chimic sub form de element de aliere care stabilizeaz austenita la temperatura camerei i, n plus, crete rezistena la coroziune. Stabilitatea austenitei la temperature att de joase este influenat i de coninutul de Cr Oelurile inox austenitice sufer un proces de durificare n exploatare ( Fig. 4.5) Motiv pentru care nu pot fi prelucrtae la rece fr aplicarea unor tratamente termice intermediare. Totui, tratamentele termice nu trebuie s determine apariia carburilor de crom (CCr 4) la limita de grunte, carburi care pot provoca generarea fenomenului de coroziune.

Fig. 4.6 Efectul prelucrarii la rece a unui otel inox 18-8 asupra rezistentei la intindere, la fluaj si asupra intinderii Acesta este motivul pentru care implanturile din inox austenitic nu se sudeaz n regimul cunoscut. n capitolul 6 va fi prezentat soluia situaiei descrise mai sus. n urma

TEMPERATURA (C)

tratamentelor termice poate apare o distorsiune a componenior care poate fi ns eviat prin controlul riguros al uniformitii nclzirii. Tot n urma tratamentului termic apare i un strat nedorit de oxid care este ndeprtat prin metode chimice sau mecanice (sablare). n stomatologie otelurile inoxidabile sunt folosite ca fire sau cadre pentru danturi pariale (sub form de produse deformate plastic) i coroane sau suport pentru porelan topit (sub form de produse turnate).

4.7 Titanul i aliajele sale

4.7.1 Titanul Utilizarea titanului pentru implante dateaz nc din 1930 cnd s-a constatat ca titanul este mult mai bine tolerat decat otelul inox sau Vitallium-ul (aliajul Co-Cr-Mo). Titanul este mai usor (are densitatea de 4,5 g/cm3) prezinta bune proprietati mecanice si chimice, find deci cel mai promitator in aplicatiile implantelor metalice.Exista patru marci de titan nealiat (Tabelul 4.4.) cu diferente in continutul de impuritati. Dintre acestea oxigenul, fierul si mazotul trebuie controlate cu atentie datorita influentei semnficative asupra rezistentei si ductiliatii titanului.

Tabelul 4.4 Compozitia chimica a marcilor de titan Element Azot % Carbon % Hidrogen % Fier % Oxigen % Titan % Marca 1 0,03 0,10 0,015 0,20 0,18 Rest Marca 2 0,03 0,10 0,015 0,30 0,25 Rest Marca 3 0,05 0,10 0,015 0,30 0,35 Rest Marca 4 0,05 0,10 0,015 0,50 0,40 Rest

Titanul este un element allotropic, ce cristalizeaza in sistemul hexagonal compact ( Ti) la temperaturi sub 882C, si in sistemul CVC ( Ti) la temperature peste aceasta valoare. Alierea titanului ofera posibilitatea obtinerii unei game largi de proprietati. Si anume, alierea cu aluminiu stabilizeaza faza , crescand temperature de transformare, iar vanadiul stabilizeaza faza scazand temperatura de transformare. Aliajele monofazice prezinta o buna sudabilitate. Efectul stabilizator al unui continut mare de aluminiu pentru aeasta grupa de aliaje este excelenta rezistenta mecanica si

rezistenta la oxidare la temperature ridicate. Aceste aliaje nu sunt durificabile prin tratament termic deoarece sunt aliaje monofazice. Adaugarea unei cantitati controlate de elemente stabilizatoare a fazei duce la mentinherea unor rezistente ridicate sub temperaura e ansformare. Precipitatele de faza apar in urma tratameului termic de incalzire in domeniul monofazic al solutie solide, racier ulterioara, urmata de recoacere la temperature scazute. In urma ciclului de recoacere are loc precipitarea din structura metastabila a particulelor fine , structura cu proprietati superioare celei calite. Titanul prezinta o rezistenta scazuta la forfecare, nefiind indicat pentru fabricarea mijloacelor de fixare osoasa (placi, suruburi, brose), avand de asemenea tendinta de exfoliere sau gripare la contactul prin alunecare cu o alta suprafata de titan sau alte materiale metalice. Titanul prezinta o buna rezistenta la coroziune datorita formarii unui strat protector de oxid. In conditii in vivo, oxidul de Ti (TiO2) este singurul produs de reactie stabil, acesta formand o pelicula aderenta la suprafata titanului, pasivandu-l. Fiind un material foarte reactiv, procesele de prelucre ale acestuia se realizeaza in atmosfere controlate, la temperaturi ridicate, deoarece oxigenul difuzeaza rapid in titan ducand la fragilizarea sa. Titanul pur este utilzat cu un succes deosebit in stomatologie gratie fenomenelor de osteo-integrare si durabilitatii deosebite. In prezent titanul pare materialul metalic ideal in ceea ce priveste solicitarile mecanice si chimice existente in caviatea bucala. Este prezent sub forma de implanturi endo-osoase (suruburi, tije scurte).

4.7.2 Aliaje Ni-Ti (aliaje cu efect de memorie a formei)

Dintre aliajele titanului, cele mai spectaculoase aplicatii si proprietati le au aliajele cu memoria formei Ni-Ti. Conform definitiei spunem ca un material prezinta un efect de memorie a formei daca dupa o deformare suferita la o anumita temperatura, in urma incalzirii (peste valoarea anterioara exprimata) acesta isi va recapata forma initiala. Comportamentul mai poarta numele si one-way memory . Daca dupa acest fenomen, in timpul racirii materialul revine la deformarea initiala atunci spunem ca materialul prezinta un efect two-way memory. Alte materiale care prezinta acest efect sunt : Au-Cd, Cu-Zn-Al, Fe-Pt. Aliajele Ni-Ti mai sunt denumite si NITINOL (NIckel-TItanium Naval Ordnance Laboratory). In ceea ce priveste caracteristicile generale, transformarea martensitica suferita de un astfel de material se bazeaza pe martensita termoelastica ce apare in urma transformarii austenitei, faza de temperatura inalta. Structura pe care o prezinta a fost asociata cu cea a unui schelet de hering, iar in literatura de specialitate este intalnita sub numele de herringbone structure. Transformarea martensitica nu are o temperatura fixa la care se manifesta, ea variaza in functie de compozitia chimica si de tensiunea indusa. Transformarea martensitica se desfasoara dupa urmatoarea curba (histerezis) :

Fig. 4.7 Diagrama transformarii martensitice in functie de temperatura

In coordonate tensiune deformatie histerezisul se prezinta astfel:

Tensiunea (Mpa)

Deformatia (%)

Fig. 4.8 Diagrama tensiune-deformatie pentru un aliaj Ni-Ti , figura din care se extrage valoarea maxima a deformarii suferite de material pana la care isi pastreaza caracteristicile de memorie a formei (aproximativ 8%). Trebuie mentionat faptul ca efectul de memorie a formei se pierde daca valoarea adaosului de Ni peste 55, 6% masic, deoarece se formeaza faza TiNi3 (vezi figura 4.9).

Lichid

Fig. 4.9 Diagrama de echilibru fazic Ni-Ti Strucura herringbone are la baza martensita termoelastica ce este caracterizata prin intermediul interfetelor de joasa energie si celor de alunecare. Acest lucru, alaturi de pierderea simetriei din timpul transformarii conduc la concluzia ca martensitele termoelastice sunt din punct de vedere cristalografic reversibile. In cazul martensitei atermice (cea indusa sub tensiune) se constata aparitia a doua variante strucurale identic relationate si autoadaptabile care au tendinta de a se anula reciproc. Rezultatul consta in aparitia deformarilor microscopice.

Fig. 4.10 Proprietatile mecanice ale nitinolului variaza puternic cu temperatura, aceasta influentand durata transformarilor care au loc. In figura de mai jos sunt prezentate trei moduri de comprtare ale nitinolului pentru trei temperaturi :

In cazul (a) (T1 > Af) se observa ca pe masura ce creste valoarea tensiunii creste si deformatia, ceea ce demonstreaza ca la incalzirea materialului peste Af nu apare nici o transformare de faza. In cazul (b) (T2 < Ms) structura materialului contine martensita, iar la o crestere a valorii tensiunii creste si deformatia; la o valoare constanta a tensiunii aplicate se remarca cresterea deformatiei pana in jurul valorii de 8% care reprezinta si deformatia maxima pe care nitinolul o poate atinge fara sa-si piarda calitatea de recuperare a formei initiale. Odata cu descresterea tensiunii aplicate scade si deformatia materialului, iar acesta rememoreaza forma initiala. Un caz mai deosebit este dat de (c) (T3 > Af) . La aceasta temperatura faza majoritara este austenita. Se observa insa ca histeresis-ul prezinta aceeasi forma ca si in cazul in care in structura ar fi prezenta martensita. Acest lucru se explica prin faptul ca in structura apare martensita atermica ce este obtinuta sub tensiune. Aceasta se comporta similar cu martensita termoelastica pe segmentul AB. Segmentul CD este corespunzator recuperarii formei initiale, recuperare determinate de descresterea valorii tensiunii si nu este indusa termic. Fenomenul prezentat poarta numele de superelasticitate sau pseudoelasticitate. Proprietatea nu este liniara lucru ce o incadreaza in categoria valorilor incerte pentru ca modulul de elasticitate se exprima in general in functie de temperatura si de deformatie. Medicina utilizeaza din plin caracteristicile de memorie a formei mai ales sub forma de arcuri si fire in ortodontie. Figurile de mai jos prezinta cateva aplicatii ale acestor aliaje.

In figura 4. se observa aplicabilitatea prognozei efectului de memorie a formei inainte de introducerea firelor si arcurilor din nitinol (a) si forma finala prognozata a dispozitivului ortodontic (b).