Download doc - Aliaje Dentare

Transcript
Page 1: Aliaje Dentare

ALIAJE DENTARE

IntroducereProprietăţile materialelor dentare fizice, chimice şi mecanice au o importanţă

deosebită în susţinrea dorinţei de a prognoza şi de a proiecta dispozitive şi ansambluri de materiale noi. Astfel, trecerea în revistă a acestor proprietăţi vine să creeze cadrul specific începerii studiului complet al materialelor dentare, care, fără cunoaşterea acestor date nu face altveva decât se blocheze sausă devieze nedorit rezultatele aşteptate.

S-a dovedit ca proprietatiile generale si proprietatiile de suprafaţa ale metalelor care au fost utilizate pentru implanturi influenteaza direct, iar in unele cazuri, chiar controlează dinamica de la interfaţa ţesuturilor din momentul plasării iniţiale 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 recunoască ca materialele sintetice au caracteristici generale si de suprafaţa specifice care depind de proprietatiile lor. Aceste caracteristici trebuie cunoscute înainte de orice aplicaţie medicala, dar acestea trebuie de asemenea cunoscute si in raport cu schimbările care pot avea loc in timp in organism. Cu alte cuvinte, orice schimbare în timp a proprietăţiilor trebuie să fie anticipată din pornire şi motivată prin alegerea biomaterialelor şi/sau proiectul de aparat.

Informaţiile legate de proprietăţiile de bază sunt disponibile prin intermediul standardelor naţionale si internaţionale, din manuale si reviste de specialitate de diverse tipuri. Cu toate acestea, aceste informaţii trebuie evaluate în cadrul contextului utilizării respectivului biomaterial, deoarece atât aplicaţiile acestuia cât şi răspunsurile ţesuturilor gazdă sunt specifice anumitor zone, de exemplu de tip cardiovascular (contact cu sângele în curgere), ortopedic (solicitarea sub acţiunea unei sarcini/greutăti operaţioanle) şi dentar (de percutare).

Tipuri de forţe pure :Forţa de compresiune : o forţă ce are drept rezultat micşorarea lungimii probei pe

direcţia de acţiune a forţei.Forţa de tracţiune : o forţă ce are drept rezultat creşterea lungimii probei pe direcţia

de acţiune a forţei.Forţa de forfecare : o forţă ce cauzează o deplasare prin alunecare a unei structuri

faţă de cealaltă.Unităţile de măsurare a forţei sunt în kilograme, newtoni sau funzi (pounds; 1 pound =

435,5 g).

TensiuneaEste forţa la care o structură rezistă la o încărcare exterioară. Reprezintă o reacţie

internă la o sarcină exterioară aplicată şi este egală ca marime şi inversă ca direcţie, cu forţa exterioară. Deşi este din punct de vedere tehnic o forţă internă, aceasta este dificil de măsurat şi se acceptă valoarea ei ca fiind valoarea forţei exterioare aplicate pe unitatea de secţiune. Tensiunea se măsoară în forţă pe unitatea de suprafaţă, astfel avem: kg/cm2 sau Mpa (MN/m2) sau psi. Tensiunea este reprezentată prin intermediul literei greceşti sigma ().

Tensiunea = Forţa / Suprafaţa

Page 2: Aliaje Dentare

Existând trei tipuri de forţe pure, vom avea în consecinţă trei tipuri de tensiuni: de tracţiune, de compresiune şi de forfecare.

Metode de studiere a distribuţiei tensiunilor

Modelarea fotoelastică: furnizează o demonstraţie grafică a distribuţiei tensiunilor utilizând un material birefringent prin care se analizează lumina refractată. Dezavantajele majore ale acestei metode includ dificultatea obţinerii unor modele complexe şi ale unor materiale de modelare care să aibă acelaşi modul de elasticitate cu cel al structurii care se studiază.

Analiza elementului finit: implică divizarea structurii în segmente mici fiecare având proprietăţi fizice specifice. Analiza computerizată realizează apoi modelul tensiunilor induse de diverse încărcări exterioare. Una dintre dificultăţile acestei metode constă în modelarea structurii dentare, care este anizotropa, şi anume proprietăţile variază cu direcţia.

Deformarea

Reprezintă modificarea în lungime pe unitatea de lungime a unui material care a suferit o încărcăre exterioară. Această proprietate este adimensională datorită unităţilor de măsură care intervin în definirea ei (lungime pe lungime). În schimb se exprimă în procente şi se reprezintă sub forma literei greceşti epsilon ().

Deformarea = Modificarea lungimii / Lungimea iniţială

Deformarea poate fi elastică sau plastică. Deformarea elastică este aceea care dispare după ce încărcarea exterioară îşi încetează acţiunea. Deformarea elastică se bazează pe existenţa unei reţele de forţe aflate în echilibru între atomi. Dacă o forţă de tracţiune sau de compresiune se manifestă asupra materialului atunci o forţă opusă va încerca să refacă echilibrul dintre atomi. Astfel, după încetarea acţiunii exterioare atomii revin la poziţia de echilibru. Deformarea plastică este cea care induce deformaţii remanente în material şi după încetarea acţiunii forţei asupra materialului. Aceasta apare în momentul în care deformaţia la nivelul atomilor este mai mare decât capacitatea lor de a reveni la poziţia iniţială.

Diagrama tensiune-deformaţie

Este modul grafic de prezentare a deformării şi a tensiunii. În mod obişnuit testarea se face prin încărcarea graduală a materialului folosind aparate de testare specifice. Valorile ce rezultă pentru deformaţie sunt apoi folosite pentru determinarea tensiunii. Punctele astfel determinate conduc la obţinerea curbei tensiune-deformaţie a materialului. În mod tradiţional tensiunea se marchează pe axa verticală, iar deformaţia pe axa orizontală. Multe din proprietăţile fizice de bază ale materialelor dentare pot fi reprezentate pe diagrama tensiune-deformaţie. De exemplu :

- porţiunea dreaptă a liniei reprezintă regiunea de deformare elastică

Page 3: Aliaje Dentare

- porţiunea curbă a liniei reprezintă regiunea de deformare elastică şi plastică- panta porţiunii drepte a liniei reprezintă modulul de elasticitate- lungimea părţii curbe a liniei reprezintă ductilitatea- aria aflată sub porţiunea dreaptă a liniei reprezintă rezilienţa- aria aflată sub întreaga linie reprezintă tenacitatea

Fig. 2.1 Diagrama tensiune - deformaţie

Modulul de elasticitate (modulul elastic, modulul lui Young)

Este o masură a rigidităţii relative a materialului. Valorile care dau această măsură sunt :

Modulul de elasticitate = Tensiune / Deformaţie

Trebuie reţinut faptul că această formulă se aplică doar regiunii elastice a diagramei tensiune-deformaţie. Pe diagramă modulul este indicat prin intermediul pantei porţiunii drepte a liniei. De aceea materialul ce prezintă o pantă mai abruptă va avea un modul mai mare şi, în consecinţă, va fi mai rigid decât unul ce are o pantă mai puţin abruptă. Modulul este o expresie a intensităţii legăturilor atomice şi intermoleculare. Acesta nu este relaţionat de rezistenţa mecanică şi de limita de proporţionalitate şi nu este afectat de tratamentul termic de îmbătrânire sau de prelucrarea la rece a materialului.

Regiunea plasticăTensiunea de

rupere

Regiunea liniară (elastică)

Punctul de rupereLimita de

proporţionalitate

Ten

siu

ne

a

Deformaţia

Page 4: Aliaje Dentare

Fig.2.2 Diagrama modulului de elasticitate

Tabelul 2.1 Valorile modulului de elasticitate pentru unele materiale dentare

Material Alumina AmalgamOs

(femur)

Aliaj Co-Cr

Aliaje de aur tip I

Aliaje de aur

tip III

Aliaje de aur

tip IV

Aliaje Ni-Cr

Titan

E(GPa)

418 52,4 17,2 125 77,2 100 99,3 188 117

Limita de proporţionalitate

Este valoarea necesară tensiunii de a produce deformaţii permanente în material. În mod alternativ poate fi definită şi ca limita de proporţionalitate dintre tensiune şi deformaţie, şi este reprezentată pe diagrama tensiune-deformaţie prin punctul de inflexiune în care se face trecerea de la linia dreaptă la curbă. Sub valoarea limitei de proporţionalitate tensiunea este proporţională cu deformaţia. Tensiunile aflate sub această valoare determină doar deformaţii temporare (elastice), iar peste această valoare determină deformaţii permanente (plastice). Pentru materialele de restaurare se doreşte o limită cât mai mare.

Tabelul 2.2 Valorile limitei de proporţionalitate pentru unele materiale dentare

MaterialAliaj

de aur tip I

Aliaj de aur tip II

Aliaj de aur tip III

Aliaj de aur tip IV

Aliaj Ni-Cr

AgarSmalţul dentar

Dentina

PL(MPa)

69 190 221 286 193 0,66 353 167

MODULUL DE ELASTICITATE – panta iniţială a curbei ce face referire directă la rezistenţa legăturilor atomice

Panta porţiunii elastice a curbei

tensiune-deformaţie; E – modulul de

elasticitate

Tens

iune

a

Deformaţia

Page 5: Aliaje Dentare

Limita de elasticitate

Este valoarea maximă a tensiunii la care structura rezistă şi se întoarce la dimensiunile avute înainte de aplicarea încărcării. Această proprietate este similară cu cea descrisă anterior pentru toate aplicaţiile practice.

Limita de curgere

Este punctul la care se remarcă prima deviere de la proporţionalitate a tensiunii faţă de deformaţie pe diagrama tensiune-deformaţie. Acesta indică faptul că structura începe să se deformeze accentuat pentru o valoare redusă a tensiunii.

Rezistenţa la curgere

Este valoarea necesară tensiunii de a produce deformări permanente (în mod obişnuit 0,1 % sau 0,2 % şi care poartă numele de procent de încovoiere). Deşi mulţi consideră că această proprietate este similară cu limita de proporţionalitate, ea este folositoare deoarece se determină mult mai uşor decât limita de proporţionalitate. Astfel, nu este necesar să se determine punctul în care proporţionalitatea tensiune-deformaţie se termină, ci se identifică doar punctele de 0,1% sau 0,2% pe axa tensiunii şi se trasează o linie paralelă cu axa deformaţiei până la curba din domeniul elastic.

Rezistenţ a la rupere

Este valoarea maximă la care materialul rezistă fără ca acesta să se rupă sau să se fisureze. Proprietatea se aplică atât forţelor de tracţiune cât şi celor de compresiune sau de forfecare. Peste această valoare materialul se va rupe sau fisura

REZISTENŢA LA RUPERE – forţa maxima aplicata specimenului

Tens

iune

a

Deformaţia

Page 6: Aliaje Dentare

Fig. 2.3 Diagrama rezistenţei la rupere

Tabelul 2.3 Valorile rezistenţei la rupere pentru unele materiale dentare

Material AluminaAmalga

mOs

Aliaj Co-Cr

Aliaj de aur tip I

Aliajde aur tip II

Aliaj de aur

tip III

Aliaj de aur

tip IV

Porţelan

Titan Ti6Al4V DentinaSmalţ dentar

Rm

(MPa)119 47,9

121

685 221 379 448 469 503 550 930 105,5 10,3

Rezistenţa la compresiune

Este valoarea maximă la care materialul rezistă fără ca acesta să se rupă sau să se fisureze. Proprietatea se aplică atât forţelor de tracţiune cât şi celor de compresiune sau de forfecare. Peste această valoare materialul se va rupe sau fisura.

Tabelul 2.4 Valorile rezistenţei la compresiune pentru unele materiale dentare

Material Alumina Amalgam OsSticlă

ionomerăAgar Alginat Polisulfida Porţelan Dentina Smalţ dentar

C(MPA)

2180 201 167 45 0,76 0,82 1,93 150 297 384

Ductilitatea

Este abilitatea materialului de a suferi o deformare plastică fără ca acesta să se rupă sau să se fisureze, sau gradul cu care acesta se poate deforma permanent fără ca să se rupă. Ductilitatea se poate măsura prin trei moduri: procentajul alungirii, reducerea la aria capetelor de rupere sau testul îndoiturii la rece. Procentajul alungirii se măsoară prin trasarea unui marcaj în lungime de 50 mm pe o probă de tracţiune şi se aplică o tensiune axialaă până când materialul cedează. Procentajul alungirii reprezintă raportul dintre modificarea lungimii şi lungimea iniţială înmulţit cu 100. Reducerea la aria capetelor de rupere se măsoară la fel doar că determinarea se realizează cu ajutorul ariei de reducţie. Testul îndoiturii la rece măsoară numărul de îndoituri pe care le suportă un material înainte de rupere. O probă este prinsă vertical într-o menghină şi îndoită la orizontală. Îndoiturile ulterioare se realizează sub un unghi de 180. Testul nu este influenţat doar de ductilitatea materialului ci şi de diametrul probei.

Creşterea temperaturii implică scăderea ductilităţii materialului deoarece, în general, rezistenţa acestuia scade odată cu creşterea temperaturii. Ductilitatea nu este relaţionată de limita de proporţionalitate. Scopul în care ductilitatea este utilizată în stomatologie este dat de determinarea coeficientului de netezire. Acesta este definit ca fiind raportul dintre procentul alungirii şi limita de curgere. De aceea, cu cât este mai mare ductilitatea şi mai scăzută limita de curgere cu atât este mai mare coeficientul de netezire.

Page 7: Aliaje Dentare

Fig. 2.5 Diagrama ductilităţii

Tabelul 2.5 Valorile ductilităţii pentru unele materiale dentare

MaterialAliaje Co-Cr

Aliaj de aur

tip I

Aliaj de aur tip II

Aliaj de aur tip III

Aliaj de aur tip IV

Aliaj Ni-Cr

Aliaje de Pd

Ti6Al4V

Alungirea(%)

4 29,5 32 35 24 6 25 5

Maleabilitatea

Este abilitatea unui material de a suferi o deformare permanentă la compresiune fără a se fisura sau rupe, sau gradul de deformare la compresiune în aceleaşi condiţii.

Creşterea temperaturii, în general, conduce la scăderea maleabilităţii, deoarece aceasta este dependentă de mişcarea dislocaţiilor, care în general se mişcă mult mai uşor la temperaturi ridicate.

Fragilitatea

Este comportamentul materialului de a se fisura sau rupe sub acţiunea unei mici deformaţii sau chiar în absenţa acesteia. Materialele fragile sunt cele cu structura care nu permite mişcarea dislocaţiilor. Un bun exemplu în acest sens este dat de clasa de materiale ceramice.

Materialele fragile sunt sensibile la defectele/fisurile/golurile interne în cazul încărcării la tracţiune sau forfecare, deoarece acestea au tendinţa de a propaga aceste defecte în toată masa materialului. În schimb materialele fragile au un comportament foarte bun sub acţiunea forţelor de compresiune întrucât acestea închid fisurile sau golurile existente în material.

Rezilienţa

DUCTILITATEA – alungirea totală suferită de specimen în urma deformării plastice

Page 8: Aliaje Dentare

Reprezintă rezistenţa materialului la o deformare permanentă suferită în urma unui impact. Poate fi definită drept cantitatea de energie absorbită de material în momentul în care acesta este supus unei tensiuni aflate ca valoare puţin sub cea a limitei de proporţionalitate. Proprietatea este adesea descrisă ca “potenţial de înmagazinare”. Aceasta se determină cantitativ sub numele de modul de rezilienţă care este limita de proporţionalitate la pătrat împărţită la de două ori modulul de elasticitate. Această cantitate este raportată ca unităţi de energie pe unitatea de volum. Rezilienţa se reprezintă grafic prin intermediul ariei aflate sub partea liniară a diagramei tensiune-deformaţie.

Un modul de rezilienţă ridicat este de dorit în cazul materialelor de restaurare. Firele ortodontice au, la rândul lor, nevoie de un modul de rezilienţă ridicat datorită faptului că energia înmagazinată poate fi eliberată ulterior pentru o lungă perioadă de timp. Firele ortodontice (în special cele fabricate din beta-titan sau cele obţinute din oţeluri inoxidabile) ilustrează rolul pe care îl au limită de proporţionalitate şi modulul de elasticitate în determinarea rezilienţei. Astfel firele din beta-titan au o rezilienţă mai bună decât cele din oţel inoxidabil, deşi au aceeaşi limită de proporţionalitate, însă firele din beta-titan au un modul de elasticitate mai mic decât cele din oţel inoxidabil.

Tenacitatea

Reprezintă rezistenţa materialului la fisurare în urma unei tensiuni de impact sau poate fi definită drept cantitatea de energie absorbită de material în momentul în care acesta este supus unei tensiuni aflate ca valoare puţin sub cea a limitei de proporţionalitate. Grafic, aceasta descrie întreaga arie aflată sub diagrama tensiune-deformaţie. Materialele dure sunt în general tenace, deşi ductilitatea are un rol pronunţat în determinarea tenacităţii. Tenacitatea se determină în mod obişnuit folosind testul cu pendulul de impact Charpy (în care proba este aşezată orizontal) sau Izod (în care proba este aşezată vertical), testare care este frecvent folosită în industrie la controalele de calitate. Tenacitatea este principala preocupare în cazul materialelor fragile deoarece materialele ductile prezintă deja valori acceptabile ale acesteia. În cazul materialelor dentare s-au depus eforturi susţinute pentru creşterea tenacităţii.

Rezistenţa la fisurare

Reprezintă o proprietate importantă în cazul materialelor de amprentă, şi anume, polisulfida are o rezistenţă la fisurare ridicată, ceea ce reprezintă un avantaj, permiţându-i să fie extrasă din cavităţi fără să se fisureze. Pe de altă parte, polieterii au o rezistenţă scăzută la fisurare. Rezistenţa la fisurare se maximizează, pentru majoritatea materialelor de amprentă, prin îndepărtarea lor din interiorul dintelui cu ajutorul unui mâner paralel cu axa lungă a dintelui.

Tenacitatea la rupere

Este o măsură a rezistenţei materialului la rupere prin propafarea fisurii sub tensiune. Se determină în mod obişnuit utilizând testarea prin crestătura cu o singură muchie şi încărcarea în trei puncte. De vreme ce tenacitatea la rupere este o proprietate inerentă a materialului, ea oferă mai multe date decât rezistenţa transversală care este dependentă mai mult de prelucrarea probei ce urmează a fi testată. Deoarece tenacitatea la rupere este

Page 9: Aliaje Dentare

dependentă de propagarea fisurii şi nu de iniţierea ei, condiţiile în care se prezintă suprafaţa sunt de mai mică importanţă.

Rezistenţa transversală (tensiunea de încovoiere, modulul de rupere)

Este măsura care prezintă modul în care materialul se comportă sub acţiunea multiplelor tensiuni. Se determină prin supunerea unei bare din material la o încărcare în trei sau patru puncte care vor conduce la dezvoltarea unor tensiuni de compresiune în capătul barei, tensiuni de tracţiune la capătul inferior al acesteia şi tensiuni de forfecare pe lateralele ei. Tensiunile de compresiune sunt convertite la cele de tracţiune prin intermediul axei centrale neuter a bării. Tipul acesta de test este recomandat materialelor dentare cu baza răşină deoarece în funcţionare acestea sunt supuse la solicitări complexe. Testul este foarte sensibil la modul în care este pregătită proba, în special la condiţiile în care se prezintă suprafaţa pe care se manifestă tensiunile de tracţiune.

Tabelul 2.6 Valorile rezistenţei transversale pentru unele materiale dentare

Material AmalgamHidroxidde calciu

Sticlă ionomeră

AluminaAur

(folie)Gips

T(MPa)

122 4,2 24,2 379 292 16,6

Oboseala

Oboseala reprezintă ciclul de tensiuni la care materialul poate ceda, valoarea acestuia fiind mai mică decât tensiunea de rupere obişnuită. Termenul de “oboseală” derivă din faptul că materialele par să obosească în urma unui ciclu repetat de încărcări. Există două direcţii de abordare a acestei proprietăţi: limita de anduranţă şi durata de funcţionare. Limita de anduranţă reprezintă tensiunea maximaă ce se poate aplica unui material astfel încât acesta să efectueze un număr nelimitat de cicluri fără să sufere nici un defect. Durata de funcţionare reprezintă o predicţie în ceea ce priveşte numărul de cicluri la care rezistă materialul până la rupere pentru o anumită valoare a forţei aplicată. Oboseala conduce la ruperea materialului deoarece aceasta promovează propagarea fisurilor. Condiţiile în care se prezintă suprafaţa (margini ascuţite, rugozitatea) contribuie la rândul lor la ruperea prin intermediul oboselii. Oboseala stă la baza deteriorării amalgamurilor dentare şi ale materialelor dentare bazate pe răşini.

Vâscozitatea

Este rezistenţa la curgere. De aceea un lichid cu vâscozitate mare va avea o consistenţă groasă şi va curge mai greu. Vâscozitatea este datorată de forţele de frecare interne ce apar în lichid şi se calculează prin raportul dintre tensiunea de forfecare şi viteza de deformare. Unitatea de măsură este centipoises.

Vâscoelasticitatea

Descrie materialele care prezintă atât caracteristici de lichid vâscos cât şi de solid elastic. Aceste tipuri materiale au proprietăţi ce variază cu viteza de încărcare. Materialele

Page 10: Aliaje Dentare

vâscoelastice, de exemplu alginatele, prezintă o mică deformaţie permanentă la încărcări rapide, dar au o deformaţie permanentă ridicată ca valoare în cazul unei încărcări lente.

Tipuri de comportamente ale fluidelor

1. Lichide Newtoniene (ideale)

Sunt lichidele ce prezintă aceeaşi vâscozitate indiferent de viteza de forfecare. Exemplele includ apa şi cimentul din fosfat de zinc.

2. Lichide plastice

Sunt rigide până la o anumită valoare a tensiunii de curgere ce li se aplică. Aplicarea acestei tensiuni cu scopul de a cauza curgerea materialului poartă numele de caracteristica Bingham.

3. Lichide pseudoplastice

Sunt cele care perzintă o scădere a vâscozităţii odată cu creşterea vitezei de forfecare. Exemplele cuprind în această categorie cimenturile policarboxilate şi cimenturile monomerice.

4. Lichide dilatante

Sunt cele care prezintă o creştere a vâscozităţii odată cu creşterea vitezei de forfecare. Un bun exemplu e dat de compozitele pe bază de răşini.

5. Lichide tixotropice

Sunt lichidele a căror vâscozitate depinde de tipul de forfecare suferit. Cu alte cuvinte, dacă au fost supuse la forfecare, atunci vâscozitatea lor va scădea, iar dacă apoi nu mai sunt supuse la alte solicitări atunci vâscozitatea lor va creşte până la nivelul avut înainte de a fi supuse la forfecare. Exemplele includ aici pastele profi şi gelurile pe bază de fluor. Opuse acestor fluide sunt fluidele reopexice.

Timpul de lucru

Este definit ca fiind timpul scurs de la începutul amestecului până când materialul obţinut devine atât de gros încât nu mai poate fi manipulat.

Timpul de solidificare

Reprezintă timpul scurs de la începutul amestecării până când materialul astfel obţinut atinge un anumit grad de rigiditate, apropiat de cel pentru care este folosit. Situaţia dorită în aceste cazuri este cea în care se asociază un timp de lucru adecvat cu o solidificare rapidă.

Aplicaţiile clinice ale reologiei

Page 11: Aliaje Dentare

Materialele elastomerice de amprentă pe bază de apă sau nu, fiind vâscoelastice, trebuie îndepărtate cu ajutorul unui mâner din cavitatea bucalaă pentru a minimiza deformaţiile permanente.

Ideal ar fi lucrul cu cimenturile şi materialele de amprentă uşoare, care să aibă un comportament pseudoelastic, astfel încât, odată cu creşterea vitezei tensiunii de forfecare să scadă vâscozitatea.

Motivul pentru care multe cimenturi foarte vâscoase (policarboxilatele, cimenturile ionomerice) formează straturi subţiri se datorează faptului că sunt pseudoplastice.

Coeficientul liniar de dilatare termică

Coeficientul liniar de dilatare termică este definit ca fiind modificarea lungimii pe unitatea de lungime a unui material ce este supus unei modificări a temperaturii de 1C. Acest număr variază de la un material la altul şi este exprimat sub formă exponenţială. Elementul de bază al definiţiei coeficientului liniar de dilatare termică este ideea că atomii la echilibru au cel mai scăzut nivel energetic. În momentul în care o anumită cantitate de energie este aplicată asupra lor aceştia vor începe să vibreze şi să se depărteze unul de altul, acest fenomen având drept consecinţă dilatarea materialului.

Există o strânsă legătură între coeficientul de dilatare termică şi punctul de topire al materialului. Astfel, materialele ce au punctul de topire scăzut vor avea un coeficient de dilatare ridicat. Explicaţia este dată acestui fenomen de faptul că legăturile interatomice sunt slabe, iar în momentul în care se aplică o anumită cantitate de energie, atomii se vor mişca mult mai uşor. Contrariul este adevărat în cazul materialelor cu temperaturi de topire ridicate. Datorită legăturilor interatomice puternice, aceste materiale vor prezenta valori scăzute pentru coeficienţii de dilatare termică. Dacă dintele şi materialul de restaurare au coeficienţi de dilatare diferiţi atunci materialele se vor dilata şi contracta diferit, ceea ce se va concretiza în scurgeri şi alunecări nedorite ale materialului de restaurare faţă de dinte

Tabelul 2.7 Valorile coeficientului de dilatare termică penru unele materiale dentare

Material Alumina AmalgamCiment

ZOEAliaje Co-Cr

Aliaje de aur

Porţelan pe

support metallic

Aliaje Ni-Cr

AliajTi6Al4V

Silicon

Intervalul de

temperatură (°C)

0–200 20–50 25–6025-

500

25-

500

40-

500

40-

500

200-

700

22-40

Coeficientul de

dilatare termică(10-6/ °C)

6,2 22,1 35 14,7 14,1 14,7114,2

712,43 142

Conductivitatea termică

Coeficientul conductivităţii termice este cantitatea de caldură în calorii/secundă ce trece printr-o probă groasă de 1 cm având aria transversală de 1cm2 producând o diferenţă de temperatură la suprafeţele probei de 1C. Cu cât este mai mare acest coeficient, cu atât capacitatea acestuia de a transmite căldura este mai mare. Aceste valori variază de la un

Page 12: Aliaje Dentare

material la altul, iar ele sunt prezentate pentru materialul dentar, dentina şi cimenturile dentare.

Tabelul 2.8 Valorile conductivităţii termice pentru unele materiale dentare

MaterialAmalga

mAlumina Os Titan

Aliaj Au-Ag-Pd

Porţelan

Dentina

Smalţul

dentarλ

(W/cm grd)

54 38,7 1,4 10 300 2,39 1,36 2,23

Difuzivitatea termică

Măsoară viteza transferului energiei termice atunci când sursa de căldură are fluctuaţii. Această proprietate poate fi în unele cazuri mai importantă decât conductivitatea termică, în stomatologie, deoarece în cavitatea bucală există fluctuaţii termice importante. De exemplu, aceasta poate fi relaţionată de abilitatea unui material de bază de a asigura protecţia termică a dintelui.

Tabelul 2.8 Valorile difuzivităţii termice pentru unele materiale dentare

MaterialAmalga

m

Hidroxid

de calciu

Sticlă ionomeră

Silicon

PMMA DentinaSmalţ dentar

(mm2/s) 9,6 0,187 0,184 0,32 0,124 0,183 0,469

Duritatea şi testarea durităţii

Duritatea este definită ca rezistenţa materialului la o apăsare permanentă. Astăzi se utilizează diferite metode de testare a materialelor dentare.

Clasificarea testelor de duritate

1. Prin intermediul modului de aplicare al apăsării: Static (sarcina aplicată încet), Dinamic (sarcina aplicată rapid)

2. Prin intermediul valorii încărcării aplicate penetratorului: Macroduritate (când sarcina este mai mare de 1 Kg), Microduritate (când sarcina este mai mică de 1 Kg)

3. Prin intermediul mărimii penetratorului: Micropenetrare (penetrator cu vârf mic), Macropenetrare (penetrator cu vârf mare).

Cele mai cunoscute teste de duritate sunt : Brinell, Vickers, Knoop, Rockwell.În general, valoarea durităţii se obţine prin împărţirea sarcinii aplicate pe suprafaţa

probei cu aria sau adâncimea urmei produse de penetrator la suprafaţa probei.

Brinell

Page 13: Aliaje Dentare

Acest test implică utilizarea unei bile de oţel durificat cu diametrul de 1,6 mm pe care se aplică o sarcină de 12 Kg. Valorile BHN se exprimă în mod tehnic în Kg/mm2, obişnuit valoarea reprezintă şi unităţile de măsură. Astfel, cu cât valoarea este mai mare cu atât duritatea materialului este mai mare. Acest test dă rezultate deosebite în cazul materialelor ductile.

Limitările testărilor se referă la :- metalele prelucrate la rece ce prezintă o “coamă” în jurul penetrării ;- metalele recoapte ce prezintă o scufundare a penetrării.Ambele situaţii fac determinarea diametrului urmei dificilă.Condiţiile necesare pentru obţinerea valorilor exacte sunt :1. Proba trebuie să fie plată;2. Proba trebuie să fie de 10 ori mai groasă decât adâncimea preconizată a

penetrării;3. Testarea nu trebuie efectuată la marginea probei;4. Penetrările nu trebuie efectuate prea aproape una de cealaltă.

Tabelul 2.10 Valorile durităţii Brinell pentru unele materiale dentare

MaterialAliaje Co-Cr

Aliaj de aur

tip I

Aliaj de aur tip

II

Aliaj de aur tip

III

Aliaj de aur tip

IV

Aliaje Au-Pd

Aliaje Ag-Pd

Aliaje de aur suport pentru

porţelan topit

Duritatea Brinell

(Kg/mm2)265 45 95 110 120 200 135 165

Vickers

Testul de duritate Vickers implică o sculă de penetrare din diamant, în formă de piramidă cu baza pătrat şi un unghi de penetrare de 136; sarcina în acest caz se aplică pe materialul testat în mod constant. Lungimea diagonalelor penetratorului este folosită în determinarea mărimii urmei lăsate de acesta în material. Avantajul semnificativ al acestui test constă în faptul că se pot testa probe foarte mici datorită penetratorului său de mici dimensiuni. De asemenea, abilitatea testului de a lucra cu sarcini variate, conduce la un alt avantaj, şi anume, se pot face determinări de durităţi atât pe materiale moi cât şi pe materiale dure. Testarea Vickers dă rezultate foarte bune în cazul materialelor fragile, dar şi situaţiile în care se întâlnesc materiale ductile au fost rezolvate cu success.

Tabelul 2.11 Valorile durităţii Vickers pentru unele materiale dentare

Material AluminaAmalgam

Ag-Hg Sn-Hg

Aliaj Co-Cr

Aliaj de aur tip I

Aliajde aur tip II

Aliaj de aur

tip III

Aliaj de aur

tip IV

Porţelan

Titan Ti6Al4V DentinaSmalţ dentar

HV(Kg/mm2)

1200 120 15 350 55 105 135 160 182 210 320 60 408

Knoop

Page 14: Aliaje Dentare

Unul dintre cele mai utilizate teste de duritate pentru materialele dentare este testul Knoop, care foloseşte o sculă de penetrare din diamant, în formă de piramidă cu baza romboidală. Deşi poate fi folosit atât pentru materiale ductile cât şi fragile, acesta oferă rezultate excelente în cazul în care se testează materiale elastice, deoarece recuperarea deformaţiei este mai mare decât diagonala mică a urmei. Acest aspect este foarte important deoarece pentru determinarea durităţii se utilizează diagonala mare. Dezavantajul major al testului constă în faptul că necesită suprafeţe foarte bine şlefuite şi un timp de testare mai mare decât cel folosit în celelalte teste.

Tabelul 2.12 Valorile durităţii Knoop pentru unele materiale dentare

Material AluminaAliaj

Co-CrAur

(folie)Aliaj

Au-PdAliaj Ni-Cr

Aliaje de Pd

Ciment sticlă

ionomeră

Smalţul dentar uman

KHN(Kg/mm2)

2100 356 69 206 314 259 31355

-431

Rockwell

Penetratoarele folosite de acest test sunt conuri de diamant sau bile de oţel. Avantajul deosebit al acestui tip de test constă în faptul că necesită un timp foarte scurt, şi anume 10 sau 15 secunde până la obţinerea rezultatelor care se citesc de pe un cadran, ceea ce face ca operatorul să evite introducerea valorilor în formulistica matematică, şi astfel, se îndepărtează riscul apariţiei unor erori de calcul.

Metoda : Se aplică o sarcină mică (uşoară) pe penetrator, iar indicatorul aparatului de măsură se fixează la valoarea zero. Apoi se aplică sarcina mare (mai grea sau cea de interes) după care se face citirea de pe ecranul indicator. Testul măsoară diferenţa urmelor lăsate de sarcina mare şi cea mică.

Alături de testul Rockwell există şi testul Rockwell Superficial; diferenţa dintre cele două constă în magnitudinea sarcinilor utilizate. Rockwell Superficial utilizează sarcini mai mici şi determină duritatea la suprafaţa materialului.

Informaţii generale despre duritate

Conversia valorilor obţinute la un test (de exemplu Vickers) se poate face pentru un alt tip de test (de exemplu Knoop), însă acest lucru în cel mai bun caz nu este altceva decât o aproximaţie.

Motivele pentru care se determină duritatea- duritatea nu se determină doar ca proprietate în sine, ea este şi un indicator pentru

alte proprietăţi. Astfel, cunoscându-se că aliajele dentare cu baza metalică sunt cu 30% mai dure decât aliajele de aur tip IV, se trage concluzia că primele au nevoie de aparate adecvate pentru a fi prelucrate la rece.

De asemenea, duritatea poate fi un indicator al :- rezistenţei la uzură – deşi duritatea nu este un indicator absolut al rezistenţei la

uzură, în cazul răşinilor composite s-a demonstrat că duritatea matricei joacă un rol important în cadrul rezistenţei la uzură

Page 15: Aliaje Dentare

- rezistenţa – a fost demonstrată legătura între duritate şi rezistenţa în cazul ghipsului

- gradul de polimerizare – duritatea indică gradul de conversie al unui monomer în răşina compozită; duritatea ridicată indică un grad ridicat de polimerizare

- adâncimea de întărire a răşinilor – adâncimea solidificării la răşinele activate la lumina se poate determina utilizând testul de duritate. Se foloseşte o răşină activată de lumina ce are adâncimea solidificată cunoscută; se determină duritatea la capătul activat după care se determină duritatea la capătul neacvtivat. Se consideră polimerizare completă când diferenţa de duritate între cele două capete este de cel puţin 80%

Grosimea probei are o importanţă deosebită în determinarea durităţii, dacă aceasta este prea subţire atunci penetratorul poate să treacaă prin probă şi astfel, să se obţină rezultate eronate. O altă eroare poate fi introdusă de penetrator, dacă acesta îşi pierde din calitatea de penetrare iar vârful devine bont.

Duritatea Knoop (KHN) pentru câteva materiale dentare :Smaltul 300Dentina 65Amalgamul 100Răşini composite hibride 35Răşini composite pentru microrestaurări 25

Uzura

Reprezintă pierderea de masă a unui material la realizarea contactului cu alt material, contact ce se desfăşoară dinamic. Este un proces complicat care este influenţat de ductilitate, duritate şi rezistenţa la rupere.

Există patru tipuri de uzuri :1. Abrazivă2. Adezivă3. Oboseala4. Corozivă

Abrazivă (sau de fricţiune)

Apare când există frecare între o suprafaţă netedă, fină şi una rugoasă, abrazivă.Este bine de ştiut că uzura abrazivă poate fi de două feluri: două corpuri în contact

sau trei corpuri în contact (dacă o bucată s-a rupt din unul din corpuri).Duritatea nu este un indicator absolut al uzurii sau al rezistenţei la uzură. Suprafeţele

dure nu au întotdeauna un comportament la uzură mai bun decât cele moi. Condiţiile impuse de uzura abrazivă constau în diferenţa de duritate dintre cele două

suprafeţe iar suprafaţa mai dură este şi rugoasă.

Adezivă

Apare în momentul în care proiecţii microscopice aderă sau se unesc între ele şi se fragmentează pe măsură ce suprafeţele aflate în contact se mişcă. Acest tip de uzură este cea mai răspândită, dar şi cel mai greu de prevenit. Chiar şi suprafeţele foarte bine lustruite prezintă asperităţi şi sunt supuse la acest tip de uzură.

Page 16: Aliaje Dentare

Oboseala

Apare în momentul în care oboseala determinată de încărcările ciclice cauzează fisuri ce se dezvoltă sub suprafeţele ce se află în contact. Alunecarea acestora cauzează pierderi masice de material.

Corozivă

Apare la contactul dintre două suprafeţe corodate, zona aflată sub influenţa produşilor de coroziune ce accentuează distrugerea suprafeţelor.

Testarea la uzură

Testarea in vitro : Problema principală care este ridicată de acest tip de testare în laborator este dată de valoarea foarte puţin predicitibilă a rezultatelor ce fac referire la comportamentul materialului dentar în condiţii reale intraorale. Acesta este şi motivul pentru care în mod obişnuit testarea se desfăşoară accelerat cu scopul de a produce date cât mai apropiate de realitate, într-un interval cât mai scurt de timp. Pe de altă parte, inconvenientul rapidităţii testării, rezidă în riscul mare de apariţie al erorilor.

Câteva exemple de teste de uzură sunt prezentate mai jos :1. Pierdere masică şi pierdere volumică;2. Uzura la contactul a doua suprafeţe sau trei suprafeţe în contact;3. Duritatea la penetrare;4. Profilometria suprafeţei.Testarea in vivo: se poate realiza atât prin tehnici directe cât şi prin tehnici indirecte.

Prima categorie este dată de comparaţia care se face între datele clinice existente deja şi diferitele categorii de grade de uzură. Tehnicile indirecte utilizează replici ce sunt analizate microscopic sau sunt comparate cu valorile standardizate în tabele.

Caracteristicile unui abraziv ideal

1. Forma neregulată2. Duritate mai mare decât cea a suprafeţei pe care urmează să o uzeze3. Rezistenţa ridicată la impact4. Rezistenţa ridicată la uzura prin frecarePorţelanul este un bun exemplu al faptului că uzarea intraorală trebuie privită ca un

fenomen cuplat, şi anume, nu doar materialul implicat trebuie investigat la uzare ci şi restul dentiţiei alături de materialele de restaurare care vin în contact cu materialul de interes.

Modificarea dimensională

Această proprietate afectează o largă varietate de materiale dentare. Pentru anumite materiale, cum ar fi materialele de investigare, această proprietate este atât necesară cât şi

Page 17: Aliaje Dentare

benefică. În alte cazuri, de exemplu răşinile composite, modificarea dimensională intră în categoria proprietăţilor nedorite.

Există trei tipuri de modificări dimensionale :1. Termică2. Chimică3. Mecanică

Modificarea dimensională termică

Apare în momentul în care sistemul primeşte energie din exterior, iar atomii încep să se deplaseze din poziţiile lor de echilibru, acest ansamblu de fenomene concretizându-se într-o modificare dimensională.

Modificarea dimensională chimică

Se produce în momentul în care reactanţii determină apariţia unui produs de reacţie ce are un volum diferit. Un exemplu în acest sens este dat de răşinile de bază care suferă o contracţie volumetrică de 7% după ce se adaugă polimerul în reacţie cu monomerul, într-o proporţie volumica de 3:1.

Modificarea dimensională mecanică

Reprezintă o simplă deformare mecanică ce apare în momentul în care materialul este supus unei încărcări.

Intervalul de topire

Reprezintă temperatura la care un singur element sau compus trece din starea solidă în cea lichidă. Materialele care se prezintă sub forma unor aliaje în general nu au o temperatură exactă la care se topesc, ele posedă un interval de temperatură. Temperature mai joasă reprezintă valoarea curbei solidus sub care materialul se află în stare solidă. Temperatura cu valoarea mai ridicată reprezinta curba liquidus peste care materialul se află în stare lichidă. În acest interval de temperatură ambele stări, lichidă şi solidă sunt prezente.

Tabelul 2.13 Valorile intervalului de topire pentru unele materiale dentare

MaterialAliaje Co-Cr

Aliaj de aur tip I

Aliaj de aur tip II

Aliaj de aur

tip III

Aliaj de aur

tip IV

Aliaj Ni-Cr

Aliaje de Pd

Aliaje Ag-Pd

Ti6Al4V

Temperatura(°C)

1325-

1400

996-

1038

899-

968

899-

968

888-

949

1148-

1250

1160-

1277

1021-

12771650

Page 18: Aliaje Dentare

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.

Compozitia

Amalgamul 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.

Page 19: Aliaje Dentare

Reaction Phase Mass % Ag Mass % Sn

L   +   (Ag)   ->   (Ag)

723.9 oC

Lichid 77.33 22.67

(Ag) 87.56 12.44

(Ag) 85.78 14.22

L   +   (Ag)   ->   Ag3Sn

479.9 oC

Lichid 48.79 51.21

(Ag) 74.39 25.61

Ag3Sn 73.17 26.83

L   ->   Ag3Sn   +   (Sn)

220.3 oC

Lichid 3.73 96.27

Ag3Sn 73.17 26.83

(Sn) 0.07 99.93

Phase Struktur-berichtSymbol

Common Names

Prototype Spacegroup Model*

Lichid n/a L n/a n/a (Ag,Sn)1

Fcc A1 (Ag) Cu Fm-3m (Ag,Sn)1(Va)1

Hcp A3 (Ag) Mg P63/mmc (Ag,Sn)1(Va)0.5

Bct A5 (Sn), ( Sn) Sn I41/amd (Ag,Sn)1

Ag3Sn D0 Cu3Ti Pmmn (Ag)0.75(Sn)0.25

Page 20: Aliaje Dentare

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.

Microstructura

Amestecarea 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, Ag2Hg3 (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

Page 21: Aliaje Dentare

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 .

Fig. 3.3 Microstructura amalgamului dentar (schematic)

Suprafata va fi atacata pe rand de fiecare reactiv in parte, intre atacuri recomandandu-se 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 mecanică

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

goluri

Page 22: Aliaje Dentare

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.

Fig. 4 Influenţa matricei asupra proprietăţilor 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.

Aliaj cu granulaţie fină

Exces de mercur Supratriturare

CONŢINUTUL MATRICEI

Rezistenţă scăzută

Rigiditate scăzută

Fluaj ridicat

Coroziune ridicată

MO

DIF

ICA

RE

A L

INIA

DIM

EN

SIO

NA

con

trac

ţia

ne

tăd

ilata

rea

net

ă

Aliaj obişnuit

Aliaj cu granulaţie

fină

Page 23: Aliaje Dentare

Fig.5 Modificarea liniară dimensională la solidificareTriturarea 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

Page 24: Aliaje Dentare

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. S-a 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.

Fig.6 Prezentarea schematică 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 cupru

Amalgamurile 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,

ambele produse

materialul de bază al cavităţii

Page 25: Aliaje Dentare

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.

Fig. 3.7 Diagrama de echilibru fazic Ag – Cu

CALCULUL REACŢIEI DE ECHILIBRU

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.

Faza Simbolul Denumirea comună PrototipGrup

spaţialModel*

Lichid n/a L n/a n/a (Ag,Cu)1

Fcc A1 (Ag), (Cu) Cu Fm-3m (Ag,Cu)1(Va)1

Reacţia Faza Masa % Ag Masa % Cu

L  →  (Ag)   +   (Cu)

779.1 oC

Lichid 71.59 28.41

(Ag) 91.73 8.27

(Cu) 7.47 92.53

Lichid

% Cu masic

Page 26: Aliaje Dentare

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.

Fig. 3.8 Microstructura schematică a unui amalgam cu conţinut 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.

Faza dispersată (Ag-Cu) Aliaj ternar

Page 27: Aliaje Dentare

Reactia Faza Masa % Ag Masa % Cu Masa % Sn

L   +       (Cu)   +  

641.6 oC

Lichid 40.11 35.76 24.13

0 75.74 24.26

(Cu) 2.39 80.47 17.24

0 73.57 26.43

L   +   (Cu)     (Ag)   +  

636.4 oC

Lichid 44.42 32.17 23.41

(Cu) 2.40 80.42 17.18

(Ag) 88.24 2.71 9.05

0 73.49 26.51

L      +   Cu10Sn3   +   Cu3Sn

550.1 oC

Lichid 73.13 85.04 18.36

0 69.97 30.03

Cu10Sn3 0 64.06 35.94

Cu3Sn 0 61.63 38.37

L   +   (Ag)   +       Cu10Sn3

612.6 oC

Lichid 49.64 22.85 27.51

(Ag) 86.29 1.93 11.78

0 67.58 32.42

Cu10Sn3 0 64.06 35.94

Page 28: Aliaje Dentare

L   +   (Ag)   +   Cu10Sn3     Cu3Sn

611.0 oC

Lichid 50.17 22.06 27.77

(Ag) 86.14 1.88 11.98

Cu10Sn3 0 64.06 35.94

Cu3Sn 0 61.63 38.37

L   +   (Ag)       +   Cu3Sn

574.4 oC

Lichid 53.46 13.07 33.47

(Ag) 83.26 1.09 15.65

82.75 0 17.25

Cu3Sn 0 61.63 38.37

L   +       Ag3Sn   +   Cu3Sn

459.0 oC

Lichid 38.77 8.54 52.69

75.96 0 24.04

Ag3Sn 73.17 0 26.83

Cu3Sn 0 61.63 38.37

L   +   Cu3Sn    Ag3Sn   +   Cu6Sn5

356.2 oC

Lichid 19.26 5.86 74.88

Cu3Sn 0 61.63 38.37

Ag3Sn 73.17 0 26.83

Cu6Sn5 0 39.07 60.93

L     Ag3Sn   +   Cu6Sn5   +  (Sn)

216.9 oC

Lichid 3.73 0.85 95.42

Ag3Sn 73.17 0 26.83

Cu6Sn5 0 39.07 60.93

(Sn) 0.07 0 99.93

Page 29: Aliaje Dentare

ALIAJE DENTARE DE TURNARE ŞI DEFORMATE PLASTIC

Aliaje de turnare

Aliajele dentare de turnare trebuie să îndeplinească o serie complexă de condiţii pentru a putea fi folosite fără riscuri în stomatologie. În ultima perioadă s-au ridicat probleme foarte serioase cu privire la aspecte de biocompatibilitate, probleme ce au fost semnalate atât în ceea ce priveşte amalgamurile dentare (există controverse aprinse în SUA asupra rolului mercurului în anumite afecţiuni apărute după utilizarea amalgamului de către pacient) cât şi în ceea ce priveşte aliajele folosite ca implanturi sau pentru protezare (eliberarea nichelului din coroanele dentare sau efectele adverse ale paladiului asupra sănătăţii, efecte observate la pacienţii ce au avut proteze pe bază de aliaje înalt nobile (HN)).

În virtutea acestor considerente aliajele dentare trebuie să satisfacă din punct de vedere chimic standardele de siguranţă în exploatare şi nu în ultimul rând, proprietăţile pe care le au să se încadreze între cele dorite pentru un astfel de aliaj, cum ar fi: biocompatibilitate ridicată, uşurinţa topirii/turnării/polizării/şlefuirii, contracţie mică, rezistenţă ridicată la uzare, la rupere, la încovoiere, la coroziune.

Principalele tipuri de aliaje dentare de turnare sunt :aliajele de aur din care se confecţionează punţi dentare, coroane dentare, încrustaţii.aliajele cobalt-crom din care se confecţionează cadre pentru danturi partiale.aliajele nichel-crom din care se confecţionează punţi, coroane, suportul pentru topitura

de porţelan.aliajele argint-paladiu din care se confecţionează punţi, coroane, suportul pentru

topitura de porţelan.aliajele cu conţinut ridicat de paladiu din care se confecţionează suportul pentru

topitura de porţelan.

Conform specificaţiei ADA (American Dental Association) No.5 aliajele dentare de turnare trebuie să îndeplinească mai multe cerinţe.

Din punct de vedere compoziţional, elementele nu trebuie să depăşească în plus sau minus valoarea de 0,5% din concentraţia comunicată de producător. În cazul materialelor toxice abaterea trebuie sş fie mai mică de 0,1%.

Proprietăţile mecanice trebuie să se încadreze în limitele impuse de ADA Specification No.5, valori care se regăsesc şi în tabelul 4.1 alcătuit conform ISO 1562. Valoarea durităţii trebuie să se situeze într-o abatere de cel mult 10% faţă de valoarea comunicată de producător.

În ceea ce priveşte proprietăţile fizice, temperatura de topire trebuie să se încadreze într-o abatere de 20 C, abatere specificată de producător.

Proprietăţile reologice trebuie să îndeplinească următoarele cerinţe: cinci turnări succesive ale unor punţi sau coroane dentare trebuie să umple toate cavităţile şi să redea cât mai exact toate urmele de pe materialul de amprentă, la fel cum sunt prezentate de producător.

Eşecul uneia din turnări datorat fisurării sau spargerii formei de turnare nu se ia în considerare în succesiunea turnărilor.

Page 30: Aliaje Dentare

Aliaje de turnare pe baza aur

Denumirea mai exactă a acestora este “aliaje de Au” şi sunt suficient de dure pentru a fi folosite în cavitatea bucală în formă turnată. Acestea pot fi folosite la încrustaţii, coroane, punţi, agrafe etc. Se construieşte un model din ceara care are forma dorită, după care se elaborează şi se toarnă materialul de interes.

Anumite aliaje de aur, prin compoziţia chimică pe care o au, permit ca duritatea obţinută după turnare să fie variată printr-un tratament termic înainte de călirea finală. Acest lucru este foarte important în cazul aliajelor de aur deoarece masa metalică de bază nu este suficient de mare pentru ca să furnizeze rezistenţa dorită la coroziune sau la mătuire.

Principalele aliaje de turnare ce au aurul ca un component majoritar sunt :1. Aliaje cu conţinut ridicat de aur ;2. Aliaje de aur suport pentru topirea porţelanului (ATP) ;

Aliaje cu conţinut ridicat de aur

Principalele avantaje pentru care acest tip de aliaje s-au impus sunt :1. Rezistenţa la coroziune ;2. Biocompatibilitatea ;3. Operaţiile de topire şi turnare sunt uşoare ;4. Capacitate de compensare totală în cazul contracţiei la răcire.Multe dintre aceste tipuri de aliaje sunt reglementate de Standardul ISO 1562 – Aliaje

de aur pentru turnare. Standardul în discuţie ia în considerare patru tipuri de aliaje cu conţinut ridicat de aur :

Tipul I : moale (folosit în mod obişnuit pentru restaurări dentare şi aplicaţii ce nu sunt supuse la mari solicitări şi la care este necesară o şlefuire ulterioară)

Tipul II : semidur (folosit în mod obişnuit pentru restaurări dentare şi aplicaţii care sunt supuse la tensiuni moderate ca valoare : coroane ¾ , suporţi, coroane întregi sau punţi)

Fig.1 Coroana ¾ dentara realizata din aliaj de turnare din aur tip II

Tipul III : dur (folosit în mod obişnuit pentru restaurări dentare şi aplicaţii care sunt supuse la tensiuni mari : coroane ¾ subţiri, suporţi turnaţi subţiri, coroane întregi sau punţi)

Page 31: Aliaje Dentare

Fig.2 Coroana dentara completa realizata din aliaje de turnare de aur tip III

Tipul IV : extra dur (folosit în mod obişnuit pentru restaurări dentare şi aplicaţii care sunt supuse la tensiuni mari şi care au aria secţiunii transversale mică: suporţi, tije, agrafe, coroane).

Tabelul 4.1 – Aliaje conform ISO 1562, condiţii impuse

TIP

COMPOZIŢIA

Metale din grupaAu-Pt

(% masic, MIN)

DURITATEABRINELL

Călit Duritate

(MIN,MAX) (MIN)

REZISTENŢALA RUPERE

Mpa

(MIN)

ALUNGIREAEPRUVETEI

DE 50 mm (%)

Calit(MIN) Duritate

TEMPERATURADE TOPIRE

( °C )

I 824075

- -18

-930

II 7870

100- -

12-

900

III 7890

140- -

12-

900

IV 75130

- 200 620 10 2 870

Tabelul 4.2 – Aliaje cu conţinut ridicat de aur, compoziţia chimică generală

TIPUL Au Ag Cu Pt Pd In Fe Sn

I 90 7 3 - - - - -

II 76 12 8 1 12 - - -

III 75 10 10 2 21 - - -

IV 70 11 12 5 1 - - -

ATP 86 1 -Pt&Pd

10 - - -

Page 32: Aliaje Dentare

Terminologia tradiţională descrie tipurile de aliaje I – III ca fiind aliaje de încrustaţie (cele moi, medii şi dure), iar tipul IV se utilizează pentru coroane parţiale.

O condiţie importantă impusă de ISO 1562 este aceea dată de compoziţia chimică (Tabelul 4.1). Compoziţia acestor aliaje trebuie să conţină cel puţin 75% Au şi metale din grupa platinei (platina, paladiu, iridium, rodiu, ruteniu, osmium), iar în cazul aliajelor de Tip IV, valori corespunzătoare mai mari pentru celelalte elemente. Această condiţie are rolul de a asigura materialul împotriva mătuirii sau coroziunii ce poate apare în cavitatea bucală. Cele mai importante elemente de aliere sunt: argintul, cuprul, platina şi paladiul. Iridiul poate fi prezent în compoziţie doar ca element de rafinare a granulaţiei (aproximativ 0,005% masic se introduce în mod obişnuit). Câteva compoziţii tipice sunt prezentate în tabelul 4.2, iar proprietăţile fizice sunt prezentate în capitolul 2 al acestei lucrări. La adăugarea acestor elemente în compoziţie, alături de efectul de durificare se mai întâlnesc efectele următoare :

Argintul – reduce temperatura de topire a aliajului;Paladiul – poate înlocui platina;Cuprul şi platina – au efect de durificare (în cazul cuprului pentru un procent > 8% masic).

Durificarea aliajului prin adăugarea de cupru în compoziţie se înţelege foarte bine urmărind diagrama de echilibru fazic Au-Cu (Fig. 4.1). Diagrama prezintă un domeniu de solubilitate totală, domeniu ce apare în urma unui mecanism de substituţie.

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

TOPITURA

Solutie solida α

Solutie solida de cupru in aur

% Au

Page 33: Aliaje Dentare

Sub curba solidus sunt două domenii monofazice care reprezintă compuşi cu stoechiometrie variabilă, AuCu şi AuCu3. Condiţiile care favorizează formarea compusului AuCu, compoziţia chimică potrivită şi o temperatură < 450 C au ca rezultat migrarea atomilor de Cu şi Au în zonele de preferinţă din solid. Efectul acestui fenomen constă în apariţia unei soluţii solide de substituţie care gradual este înlocuită de o reţea cu celula elementară corespunzătoare AuCu. Datorită faptului că aceşti parametri diferă de cei ai soluţiei solide în care are loc fenomenul, în masa metalică turnată vor apărea dislocaţii. Aceste dislocaţii vor îngreuna deformarea plastică a materialului, durificarea lui se va face prin intermediul unui mecanism numit durificare prin transformare ordine-dezordine.

Astfel, o răcire rapidă (călire) la temperatura camerei, de la o temperatură ceva mai joasă decât cea la care se află curba solidus, va determina în masa turnată apariţia unei soluţii solide mai puţin dure care poate fi doar durificabilă, acest tratament împiedicând la rândul lui migraţia atomilor în solid pentru a forma AuCu (durificabil prin ordonarea atomică). Înainte de cementarea în cavitatea bucală, piesa turnată se reîncălzeşte la 450 C şi se menţine la această temperatură timp de 10 minute, perioadă care permite migraţia atomilor care vor durifica materialul prin ordonarea structurală; răcirea se efectuează în aer. Dacă este nevoie, materialul poate fi înmuiat printr-o reîncălzire la 700 C. În practică, procentul de Cu trebuie să fie > 8% pentru ca efectul de durificare prin rearanjare să aibă loc (în cazul tipurilor III şi IV).

Tratamentele termice aplicate aliajelor Au – Cu

Durificare 1. Încălzire la 450 C2. Menţinere 10 minute3. Răcire în aer

Înmuiere1. Încălzire la 700 C2. Menţinere 10 minute3. Călire în apă

Aliaje de aur suport pentru topirea porţelanului

Generalităţi

Aspectul estetic, cuplat cu relativa inerţie manifestată în cavitatea bucală, au făcut din porţelanul dentar un material foarte des utilizat ca material de restaurare. Deşi are aceste calităţi, porţelanul dentar este fragil şi suportă o deformare de doar 0,1 % înainte de rupere. În schimb, utilitatea acestuia este extinsă sub forma depunerii unui strat subţire de porţelan pe un metal care poate reprezenta o coroană dentară, o punte etc. Metoda mai poartă numele de “smălţuire”. Cu toate acestea, nici aliajele de aur discutate mai sus şi nici porţelanul obişnuit utilizat la îmbrăcarea coroanelor nu sunt potrivite pentru utilizarea lor în tehnica smălţuirii. Coeficientul de dilatare termică al porţelanului trebuie sa fie apropiat de cel al aliajului care constituie suportul, această condiţie determinând succesul operaţiei. Aliajele de aur care se încadrează în această categorie sunt prezentate în tabelul 4.2. Este important de reţinut faptul că aliajele utilizate în această tehnică nu trebuie să conţină elemente care pot forma oxizi coloraţi la interfaţă sau care pot influenţa culoarea porţelanului. Un astfel de exemplu este dat de către cupru.

Page 34: Aliaje Dentare

Există două metode prin care porţelanul dentar poate forma o legătură stabilă cu aliajul suport :

1. Interacţiune mecanică2. Adeziune (legatură chimică)

4.2.2.2 Interacţiunea mecanică

Legătura mecanică dintre porţelan şi metal constă în pătrunderea primului în toate neregularităţile de suprafaţă a suportului. Aceste neregularităţi se pot creea artificial prin depunerea pe suprafaţa de interes a unor fragmente metalice sferoidale. Înainte de depunerea porţelanului suprafaţa trebuie curăţată şi degresată. Dacă nu se realizează această etapă corespunzător atunci există posibilitatea ca porţelanul să nu umecteze suprafaţa de interes, iar în interiorul acestuia să apară microfisuri la răcire.

Fig. 4.4 Defecte prezentate schematic în cazul legăturii metal-porţelan

4.2.2.3 Adeziunea

Structura chimică a porţelanului dentar prezintă puţine similitudini evidente cu cea a metalelor. Din acest motiv, încercarea de a forma o legătură între cele două materiale pare puţin probabilă. Totuşi ionii metalici pot fi captaţi în structura porţelanului, în afara reţelei, şi formează o reţea de oxizi modificaţi. Dacă aceşti ioni metalici provin de pe suprafaţa metalului atunci va aparea o tranziţie structurală gradată între oxidul pur şi metalul pur. În astfel de circumstanţe legatura chimică devine posibilă. Efectul lor constă în obţinerea unei legături între stratul de porţelan depus şi stratul existent al oxidului metalului. Ideal ar fi ca grosimea stratului de oxid să fie foarte mică şi suprafaţa acestuia să fie continuă şi să nu prezinte zone de neaderenţă. În practică, stratul de oxid poate fi unul pasiv, cum este cel dat de aliajele Ni-Cr, sau unul artificial creat în aliajele de aur la temperatura de topire. Acesta se obţine prin introducerea în compoziţia chimică a unor cantităţi reduse de Fe sau Sn care la temperatura de topire a porţelanului vor migra la suprafaţa metalului şi vor forma un strat subţire de oxid. Compatibilitatea chimică a stratului cu porţelanul permite realizarea legăturii despre care discutăm.

Principalele moduri de distrugere a stratului de porţelan depus sunt următoarele :

1. Defect prezent în interiorul stratului de porţelan

PORŢELAN

OXIDUL METALIC

METAL

Fisura în interiorul porţelanului

Fisura în interiorul stratului de oxid

Fisura la interfaţa oxid-porţelan datorată umectării defectuoase

Page 35: Aliaje Dentare

2. Defect la interfaţa metal-porţelan3. Defect în interiorul stratului de oxid

Tendinţa de apariţie a defectelor este mai ridicată la interfaţa porţelan-metal, dar poate fi scăzută prin aşa-numita tehnică de “legare comprimată”. Aceasta apare datorită legăturii chimice şi a unei mici nepotriviri între coeficienţii de dilatare termici ai metalului şi a porţelanului. Compoziţia chimică a porţelanului implică un coeficient de dilatare termică mai mic cu 5 – 10 % decât cel al metalului. Răcirea acestui complex metal-porţelan va conduce la o contracţie mai mare a metalului decât cea realizată de materialul ceramic (o nepotrivire creată artificial prea mare va determina apariţia tensiunilor de forfecare în cadrul legăturii chimice). Datorită prezenţei legăturii chimice, porţelanul este supus unei deformări de compresiune la interfaţă. Aceasta din urmă împiedică dezvoltarea fisurilor şi creşte rezistenţa combinaţiei. Introducerea oxidului de potasiu în combinaţie are ca efect creşterea coeficientului de dilatare termică al porţelanului până la valoarea dorită în proces.

Aliajul se durifică în timpul în care se realizează smălţuirea :

- încalzire lentă până la 980 C- menţinere două minute- răcire lentă

Tratamentul termic implică o durificare prin mecanismul de ordonare structurală. Acest efect de durificare poate fi inversat printr-o încălzire la 900 C urmată de o călire.

4.3 Aliaje de turnare cobalt-crom

Aceste aliaje sunt predispuse la oxidare în timpul topirii, iar aliajul în forma turnată este fragil şi dur. Temperatura ridicată de topire necesită utilizarea unui model fuzibil fosfatic, în timp ce contracţia la răcire de aproximativ 1,9 % liniar, face dificilă atingerea acurităţii dimensionale cerută de model. Astfel, aceste aliaje nu sunt recomandate pentru turnări de precizie, cum ar fi coroanele dentare sau punţi, în timp ce utilizarea lor ca suport pentru porţelanul topit este nerecomandată datorită oxidarii suferite de aliaj la temperatura de lucru. Cu toate acestea materialul are o bună rezistenţă la coroziune şi este bine tolerat în cavitatea bucală. Aplicaţia tipică a acestor aliaje este cel dat de Co-Cr-Mo ce este utilizat pentru obţinerea cadrelor pentru danturi parţiale. Compoziţia generală este următoarea :

Co : 65 % reţeaua gazdă;Cr : 25 % rezistenţă la coroziune; formează un strat pasiv de Cr2O3;Mo : 5 % agent de finisare a mărimii de grăunte;C : 0,2 – 0,35 % principalul agent de durificare;Ni : rest atenţie deosebită în cazul hipersensibilităţii la Ni.

Influenţa elementelor de aliere în cazul acestui aliaj este foarte importantă, după cum urmează. Astfel, conţinutul de crom este răspunzator de rezistenţa la oxidare, valoarea acestuia însă depăşind proporţia de 30 %, va conduce la dificultăţi la turnare. El formează de asemenea o fază friabilă cunoscută sub denumirea de faza sigma (σ). În general, proporţiile de Co şi Ni sunt interschimbabile până la o anumită valoare. Cobaltul creşte modulul de elasticitate, rezistenţa şi duritatea mai mult decât nichelul. Efectul altor elemente de aliere este mult mai pronunţat. Cea mai sigură cale de creştere a aliajelor Co-Cr este creşterea conţinutului de carbon. O modificare de numai 0.02 % la aceste aliaje modifică proprietăţile într-o asemenea măsură, încât aliajul nu mai poate fi utilizat în stomatologie. Dacă proporţia de carbon creşte cu 0,2 % peste valoarea admisă, aliajul devine prea dur şi prea friabil

Page 36: Aliaje Dentare

şi nu mai poate fi utilizat în protetica dentară. Pe de altă parte, reducerea conţinutului de carbon cu 0,2 % scade atât de mult rezistenţa la tracţiune şi limita de elasticitate încât aliajul va avea aceeaşi soartă ca în situaţia precedentăa.

Prezenţa a 3 – 6 % Mo contribuie la rezistenţa aliajului. Unele aliaje conţin şi W care, deşi creşte rezistenţa reduce alungirea mai mult decât molibdenul.

Prezenţa azotului nu poate fi controlată decât dacă turnarea are loc în atmosferă de argon sau în vid. Acest element dacă depăşeşte valoarea de 0,1 % va scade ductilitatea reperelor turnate.

Proprietăţile fizice ale acestui aliaj se regăsesc în capitolul 2. În medicină se utilizează şi sub formă de dispozitive implantabile.

Aliajele Co-Cr sunt metastabile şi cristalizează în sistemul cub cu feţe centrate, iar carburile pe care le prezintă se află la limita de grăunte sau în zonele interdendritice. Temperatura de topire se situează în intervalul 1250 – 1450 C şi este peste capacitatea de topire realizată de o flacara pe bază de gaz natural; astfel, se recomandă topirea lor în cuptoare cu inducţie electromagnetică sau cu ajutorul flăcării oxiacetilenice. Călirea aliajului turnat va conduce la apariţia unui precipitat fin de carburi, care se va forma în interiorul grăunţilor şi care poate determina durificarea nedorit de mult a materialului. Pe de altă parte, răcirea lentă a aliajului turnat va duce la orientarea preferenţială a carburilor la limita de grăunte, unde se va forma un strat continuu. Acest ultim aspect are drept consecinţă un material fragil. Compromisul între aceste situaţii este dat de către o răcire în trepte ce va avea ca rezultat apariţia unor carburi discontinue aflate la limita de grăunte.

Fig. 4.5 Structura metalografică schematică a unui aliaj Co-Cr-Mo

Valoarea modulului de elasticitate pentru aceste aliaje este de trei ori mai mare decât cea a aliajelor de aur (vezi Cap. 2). Această rigiditate crescută este folositoare în cazul secţiunilor subţiri care prezintă aceleaşi caracteristici de încărcare ca şi cele existente în cazul aliajelor de aur (conectorii danturilor parţiale), dar din nefericire acest efect este însoţit de o reducere drastică a elasticităţii (aproximativ 520 MPa). Creşterea modulului de elasticitate, asociată cu reducerea limitei de elasticitate va face proiectarea unor repere precum agrafele, foarte dificilă. Dificultatea în acest caz constă în faptul că braţele agrafei trebuie desfăcute, iar acest deziderat trebuie să se manifeste elastic, ceea ce implică o tensiune mai mică decât limita de elasticitate. Datorită modulului crescut pentru

Carburile pot precipita atât in interiorul grăunţilor cât şi/sau la limita de grăunte (unde pot fi continue sau discontinue)

Page 37: Aliaje Dentare

aliajele Co-Cr, se impune o tensiune mai mare pentru o deformare dată, şi în multe cazuri această tensiune depăşeşte limita de elasticitate a materialului.

4.4 Aliaje de turnare Ni-Cr

Aliajele Ni-Cr au intrat în atenţia cercetătorilor odată cu limitările descoperite la aliajele Co-Cr, şi anume ductilitate scăzută, contracţie ridicată la solidificare şi o tendinţă ridicată spre oxidare. In industrie aceste aliaje sunt cunoscute sub numele de NIMONIC şi au aplicaţii în tehnologia motoarelor cu reacţie. Compoziţia chimică generală a acestor aliaje este:

Ni : 68-80%Cr : 10-25%Mo: 0-13% - creşte rezistenţa la coroziuneW : 0-7% - creşte coeficientul de dilatare termicăMn: 0-6%Be: 0-2% - reduce temperatura de topire, creşte ductilitateaC : 0,1-0,2%

(toate procentele au fost exprimate masic)

Alături de aceste elemente se mai găsesc în concentraţii mai mici Al, Ti, Co (elemente de durificare) şi B, Si (elemente de dezoxidare a topiturii). Aceste aliaje se pretează excelent ca suport pentru porţelanul topit. Aliajele cristalizează in sistemul cub cu feţe centarte, iar materialul turnat prezinta o structură cu grăunţi mari, ceea ce indica o structură dendritică. In mod tradiţional aceste materiale prezintă o ductilitate mai mare decât cea a aliajelor Co-Cr, dar variază la rândul ei în funcţie de compoziţia chimică şi de tratamentul termic aplicat. Mecanismul de durificare implică precipitarea fazei sau a fazelor ulterioare, denumite în particular „faza γ’” , formată din (NiCo)3(AlTi). Carburile se pot forma interdendritic. Valorile modulului de elasticitate si duritatea sunt ceva mai scăzute decât cele prezentate de Co-Cr. Contracţia la solidificare este de 1,5%, iar aliajele se topesc în mod normal în cuptoare cu inducţie şi se toarnă in forme fosfatice. Datorită intervalului de temperatură scăzut, aliajele Ni-Cr oferă o turnare mult mai precisă ceea ce face ca punţile şi coroanele dentare să aibă abateri minime.

4.5 Aliaje de turnare Ag-Pd

Argintul şi paladiul prezintă solubilitate totală. În timp ce Pd are o afinitate ridicată faţă de H şi are o temperatură de topire ridicată (Ttop = 1552°C), Ag are o temperatură mai scazută şi se pretează pentru turnarea aliajelor de bază, însă se mătuieşte uşor în prezenţa hidrogenului sulfurat. Protecţia acestuia se realizează prin creşterea concentraţiei de Pd din compoziţia chimică. Aliajele de turnare Ag-Pd (la care se face referire în mod obişnuit 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. Compoziţia generală este :

Page 38: Aliaje Dentare

Ag : 45% material de bazaPd : 25% agent de durificare prin precipitare; protecţie împotriva mătuiriiCu : 15% durificator prin precipitareAu : 14% durificator al soluţiei solideZn : 1% protejează Cu în timpul topirii (toate procentele au fost

exprimate masic)

Aceste valori pot varia în funcţie de precizia cerută elementului final. Trebuie menţionat faptul că precizia turnării ţine şi de atenţia cu care se face topirea, dar şi de realizarea acesteia în atmosferă controlată (în gaze inerte). Materialele pot fi folosite ca suport pentru porţelanul topit, însa trebuie reţinuta afinitatea porţelanului faţă de Ag, ceea ce conduce la obţinerea unei tente verzui a primului. Astfel, se impune protejarea aliajului cu un strat tampon. Aliajele se pot durifica prin precipitare în timpul în care se depune porţelanul topit pe ele.

4.6 Oţeluri inoxidabile deformate plastic

Primul oţel inoxidabil utilizat pentru implanturi metalice a fost oţelul 18-8 (de tip 302), care ste mai dur decât oţelul cu vanadiu şi mai rezistent la coroziune.

Oţelul cu vanadiu nu mai este utilat în present datorită rezistenţei sale inadcvate la coroziune. Ulterior a fost introdus oţelul inox 18-8 cu molibden, pentru a se îmbunătăţi rezistenţa la coroziune în apa sărată. Acest aliaj este cunoscut sud denumirea de oţel inoxidabil 316. În anul 1950, cconţinutul de carbon a fost redus de la 0,08% gr. La 0,03% gr. Pentru a obţine o rezistenţă mai bună în soluţie de clor, oţeluldevenind 316 L.

Cromul este componentul majoritar al oţelurilor inoxidabile rezistente la coroziune. Concentraţia minimă efectiva a Cr este de 11% gr. Cromul este un element reactive, dar aliajele sale se pot pasiva, având o excelentă rezistenţă la coroziune. În tabelul 4.3 sunt prezentate compoziţiile chimice ale oţelurilor 316 şi 316 L :

Tabelul 4.3 Compoziţia chimică a oţelurilor inoxudabile 316 şi 316 L

Compoziţia chimică

Tip %C %Cr %Ni %Mo %Mn %Si %p %S %Fe

316 0,006 17..20 12..14 2..4 2 0,75 0,03 0,03 rest316 L 0,002 17..200 12.14 2..4 2 0,75 0,03 0,03 rest

Aceste oţeluri inoxidabile sunt cele mai utilizate pentru implanturi metalice. Ele nu sunt durificabile prin tratament termic, însă sunt durificabile prin prelucrări la rece.Grupul prezentat este nemagnetic având cele mai mari rezistenţe la coroziune faţă de alte oţeluri inox, iar alierea cu molibden creşte rezisenţa la coroziunea pitting in apa sărată.

Page 39: Aliaje Dentare

Pentru fabricarea implanturilor, Societatea Americană de Materiale – ASTM recomandă mai degrabă oţelul 316 L decât pe cel 316.

Deşi este cunoscut ca un element toxic, care în multe situaţii generează răspunsuri ale organismului în prezenţa sa, Ni se află în compoziţia chimică sub formă de element de aliere care stabilizează austenita la temperatura camerei şi, în plus, creşte rezistenţa la coroziune. Stabilitatea austenitei la temperature atât de joase este influenţată şi de conţinutul de Cr

Oţelurile inox austenitice suferă un proces de durificare în exploatare ( Fig. 4.5) Motiv pentru care nu pot fi prelucrtae la rece fără aplicarea unor tratamente termice intermediare. Totuşi, tratamentele termice nu trebuie să determine apariţia carburilor de crom (CCr4) la limita de grăunte, 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 sudează în regimul cunoscut. În capitolul 6 va fi prezentată soluţia situaţiei descrise mai sus. În urma tratamentelor termice poate apare o distorsiune a componenţior care poate fi însă eviată prin controlul riguros al uniformităţii încălzirii. Tot în urma tratamentului termic apare şi un strat nedorit de oxid care este îndepărtat prin metode chimice sau mecanice (sablare).

În stomatologie otelurile inoxidabile sunt folosite ca fire sau cadre pentru danturi parţiale (sub formă de produse deformate plastic) şi coroane sau suport pentru porţelan topit (sub formă de produse turnate).

4.7 Titanul şi aliajele sale

TE

MP

ER

AT

UR

A (C

)

Page 40: Aliaje Dentare

4.7.1 Titanul

Utilizarea titanului pentru implante datează încă din 1930 când 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 Marca 1 Marca 2 Marca 3 Marca 4

Azot % 0,03 0,03 0,05 0,05Carbon % 0,10 0,10 0,10 0,10

Hidrogen % 0,015 0,015 0,015 0,015Fier % 0,20 0,30 0,30 0,50

Oxigen % 0,18 0,25 0,35 0,40Titan % Rest Rest Rest Rest

Titanul este un element allotropic, ce cristalizeaza in sistemul hexagonal compact (α – Ti) la temperaturi sub 882°C, si in sistemul CVC (β – Ti) la temperature peste aceasta valoare. Alierea titanului ofera posibilitatea obtinerii unei game largi de proprietati. Si anume, alierea cu aluminiu stabilizeaza faza α, crescand temperature de transformare, iar vanadiul stabilizeaza faza β scazand temperatura de transformare.

Aliajele monofazice α 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 β duce la mentinherea unor rezistente ridicate sub temperaura e ansformare.

Precipitatele de faza β 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 β a particulelor fine α, 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.

Page 41: Aliaje Dentare

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

Page 42: Aliaje Dentare

In coordonate tensiune – deformatie histerezisul se prezinta astfel:

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

Deformatia (%)

Ten

siu

nea

(M

pa)

Page 43: Aliaje Dentare

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 A f 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

Page 44: Aliaje Dentare

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).