Metale folosite in stomatologie

Metale folosite in stomatologie

Amalgamul dentar

Un amalgam este un aliaj in care unul din componente este mercurul. Motivul folosirii amalgamului ca material pentru plombe dentare este faptul ca, avand in vedere ca la temperatura camerei mercurul este in stare lichida, el poate reactiona cu alte substante precum argintul si staniul si sa formeze o masa plastica care poate fi introdusa in cavitate si care se intareste in timp. Pentru a umple o cavitate, stomatologul amesteca aliajul solid, care se gaseste sub o anumita forma, cu mercur, folosind un instrument de triturare. Materialul obtinut este deformabil si, astfel, este introdus in cavitatea dentara si ia forma acesteia. Aliajul solid contine cel putin 65% greutate argint si cel mult 29% staniu, 6% cupru, 2% zinc si 3% mercur. Astfel, reactia intregului proces este

+ Hg → γ + γ₁ + γ₂ (5-1)

in care, faza este Ag₃Sn, ₁ este Ag₂Hg, ₂ este Sn₇Hg (Figura 5-8).

Figura 5-8. Diagrama sistemului Ag-Sn.

Diagrama pentru sistemul Ag-Sn-Hg arata ca de-a lungul intregului proces compozitional, toate cele trei faze sunt prezente. Amalgamele dentare, la sfasitul intregului proces, contin 45% - 55% greutate mercur, 35%-45% argint si aproximativ 15% staniu. De-a lungul procesului de fixare, rezistenta creste, astfel incat amalgamul intr-o singura ora atinge ¹/₄ din rezistenta finala, si atinge intreaga valoare dupa o zi.

Aurul

Aurul si aliajele acestora sunt metale utile in stomatologie datorita durabilitatii lor, stabilitatii si rezistentei la coroziune. Plombele de aur pot fi aplicate prin doua metode : turnare sau topire. Turnarea   se face luand un mulaj de ceara a cavitatii pregatite ulterior, folosind acest mulaj, se face o o matrita dintr-un material precum silicatul de gips, rezistent la temperaturi mari, si se toarna aurul topit in matrita. Pacientului i se aplica o plomba temporara pana la fixarea celei definitive. Aliajele din aur sunt folosite pentru reconstituiri prin turnare, deoarece prezinta proprietati mecanice superioare aurului pur. Rezistenta la coroziune a acestor aliaje este mica, desi contin 75 % sau chiar mai mult aur sau alte metale nobile. Cuprul in aliaj cu aurul produce marirea semnificativa a rezistentei. De asemena si platina, dar nu putem adauga mai mult de 4% platina, deoarece astfel punctul de topire al aliajului ar creste considerabil. Argintul compenseaza culoarea cuprului. O cantitate mica de zinc ar putea fi adaugata pentru a micsora punctul de topire si pentru a elimina oxizii formati in timpul topirii. Pe piata sunt disponibile aliajele de aur cu diferiti compusi. Aliaje mai moi continand mai mult de 83% aur sunt folosite pentru plombe, deoarece nu sunt supuse unor tensiuni prea mari. Aliajele mai tari continand mai putin aur sunt preferate in realizarea coroanelor si radacinilor dentare, asupra carora actioneaza tnsiuni mult mai mari.

Reconstituirile maleabile sunt fabricate in cavitate din straturi de foite de aur pur. Foitele sunt degazate inainte de folosire, iar straturile sunt sudate unul de celalalt datorita presiunii la temperatura camerei. acest tip de sudare consta in lipirea straturile prin difuziune termica a atomilor de pe un strat pe altul. De vreme ce contactul strans este una dintre conditiile cerute de acest procedeu, evitarea imbinarii lor este foarte importanta. Aurul pur este relativ moale, astfel incat acest tip de reconstituire este limitat la suprafete ce nu sunt supuse unor tensiuni mari.

Aliajele Ni - Ti

Aceste aliaje prezinta o caracteristica neobisnuita, ex. dupa deformarea materialului, acesta poate reveni imediat la forma precedenta incalzirii materialului. Fenomenul este numit efectul memoriei de forma (SME - Shape Memory Effect). Comportamentul aliajului Ni-Ti a fost studiat pentru prima oara de catre Buehler si Wiley in Laboratorul artileriei marine al Statelor Unite. Acest aliaj echiatomic (Nitinol) prezinta un SME exceptional aproape de temperatura camerei: daca sub temperatura camerei, acesta sufera deformare plastica, el revine la forma initiala o data cu cresterea temperaturii. In general, SME este in stransa legatura cu faza de transformare martensitica fara difuzie care in realitate este termoelastica, termoelasticitatea fiind in legatura cu ordinea in faza initiala si cea martensitica. Aceasta transformare prezinta urmatoarele caracteristici:

1. Formarea martensitei poate incepe o data cu racirea materialului sub temperatura M_s, definita ca temperatura la care aceasta transformare incepe. Formarea martensitei poate incepe si o data cu aplicarea unei forte mecanice la temperatura mai mare de M_s.

2. Temperaturile M_s si A_s (temperatura la care incepe transformarea opusa, cea austenitica, o data cu incalzirea) pot fi marite aplicand forte sub punctul de transformare ; cresterea este proportionala cu forta aplicata.

3. Materialul rezultat este mai elastic decat orice alt metal.

4. Transformarea este reversibila.

Aceste aliaje isi pot gasi utilizare in fabricarea aparatelor ortodontice, cleme pentru anevrisme intracraniane, filtru pentru vena cava, muschi contractili artificiali pentru o inima artificiala, implanturi ortopedice si alte instrumente medicale.

Pentru a fabrica asemenea instrumente, este necesara intelegerea completa a comportamentului mecanic si termic din timpul fazei de transformare martensitica. Un aliaj Ni-Ti cunoscut este Nitinol 55 (55 % greutate sau 50 % Ni atomic), care prezinta o singura faza si "memoria mecanica" plus alte proprietati, ex. amortizare acustica ridicata, conversia directa a energiei calorice in energie mecanica, rezistenta ridicata la oboseala, si ductilitate la temperaturi mici. Trecerea de la Nitinol 55 (aproape de NiTi stoichiometric) la aliaj bogat in Ni da nastere unui grup de aliaje care sunt si ele complet nemagnetice, dar difera de Nitinol 55 prin capacitatea de a se durifica la cald. Cu cat continutul de Ni se apropie de 60%gr, capacitatea de a reveni la forma initiala scade iar sensibilitatea la tratarea la cald creste rapid. Atat Nitinol 55 cat si Nitinol 60 au moduli de elasticitate mici si pot fi mai duri si mai elastici decat otelurile inoxidabile, aliajele Ni-Cr sau Co-Cr.

Eficienta revenirii la forma intiala a Nitinolului 55 poate fi controlata prin schimbarea temperaturii finale de normalizare din timpul prepararii aliajului. Pentru a obtine cele mai bune rezultate, forma este prestabilita prin expunerea mostrei la o temperatura de 482 - 510°C. daca firul normalizat se deformeaza la o temperatura mai mica decat cea stabilita, revenirea la forma initiala va avea loc o data cu cresterea temperaturii, chiar daca deformarea nu a atins limitele deformarii cristaline (~8% forta de deformare). Aliajele Ni-Ti prezinta de asemena o buna biocompatibilitate si rezistenta la coroziune in vivo.

Proprietatile mecanice ale aliajului Ni-Ti sunt mai ales sensibile la stoichiometria compozitiei (Tabelul 5-7) si la precedentul calorimetric si mecanic. Cu toate ca se cunosc multe despre acest procedeu si in special despre proprietatile mecanice si proprietatile legate de SME, foarte putine sunt cunoscute despre metalurgia termomecanica si fizica a aliajului.

Calorimetrul diferential (DSC - Differential Scanning Calorimeter) este un aparat capabil sa masoare rezistenta la caldura a materialelor in functie de temperatura. Figura 5-7 arata o mostra tipica pentru aliajul Ni-Ti si identifica unii parametri relevanti. Aliajele Ni-Ti prezinta in general doua valori maxime pentru temperatura de transformare martensitica la racire (temperaturile de inceput si de sfarsit de transformare M_s si M_f), respectiv la cald (temperaturile de inceput si de sfarsit de transformare austenitica A_s si A_f ). raportul dintre suprafata sub caldura specifica si temperatura curbei poate fi folosita pentru a calcula totalitatea energiei calorice folosita pentru transformarea de faza.

Curbele specifice momentului de incovoiere versus unghiul de incovoiere sunt reprezentate in Figura 5-8. Aliajele Ni-Ti au fost testate la 0°C si la temperatura camerei.

Figura 5-7. Curba DSC specifica energiei termice (caldura specifica) vs. temperatura.

(Dupa J.H.Lee, J.B.Park, S.F.Andreasen, R.S.Lakes, Thermomechanical Studies of NiTi Alloys, J.Biomed. Mater. Res. 22, 573-588, 1989).

Asa cum se poate observa din grafic, probele deformate la temperatura camerei reveneau aproape complet la forma initiala, indicand faptul ca temperatura de transformare este apropiata ca valoare de temperatura camerei. Din grafic, elasticitatea aliajului este calculata in functie de fortele aplicate si sunt date in Tabelul 5-8. Rezultatele demonstreaza ca coeficientul de elasticitate este mai mare la temperatura mai mare.

Figura 5-8. Variatia momentului de incovoiere cu unghiul de incovoiere

pentru aliajul NiTi la 0⁰C si la temperatura camerei.

(Dupa J.H.Lee, J.B.Parks, S.F.Andreasen si R.S.Lakes, J. Biomed. Mater. Res. 22, 1989).

Figura 5-9 prezinta o microstructura tipica a aliajului Ni-Ti la temperatura camerei. Imaginea microscopica optica a sectiunii transversale a firului este data in Figura 5-9a si ilustreaza incluziunile nemetalice dispersate eschidistant in structura Ni-Ti. Incluziunile sunt presupuse a fi in principiu din carbonitrati de titan, cu putini oxizi de Ni-Ti. Imaginile b si c prezinta microfotografii SEM a fragmentelor legate sau nelegate la temperatura camerei.

Figura 5-9. Microstructura probei din NiTi la temperatura mediului ambiant. (a) Micrografia optica (100x) a sectiunii transversale prezinta incluziuni nemetalice (particule negre) in matricea de NiTi (fondul alb). (b) Micrografie prin scanare electronica a sarmei nedeformata (neindoita) in sectiune longitudinala (1000x) ce prezinta pori alungiti in directia axiala. (c) Micrografie prin scanare electronica a probei deformata (indoita) in sectiune longitudinala (1000x). Se obsera martensita formata la aprox. 45⁰ in directia trefilarii sarmei (partea din dreapta a micrografiei).

Din aceste microfotografii, se pot observa porii mari aliniati de-a lungul axei longitudinale a retelei. Porii mari par a fi creati in urma etapelor de finisare si prelucrare chimica in prepararea probei. Cu toate acestea, Figura 5-9c arata structura martensitica transformata aproape de suprafata in contrast cu structura nedeformata din Figura 5-9b, care nu prezinta structura martensitica la temperatura camerei.

^a E_b Dl_b/Dw (momentul de incovoiere/unghiul de incovoiere)