Proprietatile Biomaterialelor Dentare Chimice, Fizice, Mecanice Si Biologice

1.. Introducere

In cadrul domeniului stomatologic,principalul scop de utizare a biomaterialelor este acela de a imbunatatii sanatatea orala a pacientilor.

Biomaterialul poate fi definit ca fiind orice material utilizat pentru a realiza dispozitive destinate inlocuirii unei parti sau functii a corpului intr-un mod sigur, eficient, economic si acceptabil fiziologic.1

Un biomaterial dentar este materialul ce realizează restaurarea funcțiile pierdute la nivel parodontal.

Biocompatibilitatea materialelor dentare este definită ,fiind compatibilitatea materialelor si dispozitivelor cu țesuturile si lichidele organismului

Clasificarea biomaterialelor dentare

Biomaterialele se pot clasifica in patru clase principale,bazate pe conceptual de modificare a raspunsului organismului gazda:

Biomateriale inerte:sunt materialele implantabile ce produc minimalsau nu produc un răspuns biologic cu organismului gazdă;

Din punct de vedere al studiulor biomaterialelor se intrevăd trei puncte de interes: analiza materialelor biologice,testarea materialelor destinate confectionarii implanturilor si caracterizarea interctiunilor dintre acestea si organismal uman.

Succesul unui biomaterial sau al unui implant este dependent de trei factori majori: biocompatibilitatea și de proprietățile implantului, de starea de sănătate a pacientului și de indemânarea medicului care introduce implantul in organism și îl supraveghează.

Conform standardelor în vigoare, principalele teste necesare pentru aprecierea biocompatibilității unui material ,trebuie efectuate următoarele teste de biocompatibilitate:

Toxicitatea sistemica acuta;

Citotoxicitatea;

Hemoliza;

Toxicitatea intravenoasa;

Mutagenitatea;

Toxicitatea orala;

Pirogenicitatea;

Sensibilizarea.

Factorii determinant, privind performanța dispozitivelor medicale, reiese din compatibilitatea acestora cu structura și funcțiile țesuturilor organismului unde are loc implantarea.

.

Biomateriale reactive: sunt materialele implantabile ce au ca scop producerea unor răspunsuri favorabile specifice: creștere,aderare,etc…

Biomateriale viabile: sunt materialele implantabile ce înglobează sauce atrag celulele vii în zona implantată, care sunt considerate de țesutul gazdă ca fiind matrici de țesuturi natural și sunt absorbite activ sau sunt remodelate.

Biomateriale replantare: sunt materialele implantabile formate din țesuturi înnăscute,prelucrate în vitro din celule prelevate din organismalul pacientului.

Comportarea biomaterialelor depinde în mod real de compozitia acestuia,de metodele dprin care este fabricat si finisat si de aplicatia in care este folosit.1

1.1.1 Biomateriale metalice

1 Biomateriale metalice
Metalele în stare pură sunt mai rar utilizate, aliajele acestora fiind mai des folosite datorită faptului că îmbunătățesc unele dintre proprietăți, cum ar fi rezistența la coroziune și duritatea.
Aliajele pe bază de cobalt-crom-molibden conțin o cantitate ponderată de cobalt, 26-30% crom, molibden 5-7%, precum și alte elemente componente ca: carbonul, fierul, magneziu, azotul, nichelul și siliciul. Pe lângă cele două componente de bază se folosește molibdenul pentru obținerea unei structuri fine, care rezultă în urma proceselor de turnare și forjare. Cromul este folosit în acest aliaj ca un scut protector împotriva procesului de coroziune.
Aliajele pe bază de titan și nichel au o proprietate neobișnuită și anume, dacă sunt deformate sub temperatura de transformare polimorfă, acestea revin la forma inițială odată cu creștere de temperatură. Unul dintre cele mai cunoscute aliaje pe bază de titan și nichel este aliajul Nitinol-55, care are în compoziția sa următoarele elemente: Ni și Ti în proporție de 50-55 %, precum și Co, Cr, Mn, și Fe. Acest tip de aliaj expune o serie de proprietăți de calitate cum ar fi o bună ductibilitate la temperatură joasă, o bună biocompatibilitate, rezistență la coroziune, rezistență la încărcare mecanică precum și proprietatea de conversie a energiei calorice în energie mecanică. Se folosește în stomatologie (implanturile dentare), chirurgia reconstructivă (plăci craniene), chirurgia cardiacă (inimă artificială) și ortopedie (scoabe și șuruburi de fixare a fracturilor).

1.1. Tipuri si compozitii de oteluri inoxidabile

Otelul inoxidabil este un aliaj fier – carbon, aliat cu un alt element, care prin formarea pe suprafata metalica a unei pelicule compacte si aderenta de oxid ii confera rezistenta la coroziune in atmosfera, solutii de saruri, acizi etc .Otelurile inoxidabile, conform AISI (American Institute of Steel and Iron) se impart in patru grupe in functie de microstructura:

–                Grupa I care cuprinde oteluri inoxidabile martensitice, avand cromul ca principal element de aliere. In general, aceste oteluri prezinta proprietati mecanice foarte bune, dar nu sunt suficient de rezistente la coroziune. Sunt folosite pentru fabricatia instrumentarului chirurgical.

–                Grupa a II-a cuprinde oteluri inoxidabile feritice, care au o structura formata din solutie solida de Fe α si nu pot fi durificate prin tratamente termice. Prezinta o buna rezistenta fata de coroziunea chimica si sunt folosite pentru industria chimica si medicala mai ales ca recipienti.

–                Grupa a III-a cuprinde oteluri inoxidabile  austenitice Cr-Ni, cu un continut de aproximativ 17% crom si 8% nichel, la temperatura mediului ambiant. Nichelul este introdus pentru stabilizarea austenitei. Adaosul de 2 – 3% molibden are ca scop marirea rezistentei la coroziune. Reducerea carbonului de la 0,1 la 0,03% conduce la marirea rezistentei fata de serul fiziologic din corpul uman. Primul otel inoxidabil utilizat pentru implanturi metalice a fost otelul 18-8 (de tip 302) care este mai dur decat otelul cu vanadiu, otel care nu mai este utilizat pentru implanturi datorita slabei rezistente la coroziune. Pentru realizarea implanturilor ASTM (American Society for Testing and Materials)recomanda otelurile inoxidabile de tip 316 si 316L (L de la cuvantul englezesc low-putin)a caror compozitie este prezentata in Tabelul 1.

Grupa a IV-a de oteluri inoxidabile cuprinde oteluri durificabile prin procese de imbatranire la temperaturi de 450 – 550oC. In general aceste oteluri au o slaba rezistenta la coroziune.

In  general in compozitia otelurilor inoxidabile sunt incluse si alte elemente, care, dupa modul in care realizeaza transformarea ®se impart in elemente care favorizeaza aceasta transformare (alfagene: Cr, W, Ti, Mo, Si, Nb) si elemente care franeaza aceasta transformare (gamagene: Ni, C, Mn).

Tabelul 1. Compozitia otelurilor inoxidabile 316 si 316L

Caracteristicile generale a otelurilor inoxidabile utilizate in confectionarea implanturilor metalice sunt prezentate in Tabelul 2.

Dintre elementele de aliere din aceste aliaje se disting:

–               cromul este componentul majoritar al otelurilor inoxidabile, concentratia minima necesara fiind de 11% gr. Desi elementul crom, singur, este un element reactiv, aliajele sale prezinta o buna rezistenta la coroziune;

–               nichelul stabilizeaza austenita la temperatura camerei si mareste rezistenta la coroziune; ambele elemente influenteaza microstructura si proprietatile suprafetei;

–               toate otelurile austenitice trebuie sa prezinte un continut scazut in carbon, precum si incluziuni metalice si nemetalice.

Tabelul 2. Avantajele si dezavantajele utilizarii a unor tipuri de oteluri inoxidabile

1.2. Proprietatile otelurilor inoxidabile

O mare varietate de proprietati poate fi obtinuta functie de tratamentul termic sau prin prelucrare la rece a otelurilor austenitice, 316 si 316L, care sunt cele mai utilizate la confectionarea de implanturi deoarece sunt nemagnetice si prezinta o buna rezistenta la coroziune. Includerea molibdenului mareste rezistenta la coroziunea in puncte in mediu salin (denumita coroziune pitting).  Astfel, din Tabelul 3, se constata ca modul de prelucrare va conferi anumite proprietati materialului final si, la randul lui, va da posibilitatea obtinerii de materiale mai moi sau mai dure. In general aceste oteluri sunt folosite pentru confectionarea suruburilor si placutelor pentru fracturi osoase sau a cuielor de fixare a soldului.

 Pentru obtinerea unor oteluri care sa prezinte caracteristicile mecanice prezentate in Tabelul 3 este necesar elaborarea otelului sa se realizeze numai in agregate speciale – cuptoare electrice cu arc sau cu inductie, cu captuseala bazica, in atmosfera protejata (vid), la temperatura dependenta de faza tehnologica de prelucrare. Astfel, topirea incarcaturii formata din deseuri de otel carbon, deseuri de otel inoxidabil si ferocrom ( 10, 15 sau 18% Cr) se realizeaza la o temperatura de 1600oC, intr-un interval de 0,5 – 2 ore, functie de natura incarcatur Afanarea oxidanta este etapa prin care se realizeaza corectarea compozitiei chimice a otelului, operatie care se executa la temperatura de  1650oC, sub vid, la 0,2 at, prin insuflare de oxigen cu un debit de 1-1,5 Nm3/t, care are rolul de a decarbura si de a oxida elementele topiturii, conform reactiilor:

  C + ½ O2 = CO;      Fe + ½O2  =  FeO;     Si + O2 = SiO2

 Mn +½ O2 = MnO;  2Cr + 3/2O2  =  Cr2O3

Tabelul 3. Proprietati ale otelurilor austenitice, 316 si 316L

2. ALIAJELE PE BAZA DE COBALT

In domeniul biomaterialelor aliajele pe baza de cobalt (58-69%) utilizate in producerea implanturilor sunt de tip Co-Cr (26-30% Cr) sunt realizate si produse la inceputul secolului al XX-lea si sunt cunoscute sub denumirea destelite. Aliajele din aceasta grupa sunt amestecuri complexe,  impartite in 2 clase:

–          aliaj Co-Cr-Mo, utilizat pentru turnarea unui implant (de exemplu articulatie artificiala);

–          aliaj Co-Ni-Cr-Mo (1-16% Mo), utilizat pentru prelucrarea implanturilor prin forjare, (pentru confectionarea elementelor de fixare a protezelor pentru articulatii de genunchi sau de sold).

In general cele doua elemente ale acestor aliaje formeaza o solutie solida, iar molibdenul este introdus pentru producerea unor graunti mai fini, care vor conferi o mai buna rezistenta mecanica dupa turnare sau forjare. Principala caracteristica a acestor aliaje este rezistenta ridicata la coroziunw in medii bogate in cloruri, datorita Cr2O3. Dintre aceste aliaje cel mai promitator aliaj este cel pe baza de Co-Ni-Cr-Mo-Ti care contine 29-38% Co, 33-37% Ni, 19-21% Cr, 9-10,5% Mo si 1% Ti soi permite un grad mare de deformare plastica la rece, ajungand pana la 50% ceea ce ii confera proprietati de rezistenta mecanica ridicate. Acest aliaj prezinta o rezistenta la oboseala  si la intindere mult superioara celorlalte aliaje si de aceea este recomandat pentru confectionarea implanturilor care necesita durata mare de functionare.

Introducerea acestor elemente se realizeaza cu anumite scopuri, dupa cum urmeaza:

– cromul creeaza protectie fata de actiunea oxigenului (cresterea exagerata are efecte negative asupra rezistentei mecanice si a flexibilitatii);

– cobaltul participa la completarea stabilitatii chimice a aliajului, protejandu-l de actiunea coroziva a acizilor si bazelor;

– nichelul  mareste ductibilitatea aliajului (devine mai usor prelucrabil), combate  oxidarea si imbunatateste flexibilitatea;

– molibdenul mareste rezistenta la coroziune si la rupere, precum si cresterea flexibilitat

Proprietati fizico-chimice:

– sunt aliaje inoxdabile, rezistente la actiunea acizilor si bazelor;

– greutatea specifica este intre 8-10 g/cm3, conducand la proteze cu greutate mai mica (comparativ cu cele realizate din aliajele din aur);

– intervalul de topire este cuprins intre 1000-15000C;

– fluiditatea este mai mare in stare topita;

– coeficientul de contractie este cuprins intre 1,7-2,3% si este compensat in cea mai mare parte de expansiunea tiparului;

– temperatura inalta de fluidificare si coeficientul mare de contractie la racire  impun utilizarea meselor de ambalat cu lianti (silicati sau fosfati), caracterizate prin: rezistenta termica, duritate mare si coeficient de dilatare corespunzator contractiei aliajului respectiv;

Modulul de elasticitate al aliajelor pe baza de cobalt, de 220-234 GPa,  este de     2 ori mai mare decat al aliajelor nobile, ceea ce confera si un oarecare avantaj estetic, putandu-se realiza un design delicat si in acelasi timp rigid

VITALLIUM 2000 este noul standard pentru aliajele de crom-cobalt, datorita proprietatilor sale:

•         este rezistent la fracturi

•         are o alungire de 9%

•         este usor de finisat si lustruit.

Tabelul 4 pune in evidenta proprietatile mecanice impuse aliajelor pe baza de cobalt.

Tabelul 4.Proprietati mecanice impuse aliajelor pe baza de cobalt

3 TITANUL SI ALIAJE PE BAZA DE TITAN

Primele incercari de utilizare ale titanului ca biomaterial dateaza din anul 1930 cand s-a constatat ca este tolerat de catre organismul uman, precum otelul inoxidabil de tip Co-Cr-Mo (Vitallium).

3.1. Caracterizare

Titanul, un element activ din punct de vedere chimic, cu numarul atomic 22, greutatea atomica 47,20 si densitatea de 4,5 g/cm3 ocupa in seria electrochimica a metalelor  un loc intre Mg si Be. Este de 2 ori mai usor decat aliajele de CO-Cr-Mo care au greutatea specifica de 8,3 g/cm3, de 3 ori mai usor decat aliajele de paladiu argint, paladiu aur (palidor) si de 4 ori mai usor decat aliajele de aur, care au greutatea specifica de circa 17,5 g/cm3. Caracteristica deosebita a titanului este radiotransparenta, proprietate care ii permite tehnicianului dentar un control al calitatii turnarii, fapt care nu este posibil la aliajele nobile.

Continutul de oxigen din titan influenteaza foarte mult proprietatile mecanice ale acestuia. Astfel, la un continut de 0,18% O2 limita de curgere este de ~ 170 MPa, in timp ce un continut de 0,40 %  ridica limita de curgere la 485 Mpa. Totusi  nu este de dorit cresterea semnificativa a continutului de O2 deoarece scad posibilitatea de prelucrare ulterioara a titanului si rezistenta chimica a acestuia. Hidrogenul este considerat ca fiind impuritatea cea mai daunatoare deoarece produce fragilitate la rece datorita formarii unor hidruri metalice. Un acelasi efect negativ il are si carbonul deoarece poate forma carburi metalice la concentratii mai mari de 0,2%

Titanul, ca metal, prezinta o foarte mare afinitate pentru oxigen. Oxizii titanului corespund valentelor +2, +3, +4, fiind bine cunoscut TiO2, de culoare alba albul de titan, folosit in tehnologia protezelor dentare datorita capacitatii de opacifiere si colorare in alb. Pelicula de dioxid de titan, aderenta la suprafata protezelor dentare metalice ori a componentelor metalice din titan, cu grosimea de 20-50 Å confera acestora o pasivitate, o rezistenta deosebita la actiunea factorilor din mediul oral.

Titanul 100%, zis si titan nealiat are temperatura de topire 16600C, iar temperatura de fierbere 33000C.Este un element alotropic prezentand pana la temperatura de 8820C o structura hexagonala compacta, forma α, iar peste aceasta temperatura are o structura microcristalina β cubica, centrata intern, (BCC). a titanul se poate turna, dar este foarte dificil de prelucrat la temperatura camerei, iar b titanul se poate suda la temperatura camerei, si, din  acest motiv, poate fi utilizat in ortodontie.

Exista 4 marci de titan nealiat, care se deosebesc prin continutul de impuritati  si un aliaj al acestuia cu Al si V, utilizate in confectionarea de implanturi metalice, iar diferentele referitoare la compozitia chimica a acestora reies din Tabelul 5.

Tabelul 5. Compozitii chimice ale celor 4 tipuri de titan si a aliajului pe baza de titan

*Aliajul Ti6Al4V conform ASTM F136 contine 5,5 – 6,5% Al si 3,5 – 4,5 % V, Fe max 0,25% (% gr.)

Adaosul selectiv de alte elemente confera titanului o gama larga de proprietati, dupa cum urmeaza:

–    aluminiul, precum si oxigenul, carbonul, azotul si borul, tind sa stabilizeze faza α, respectiv vor creste temperatura de trecere in forma β (Fig.4), marind, in acelasi timp si rezistenta la oxidare la temperaturi cuprinse intre 300 si 600oC

–    vanadiul stabilizeaza faza β, reducand temperatura de transformare din faza α in faza β;

Adaosul de stabilizatori β (vanadiu, niobiu, tantal, molibden, siliciu, crom, mangan fier) va conferi aliajului o modificare a caracteristicilor rezistentei mecanice, valori evidentiate in Tabelul 6, respectiv, odata cu marirea continutului de impuritati creste rezistenta mecanica a materialelor si scade ductilitatea acestora.

Tabelul 6. Proprietati mecanice ale celor 4 tipuri de titan si a aliajului pe baza de titan

Rezistenta la coroziune a implanturilor pe baza de titan se datoreaza  formarii stratului de dioxid de titan, foarte stabil, cu interval de depunere foarte rapid (10-9 secunde). Astfel, chiar la temperatura camerei, titanul se oxideaza, iar stratul de oxizi formeaza in continuare o bariera impotriva agentilor corozivi. Aceasta reactivitate crescuta a titanului impune desfasurarea procesului de turnare in conditii deosebite (in vacuum sau medii protejate si in creuzete de cupru).

Titanul pur este utilizat in implantologie, tehnologia coroanelor, puntilor, protezelor partiale si totale, in ortodontie. Dintre aliaje cel mai utilizat este aliajul    Ti6Al4V.

Avantajele si dezavantajele utilizarii titanului

In general, utilizarea exploziva a titanului in tehnologia dentara a ultimilor ani se explica prin numeroasele avantaje pe care le prezinta acesta, comparativ cu alte materiale metalice ale domeniului:

   – excelenta rezistenta la coroziune, superioara oricaror alte aliaje dentare cunoscute;

– biocompatibilitate absoluta a titanului pur, datorata afinitatii crescute pentru oxigen si lipsa oricarei toxicitati, fiind perfect tolerat de organism, cu experiente clinice dintre cele mai bune;

– posibilitatea unica de utilizare a unui singur material pentru implant si suprastructuri protetice sau orice alte lucrari protetice la acelasi pacient pentru evitarea reactiilor fizico-chimice ce pot fi generate de utilizarea unor metale diferite;

– nu produce combinatii alergice, fiind excluse orice reactii de acest gen;

– posibilitatea realizarii unor piese protetice usoare; cu o densitate de doar 4,51 g/cm3, titanul este de patru ori mai usor decat aliajele dentare pe baza de aur si de doua ori mai usor decat aliajele Co-Cr, asigurand pacientului un confort deosebit;

– conductibilitate termica redusa, similara smaltului natural (de cca. 13 ori mai mica decat cea a aliajelor pe baza de aur si de 3 ori mai scazuta decat cea a aliajelor Co-Cr), care previne iritarea pulpei, pacientul putand consuma, fara socuri termice, alimente reci sau calde;

– neutralitate galvanica in cavitatea bucala si un gust absolut neutru, consumarea de alimente sau bauturi nefiind afectate de nici un 'gust metalic'

– transparenta la radiatiile X permitand, de exemplu, diagnosticarea cariilor secundare fara a se indeparta proteza dentara fixa, din titan;

–    prelucrabilitate mecanica facila.

Din perspectiva stomatologului, pacientului sau a tehnicianului dentar, titanul prezinta insa si unele dezavantaje:

– culoarea gri-argintie a lucrarii (in partile vizibile aceasta se poate placa sau combina cu polimeri sau materiale ceramice);

– temperatura de topire inalta si reactivitatea deosebita a titanului la cald impun utilizarea unor instalatii speciale de turnare precum si a unor materiale si tehnologii specifice pentru pregatirea machetei si a tiparului; de aceea, elementele protetice turnate din titan nu sunt cele mai ieftine dar, fara indoiala, asigura, cea mai buna solutie in raport cu stadiul actual.

2.3 Biomateriale ceramice
Ceramicele sunt materiale în compoziția cărora intră materialele metalice și nemetalice, legate între ele prin legături ionice sau covalente. Ca și în cazul metalelor, legăturile interatomice din materialele ceramice sau format în urma cristalizării tridimensionale a structurii. În contrast cu legăturile metalice, electronii din legăturile ionice sau covalente ale ceramicelor, sunt localizați între ionii/atomii constituenți.
Ca biomateriale, materialele ceramice se găsesc sub numele de bioceramice și se pot clasifica în patru mari categorii:
· ceramice bioinerte sau neabsorbabile,
· ceramice absorbabile,
· ceramice bioactive.
Bioceramicele bioinerte nu sunt toxice, cancerigene, alergice, inflamatorii, și prezintă o bună comportare la coroziune. Din cadrul acestor ceramice face parte: alumina, zirconia, silicon nitridă și carbonul. Ele sunt de obicei folosite în cazul endoprotezelor de sold și a valvelor artificiale ale inimii.
Bioceramicele absorbabile se folosesc în cazul implanturilor degradabile, acestea fiind absorbite de corp. Din cadrul acestor bioceramice fac parte fosfați (calciu, tricalciu, aluminiu-calciu, zinc sulfat de calciu), oxizii (zinc-calciu-fosforos, feric-calciu-fosforos și coralii (carbonat de calciu).
Bioceramicele bioactive includ: biosticla, hidroxiapatitele și ceravitatul (un amestec de oxid de silicon, calciu, sodiu, fosfor, magneziu si potasiu). O importantă aplicație a acestor bioceramice este aceea de „îmbrăcare” a protezelor metalice, în special a celor de șold, pentru a permite țesutului uman să adere la suprafața protezei. Pe lângă acesta utilizare, bioceramicele reactive se mai folosesc și la protezele dentare, tije și șuruburi de fixare a fracturilor. 

1.1.3. Biomateriale polimerice

Polimerii sunt cele mai folosite materiale în cadrul aplicațiilor medicale. Aceste materiale pot fi folosite în realizarea de dispozitive cardiovasculare (grefe vasculare, valve artificiale ale inimii), implanturi mamare, lentile de contact, lentile intraoculare, învelișuri pentru medicamente, ațe chirurgicale, adezivi și substituenți pentru sânge.
Factorii ce accelerează fenomenul de degradare a polimerilor sunt:
· factorul hidrofilic,
· factorul de cristalinitate,
· factorul de mărime.

2.4 Biomateriale compozite
Compozitele sunt acele materiale care au în componență două sau mai multe faze constituente, de obicei o matrice polimerică și o componentă de armare, la o scară mai mare decât cea atomică. De obicei, elementele componente ale unui material compozit sunt separate între ele prin interfețe ce pot fi identificate fizic. Din punct de vedere structural, materialele biocompozite sunt materiale anizotrope, adică proprietățile lor mecanice diferă pe toate direcțiile.
O primă clasificare a biocompozitelor se poate face după natura elementelor componente. Există trei moduri de rigidizare a materialelor compozite:
· cu fibre scurte,
· cu fibre lungi,
· cu particule de material (pulbere).
O altă clasificare se poate face în funcție de modul de biodegradare:
· absorbabile în întregime,
· parțial absorbabile,
· neabsorbabile.
Biocompozitele total absorbabile sunt realizate din fibre și o matrice generală, ambele fiind absorbabile. Aceste materiale sunt folosite cu precădere în cazul fixării fracturilor (șuruburi sau tije), fără a fi necesar ca după vindecarea țesutului osos aceste dispozitive de fixare să fie extrase, ele fiind absorbite de organism. Cel mai utilizat material compozit absorbabil este grupul de polimeri ai acidul polilactic (PLA), din mai multe considerente pozitive:
· materialul este în totalitate biodegradabil cu o rată de absorție ce poate fi controlată prin modificarea masei moleculare;
· produșii rezultați în urma degradării nu sunt toxici pentru organism, sunt biocompatibili și sunt ușor metabolizați. Principalul dezavantaj al acestor biocompozite este modul de coordonare a procesului de degradare a componentelor.
Biocompozitele parțial absorbabile sunt realizate din materiale de rigidizare neabsorbabile și materiale matrice absorbabile. Istoric vorbind, aceste materiale au fost predecesorii materialelor biodegradabile. În general, cele mai utilizate compozite parțial absorbabile în aplicațiile medicale sunt: polimetilmetacrilat (PMMA) și poli(butilen tereftalat) (PBT) ca matrice neabsorbabile în combinație cu hidroxiapatita (HA) sau acidul polilactic (PLA); polihidroxibutirat (PHB) ca matrice neabsorbabilă în combinație cu alumina sau carbonatul de calciu ca și componente biodegradabile.
În cazul biocompozitelor neabsorbabile, ambele componente, cea generală (matricea) și cea de rigidizare (particule sau fibre) sunt neabsorbabile. Acestea sunt în general folosite pentru a asigura proprietăți mecanice și clinice care nu pot fi obținute cu biomaterialele tradiționale. Astăzi, materialele compozite neabsorbabile sunt folosite pentru realizarea dispozitivelor de fixare a vertebrelor spinale, în cazul endoprotezelor de șold și genunchi, în cazul implanturilor dentare, datorită proprietăților mecanice stabile pe cale le conferă implantului.

(1.www.biomateriale.ro
2. www.medicalnet.ro
3. Biomaterialele si compatibilitatea acestora cu organismul uman- suport de curs

.2. Proprietatile biomaterialelor dentare:chimice, fizice, mecanice si biologice.

Proprietățile materialelor dentare fizice, chimice și mecanice au o importanță

deosebită în susținrea dorinței de a prognoza și de a proiecta dispozitive și ansambluri de

materiale noi. Astfel, trecerea în revistă a acestor proprietăți vine să creeze cadrul specific

începerii studiului complet al materialelor dentare, care, fără cunoașterea acestor date nu

face altveva decât se blocheze sausă devieze nedorit rezultatele așteptate.

S-a dovedit ca proprietatiile generale si proprietatiile de suprafața ale metalelor care

au fost utilizate pentru implanturi influenteaza direct, iar in unele cazuri, chiar controlează

dinamica de la interfața țesuturilor din momentul plasării inițiale 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 suprafața specifice care depind de proprietatiile lor. Aceste caracteristici

trebuie cunoscute înainte de orice aplicație 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 proprietățiilor trebuie să fie anticipată din pornire și motivată prin

alegerea biomaterialelor și/sau proiectul de aparat.

Informațiile legate de proprietățiile de bază sunt disponibile prin intermediul

standardelor naționale si internaționale, din manuale si reviste de specialitate de diverse

tipuri. Cu toate acestea, aceste informații trebuie evaluate în cadrul contextului utilizării

respectivului biomaterial, deoarece atât aplicațiile acestuia cât și răspunsurile țesuturilor

gazdă sunt specifice anumitor zone, de exemplu de tip cardiovascular (contact cu sângele în

curgere), ortopedic (solicitarea sub acțiunea unei sarcini/greutăti operațioanle) și dentar (de

percutare).

Tipuri de forțe pure :

Forța de compresiune : o forță ce are drept rezultat micșorarea lungimii probei pe direcția de acțiune a forței.

Forța de tracțiune : o forță ce are drept rezultat creșterea lungimii probei pe direcției de acțiune a forței.

Forța de forfecare : o forță ce cauzează o deplasare prin alunecare a unei structure față de cealaltă.

Unitățile de măsurare a forței sunt în kilograme, newtoni sau funzi (pounds; 1 pound =

435,5 g).

Tensiunea

Este forța la care o structură rezistă la o încărcare exterioară. Reprezintă o reacție

internă la o sarcină exterioară aplicată și este egală ca marime și inversă ca direcție, cu forța

exterioară. Deși este din punct de vedere tehnic o forță internă, aceasta este dificil de

măsurat și se acceptă valoarea ei ca fiind valoarea forței exterioare aplicate pe unitatea de

secțiune. Tensiunea se măsoară în forță pe unitatea de suprafață, astfel avem: kg/cm2 sau

Mpa (MN/m2) sau psi. Tensiunea este reprezentată prin intermediul literei grecești sigma (σ).

Tensiunea = Forța / Suprafața

Existând trei tipuri de forțe pure, vom avea în consecință trei tipuri de tensiuni: de

tracțiune, de compresiune și de forfecare.

Deformarea

Reprezintă modificarea în lungime pe unitatea de lungime a unui material care a

suferit o încărcăre exterioară. Această proprietate este adimensională datorită unităților de

măsură care intervin în definirea ei (lungime pe lungime). În schimb se exprimă în procente și

se reprezintă sub forma literei grecești epsilon (ε).

Deformarea = Modificarea lungimii / Lungimea inițială

Deformarea poate fi elastică sau plastică. Deformarea elastică este aceea care

dispare după ce încărcarea exterioară își încetează acțiunea. Deformarea elastică se

bazează pe existența unei rețele de forțe aflate în echilibru între atomi. Dacă o forță de

tracțiune sau de compresiune se manifestă asupra materialului atunci o forță opusă va

încerca să refacă echilibrul dintre atomi. Astfel, după încetarea acțiunii exterioare atomii revin

la poziția de echilibru. Deformarea plastică este cea care induce deformații remanente în

material și după încetarea acțiunii forței asupra materialului. Aceasta apare în momentul în

care deformația la nivelul atomilor este mai mare decât capacitatea lor de a reveni la poziția

inițială.

Diagrama tensiune-deformație

Este modul grafic de prezentare a deformării și a tensiunii. În mod obișnuit testarea se

face prin încărcarea graduală a materialului folosind aparate de testare specifice. Valorile ce

rezultă pentru deformație sunt apoi folosite pentru determinarea tensiunii. Punctele astfel

determinate conduc la obținerea curbei tensiune-deformație a materialului. În mod tradițional

tensiunea se marchează pe axa verticală, iar deformația pe axa orizontală. Multe din

proprietățile fizice de bază ale materialelor dentare pot fi reprezentate pe diagrama tensiune-

deformație. De exemplu :

-porțiunea dreaptă a liniei reprezintă regiunea de deformare elastic;

-porțiunea curbă a liniei reprezintă regiunea de deformare elastică și plastică

-panta porțiunii drepte a liniei reprezintă modulul de elasticitate

-lungimea părții curbe a liniei reprezintă ductilitatea

-aria aflată sub porțiunea dreaptă a liniei reprezintă reziliența

-aria aflată sub întreaga linie reprezintă tenacitatea

Modulul de elasticitate (modulul elastic, modulul lui Young)

Este o masură a rigidității relative a materialului. Valorile care dau această măsură

sunt :

Modulul de elasticitate = Tensiune / Deformație

Trebuie reținut faptul că această formulă se aplică doar regiunii elastice a diagramei

tensiune-deformație. Pe diagramă modulul este indicat prin intermediul pantei porțiunii dreptea liniei. De aceea materialul ce prezintă o pantă mai abruptă va avea un modul mai mare și,în consecință, va fi mai rigid decât unul ce are o pantă mai puțin abruptă. Modulul este oexpresie a intensității legăturilor atomice și intermoleculare. Acesta nu este relaționat de rezistența mecanică și de limita de proporționalitate și nu este afectat de tratamentul termic de îmbătrânire sau de prelucrarea la rece a materialului.

Limita de proporționalitate

Este valoarea necesară tensiunii de a produce deformații permanente în material. În

mod alternativ poate fi definită și ca limita de proporționalitate dintre tensiune și deformație, și este reprezentată pe diagrama tensiune-deformație prin punctul de inflexiune în care se face

trecerea de la linia dreaptă la curbă. Sub valoarea limitei de proporționalitate tensiunea este

proporțională cu deformația. Tensiunile aflate sub această valoare determină doar deformații

temporare (elastice), iar peste această valoare determină deformații permanente (plastice).

Pentru materialele de restaurare se dorește o limită cât mai mare.

Limita de elasticitate

Este valoarea maximă a tensiunii la care structura rezistă și se întoarce la

dimensiunile avute înainte de aplicarea încărcării. Această proprietate este similară cu cea

descrisă anterior pentru toate aplicațiile practice.

Limita de curgere

Este punctul la care se remarcă prima deviere de la proporționalitate a tensiunii față

de deformație pe diagrama tensiune-deformație. Acesta indică faptul că structura începe să

se deformeze accentuat pentru o valoare redusă a tensiunii.

Rezistența la curgere

Este valoarea necesară tensiunii de a produce deformări permanente (în mod obișnuit

0,1 % sau 0,2 % și care poartă numele de procent de încovoiere). Deși mulți consideră că

această proprietate este similară cu limita de proporționalitate, ea este folositoare deoarece

se determină mult mai ușor decât limita de proporționalitate. Astfel, nu este necesar să se

determine punctul în care proporționalitatea tensiune-deformație se termină, ci se identifică

doar punctele de 0,1% sau 0,2% pe axa tensiunii și se trasează o linie paralelă cu axa

deformației până la curba din domeniul elastic.

Rezistența la rupere

Este valoarea maximă la care materialul rezistă fără ca acesta să se rupă sau să se

fisureze. Proprietatea se aplică atât forțelor de tracțiune cât și celor de compresiune sau de

forfecare. Peste această valoare materialul se va rupe sau fisura.

Rezistența la rupere – forța maxima aplicata specimenului

Diagrama rezistentei la rupere

Tabelul 2.3 Valorile rezistenței la rupere pentru unele materiale dentare

Rezistența la compresiune

Este valoarea maximă la care materialul rezistă fără ca acesta să se rupă sau să se

fisureze. Proprietatea se aplică atât forțelor de tracțiune cât și celor de compresiune sau de

forfecare. Peste această valoare materialul se va rupe sau fisura.

Tabelul 2.4 Valorile rezistenței la compresiune pentru unele materiale dentare

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 tracțiune și se aplică o tensiune axialaă

până când materialul cedează. Procentajul alungirii reprezintă raportul dintre modificarea

lungimii și lungimea inițială înmulțit cu 100. Reducerea la aria capetelor de rupere se

măsoară la fel doar că determinarea se realizează cu ajutorul ariei de reducție. 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 și îndoită la orizontală. Îndoiturile

ulterioare se realizează sub un unghi de 180°. Testul nu este influențat doar de ductilitatea

materialului ci și de diametrul probei.

Creșterea temperaturii implică scăderea ductilității materialului deoarece, în general,

rezistența acestuia scade odată cu creșterea temperaturii. Ductilitatea nu este relaționată de

limita de proporționalitate. Scopul în care ductilitatea este utilizată în stomatologie este dat de

determinarea coeficientului de netezire. Acesta este definit ca fiind raportul dintre procentul

alungirii și limita de curgere. De aceea, cu cât este mai mare ductilitatea și mai scăzută limita

de curgere cu atât este mai mare coeficientul de netezire.

DUCTILITATEA – alungirea totală suferită de specimen în urma deformării plastic

Diagrama ductilității la materialele dentare.

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 aceleași condiții.

Creșterea temperaturii, în general, conduce la scăderea maleabilității, deoarece

aceasta este dependentă de mișcarea dislocațiilor, care în general se mișcă mult mai ușor la

temperaturi ridicate.

Fragilitatea

Este comportamentul materialului de a se fisura sau rupe sub acțiunea unei mici

deformații sau chiar în absența acesteia. Materialele fragile sunt cele cu structura care nu

permite mișcarea dislocațiilor. 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 tracțiune sau forfecare, deoarece acestea au tendința de a propaga aceste defecte în toată

masa materialului. În schimb materialele fragile au un comportament foarte bun sub acțiunea

forțelor de compresiune întrucât acestea închid fisurile sau golurile existente în material.

Reziliența

Reprezintă rezistența 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 puțin sub cea a limitei de proporționalitate.

Proprietatea este adesea descrisă ca “potențial de înmagazinare”. Aceasta se determină

cantitativ sub numele de modul de reziliență care este limita de proporționalitate la pătrat

împărțită la de două ori modulul de elasticitate. Această cantitate este raportată ca unități de

energie pe unitatea de volum. Reziliența se reprezintă grafic prin intermediul ariei aflate sub

partea liniară a diagramei tensiune-deformație.

Un modul de reziliență ridicat este de dorit în cazul materialelor de restaurare. Firele

ortodontice au, la rândul lor, nevoie de un modul de reziliență 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 obținute din oțeluri inoxidabile)

ilustrează rolul pe care îl au limită de proporționalitate și modulul de elasticitate în

determinarea rezilienței. Astfel firele din beta-titan au o reziliență mai bună decât cele din oțel inoxidabil, deși au aceeași limită de proporționalitate, însă firele din beta-titan au un modul de elasticitate mai mic decât cele din oțel inoxidabil.

Tenacitatea

Reprezintă rezistența 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 puțin sub cea a limitei de proporționalitate. Grafic,

aceasta descrie întreaga arie aflată sub diagrama tensiune-deformație. Materialele dure sunt

în general tenace, deși ductilitatea are un rol pronunțat în determinarea tenacității.

Tenacitatea se determină în mod obișnuit folosind testul cu pendulul de impact Charpy (în

care proba este așezată orizontal) sau Izod (în care proba este așezată 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 susținute pentru

creșterea tenacității.

Rezistența la fisurare

Reprezintă o proprietate importantă în cazul materialelor de amprentă, și anume,

polisulfida are o rezistență la fisurare ridicată, ceea ce reprezintă un avantaj, permițându-i să

fie extrasă din cavități fără să se fisureze. Pe de altă parte, polieterii au o rezistență scăzută

la fisurare. Rezistența 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 rezistenței materialului la rupere prin propafarea fisurii sub tensiune.

Se determină în mod obișnuit utilizând testarea prin crestătura cu o singură muchie și

încărcarea în trei puncte. De vreme ce tenacitatea la rupere este o proprietate inerentă a

materialului, ea oferă mai multe date decât rezistența transversală care este dependentă mai

mult de prelucrarea probei ce urmează a fi testată. Deoarece tenacitatea la rupere este

dependentă de propagarea fisurii și nu de inițierea ei, condițiile în care se prezintă suprafața

sunt de mai mică importanță.

Rezistența transversală (tensiunea de încovoiere, modulul de rupere)

Este măsura care prezintă modul în care materialul se comportă sub acțiunea

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 tracțiune la capătul inferior al acesteia și tensiuni de forfecare pe lateralele

ei. Tensiunile de compresiune sunt convertite la cele de tracțiune prin intermediul axei

centrale neuter a bării. Tipul acesta de test este recomandat materialelor dentare cu baza

rășină deoarece în funcționare acestea sunt supuse la solicitări complexe. Testul este foarte

sensibil la modul în care este pregătită proba, în special la condițiile în care se prezintă

suprafața pe care se manifestă tensiunile de tracțiune.

Tabelul 2.6 Valorile rezistenței transversale pentru unele materiale dentare

Oboseala

Oboseala reprezintă ciclul de tensiuni la care materialul poate ceda, valoarea acestuia

fiind mai mică decât tensiunea de rupere obișnuită. Termenul de “oboseală” derivă din faptul

că materialele par să obosească în urma unui ciclu repetat de încărcări. Există două direcții

de abordare a acestei proprietăți: limita de anduranță și durata de funcționare. Limita de

anduranță 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 funcționare

reprezintă o predicție în ceea ce privește numărul de cicluri la care rezistă materialul până la

rupere pentru o anumită valoare a forței aplicată. Oboseala conduce la ruperea materialului

deoarece aceasta promovează propagarea fisurilor. Condițiile în care se prezintă suprafața

(margini ascuțite, rugozitatea) contribuie la rândul lor la ruperea prin intermediul oboselii.

Oboseala stă la baza deteriorării amalgamurilor dentare și ale materialelor dentare bazate pe

rășini.

Vâscozitatea

Este rezistența la curgere. De aceea un lichid cu vâscozitate mare va avea o

consistență groasă și va curge mai greu. Vâscozitatea este datorată de forțele de frecare

interne ce apar în lichid și se calculează prin raportul dintre tensiunea de forfecare și viteza

de deformare. Unitatea de măsură este centipoises.

Vâscoelasticitatea

Descrie materialele care prezintă atât caracteristici de lichid vâscos cât și de solid

elastic. Aceste tipuri materiale au proprietăți ce variază cu viteza de încărcare. Materialele

vâscoelastice, de exemplu alginatele, prezintă o mică deformație permanentă la încărcări

rapide, dar au o deformație permanentă ridicată ca valoare în cazul unei încărcări lente.

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 1°C.

Acest număr variază de la un material la altul și este exprimat sub formă exponențială.

Elementul de bază al definiției 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 aceștia vor începe să vibreze și să se depărteze unul de

altul, acest fenomen având drept consecință dilatarea materialului.

Există o strânsă legătură între coeficientul de dilatare termică și punctul de topire al

materialului. Astfel, materialele ce au punctul de topire scăzut vor avea un coeficient de

dilatare ridicat. Explicația 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 mișca

mult mai ușor. Contrariul este adevărat în cazul materialelor cu temperaturi de topire ridicate.

Datorită legăturilor interatomice puternice, aceste materiale vor prezenta valori scăzute

pentru coeficienții de dilatare termică. Dacă dintele și materialul de restaurare au coeficienți

de dilatare diferiți atunci materialele se vor dilata și contracta diferit, ceea ce se va concretiza

în scurgeri și alunecări nedorite ale materialului de restaurare față de dinte.

Valorile pentru coeficientul de dilatare termică pentru unele material dentare

Conductivitatea termică

Coeficientul conductivității termice este cantitatea de caldură în calorii/secundă ce

trece printr-o probă groasă de 1 cm având aria transversală de 1cm2 producând o diferență

de temperatură la suprafețele probei de 1°C. Cu cât este mai mare acest coeficient, cu atât

capacitatea acestuia de a transmite căldura este mai mare. Aceste valori variază de la un

material la altul, iar ele sunt prezentate pentru materialul dentar, dentina și cimenturile

dentare.

Tabelul 2.8 Valorile conductivității termice pentru unele materiale dentare

Duritatea și testarea durității

Duritatea este definită ca rezistența materialului la o apăsare permanentă. Astăzi se

utilizează diferite metode de testare a materialelor dentare.

Cele mai cunoscute teste de duritate sunt : Brinell, Vickers, Rockwell.

În general, valoarea durității se obține prin împărțirea sarcinii aplicate pe suprafața

probei cu aria sau adâncimea urmei produse de penetrator la suprafața probei

Brinell

Acest test implică utilizarea unei bile de oțel 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, obișnuit

valoarea reprezintă și unitățile 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.

Tabelul 2.10 Valorile durității Brinell pentru unele materiale dentare

Vickers

Testul de duritate Vickers implică o sculă de penetrare din diamant, în formă de

piramidă cu baza pătrat și 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, și anume, se pot face determinări de durități atât pe materiale moi cât și pe materiale

dure. Testarea Vickers dă rezultate foarte bune în cazul materialelor fragile, dar și situațiile în

care se întâlnesc materiale ductile au fost rezolvate cu succes.

Tabelul 2.11 Valorile durității Vickers pentru unele materiale dentare

Rockwell

Penetratoarele folosite de acest test sunt conuri de diamant sau bile de oțel.

Avantajul deosebit al acestui tip de test constă în faptul că necesită un timp foarte scurt, și

anume 10 sau 15 secunde până la obținerea rezultatelor care se citesc de pe un cadran,

ceea ce face ca operatorul să evite introducerea valorilor în formulistica matematică, și astfel,

se îndepărtează riscul apariției unor erori de calcul.

Metoda : Se aplică o sarcină mică (ușoară) 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 diferența urmelor

lăsate de sarcina mare și cea mică.

Alături de testul Rockwell există și testul Rockwell Superficial; diferența dintre cele

două constă în magnitudinea sarcinilor utilizate. Rockwell Superficial utilizează sarcini mai

mici și determină duritatea la suprafața materialului.

Capitolul 2: Sistemul metalo-ceramică

Introducere

Metale au fost folosite în medicină și stomatologie pentru multe secole. În 1565, a fost raportat că placa de aur a fost folosit pentru a repara defecte palatoschizisul. Taggart a dezvoltat un proces de turnare dentar cu aliaje de aur și înlocuitorii acestora în 1907. De atunci, restaurări de aur cu tehnica turnarii au fost folosite popular în stomatologie.

Restaurări metalo-ceramice combina avantajele estetice ale ceramicii cu durabilitatea și se potrivesc marginal de substraturi turnate. Prin urmare, restaurarile metalo-ceramice au fost în prezent populare în stomatologie restaurativă. .De asemenea aliajele de Ni-Cr,Co-Cr, au fost de asemenea utilizate pentru restaurări metalo-ceramice. Aceste materiale au atras o atentie destul de mare în stomatologie, din cauza bunei biocompatibilitati și proprietăților mecanice..

În prezent, aliajele de Ni si Co sunt utilizate pe scară largă în aplicații dentare, datorită

avantajelor suplimentare ale sudabilitatii bune la fața locului , modelarii ușore, și

finisării prin procese mecanice și electrochimice. Restaurări metalo-ceramice sunt de obicei primite, și mai multe teorii în ceea ce privește aderența interfacială sistemului metalo-ceramice au fost introduse. Cu toate acestea, există și dezavantaje, cum ar fi eșecurile ocazionale de furnir. În plus, la crestele metalice poat fi distorsionate după aplicarea porțelanului.

De obicei, pentru a evalua compatibilitatea termică a sistemului metalo-ceramic, prima considerare este discrepanța dintre coeficienții de dilatare termică. Cu toate acestea, unele aliaje dentare cu aceiași coeficienți de dilatare termică a arătat diferite tensiuni reziduale în interfață metal-ceramică, după ardere, care ar putea fi cauzate de diferența mare de modulul elastic (aliaj non prețioase; 180-220 GPa vs. aliaj prețios; 80-120 GPa) . Desi interfata metal ceramica este greu de înțeles, restaurarile metalo-ceramice trebuie să fie proiectate exact , și materialele potrivite sa fie manuite în mod corect.

Sistemul metal-ceramice

În 1950, Brecker [23] a remarcat aplicarea sistemelor prototip de ceramic-aur,de atunci, sistemul metalo-ceramică a fost din ce în ce mai disponibil în uzul stomatologic. La început, au fost utilizate aliaje cu mult aur, dar în ultimul deceniu s-au folosit alte sisteme de aliaje, cele pe bază de materiale nenobile, în principal datorită factorului de cost.

Teoria legăturii metalo-ceramice

Exista multe literaturi despre aderarea ceramicii la metale. Legătura metal-ceramică se realizează prin arderea ceramicii, ca un proces de sinterizare.  Mecanismele de legătură au fost clasificate în patru categorii: de unire și anume chimice, de blocaj mecanic, Van der Waals și forțe de compresie. Rolurile pe care fiecare dintre acești factori îi joacă în legătura metal-ceramică au fost controversate. Cu toate acestea, legăturile chimice au fost descrise ca o forță motrică principală pentru lipireasi stemului metalo-ceramică. Legătură chimică între metal și ceramică se realizează printr-un strat de oxid intermediar la interfața metal-ceramica. Interfața ceramică este parțial saturată cu oxid de metal și rămâne în echilibru termodinamic cu oxidul metalic. Oxidul metalic este de asemenea saturat cu metal, rezultând într-un echilibru termodinamic peste interfata de oxid-metal. De aceea, o structură electronică continuu este creată din metal prin stratul de oxid între ceramic și legarea chimică a sistemului disponibil metal-ceramică. În observațiile legate de aliaje metale prețioase s-a constatat faptul ca baza metalică se acumulează pe stratul exterior al metalului și formează straturi de oxid puternice ce formează legături prin intremediul ionilor metalici din alieje. În timpul arderii, acești oxizi intră într-o legătură cu rețeaua de siliciu a ceramicii, care produce o legătură de dioxid de siliciu a ceramicii.

Staniul și oxidul de indiu au fost bine recunoscute ca fiind contribuabili majori la legătura chimică a acestor sisteme. Blocajul mecanic este un mecanism de legare bazat pe alta legatura între metal și ceramică la suprafața marginală a contactului. În acest scop, suprafața metalică este înasprita cu instrumente de rotire , sablare sau cu ambele. Șlefuirea poate spori aderența prin lărgirea suprafaței efective de lipire, îmbunătățirea capacității de înmuiere, și crează zone de taietură de bază. Sablarea curăță suprafața prin abraziune, imbunătățește capacitatea de înmuiere prin schimbarea energiei de suprafață, și modifică suprafața compoziție prin fuziuni localizate. Cu toate acestea, în cazul în care rugozitatea unei suprafețe determină goluri la interfață, efectul de lipire poate fi diminuat. Efectele observate pe suprafata rugoasă a legăturii metalo-ceramice sunt controversate deoarece gradul de rugozitate a suprafetei este fie definit,fie foarte rar folosit in stomatologie.

Van der Waals se referă la o legătură prin intermediul unei atracții electrostatice între doi atomi, care sunt prea apropiați astfel încât este eficient cei care nu au legături chimice. [160] Acest tip de mecanism de unire se realizează prin formare de dipol [58, 124] și a fost descris ca puteri de lipire secundare, deoarece forța Van der Waals a avut mica influență directă asupra legăturii strînse. Cu toate acestea, ele au o contribuție importantă la îmbunătățirea capacității de umectare a unei suprafețe de metal în timpul de ardere a ceramicii. [27, 124] Legătura creată de Van der Waals nu este dependentă de existența unui strat de oxid. [159]

Forțele de compresie sunt derivate din diferența dintre coeficienții termici de expansiune și contracția între metal și ceramică. Comportamentul expansiunii de metal și ceramică trebuie ajustat optim. Fisurile latente sau de așchiere pot fi găsite mai ales atunci când coeficienții de dilatare termică sunt nesincronizati corect unul cu celălalt. Un principiu de bază din sistemul metalo-ceramic este faptul că expansiunea termică a metalului trebuie să fie ușor mai mare decât cea a ceramicii. Distincția de contracție termică în timpul procesului de răcire produce tensiuni care duc la stabilizarea legăturii.

2.3.2 Sistemul titan-ceramic

Cauta carte groasa si metalurgie fizica

2.4.1 Compatibilitatea sistemului metalo-ceramic

Compatibilitatea sistemului metalo-ceramic depinde de armonia proprietăților ambelor materiale. Restaurări necesită compatibilitate estetică chimico, termo, mecano, între metal și ceramică. Compatibilitatea chimică prin stratul de oxid presupune formarea unei puternice legături rezistente sub presiunea rezultată în urma incompatibilității termice și mecanice fără a compromite estetica. Stratul de oxid necesar pentru lipire este creat în timpul arderii de gazare sau oxidare. Timpul de oxidarea, ardere și temperature trebuie să fie suficiente pentru a crea un strat de oxid adecvat pentru legaturile metalo -ceramice. Legătura produsă de compatibilitatea chimică poate fi suficient de puternica pentru a depăși ambele solicitări termice tranzitorii și reziduale și forțele mecanice întâlnit în funcția clinică. Compatibilitate termică și mecanică include o temperatură de ardere a ceramicii care nu cauzează denaturarea infrastructurii metalului , în colaborare cu combinația optimă de dilatare termică a coeficienților, α. În compatibilitatea aplicării clinice a sistemului metalo- ceramică trebuie să fie capabil să simuleze o serie de forme de dinți, nuanțe, transluciditate, fluorescenta si finisaj.