Oxidat 15 minute [305733]

[anonimizat], o biocompatibilitate acceptabilă și au un cost relativ scăzut. [anonimizat].

[anonimizat]-Mo s-au evidențiat prin proprietățile lor deosebit de avantajoase. [anonimizat].

Principalul obiectiv urmărit în cadrul cercetărilor experimentale a fost caracterizarea din punct de vedere termofizic a difuzivității termice a [anonimizat]-Mo și determinarea influenței procesului de oxidare asupra rezultatelor experimentale.

Programul experimental a [anonimizat], [anonimizat], determinarea difuzivității termice.

Cercetările au fost efectuate în cadrul Laboratoarului de Analiza Cantitativă (LAC),

Laboratorului de Pregătire Probe Materialografice (LPP) si Laboratorul de Încercari Termofizice din cadrul Departamentului de Știința Materialelor Metalice și Metalurgie Fizică.

[anonimizat] a fi demonstrat in lucrare. [anonimizat] 30 %, va conduce la dificultăți la turnare.

Datorită costurilor reduse a elementelor de aliere, a [anonimizat] a [anonimizat]-Cr-Mo au o largă utilizare.

Difuzivitatea termică este o [anonimizat], [anonimizat].

Capitolul 1: [anonimizat].Aceste materiale trebuie să semene cât mai mult cu dintele natural(dacă sunt vizibile)dar să și prezinte proprietăți similare cu cele ale unui dinte.Acestea sunt clasificate ca material de prevenire sau de restaurare.Materialele de restaurare reprezintă utilizarea primară și sunt realizate din diferite clase de material:metale,ceramică,polimeri și compozite[1].Alegerea tipului de material restaurativ dentar este dependent de mai mulți factori precum:pacientul,[anonimizat].

Utilizarea materialelor biocompatibile presupune:

menținerea vieții sau a viabilității unui anumit organ uman ([anonimizat], suturi cerebrale);

[anonimizat]-au pierdut

funcționalitatea datorită unor maladii sau traume (endoproteze, implanturi dentare);

asistarea în vindecarea unor părți din corpul uman (suturi, [anonimizat]);

reglarea unor anormalități funcționale (pacemaker cardiac);

îmbunătățirea funcțiilor umane (lentile intraoculare) [2].

1.1. [anonimizat].Cele două motive ale utilizării ceramicii în stomatologie sunt capacitatea de resaturare estetică și funcțională a dinților absenți. Această poate oferi aspectul de opalescență a dintelui pe care nici- un metal nu o poate oferi.Această poate rezistă de asemenea forțelor ciclice de masticație care variază între 400 și 800 N,putând să ofere puctul de sprijin între os și țesuturile moi.Deși este cunoscut faptul că ceramică este mai puțin fiabilă din punct de vedere mecanic decât metalele,noile tendințe au conferit acestora valori de tenacitate și rezistentă ridicate[3].Cele mai comune utilizări ale ceramicii în stomatologie sunt inserțiile(plombe) dar și smalțul dentar.Acestea sunt folosite de asemenea ca și coroane.Aceste structuri au pereți subțiri ce pot fi formați din cupluri metalo-ceramice sau integral ceramice.

1.1.1. Istoricul ceramicii dentare

Din punct de vedere etimologic,termenul ceramică provine de la cuvîntul greces KERAMOS, care constituie materia primă a olarilor(KERAMON=ARGILE , KERAMIN=CERAMICĂ).

Tehnicile și sistemele ceramice s-au dezvolatat rapid ,apârand modificări importante în compoziția și tehnologia de lucru.

În 1958 Weinstein pune la punct ceramica cu temperatură joasă de sinterizare care a permis realizarea de reconstituiri metalo-ceramice pe metale nobile,iar în 1970 pe aliaje nenobile.Astfel se poate spune că începe era metalo-ceramicii.

În 1962 firmele Vita și Degussa lansează sistemul metalo-ceramic VMK,iar în 1965 McLean și Hughes realizează ceramica aluminoasă,relansând coroanele Jacket.În 1966 firmele De Trey și Heraeus elaborează procedee și sisteme comerciale metalo-ceramice pentru aliajele nobile.

În 1984 O’Brien pune la punct ceramica magnezică,iar în 1985 M.Sadoun concepe o nouă compoziție pentru ceramică (85% alumină) și un nou procedeu de realizare a restaurărilor integral ceramice In Ceram care a fost brevetat in 1989(VITA).

În 1987 Morman și Brandestini lansează cu ajutorul firmei Siemens tehnica CAD/CAM , prin care se realizează reconstituiri protetice în sistem computerizat.

Între 1980 și 1990 apar ceramicele sticloase și aluminoase,crescând astfel interesul pentru sitemele integral ceramice.În condițiile de dezvoltare continuă a sistemelor ceramice este de așteptat ca în viitor sistemele integral ceramice să înlocuiască lucrările mixte metalo-ceramice[4].

1.1.2. Proprietățile si compoziția maselor ceramice

Componentele de bază ale ceramicii clasice sunt feldspatul,cuarțul si caolinul.Feldspatul este prezent atât în masele ceramice destinate sistemelor metalo-ceramice(ceramice feldspatice traditionale),cât și în masele ceramice pentru sisteme integral ceramice(ceramice feldspatice cu continut crescut în leucit).Rolul feldspatului este de a crește transluciditatea restaurării protetice.Prezența lui în masele ceramice determină transluciditatea materialului.În masele ceramice dentare conținutul de caolin este foarte redus ,putand chiar să lipsească[5].

Densitatea variază în funcție de tipul de masă ceramică utilizată:

mase ceramice convenționale=2,5 g/cm

mase ceramice utilizate pentru tehnologia metalo-ceramică=2,52 g/cm

ceramica aluminoasă=2,95 g/cm.

Greutatea specifică – indicile specific de greutate aparentă este 2,2-2,3 valoarea reală putând fi aproximativ 2,4.

Duritatea maselor ceramice este mai mare comparativ cu diferite materiale utilizate în stomatologie precum și cea a țesuturilor dure dentare coronare.

Porozitatea depinde de:

tipul de ardere(în vacuum incluziunile de aer sunt eliminate)

arderea în prezența unui gaz capabil să difuzeze în afara masei ceramice;

răcirea sub presiune(care reduce dimensiunea porilor).

Dilatarea termică depinde de compozitia chimică.Masele ceramice au conductivitatea termică redusă și datorită acestui lucru masele ceramice sunt considerate biomateriale izolante.

Izotropia apare la ceramica clasică ,amorfă, în timp ce smalțul dentar este anizotrop.Acest lucru explică imposibilitatea imitării perfecte a dinților naturali,diferențele,izotropia apărând doar în incidențele tangențiale.

Transluciditatea este mai mare la masele ceramice arse în vid,acestea fiind de aproape 20 de ori mai transparente decât masele ceramice arse la presiunea atmosferică.

Cromatica se referă la nuanța și saturația culorii, parametri ce pot varia în functie de temperatura de ardere.Datorită absorbției și reflexiei selective se genereaza o gamă de culori care permite colorarea diversă.Este foarte important ca alegerea culorii să se facă la lumina naturală.Pentru a se obține o individualizare perfectă este de preferat ca masele ceramice să fie fluorescente.Estetica ceramicii turnate este calitativ superioară.

Proprietățile maselor ceramice sunt legate de faptul că acestea sunt biomateriale a căror caracteristică principală o constituie fragilitatea,rezistența la compresiune fiind superioară celei la tracțiune.

Masele ceramice sunt materiale inerte.În timpul arderii pe suport metalic ele pot altera suprafață prin oxidarea elementelor mai putin nobile și absorbția unei părți din oxizii formați.În zona de interfață se pot observa zone de coroziune intercristalină,punându-se în evidență difuziunea dintre diferitele elemente , mai ales a staniului,dinspre ceramică spre aliaj.Ceramica sticloasă prezintă o stabilitate chimica deosebită.

Masele ceramice nu sunt atacate de salivă,sunt foarte bine tolerate de parodonțiul de înveliș,precum și de țesuturile dentare.Masele ceramice glazurate nu rețin placa bacteriană grație excelentei configurații de suprafață.De asemenea ,ceramica este un izolant termic pentru dentină și pulpă, împiedicând transmiterea variatiilor termice din cavitatea bucală[6].

1.1.3. Clasificarea maselor ceramice dentare

Ferrari și Sadoun (1995) au clasificat masele ceramice în funcție de compoziție în trei grupe:

ceramica feldspatica

ceramica aluminoasă

ceramica sticloasă(vitroceramica).

În funcție de existența scheletului metalic,Kappert(1994) defineste următoarele clase:

1.Sisteme metalo-ceramice prin turnare(din aliaje nobile cu conținut crescut în aur și platină sau din aliaje nobile cu conținut redus în aur și platină,din titan pur sau aliaje de titan):

cu schelet metalic obținut prin galvanizare-Auro Galvano Crown-AGC(Wieland), Gammat(Gramm),Platanic(IPM Platamic Marketing Dental Technology),Helioform HF 600 (Hafner);

cu schelet metalic obținut prin tehnica folierii(modelare la rece)-Sunrise(Tanaka Dental),Ultralite(58W Dental med),Ceplatec (Ceplatec);

cu schelet metalic obținut prin prelucrare mecanică asistată de calculator(CAD/CAM)-Sopha(SophaBioconcept),DentiCad(Bego),All Dent(Girrbach),DCS System(Girrbach).

2.Sisteme integral ceramice

sisteme ceramice stratificate cu nucleu din masă ceramică de bază (Vitadur) sau cu nucleu din masă ceramică dură(Cerestore,In-Ceram)

sisteme ceramice nestratificate:vitroceramica turnată(Dicor,Cera Pearl)sau vitroceramica presată(Empress,Droge Keramik)

ceramică armată cu straturi de leucit(Optec,Duceram,Mirage).

3.Restaurări integral ceramice obtinute prin șlefuire și frezare mecanică-sisteme

CAD/CAM(Cerec,Sopha,Denti-Cad) sau frezare prin copiere(Celay)

În funcție de temperatura de sinterizare a maselor ceramice,acestea se pot clasifica după cum urmează:

ceramică aplicabilă la temperatură înaltă de sinterizare(1280-1390oC);

ceramică aplicabilă la temperatură medie de sinterizare(1090-1260 oC);

ceramică aplicabilă la temperatură joasă de sinterizare(870-1065oC)-cele mai frecvent utilizate;

ceramică aplicabilă la temperatură foarte scăzută de sinterizare(660-780oC)este folosită pentru placare,pentru aliaje cu conținut crescut în aur,pentru nucleul sistemelor integral ceramice.

În funcție de microstructura masei ceramice se disting:

mase ceramice cu matrice vitroasă și încărcătură cristalină dispersată;

mase ceramice cu matrice cristalină cu față vitroasă dispersată(In –Ceram).

1.2. Aliaje dentare

Metalele sunt utilizare în stomatologie pentru umpleri directe în dinții (amalgamele dentare) ,fabricarea coroanelor și punților,proteze dentare parțiale,sârme ortodontice și bracheti și împlânte dentare.Biocompatibilitatea este din nou o cerința importantă,deoarece aceste material intră în contact direct cu țesutul uman de multe ori pentru tot restul vieții al unui pacient.

Aliajele dentare de turnare trebuie să îndeplinească o serie complexă de condiții pentru a putea fi folosite fără riscuri în stomatologie [8]. În ultima perioadă s-au ridicat probleme foarte serioase cu privire la aspecte de biocompatibilitate, probleme ce au fost semnalate atât în ceea ce privește amalgamurile dentare (există controverse aprinse în SUA asupra rolului mercurului în anumite afecțiuni apărute după utilizarea amalgamului de către pacient) cât și în ceea ce privește aliajele folosite ca implanturi sau pentru protezare (eliberarea nichelului din coroanele dentare sau efectele adverse ale paladiului asupra sănătății, efecte observate la pacienții 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 siguranță în exploatare și nu în ultimul rând, proprietățile pe care le au să se încadreze între cele dorite pentru un astfel de aliaj, cum ar fi: biocompatibilitate ridicată, ușurința topirii/turnării/polizării/șlefuirii, contracție mică, rezistență ridicată la uzare, la rupere, la încovoiere, la coroziune.

1.2.1. Principalele tipuri de aliaje dentare de turnare

Principalele tipuri de aliaje de turnare sunt:

aliajele de aur din care se confecționează punți dentare, coroane dentare, încrustații.

aliajele cobalt-crom din care se confecționează cadre pentru danturi partiale.

aliajele nichel-crom din care se confecționează punți, coroane, suportul pentru topitura de porțelan.

aliajele argint-paladiu din care se confecționează punți, coroane, suportul pentru topitura de porțelan.

aliajele cu conținut ridicat de paladiu din care se confecționează suportul pentru topitura de porțelan.

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

Din punct de vedere compozițional, elementele nu trebuie să depășească în plus sau minus valoarea de 0,5% din concentrația comunicată de producător. În cazul materialelor toxice abaterea trebuie sș fie mai mică de 0,1%.

Proprietățile mecanice trebuie să se încadreze în limitele impuse de ADA Specification No.5, valori care se regăsesc și în tabelul 4.1 alcătuit conform ISO 1562[9]. Valoarea durității trebuie să se situeze într-o abatere de cel mult 10% față de valoarea comunicată de producător.

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

Proprietățile reologice trebuie să îndeplinească următoarele cerințe: cinci turnări succesive ale unor punți sau coroane dentare trebuie să umple toate cavitățile și să redea cât mai exact toate urmele de pe materialul de amprentă, la fel cum sunt prezentate de producător.

1.2.2. Aliaje de turnare cobalt-crom

Aceste aliaje sunt predispuse la oxidare în timpul topirii, iar aliajul în forma turnată este fragil și dur. Temperatura ridicată de topire necesită utilizarea unui model fuzibil fosfatic, în timp ce contracția la răcire de aproximativ 1,9 % liniar, face dificilă atingerea acurității dimensionale cerută de model. Astfel, aceste aliaje nu sunt recomandate pentru turnări de precizie, cum ar fi coroanele dentare sau punți, în timp ce utilizarea lor ca suport pentru porțelanul topit este nerecomandată datorită oxidarii suferite de aliaj la temperatura de lucru [10]. Cu toate acestea materialul are o bună rezistență la coroziune și este bine tolerat în cavitatea bucală.

Aplicația tipică a acestor aliaje este cel dat de Co-Cr-Mo ce este utilizat pentru obținerea cadrelor pentru danturi parțiale. Compoziția generală este următoarea:

Co : 65 % rețeaua gazdă;

Cr : 25 % rezistență 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 atenție deosebită în cazul hipersensibilității la Ni.

Influența elementelor de aliere în cazul acestui aliaj este foarte importantă, după cum urmează. Astfel, conținutul de crom este răspunzator de rezistența la oxidare, valoarea acestuia însă depășind proporția de 30 %, va conduce la dificultăți la turnare. El formează de asemenea o fază friabilă cunoscută sub denumirea de faza sigma (σ). În general, proporțiile de Co și Ni sunt interschimbabile până la o anumită valoare. Cobaltul crește modulul de elasticitate, rezistența si duritatea mai mult decât nichelul. Efectul altor elemente de aliere este mult mai pronunțat. Cea mai sigură cale de creștere a aliajelor Co-Cr este creșterea conținutului de carbon. O modificare de numai 0.02 % la aceste aliaje modifică proprietățile într-o asemenea măsură, încât aliajul nu mai poate fi utilizat în stomatologie. Dacă proporția de carbon crește cu 0,2 % peste valoarea admisă, aliajul devine prea dur și prea friabil și nu mai poate fi utilizat în protetica dentară. Pe de altă parte, reducerea conținutului de carbon cu 0,2 % scade atât de mult rezistența la tracțiune și limita de elasticitate încât aliajul va avea aceeași soartă ca în situația precedentă.

Prezența a 3 – 6 % Mo contribuie la rezistența aliajului. Unele aliaje conțin și W care, deși crește rezistența reduce alungirea mai mult decât molibdenul [11]. Prezența azotului nu poate fi controlată decât dacă turnarea are loc în atmosferă de argon sau în vid. Acest element dacă depășește valoarea de 0,1 % va scade ductilitatea reperelor turnate.

În medicină se utilizează și sub formă de dispozitive implantabile.Aliajele Co-Cr sunt metastabile și cristalizează în sistemul cub cu fețe 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 – 1450C și este peste capacitatea de topire realizată de o flacara pe bază de gaz natural; astfel, se recomandă topirea lor în cuptoare cu inducție electromagnetică sau cu ajutorul flăcării oxiacetilenice. Călirea aliajului turnat va conduce la apariția unui precipitat fin de carburi, care se va forma în interiorul grăunților și care poate determina durificarea nedorit de mult a materialului. Pe de altă parte, răcirea lentă a aliajului turnat va duce la orientarea preferențială a carburilor la limita de grăunte, unde se va forma un strat continuu. Acest ultim aspect are drept consecință un material fragil. Compromisul între aceste situații este dat de către o răcire în trepte ce va avea ca rezultat apariția unor carburi discontinue aflate la limita de grăunte.

Carburile pot precipita atât in interiorul grăunților cât și/sau la limita de grăunte (unde pot fi continue sau discontinue).

Valoarea modulului de elasticitate pentru aceste aliaje este de trei ori mai mare decât cea a aliajelor de aur. Această rigiditate crescută este folositoare în cazul secțiunilor subțiri care prezintă aceleași caracteristici de încărcare ca și cele existente în cazul aliajelor de aur (conectorii danturilor parțiale), dar din nefericire acest efect este însoțit de o reducere drastică a elasticității (aproximativ 520 MPa)[12] Creșterea modulului de elasticitate, asociată cu reducerea limitei de elasticitate va face proiectarea unor repere precum agrafele, foarte dificilă.

Figura 1.1. Microstructura aliajului turnat Co-Cr-Mo ASTM F75, prezentând o mărime de grăunte mare și carburi la limita de grăunte și în matrice.

Capitolul 2: Aliaje Co-Cr-Mo cu aplicații in stomatologie

Aliajele pe bază de Co au fost puse la punct de Haynes în 1907 și sunt cunoscute sub numele de steliti din cauza strălucirii metalice pe care o au. Au fost utilizați pentru prima dată în dentisterie către mijlocul anilor 30, iar bună rezistentă la coroziune impreună cu tolerarea lor de către țesuturi au condus la introducerea lor în chirurgia ortopedică câțiva ani după. De asemenea el a descoperit că adăugarea de Tungsten(W) și Molibden poate îmbunătăți proprietățile mecanice a aliajelor de CoCr.Aliajul superior este un aliaj de înaltă performanță, recunoscut pentru proprietățile sale mecanice, rezistentă la coroziune și oxidare. Inițial aliajele de CoCr au fost folosite în industria automobilelor.În timp și au găsit locul și în aplicații biomedicale.Aliajele de CoCrMo au fost pentru prima data introduse în ortopedie și stomatologie în 1930 sub denumirea de Vitallium.Aceste aliaje au fost utilizate pentru construcția de valve artificiale ale inimii,proteze dentare,plăcute de fixare ortopedice,componente articulare artificiale.ASTM(The American Society for Testing and Materials)[13] a evidențiat în Paragraful 13(Medical and Surgical Materials and Devices) criteriile pentru care acest aliaj poate fi utilizat în implantologie.Compoziția chimică a aliajului are o masă echilibrată de Co,28 la sută Crom,și 6 la sută Mo(Co-28Cr-6Mo). Standardul american (ASTM) descrie 4 tipuri de astfel de aliaje recomandate în implanturile chirurgicale:

aliaj Co-Cr-Mo turnat (F76))

aliaj Co-Cr-W-Ni forjat (F90)

aliajCo-Ni-Cr-Mo forjat (F562)

aliaj Co-Ni-Cr-Mo-W-Fe forjat (F563).

În prezent pentru fabricarea implanturilor se folosesc aliajul CoCrMo pentru turnat și CoNiCrMo pentru forjat.

Datorită costurilor reduse a elementelor de aliere, a tehnologiilor de obținere mai puțin pretențioase, dar și a proprietăților deosebit de avantajoase, am constatat că aliajele din sistemul Co-Cr-Mo au o largă utilizare, fiind urmate de aliajele pe bază de titan.

Tabel 2.1. Compoziție chimică aliaje CoCrMo conform standardului American ASTM

2.1. Aliaje pe bază de Cobalt

Aceste aliaje sunt numite în general aliaje cobalt-crom. În principiu, există două tipuri de astfel de aliaje : unul este aliajul CoCrMo (F76), care este folosit în general pentru turnarea matriței unui produs, iar celălalt este aliajul CoNiCrMo (F562), care de obicei este prelucrat prin forjare la cald. Aliajul CoCrMo a fost folosit mult timp în stomatologie și, mai nou, în fabricarea articulațiilor artificiale.[14] Aliajul forjat CoNiCrMo este nou, folosit astăzi în fabricarea rădăcinilor protezelor, mai ales în cazul articulațiilor asupra cărora acționează o presiune mare, precum genunchiul și șoldul.

2.1.1. Proprietăți mecanice si fizice ale elementelor Co si Cr

A.Cobaltul este un metal de tranziție, situat în grupa a Vlll-a a tabelului periodic a lui Mendeleev.Are numărul atomic 27, masa atomică 58,933 și valențele 2 și 3.

Densitatea Co este cuprinsă între 8,78 și 8,92 kg/dm3, iar în stare lichidă 7,8 kg/dm3 (la 15500C).

Cobaltul prezintă două modificări alotropice:

ε cristalizată în sistemul hexagonal compact, stabilă la temperaturi mai mici de 4170C

α cristalizată în sistemul cubic cu fețe centrate, stabilă la temperaturi ridicate.

Temperatura de topire a Co este de 14950C, iar punctul de fierbere, la presiune normală, este de 29000C. Configurația electronică a Co se prezintă astfel:

1s2 /2s2 2p6 /3s2 3p6 3d7 /4s2

Co se combină ușor cu halogenii, formând halogenați. Nu formează combinații cu N, dar este descompus de amoniac la temperatura ordinară, cu formare de nitruri[15]. Capacitățile calorice ale cobaltului, la diferite temperaturi sunt prezentate în tabelul urmator.

Tabel 2.2.-Capacitatea calorică a Co intre 10 si 2000°K

Tabel 2.3. Conductivitatea termică a Co la temperaturi scăzute

Duritatea Brinell pentru Co, în diferite stări, este următoarea:

Co în stare turnată: 124…130;

Co tratat termic: 48;

Co electrolitic: 270…311;

B.Cromul este în prezent unul din cele mai impotante metale industriale, constituind elementul principal de aliere în oțelurile de construcție de înaltă rezistență, oțeluri antiacide, inoxidabile, termostabile și refractare, în superaliajele pe bază de Ni și Co și în alte materiale cu destinație special[16]. Perspective deosebite se deschid pentru acest metal ca element de aliere cu Ti, Nb, Ta, Mo, W, Al și Cu. Metalul face parte din grupa a VI-a a sistemului periodic lui Mendeleev, cu numărul de ordine 24 și masa atomică 51,996, proprietățile sale fiind apropiate de Mo și W. structura electronică a atomului acestui element este:

1s2 / 2s2 2p6 / 3s2 3p6 3d5 / 4s1

având pe învelișurile exterioare s, p, d, 6 electroni. Prin ionizare Cr se poate afla în starea de oxidare de la II la VI, forma cea mai stabilă în mediu neutru fiind III, când se aseamănă cu Fe sau Al.

Cr în stare compactă are o culoare alb-argintie și prezintă două transformări alotropice α și β. Modificația α cristalizează în sistem cubic cu volum centrat, având parametrul rețelei a = 2,884Å, iar β stabilă la temperaturi ridicate are structura hexagonal-compactă.

Cr se deformează în domeniul temperaturilor 700…1500°C, putându-se obține profile, tablă, țevi sau alte produse. Temperatura de recristalizare este de 850…980°C.

Rezistența materialului, duritatea și modulul de elasticitate, dar mai puțin alungirea, înregistrează cele mai mari valori la temperatura ambiantă, urmând ca ele să descrească cu creșterea temperaturii.

Cromul a fost și este utilizat pe scară largă la nivel mondial în mai multe procese industriale și este eliminat în mod obișnuit în mediul înconjurător din astfel de procese. Cromul este extras în diferite țări din întreaga lume cum ar fi Africa de Sud, Zimbabwe, Finlanda, India, Kazakstan și Filipine ca formă naturală, minereu de cromat (FeCr2O4). Cromul este instabil într-un mediu oxigenat și, atunci când este expus la aer, produce imediat un strat de oxid care este impermeabil la contaminarea ulterioară cu oxigen.

Cromul ajunge în mediu atât prin procese naturale, cât și ca urmare a activităților umane. Cromul este un element natural care se găsește în roci, animale, plante, sol, praf și gaze vulcanice (Volesky B., 2001). Există în diferite stări de oxidare care variază de la +2 la +6. Formele cele mai stabile sunt Cr (VI) și Cr (III), deși diferă semnificativ în ceea ce privește proprietățile biologice, geochimice și toxicologice. Cr (III) apare în mod natural în mediul înconjurător la un interval îngust de concentrații și este considerat a fi mai puțin toxic decât Cr (VI).

2.1.2. Diagrama de echilibru Co-Cr

Figura 2.1.2Diagrama de echilibru Co-Cr

Relațiile dintre faze

După un prim studiu superficial asupra structurii (K. Lewkonja 1908), F. Wever, U. Haschimoto, H. Lange publică o diagramă de faze care, deși se bazează pe investigații cuprinzătoare, poate fi considerată numai o schiță calitativă a domeniilor fazelor. Diagrama (A.R.Elsea, A.B.Westerman și G.K.Manning, 1949) este caracterizată de existența a două faze intermediare, o fază de compoziție singulară CrCo (46,88 %gr Cr) și o fază de compoziție variabilă (indicată ulterior cu σ ) cu aproximativ 55-62 %gr Cr sau 58-65 %at Cr. Nu s-a încercat o determinare precisă a limitelor soluției solide principale și a fazei intermediare σ; rata de difuzie, la fel la temperaturi înalte, dovedește a fi extrem de joasă, acest lucru fiind studiat ulterior (J.W.Weeton, 1952). La reinvestigarea mai atentă a diagramei (Y.Matsunaga, 1931), trăsăturile esențiale în acord cu diagrama găsite (F. Wever, U. Haschimoto, H. Lange), cu excepția numai a acestei faze intermediare σ, cu aproape 53,5-62 %gr (56,6-65 %at) Cr, a arătat că există. U.Haschimoto (1937) publică o diagramă de faze care, în acord cu o scurtă declarație, a fost remisă pe baza unei lucrări originale și date publicității de timpuriu (F. Wever, U. Haschimoto, H. Lange și Y.Matsunaga). Fundamental, diagrama pare a fi o combinație de rezultate ale lui F. Wever, U. Haschimoto și Y.Matsunaga[17]. Aceasta este caracterizată de existența fazei CrCo (după F. Wever, U. Haschimoto), rezultată în urma unei reacții peritectoide de α și σ la aproape 12600C și de descompunerea eutectoidală din nou în α și σ la aproximativ 9400C. Denumirea CrCo este însoțită de o problemă de marcă, probabil indicând această dovada neconcludentă legată de prezența acestei faze, raportată de F. Wever, U. Haschimoto și neevidențiată de Y.Matsunaga, a fost găsită.

Curbele lichidus și solidus ale aliajelor urcă până la aproape 65 %gr Cr conform cercetărilor făcute de F. Wever, U. Haschimoto și A.G.Metcalfe(1953). Temperatura eutectică găsită a fi 14080C (F. Wever, U. Haschimoto), 1393 (Y.Matsunaga) și 1401 (A.G.Metcalfe) a fost înlocuită cu o valoare medie 14000C (A.R.Elsea, A.B.Westerman și G.K.Manning). Compoziția eutectică a fost stabilită la 42 %gr ( 45 %at)Cr de (F. Wever, U. Haschimoto, Y.Matsunaga, A.R.Elsea, A.B.Westerman și G.K.Manning); A.G.Metcalfe găsește posibile valori mai precise de 4205 %gr (45,5 %at)Cr. Limitele fazelor ε, α, δ, σ și β au fost evidențiate prin analizele micrografice ale aliajelor, distingându-se de la temperaturi variate cuprinse între 600 și 1300°C după recoacere pentru numai 50-65 ore, indiferent de temperatură.

Admițând-ul, acest timp este de departe insuficient pentru a atinge echilibrul; în orice caz, o metodă grafică specială a fost revindecată pentru a permite extrapolarea valorilor la echilibru. Domeniul de omogenitate a fazei σ a fost dat ca fiind 56,6-61 %atCr.

În orice caz, dincolo de 39 %atCr, limitele sunt influențate de o eroare de 2 %gr (2 %at)Cr. Diagrama parțială propusă de A.G.Metcalfe este aproape în acord cu cea emisă de A.R.Elsea, A.B.Westerman și G.K.Manning[18]. Principalele diferențe constau în asumarea transformării polimorfice a Co la 1120-11450C și a unor schimbări minore legate de această transformare.

Faza σ a fost sugerată prima dată de A.H.Sully și T.J.Heal, faza din domeniul (56,6-61)%atCr este o fază σ [dincolo de 39%atCr, limitele sunt influențate de o eroare de 2 %gr (2 %at)Cr]. Aceasta a fost confirmată de (P.A.Beck și W.D.Manly, P.Duwez și S.R.Baen, P.Pietrokowsky și P.Duwez) și alți cercetători (S.Rideout, W.D.Manly, E.Lkamen, B.S.Lement și P.A.Beck) au determinat domeniul de omogenitate la 12000C a fi (58,6-63)%atCr. (P.Duwez și S.R.Baen) propun o celulă tetragonala pentru sistemul de cristalizare cu a = 6,205Å, c = 9,030Å, c/a = 1,455. (G.J.Dickins, A.M.B.Douglas și W.H.Taylor) sugerează o celulă tetragonală cu 30 de atomi și o atribuie ca o mare similitudine la structura β-U. Mai târziu, ei au dat parametrii ca a = 8,80Å, c=4,56Å, c/a = 0,518 pentru un singur cristal cu 56,4 %atCr (G.J.Dickins, A.M.B.Douglas și W.H.Taylor). J.S.Kasper, B.F.Decker și J.R.Belanger raportau parametrii unui singur cristal cu 52,8 %atCr a fi a = 8,75Å, c = 4,54Å, c/a = 0,519 (16 Cr și 14 Co atomi pe unitatea de celulă corespunzând la 53,34 %atCr).

2.1.3. Influența elementelor de aliere asupra proprietaților Cr si aliajelor sale

Domeniul soluției solide primare a diferitelor elemente în crom este în concordanță, cu mici excepții, cu diferența între razele atomilor. Formarea soluției solide este improbabilă dacă diferența între razele atomilor cromului și elementului dizolvat depășește 15%. Din acest punct de vedere, elementele pot fi împărțite în două grupe. În prima grupă se găsesc elementele a căror raze atomice diferă cu mai mult de 15% față de a cromului: Ba, Bi, Cd, Cs, Ca, C, In, Pb, Li, Mg, Hg, Ru, Sc, Se, Na, Sr, Te, Tl. Studiul diagramelor de echilibru a demonstrat că aceste elemente sunt insolubile sau foarte puțin solubile în Cr.[19] Ele sunt considerate în cele mai numeroase cazuri ca impurități, deoarece formează cu cromul eutectice ușor fuzibile sau compuși intermetalici, care măresc fragilitatea și înrăutățesc prelucrabilitatea prin deformare a cromului și aliajelor sale.

A doua grupă cuprinde elemente cu rază atomică ce nu depășește cu ±15% pe cea a cromului: Al, Be, Co, Cu, Ga, Ge, Au, Fe, Mn, Mo, Ni, Nb, Os, Pd, Pt, V, Si, Ag, Ta, Ti, W, Zr e.t.c. O mare parte din metalele din această grupă reprezintă principalele elemente de aliere ale cromului (Fe, Mo, Co, Ta, Ti, V, Y, Zr, W, Ni, Si). Pe lângă raza atomică mai există o serie de factori care influențează domeniul de solubilitate. Astfel, acesta este micșorat pentru elementele care tind să formeze compuși definiți.

De asemanea, solubilitatea este cu mult mai mică cu cât electropozitivitatea sau erlectronegativitatea față de Cr este mai mare. Un alt factor care influențează domeniul de solubilitate este și valența.[20] Un metal tinde să formeze o soluție solidă cu un element cu valență mai mare decât cel cu valență mică.

A) Cobaltul îmbunătățește proprietățile de turnare, mărește duritatea, dar scade plasticitatea. La conținuturi mai mari de 30% Co aliajele Cr-Co devin fragile. Conform diagramei de echilibru Cr-Co în sistem se formează mai multe soluții solide α, β, γ, σ, δ, iar solubilitatea cobaltului în crom variază de la 10% la 800°C, la 37% la 1260°C..

B) Azotul formează cu Cr două nitruri: Cr2N, cu structură hexagonală, respective CrN cu structură cubică, de tipul NaCl. El influențează puternic temperatura de topire ametalului, efectul fiind maxim dacă este în amestec cu oxigenul. În sistem, deasemenea, se formează un eutectic cu 2,1%N, cu o temperatură de topire de 1630°C.

Solubilitatea azotului în crom este de 0,002…0,003% și în aceste limite de concentrație influențează puțin proprietățile de plasticitate. Acțiunea sa se intensifică la concentrații mai mari, când se formează eutecticul și nitrura, făcând imposibilă prelucrarea metalului prin deformare.

C) Carbonul formează cu cromul trei carburi stabile cu compozițiile: Cr23C6, Cr7C3,respectiv Cr3C2, cu temperaturile de topire de 1550°C , 1665°C și 1895°C și un eutectic + Cr23C6, cu aproximativ 3%C, cu temperatura de topire de 1498°C.

Carbonul acționează asupra proprietăților mecanice și a rezistenței la coroziune în sensul intensificării procesului, dacă este mai mare de 0,15%.

D) Molibdenul, Wolframul formează cu Cr o serie continuă de soluții solide, contribuind la îmbunătățirea refractarității, stabilitatea la temperaturi ridicate, a rezistenței la coroziune și în special a prelucrabilității prin presare la cald.

Figura 2.2. Diagrama de echilibru Cr-Mo

2.2. Aliaje Co-Cr-Mo

Datorită costurilor reduse a elementelor de aliere, a tehnologiilor de obținere mai

puțin pretențioase, dar și a proprietăților deosebit de avantajoase, am constatat că aliajele din

sistemul Co-Cr-Mo au o largă utilizare, fiind urmate de aliajele pe bază de titan.

2.2.1. Tipuri de compoziții chimice

Cele două elemente de bază ale aliajelor pe bază de Co formează o soluție solidă conținând până la 65% Co și 35% Cr.

Tabelul 2.4.- Compoziția chimică (% gr.) a aliajelor de Co – Cr turnate (DIN/ISO, 1980a, b; ASTM, 1992a)

Aliajele CoCrMo din tabel sunt folosite pentru restaurari dentare(corespund standardelor sumele: Co + Cr ≥ 85 %, Cr + Mo +Ti ≥ 25%, Be ≤ 0,01% .

Molibdenul, Wolframul formează cu Cr o serie continuă de soluții solide, contribuind la îmbunătățirea refractarității, stabilitatea la temperaturi ridicate, a rezistenței la coroziune și în special a prelucrabilității prin presare la cald.

Fierul îmbunătățește proprietățile mecanice, stabilitatea la temperaturi ridicate și refractaritatea .

Titanul formează cu Cr un compus intermetalic, care îmbunătățește proprietățile de

turnare, rezistența la coroziune, refractaritatea și proprietățile mecanice, în deosebi după

tratamentele termice.

Tantalul și Niobiul au o acțiune favorabilă, îmbunătățind rezistența la temperaturi ridicate, refractaritatea și rezistența la coroziune.

Nichelul înbunătățește proprietățile mecanice, stabilitatea la temperaturi ridicate și în special duritatea, dar reduce puternic plasticitatea.

Manganul are o mare solubilitate în Cr care scade cu micșorarea temperaturii, acționează pozitiv asupra proprietăților mecanice, mărește capacitatea cromului de absorție a azotului.

2.2.2. Proprietăți fizice și mecanice caracteristice

Aliajul Co-Cr-Mo, în particular, este sensibil la ecruisare, asfel că procedeele de prelucrare utilizate la alte metale nu pot fi folosite. Aliajul este turnat după metoda cerei pierdute. Controlând temperatura mulajului, se acționează asupra mărimii grăunților: temperaturile de încălzire înalte, va diminua rezistența. Totuși va rezulta o precipitare de carburi cu distanțe mai importante între ele, antrenând o scădere a fragilității materialului.

Proprietățile mecanice pot fi ameliorate prin tehnica de retopire sub vid sau prin comprimarea isostatică a unei pudre de aliaj care permite diminuarea mărimii grăunților.

Un alt mod de creștere a rezistenței face apel la presarea isostatică la cald după atomizarea aliajului în pudră într-o incintă. După cernere, pentru a obține o mărime și o distribuție uniformă a pudrelor, acestea sunt introduse intr-o incintă de presare isostatică. Temperatura incintei este inferioară temperaturi de fuziune a aliajului. Legarea particulelor metalice se produce prin difuzie în stare solidă, antrenînd formarea de grăunți fini.

În cazul aliajului Co-Cr-Mo, prin aplicarea de metode specifice metalurgiei pulberilor în urma atomizării aliajului în pudră, se observă că, rezistența la oboseală crește cu aproape jumătate din valoarea rezistenței la oboseală a aceluiaș aliaj dar turnat, în timp ce rezistența la încovoiere se dubleză față de acelaș aliaj turnat (Tabelul 2.5 ).

Tabel 2.5. – Rezistența la oboseală σf și rezistența la încovoiere prin rotație σR a diferitelor aliaje de CoCr (Thull, 1979; Pilliar, 1981).

Pentru creșterea rezistenței la oboseală a aliajului turnat Co-Cr-Mo, care este considerat ca inferior (aproximativ 250 pâna la 300 MPa) în raport cu rezistența sa la tracțiune, unii a propus adăugarea de Ni (4 până la 9,5 %) și de elemente modificatoare (Al, Ti, B)care să rămînă în compoziția chimică în proporție de sub 0,1 %gr. Între timp, adaosul de N în soluție interstițială nu ameliorează rezistența la oboseală pentru aliajele cu conținut scăzut în carbon (0,14 %), deși el mărește rezistența asociată cu o bună ductilitate.Aliajele pe bază de Co-Cr pot fi întrebuințate, în stare turnată și prelucrte prin forjare. Aliajele utilizate în stare turnată, după turnare li se aplică un tratament termic, iar aliajelor forjabile se pot deforma la cald sau la rece (cfc); sau în urma atomizării lor, se pot prelucra prin metalurgia pulberilor.

Tabel 2.6. Procesarea aliajelor Co – Cr (Mills ,1983; Bever, 1986).

Capitolul 3: CERCETĂRI EXPERIMENTALE

3.1. Pregătirea probelor

Materialul utilizat pentru cercetările experimentale efectuate este un aliaj Co-Cr-Mo ce poartă denumirea de Vera PDI, achizionat de la o firmă de distribuitori specializați în materiale dentare, ce a fost topit, forjat și strunjit până la diametrul de 12,7 mm (figură 3.1).

Figura 3.1.Probele obținute in urma strunjirii

Pregătirea probelor metalografice care au făcut obiectul prezentei lucrări s-a realizat pe aparatură speciala după cum urmează:

Debitarea probelor s-a realizat pe un “Buehler- ISOMET 4000”

cu următoarele caracteristici:

putere motor principal – 2,9 KW (trifazic)

turația : 3400 rot/min

putere pompă recirculare emulsie de răcire 75 W (trifazic)

 diametrul discului abraziv : 254 mm

Figura 3.2. Aparat Buehler-ISOMET 4000

b)

Figura 3.3.Imagini din timpul pregătirii probelor pentru debitare

Figura 3.4.Imagine din timpul procesul de debitare

După depitare si șlefuirea pe hârtie abrazivă P1000 a urmat oxidarea acestora. Probele sunt pregătite pentru oxidare in cuptorul de tratamente termice la temperatura de 980°C.

Figura 3.5. Probele pregătite pentru oxidare

Oxidarea probelor s-a efectuat diferențiat. Două probe au fost meținute în cuptor pentru 7 minute, iar două 15 minute. Două probe au fost păstrate neoxidate. După ce au fost scoase din cuptor acestea au fost răcite in aer.

Figura 3.6.Probele după oxidare 7min/15min

In vederea analizelor imagistice ulterioare probele au fost pregatite metalografic. Înglobarea probelor s-a realizat în pulbere de BAKELITA pe o presă hidraulică automată “Buehler – SIMPLIMET 1000” (fig.) parametrii de lucru fiind:

presiunea de lucru: 300 barr

presiunea de preâncărcare : 10 barr

temperatura de lucru : 150°C

timpul de încălzire (răcire) : 8 (3) min.

Figura 3.7. Presa de înglobat SIMPLIMET 1000

Figura 3.8. Aspectul probelor în timpul procesului de Înglobare

Figura 3.9. Aspectul probelor înglobate

După înglobare probele au fost supuse procesului de lustruire pe o mașină automată

“Buehler – VECTOR”.

Figura 3.10. Aspectul mașinii automată “Buehler-VECTOR” pentru pregătirea probelor

Pentru prima etapă de lustruire:

– diametrul probelor : 12,65 mm

– turația platanului : 200 rot/min

– turația capului : 60 rot/min

– timpul de lucru : 5 min

– suportul textil : TEXMET

– abraziv: suspensie tip METADI cu diametrele particulelor 9 m

– rotația relativă cap/platan: contrar

– forța de apăsare: 15 N/probă.

Pentru a doua etapă de lustruire:

– diametrul probelor : 12,65 mm

– turația platanului : 150 rot/min

– turația capului : 60 rot/min

– timpul de lucru : 10 min

– suportul textil : TEXMET

– abraziv: suspensie tip METADI cu diametrele particulelor 3 m

– rotația relativă cap/platan: contrar

– forța de apăsare : 15 N/probă.

Pentru etapa finală:

– turația platanului : 120 rot/min

– turația capului : 60 rot/min

– timpul de lucru : 2 x 10 min

– suportul textil : TEXMET

– abraziv : suspensie tip METADI cu diametrele particulelor 1 + 0,05 m

– lubrifiant : apă

– rotația relativă cap/platan: același sens

-forța de apăsare : 5 N/probă

Figura 3.11. Aspectul probelor după lustruire

3.2. Cercetări experimentale privind caracterizarea structurală a materialelor experimentale prin miscroscopie electronică de baleiaj

În microscopul electronic de baleiaj, fasciculul de electroni, produs de tunul de electroni, este micșorat la maximum prin intermediul a 2 sau 3 lentile electromagnetice, urmărindu-se astfel obținerea unui fascicul extrem de îngust, care este proiectat pe suprafața probei.

Având în vedere cele prezentate mai sus, schematic, funcționarea unui microscop electronic de baleiaj se bazează pe câteva etape:

formarea și accelerarea unui fascicul de electroni;

fasciculul de electroni este delimitat si concentrat folosind diafragmele metalice și lentilele condensoare;

utilizând lentila obiectiv (finală), fasciculul este focalizat pe suprafața probei;

interacțiile generate în interiorul probei bombardate genereazăsemnale care sunt identificate și transformate într-o imagine sau în date privind conținutul sau concentrația elementelor din probă.

Tabel 3.1. Analiza chimică a aliajului CoCrMo oxidat 7 minute conform microscopiei SEM

b)

c) d)

Figura 3.12. Imagini de microscopie electronică de baleiaj pentru proba oxidată 7 min

Tabel 3.2. Analiza chimică a aliajului CoCrMo oxidat 15 minute conform microscopiei SEM

b)

c) d)

Figura 3.13. Imagini de microscopie electronică de baleiaj pentru proba oxidată 15min

Figura 3.14. Analiza chimică de suprafață

Tabel 3.3. Analiza chimică de suprafață a aliajului CoCrMo

3.3. Difuzivitatea termică

3.3.1. Metoda Flash si aplicabilitatea acesteia

Metoda Flash a fost introdusă în anul 1961 și a devenit metoda standard de testare pentru măsurarea difuzivității termice în cazul materialelor solide. Aparatul utilizat pentru determinarea difuzivității termice avea în componență un singur cuptor cu un interval de temperatură fix bine determinat și de aceea putea fi utilizat doar pentru câteva clase de materiale. Astăzi datorită apariției noilor materiale a fost creat un system Flash care să acopere intervale de temperatură mai mari și care să lucreze în diverse medii de lucru.

Metoda de testare folosită se bazează pe cercetările lui Parker din anul 1961.Această metoda a fost analizată și corectată de către Cowan 1962, Cape și Lehman 1963, Larson și Koyama 1967, Heckman 1973, Clark și Taylor 1975 și Koski 1981.

Figura 3.15. Schema metodei Flash

În cazul tehnicii Flash, proba folosită este un disc subțire ale cărui dimensiuni sunt cunoscute. Pulsul este o explozie scurtă de energie ce se aplică părții frontale a probei.

Pentru a putea fi înregistrate modificările de temperatură ce au loc în partea inferioară a probei, se folosește un detector[22]. Acest detector este reglat la temperatura ambiantă și afișează modificările de temperatură ca funcție de timp.

Modificările de temperatură sunt folosite pentru a determina parametrul “halfmax-time”

(jumătatea timpului în care se detectează valoarea maximă a tensiunii) din graficul temperatură/timp. Parametrul “half-max-time” este baza întregului calcul al difuzivității termice.

Metoda Flash acoperă aria determinărilor de difuzivitate termică în cazul materialelor solide, izotrope și omogene.

Metoda Flash poate fi considerată o metodă fundamentală de măsurare a difuzivității termice, iar pentru verificarea performanțelor instrumentului utilizat se recomandă folosirea unor materiale de referință.Cu toate că metoda se aplică doar materialelor solide omogene au fost cazuri în care, utilizând precauțiile necesare, s-au obținut rezultate optime și pentru materialele heterogene și compozite.

3.3.2. Scopul metodei Flash

Difuzivitatea termică este o proprietate importantă, necesară pentru determinarea temperaturii optime de lucru, pentru aplicații de design efectuate sub flux de căldură tranzitoriu, pentru controlul procesului și asigurarea calității.

Metoda Flash este folosită pentru a măsura valorile difuzivității termice, α, pentru materialele solide.

Aceasta metodă este avantajoasă datorita:

geometriei simple și dimensiunilor mici ale probei,

mânuirii ușore a probei

metodei rapide de măsurare cu un singur aparat

faptului că se pot folosi materiale cu numeroase valori ale difuzivității termice pentru un interval de temperatură mare

Când această metodă este folosită ca metodă cantitativă în condiții stricte se poate determina capacitatea calorică a unor probe de material omogen, izotrop și opac.

3.3.3. Aparatul si prelucrarea probelor

Proba este un disc subțire cu suprafața superioră mai mică decât fascicolul de lumină. Probele au diametrul cuprins între 6 și 18 mm. Grosimea optimă depinde de valoarea estimată a difuzivității termice, și va fi aleasă astfel încât timpul necesar atingerii temperaturii maxime să fie cuprins între 40 și 200 ms. Probe mai subțiri sunt de dorit în cazul temperaturilor mai mari, pentru a minimiza pierderile de căldură; cu toate acestea probele trebuie să fie suficient de groase pentru a fi reprezentative pentru tipul de material. Uzual grosimea probelor trebuie să fie în intervalul 1-6 mm. Deoarece difuzivitatea termică este proporțională cu pătratul grosimii probei, este de dorit să se folosească grosimi diferite pentru temperaturi diferite.

Selectarea neadecvată a grosimii probei este o sursa majoră de erori în măsurători. Ca regula generală pentru experimente se poate porni de la o grosime de 2,3 mm și apoi aceasta se poate schimba pe baza informațiilor obținute din termogramă (oproba prea subțire poate distruge semnalul în totalitate).

Probele trebuie pregătite cu fețe plan paralele[23]. Suprafețele neuniforme sau de alt tip (cu fisuri, zgâriate) nu sunt bune deoarece datele experimentale vor fi afectate.

Poziționarea probelor în aparat

Aparatul este prevăzut astfel încât poziționarea probelor să poată fi făcută în două moduri:

1. Cartușul se află în transportor și proba este introdusă în acesta

2. Probele sunt puse în cartuș, iar apoi acesta este introdus în transportor.

Etapele poziționării probelor în aparat sunt identice pentru cele două metode:

Se deschide aparatul și se scoate transportorul afară din cuptor.

Se scoate cartușul din transportor.

Se introduc probele în cartușul de ceramică. Pentru introducerea probelor se folosește o pensetă.

Cartușul se introduce la loc în transportor.

Transportorul se intoduce în cuptor și se închide aparatul.

Pentru determinarea difuzivității termice a fost folosit aparatul Flash-Line 3000 produs de firma ANTER Corporation.

Figura 3.16.Aparatul Flashline 3000

Aparatul lucrează cu temperaturi cuprinse între temperatura camerei și 1000°C și este complet automatizat. Se poate testa difuzitatea termică a unei probe la maxim 20 de temperaturi diferite fără a se opri testul și fiecare pas poate fi repetat.

Apatatul poate executa determinări de difuzivitate termică și de căldurăspecifică. Cartușul poate fi încărcat cu una, doua sau trei probe în funcție de mărimea acestora.

Micrometrul folosit pentru măsurarea grosimii probei trebuie să fie precis astfel

încât aceste măsurători să fie efectuate cu o eroare maxima de 0.2%.

Metoda Flash este o metoda primara și de aceea nu necesită calibrare, însa executarea măsurătorilor în sine devine subiectul erorilor sistematice și întâmplătoare[24,25].

De aceea este necesară verificarea performanțelor aparatului pentru a se stabili dacă

aceste erori afectează datele generate. Acest lucru se realizează prin testarea unuia sau a

mai multor materiale a căror difuziviate termică este cunoscută.

Tabel 3.4. Cele 3 probe introduse in aparat

Figura 3.17.Poziționarea probelor in aparat

Figura 3.18. Aspectul probelor în cartușul de probe

Dupa ce probele au fost scoase din aparat nu se observă exfolierea stratului de oxid si nici oxidări suplimentare (Figura 3.19).

Figura 3.19. Probele rezultate in urma spălării cu soluție de etanol

.

3.3.4. Determinarea difuzivității termice

Difuzivitatea termică a fost determinată utilizand aparatul FlashLine 3000, cu un cartuș încarcat cu 3 probe.

Rezultatele au fost furnizate cu o corecție de tip Clark și Taylor – modificarea de temperatură ce are loc pe suprafața inferioară a probei nu este constantă ci descrește cu timpul. Spre deosebire de Cowan, Clark si Taylor au studiat graficul temperatură/timp pentru o proba care nu a atins maximum de temperatură pe suprafața inferioară.

Rezultatele determinărilor sunt furnizate sub formă de tabel iar variația difuzivității cu temperatura este prezentată grafic în paginile următoare.

Title: Oxidat 15 minute

File ID: 15min

Test Number: 298

Material: Co-Cr-Mo

Grosimea probei: 0.1610 (cm)

Metoda de calcul: Clark and Taylor

Tabelul 3.5.Valorile măsurate ale difuzivității pentru aliajul Co-Cr-Mo Oxidat 15 min

Figura 3.20. Variația difuzivității cu temperatura pentru aliajul CoCrMo oxidat 15minute

Title: Oxidat 7 min

File ID: 7min

Test Number: 298

Material: Co-Cr-Mo

Grosimea probei: 0.1420(cm)

Metoda de calcul: Clark and Taylor

Tabelul 3.6.Valorile măsurate ale difuzivității pentru aliajul Co-Cr-Mo Oxidat 7 min

Figura 3.21. Variația difuzivității cu temperatura pentru aliajul CoCrMo oxidat 7minute

Title: neoxidat

File ID: NE

Test Number: 298

Material: Co-Cr-Mo

Grosimea probei: 0.1470(cm)

Metoda de calcul: Clark and Taylor

Tabelul 3.7Valorile măsurate ale difuzivității pentru aliajul Co-Cr-Mo neoxidat

Figura 3.22. Variația difuzivității cu temperatura pentru aliajul CoCrMo neoxidat

Concluzii

Orice proprietate a unui material studiat într-un interval de temperatură poate fi considerată o proprietate termofizică. Cu toate acestea, în mod tradițional, dilatarea termică, conductivitatea termică și difuzivitatea termică sunt considerate a fi cele mai frecvent întâlnite proprietăți termofizice fundamentale. Toate acestea însa nu pot fi explicate decât prin cunoașterea fenomenelor de transport termic, a mecanismelor de transmitere a căldurii și ecuațiilor și legilor fundamentale care stau la baza acestora.

Necesitatea datelor fiabile referitoare la proprietățile termofizice ale materialelor a crescut continuu în ultima perioadă de timp. Datele existente, cu excepția elementelor pure sau pentru unele aliaje și compuși, de multe ori nu sunt fiabile, și în multe cazuri, nevoia de informații corecte și acceptabile pot fi îndeplinite doar prin măsurarea unei proprietăți date.

Măsurarea în sine este întotdeauna însoțită de probleme, pentru că metodele de determinare sunt numeroase și nu întotdeauna adecvate pentru toată gama de materialele sau temperaturi, și prezintă numeroase surse de erori sistematice, care trebuie să fie foarte bine studiate.

Experimental, am demonstrat faptul ca variatia proprietăților termice masurate este semnificativa, fiind observate diferente notabile.

Pe langa variatia proprietăților termice ale materialelor metalice in timpul urmaririi pasilor tehnologici trebuie tinut cont si de modificarile structurale ce apar indeosebi in cazul aliajelor.

Am demonstrat influenta stratului de oxid (desi foarte subtire – sub 1,5 microni) asupra difuzivității termice a acestuia.

Bibliografie

[1].Lemons, B.D.R.A.S.H.F.J.S.J.E., Biomaterials science: an introduction to materials in medicine. 1996: Academic Press.

[2]. Pop, T.G. Biomateriale și componente protetice metalice, Colecția Bioinginerie Medicală , Editura Tehnopress, Iași, 2004.

[3].Anusavice, K.J.,2006.Phillips’ Science of Dental Materials, 11th ed. W.B. Saunders, Philadelphia

[4].International Standartization Organization. 9693:1999/Amd.1:20.Metal-ceramic-dental restorative systems.2nd ed.Geneve:ISO;1999/2005.14p

[5].DenryIL.,Recent Advances in Ceramics for Dentistry,Critical Reviews in Oral Biology &Medicine ,7:134.,1996;

[6].JR.Kelly,Dental ceramics:current thinking and trends.Dental Clinics of North America ,48:513 ,2004;

[7].J.G. Ironside and M.V. Swain,Ceramics in Dental Restorations a Review and Critical Issues,Journal of the Australasian Ceramic Society,Vol.34 no.2.pp.78-91(1998);

[8]. Anusavice, K.J., Dental casting and soldering alloys, Phillips Science of Dental Materials.11th ed. Philadelphia: Saunders, 2003, p. 563-620.

[9]. Vander Voort G. Metallography and microstructures. ASM Handbook, vol. 9; 2004. Ohio.

[10].Bunea D, Nocivin A. – Materiale Biocompatibile, Editura BREN, ISBN 973-98447-

2-3, București, 199

[11].Niinomi M., Recent metallic materials for biomedical applications, Metallurgical and materials transactions, A 33, 2002, p. 477-486.

[12].Guidance for Industry and FDA Staff,Class II Special Controls Guidance Document:Dental Base Metal Alloys, U.S. Departament of Health and Human Services,Food and Drug Administration Center for Devices and Radiological Health,Dental Devices Branch;2008;

[13].T.B.Massalki,(Ed.)Binary Alloy Phase Diagrams,2nd edition,ASM International,Metals Park,Ohio;1990

[14].V.Pop,I.Chicinaș, Proprietăți fizice ale metalelor si aliajelor,Universitatea Babeș-Bolyai Cluj-Napoca,1997

[15]. R.G.Craig(ed).,Restorative dental materials,10th ed.St. Louis;Mosby,1997;

[16]. Wataha, J.C., Alloys for prosthodontic restaurations, J. Prosthet Dent, Vol. 87, 2002,p. 351-363.

[17]. Klarstrom D., Wrought cobalt- base superalloys. Journal of Materials Engineering and Performance, 1993. 2(4): p. 523.

[18]. Kilner T., et al., Phase identification and incipient melting in a cast Co—Cr surgical implant alloy. J Biomed Mater Res, 1982. 16(1): p. 63-79.

[19]. Milošev, I., The effect of biomolecules on the behaviour of CoCrMo alloy in various simulated physiological solutions. Electrochimica Acta, 2012. 78(0): p. 259-273.

[20]. Kocijan, A., et al., Electrochemical Study of Co-Based Alloys in Simulated Physiological Solution. Journal of Applied Electrochemistry, 2004. 34(5): p. 517-524.

[21].Saldívar-GarcíaAJ,LópezHF.Microstructural-effects-on-the-wear-resistance-of wrought-and-as-cast-Co–Cr–Mo–C- implant-alloys.JBiomedMaterResPartA 2005;74A(2):2697

[22].JA.Cape,GW.Lehman,Temperature and Finite Pulse-Time Effects in the Flash Method for Measuring Thermal Diffusivity,J.Appl.Phys.,34,Vol 1909,1963.

[23].RE.Taylor.Heat Pulse Diffusivity Measurements,High Temperature,11,Vol 43,1979;

[24].KB.Larson,K.Koyama,Measurement of Thermal Diffusivity,Heat Capacity and Thermal Conductivity in Two-Layer Composite Samples by the Flash Method,in Proceedings 5th Thermal Condictivity Conference,University of Denver,Denver,Co,1965,pp.1-B-1 to 1-B-24.

[25].L.Vozar, W.Hohenauer,Uncertainty of Thermal Diffusivity Measurements Using the Laser Flash Method,International Journal of Thermophysics,Vol.26,No.6,November 2005.