Metody przetwarzania tytanu stosowane w protetyce stomatologicznej

PROTET. STOMATOL., 2013, LXIII, 3, 224-233 www.prot.stomat.net Metody przetwarzania tytanu stosowane w protetyce stomatologicznej Methods of titanium...
1 downloads 0 Views 484KB Size
PROTET. STOMATOL., 2013, LXIII, 3, 224-233 www.prot.stomat.net

Metody przetwarzania tytanu stosowane w protetyce stomatologicznej Methods of titanium processing used in prosthetic dentistry Bożena Jedynak, Elżbieta Mierzwińska-Nastalska Katedra Protetyki Stomatologicznej Warszawskiego Uniwersytetu Medycznego Kierownik: prof. dr hab. E. Mierzwińska-Nastalska

HASŁA INDEKSOWE: tytan, obróbka tytanu, proces odlewniczy, technologia CAD/CAM

KEY WORDS: titanium, titan cutting, foundry engineering, CAD/CAM technology

Streszczenie W artykule przedstawiono korzystne właściwości tytanu jako biomateriału stosowanego w protetyce konwencjonalnej i implantoprotetyce. Wskazano zalety jakimi cechują się protezy tytanowe. Zwrócono uwagę na swoiste właściwości tytanu i związane z tym implikacje kliniczne, takie jak: trudności w jego przetwarzaniu, sposobach łączenia i licowania ceramiką oraz materiałami sztucznymi (kompozytami), szlifowaniu i polerowaniu. Przedstawiono czynniki ograniczające zastosowanie tytanu na szeroką skalę w wykonawstwie uzupełnień protetycznych we współczesnej protetyce stomatologicznej. Należą do nich skomplikowana i kosztowna technologia obróbki (w technologii CAD/CAM oraz odlewnictwie). Do frezowania bloczków tytanowych używa się specjalnie skonstruowanych obrabiarek i narzędzi skrawających. Łączenie elementów tytanowych poprzez spawanie i lutowanie wymaga specyficznych warunków. Do wykonawstwa protez z tytanu potrzebne są wysoko wyspecjalizowane laboratoria.

Summary This paper presents the advantages of titanium properties as biomaterials used in conventional prosthetics and implantoprosthetics, as well as the advantages characteristic of titanium prosthesis. Particular attention was paid to titanium intrinsic properties (e.g., difficulty in its processing, ways of connecting and veneering with ceramics and artificial materials (composites), cutting and polishing) and related clinical implications. Complex and expensive technology of titanium processing (CAD/CAM technology, foundry engineering) is highlighted as one of the factors that limit the use of titanium on a large-scale in manufacturing dental restorations in modern prosthetics. Specially designed milling machines and milling cutters are needed for titanium blocks milling, as well as special techniques and conditions for joining titanium elements by welding and brazing. Only highly specialized and experienced dental laboratories are able to manufacture titanium dentures.

224

Metody przetwarzania tytanu

Wstęp Tytan jest metalem powszechnie występującym w skorupie ziemskiej. Dzięki korzystnym właściwościom fizykochemicznym, mechanicznym i biologicznym należy do najlepszych materiałów budulcowych dla wszczepów sródkostnych. Biokompatybilność z żywymi tkankami oraz odporność na korozję miejscową i chemiczną są najbardziej przydatnymi cechami tego metalu (1-3). Ponadto metal ten charakteryzuje się niskim współczynnikiem sprężystości, wynoszącym 105-120 GPa. Dla porównania sztywność kości zbitej oscyluje w granicach 20-30 GPa. Moduł Younga tytanowych wszczepów jest najbardziej zbliżony do sztywności kości, spośród wszystkich biomateriałów metalicznych stosowanych obecnie w implantologii. Właściwość ta sprawia, że wprowadzenie implantu tytanowego do kości tylko w nieznacznym stopniu zmienia rozkład naturalnie istniejących naprężeń w otaczającej tkance kostnej. Dobór materiału budulcowego dla wszczepów o sztywności zbliżonej do sztywności kości odgrywa istotną rolę, gdyż chroni tkankę kostną wokół wszczepu przed przeciążeniem lub odciążeniem. Zbyt wysoka wartość modułu sprężystości materiału, z którego wykonany jest implant po wprowadzeniu go do kości przyczynia się do odciążenia kości wokół wszczepu oraz przeciążenia implantu śródkostnego. W konsekwencji prowadzi to do resorbcji kości wokół implantu i utraty stabilności. Jeżeli sztywność implantu jest znacznie niższa, niż kości, do której został wszczepiony – to po implantacji dochodzi do wzrostu naprężeń w otaczającej wszczep tkance kostnej, przeciążenia jej i w dalszym etapie uszkodzenia. Tytan charakteryzuje się również dużą reaktywnością z tlenem, pokrywając się samorzutnie trwałą i szczelną warstwą tlenków TiO, TiO2, Ti2O3. Warstwa ta jest nierozpuszczalna w kontakcie z płynami ustrojowymi jamy ustnej. Cecha ta sprawia, że tytan wykazuje doskonałą PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2013, LXIII, 3

odporność na korozję oraz wysoką biozgodność z tkankami jamy ustnej. Obecność uzupełnień tytanowych w jamie ustnej nie daje metalicznego smaku, będącego wynikiem uwalniania jonów do otaczających tkanek. Bierna i stabilna w środowisku organicznym warstwa tlenków zapobiega powstawaniu w organizmie metalozy. Do korzystnych właściwości tytanu należy zaliczyć jego niski ciężar właściwy, którego wartość wynosi 4,5 g/cm3. Mała gęstość sprawia, że tytanowe uzupełnienia protetyczne są czterokrotnie lżejsze od chromo–kobaltowych i dwukrotnie od wykonanych ze złota. Charakteryzują się ponadto dużą twardością i wytrzymałością mechaniczną oraz trwałością. Jednak z powodu dwukrotnie niższego modułu sprężystości niż stopy chromo- kobaltowe dla zachowania odpowiedniej sztywności i odporności na skręcanie, tytanowe uzupełnienia protetyczne powinny być pogrubione o około 30-50% w porównaniu z wykonanymi ze stopów metali nieszlachetnych (3, 4). Do zalet tytanu należy zaliczyć również niskie przewodnictwo cieplne. Dzięki temu użytkowanie przez pacjenta stałych uzupełnień tytanowych zacementowanych na filarach z żywą miazgą nie stwarza zagrożenia jej termicznego uszkodzenia. Niski współczynnik przewodnictwa cieplnego tytanu stanowi również ochronę dla błony śluzowej jamy ustnej w czasie użytkowania uzupełnień ruchomych wykonanych z tego biomateriału. Pacjent nie odczuwa bowiem doznań bólowych w trakcie spożywania gorących i zimnych pokarmów (4, 5). Kolejną korzystną cechą tytanu jest fakt, że metal ten nie posiada właściwości magnetycznych. Cecha ta jest szczególnie istotna dla wszczepów śródkostnych, gdyż wprowadzenie do organizmu implantu o właściwościach ferromagnetycznych sprzyja tworzeniu się zakrzepów krwi. Ponadto brak właściwości magnetycznych tytanu umożliwia bezpieczne stosowanie metod diagnostycznych opartych na wykorzystaniu fal radiowych i pola magnetycznego np. rezonans magnetyczny (MRI) lub fizykoterapia. Tytan cechuje się 225

B. Jedynak, E. Mierzwińska-Nastalska

również dobrą przepuszczalnością dla promieni RTG. W związku z tym u pacjentów użytkujących tytanowe uzupełnienia stałe jest możliwa diagnostyka ubytków próchnicowych, zlokalizowanych pod nimi, gdyż słaby cień jaki dają konstrukcje tytanowe na zdjęciach RTG nie zasłania ciemnych plam próchnicowych oraz umożliwia sprawdzenie przylegania elementów retencyjnych w mostach adhezyjnych (4-6). Tytan charakteryzuje się najwyższym stosunkiem wytrzymałości mechanicznej do jego ciężaru, spośród wszystkich biomateriałów metalowych. Wytrzymałość mechaniczna czystego tytanu wynosi 434 MPa i jest porównywalna ze stopami stali. Do istotnych właściwości tytanu należy zaliczyć stosunkowo rzadko występującą alergię oraz działanie toksyczne tego metalu na żywe tkanki. Ze względu na powyższą charakterystykę materiałową tytan należy do grupy biomateriałów metalowych coraz częściej stosowanych we współczesnej stomatologii (7, 8). Na jego osnowie możliwe jest wykonanie szerokiej gamy uzupełnień protetycznych stałych, takich jak: wkłady, korony, mosty oraz ruchomych tj. płyt protez całkowitych i protez szkieletowych oraz prac kombinowanych z koronami teleskopowymi lub zasuwami, jak również precyzyjnych suprakonstrukcji implantologicznych wspartych na koronach podwójnych lub bezpośrednio na wszczepach. Tytan mimo to, że jest metalem tanim i powszechnie występującym w skorupie ziemskiej nie należy do materiałów wykorzystywanych na szeroką skalę we współczesnej protetyce stomatologicznej. Czynnikiem ograniczającym zastosowanie tytanu jako podstawowego materiału są trudności w jego przetwarzaniu. Obróbka tego metalu jest kosztowna i pracochłonna. Spośród metod przetwarzania tytanu wykorzystywanych najczęściej w protetyce stomatologicznej należy wymienić: proces odlewniczy, erozję iskrową i komputerowe frezowanie z gotowych bloczków tytanowych (CAD/ CAM) (9, 10). 226

Technologia odlewnicza Metoda ta zaliczana jest do podstawowych metod laboratoryjnego przetwarzania metali i ich stopów powszechnie stosowanych w protetyce stomatologicznej. Z powodu właściwości fizykochemicznych tytanu, takich jak: niski ciężar właściwy, wysoka temperatura topienia, duże powinowactwo tytanu do tlenu, azotu, węgla, wodoru, krzemu w wyższych temperaturach, proces odlewnictwa tytanu jest skomplikowany i stwarza wiele problemów (11). Wysoka temperatura topnienia tytanu wynosząca 1688oC stawia nowe wymagania urządzeniom do jego topienia. Tytan powinien być topiony za pomocą łuku świetlnego, gdzie proces topnienia jest poddany ścisłym regułom i mechanizmom kontrolnym. Ponadto z powodu dużej reaktywności tytanu w stosunku do tlenu z powietrza w trakcie jego odlewania wymagane jest zabezpieczenie przed dostępem powietrza. Topienie musi się odbywać w atmosferze gazu szlachetnego tj. argonu lub helu. Kolejna trudność w odlewnictwie tytanu wynika z tego, że po stopieniu wchodzi on w reakcję chemiczną z masami ceramicznymi, z których wykonane są tygle. W związku z tym tradycyjnie stosowane w odlewnictwie konwencjonalnych stopów tygle ceramiczne lub węglowe, nie mogą być stosowane. Do topienia tego metalu należy użyć tygli miedzianych z chłodzeniem zewnętrznym. Po stopieniu tytanu w łuku świetlnym ciekły metal styka się z zimnym tyglem. Tworzy się wówczas powierzchnia graniczna skrzepłego tytanu, która izoluje tygiel miedziany od głównej jego masy. Tytan topiony jest więc we własnej osłonie. Stopiony tytan reaguje również z pierwiastkami wchodzącymi w skład mas osłaniających. W wyniku tej reakcji w powierzchownej warstwie odlewu znajdują się pierwiastki obce, takie jak: krzem, magnez, fosfor, tlen, których nie było w składzie chemicznym tytanu przed odlewem. Domieszka tych pierwiastków w zewnętrznej warstwie odlewu pogarsza jego właściwości. Wytworzona powierzchniowa warstwa zwana PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2013, LXIII, 3

Metody przetwarzania tytanu

fazą alfa jest krucha i niejednorodna, zawiera wiele szczelin i porowatości. W celu zmniejszenia porowatości uzyskanego odlewu w metodzie traconego wosku do sporządzania form należy stosować specjalne masy ogniotrwałe pozbawione krzemu lub z jego małą zawartością. Są to masy kwarcowe wzbogacone w tlenki metali słabo reagujące z tytanem. Należą do nich tlenek cyrkonu, glinu, magnezu lub potasu (12). W celu poprawy jakości uzyskanych odlewów tytanowych w technice odlewniczej wykorzystującej działanie siły odśrodkowej należy również umiejętnie dobrać ilość, grubość i odpowiednie rozmieszczenie kanałów odlewowych lub zastosować przepuszczalne dla gazów masy osłaniające. Występowanie porowatości i jam skurczowych wewnątrz odlewów tytanowych jest wskazaniem do sprawdzania ich za pomocą promieni RTG zwłaszcza, gdy wykonywany jest większy odlew i posiadający skomplikowany kształt. W odlewnictwie tytanu stosuje się system ciśnieniowo-próżniowy w układzie dwóch komór. W komorze górnej umieszczony jest tygiel miedziany, w którym jest topiony tytan za pomocą łuku świetlnego. Natomiast w komorze dolnej do otworu łączącego ją z komorą górną umocowuje się pierścień z formą odlewniczą. Z obu komór zostaje wypompowane powietrze. Do komory górnej pod ciśnieniem zostaje wprowadzony gaz szlachetny np. argon, w komorze dolnej panuje nadal próżnia. Stopiony metal zostaje wtłoczony do formy w wyniku ciśnienia w komorze górnej i próżni w komorze dolnej. W niektórych urządzeniach np. Cyclarc II w celu osiągnięcia bardziej równomiernego topienia metalu wyposaża się je w krążący łuk świetlny, którego obroty spowodowane są zmianami pola magnetycznego. Odlewanie mechaniczne tytanu z wykorzystaniem wirówki jest rzadko stosowane. Ze względu na niski ciężar właściwy tytanu, aby wypełnić prawidłowo formę odlewniczą stopionym metalem konieczne by było użycie bardzo wysokich obrotów. Należało by użyć siły odśrodkowej prawie czterokrotnie wyższej, PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2013, LXIII, 3

niż w przypadku odlewnictwa typowych stopów złota (13). W odlewnictwie wykorzystującym działanie siły odśrodkowej siły centryfugalne powodujące wypełnianie pustych form płynnym metalem są bowiem wprost proporcjonalne do gęstości odlewanego materiału. Ze względu na lekkość tytanu w odlewnictwie mechanicznym może dochodzić do gorszego wypełnienia formy odlewniczej tym metalem. W związku z tym w wykonawstwie tytanowych protez stałych zalecane modelowanie ścian koron nieco grubszych niż dla analogicznych uzupełnień wykonywanych z innych metali. Grubość modelowanych koron nie może być mniejsza niż 0,5 - 0,6 mm. Dla porównania w modelowaniu klasycznym, w wykonawstwie koron ze stopów innych metali nieszlachetnych lub na bazie złota wartości te kształtują się na poziomie 0,3 - 0,4 mm. Zbyt cienko wymodelowane korony w przypadku odlewania z tytanu są przeciwwskazane ze względu na powstające błędy w odlewie w postaci perforacji ścian koron, niedolanych obrzeży, co dyskwalifikuje powstały odlew. Spośród obecnie stosowanych urządzeń do odlewania tytanu można wymienić np.,,Castmatic-S”( Iwatani International Corp-Dentaurum), który wykorzystuje do sporządzenia odlewu podciśnienie próżni w osłonie argonu. System ten znacznie zmniejsza niepożądane reakcje wynikające z dużej aktywności chemicznej tytanu i powstawania produktów odpowiedzialnych za osłabienie struktury uzyskanego odlewu. Drugim urządzeniem stosowanym współcześnie do odlewania tytanu jest,,Titaniumer” (Ohara Company) wykorzystujący siłę odśrodkową. Z powodu wielu trudności w procesie odlewniczym tytanu opracowano i wdrożono alternatywne metody przetwarzania tytanu. Zalicza się do nich erozję iskrową i frezowanie sterowane komputerowo. Erozja iskrowa Erozja iskrowa jest metodą obróbki ubytkowej elementów tytanowych wykorzystywaną 227

B. Jedynak, E. Mierzwińska-Nastalska

do pozyskiwania tego trudno topliwego metalu (14). W tej technologii wytwarzane są wkłady, korony i mosty, płyty protez ruchomych, implanty śródkostne. Przetwarzanie tytanu za pomocą erozji iskrowej nie wywołuje szkodliwych naprężeń wewnątrz obrabianego materiału, w przeciwieństwie do obróbki za pomocą instrumentów tnących. Możliwe jest uzyskanie elementów konstrukcji protetycznych o bardzo małych wymiarach, skomplikowanych kształtach geometrycznych i chropowatej powierzchni, trudnych lub wręcz niemożliwych do wykonania metodą skrawania. Usuwanie zbędnych warstw materiału następuje w wyniku ubywania drobnych jego cząsteczek, niedostrzegalnych nieuzbrojonym okiem. Ubytek materiału z obrabianego produktu jest wynikiem erozji elektrycznej, zachodzącej podczas wyładowania iskrowego pomiędzy elektrodą roboczą, a elementem obrabianym zanurzonym w płynnym dielektryku. W metodzie tej źródłem erozji są niestacjonarne wyładowania elektryczne. Na skutek przyłożonego napięcia w szczelinie pomiędzy elektrodami tworzy się niejednorodne, zmienne w czasie pole elektryczne, o znacznym natężeniu wynoszącym 105-106 V/cm. W miejscach, gdzie natężenie pola elektrycznego jest najwyższe dochodzi do koncentracji zanieczyszczeń w płynie roboczym. Przy dostatecznym natężeniu pola elektrycznego i odpowiednim napięciu, zwanym granicznym, następuje przebicie elektryczne i emisja elektronów z katody. Elektrony przyspieszone w polu elektrycznym zderzają się z atomami dielektryka powodując ich lawinową jonizację. Proces ten prowadzi do powstania wąskiego kanału plazmowego wypełnionego elektronami i jonami. Przepływający przez kanał prąd powoduje wydzielanie się dużej ilości ciepła, skoncentrowanego pomiędzy najbliższymi wierzchołkami elektrod. Efektem tych procesów jest lokalny wzrost temperatury, stopienie i parowanie materiału oraz utworzenie wokół kanału pęcherza gazowego. Następuje 228

wyrzucanie cząsteczek ciekłego metalu do dielektryka. Cały proces ma charakter wybuchowy. Po zakończonym wyładowaniu pęcherz gazowy się zamyka i dochodzi do usunięcia produktów obróbki. Następnie występuje dejonizacja kanału międzyelektrodowego i cykl powtarza się w miejscu, gdzie istnieją najlepsze warunki do powtórnej jonizacji przestrzeni między elektrodami. Na wydajność procesu erozji, jego przebieg oraz dokładność uzyskanej powierzchni obrabianego przedmiotu istotny wpływ wywiera rodzaj zastosowanego generatora. Oprócz parametrów impulsów elektrycznych na przebieg procesu erozji wpływają również: właściwości przedmiotu obrabianego, elektrody roboczej oraz dielektryka. Metodę erozji iskrowej można stosować do kształtowania ubytkowego wszystkich materiałów, których przewodnictwo właściwe jest większe od 10-2 S/cm, a więc wszystkich metali i ich stopów, większości niemetali, kompozytów oraz ceramiki. Zaletą tej metody jest możliwość uzyskania wysokiej dokładności geometrii obrabianego przedmiotu. Przy czym w metodzie erozji iskrowej twardość przetwarzanego materiału nie ma wpływu na precyzję jego obróbki. Uzyskana powierzchnia wykończenia wytworzonego produktu jest bardzo gładka, odporna na ścieranie i korozję atmosferyczną. Wadą jest jej zmniejszona wytrzymałość zmęczeniowa, powstała na skutek występowania naprężeń rozciągających. Kształtowanie ubytkowe tytanu za pomocą erozji iskrowej nie wpływa na zmniejszenie utleniania metalu podczas obróbki. Optymalna grubość warstwy tlenków odgrywa istotną rolę w procesie wiązania ceramiki z metalowym nośnikiem tytanowym. Komputerowe frezowanie z gotowych bloczków tytanowych oparte na technologii wspomagania komputerowego CAD/CAM. W systemach wspomaganych komputerowo (CAD/CAM) możliwe jest uzyskiwanie pożądanych form na drodze obróbki PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2013, LXIII, 3

Metody przetwarzania tytanu

zaprogramowanego frezowania tytanowych bloczków. Metoda ta jest najbardziej zaawansowanym procesem technologicznym stosowanym w wykonawstwie uzupełnień protetycznych we współczesnej protetyce stomatologicznej. Komputerowo wspomagane projektowanie (CAD) umożliwia zaplanowanie kształtu i zasięgu konstrukcji protetycznych, natomiast komputerowo wspomagane wytwarzanie (CAM) umożliwia realizację etapu projektowania za pomocą frezarki sterowanej komputerem z odpowiednim oprogramowaniem. Z pobranych przez lekarza wycisków technik dentystyczny odlewa modele. Model roboczy musi być wykonany zgodnie z zaleceniami producenta systemu CAD/CAM, aby umożliwić bardzo dokładne przeniesienie danych ze słupka modelowego w procesie skanowania do pamięci komputera. Po analizie modeli skanerem mechanicznym, optycznym lub fotograficznie uzyskane dane zostają następnie przesłane do pamięci komputera osobistego. Skanery laserowe charakteryzują się bardzo dużą precyzją pomiarów słupka modelowego i szybszym ich przetwarzaniem w porównaniu do skanerów mechanicznych (15). Kolejną czynnością jest projektowanie przez technika na monitorze komputera wirtualnego obrazu podbudowy (CAM), czyli grubości, zasięgu, wymiaru przęsła mostu, kształtu i rzeźby powierzchni żującej. Dane te zostają następnie przesłane do cyfrowo sterowanej maszyny skrawającej (16). System CAD/CAM umożliwia wykonanie uzupełnień protetycznych z bardzo dużą precyzją dzięki obróbce przez frezowanie. Wytworzone w tej technologii uzupełnienia stałe wykazują dokładne dopasowanie do opracowanego filaru. Szczelność brzeżna tych uzupełnień wynosi poniżej 100 µm (17). Wadą systemów CAD/CAM jest skomplikowana technologia modelowania i wykonawstwa, wpływ czułości skanera i możliwości programu CAD na jakość wytworzonego w tej technologii uzupełnienia oraz duże koszty, związane z PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2013, LXIII, 3

wyposażeniem laboratorium w specjalistyczne urządzenia. Przykładem tej technologii jest np. system Procera lub Kavo Everest (18). Skrawalność tytanu i jego stopów jest trudna z powodu silnego powinowactwa chemicznego do materiału narzędzia skrawającego, tendencji do przywierania do ostrza narzędzia, niskiej przewodności cieplnej, dużej wytrzymałości i podatności w podwyższonej temperaturze. Ze względu na niski współczynnik przewodnictwa cieplnego większości stopów tytanu, wytwarzane podczas skrawania ciepło koncentruje się na krawędzi skrawającej i powierzchni ostrza narzędzia. Wytworzona wysoka temperatura, dochodząca nawet do 1100oC w konsekwencji prowadzi do intensywnego zużycia się narzędzia oraz jego deformacji i skrócenia żywotności. Może przyczyniać się również do niedokładności geometrycznych obrabianego elementu tytanowego oraz obniżenia jego wytrzymałości zmęczeniowej. Twardość materiału jest krytycznym czynnikiem w jego obróbce. Dopuszczalna prędkość skrawania tytanu uzależniona jest bowiem od tego, czy obróbce poddawany jest czysty tytan, który jest względnie miękki, czy twardsze stopy o strukturze beta. Do formowania poprzez skrawanie elementu z czystego tytanu można użyć większych prędkości, niż dla twardych stopów. Specyficzne właściwości tytanu stwarzają odpowiednie wymagania odnośnie zasad budowy obrabiarek, układu mocującego oraz narzędzi skrawających. Frezarki muszą cechować się wysoką sztywnością, zdolnością tłumienia drgań i możliwością kontroli termicznej. Specjalne wymagania w stosunku do wrzeciona głównego odnoszą się do zapewnienia dużego momentu obrotowego w zakresie 1000Nm oraz małej prędkości obrotowej do 8000obr/ min (19). Ponadto we frezarkach należy instalować wydajne układy chłodzenia i smarowania (20). Ciecz chłodząco-smarująca powinna być doprowadzona do strefy skrawania pod wysokim ciśnieniem wynoszącym 3,5 MPa i 229

B. Jedynak, E. Mierzwińska-Nastalska

w dużej ilości. Należy zastosować chłodzenie z wydajnością wynoszącą co najmniej 12 l/min. Najodpowiedniejszym materiałem na ostrze narzędzia skrawającego jest węglik spiekany lub diament. Erozja iskrowa oraz frezowanie sterowane komputerowo nie wymagają obróbki płynnego materiału, gdyż przetwarzają go na zimno, co eliminuje problemy związane z wysoką temperaturą topnienia i dużą reaktywnością tytanu. Metody te pozwalają na uzyskanie wolnej od fazy alfa powierzchni tytanu i dlatego otrzymane elementy tytanowe są w pełni jednorodne, bez porowatości i jam skurczowych. Łączenie elementów tytanowych Elementy tytanowe mogą być ze sobą łączone poprzez specjalne metody spawania: łukowe elektrodą topliwą i nietopliwą w osłonie gazów obojętnych (TIG), wiązką elektronów w próżni, laserowo, lutowanie twarde i na zimno oraz przy użyciu klejów kompozytowych (21, 22). Trudności podczas spawania i zgrzewania wynikają ze specyficznych właściwości tytanu tj. znacznej aktywności chemicznej, wysokiej skłonności do rozrostu ziaren w wysokich temperaturach, niskiego przewodnictwa cieplnego. W wyniku dużej aktywności chemicznej tytanu dochodzi do nasycenia materiału złącza spawanego gazami z powietrza. Powoduje to jego kruchość, obniża plastyczność, podatność na pełzanie, zmniejsza odporność na pękanie korozyjne (23). W celu uniknięcia tych problemów należy stosować specjalne topniki spawalnicze (niezawierające tlenu) lub spawanie prowadzić w próżni. Najważniejszą techniką łączenia w wykonawstwie protez stałych jest lutowanie twarde. Łączenie elementów tytanowych za pomocą lutowania twardego z użyciem lutowia będącego stopem mosiądzu i cynku, choć możliwe, jest trudne do wykonania i problematyczne, gdyż wymaga umieszczenia lutowanych elementów w obojętnej atmosferze. Niezbyt korzystne jest również lutowanie 230

za pomocą promieni podczerwonych w atmosferze argonu w temp. 1350oC, ze względu na nieco inny skład lutowia i możliwość wystąpienia korozji. Obecnie zrezygnowano z prób lutowania tytanu na rzecz metod alternatywnych. Najlepiej sprawdzoną techniką i dającą najlepsze rezultaty jest spawanie laserowe i mikroplazmatyczne w atmosferze gazu szlachetnego (24). W trakcie spawania laserem pod mikroskopem laser ogranicza pole robocze do około 1 mm2 stopionego metalu. Stopiony metal łączy opracowane elementy. Spawanie laserowe jest najlepszym rozwiązaniem w łączeniu elementów tytanowych z powodu jego swoistych właściwości, takich jak: niskie przewodnictwo cieplne, mały współczynnik odbicia światła i wysoką temperaturę wrzenia prawie dwukrotnie wyższą niż temp. topnienia tytanu. Nie jest tu potrzebny dodatkowy metal łączący, jak w metodzie lutowania, co ogranicza możliwość korozji. W badaniach doświadczalnych próbek spawanych laserowo, wykazano większą ich wytrzymałość na rozrywanie w miejscach ich połączenia niż w pozostałych częściach (25). Licowanie tytanu Obecnie ze względu na opracowanie odpowiednich materiałów pomocniczych i ulepszenie materiałów podstawowych, istnieje możliwość sporządzania z tytanu wszystkich uzupełnień stałych, takich jak: wkłady, nakłady, korony, mosty, korony teleskopowe, suprastruktury oparte na wszczepach. Istnieje również możliwość licowania podbudowy tytanowej materiałami sztucznymi i ceramiką dentystyczną. Do pokrywania nośników tytanowych kompozytem w celu ich chemicznego połączenia stosuje się metodę krzemowania z następową silinizacją, podobnie jak do stopów o wysokiej zawartości złota oraz na bazie chromu i kobaltu. Z uwagi na właściwości tytanu, takie jak: duże powinowactwo do tlenu, mała rozszerzalność termiczna, alotropowa przemiana sieci krystalicznej mająca miejsce w temp. 882oC tytan PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2013, LXIII, 3

Metody przetwarzania tytanu

stwarza pewne problemy w procesie licowania ceramiką. Niski współczynnik rozszerzalności termicznej tytanu wynoszący 10 x 10-6/oK w porównaniu do około 14x 10-6 /oK dla stopów szlachetnych oraz przekształcanie się formy beta w alfa podczas ochładzania poniżej 882oC uniemożliwiają zastosowanie konwencjonalnej ceramiki do licowania tytanu. Te właściwości materiałowe doprowadziły do powstania i rozwoju nowych mas ceramicznych o temp. napalania poniżej 882oC. Tytan i jego stopy licuje się ceramiką o temperaturze topnienia w zakresie 700-850oC klasyfikowaną jako ultra niskotopliwą (np. ceramika ze szpatu polnego z małą zawartością leucytu). Przygotowanie powierzchni tytanowego nośnika do wytworzenia połączenia z ceramiką polega na czyszczeniu strumieniowym, trawieniu, stosowaniu warstw pośrednich. Tradycyjne piaskowanie powierzchni licującej tytanu za pomocą korundu ( Al2O3) o grubości ziaren 250 μm i strumieniu powietrza o ciśnieniu rzędu 0,2-0,3MP jest czynnością taką samą, jaką stosuje się dla stopów metali szlachetnych (26). Proces ten jednak nie zapewnia trwałego połączenia biomateriału tytanowego z ceramiką, gdyż obserwuje się duży wskaźnik niepowodzeń w postaci uszkodzeń porcelany. W celu zapewnienia lepszego połączenia tytanu z licująca ceramiką stosuje się warstwy pośrednie zol-żel (SiO2 - TiO2) (27, 28). Zastosowanie powłoki przejściowej powoduje wzrost przyczepności porcelany do metalu w stosunku do podłoża, w którym zastosowano tylko piaskowanie jako przygotowanie nośnika tytanowego przed procesem napalania ceramiki (29). Kolejnym parametrem mającym wpływ na trwałość połączenia tytanu z licowaną ceramiką jest wielkość ziaren piasku zastosowanego do piaskowania (29). Zauważono, że duże ziarna proszku o średnicy 250 μm dają lepszą adhezję niż ziarna drobne rzędu 50 μm. Wynika to z adsorbowania bardzo drobnych ziaren korundu na powierzchni tytanu, co prowadzi do osłabienia połączenia podbudowy z ceramiką po piaskowaniu. Wymagane PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2013, LXIII, 3

jest więc dodatkowe wytrawianie nośnika tytanowego przed licowaniem ceramiką. Trawienie tytanu ma za zadanie oczyszczenie powierzchni licowanej oraz zwiększenie jego chropowatości. Najczęściej w tym celu stosuje się mieszaninę roztworu 10-30% kwasu azotowego i 1-3%kwasu fluorowodorowego. Kwas HF reaguje z TiO2 tworząc fluorek tytanu i wodór. Powstały wodór powoduje kruchość powierzchni tytanu. Aby zminimalizować ilość wolnego wodoru stosuje się roztwór HF z HNO3 w stosunku 1:10. Trawienie kwasami redukuje grubość warstwy tlenków do wartości poniżej 10nm. Godną polecenia metodą trawienia tytanu jest również stosowanie kwasu solnego, który rozpuszcza sole tytanu nie uszkadzając przy tym jego powierzchni. Polerowanie Powierzchni tytanu nie udaje się w zadowalającym stopniu wypolerować za pomocą tradycyjnych past polerskich, szczoteczek, krążków bawełnianych (30). Po wprowadzeniu nowych środków polerskich jakość polerowanych powierzchni tytanowych znacznie się poprawiła lecz nadal polerowanie tytanu jest trudniejsze, bardziej czasochłonne, niż tradycyjnych stopów stosowanych w protetyce stomatologicznej. Trudności podczas polerowania struktur tytanowych są spowodowane dużą twardością tego metalu. Istotną właściwością tytanu jest fakt, że metal ten poddany obróbce frezowaniem wykazuje twardość zbliżoną do twardości stopów metali szlachetnych, natomiast uzyskany metodą odlewniczą jest nieporównywalnie twardszy. Wynika to z innych odmian alotropowych, w jakich występuje tytan w zależności jaką metodą został przetworzony. Współczynnik twardości tytanu sprawia technikom dentystycznym duże problemy, zwłaszcza podczas wygładzania i polerowania otrzymanych form odlewniczych. Duża twardość metalu wymaga znacznego nakładu pracy przy polerowaniu 231

B. Jedynak, E. Mierzwińska-Nastalska

jego struktury. Problem ten udaje się zminimalizować przestrzegając określonych zasad postępowania podczas obróbki tytanu np. pracując urządzeniami szlifierskimi i polerskimi z zastosowaniem niskich obrotów w poszczególnych fazach wykonawstwa uzupełnienia protetycznego. Poddanie się tej zasadzie daje znacznie lepsze rezultaty w uzyskaniu gładkiej powierzchni polerowanych elementów tytanowych. Doskonałą metodą obróbki tytanu, poprawiającą właściwości jego powierzchni jest również końcowe polerowanie elektrolityczne. Proces ten jest przeprowadzany z użyciem jako elektrolitu mieszaniny kwasów nieorganicznych, takich jak: kwas siarkowy, fluorowodorowy i octowy, w temperaturze 20-22oC oraz gęstości prądu 7A/dm3. W trakcie polerowania elektrolitycznego dochodzi do anodowego rozpuszczania tytanu, wydzielania tlenu i tworzenia się warstwy tlenków. Uzyskana powierzchnia jest gładka, twardsza oraz posiada doskonałe właściwości ochronne.

Podsumowanie Tytan ze względu na korzystne właściwości fizykochemiczne, biologiczne i mechaniczne oraz rzadko występujące odczyny alergiczne może być alternatywą dla obecnie stosowanych stopów metali w wykonawstwie uzupełnień protetycznych. Jest metalem tanim i dostępnym, jednak jego obróbka nadal stwarza duże problemy. Trudności z odlewaniem tytanu wynikają z: wysokiej temperatury jego topienia, dużej reaktywności tytanu z pierwiastkami z powietrza i mas osłaniających, małej gęstości, porowatości odlewu, konieczności wyposażenia pracowni odlewniczej w zestaw kosztownych urządzeń. Nowoczesne techniki odlewnicze z wykorzystaniem systemu próżniowo- ciśnieniowego umożliwiają obecnie wykonanie precyzyjnych odlewów tytanowych, ale proces ten jest nadal skomplikowany. 232

Metodami alternatywnymi dla odlewnictwa tytanu są erozja iskrowa i technologia CAD/ CAM. Umożliwiają one uzyskanie konstrukcji o jednolitej strukturze bez porowatości i jam skurczowych. Szerokie zastosowanie tytanu w stomatologii utrudnia jednak skomplikowana technologia jego obróbki mechanicznej poprzez skrawanie w systemach CAD/CAM. Duża twardość sprawia, że proces szlifowania i polerowania jego struktury jest czasochłonny. Do wykonawstwa uzupełnień protetycznych z tytanu konieczne są wysoko wyspecjalizowane laboratoria, co podnosi koszty leczenia.

Piśmiennictwo 1. Watanabe I., Wataha J. C., Lockwood P. E., Shimizu H., Cai Z., Okabe T.: Cytotoxicity of commercial and novel binary titanium alloys with and without a surface- reaction Iayer. J. Oral Rehab., 2004, 31, 185-189. 2. Koike M., Cai Z., Fujii H., Brezner M., Okabe T.: Corrosion behavior of cast titanium with reduced surface reaction layer made by a face- coating method. Biomater., 2003, 24, 454-549. 3. Marciniak J.: Biomateriały w chirurgii kostnej. Politechnika Śląska. Gliwice 1992. 4. Koeck B.: Korony i mosty. Urban Partner., Wrocław 1999, 205-208. 5. Kapper H.: Pure titanicum as an alternative material in resterative dentistry. Quintessence Dent Tech., 1995, 15, 143-152. 6. Orlicki R., Kłaptocz B.: Tytan i jego stopy, właściwości i zastosowanie w stomatologii oraz sposoby przetwarzania. Inżynieria Stomatologiczna, Biomateriały, 2002, 1, 4-9. 7. Dobrzański L. A.: Podstawy nauki o materiałach i metaloznawstwo. Materiały inżynierskie i projektowanie materiałowe. Wydawnictwa Naukowo-Techniczne, Gliwice-Warszawa 2002. 8. Nałęcz M.: Biocybernetyka i Inżynieria Biomedyczna 2000: Biomateriały, t. 4, PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2013, LXIII, 3

Metody przetwarzania tytanu

Akademicka Oficyna Wydawnicza Exit, Warszawa 2003. 9. Chai J., McGivney G., Munoz C., Rubenstein J.: A multicenter longitudinal trial of a new system for restorations. J. Prosthet. Dent.,1997, 1, 77. 10. Graber G., Besimo C.: DSCHochleistungskera-mik-System. Ein neuer Weg zur computerunterstutzten Herstellung von melallfreien Zirkonoxid- Kronen und Brücken. Quintessenz Zahntechn., 1994, 20, 57. 11. Meyer J. M., Lüthy H.: Titan in der Zahnheilkunde welche Entwicklung gibt es bis heute?. Quintessenz Zahntech.,1995, 21, 681. 12. Lenz E.: Dietz W.: Die Randschichten von Titangussobiekten unter dem Einfluss verschiedener. Quintessenz Zahntech., 1995, 5, 633. 13. Passler K.: Mann E.: Der dental Titanguss – Grudlagen, Technologii und werkstoffkundliche Bewertung. Quintessenz Zahntech., 1991, 6, 717. 14. Walter M., Boning K., Reppel P.: Clinical Performance of machined titanium restorations. J. Dent., 1994, 22, 346. 15. Denry I., Kelly J. R.: State of the art of zirconia for dental applications. Dent. Mater., 2008, 24, 299-307. 16. Majewski S.: Rekonstrukcja zębów uzupełnieniami stałymi. Wydawnictwo Fundacji Rozwoju Protetyki, Kraków, 2005, 85-87. 17. Panek H. : Nowe technologie w protetyce stomatologicznej. Wyd. AM, Wrocław 2006. 18. Hegenbarth E. A.: Use of the Procera CAD/ CAM System for Metal-free Crowns on Single-Tooth Implants. Quintessence of Dental Technology, 1998, 21, 27-31. 19. Kennedy B.: Light – heavyweight machining. Cut. Tool. Eng., 2007, 12, 54-60. 20. Oczoś K. E.: Kształtowanie ubytkowe tytanu i jego stopów w przemyśle lotniczym i tech-

PROTETYKA STOMATOLOGICZNA, 2013, LXIII, 3

nice medycznej.,,Mechanik”, Część II, 2008, 10, 753-767. 21. Kapper H. F.: Schweisstechnik mit Plasma und Laser. Quintessenz Zahntech., 1991, 8, 1977. 22. Bush M.: Kleben in der Zahnersatzes. Quintessenz Zahntech. 1991, 9, 1196. 23. Melechow R., Tubielewicz K., Błaszczuk W.: Tytan i jego stopy – gatunki, właściwości, zastosowanie, technologia obróbki, degradacja. Wydawnictwo Politechniki Częstochowskiej. Seria: Monografie., 2004, 107, 397. 24. Lubberich A. C.: Titantechnologie fur festsitzenden und kombinierten Zahnersatz. Quintessenz Zahntech., 1995, 21, 585. 25. Hoffman A.: Lasern-eine neue Technologii in der Zahntechnik. Quintessenz Zahntech., 1996, 5, 659. 26. Hussaini I. A., Wazzan K. A.: Effect of surface treatment on bond strength of low-fusing porcelain to commercially pure titanium, J. Prosthet. Dent., 2005, 94 (4), 350-356. 27. Michalik R., Laskowic J., Klisch M.: Powłoki ochronne wytwarzane metodą zol- żel na implantach., Inżynieria materiałowa. 2002, 5, 372-375. 28. Matraszek H., Stoch A., Brożek A., Długoń E., Paluszkiewicz Cz.: Wykorzystanie metody zolżel do wzmocnienia w technice dentystycznej i implantoprotetyce. Implantoprotetyka, 2003, 4, 2-5. 29. Gilbert J. L., Covey D. A., Lautenschlangen E. P.: Bond characteristics of porcelain fused to milled titanium. Dent. Mater., 1994, 10, 134-140. 30. Geis-Gerstorfer J., Eckhardt M., Lin W., Weber H.: Zur Oberflächenbearbeitung von gegossenem Titan fur Kronen und Brücken. Dtsch Zahnärztl., 1989, Z 44, 882. Zaakceptowano do druku: 7.IV.2013 r. Adres autorów: 02-006 Warszawa ul. Nowogrodzka 59. © Zarząd Główny PTS 2013.

233

Suggest Documents