universitatea transilvania din bra şov - unitbv.ro · ministerul educa iei na ionale universitatea...

Universitatea Transilvania din Braşov

Școala Doctorală Interdisciplinară Departament: Ştiinţa Materialelor

Ing. Camelia PITULICE

STUDII ŞI CERCETĂRI PRIVIND MATERIALELE BIOCOMPATIBILE UTILIZATE ÎN PROTEZARE

REZUMATUL TEZEI DE DOCTORAT

STUDIES AND RESEARCH REGARDING THE BIOCOMPATIBLE MATERIALS USED IN

PROSTHESIS

ABSTRACT OF THE Ph.D. THESIS

Conducător ştiinţific Prof.dr.ing. Ioan GIACOMELLI

BRAŞOV, 2013

MINISTERUL EDUCAŢIEI NAŢIONALE UNIVERSITATEA “TRANSILVANIA” DIN BRAŞOV

BRAŞOV, B-DUL EROILOR NR. 29, 500036, TEL. 0040-268-413000, FAX 0040-268-410525

RECTORAT

D-lui (D-nei) ..............................................................................................

COMPONENŢA

Comisiei de doctorat

Numită prin ordinul Rectorului Universităţii „Transilvania” din Braşov

Nr. 6039 din 18.09.2013

PREŞEDINTE: Prof. univ. dr. ing. Virgil GEAMĂN PRODECAN - Facultatea de Ştiinţa şi Ingineria Materialelor

Universitatea “Transilvania” din Braşov

CONDUCĂTOR ŞTIINŢIFIC: Prof. univ. dr. ing. Ioan GIACOMELLI Universitatea “Transilvania” din Braşov

REFERENŢI: Prof. univ. dr. ing. Petre MOLDOVAN Universitatea „Politehnica” din Bucureşti

Prof. univ. dr. ing. Adrian DIMA Universitatea Tehnică „Gheorghe Asachi” din Iaşi

Prof. univ. dr. ing. Ana VEŢELEANU Universitatea “Transilvania” din Braşov

Data, ora şi locul susţinerii publice a tezei de doctorat: 13.12.2013, ora 11:00,

sala W III 4.

Eventualele aprecieri sau observaţii asupra conţinutului lucrării vă rugăm să le

transmiteţi în timp util, pe adresa: [email protected].

Totodată vă invităm să luaţi parte la şedinţa publică de susţinere a tezei de

doctorat.

Vă mulţumim.


Pag. 1

Ing. PITULICE Camelia

Cuprins

INTRODUCERE .................................................................................................................. 5

CAPITOLUL 1. STADIUL ACTUAL AL MATERIALELOR UTILIZATE ÎN DOMENIUL PROTEZĂRII . 6

1.1. CONSIDERAŢII GENERALE DESPRE IMPLANTURI ............................................................................ 6 1.1.1. Performanţele unui biomaterial............................................................................. 6

1.2. MATERIALE FOLOSITE LA IMPLANTURI ....................................................................................... 6 1.2.1. Metale şi aliaje de metale ........................................................................................ 7

1.2.1.1. Oţelurile inoxidabile utilizate în protezare ....................................................... 8 1.2.1.2. Aliajele CoCr utilizate în protezare ................................................................... 8 1.2.1.3. Aliaje pe bază de titan....................................................................................... 8 1.2.1.4. Tantalul şi niobiul .............................................................................................. 9

1.2.2. Materiale ceramice .................................................................................................. 9 1.2.3. Materiale polimerice ................................................................................................ 9 1.2.4. Materiale compozite .............................................................................................. 10 1.2.5. Metale dentare ...................................................................................................... 10

CAPITOLUL 2. TITANUL ŞI ALIAJELE DE TITAN UTILIZATE LA PROTEZARE .......................... 11

2.1. TITANUL ŞI ALIAJELE DE TITAN ................................................................................................ 11 2.1.1. Titanul ca metal pur ............................................................................................... 11 2.1.2. Aliaje de titan ......................................................................................................... 11

2.2. STRUCTURI ALE ALIAJELOR DE TITAN ....................................................................................... 12

CAPITOLUL 3. TRATAMENTE SPECIFICE ALIAJELOR DE TITAN ........................................... 13

3.1. NOŢIUNI GENERALE ............................................................................................................. 13 3.2. TRATAMENTE TERMICE ALE ALIAJELOR DE TITAN ........................................................................ 13

3.2.1. Operaţiile de tratament termic pentru aliajele monofazice .................................. 13 3.2.2. Operaţiile de tratament termic ale aliajelor bifazice ............................................. 13

3.3. DEPUNERE LASER PULSATĂ ................................................................................................... 14 3.3.1. Consideraţii generale ............................................................................................. 14 3.3.2. Etapele depunerii laser pulsată.............................................................................. 14 3.3.3. Extinderea plasmei ................................................................................................. 15 3.3.4. Creşterea stratului ................................................................................................. 15 3.3.5. Distanţa între ţintă şi substrat ............................................................................... 16 3.3.6. Temperatura substratului ...................................................................................... 16 3.3.7. Presiunea de lucru .................................................................................................. 16

CAPITOLUL 4. MATERIALE, APARATURĂ, UTILAJE UTILIZATE LA ÎNCERCĂRILE EXPERIMENTALE ............................................................................................................. 17

4.1. MATERIALE FOLOSITE LA ÎNCERCĂRI ........................................................................................ 17 4.2. INSTALAŢII, UTILAJE ŞI APARATURĂ PENTRU TRATAMENTE TERMICE ............................................... 17

4.2.1. Instalaţii pentru tratamente termice ..................................................................... 17 4.2.3. Aparate pentru studii metalografice ..................................................................... 17 4.2.4. Aparate pentru măsurarea microdurităţii ............................................................. 18 4.2.5. Aparatură pentru testarea la uzare ....................................................................... 18

4.3. APARATURĂ PENTRU DEPUNERE LASER PULSATĂ ....................................................................... 18


Pag. 2


4.4. APARATURĂ PENTRU MĂSURAREA GROSIMII STRATULUI DEPUS ŞI A ADERENŢEI ............................... 19

CAPITOLUL 5. ÎNCERCĂRI EXPERIMENTALE DE TRATAMENT TERMIC APLICATE ALIAJULUI DE TITAN TI6AL4V ........................................................................................................... 20

5.1. TRATAMENTE TERMICE APLICATE ALIAJULUI DE TITAN TI6AL4V ................................................... 20 5.1.1. Tratamente de călire şi revenire ............................................................................ 20 5.1.2. Tratamente de nitrurare ........................................................................................ 21 5.1.3. Tratamente de acoperiri laser pulsate ................................................................... 21

5.2. REZULTATELE TESTELOR DE REZILIENŢĂ .................................................................................... 21 5.3. REZULTATELE TESTELOR LA DURITATE ...................................................................................... 22 5.4. REZULTATELE TESTELOR DE MĂSURARE A MICRODURITĂŢII .......................................................... 23 5.5. REZULTATELE TESTELOR DE GROSIME A FILMELOR DEPUSE PLD .................................................... 24 5.6. REZULTATELE TESTELOR DE ADERENŢĂ A FILMELOR DEPUSE PLD PE SUBSTRAT TI6AL4V ................... 25 5.7. REZULTATELE TESTELOR XRD A FILMELOR DEPUSE PLD PE SUBSTRAT TI6AL4V .............................. 26 5.8. REZULTATELE ANALIZEI PRIN MICROSCOPIE ELECTRONICĂ DE BALEIAJ ESEM ................................... 27 5.9. REZULTATELE TESTELOR DE NANOINDENTARE ........................................................................... 32 5.10. REZULTATELE TESTELOR DE REZISTENŢĂ LA UZARE .................................................................... 33 5.11. STRUCTURI METALOGRAFICE ............................................................................................... 35

CAPITOLUL 6. SIMULAREA REZISTENŢEI LA UZARE A SUPRAFEŢELOR ............................... 39

6.1. NOŢIUNI GENERALE ............................................................................................................. 39 6.2. APLICAŢIA DE SIMULARE A TESTĂRII REZISTENŢEI LA UZARE .......................................................... 40

CAPITOLUL 7. REZISTENŢA LA COROZIUNE A ALIAJELOR DE TITAN ................................... 41

7.1. NOŢIUNI GENERALE ............................................................................................................. 41 7.2. REZULTATELE TESTELOR LA COROZIUNE ÎN MEDIU SALIN .............................................................. 42

CAPITOLUL 8. CONCLUZII GENERALE. CONTRIBUŢII PROPRII ............................................ 44

8.1. CONCLUZII GENERALE .......................................................................................................... 44 8.2. CONTRIBUŢII PROPRII .......................................................................................................... 44 8.3. DIRECŢII VIITOARE DE CERCETARE ........................................................................................... 45

BIBLIOGRAFIE SELECTIVĂ ................................................................................................ 46

REZUMAT ....................................................................................................................... 50

CURRICULUM VITAE ....................................................................................................... 51


Pag. 3


Contents

PREFACE ................................................................................................................................ 5

CHAPTER 1. THE CURRENT STATE OF THE MATERIALS USED IN THE FIELD WERE APPLIED ……………………………………………………………………………6

1.1. GENERAL CONSIDERATIONS ABOUT IMPLANTS ................................................................. 6 1.1.1. The performance of a biomaterial ........................................................................... 6

1.2. MATERIAL USED FOR IMPLANTS ....................................................................................... 6 1.2.1. Metals and metal alloys ........................................................................................... 7

1.2.1.1. Stainless steels are used in prosthetics ............................................................. 8 1.2.1.2. CoCr alloys uses in prosthetics ......................................................................... 8 1.2.1.3. Titanium base alloys ......................................................................................... 8 1.2.1.4. Tantalum and niobium ...................................................................................... 9

1.2.2. Ceramics materials .................................................................................................. 9 1.2.3. Polymeric materials ................................................................................................ 9 1.2.4. Composite materials ............................................................................................. 10 1.2.5. Dental metals ......................................................................................................... 10

CHAPTER 2. TITANIUM AND TITANIUM ALLOYS USED FOR PROSTHESIS .... 11

2.1. TITANIUM AND TITANIUM ALLOYS ................................................................................. 11 2.1.1. Titanium as pure metal .......................................................................................... 11 2.1.2. Titanium alloys....................................................................................................... 11

2.2. STRUCTURE OF TITANIUM ALLOYS ................................................................................. 12

CHAPTER 3. SPECIFIC TREATMENTS OF TITANIUM ALLOYS ........................... 13

3.1. GENERAL NOTIONS ......................................................................................................... 13 3.2. HEAT TREATMENT OF GENERAL TITANIUM ALLOYS ........................................................ 13

3.2.1. Heat treatment operations for single-phase alloys ................................................ 13 3.2.2. Heat treatment operations of biphase alloys ......................................................... 13

3.3. PULSED LASER DEPOSITION ............................................................................................ 14 3.3.1. General considerations .......................................................................................... 14 3.3.2. Pulsed laser deposition phases .............................................................................. 14 3.3.3. Plasma expansion .................................................................................................. 15 3.3.4. Layer growth .......................................................................................................... 15 3.3.5. The distance between the target and the substrate ................................................ 16 3.3.6. The temperature of the substrate ........................................................................... 16 3.3.7. Working pressure ................................................................................................... 16

CHAPTER 4. MATERIALS, EQUIPMENT, AND MACHINERY USED IN EXPERIMENTAL TESTS ................................................................................................... 17

4.1. MATERIALS USED IN THE TESTS ...................................................................................... 17 4.2. EQUIPMENT, MACHINERY AND APPARATUS FOR THERMAL TREATMENTS ....................... 17

4.2.1. Equipment for heat treatment ................................................................................ 17 4.2.3. Equipment for metallographic studies ................................................................... 17 4.2.4. Equipment for microhardness measurement ......................................................... 18 4.2.5. Equipment for wear testing .................................................................................... 18

4.3. EQUIPMENT FOR PULSED LASER DEPOSITION .................................................................. 18


Pag. 4


4.4. EQUIPMENT FOR MEASUREMENT OF THE THICKNESS OF THE DEPOSITED LAYER AND

ADHERENCE .......................................................................................................................... 19

CHAPTER 5. EXPERIMENTAL TESTS OF APPLIED HEAT TREATMENT OF TITANIUM ALLOY TI6AL4V ............................................................................................ 20

5.1. HEAT TREATMENT APPLIED TO TITANIUM ALLOYS TI6AL4V ........................................ 20 5.1.1. Treatments of quenching and tempering................................................................ 20 5.1.2. Nitriding treatment................................................................................................. 21 5.1.3. Pulsed laser coating treatments ............................................................................. 21

5.2. TEST RESULTS FROM THE RESILIENCY ............................................................................ 21 5.3. THE HARDNESS TEST RESULTS ........................................................................................ 22 5.4. TEST RESULTS OF MICROHARDNESS MEASUREMENT ...................................................... 23 5.5. TEST RESULTS OF THICK FILMS DEPOSITED WITH PLD ................................................... 24 5.6. TEST RESULTS OF ADHESION OF FILMS DEPOSITED WITH PLD TI6AL4V SUBSTRATE .... 25 5.7. TEST RESULTS OF XRD FILMS REALISED WITH PLD TI6AL4V SUBSTRATE .................. 26 5.8. RESULTS OF THE ANALYSIS BY ESEM SCANNING ELECTRON MICROSCOPY .................... 27 5.9. TEST RESULTS FOR NANOINDENTATION .......................................................................... 32 5.10. THE RESULTS OF TESTS OF WEAR RESISTANCE ............................................................. 33 5.11. METALLOGRAPHIC STRUCTURE .................................................................................... 35

CHAPTER 6. SIMULATION OF WEAR RESISTANCE OF SURFACES.................... 39

6.1. GENERAL NOTIONS ......................................................................................................... 39 6.2. THE APPLICATION OF SIMULATION OF WEAR RESISTANCE TEST ...................................... 40

CHAPTER 7. CORROSION RESISTANCE OF TITANIUM ALLOYS ........................ 41

7.1. GENERAL NOTIONS ......................................................................................................... 41 7.2. REZULT OF CORROSION TESTS IN SALINE ENVIRONMENT ............................................... 42

CHAPTER 8. GENERAL CONCLUSIONS. OWN CONTRIBUTIONS ........................ 44

8.1. GENERAL CONCLUSION .................................................................................................. 44 8.2. OWN CONTRIBUTION ...................................................................................................... 44 8.3. FUTURE RESEARCH DIRECTIONS ..................................................................................... 45

SELECTIVE BIBLIOGRAPHY ....................................................................................................... 46

ABSTRACT ................................................................................................................................. 50

Curriculum vitae ...…………………………………………………………………………...51


Pag. 5


INTRODUCERE

În ultimele decenii se constată o cerere continuă de noi materiale care să îndeplinească anumite cerinţe:

• medicii cer materiale biocompatibile care să prezinte înaltă rezistenţă la coroziune chimică şi la solicitări mecanice;

• inginerii din domeniul mecanic cer noi materiale, care să reziste la temperaturi cât mai mari, pentru ca motoarele cu ardere internă sau cele cu injecţie să funcţioneze mai eficient;

• inginerii din domeniul electric doresc materiale care să fie folosite pentru componente electronice cât mai rapide şi să funcţioneze la temperaturi înalte;

• inginerii din domeniul aviatic cer materiale cu un raport rezistenţă-greutate cât mai mare;

• inginerii din domeniul chimic doresc materiale cât mai rezistente la coroziune chimică.

Ştiinţa materialelor se ocupă în principal cu achiziţia de cunoştinţe privind structura internă a materialelor, proprietăţile fizice şi chimice, procesarea materialelor, deci se poate spune că furnizează cunoştinţe de bază. Ingineria materialelor se ocupă cu utilizarea informaţiilor despre materiale, astfel ca acestea să fie transformate în produse necesare sau dorite de societate, adică furnizează cunoştinţele aplicative privind materialele. Ingineria

medicală are ca domeniu utilizarea cunoştinţelor despre materiale şi punerea lor în practică. Inginerii din acest domeniu studiază condiţiile de funcţionare a componentelor pieselor mecanice stabilind rolul funcţional al fiecărei componente din ansamblul mecanic şi alege materialele care corespund funcţionării corecte a acestora. O ramură foarte importantă a ingineriei medicale o reprezintă protezele dentare şi cele maxilo-faciale, care se ocupă cu proiectarea şi realizarea de piese de dimensiuni mici dar cu proprietăţi deosebite din punct de vedere fizic, chimic, constructiv şi funcţional.

Un biomaterial este un material, realizat sintetic, folosit pentru înlocuirea definitivă sau parţială a unui organ sau sistem de viaţă sau pentru funcţionarea în contactul de aproape cu ţesuturile active. Scopul principal este utilizarea biomaterialelor pentru repararea ţesuturilor umane. [58]

Materialele artificiale vin în contact cu organismul sau se introduc în organism, ceea ce poate determina reacţii ale organismului.

Scopul principal al utilizării implantului este înlocuirea unei structuri funcţionale bine delimitată în cadrul unui sistem, sintetizată prin procese biologice, afectată de boli sau traume, cu o alta care este formată din componente artificiale şi biologice. O caracteristică importantă a structurilor funcţionale este faptul că sunt formate din materiale care se diferenţiază prin modul de sinteză, structură, caracteristici fizico-chimice, comportare la solicitări diverse.

Biotehnologia cuprinde un ansamblu de metode pentru crearea şi realizarea produselor necesare pentru îmbunătăţirea stării de sănătate a organismului.

Biomecanica analizează din punct de vedere mecanic funcţiile sistemelor biologice şi structura substanţelor naturale.

Ştiinţa şi ingineria materialelor, îmbinând biotehnologia şi biomecanica, se preocupă cu analiza materialelor, structura, proprietăţile mecanice, fizice, prelucrarea materialelor pentru a se obţine performanţele cerute în domeniul ingineriei şi medicinii. Cercetările referitoare la materialele utilizate în medicină sunt direcţionate spre studierea proprietăţilor suprafeţei acestora, precum şi a solicitărilor la care sunt supuse.


Pag. 6


Capitolul 1. Stadiul actual al materialelor utilizate în domeniul protezării

1.1. Consideraţii generale despre implanturi Materialele biocompatibile sunt produse artificiale care au fost impuse de necesităţile

oamenilor pentru ameliorarea stării de sănătate, afectată de boli sau accidente, iar această posibilitate de utilizare a materialelor biocompatibile a dus la creşterea ratei de viaţă. Principala problemă a biomaterialelor este modul în care organismul acceptă aceste materiale, adică biocompatibilitatea, care a crescut prin cercetările asupra materialelor biocompatibile.

În perioada de utilizare, produsele artificiale pot fi: • poziţionate în afara organismului, dar pot avea acces la unele fluide sau ţesuturi

(aparate conectate la sistemul nervos sau la sistemul cardiovascular); • parţial introduse în corp, procedeu care se realizează prin străpungerea suprafeţei unui

organ, astfel, o parte este plasată în afara organului asupra căruia se va acţiona, iar a doua parte în interiorul unei cavităţi, fără a intersecta suprafaţa organului respectiv (lentile de contact sau proteze dentare);

• produse introduse complet în interiorul organismului. Dezavantajele majore ale implanturilor sunt determinate de natura, modul de sinteză

şi proprietăţile fizice şi chimice diferite ale materialelor utilizate în raport cu ţesuturile vii, dintre care precizăm:

• capacitatea de a-şi modifica structura şi proprietăţile în funcţie de solicitările pe care le suportă (încărcarea mecanică pentru ţesutul osos sau curgerea sângelui pentru vasele sangvine);

• capacitatea de autorefacere.

1.1.1. Performanţele unui biomaterial Reuşita folosirii unui biomaterial depinde de muţi factori, în principal de proprietăţile

materialului şi de biocompatibilitatea acestuia, dar şi de starea de sănătate a pacientului şi activitatea acestuia. Rata de eşec a implantului poate fi dată de relaţia:[58, 134] r = 1 - f (1.1) unde: r – fiabilitatea, f – modul de eşec. Considerând fiabilitatea la nivel individual ca: ri = 1 – f1 (1.2) atunci fiabilitatea totală este produsul: ri = ∏ �� i, (1.3) unde n – numărul de factori.

Rata de eşec mai este influenţată de tipul de implant, de locul şi funcţia în organism. În funcţie de tipul materialului folosit pentru implant, pot să apară defecte datorită deformării excesive, ruperii, coroziunii şi atacul electrochimic.

1.2. Materiale folosite la implanturi Implanturile trebuie să prezinte proprietăţi apropiate ţesuturilor pe care le înlocuieşte. Pentru majoritatea materialelor nu se poate măsura fiabilitatea în vivo, iar ideal ar fi

să se folosească o tehnică spectroscopică pentru a măsura proprietăţile unui nou material şi să se anticipeze utilizarea materialului pentru un anumit domeniu. Testările biologice ale dispozitivelor proiectate şi realizate pentru a obţine informaţii se fac pe animale. Testele se fac în vivo şi în vitro şi sunt necesare cunoştinţe biologice şi medicale. Pentru început se


Pag. 7


efectuează testele în vitro, după care se efectuează testele în vivo pentru a se decide corect dispozitivul final, materialul sau implantul. Au fost situaţii când a fost demonstrat că cerinţele reale de utilizare a materialelor nu au fost corespunzătoare, chiar dacă testele efectuate în vivo şi în vitro au avut rezultate bune. [97,148]

Implanturile sunt create din materiale care pot fi clasificate după natura lor în: metalice, polimerice, ceramice şi compozite. [148]

1.2.1. Metale şi aliaje de metale Dintre metalele utilizate la implanturi amintim: oţel vanadiu – folosit la fracturi de os

plat şi şuruburi; titan, fier, tantal, crom, cobalt, molibden, niobiu – folosite pentru crearea aliajelor utilizate la implanturi tolerate de organism. [22, 134]

La materialele metalice folosite la implanturi, trebuie avute în vedere proprietăţile mecanice următoare, precum şi studii ale formelor acestora în funcţie de utilizarea acestora [58, 66, 86, 98, 99, 126, 130, 161, 178]:

� modulul de elasticitate longitudinal, care trebuie să fie similar cu al organului a cărui funcţie este înlocuită,

� rezistenţa la coroziune şi uzare, � rezistenţa la oboseală timp îndelungat, � biocompatibilitate, bioadeziune, � la graniţa dintre ţesut şi material electronii să fie liberi şi graniţele metalice trebuie să

fie nedirecţionale, � proprietăţi la suprafaţa de contact (energia superficială, tensiunea superficială, sarcina

superficială), � metode de studiu pentru determinarea formei implantului, � efectul tratamentelor suprafeţelor metalelor în scopul unei adeziuni mai mari faţă de ţesut,

� preţ redus.

Implanturile trebuie să prezinte proprietăţi apropiate ţesuturilor pe care le înlocuieşte. În tabelul 1.4 sunt comparate proprietăţile mecanice ale ţesuturilor şi materialelor

folosite la implanturi.

Tabelul 1.4. Comparaţie între proprietăţile mecanice ale unor implanturi şi ţesuturi.[134, 148]

Material Modulul de elasticitate,

E [GPa]

Densitatea ρ [g/cm3]

Rezistenţa la curgere, [MPa]

Rezistenţa la rupere, [MPa]

Alungirea la rupere,

[%] Os cortical 15 – 30 1,8 30-70 70-150 0-8

PMMA 3 1,1 - 35-50 0,5 Polietilenă 0,6-1,8 0,94 - 23-40 200-400 Aliaj CoCr 225-230 8,3 525 735 10 Ti6Al4V 110-120 4,5 830 900 18

Oţel inoxidabil

316

200-210 7,9 240 600 55


Pag. 8


1.2.1.1. Oţelurile inoxidabile utilizate în protezare

Aliajele fierului cu carbonul, în proporţie mai mică de 2,11% carbon, se numesc convenţional oţeluri, iar oţelurile care sunt aliate cu 12% crom şi conţin mai puţin de 0,1% carbon se numesc oţeluri inoxidabile. Cromul are rolul de a oferi rezistenţă la oxidare cât şi la coroziune pentru oţeluri, datorită acoperirii cu un strat pasiv de oxid de crom în medii agresive: apă, aer, atmosferă industrială, săruri, acizi, etc.

Dacă în compoziţia oţelurilor inoxidabile se mai adaugă alte elemente ca: titan, nichel, aluminiu, siliciu, bor, mangan, cupru, niobiu, siliciu, etc., se obţin oţeluri cu rezistenţă din ce în ce mai mare la solicitări mari, la temperaturi mari, la presiuni mari, creşte rezistenţa la medii corozive şi agresive.[46]

Tabelul 1.6. Compoziţiile chimice ale oţelurilor inoxidabile utilizate ca implanturi [21, 58,

71, 134, 138, 148, 152]

Element Compoziţie masică, % masice C Mn P S Si Cr Ni Mo N Cu Fe

316 L (ASTM F 138-86, F 139-86)

Compoziţie D

0,03 max

2,00 max

0,025 max

0,010 max

0,1max

17-19

13-15

2,25-3,5

0,1 max

0,5 max

rest

316 L (ASTM F 138-86, F 139-86)

Compoziţie E

0,03 max

2 max

0,025 max

0,01 max

1 max

17-19

14-16

2,35-4,2

0,1-0,2

0,5 rest

X2CrNiN23-4 *

Oţel duplex

0,03 max

2 max

0,035 max

0,015 max

1 max

22-24

3,5-5,5

0,1-0,6

0,05-0,2

0,1-0,6

rest

1.2.1.2. Aliajele CoCr utilizate în protezare Aliajele pe bază de cobalt şi crom prezintă o rezistenţă deosebită la coroziune şi

rezistenţă mecanică, de aceea acestea se folosesc la proteze dentare, înlocuiri de articulaţii şi de genunchi. Pentru a se obţine o rezistenţă mecanică şi rezistenţă la coroziune, procentul de crom este între 10 şi 30%. Datorită prezenţei cromului, se formează un strat de oxid pasiv, ceea ce determină parametrii mai sus menţionaţi. Tot pentru a se obţine parametrii buni la coroziune şi rezistenţă, la aceste aliaje se adaugă fier, molibden, nichel. [153]

Aceste aliaje sunt mai ieftine ca metalele nobile, dar sunt mai nocive pentru organism, ceea ce poate determina alergii sau reacţii când se utilizează aceste aliaje la implanturi sau restaurări dentare. [93]

1.2.1.3. Aliaje pe bază de titan

Titanul se foloseşte pentru realizarea implanturilor. Are densitate mică şi proprietăţi mecanice superioare. În tabelul 1.10 se face comparaţie între densităţile aliajelor utilizate pentru implanturi. În tabelul 1.11 sunt prezentate compoziţiile chimice ale aliajelor de titan.


Pag. 9


Tabelul 1.11. Compoziţii chimice pentru titan grad1, grad 2, grad 3, grad 4. [58, 134]

Element Ti N C H Fe O Grad 1 Rest 0,03 0,1 0,015 0,2 0,18 Grad 2 Rest 0,03 0,1 0,015 0,3 0,25 Grad 3 Rest 0,05 0,1 0,015 0,3 0,35 Grad 4 Rest 0,05 0,1 0,015 0,5 0,4

1.2.1.4. Tantalul şi niobiul

Tantalul este caracterizat prin densitate mare, 61,6 g/cm3, are punct de topire ridicat 2996°C, este rezistent la atacul acizilor, excepţie acidul fluorhidric şi acid sulfuric. Tantalul are proprietăţi apropiate de cele ale oţelului. De aceea, tantalul este restricţionat la folosire doar în câteva cazuri: sârme subţiri pentru suturi, radioizotopi pentru tumori.

1.2.2. Materiale ceramice Biomaterialele sunt materiale inerte create din metale, aliaje de metale, sticle,

compozite, ceramice pe bază de alumină, polimeri sintetici. Materialele ceramice sunt substanţe anorganice. Acestea pot fi realizate din elemente

nemetalice (B, C, S) sau compuşi cu metale de tipul MxNy, unde M este metal, iar N este nemetal. Materialele ceramice pot fi absorbabile, neabsorbabile sau bioactive. Ceramicele cele mai utilizate ca biomateriale sunt: fosfaţi de calciu, tricalciu, zinc sulfat de calciu, carbonat de calciu, hidroxiapatita sintetică, hidroxiapatita coraliferă, pentru grefe osoase, sticle bioactive, etc.

Principalele proprietăţi pe care ar trebui să le îndeplinească materialele bioceramice: [134]

- să fie biocompatibile; - să nu fie toxice; - să nu fie inflamatoare; - să fie biofuncţionale pe întreaga durată de viaţă a gazdei; - să nu fie alergice.

1.2.3. Materiale polimerice Materiale polimerice sintetice au fost utilizate pe scară largă în materiale medicale de

unică folosinţă, materiale stomatologice, implanturi, pansamente, dispozitive extracorporale, sisteme de livrare de medicamente.

Principalele avantaje ale biomateriale polimerice comparativ cu materialele metalice sau ceramice sunt uşurinţa de manevrabilitate şi realizare a diferitelor forme (latex, film, foaie, fibre, etc), uşor de procesat, costul este relativ scăzut raportat la proprietățile fizice și mecanice dorite.

Dintre sutele de polimeri care sunt sintetizaţi uşor şi ar putea fi utilizaţi ca biomateriale, doar 10-20 polimeri sunt în principal utilizate în dispozitiv medical ca materiale de unică folosinţă pentru pe termen lung implanturi.


Pag. 10


1.2.4. Materiale compozite Materialele compozite sunt materiale solide care conţin două sau mai multe

componente distincte sau faze. Există asemănări între compoziţia chimică a compozitelor şi cea a oaselor, ceea ce determină utilizarea compozitelor la realizarea implanturilor ortopedice. Compozitele combină proprietăţile elementelor din care sunt realizate. Există biocompozite naturale şi artificiale. Compozitele naturale sunt ţesuturile formate din entităţi care vor controla realizarea funcţiei cerute. [181]

Materialele compozite sunt recent utilizate ca materiale biocompatibile. Ţinând cont de potenţialul lor de înaltă performanţă, materiale compozite sunt susceptibile de a găsi utilizarea crescândă ca biomateriale.[134]

1.2.5. Metale dentare Amalgamul dentar este un aliaj format din mercur lichid şi un metal solid, care este de

obicei un aliaj din argint, titan, cupru, etc. Acest material se foloseşte la umplerea directă în dinţi. Compoziţia chimică a amalgamului dentar este 65% argint, mai puţin de 29% staniu, 6% cupru, 2% zinc şi 3% mercur. Aurul şi aliajele de aur sunt utilizate ca materiale dentare, deoarece prezintă durabilitate, stabilitate şi rezistenţă la coroziune. Acestea se utilizează la crearea punţilor, a protezelor parţiale, a coroanelor, a sârmelor ortodontice. Rezistenţa la coroziune apare datorită compoziţiei chimice a aliajului, aproximativ 75% aur şi restul metale nobile. Cuprul în măreşte rezistenţa. Platina măreşte rezistenţa, dar trebuie să fie în compoziţie mai puţin de 4%. Argintul compensează culoarea cuprului. O cantitate redusă de zinc reduce punctul de topire al aliajului şi curăţă oxizii formaţi în timpul topirii.


Pag. 11


Capitolul 2. Titanul şi aliajele de titan utilizate la protezare

2.1. Titanul şi aliajele de titan

2.1.1. Titanul ca metal pur

Titanul are caracteristici superioare faţă de alte metale, printre care densitate mică

(4,5 g/cm3), temperatură înaltă de topire (tt = 1660 °C), coeficient de dilatare redus, rezistivitate electrică mare, modul de elasticitate de două ori mai mic decât al fierului şi al oţelurilor, conductivitate termică foarte redusă şi un paramagnetism excelent.

Titanul are două forme alotropice stabile: Ti α cu reţea hexagonal compactă şi Ti β cu reţea cubică cu volum centrat; trecerea de la o fază la alta Ti α→ Ti β se realizează la creşterea temperaturii peste 882°C [21, 31, 43, 46, 89, 117].

În figura 2.1 este arătată structura hexagonal compactă şi structura cubică cu volum centrat. [30, 89, 112, 125, 173]

Parametrii reţelei variază puţin la tratamente termice deoarece conţinutul de componentă α este relativ constant.

În structura cubică cu volum centrat atomii sunt în vârfurile şi în centrul celulei elementare, iar fiecare atom are opt vecini care se află la distanţe egale. Această stare este stabilă în domeniul de temperaturi 885°C ÷ 1672°C şi este denumită starea β. [46]

Structura hexagonal compactă este formată prin suprapunerea straturilor suprafeţelor compacte în şir, astfel încât fiecare atom dintr-o suprafaţă are câte 3 atomi vecini din suprafeţe adiacente. Această structură este stabilă până la valoarea temperaturii de 882°C, având denumirea de starea α. [46]

Duritatea titanului este relativ mică (100-225 HB) şi este direct proporţională cu creşterea concentraţiei impurităţilor, conform tabelului 2.3.

Impurităţile solubile (H, C, N interstiţiale şi O2 prin substituţie) au o acţiune de creştere a durităţii titanului, crescând şi rezistenţa mecanică, iar plasticitatea şi rezistenţa la coroziune scad. În tabelul 2.3. se arată influenţa purităţii asupra durităţii titanului.

Tabelul 2.3. Influenţa purităţii asupra durităţii titanului[42, 45]

Nr. crt. Puritatea titanului

[%]

Duritatea

[HB]

Limita de curgere

Rp0,2 [ Mpa]

Rezistenţa la rupere

Rm [MPa]

A

[%] 1 99,95 70-80 - 250 - 300 50-70 2 99,5-99,0 120 - 265 240 - 600 340 - 670 20-30

2.1.2. Aliaje de titan Aliajele au ca scop obţinerea unor materiale care au anumite proprietăţi fizice,

chimice şi structuri fazice. Acestea se obţin folosind elemente de aliere. În cercetările din ultimii ani s-au dezvoltat aliajele de titan pentru multe aplicaţii

medicale, care au foarte bune proprietăţi mecanice, chimice, fizice şi s-a pus bază pe aliaje netoxice şi aliaje cu memorie de formă pe bază de titan. [ 34, 53, 64, 68, 69, 124]

Se fac cercetări pentru posibilitatea progresului aliajelor noi de titan pentru aplicații biomedicale, datorită elasticităţii bune, pentru obţinerea de aliaje cu elemente non-toxice pentru aplicații biomedicale.[123]

În tabelul 2.6 sunt prezentate proprietăţile mecanice ale aliajelor de titan.


Pag. 12


Tabelul 2.6. Proprietăţile mecanice pentru aliajele de titan [107, 120, 121, 148, 157, 174]

Aliaj ASTM

standard Stare/

microstructură Modulul

de elasticitate

[GPa]

Rezistenţă la rupere [MPa]

Rezistenţa la curgere

0,2% [MPa]

Elongaţia [%]

Ti6Al4V F 1472 Recopt α+β 100-110 930 860 10 Ti6Al4V ELI F 136 Recopt α+β 98,4 860 795 10

Ti6Al7Nb F 1295 Recopt α+β 99,9 900 800 10 Ti13Nb12Zr F 1713 Recopt β 64-77 550 345 15 Ti12Mo6Zr2

Fe F 1813 Recopt β 74-85 931,5 897 12

Ti15Mo F 2066 Recopt β 77,7 690 483 20

2.2. Structuri ale aliajelor de titan Clasificarea aliajelor de titan se poate realiza în funcţie de structură:

• aliaje monofazice α; • aliaje bifazice α + β; • aliaje monofazice β.

Mai precizăm că în aliajele de titan binare, dar în mod deosebit în aliajele polinare se creează structuri complexe, care prezintă pe lângă fazele α şi β numeroşi compuşi intermetalici. [43]

Între cele două regiuni cu faze α şi β ale aliajului există o regiune care va separa aceste două zone, numită faza α+β, a cărei lăţime creşte odată cu concentraţia de aluminiu dizolvată.[31]

Figura 2.5. Diagrama de echilibru a fazelor Ti-Al [43]


Pag. 13


Capitolul 3. Tratamente specifice aliajelor de titan

3.1. Noţiuni generale Tratamentele termice sunt procedee tehnologice, care constau din încălziri şi

menţineri la anumite temperaturi, urmate de răciri cu viteze determinate, în cursul cărora au loc transformări structurale, care produc, la rândul lor, modificări corespunzătoare ale proprietăţilor tehnologice şi de exploatare ale materialelor metalice. 3.2. Tratamente termice ale aliajelor de titan Prin tratament termic al aliajelor de titan se îmbunătăţesc proprietăţile în anumite direcţii.

Tratamentele principale sunt recoacere, călire, revenire, durificare. Pe lângă cele amintite, aliajele de titan mai pot fi supuse şi următoarelor operaţii:

- tratamente termomecanice, deformări plastice la cald, care pot controla microstructura aliajului, obţinerea unor rezistenţe mai mari şi creşterea la coroziune;

- tratamente termochimice (carburare, nitrurare, cementare) care au ca scop creşterea proprietăţilor de antifricţiune, pentru a fi folosite la realizarea pieselor supuse la uzare.

3.2.1. Operaţiile de tratament termic pentru aliajele monofazice Operaţiile de tratament termic sunt în funcţie de compoziţia fazică în stare de

echilibru. [43] a) Aliajele monofazice α:

• recoacerea de omogenizare; • recoacerea de recristalizare; • recoacerea de detensionare.

b) Aliaje monofazice β, şi cele care conţin pe lângă faza β şi cantităţi mici de fază α se supun următoarelor operaţii de tratament termic:

• recoacere de detensionare; • recoacere de recristalizare; • călire de punere în soluţie şi îmbătrânire artificială.

3.2.2. Operaţiile de tratament termic ale aliajelor bifazice Aliajele bifazice prezintă multiple transformări în stare solidă, bazate pe

transformarea alotropică α↔β ca şi pe formarea unor faze solubile; ca urmare devine posibilă aplicarea tratamentului termic de călire şi revenire sau călire şi îmbătrânire.

În funcţie de felul aliajului şi de concentraţia în elemente betagene, se obţin prin călire următoarele structuri de tip martensitic:[31, 43]

• α΄- este o soluţie solidă suprasaturată în elemente de aliere betagene, cu reţea hexagonală deformată; structural, α΄ are aspect lamelar-acicular, cu duritate cu atât mai mare cu cât concentraţia în elemente betagene este mai mare;

• α˝ - este o martensită cu reţea rombică; are o duritate mai mică decât α΄ ; • βsem sau βx este o soluţie solidă β suprasaturată în elemente de aliere; această

soluţie fiind instabilă se transformă parţial în fază ω cu reţea hexagonală, legată coerent de βX; această situaţie se notează cu βX (ω). Prin formarea ei faza ω fragilizează aliajul;

• la concentraţii mari în elementele de adaos faza β la răcire rapidă nu se transformă, devenind faza β suprasaturată (βs) sau faza β stabilă, de echilibru (βe).


Pag. 14


Figura 3.5. Diagrame de echilibru, de structuri la temperatura Tc şi la cea ambiantă după călire; Ms- temperatura la care începe să se formeze martensita, Mf- temperatura la care martensita s-a format complet: a) diagrama cu transformare eutectoidă; b) diagrama fără

transformare eutectoidă; c) diagrama fără transformare eutectoidă la călire intercritică [43]

Transformările de faze care apar la tratamentele termice de călire sunt influenţate de temperaturile la care se realizează aceste tratamente. Aceste modificări sunt efecte ale fazelor α, α′ şi β. [150]

3.3. Depunere laser pulsată

3.3.1. Consideraţii generale Laserul este o radiaţie monocromatică, coerentă în timp şi spaţiu. Principiul laser

constă în bombardarea unui atom sau o moleculă cu o descărcare electrică sau termică, iar un electron va fi scos de pe straturile orbitale superioare ale atomului. [44]

Depunerea laser este un procedeu care are două faze: vaporizarea materialului ţintă şi depunerea pe o suprafaţă colectoare care se găseşte la o anumită lungime faţă de ţintă, ambele fiind plan-paralele. Dacă vorbim de depunere prin evaporare laser, depunere prin ablaţie laser, evaporare laser, depunere asistată laser se precizează că este vorba despre depunerile laser pulsate. [136]

3.3.2. Etapele depunerii laser pulsată Depunerea laser pulsată poate depune straturi foarte subţiri, de aceea are o tehnică

specială de vaporizare şi depunere. Cele patru etape ale procesului de depunere laser pulsată sunt: [136]

I. Evaporarea materialul ţintă care este solid, datorită absorbţiei energiei fasciculului laser, care este direcţionat pe ţintă


Pag. 15


II. Formarea unei plasme datorită interacţiunii fasciculului laser cu vaporii de material. Această plasmă se extinde izoterm pe ţinta iradiată.

III. Expansiunea amestecului plasmei spre materialul colector IV. Condensarea, formarea şi creşterea stratului depus pe colector.

Pe durata pulsului laser se produc primele două etape, iar după ce s-a terminat pulsul

laser se produc ultimele două etape. Durata pulsului poate fi la nivel de sute sau zeci de microsecunde. Modificarea compoziţiei plasmei determină calitatea şi proprietăţile filmului depus pe colector. [136] Există mai multe modele de creştere a stratului depus, printre care amintesc: modelul de formare a insulelor tridimensionale (modelul Volmer-Weber), modelul de creştere bidimensională a straturilor monoatomice complete, care este continuată cu formarea insulelor tridimensionale( modelul Stranski-Krastinov) sau metoda de formare a straturilor monoatomice bidimensionale (modelul Frank-Van der Merwe).

3.3.3. Extinderea plasmei Când un material este iradiat cu un fascicul laser de putere mare, o cantitate din acest

material va fi expulzată pe un sens perpendicular pe suprafaţa ţintei. Deasupra suprafeţei materialului se va forma o „ceaţă” luminoasă. Depunerea se realizează într-un strat paralel cu ţinta. Elementele care intră în compoziţia vaporilor din vecinătatea imediat apropiată a suprafeţei materialului bombardat nu sunt în stare de echilibru de translaţie, dar acest echilibru se poate realiza în urma unui număr de ciocniri, adică pe o lungime de câteva drumuri medii libere. Stratul care are grosimea necesară pentru obţinerea echilibrului de tranziţie este denumit strat Knudsen.

3.3.4. Creşterea stratului Tipurile convenţionale recomandate pentru nucleaţie şi creşterea filmului depus sunt

următoarele: 1) mărire prin alcătuirea de insule tridimensionale (Volmer-Weber) 2) mărire prin alcătuire de straturi monomoleculare bidimensionale(Frank-Van der

Merwe) 3) mărire bidimensională a straturilor monomoleculare complete, continuată de

crearea de insule tridimensionale(Stranski-Krastinov). Toate aceste mecanisme depind de energia interfeţei film-substrat şi de procesele termodinamice la interfaţa film-substrat.

În timpul procesului de depunere a vaporilor pe substratul ales au loc simultan sau succesiv mai multe acţiuni care sunt prezentate în figura 3.7.

Parametrii de depunere influenţează formarea filmului, mărirea stratului depus, precum şi posibilitatea de a se depune material pe o suprafaţă liberă. Atomii care sosesc pot să se depună pe suprafaţa colectorului sau pe conglomerate deja formate, dar pot interacţiona şi cu atomi mobili şi să formeze agregate staţionare sau mobile sau pot fi reevaporaţi de pe substratul pe care au aderat.

Pentru a obţine anumite valori ale combinaţiei strat depus – substrat colector se pot controla foarte puţin termenii din ecuaţia nucleaţiei, care corespund suprafeţei şi interfeţei. Dacă se realizează o mărire a ratei de depunere sau o scădere a temperaturii substratului colector, va avea ca efect o creştere a suprasaturării vaporilor atomici care vor ajunge pe suprafaţă.


Pag. 16


Figura 3.7. Creşterea filmului depus strat cu strat: a) modelul Frank-Van der Merwe, b)modelul Volmer-Webwer, c) modelul Stranski-Krastanov, d) pasul fluxului [45]

3.3.5. Distanţa între ţintă şi substrat Distanţa dintre ţintă şi substrat influenţează mult dimensiunea particulelor depuse,

precum şi rugozitatea filmelor. Din experimente s-a observat că cu cât distanţa dintre ţintă şi substrat este mai mare cu atât depunerea va fi mai uniformă pe colector. Rugozitatea stratului depus va fi mai mică, iar ţinta are mai puţine particule desprinse.

3.3.6. Temperatura substratului Temperatura substratului are o influenţă majoră la depunerea laser pulsată. Prin studii

s-a observat că la o temperatură scăzută a substratului în timpul depunerii va avea ca rezultat o creştere a rugozităţii stratului depus. Deci este necesar o temperatură scăzută pentru o rugozitate crescută şi obţinerea unei arii mai mari de acoperire a suprafeţei active.

3.3.7. Presiunea de lucru Presiunea este unul dintre factorii care influenţează viteza de depunere a filmului. De

obicei presiunea este cuprinsă între 10 mbar şi 10-8 mbar. Din experimente s-a constatat că la valori diferite de presiune şi păstrarea temperaturii, fluenţei, energiei şi frecvenţei de depunere se vor obţine suprafeţe cu rugozitate diferită. Cu cât presiunea este mai scăzută, cu atât rugozitatea suprafeţei obţinute va fi mai mare.

Faţă de tehnica de pulverizare pentru depuneri, depunerea laser oferă avantajul că se

pot modifica independent parametrii pentru experimente. Tehnica de pulverizare este o tehnică uzuală. Prin crearea de straturi depuse utilizând tehnica de pulverizare pe substrat din aliaj de titan, Ti6Al4V, s-a determinat că stratul de TiN are aderenţă mai mare decât stratul de WC, respectiv ZrN, iar stratul de ZrN este cu aderenţa cea mai mică. [39]


Pag. 17


Capitolul 4. Materiale, aparatură, utilaje utilizate la încercările experimentale

4.1. Materiale folosite la încercări Pentru realizarea încercărilor, am utilizat unul aliajele de titan folosite pentru implanturi, Ti6Al4V, cu compoziţia conform ASTM B348-10 + ASTM B381-10, aliaj grad 5.

Tabel 4.1.Compoziţia chimică dată de furnizor. Compoziţia chimică, % masice

Cerinţe Elemente reziduale

Ti Al V Fe C N O H fiecare total rest 5,5-

6,75 3,5-4,5

≤0,4 ≤0,08 ≤0,05 ≤0,2 ≤0,015 ≤0,1 ≤0,4

rezultat Max rest 6,23 4,14 0,2 0,02 0,02 0,19 0,003 <0,1 <0,4 Min rest 6,23 4,09 0,18 0,01 0,02 0,19 0,003

4.2. Instalaţii, utilaje şi aparatură pentru tratamente termice

4.2.1. Instalaţii pentru tratamente termice În scopul realizării tratamentelor termice asupra epruvetelor am folosit cuptoare de laborator şi cuptoare industriale.

• Cuptorul de tratament termic de laborator, pentru temperaturi joase: • Cuptorul de tratament termic de laborator, pentru temperaturi medii, cu reglare

automată a temperaturii: • Cuptor pentru tratament termic în vid

Figura 4.6. Cuptorul pentru tratament termic în vid

Figura 4.7. Cuptor pentru nitrurare şi

carbonitrurare

4.2.3. Aparate pentru studii metalografice Probele care sunt supuse studiului au fost pregătite pentru măsurări metalografice.

Pentru aceasta, probele au fost rectificate plan, lustruite cu diferite hârtii abrazive de granulaţii din ce în ce mai mari, până la 2000, urmate de lustruire cu pâslă în apă, urmată de atacul cu reactivi.

Atacul suprafeţelor se realizează folosind o soluţie de hidroxid de potasiu KOH – 10% (12 cm3), peroxid H2O2 – 30% (15cm3) şi apă 78 cm3.


Pag. 18


Analiza structurii suprafeţelor se realizează cu microscopul optic şi cu microscopul electronic. În figura 4.12 este prezentat microscopul optic folosit în cadrul laboratorul catedrei de Utilaj Tehnologic şi Ingineria Materialelor, al Universităţii Transilvania.

4.2.4. Aparate pentru măsurarea microdurităţii Pentru determinarea microdurităţii s-a folosit aparatul de tip HARDNESS TESTER FM-700.

a)

b)

Figura 4.13. Microdurimetru HARDNESS TESTER FM-700: a) vedere generală; b) afişajul microdurimetrului

4.2.5. Aparatură pentru testarea la uzare Pentru rezistenţa la uzare s-a folosit aparatul TRIBOMETER, având şi o

componentă SURTRONIC 25 – TAYLOR HOBSON PRECISION.

a)

b)

Figura 4.14. Tribometru pentru măsurarea rezistenţei la uzare: a) instalaţia; b) conectarea tribometrului la calculator

4.3. Aparatură pentru depunere laser pulsată Depunerile straturilor subţiri pe aliajul de titan Ti6Al4V s-au realizat la laboratorul de

Prelucrare Fotonică a Materialelor Avansate (PPAM – Photonic Processing of Advanced Materials), Departamentul Lasere din cadrul Institutului National de Fizica Laserilor, Plasmei şi Radiaţiei (INFLPR) din Măgurele-Bucureşti.

Laserul mediu Nd:YAG este un laser cu ytriu, aluminiu şi oxigen, unde 1% din cantitatea de ioni de Y3+ este înlocuită de Nd3+. Principul de lucru în incinta de lucru este inversia Q optică, care se atinge atunci când avem populaţie maximă activă. Această tehnică


Pag. 19


are putere de ieşire de 20MW şi durata pulsului cam de 6 ns. Laserul Nd:YAG mediu emite lungimi de undă la 1064 nm. Dar această lungime de undă poate fi modificată pentru diferite cristale la 532, 355 şi 266 nm.

Figura 4.18. Probele realizate prin depunere laser pulsată: depunere de TiN, ZrN, ZrC

Figura 4.15. Schema procesului de depunere

laser pulsată [44]

Figura 4.17. Instalaţia de depunere laser pulsată(PLD): incinta de depunere laser

4.4. Aparatură pentru măsurarea grosimii stratului depus şi a aderenţei Pentru a se realiza testele de grosime a stratului depus şi a aderenţei stratului s-au

folosit aparatele Calotest şi Micro-Scratch Tester. Pentru determinarea grosimii stratului depus PLD pe substratul de aliaj de titan Ti6Al4V, suprafaţa a fost supusă unei prelucrări care s-a realizat pe aparatul Calotest, la o viteză de rotaţie de 2000 rpm, folosind o pulbere de diamant în suspensie 0-0,2 µm şi o bilă din oţel 100C6.

Figura 4.19. Calotest Figura 4.20. Micro-Scratch Tester


Pag. 20


Capitolul 5. Încercări experimentale de tratament termic aplicate aliajului de titan Ti6Al4V

5.1. Tratamente termice aplicate aliajului de titan Ti6Al4V Asupra probele din aliajul de titan Ti6Al4V au fost aplicate tratamente termice,

tratamente termomecanice, în condiţii diferite, pentru a pune în evidenţă modificări ale rezilienţei, a microdurităţii, a durităţii, a rezistenţei la uzare şi pentru a pune în evidenţă modificările structurilor metalografice.

5.1.1. Tratamente de călire şi revenire În tabelul 5.1. sunt prezentate tratamentele termice aplicate probelor din aliajul de titan Ti6Al4V.

Tabelul 5.1. Tratamente termice aplicate aliajului de titan Ti6Al4V.

Nr. crt.

Tratament termic Călire Revenire

Temperatura [ºC]

Durata [min]

Mediu de răcire Temperatura [ºC]

Durata [min]

Mediu de răcire

1 1020 90 azot ventilat - - - 2 1020 90 azot ventilat 850 60 azot 3 1020 90 azot ventilat 500 60 azot 4 1020 90 azot ventilat 500 30 azot 5 850 60 apă - - - 6 850 60 apă 500 30 aer 7 850 60 apă 500 60 aer 8 850 60 apă 500 120 aer 9 950 30 apă - - -

Temperaturile pentru tratamente termice de călire au fost alese în domeniul 850-

1020ºC, datorită stabilităţii fazei α în acest interval. Durata de menţinere la tratamente a fost selectată pentru a obţine o temperatură

uniformă pe fiecare secţiune a probelor şi s-a constatat o schimbare a structurii cristaline. În tabelul 5.2 sunt redate deformările plastice aplicate probelor de aliaj de titan

Ti6Al4V. Aceste probe au fost încălzite la temperatura de 1000ºC, după care au fost supuse la deformări plastice.

Tabelul 5.2. Deformări plastice aplicate probelor Nr. crt. Temperatura iniţială

[ºC] Grad de deformare

ε [%] Temperatura finală

[ºC] 1 1000 30 800-850 2 1000 50 800-850


Pag. 21


5.1.2. Tratamente de nitrurare

Tabelul 5.3. Tratamentul de nitrurare

Nr. crt. Tratament anterior nitrurării Nitrurare

Temperatura [ºC]

Durata [min]

Mediu de răcire

1 Stare de livrare - - - 2 Călire la 850ºC, 90 min, apă,

revenire 500ºC, 60 min, aer 520 240 Aer

3 Călire la 850ºC, 90 min, apă, revenire 500ºC, 90 min, aer

520 240 Aer

5.1.3. Tratamente de acoperiri laser pulsate

Tabelul 5.4. Tratament de depunere laser pulsată pe aliaj de titan Ti6Al4V

Nr. probă

Ţinta Substrat Ti6Al4V

Distanţa [cm]

Fluenţa [mJ/cm2]

Presiune [mbar]

Temperatura [ºC]

Număr de

pulsuri

Tratament după depunere laser

1 TiN Stare de livrare

5 2,5 10-3 500 50.000 Revenire la 500ºC, t≥90 min

2 ZrN Stare de livrare


3 ZrC Stare de livrare


5.2. Rezultatele testelor de rezilienţă

Tabelul 5.5. Valori ale rezilienţei pentru aliajul de titan Ti6Al4V, atât în stare de livrare cât şi pentru cel tratat termic

Nr. crt.

Tratament termic Rezilienţă KCU

[J/cm2] Călire Revenire

Temperatura [ºC]

Durata [min]

Mediu de răcire

Temperatura [ºC]

Durata [min]

Mediu de răcire

1 Stare de livrare 55,30 2 1020 90 azot ventilat - - - 37,17 3 1020 90 azot ventilat 500 60 azot 48,12 4 1020 90 azot ventilat 500 30 azot 46,33 5 1020 90 azot ventilat 800 60 azot 49,25 6 850 60 apă - - - 36,58 7 850 60 apă 500 60 aer 40,42 8 850 60 apă 500 30 aer 44,25 9 850 60 apă 500 120 aer 41,66

Se observă că după aplicarea tratamentelor de călire, valorile rezilienţei au scăzut, iar

după revenire, acestea au crescut, datorită transformărilor structurii aliajului.


Pag. 22


Figura 5.1. Variaţia rezilienţei în funcţie de tratamentul termic pentru aliajul Ti6Al4V

5.3. Rezultatele testelor la duritate

În figura 5.2 este reprezentat grafic variaţia durităţii prin deformare plastică la cald.

Figura 5.2. Variaţia durităţii aliajului de titan Ti6Al4V în funcţie de tratamentul

termomecanic aplicat Din figura 5.2 se observă ca duritatea aliajului de titan studiat a crescut datorită

tratamentelor termice, între 1,32 ÷ 1,36 ori.

55,3

37,17

48,12

46,33

49,25

36,58

40,42

44,25

41,66

30

35

40

45

50

55R

ezili

enţă

KC

U [

J/cm

2]

călir

e1

02

0°C

, 90

m

in,

răci

re a

zot

star

e d

e liv

rare

călir

e 1

02

0°C

, re

ven

ire

50

0°C

, 6

0 m

in

călir

e 1

02

0°C

, re

ven

ire

50

0°C

, 3

0 m

in

călir

e 1

02

0°C

, re

ven

ire

80

0°C

, 6

0 m

in

călir

e8

50

°C, 6

0 m

in

călir

e 8

50

°C,

reve

nir

e 5

00

°C,

60

min

călir

e 8

50

°C,

reve

nir

e 5

00

°C,

30

min

călir

e 8

50

°C,

reve

nir

e 5

00

°C,

12

0 m

in

42,56

56,56 58,06

0

10

20

30

40

50

60

70

Du

rita

te, H

RC

stare de livare deformare plastică la cald ε = 30%

deformare plastică la cald ε = 50%

Tratament termomecanic aplicat

Tratamente termice aplicate


Pag. 23


Tabelul 5.7. Rezultatele testelor la duritate HRC pentru probele tratate termic şi termochimic

Nr. crt.

Material Tratament aplicat

Temperatura, durata menţinere

Duritate, HRC Media

1 Ti6Al4V Stare de livrare - 42,56 Nitrurare 520,240 54,4

2 Ti6Al4V Călire 1020,90 53,46 950,30 54,90 850,60 56,56

3 Ti6Al4V Călire şi revenire

1020,90; 850,60 54,43 1020,90; 500,30 58,13 850,60; 500,30 53,80 850,60; 500,60 54,63

850,60; 500,120 56,00 4 Ti6Al4V Călire, revenire,

nitrurare 850,90; 500,90 520,240 56,60 850,90; 500,60; 520,240 55,06

5.4. Rezultatele testelor de măsurare a microdurităţii

Microduritatea HV0,3/15 a aliajului de titan Ti6Al4V înainte de deformarea plastică la cald este 326,67.

Tabelul 5.8. Rezultatele testelor la microduritate HV0,3/15

Nr. crt.

Material Tratament aplicat Temperatura, durata menţinere

Microduritate HV0,3/15

Media 1 Ti6Al4V Stare de livrare - 326,67

Stare de livrare, nitrurare 520,240 356,40 Stare de livrare, depunere TiN - 458,2 Stare de livrare, depunere ZrN - 440,6 Stare de livrare, depunere ZrC - 431,8

2 Ti6Al4V Călire 1020,90 332,67 950,30 381,73 850,60 366,93

1000 ε=30% 376,63 1000 ε=50% 381,70

3 Ti6Al4V Călire şi revenire 1020,90; 850,60 330,03 1020,90; 500,30 348,23 850,60; 500,120 409,50 850,60; 500,60 379,33 850,60; 500,30 343,57

4 Ti6Al4V Călire, revenire, nitrurare 850,90; 500,90; 520,240

844,56

850,90; 500,60; 520,240

881,06


Pag. 24


5.5. Rezultatele testelor de grosime a filmelor depuse PLD

În urma testelor de determinare a grosimii stratului depus PLD pe substrat de aliaj de titan Ti6Al4V s-au obţinut rezultatele care sunt trecute în tabelul 5.9.

Tabelul 5.9. Grosimea stratului depus pe substratul de aliaj de titan Ti6Al4V, prin metoda depunerii laser pulsate.

Film depus Grosime strat, [µm]

TiN 0,498 ZrC 0,173 ZrN 0,564

Figura 5.5. Determinarea grosimii stratului de TiN depus pe substrat de Ti6Al4V

Figura 5.6. Determinarea grosimii stratului de ZrC depus pe substrat de Ti6Al4V

Figura 5.7. Determinarea grosimii stratului de ZrN depus pe substrat de Ti6Al4V


Pag. 25


5.6. Rezultatele testelor de aderenţă a filmelor depuse PLD pe substrat

Ti6Al4V Probele au fost supuse zgârierii sub o forţă constantă, care creşte progresiv de la

0,03N la 10N, pentru proba depusă cu ZrN, iar pentru probele depuse cu TiN şi ZrC, forţa are valoarea finală de 15N, deoarece s-a determinat că la o forţă maximă de 10N nu s-a îndepărtat complet stratul depus.

Indentorul folosit este de tip Rockwell, realizat din oţel 100C6, care are raza de 100 µm. Viteza de deplasare a indentorului este de 2 mm/min, lungimea maximă este de 3 mm, iar forţa de apăsare creşte cu 9,98 N/min.

Tabelul 5.10. Determinarea forţei la delaminarea parţială şi forţa la îndepărtare completă a

filmului depus.

Filmul depus pe substrat de Ti6Al4V

Delaminare [N]

Media testelor

Îndepărtare totală [N]

Media testelor ZrN 4,28 6,58 TiN 8,01 11,84 ZrC 4,56 8,66

a) b)

Figura 5.11. Testul de aderenţă pentru filmul TiN pe substrat Ti6Al4V: a) delaminare, b)îndepărtare totală

Pe aliajul de titan aflat în stare de livrare s-au depus în aceleaşi condiţii cele trei tipuri

de filme subţiri cu metoda depunerii laser. Din aceste rezultate se deduce că filmul depus de TiN are aderenţă mai mare decât filmele de ZrC şi ZrN.


Pag. 26


5.7. Rezultatele testelor XRD a filmelor depuse PLD pe substrat Ti6Al4V În urma testelor cu radiaţii X (Cu Kα) s-au obţinut difractogramele pentru fiecare

probă care a fost depusă cu film. Substratul este Ti6Al4V, în stare de livrare, iar acoperirea a fost cu TiN, ZrC şi ZrN. Aceste diagrame au fost analizate folosind un program de tipul Pearson7.

Figura 5.15. Difracţia cu raze X pentru filmul de TiN depus pe substrat de Ti6Al4V

Figura 5.17. Difracţia cu raze X pentru filmul de ZrC depus pe substrat de Ti6Al4V


Pag. 27


Figura 5.19. Curba de difracţie cu raze X pentru filmul de ZrN depus pe substrat de Ti6Al4V Curbele de difracţie au pus în evidenţă fazele depuse.

5.8. Rezultatele analizei prin microscopie electronică de baleiaj ESEM

ESEM – Environmental Scanning Electron Microscope – este o metodă specială de investigare a suprafeţelor la scară micro şi nanometrică. Pe suprafaţa analizată este trimis un fascicul de electroni, care va baleia pe o anumită zonă. Aceasta va genera mai multe semnale care vor fi ulterior prelucrate şi vor genera informaţii despre compoziţia chimică a probelor cât şi despre calitatea suprafeţei. Trebuie precizate că aceste rezultate depind de numerele atomice ale elementelor chimice din compoziţia materialului analizat. Dacă cantităţile sunt sub 3%, acestea nu se pot afişa.

Figura 5.20. Micrografie pentru aliajul în stare de livrare, obţinută prin metoda ESEM.


Pag. 28


În figurile 5.21, 5.22, 5.23 sunt redate spectre de emisie în domeniul RX pentru faza compactă, faza lamelară şi testul la toată suprafaţa, respectiv compoziţiile chimice pentru aceste faze şi suprafaţă, pentru aliajul Ti6Al4V în stare de livrare. Din analiza cu programul ImageJ a rezultat o proporţie de 62% faza compactă şi 38% faza lamelară.

Figura 5.21. Spectrul de emisie în domeniul RX de către faza compactă şi compoziţia chimică

pentru aliajul Ti6Al4V în stare de livrare.

Figura 5.22. Spectrul de emisie în domeniul RX de către faza lamelară şi compoziţia chimică


Figura 5.23. Spectrul de emisie în domeniul RX de către suprafaţă şi compoziţia chimică


Element Procente în

greutate Wt [%]

Procente atomice At[ %]

Al 7.91 13.23 Ti 92.09 86.77 V 0 0

Total 100 100


greutate Wt [%]


Al 6.92 11.69 Ti 89.82 85.41 V 3.25 2.91

Total 100 100


greutate Wt [%]


Al 7.07 11.91 Ti 90.61 86.02 V 2.32 2.07

Total 100 100


Pag. 29


În spectrul de emisie al fazei compacte al probei în stare de livrare, se constată existenţa soluţiei solide α, care conţine titan şi aluminiu. În faza lamelară, pe lângă titan şi aluminiu, avem şi vanadiu, în raport de 3,25% procente masice.

Figura 5.24. Micrografia obţinută prin metoda ESEM pentru aliajul Ti6Al4V, călit de la 850°C.

În cazul călirii de la 850°C, analizând imaginea cu programul ImageJ a rezultat 38,6% faza compactă şi 61,4% faza aciculară.

Figura 5.25. Spectrul de emisie în domeniul RX de către faza aciculară şi compoziţia chimică pentru aliajul Ti6Al4V călit de la 850°C.


pentru aliajul Ti6Al4V călit de la 850°C.


greutate Wt [%]


Al 6.94 11.71 Ti 90.97 86.43 V 2.09 1.87

Total 100 100


greutate Wt [%]


Al 7.37 12.37 Ti 92.63 87.63 V 0.00 0.00

Total 100 100


Pag. 30


Figura 5.27. Spectrul de emisie în domeniul RX de către suprafaţă şi compoziţia chimică a

suprafeţei pentru aliajul Ti6Al4V călit de la 850°C.

În spectrul de emisie al fazei compacte, în cazul probei călite de la 850°C, se constată existenţa soluţiei solide α, care conţine titan şi aluminiu. În faza aciculară, pe lângă soluţia solidă α, avem şi soluţia α′, care are aspect lamelar-acicular. Vanadiul se regăseşte în componenta aciculară, în proporţie de 2,09%.

În figura 5.28 este prezentată micrografia obţinută prin metoda ESEM pentru aliajul de titan călit de la 850°C şi revenit la 500°C. Din analiza imaginii cu ImageJ a rezultat 65% faza compactă şi 34,5% faza aciculară.

Figura 5.28. Micrografia pentru aliajul de titan Ti6Al4V călit de la 850°C şi revenit la 500°C,

obţinută prin metoda ESEM. Se observă că faza compactă acoperă în proporţie mai mare suprafaţa decât în cazul

călirii de la 850°C, iar faza aciculară s-a redus după revenirea aplicată probei. Pentru aliajul Ti6Al4V călit de la 850°C şi revenit la 500°C sunt prezentate în figurile

5.29, 5.30, 5.31 spectre de emisie în domeniul RX pentru faza aciculară, faza compactă şi suprafaţă, respective compoziţiile chimice pentru aceste faze.


greutate Wt [%]


Al 7.07 11.91 Ti 91.35 86.68 V 1.58 1.41

Total 100 100


Pag. 31


Figura 5.29. Spectrul de emisie în domeniul RX de către faza aciculară şi compoziţia chimică

pentru aliajul Ti6Al4V călit de la 850°C şi revenit la 500°C.

Faza aciculară în cazul călirii de la 850°C şi revenire la 500°C prezintă cele trei elemente ale aliajului de titan, iar faza compactă are numai titan şi aluminiu.


a fazei pentru aliajul Ti6Al4V călit de la 850°C şi revenit la 500°C.

În spectrul de emisie al fazei compacte, pentru proba călită de la 850°C şi revenire la 500°C, se constată existenţa soluţiei solide α, care conţine titan şi aluminiu. În faza aciculară, pe lângă soluţia solidă α, avem şi vanadiul se regăseşte în componenta aciculară, în proporţie de 2,09%.


greutate Wt [%]


AlK 7.06 11.92 TiK 88.12 83.78 V K 4.81 4.30 Total 100 100


greutate Wt [%]


AlK 8.36 13.94 TiK 91.64 86.06 V K 0.00 0.00 Total 100 100


Pag. 32


Figura 5.31. Spectrul de emisie în domeniul RX de către suprafaţă şi compoziţia chimică a

suprafeţei pentru aliajul Ti6Al4V călit de la 850°C şi revenit la 500°C.

5.9. Rezultatele testelor de nanoindentare În urma testelor de nanoindentare s-au obţinut rezultatele pentru duritate (forţa

maximă de amprentare) şi modulul de elasticitate. Pentru teste au fost setate următoarele valori: viteza de apropiere 2000nm/min, tipul indentorului Berkovich, din diamant. Pentru fiecare set de probe, adâncimea maximă de testare a fost selectată în funcţie de mărimea stratului depus, la probele care au fost acoperite cu filme de TiN, ZrC şi ZrN.

La acoperirea cu ZrC, microduritatea creşte de 1,9 ori faţă de valoarea neacoperită, iar modulul de elasticitate creşte de 1,1 ori. La depunerea cu ZrN se constată o creştere de 1,2 ori la duritate şi o scădere de 0,8 ori a modulului de elasticitate, faţă de proba de referinţă în stare de livrare.

0 1 2 3 4

4000

6000

8000

10000

12000

14000

16000

18000

20000

22000

24000

Fo

rþa

maxim

ã d

e a

mp

renta

re (

MP

a)

Test

Ti6Al4V

TiN pe substrat Ti6Al4V

ZrC pe substrat Ti6Al4V

ZrN pe substrat Ti6Al4V

Figura 5.33. Variaţia forţei maxime de amprentare pentru proba în stare de livrare şi

probele acoperite cu filme subţiri


greutate Wt [%]


AlK 7.58 12.72 TiK 90.32 85.41 V K 2.10 1.87 Total 100 100


Pag. 33


1 2 3 4

120

140

160

180

200

220

240

260

280

300

Mo

du

l d

e e

lasticita

te (

GP

a)

Test

Ti6Al4V

TiN pe substrat Ti6Al4V

ZrC pe substrat Ti6Al4V

ZrN pe substrat Ti6Al4V

Figura 5.34. Variaţia modulului de elasticitate la indentare pentru proba în stare de

livrare şi probele acoperite cu filme subţiri

Adâncimea de indentare în cazul probei netratate a fost de 500 nm. Pentru proba acoperită cu film de TiN, adâncimea de penetrarea a fost de 100 nm,

grosimea filmului depus fiind de 0,498 µm. Proba acoperită cu strat ZrC pe substrat Ti6Al4V s-a adâncimea de penetrarea de

75nm, datorită grosimii stratului depus de 0,173 µm. La filmul de ZrC, grosimea stratului depus este de 0,567 µm, iar adâncimea de

penetrarea a fost selectată la valoarea de 200 nm.

5.10. Rezultatele testelor de rezistenţă la uzare Testele au fost efectuate prin apăsarea unei sfere pe suprafaţa de contact, cu o forţă de

10 N, viteza liniară de 10 cm/s, condiţia de oprire 5000 ture (valoare care se poate stabili din program în funcţie de dorinţa utilizatorului), frecvenţa acustică 20Hz. Sfera este din oţel AC 100Cr6, de dimensiune 6 mm diametru. Am realizat aceste teste pentru cazul cel mai nefavorabil.


Pag. 34


Figura 5.35. Graficul variaţiei ratei rezistenţei la uzare în funcţie de tratamentul aplicat

0,9

34

0,3

37

0,9

12

0,8

82

0,8

53

0,7

29

0,4

77

0,5

61

0,9

65

0,4

34 0,5

34 0

,65

3

0,3

14

0,4

72

0,5

06

0,5

78

0,5

22

0,3

36

0

0,2

0,4

0,6

0,8

1

1,2

Rat

a d

e u

zare

, [cm

3/N

/m]

star

e d

e liv

rare

star

e d

e liv

rare

, nit

rura

re

star

e d

e liv

rare

,dep

un

ere

ZrC

star

e d

e liv

rare

,dep

un

ere

ZrN

star

e d

e liv

rare

,dep

un

ere

TiN

călir

e1

02

0/9

0

călir

e 9

50

/30

călir

e 8

50

/60

10

00

ε=3

0%

10

00

ε=5

0%

călir

e1

02

0/9

0 r

even

ire

85

0/6

0

călir

e8

50

/60

rev

enir

e 5

00

/90

nit

rura

re5

20

/24

0

călir

e8

50

/60

rev

enir

e 5

00

/60

nit

rura

re5

20

/24

0

călir

e1

02

0/9

0 r

even

ire

85

0/3

0

călir

e8

50

/60

rev

enir

e 5

00

/60

nit

rura

re5

40

/24

0

călir

e8

50

/60

rev

enir

e 5

00

/30

călir

e8

50

/60

rev

enir

e 5

00

/60

călir

e8

50

/60

rev

enir

e 5

00

/12

0

Tratamente aplicate


Pag. 35


5 10 15 20 25 30 35

0

5

10

15

20

25

30

35

40

45

50

55

Vo

lum

pie

rdu

t (1

0-4 m

m3)

Timp (min)

Probã cãlitã de la 850°C

Probã cãlitã de la 850°C, revenitã la 500°C, 60 min

Probã cãlitã de la 850°C, revenitã la 500°C, 120 min

Stare de livrare

Figura 5.36. Variaţia volumului pierdut la uzare, la intervale de 5 minute, pentru proba în stare de livrare şi probele tratate termic

Se observă că volumul de material îndepărtat prin uzare este relativ mai mare la proba

netratată, iar la probele tratate termic rezistenţa la uzare este mai bună, cazul cel mai favorabil fiind în cazul călirii de la 850°C şi revenire la 500°C, 120 min.

5.11. Structuri metalografice

În urma tratamentelor termice aplicate s-au obţinut structuri diferite ale aliajului studiat. Acestea au fost analizate cu ajutorul microscopului optic, de tip OMNIMET3, în cadrul laboratorul catedrei de Utilaj Tehnologic şi Ingineria Materialelor, al Universităţii Transilvania.

Figura 5.55. Aliaj de titan Ti6Al4V, stare de livrare, 1000:1, structură α+β


Pag. 36


Figura 5.59. Aliaj de titan Ti6Al4V, călire în vid de la 1020ºC, menţinere 90 minute, răcire în azot ventilat, 1000:1

La călirea în vid de la 1020ºC (călire intercritică) menţinere 90 minute şi răcită în azot ventilat au loc transformările:

α+β → α+M (fără transformare eutectoidă) (5.1) M→ βx+ω (5.2) deci: α + M→ α″+ βx+ω (5.3)

unde M este martensită. Datorită fazei ω, aliajul se fragilizează, duritatea are o creştere de la 42,56 HRC la 53,96 HRC.

Figura 5.62. Aliaj de titan Ti6Al4V, călire de la 950ºC, menţinere 30 minute, răcire în apă, 1000:1

La călirea de la 950ºC, menţinere 30 minute, răcită în apă are loc transformarea:

α +β �ă ��α� + β (5.4)


Pag. 37


Figura 5.67. Aliaj de titan Ti6Al4V, călire în vid de la 1020ºC, menţinere 90 minute, răcire în azot ventilat, revenire la 850°C, 60 minute, răcire azot, 1000:1

La călirea în vid de la 1020ºC, menţinere 90 minute, răcire în azot ventilat, urmată de revenire la 850ºC, 60 minute, răcire în azot, se observă o creştere a grăunţilor şi are loc transformarea:

α� +β� + ω �� ℃�� α +β� +Ti X� (5.6) Duritatea creşte uşor de la 53,46 HRC la 54,43 HRC, datorită dispariţiei fazei ω.

Figura 5.70. Aliaj de titan Ti6Al4V, călire în vid de la 1020ºC, timp de 90 minute, răcire în azot ventilat, revenire la 500°C, 30 minute, răcire azot, 1000:1

La călirea în vid de la 1020ºC, menţinere 90 minute, răcire în azot ventilat, urmată de o revenire la 500ºC, 30 minute, răcire în azot, se observă o creştere a grăunţilor şi are loc transformarea:

α� +β� + ω �� ℃��α + β� + ω (5.7)


Pag. 38


Figura 5.73. Aliaj de titan Ti6Al4V, călire de la 850ºC, menţinere 60 minute, răcire în apă,

revenire la 500°C, 30 minute, răcire aer, 1000:1

Structură :α +Ti X�+β

Figura 5.76. Aliaj de titan Ti6Al4V, călire de la 850ºC, menţinere 60 minute, răcire în apă,

revenire la 500°C, 60 minute, răcire aer, 1000:1

Structură :α +Ti X�+β

La călirea de la 850ºC, menţinere 60 minute, răcire în apă, urmată de revenire la 500ºC, menţinere 30 minute, 60 minute, respectiv 120 minute, răcire în aer, are loc transformarea:

α + α" + β �� ℃�� α +Ti X� + β (5.8) Se observă o creştere a dimensiunii grăunţilor în funcţie de timpul la care se realizează revenirea.

Figura 5.81. Aliaj de titan Ti6Al4V, în stare de livrare, nitrurat la 540°C, 240 minute, 200:1

La nitrurare, stratul depus determină o creşterea a microdurităţii, de la 326,67 HV0,3/15 la 844,56 HV0,3/15, respectiv la 881,06 HV0,3/15.


Pag. 39


Capitolul 6. Simularea rezistenţei la uzare a suprafeţelor

6.1. Noţiuni generale

Tribologia este o tehnologie de interacţiune a două suprafeţe în mişcare relativă. Această tehnologie studiază frecarea cu sau fără lubrifiant. Tribometrul poate genera un rezultat comparând comportarea frecării între straturi de diferite durităţi.

Frecarea este definită ca rezistenţa care apare între două corpuri în mişcare. Mişcarea este relativă şi are două componente: alunecare şi rulare.

Coeficientul de frecare µ este dat de raportul dintre forţa Fr necesară pentru a mişca un corp staţionar şi Fn forţa normală aplicată sistemului.

Forţa normală aplicată sistemului poate fi de 10N sau 20N. Viteza de rotaţie a discului este de între 500 şi 1500 rotaţii pe minut. Viteza liniară este de 100 mm/s, iar lungimea este de 60 mm.

Forţa de frecare depinde de forţa normală de apăsare şi este independentă de viteza de alunecare, respectiv de zona aparentă de contact. Coeficientul forţei de frecare este dat de relaţia:

# = %&%' (6.1)

Suprafeţele solide sunt, în general, inegale. Suportul partener va fi apăsat cu o forţă normală pe suprafaţa care va fi testată şi se generează forţa de frecare. Datorită durităţii mult mai mari a materialului din care este realizat suportul partener, acesta va prezenta o uzare nesemnificativă faţă de materialul testat. Suprafeţele de testare trebuie să fie şlefuite pentru a putea fi supuse testelor de rezistenţă la uzare.

Prin apăsarea unei sfere pe suprafaţă se va genera o presiune de contact. Dacă o sferă presează normal suprafaţa unui material elastic plan cu forţa Fn, contactul va genera o zonă circulară cu o anumită lăţime, dată de ecuaţia:

( = )*%'+,- ./0

(6.2)

unde r este raza sferei, E este modulul elastic care depinde de modulul lui Young şi de

coeficientul Poisson υ al materialului. �- = 1�23/

45-/ + 1�23445-4 (6.3)

Aria contactului între sferă şi suprafaţa materialului, πa2, este dată de relaţia:

6(7 ≈ 0,836 )%'+- .40

(6.4)

Volumul pierdut de pe disc va fi calculat cu formula:

=>�?@ = 26B C�7 �?��) D4E.

−)>,. G4�7 −I7J/4K (6.5)

unde R este raza urmei pe disc, d este lăţimea urmei pe disc.


Pag. 40


=?LM+ă = NOP Q

*>4, + ℎ7S (6.6)

ℎ = � −Q�7 −>4

, S/4

(6.7)

d este diametrul urmei la uzare, r este raza sferei. La sfârşit se calculează rata de uzare, exprimată în mm3/N/m, conform relaţiei:

T> = U%'∙W

, (6.8)

unde l este lungimea urmei la uzare, care se alege la începutul testului.

6.2. Aplicaţia de simulare a testării rezistenţei la uzare În aplicaţia Adobe Flash, am creat un program care simulează testarea la uzare,

folosind principiul de funcţionare al tribometrului, precum şi ecuaţiile descrise mai sus. Această aplicaţie conţine o animaţie a rotirii discului, permite introducerea valorilor

pentru forţa de apăsare, raza pe care se realizează testul, raza bilei, modulele de elasticitate pentru ambele materiale, precum şi coeficienţii lui Poisson. Folosind ecuaţiile descrise mai sus, va apare graficul teoretic pentru uzare.

Figura 6.8. Afişarea rezultatelor în urma executării aplicaţiei

În program se pot introduce alte valori, după care se apasă butonul „ReLoad”.


Pag. 41


Capitolul 7. Rezistenţa la coroziune a aliajelor de titan

7.1. Noţiuni generale Aliajele de titan Ti6Al4V şi Ti6Al7Nb sunt cel mai des utilizate pentru realizarea

implanturilor. Pe suprafaţa aliajelor se formează un strat de TiO2 [31, 49, 70], care reprezintă o barieră împotriva dizolvării aliajului. Rezistenţa la coroziune este dată de bariera cinetică a filmului pasiv. În funcţie de tipul de aplicaţie, materialul folosit la implant poate fi supus la coroziune chimică, dar şi la coroziune mecanică, ceea ce contribuie la degradarea acestuia. [175]

În figura 7.1 este reprezentată comparaţia rezistenţelor la polarizare a titanului şi aliajului Ti6Al4V, în funcţie de ph-ul soluţiei de NaCl.

Figura 7.1. Variaţia rezistenţei la polarizare pentru titan şi Ti6Al4V în funcţie de PH

soluţiei de 0.4 M NaCl, la 37°C.[175] La implantare în organism, coroziunea poate duce la formarea de produşi de reacţie

sau ioni metalici care sunt nocivi pentru organism. Eliberarea elementelor din biomaterial pot determina reacţii alergice şi deteriorarea ţesuturilor moi adiacente.[1, 22]

Coroziunea implantului este determinată de caracterul agresiv al elementelor din lichidul uman: clor, ioni de magneziu, sodiu, calciu, potasiu, fosfaţi. Rezistenţa la coroziune a materialelor utilizate la implanturi este simulată în cercetare prin teste potenţiodinamice şi potenţiostatice, ceea ce va determina previziuni ale coroziunii metalelor în mediul de coroziune.[35]

Coroziunea poate fi chimică şi electrochimică. Coroziunea chimică se referă la reacţia chimică în care materialul se dizolvă în lichidul corosiv, iar coroziunea electrochimică se referă la interacţiunea electrochimică cu mediul înconjurător.[58]

Acest strat este mai mic de 100 nm şi se formează la temperatura camerei. Oxidarea aliajului de titan Ti6Al4V este similară cu cea a titanului nealiat. Rata de reacţie trece de la forma logaritmică (la 300-500°C), la forma parabolică (500-750°C), apoi liniară (peste 750°C). [31]

Aliajele folosite la implanturi au o rezistenţă la coroziune datorită formării unui strat de oxid de metal instantaneu pe suprafaţa acestuia. Ca să existe o barieră efectivă, acest strat de oxid trebuie să fie compact şi să acopere în întregime suprafaţa materialului, astfel încât să împiedice migraţia oxizilor de metal în interfaţa cu soluţia. [120]

În general, se poate scrie reacţia care duce la formarea acestui strat de oxid:


Pag. 42


X7Y + Z7 [7\ → Z7 X\ + ^[ + ^_

2 (7.6)

Acest strat de oxid este pasiv şi are grosimea foarte mică, de la 5 la 70Å. El depinde

de potenţialul care traversează interfaţa, dar şi de pH-ul soluţiei. Acest strat, cu formă de dorn sau calotă, se poate vedea cu ajutorul tehnicii TEM (Transmision Electron Microscopy) şi cu tehnica AFM (Atomic Force Microscopy).

În tabelul 7.1 sunt prezentate datele electrochimice la coroziune pentru titan lustruit şi nelustruit. Probele au dimensiuni de 17,5 x 12,2 x 4 mm şi au fost introduse în soluţie Ringer cu pH 3, 5, respectiv 7.

Tabelul 7.1. Date electrochimice pentru titan lustruit şi măcinat [35]

Soluţie Ringer pH lustruit nelustruit

Energia la coroziune Ecor[V]

7 -0,761 -0,743 5 -0,765 -0,834 3 -0,8 -0,965

Intensitatea Icor [µA / cm2]

7 0,004 0,0015 5 0,005 0,002 3 0,009 0,011

Energia de potenţial [V] 7 -0,647 -0,575 5 -0,695 -0,712 3 -0,712 -0,875

Intensitatea de potenţial Ip[µA / cm2]

7 0,150 0,181 5 0,320 0,191 3 0,419 0,663

7.2. Rezultatele testelor la coroziune în mediu salin Din experimente s-a determinat rata de coroziune în mediu salin a aliajului de titan

Ti6Al4V de 0,025 mm/an; măsurătorile s-au realizat în apă salină, timp de expunere 30 zile, la un unghi de incidenţă de 45°.[31]

În figura 7.2 este prezentată o cameră salină pentru testul de coroziune.

Figura 7.2. Cameră pentru testul în ceaţă salină


Pag. 43


Standardul după care s-au ales parametrii de testare la coroziune în ceaţă salină este ISO 9227. Probele au fost aşezate în incintă sub un anumit unghi, pentru ca eventualul condens să nu rămână pe suprafaţa probelor.

Condiţii de coroziune pentru testul în ceaţă salină sunt: - Soluţie salină 5%, cu PH 6.5-7.5 - Rata de testare - 2.0ml/80cm2/oră - Durata de testare 8x24 ore - Temperatura interioară +35C - Umiditatea de 95-100%RH

Probele au fost cântărite la începutul testului, apoi după fiecare 24 h au fost scoase din

camera de ceaţă salină, uscate şi cântărite. S-a constatat că probele supuse testului în ceaţă salină nu prezintă nici o modificare la

nivelul suprafeţei, iar greutatea probele nu s-a modificat, de unde putem spune că aliajele de titan Ti6Al4V sunt rezistente la coroziune în medii saline similare celor din organism.

În tabelul 7.7 sunt prezentate valorile greutăţilor probelor în stare iniţială şi după fiecare 24 h.

Tabelul 7.7. Masele probelor supuse testului în ceaţă salină [g]

Timpul [h] Călire

1020°C

Călire 1020°C, revenire 850°C


Călire 850°C


Stare de livrare

0 h 16,259 16,097 15,982 16,937 16,637 17,348 24 h 16,259 16,097 15,982 16,937 16,637 17,348 48 h 16,259 16,097 15,982 16,937 16,637 17,348 72 h 16,259 16,097 15,982 16,937 16,637 17,348 96 h 16,259 16,097 15,982 16,937 16,637 17,348 120 h 16,259 16,097 15,982 16,937 16,637 17,348 144 h 16,259 16,097 15,982 16,937 16,637 17,348 168 h 16,259 16,097 15,982 16,937 16,637 17,348

Se constată că la o precizie de măsurare de 10-3 g, nu apar pierderi de masă. Ca aspect s-a constatat că nu apar modificări. Deci putem concluziona că aliajul de titan studiat are o comportare foarte bună la uzare în cazul probelor experimentale. În orice stare, aliajul de titan Ti6Al4V este stabil, ceea ce este în corelaţie cu datele din literatură.


Pag. 44


Capitolul 8. Concluzii generale. Contribuţii proprii

8.1. Concluzii generale

Studiile şi cercetările experimentale din cadrul tezei au avut drept scop găsirea unor posibilităţi de creştere a fiabilităţii aliajelor de titan utilizate la implanturi.

Se ştie că materialele utilizate la implanturi suportă în exploatare numeroase solicitări, mecanice, termice, chimice electrochimice. Ca urmare se explică atenţia în interesul acordat de cercetători îmbunătăţirii performanţelor acestor materiale; în plus, atenţia este justificată şi prin faptul că la mijloc este vorba de suferinţa sau de chiar de viaţa unor fiinţe umane; durabilitatea îndelungată fără modificări sensibile ale diverselor caracteristici este astfel un deziderat major.

Aliajul ales pentru încercările experimentale, Ti6Al4V s-a bucurat de o utilizare semnificativă la realizarea implanturilor, având multiple caracteristici compatibile domeniului de utilizare amintit.

Studiile teoretice referitoare la stadiul actual al cunoştinţelor au relatat faptul că aliajele pe bază de titan cu aluminiu şi eventual alte adaosuri prezintă numeroase facilităţi, de modificare a structurii şi proprietăţilor; acestea sunt posibile datorită transformărilor în stare solidă, prezente pe diagramele de echilibru; acestea sunt legate de două aspecte: modificările alotropice de tip α ↔ β şi variaţiile solubilităţii cu temperatura.

Pe baza acestor observaţii s-a trecut la întocmirea unui plan privind încercările experimentale care să vizeze ameliorarea unor caracteristici de exploatare; astfel s-au evidenţiat şi apoi adoptat, următoarele direcţii:

- aplicarea de operaţii de tratament termic constând din căliri şi reveniri. - aplicarea de operaţii de tratament termochimic, în speţă nitrurarea; - aplicarea depunerilor laser.

Studiile şi cercetările întreprinse scot în evidenţă faptul că aliajele de titan, în speţă aliajul Ti6Al4V, îşi pot îmbunătăţi în mod substanţial proprietăţile fizice, chimice, mecanice prin aplicarea de tratamente termice şi de suprafaţă.

8.2. Contribuţii proprii Având în vedere studiile şi cercetările experimentale efectuate, ca şi rezultatele obţinute pot fi considerate contribuţii la cunoaşterea în domeniul tezei următoarele:

- studiile teoretice referitoare la aliajele de titan cu aplicaţii în domeniul protezării; - întocmirea şi realizarea programului de cercetări experimentale legate de aliajele

de titan; - studiul posibilităţilor de ameliorare a structurii şi proprietăţilor, bazate pe

diagramele de echilibru şi de faze ale aliajelor Ti-Al şi Ti-Al-V; - realizarea în paralel a operaţiilor de călire şi revenire la presiunea atmosferică şi

respectiv la presiuni scăzute, cu evidenţierea rezultatelor obţinute; - evidenţierea faptului că deformarea plastică la grade mari de deformare împiedică

în mare măsură procesele de recristalizare ale aliajului Ti6Al4V; - evidenţierea faptului că la temperaturi mai mici de 540°C nitrurarea aliajelor de

titan este puţin eficientă. S-a constatat că temperatura de regim de 540°C poate fi considerată acceptabilă la nitrurarea aliajului Ti6Al4V;

- realizarea de studii metalografice amănunţite ale aliajului Ti6Al4V în diferite stări de prelucrare şi tratament;


Pag. 45


- determinarea calitativă a compoziţiei structurale a aliajului studiat în diferite stări termodinamice;

- realizarea depunerilor laser pulsate de TiN, ZrN şi ZrC pe un substrat din aliajul ce face obiectul studiului de faţă;

- evidenţierea faptului că pentru obţinerea unei pelicule continue depusă cu ajutorul laserului este necesară aplicarea unui anumit număr de pulsuri; în cazul studiilor proprii minim 50.000;

- efectuarea testelor de rezistenţă la uzare pentru toate variantele tehnologice aplicate, evidenţierea rezultatelor sub formă tabelară şi grafică;

- realizarea de studii comparative privind rezistenţa la uzare pentru variantele tehnologice aplicate şi ierarhizarea acestora;

- întocmirea unui program pentru simularea matematică a rezistenţelor la uzare în funcţie de unii parametrii specifici.

8.3. Direcţii viitoare de cercetare În urma studiilor teoretice, a încercărilor experimentale întreprinse precum şi a rezultatelor obţinute, ca teme pentru cercetări viitoare consider următoarele direcţii:

- aprofundarea cercetărilor privind îmbunătăţirea prin operaţii de tratament termic a rezilienţei aliajelor pe bază de titan;

- studierea posibilităţilor de îmbunătăţire a performanţelor şi eficienţei economice a depunerilor de straturi subţiri cu ajutorul radiaţiei laser;

- studierea amănunţită a rezistenţei la coroziune a aliajelor de titan testate prin diferite procese tehnologice, în medii asemănătoare celor din aplicaţiile practice;

- extinderea cercetărilor privind transformările de structură şi proprietăţi în funcţie de durata de revenire (îmbătrânire);

- evidenţierea temperaturilor de îmbătrânire artificială care face trecerea de la stadiul II la stadiul III al îmbătrânirii;

- extinderea cercetărilor şi la alte aliaje pe bază de titan.


Pag. 46


Bibliografie selectivă

1 Adya, N., Alam, M., Ravindranath, T., Mubeen, A., Saluj, B., Corrosion in titanium

dental implants: literature review, The Journal of Indian Prosthodontic Society, 2005, vol. 5, Issue 3, pag. 126-131

8 ASTM Standard F 136, „Standard specification for wrought titanium-6aluminium-4vanadium ELI (Extra Low Interstitial) alloy for surgical implant application (UNS R56401)” ASTM International, West Conshohocken, PA.

14 Banerjee S., Mukhopadhyay P., Phase transformations. Examples from titanium and

zirconium alloys, Elsevier, 2007, pag. 21-51 20 Benţa, M., Pitulice, C., Novac, M., The biocompatible materials structure analysis

applying measurement methods based on sensor-surface interaction, Tehnologii şi material avansate, Conferinţa Internaţională UgalMat 2009, Galaţi 2009, ISSN 1843-5807, vol. 1, pag. 79-81

21 Bhat, S.V., Biomaterials, Narosa publishing house, New Delhi, India, 2002, pag. 1-30 22 Black, J., Hastings, G., Handbook of biomaterials properties, Chapman&Hall, 1998,

pag 136-199 30 Ciucescu, D., Ştiinţa şi ingineria materialelor, Editura didactică şi pedagogică,

Bucureşti, 2006, pag. 24-27 31 Collings, E.W., Boyer, R., Welsch, G., Materials properties handbook. Titanium

alloys, ASM International 1994, pag. 3-170, 483-609 34 Daimatsu, Y., Yamamoto, A., Hosoda, H., Miyazaki, S., Shape memory

characteristics of Ti–Mo–Ga for biomedical applications, Proc. Fall Meet. Jpn Inst. Met., 2001, pag. 401.

35 Demczuk, A. Swieczko-Zurek, B., Ossowska, A., Corrosion resistance examinations

of Ti6Al4V alloy with the use of potentiodynamic method in ringer's and artificial

saliva solutions, Advances in Materials Sciences. Volume 11, Issue 4, 2012, pag. 35-42

39 Dong-Joon Oh, Hee-Jung Kim, Chae-Heon Chung, A study on mechanical properties

of TiN, ZrN and WC coated film on the titanium alloy surface, J Korean Acad Prosthodont, 2006, vol. 44, nr. 6, pag. 740-750.

42 Dumitraşcu N., Biomateriale şi biocompatibilitate, Ed. Univerităţii „Alexandru Ioan Vuza”, Iaşi, 2007

43 Dumitrescu, C., Şerban, R., Metalurgie fizică şi tratamente termice, Ed. Fair Partners, Bucureşti, vol. II, 2001

44 Dumont, T.P., LASER interaction with materials: from transparent materials to thin film, DISS. ETHNO. 16620, 2006, pag. 16-21

45 Eason, R., Pulsed Laser Deposition of Thin Films, Ed. John Wiley & Sons, Inc., Canada, 2007, pag 4-28, 177-180

46 Fătu, S., Tudoran, P., Studiul materialelor metalice. Tratamente termice. Oţeluri

aliate. Aliaje neferoase. Materiale noi, Vol. II, Editura Libris, Braşov, 1997, pag. 74-75, 80-82, 99-111

49 Filgueira L., Chan E., Cadosch D., Cellular bio-corrosion of metale implants and

effects of metal ions on bone cells and immune cells, The Third International Conference on the Development of Biomedical in Vietnam, 2010, pag. 175-178

53 Gallardo, A.C., Guerrero, M., Soto, A.B., Fragoso, R., Castillo, N., Influence of the

carrier gas in the growth kinetics of TiO2 films deposited by aerosol assisted chemical

vapor deposition with titanium-diisopropoxide as precursor, Revista Mexicana de Fisica, 52(5), p. 459-463: 2006


Pag. 47


58 Ghiban, B., Metallic biomaterials, Ed. Printech, Bucuresti, 1999, pag. 33-37, 104-140 64 Hiromoto, H., Mizuno, F., Hanawa, T., Kuroda, C., Hosoda, H., Wakashima, K.,

Miyazaki, S., Polarization behavior of Ti–Mo–Al shape memory alloy in simulated

body liquid, Proc. Annu. Meet. Jpn Inst. Met., 2002, pag. 443. 66 Ho, W.F., Ju, C.P., Chern Lin, J.H., Structure and properties of cast binary Ti-Mo

alloys, Biomaterials, vol. 20, 1999, pag. 2115-2122 68 Hosoda, H., Yamamoto, A., Miyazaki, S., Mechanical properties of Ti–Mo–Ge shape

memory alloy for biomedical applications, Proc. Fall Meet. Jpn Inst. Met., 2001, pag. 401.

69 Ikeda, M., Nakamura, Y., Takahama, N., Effect of Zr contents on heat treatment

behaviors and phase constitution of Ti-50 mass% Ta–Zr alloy, Proc. Annu. Meet. JIM, 2003, p. 130.

70 Imam, M.A., Fraker, A.C., Titanium alloys as implant materials, in Corossion and degradation of implant materials, Syrett and Acharya, Eds. American Society for Testing and Materials, Philadelphia, PA, 1979, pag. 3-16

71 Inox info, Catalonia inox, Revista de informare nr. 1, 2010 86 Larsson, C., Thomsen, P., Arosson, B.O., Rodahl, M., Lausmaa, J., Kasemo, B.,

Ericson, L.E., Bone response to surface-modified titanium implants: studys on the

early tissue response to machined and electropolished implants with different oxide

thickness, Biomaterials, vol. 17, nr. 6, 1996, pag. 605-616 89 Leyens, C., Manfred, P., Titanium and titanium alloys, Fundamentals and

applications, Wiley-vch Verlag Gmbh&Co. KGaA, Germany, 2003, pag 4-35 93 Lukomska-Szymańska, M., Brzeziński, P.M., Zieliński, A., Sokolowski, J.,

Cytological response of palatal epithelium to TiN-coated CoCr alloy denture, Folia Histologica et cytobiologica, 2012, vol. 50, nr. 1, pag. 104-110

97 Malsch, N.H., Biomedical nanotechnology, CRC Press, 2005, pag 42-58 98 Manivasagam G., Dhinasekaran D., Rajamanickam A., Biomedical Implants:

Corrosion and its Prevention - A Review, Recent Patents on Corrosion Science, 2010, 2, pag. 40-54

99 Marian, D., Metale de înaltă puritate, Editura tehnică, Bucureşti, 1988. 107 Mishra, A.K, Davidson, J.A., Poggie, R.A., Kovacs, P., FitzGerald, T.J.,

Mechanical and tribological properties and biocompatibility of diffusion hardened

Ti–13Nb–13Zr—a new titanium alloy for surgical implants, in: S.A. Brown, J.E. Lemons (Eds.), Medical Applications of Titanium and Its Alloy: the material and biological issue, 1996, pag. 96–113.

112 Munteanu, I., Fizica solidului, Editura Univeristăţii din Bucureşti, Bucureşti, 2003, pag. 29-38

117 Neuberger, B.W., Dynamic of near-alfa titanium welding, dissertation submitted to the Faculty of the Graduate School of the University of Maryland, 2004, pag. 1-24

120 Niinomi, M., Cyto-toxicity and fatigue performance of low rigidity titanium alloy, Ti–

29Nb–13Ta–4.6Zr, for biomedical applications, Biomaterials 24 (16), 2003, 2673–2683.

121 Niinomi, M., Hattori, T., Niwa, S., Material characteristics and biocompatiblity of

low rigidity titanium alloys for biomedical application, Michael J. Yaszemski, Debra J. Trantolo, Kai-Uwe Lewandrowski, Vasif Hasirci, David E. Altobelli, Donald L. Wise, Biomaterials in orthopedics, Taylor&Francis e-Library, 2005, pag. 50-60, 80-112

123 Niinomi, M., Recent research and development in titanium alloys for biomedical

applications and healthcare goods, Elsevier Academic Press, 2003, pag. 445-454


Pag. 48


124 Nitta, K., Watanabe, S., Masahashi, N., Hosoda, H., Hanawa, S., Ni-free Ti–Nb–Sn

shape memory alloys, in: M. Niinomi, T. Okabe, E.M. Taleff, D.R. Lesuer, H.F. Lippard (Eds.), Structural Biomaterials for the 21st Century, TMS, Warrendale, PA, 2001, pag. 25–34.

125 Nocivin, A., Ştiinţa materialelor. Caiet de studiu individual, Universitatea Ovidius, Constanţa, 2010, pag. 24-31, 177-290

126 Noser H., Heldstab T., Schmutz B., Kamer L., Typical accuracy and quality control of

a process for creating CT-based virtual bone models, J Digit Imaging. 2011, 24(3), pag. 437–445.

127 Novac, B., Pitulice, C., Ene, E., Zara, A., Novac, Gh., The influence of elaboration on

quality steel for transformation plate, Bulletin of the Polytechnic Institute of Iasi, Secţia Ştiinţa şi Ingineria Materialelor,Tomul LV. ISSN 1453-1690, pag. 285-288

130 Ooi M.B., Krueger S., Thomas W.J., Swaminathan S.V., Brown T.R., Prospective

real-time correction for arbitrarz head motion using active markers, Magnet Reson Med., 62(4), 2009, pag. 943-954

134 Park, J.B., Bronzino, J.D., Biomaterials. Principles and applications, CRC Press LLC, 2nd edition, 2003, pag. 1-140

136 Pauleau, Y., Materials Surface Processing by Directed Energy Techniques, European Materials Research Society, Elsevier Ltd., 2006, pag. 277-310

138 Pilliar, R.M., Metals and orthopaedic implants-past successes, present limitations,

future challenger, Medical device materials. Proceeding of the materials&processes for medical devices conference, Sanjay Shrivastava ASM International, 2004, pag. 8-22

140 Pitulice, C., Benţa,M., Novac, M., Investigation methods for biocompatible

materials with AFM technology, Tehnologii şi material avansate, Conferinţa Internaţională UgalMat 2009, Galaţi 2009, ISSN 1843-5807, vol. 1, pag. 76-78

141 Pitulice, C., Giacomelli, I., Stoicănescu, M., Studii privind modificări structurale în

aliaje de titan prin tratamente termice, susţinută la sesiunea ştiinţifică a ASTR, oct. 2013, în curs de publicare

142 Pitulice, C., Giacomelli, I., Studies on the heat treatment of titanium alloys for

prosthesis, Metalurgica International, Special Issue nr. 6, Editura Ştiinţifică F.M.R. nr. 6, 2013, pag. 139-142

143 Pitulice, C., s.a., Preocupări de promovare a învăţământului tehnic, Editura Lux Libris, 2010, ISBN 978-973-131-085-5, pag. 70-74

144 Pitulice, C., ş.a., Serviciile educaţionale în perspectiva noilor tehnologii, Perspective didactice modern în şcoala mileniului trei, Ed. StudIS, Iaşi, 2012, pag. 192-195, ISSN 2067-8886

148 Ratner, B.D., Hoffman, A.S., Schoen, F.J., Lemons, J.E., Biomaterials science. An

introduction to materials in medicine, 2nd edition, Elsevier Academic Press, 2004, pag. 1-32, 137-151

150 Reda, R., Nofal, A.A., Hussein, A.H.A., Effect of quenching temperature on the

mechanical properties of cast Ti-6Al-4V alloy, Journal of Metallurgical Engineering, (ME) vol. 2, 2013, pag. 48-54

152 Santonen, T., Stockmann-Juvala H., Zitting, A., Review on toxicity of stainless steel, Finish Institute of Occupational Health, Helsinki, 2010

153 Saravanan, G., Mohan, S., Structure, composition and corrosion resistance studies of

Co–Cr alloy electrodeposited from deep eutectic solvent (DES), Journal alloys and compounds 522, 2012, pag. 162-166

157 Sharif, S., Jawaid, A., Koksal, S., Effect of edge geometry on coated carbide tools

when face milling titanium alloy, Conference proceeding: 01/2007


Pag. 49


161 Spaggiari A., Dragoni E., Effect of Mechanical Surface Treatment on the Static

Strength of Adhesive Lap Joints, The Journal of Adhesion, vol. 89, issue 9, 2013, pag. 677-696

173 Vedinaş, I., Creţu, E., Elemente de nanotehnologie, Universitatea Titu Maiorescu, Bucureşti, 2007, pag. 27-28

174 Velten, D., Biehl,V., Aubertin, F., Valeske, B., Possart, W., Breme, J., Preparation of

TiO(2) layers on cp-Ti and Ti6Al4V by thermal and anodic oxidation and by sol-gel

coating techniques and their characterization, Journal of Biomedical Materials

Research. 2002, Jan 59(1), p. 18-28. 175 Virtanen, S., Degradation of titanium and titanium alloys, in Degradation of implant

materials, Noam Elias Editor, Springer, 2012, pag. 29-49 178 Webster, J.G., Enciclopedia of medical devices and instrumentation, Second edition,

Vol. 1, University of Wisconsin/Madison, 2006, pag. 1-10, 104 181 Yapici, G.G., Karaman, I., Maier, H.J., Mechanical flow anisotropy in severely

deformed pure titanium, Materials Science and Engineering a-Structural Materials Properties Microstructure and Processing, 2006, 434 (1-2), pag. 294-302


Pag. 50


Rezumat Teza are ca scop cercetări referitoare la materialele biocompatibile utilizate în protezare, în speţă aliajul de titan Ti6Al4V. În acest sens au fost analizate comportările aliajului de titan ales la diferite tratamente:

- căliri de la diferite temperaturi, atât la presiune scăzută cât şi la presiune atmosferică, urmate de reveniri, pentru a se obţine rezilienţe cât mai bune raportate la caracteristicile mecanice;

- depunere de filme subţiri de TiN, ZrC şi ZrN pe substrat de Ti6Al4V prin metoda de depunere laser pulsată;

- tratamente termochimice de nitrurare, atât pe probe în stare de livrare, cât şi pe probe care au fost anterior călite şi revenite;

- coroziune în cameră de ceaţă salină, care simulează condiţiile de uzare ale aliajelor folosite la implanturi.

Probele au fost studiate folosind analiza prin microscopie electronică de baleiaj ESEM, analiza cu difracţie X, microscop optic, rezultatele fiind reprezentate prin grafice, comparând rezultatele obţinute. S-a constatat că prin tratamente termice de călire şi revenire s-au îmbunătăţit rezistenţa la uzare şi rezilienţa.

Abstract This thesis is aimed at research pertaining to the biocompatible materials used in the prosthesis, in the case of Ti6Al4V titanium alloy. In this respective, response of titanium alloy chosen to the different treatments have been analyzed:

- quenching at different temperatures, both under low pressure and atmospheric pressure, followed by annealing, in order to get the best resilience related to mechanical characteristics;

- coating of TiN, ZrC and ZrN thin films along Ti6Al4V substrate by pulsed laser deposition method;

- nitriding thermochemical treatment, both samples in delivery, as well as on samples that had previously been quenched and tempered;

- corrosion in saline fog chamber, which simulates wear conditions of alloys used in implants.

The samples were studied using analysis by ESEM scanning electron microscopy, method, X-ray diffraction analysis, optical microscope studies, results are represented in the graphs, comparing the reffects. It was found that the heat treatment of hardening and tempering improved wear resistance and resilience.


Pag. 51


Curriculum vitae

Informaţii personale

Nume / Prenume Pitulice Camelia

Adresă(e) Str. Gospodarilor nr. 2B, 500464, Braşov, România

Telefon 0040 722797500

Fax(uri)

E-mail(uri) [email protected]

Naţionalitate(-tăţi) Română

Data naşterii 25.06.1968

Sex feminin

Educaţie şi formare

Perioada 2008-2013

Calificarea / diploma obţinută Doctorand - Programul de pregătire universitară avansată

Disciplinele principale studiate / competenţe profesionale dobândite

Facultatea de Ştiinţa şi Ingineria Materialelor

Numele şi tipul instituţiei de învăţământ / furnizorului de formare

Universitatea Transilvania Braşov

Perioada 2002- 2004

Calificarea / diploma obţinută Atestat de reconversie profesională


Informatică


Universitatea Transilvania Braşov - Cursuri postuniversitare de informatică

Perioada 1989 – 1994

Calificarea / diploma obţinută Diplomă de licenţă


Mecanică fină


Universitatea Transilvania Braşov

Limba(i) străină(e) cunoscută(e) Engleză (mediu)

Competenţe şi aptitudini de utilizare a calculatorului

Cunoaşterea limbajelor de programare: Pascal, C++, Java; sisteme de operare Windows si MacOS; Office, ACAD


Pag. 52


Curriculum vitae

Personal information

First name/Surname Pitulice Camelia

Address Gospodarilor nr. 2B Street, 500464, Braşov, România

Telephone 0040 722797500

E-mail [email protected]

Nationality Romanian

Date of birrth 25.06.1968

Gender female

Education and training

Dates 2008-2013

Title of qualification awarded PhD Student / Advanced academic preparation program

Principal subject Faculty of Materials Science and Engineering

Name of organisation providing education and training

Transilvania University of Braşov

Dates 2002- 2004

Title of qualification awarded Certificate of vocational retraining

Principal subject Informatics


Transilvania University of Braşov - Post-graduate courses in computer science

Dates 1989 – 1994

Title of qualification awarded Bachelor's degree

Principal subject Precision mechanics


Transilvania University of Braşov

Languages English (medium)

Skills and computer use Knowledge of programming languages: Pascal, C++, Java; operating system Windows and MacOS; Office, ACAD

universitatea transilvania din bra şov - unitbv.ro · ministerul educa iei na ionale universitatea...

Documents