intro Titanio e Leghe _ Fino a Pag 21 e Da 27 a 30

7/16/2019 intro Titanio e Leghe _ Fino a Pag 21 e Da 27 a 30

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Università degli Studi di FirenzeFacoltà di Architettura

Corso di laurea in Design Industriale

Orientamento: Visual Design Anno Accademico 2006-2007Corso di Biomateriali

TITANIO



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INDICE

Sommario Pag: 3

Cenni storici Pag: 5

Proprieta’ fisiche Pag: 6

Proprieta’ meccaniche Pag:9

Introduzione al titanio ed alle sue leghe Pag:11

Generalità sulle leghe di titanio Pag:11

Leghe intermetalliche Ti-Al Pag: 14

Alluminuri di titanio Pag: 15

Utilizzo Pag: 18

Trend del mercato Pag:20

Panoramica sui nuovi utilizzi del titanio Pag: 20

Applicazioni mediche Pag: 21

Biocompatibilita’ del titanio e della lega ti6al4v Pag: 21

Ipersensibilita’ Pag: 22

Impianti cardiovascolari Pag: 23

Spinal surgey Pag: 23

Impianti ortopedici Pag: 25

Impianti intra-orali Pag: 25

Titanio sabbiato Pag: 30

Titanio plasma-spray Pag: 31

L’interfaccia titanio-osso Pag: 31

Concetti generali sull'idrossiapatite (HA) Pag: 33



3

Rivestimenti biocompatibili di idrossiapatite su titanio Pag: 35

Il rivestimento in idrossiapatite Pag: 36

L'interfaccia osso-idrossiapatite Pag: 37

Impianti a vite in titanio trattato Pag: 38

Impianti rivestiti in TPS Pag: 39

Altre applicazioni ortodontiche Pag: 40

Protesi avvitata Pag: 40

Protesi fissa cementata Pag: 41

Overdenture Pag: 41

Scheletrati Pag: 41

Soluzioni su impianti Pag: 42

Adesione tra titanio e ceramica Pag: 42

Lavorazioni ortodontiche del titanio Pag: 50

Fusione Pag: 50

Conclusioni Pag: 54

Bibliografia Pag: 55



4

SOMMARIO

Il titanio essendo stato introdotto relativamente da breve tempo nel settore

commerciale, prima era ritenuto strategico per utilizzo militare, sta mostrando una serie

di qualità che lo renderanno sempre più presente nel settore della produzione

tecnologica. In particolare le sue caratteristiche di resistenza meccanica unita alla

relativa leggerezza del materiale ne fanno un elemento di elezione per tutte le strutture

che necessitno di queste caratteristiche. Altra caratteristica molto importante è la

biocompatibiltà che ne sta facendo il metallo di elezione nel campo delle applicazioni

medicali. In questo testo andiamo, dopo avere introdotto le caratteristiche generali di

questo metallo, a prendere visione dei vari utilizzi in campo medico, con particolare

riferimento all’uso del titanio e delle sue leghe nel settore odontoiatrico. Tra le leghe più

importanti l’attenzione verterà sulla Ti6Al4V.



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CENNI STORICI

Il titanio, che deriva il suo nome dalla mitologia greca secondo la quale i Titani erano i

figli del cielo e della terra costretti a vivere tra le fiamme nascoste sotto terra, fu

individuato ma non isolato quasi contemporaneamente in Inghilterra ed in Germania.

Nel 1791 in Cornovaglia il parroco W. Gregor, chimico dilettante, esaminando la sabbiadel fiume locale Herford, estrasse con una calamita una polvere scura (che oggi

sappiamo essere ilmenite, FeTiO3) che trattò con HCl eliminando il Fe. Il residuo fu

sciolto, sia pure con difficoltà in acido solforico concentrato, si dimostrò essere un

ossido completamente nuovo. Le reazioni che Gregor condusse su questa nuova

sostanza sono state, fino agli anni 60, alla base del processo di ottenimento di TiO2.

Quattro anni dopo in Germania M. H. Klaproth isolò lo stesso ossido in un minerale che

oggi conosciamo come rutilo. Il titanio allo stato elementare fu isolato solo nel 1825 da

J. J. Berzelius che peraltro ottenne un campione abbastanza impuro. Solo nel 1910 M.

A. Hunter produsse quantità sufficientemente consistenti e pure per avviare gli studi

sulle proprietà di questo nuovo metallo per riduzione con sodio di TiCl4.

Le prime due tonnellate furono prodotte a San Pietroburgo nel 1937. Inizialmente fu

utilizzato nel settore militare: carri armati, aerei, sommergibili, successivamente nel

settore aerospaziale; le prime significative applicazioni industriali risalgono alla metà

degli anni 60.

Dopo le industrie automobilistiche, aeronautiche per la sua grande tollerabilità il titanio,

viene largamente impiegato nella medicina traumatologica e nella chirurgia al punto di

essere oggi impensabile poterne fare a meno.

Una forte presenza nel settore industriale si è determinata a partire dai primi anni 90,

cioè da quando non è stato più considerato materiale strategico.



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PROPRIETA’ FISICHE

Il Titanio, situato nel IV gruppo della tavola periodica degli elementi con il

numero atomico 22, è un metallo leggero (peso atomico 47,9) e amagnetico. É il nono

elemento più diffuso allo stato naturale (dopo ossigeno, silicio, alluminio, ferro,

magnesio, calcio, sodio, potassio) all'interno della crosta terrestre: ne costituisce infatti

lo 0,6% ed è pure il quarto metallo strutturale più abbondante dopo l’alluminio, il ferro

ed il magnesio (la sua concentrazione è circa 1/20 di quella dell’alluminio e 1/10 di

quella del ferro).Il titanio, in condizioni standard, è un metallo duro di color argento con

una bassa densità.

Tabella 1: caratteristiche fisiche del Titanio

Caratteristiche fisiche del Titanio

Densità a 25°C 4,5 g/cm3 (alta purezza)

4,51 g/cm3 (purezza commerciale)

coefficiente di espansione lineare a 25 ° 8,5´10-6 K -1

calore latente di fusione 20,9 kJmol-1

conduttività termica a 20-25°C 0,221Wcm-1K -1 (alta purezza)

0,226-0,201Wcm-1K -1(purezza com)

modulo di elasticità a 25°C 100-110 GPa

modulo di rigidezza a 25°C 411,8-431,5 GPa

Bulk modulus a 25°C 122,6 GParesistività elettrica a 25°C

a 600°C

42 mWcm

140-150 mWcm

suscettibilità magnetica di a-Ti a 25°C 3,2´10-6cm3/g



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Poiché il raggio ionico del titanio è simile a quello della maggior parte dei comuni

elementi (Al3+, Fe3+, Mg2+), gran parte dei minerali, ciottoli e suolo contengono piccole

quantità di titanio, benché i veri minerali di titanio, contenenti più dell'1 wt % di titanio,

si trovano solo in poche località. Principalmente il titanio si trova in pietre ignee, dove

esso forma il componente acido di magmi basici e il componente basico di magmi acidi

. Nel primo caso sono presenti titanati, i più importanti dei quali sono ilmenite (FeTi0 3)

e perovskite (CaTi03). Nel secondo caso sono formati da ossidi di titanio. Esistono

anche forme intermedie come nei silicati, nei quali il titanio è presente soprattutto come

un elemento basico ( zirconi minerali e aluminosilicati), ma anche in sostituzione del

silicio.

FIG. 1 : Ilmenite e Rutilo, tra i minerali più importanti del Titanio.

RUTILO

TiO2

Sistema :TetragonaleGruppo Spaziale:P 42mnm a = 459.4 pm

b = 459.4 pm

c = 459.4 pmalfa = 90.0°

beta = 90.0°gamma = 90.0°

ILMENITE FeTiO3

Sistema:Esagonale (hcp) Gruppo Spaziale:R -3 a = 508.7 pm

b = 508.7 pmc = 1404.1 pmalfa = 90.0°

beta = 90.0 °gamma = 120.0°



8

I minerali di titanio più importanti sono anatase(TiO2); ilmenite (FeTiO3), che contiene

più del 53 % di TiO2 e il suo prodotto low-iron weathering leucoxene, perovskite

(CaTiO3), rutilo (TiO2) e sphene [CaTi(SiO4)O]. Solo ilmenite, leucoxene e rutilo sono

di importanza economica, dovuta alla facilità con la quale possono essere processati. Il

minerale maggiormente utile per l'estrazione di titanio e composti di titanio è il rutilo

(TiO2). Sebbene esso sia più raro dell'ilmenite, il suo contenuto di TiO2 è più alto. Il

rutilo contiene 90-97% di TiO2, assieme ad impurità al 10 % di silicio, ossidi di ferro,

vanadio, niobio e tantalio, e tracce di composti di stagno, cromo e molibdeno. Il

principale giacimento di rutilo si trova a Kragero nel sud est della Norvegia (albite con

il 25 % di rutilo) e in Virginia (U.S.A.). Comunque i più importanti sono i giacimenti

secondari, cioè in Brasile, Camerun, e Arkansas e le spiagge di sabbia, delle quali le più

importanti sono quelle sulla costa est dell' Australia, in Florida e in Sud Africa. Il titanio

si trova in molte stelle; è meno abbondante nelle meteoriti che nella crosta terrestre ed è

spesso associato con silicati. Le riserve di rutilo ed ilmenite, considerate come TiO2,

possono essere stimate da 423 x 106 t a 600 x 106 t. Le grandi riserve di ilmenite sono in

Sud Africa, India, U.S.A., Canada, Norvegia, Australia, Ucraina, Russia e Kazakistan, e

quelle di rutilo in Brasile. A temperatura ambiente il titanio presenta una struttura

esagonale compatta (hcp) denominata fase α: questa struttura si mantiene stabile fino a

882 °C, al di sopra della quale la struttura del titanio subisce una modificazione

allotropica presentando un sistema cubico a corpo-centrato (bcc) conosciuto come fase

β, che rimane stabile fino al punto di fusione, a 1668±50 °C.

! ! " ! °C 882

Fig. 2: Tasformazione allotropica del titanio



9

PROPRIETA’ MECCANICHE

Il titanio puro contiene ancora tracce di altri elementi; ciò è dovuto alla forte affinità del

metallo con i gas atmosferici. Sopra la temperatura ambiente la sua resistenza decresce

del 50% a 200°C, mentre lo sforzo a frattura rimane pressoché invariato.

L’aumento della grandezza dei grani diminuisce la resistenza a trazione e il limite di

snervamento, ma aumenta l'elongazione e la contrazione d'area a frattura.

Titanio a purezza commerciale: l’aumento del contenuto di ossigeno, azoto e idrogeno

aumenta la resistenza e diminuisce la durezza; mentre l’ossigeno è l’unico elemento che

viene aggiunto deliberatamente per dare resistenza maggiore, gli altri elementi insieme

con ferro e carbonio sono introdotti durante la produzione come impurità.

Tabella 2: Classificazione del titanio secondo l’ASTM

caratteristiche Grado Grado Grado Grado Lega

1 2 3 4Ti-6Al-

4V

Azoto max 0,03 0,03 0,05 0,05

Carbonio max 0,10 0,10 0,10 0,10

Idrogeno max 0,01 0,01 0,01 0,01

Ferro max 0,20 0,30 0,30 0,40

Ossigeno max 0,18 0,25 0,35 0,40

titanio rimanente rimanente rimanente rimanente

Carico unitario di scostamento dalla

proporzionalità σ p = N/mm2

ΔL/L = ε = σ/E

170 275 380 485 850

Resistenza alla trazione

σ = P/S0 = N/mm2 (Mpa)240 345 450 550

A %= 100 (Lu - Lo / Lo) 24 20 18 15 8



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Poiché il titanio cosiddetto "commercialmente puro" contiene comunque delle impurità,

è stata creata dall’ASTM (American Society for Testing and Materials) una

classificazione in 4 gruppi detti rispettivamente grado 1, grado 2, grado 3 e grado 4.

Per ciascuno di tali gruppi è stato definito il contenuto massimo di azoto, carbonio,

idrogeno, ossigeno e ferro nonché i valori minimi di alcune caratteristiche meccaniche.

Grado 1: titanio commercialmente puro con basso contenuto di ossigeno. Questa qualità

ha basso carico di rottura ed alta duttilità, viene utilizzato per il profondo stampaggio ed

è adatto alla deformazione a freddo.

Grado 2: titanio commercialmente puro con un più alto contenuto di ossigeno ed una

maggior resistenza rispetto al grado 1. E' il titanio commercialmente puro più

largamente usato e offre il miglior compromesso di resistenza, saldabilità e formabilità.

Grado 3: titanio commercialmente puro con contenuto di ossigeno ancora maggiore del

grado 1 e 2 (maggior resistenza e minor duttilità); inoltre è ben saldabile. Viene

utilizzato per la costruzione di recipienti in pressione.

Grado 4: titanio commercialmente puro con le caratteristiche di resistenza più elevate.

Viene utilizzato per organi di trasmissione e nell'industria aeronautica



11

INTRODUZIONE AL TITANIO ED ALLE SUE LEGHE

Generalità sulle leghe di titanio

Lo scopo principale dell'aggiunta di elementi in lega al titanio è di migliorare le sue

proprietà meccaniche.

La temperatura di trasformazione del titanio dalla fase α a quella β può essere elevata o

abbassata con l'aggiunta di elementi che possono stabilizzare la fase α o quella β.

Ossigeno, azoto e carbonio, come interstiziali, e alluminio come sostituzionale,

stabilizzano la fase α.

Gli elementi che stabilizzano la fase β includono idrogeno, come interstiziale, vanadio,

molibdeno, ferro, cromo, rame, palladio e silicio, mentre zirconio e stagno sono

altamente solubili in entrambe le fasi.

Le leghe sono classificate come leghe α , (α+β) e β-titanio a seconda della fase presente

a temperatura ambiente.

Poiché la struttura cubica del titanio β contiene più piani di scorrimento della formaesagonale α, il titanio β è più facilmente deformabile.

Le leghe nelle regioni β e (α + β) sono perciò formate a caldo. Le leghe β e alcune leghe

(α + β) contengono, in aggiunta a molibdeno o vanadio, additivi per i quali la fase β nel

range di temperatura tra 550°C e un massimo di 860°C subisce decomposizione

eutettoidica in fase α e un composto intermetallico. Questo processo è usualmente

associato ad un infragilimento che riduce la stabilità termica e deve quindi essere evitato

durante la produzione e la lavorazione.Per sistemi che presentano decomposizione eutettoidica della fase β, il processo procede

più lentamente a più bassa temperatura.

L'indurimento delle leghe di titanio può essere ottenuto in vari modi: un composto

intermetallico può essere precipitato dalla fase α per tempra e ricottura (Ti-Cu leghe).

In leghe con elementi β-stabilizzanti, la fase ß metastabile può essere formata in

aggiunta alla fase α per solubilizzazione, tempra e ageing.



12

Nell’ageing la lega è trasformata, attraverso una fase intermedia ω, in fase α e in fase β

stabilizzata per arricchimento di elementi in lega. Entrambi questi processi sono

utilizzati nell'industria per migliorare le proprietà meccaniche delle leghe di titanio.

Le leghe α, che hanno un range di resistenza di 830-1030 MPa, sono utilizzate come

leghe per forgiatura e anche nella produzione di fogli metallici per le loro buone

proprietà di saldatura. La Ti5Al2.5Sn ha una buona resistenza alla trazione alle alte

temperature. Le vicine leghe α fanno parte del gruppo delle leghe di titanio per alte

temperature, utilizzate nei motori di aerei.

Le leghe (α+β) includono la più comune lega di titanio Ti6Al4V. La sua resistenza di

900 MPa nello stato ricotto può essere accresciuta di ca. 200 MPa per indurimento.

La microstruttura finale è determinata da piatti di fase alfa separati tra loro da fase beta

(Reed-Hill).

Resistenze superiori ai 1000 MPa possono essere conseguite attraverso un buon

indurimento con le leghe Ti6Al6V2Sn e Ti4Al4Mo2Sn.

Leghe β con resistenza di 1000-1200 MPa nello stato ricotto includono

Ti15V3Cr3Sn3Al, Ti3Al8V6Cr4Zr4Mo e Ti15Mo3Nb3AlSi. e proprietà delle leghe

Ti6Al6V2Sn e Ti4Al4Mo2Sn dovute all'indurimento sono superiori a quelle delle usuali

leghe commerciali di titanio.

La resistenza a fatica delle leghe di titanio dipende dalla sezione dei semilavorati e dalla

loro struttura. Nello stato non intagliato, questa è del 30-50 % della resistenza a trazione

e nello stato intagliato del 30%.

La resistenza a frattura del metallo con una struttura tipo quella della Ti6Al4V arriva a

valori più alti di quella di un metallo con una struttura poligonale.

Il rate di diminuzione della resistenza a trazione alle alte temperature delle leghe, conl'aumento della temperatura sopra ai 250°C, è più basso di quella del titanio

commercialmente puro, e la resistenza al creep è più alta.

Il limite di snervamento è maggiore del 90 %. Poiché l'allungamento senza necking è

piccolo, questi materiali sono usualmente formati a caldo. Solubilizzazione e

stabilizzazione danno proprietà migliorate, come accresciuta stabilità termica e

migliorate proprietà al creep.



13

Nelle leghe commerciali di titanio α e(α+β), la densità a 25°C è nel range di 4.37-4.56

g/cm3. Nelle leghe β di titanio, sono raggiunti valori di 4.94 g/cm3.

I moduli di elasticità e la rigidità aumentano con l'accrescimento del contenuto di

elementi interstiziali e alluminio e con temperatura di annealing; con l’addizione di

additivi β stabilizzanti decrescono rispetto al titanio puro, poiché aumenta l'indurimento;

sia nel titanio puro che nelle leghe di titanio commerciali decrescono con l'aumento

della temperatura.

A 25°C le leghe di titanio usualmente hanno resistività elettrica di ca. 150 x 10 -6 Ω cm.

Il coefficiente lineare di espansione a 25°C per le leghe α- e (α+β) di titanio è di ca. 9.5

x 10-6 K-1. Il calore specifico è simile a quello del titanio ed è piuttosto alto per le leghe

(α+β) di titanio. La conducibilità termica è solo la metà di quella del titanio.

L'addizione di metalli nobili e di altri metalli come molibdeno, zirconio, afnio, nichel,

tantalio o niobio migliorano le proprietà anticorrosive del titanio, mentre l'aggiunta di

ferro, cromo e alluminio, ossigeno a livelli piuttosto alti , azoto, e idrogeno, riducono la

resistenza alla corrosione.

Il comportamento alla corrosione delle leghe di titanio commerciali è molto simile a

quello del metallo commercialmente puro. Leghe di titanio contenenti lo 0.15 % di Pd o

2% di Ni o il 15-30% di Mo non hanno rilevanza industriale, nonostante la loro

superiore resistenza alla corrosione in condizioni riducenti.

Con l'aumento del contenuto dell'alluminio, le suscettibilità delle leghe del titanio alla

stress corrosion cracking a temperature maggiori ai 200°C aumenta.

Sono conosciuti tre composti intermetallici titanio-alluminio: Ti3Al, TiAl e TiAl3. In

particolare, le fasi α2-Ti3Al(esagonale) e γ-TiAl (tetragonale) esibiscono bassa densità e

buona resistenza alle alte temperature e sono scelte perciò per lo sviluppo di materiali dacostruzione.

I principali scopi sono accrescere la duttilità a temperatura ambiente di queste fasi

fragili e migliorare la resistenza alla corrosione nel range di temperatura di 500-900°C.

Le leghe utilizzate in ortodonzia sono leghe (α+β) e β di titanio. Vengono utilizzate tali

leghe in quanto risentono delle proprietà di biocompatibilità del titanio (loro principale

costituente), inoltre hanno ottime proprietà meccaniche quale buona elasticità abbinata a



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ottima resistenza a fatica. Schematicamente possiamo riassumere i trattamenti termici

per ottenere tali leghe nello schema seguente:

Leghe intermetalliche

Sono conosciuti tre composti intermetallici titanio-alluminio: Ti3Al, TiAl e TiAl3. In

particolare, le fasi α2-Ti3Al(esagonale) e γ-TiAl (tetragonale) esibiscono bassa densità e

buona resistenza alle alte temperature e sono scelte perciò per lo sviluppo di materiali da

costruzione.

I principali scopi sono accrescere la duttilità a temperatura ambiente di queste fasi

fragili e migliorare la resistenza alla corrosione nel range di temperatura di 500-900°C.

Le leghe α2-Ti3Al sono state sviluppate negli U.S.A. e utilizzate commercialmente negli

anni '90.

Queste hanno rimpiazzato nella maggior parte dei casi le convenzionali leghe di titanio,

permettendo applicazioni sopra i 500°C. La duttilità è accresciuta con l'aggiunta di

8¸18wt% di Nb. Gli altri possibili elementi in lega sono Mo, V, Ta, e Ni.

In aggiunta a Ti3Al, possono anche essere presenti le fasi β-NiAl (cubica) e Ti2AlNb.

α2-Ti3Al è prodotta fondendo in vuoto in forni ad arco.

Possono essere adoperate sopra agli 850 °C e con la loro densità di 3.9 g/cm3 possono

potenzialmente rimpiazzare le superleghe di nichel negli aerei e nelle turbine.

Un'altra potenziale applicazione è come materiale per valvole di combustione nei

motori.

Le leghe γ-TiAl leghe consistono di due fasi: γ-TiAl (tetragonale a facce centrate) e una

piccola quantità di α2-Ti3Al (struttura esagonale). Il contenuto di alluminio è del 45-48

%; Cr H, Mn e V sono aggiunti per aumentare la duttilità a temperatura ambiente,

mentre Nb, Ta, Mo e W migliorano la resistenza a creep alle alte temperature e la

resistenza alla corrosione.

Si, B e C possono essere utilizzati come raffinatori di grano. Il contenuto totale di

elementi in lega è usualmente nel range del 2¸7%.



15

I materiali two-phase γ-TiAl possono essere prodotti con la metallurgia delle polveri o

con fusione in forni ad arco in vuoto.

Nella tabella compaiono le proprietà delle leghe Ti-Al con quelle delle convenzionali

leghe di titanio e delle superleghe di nichel.

Tabella 3: Proprietà meccaniche delle leghe del titanio

Alluminuri di titanio

Negli ultimi anni, i successi che si sono avuti negli studi sul controllo dell’ordine delle

strutture cristalline e sulla possibilità di apportare indurimenti in leghe con relativi

aumenti delle proprietà meccaniche, fanno ritenere che alcune classi di materiali, quali

Proprietà

Leghe

di

titanio

Ti3Al TiAlSuperleghe

a base Ni

Densità g/cm3 4,5 4,1-4,7 3,7-3,9 8,3

Modulo elastico GPa 96-117 100-145160-

176206

Resistenza allo snervamento

MPa

380-

1150700-990

400-

450

Tensile strength MPa480-

1200

800-

1140

450-

800

Creep limit °C 600 760 1000 1090

Limite di ossidazione 600 650 900 1090

Duttilità

a temp. ambiente

a alta temp.

20

high

2-10

10-20

1-4

10-60

3-5

10-20



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gli alluminuri di nichel, acciaio e titanio possano avere degli ottimi sviluppi in campi

con applicazioni ad alta temperatura.

Questi materiali hanno bassa densità, un alto punto di fusione, buona resistenza alle alte

temperature e contengono un sufficiente quantitativo di Al da formare allumina (Al2O3)

che offre un rivestimento compatto e protettivo.

Gli alluminuri di titanio basati su Ti3Al e TiAl sono considerate ottime candidati per

diventare tra i più importanti materiali per applicazioni strutturali in campo aeronautico,

creazione di componenti motoristici, e per gli impieghi ad alta temperatura in genere.

Questo in virtù d’alcune importanti proprietà quali: bassa densità, buona resistenza

meccanica ad elevata temperatura, alta resistenza all’ossidazione, basso assorbimento

d’idrogeno ed eccellente resistenza al creep.

Le tradizionali leghe a base di titanio sono utilizzabili a temperature non superiori ai

600°C, sia per decadimento delle proprietà meccaniche, in particolare resistenza a

"creep", sia per fenomeni ossidativi.

Queste leghe innovative del titanio sono basate sulle fasi intermetalliche TiAl (γ ) e

Ti3Al (α 2).

Tali leghe intermetalliche fanno dunque riferimento a precise zone del diagramma

bifasico Ti-Al

Le leghe del Ti basate sulle fasi TiAl e Ti3Al possono essere in generale classificate

come leghe monofasiche (γ ) o bifasiche (α 2+γ ) in relazione alle composizioni:

• leghe monofasiche:

• Ti-(50¸ 58)Al-(1¸ 2)X1

X1=W,Nb,Ta

• leghe bifasiche:

• Ti(44¸ 49)Al-(1¸ 3)X1-(1¸ 4)X2-(0.1¸ 1)X3

X1=V,Mn,Cr X2=Nb,W,Ta,Mo

X3=Si,B,NP,ScTcNiFe



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L’attività di ricerca si sta di recente concentrando sulle leghe bifasiche , in cui sono

presenti sia TiAl sia Ti3Al, avendo queste mostrato migliori proprietà meccaniche

rispetto alle leghe basate sulla sola fase γ .

Parametri fisiciTi3Al – Base

Leghe Alpha-2

TiAl – Base

Leghe Gamma

Densità (g/cm

3

)Modulo RT (GPa)

Carico di snervamento

(MPa)

Resistenza tensile (MPa)

Limite a creep (°C)

Ossidazione (°C)

Duttilità (%) a RT

Duttilità (%) a HT

Struttura

4.1 – 4.7120 – 145

700 – 990

800 – 1140

750

650

2 – 7

10 – 20

DO 19

3.7 – 3.9160 - 176

400 - 630

450 - 700

1000

900 - 1000

1 - 3

10 – 90

L 1

Tabella 6: Principali proprietà di leghe basate sulle fasi Ti3Al e TiAl.

Originariamente le leghe γ -TiAl presentavano applicabilità ristretta a causa dei bassi

valori a temperatura ambiente di resistenza a frattura e duttilità.

Studi recenti hanno mostrato come si possano raggiungere significativi miglioramenti di

tali proprietà attraverso modificazioni chimiche, principalmente tramite l’aggiunta

d’elementi β -stabilizzanti, la selezione d’appropriati metodi di processo e trattamenti

termici.



18

E’ così possibile, ad esempio, promuovere la formazione di una struttura "fully

lamellar" a scapito di una equiassica, con un incremento nelle proprietà meccaniche ed

in particolare nella resistenza a frattura, a creep e nel comportamento a fatica.

Un trattamento termico che promuove una struttura di questo tipo è accompagnato da

una crescita delle dimensioni del grano con conseguente riduzione di duttilità.

Recenti ricerche hanno mostrato come si possa incrementare la resistenza a frattura,

tramite la formazione di microstruttura lamellare, senza una conseguente riduzione di

duttilità, mediante l’aggiunta di boruri di titanio del tipo TiB2 o di boro nel fuso.

Ulteriori osservazioni hanno indicato come l’aggiunta di TiB2 abbia altri effetti benefici:

riduzione delle dimensioni delle colonie di grani delle fasi 2 e , localizzate lungo i

bordi di grano, e delle dimensioni del grano, aumento della resistenza ad alta

temperatura e a creep.

L’introduzione di fase ceramica dispersa nella matrice può influenzare la deformazione

in condizioni di creep in diversi modi.

Un primo beneficio si ottiene dall’indurimento della matrice dovuto alla presenza di

particelle rigide di rinforzo; a questo si aggiunge la presenza di particelle che risiedono

a bordo grano o in vicinanza dello stesso ostacolandone lo scorrimento.

UTILIZZO

Il titanio è un metallo notevolmente abbondante sulla crosta terrestre ed è contenuto in

vari minerali. Nonostante l'abbondanza, l'estrazione dai suoi minerali è stata messa a punto solo alla fine degli anni trenta dal metallurgista W. J. Kroll e la sua produzione è

tuttora complessa e costosa. Ciò è dovuto alla sua grande affinità con l'idrogeno,

ossigeno, azoto, con i quali forma soluzioni solide interstiziali molto stabili,

caratterizzate da elevata durezza e fragilità. Vengono prodotti sia titanio con vari gradi

di purezza, sia numerose leghe di titanio. I principali minerali del titanio sono il rutilo

TiO2 e l'ilmenite FeTiO3, dai quali si ricava attraverso un processo alquanto complesso



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(processo Kroll) mediante il quale viene prodotta la cosiddetta spugna di titanio. Tale

spugna viene pressata in forma di elettrodi che vengono quindi fusi due volte in forni ad

arco sottovuoto per evitare contaminazioni. In questo modo vengono prodotti dei

lingotti di titanio che successivamente vengono trasformati in semilavorati.

Industrialmente il titanio può essere lavorato per deformazione plastica, per

asportazione di truciolo, per fusione, tramite la metallurgia delle polveri e tramite

saldatura. Le lavorazioni che prevedono riscaldamenti a temperature elevate, ed in

particolare operazioni di fusione e saldatura, devono essere condotte in presenza di

idonee atmosfere protettive ed in condizioni controllate. Ad alta temperatura, infatti, il

titanio tende ad assorbire ossigeno, idrogeno e azoto. Tali elementi con il titanio

formano soluzioni solide interstiziali e, anche se presenti in piccole concentrazioni,

generano un marcato aumento della resistenza del titanio stesso ed una drastica

riduzione della deformabilità plastica e per asportazione di truciolo.

Il titanio presenta una trasformazione allotropica del cristallo a 882,5 °C. fino a tale

temperatura il titanio presenta una struttura cristallina esagonale compatta detta fase α,

oltre 882,50 °C presenta una struttura cristallina cubica a corpo centrato detta fase β.

Il titanio può formare numerose leghe con vari elementi, la cui aggiunta migliora le

proprietà meccaniche tramite la formazione di soluzioni solide ed influisce sulla

temperatura di trasformazione α-β. Alcuni tendono a stabilizzare la forma α e vengono

chiamati α-geni o α stabilizzanti. Altri elementi tendono a stabilizzare la forma β e

vengono chiamati β-geni o β stabilizzanti.

Il grande calore dovuto alla formazione di biossido di titanio (945.4 kJ/mol) combinato

con l'alta solubilità di ossigeno nel titanio ad alta temperatura rende impossibile lo

sviluppo di un processo economico per la riduzione diretta del biossido di titanio a

titanio metallico a basso contenuto di ossigeno.

I processi industriali standard per la produzione di titanio metallico sono perciò basati

su alogenuri di titanio.



20

TREND DEL MERCATO

L'industria del titanio negli U.S.A. finalmente, dopo più di 40 anni di confusi alti e

bassi, è maturata. L'industria americana del titanio è meno dipendente da quella

aerospaziale, come risultato di un improvviso cambiamento dell'economia mondiale per

il quale la produzione militare ha perso la sua posizione predominante, e la crescita a

livello commerciale ha incominciato a prendere piede; inoltre con l'euforia rampante di

Tiger Woods il titanio è stato introdotto nel mercato delle mazze da golf e in quello

sportivo. Specialmente, in questi ultimi anni, la costruzione e l’uso in campo

automobilistico sono in fase di sviluppo. Il titanio ha conseguito una speciale posizione

come metallo più economico per scambiatori di calore , elettrodi e impianti chimici per

le sue eccellenti caratteristiche anti-corrosive.

Oggi il titanio è valutato come un metallo ecologico per le sue caratteristiche anti-

corrosive e la sua leggerezza ma anche per le sue proprietà speciali e superiori.

Il grande successo del titanio è dimostrato da due nuove applicazioni: una mondana,

l'altra esotica. Nella prima applicazione il titanio risparmia peso per stoviglie da

campeggio. Nel secondo uso il titanio puro, che è ben tollerato dal corpo umano, serve

per fabbricare un impianto nanograined bone con un 'eccezionale resistenza a severe

deformazioni plastiche.

PANORAMICA SUI NUOVI UTILIZZI DEL TITANIO

L’applicazione iniziale del titanio è stata in campo aerospaziale, per la sua alta

resistenza specifica a medie e alte temperature. Poi per gli impianti chimici, grazie

all’alta resistenza alla corrosione di sostanze chimiche e infine in campo elettrochimico

come materiale per elettrodi.



21

In seguito l’alta resistenza del Ti all’acqua marina ha attirato l’attenzione per molti

generi di applicazioni e ha un grande successo nella superficie di condensatori per

stazione di potenza e per impianti di desalinazione.

La resistenza specifica è una delle più importanti caratteristiche del Ti e la sua

principale e più classica applicazione era in ambienti ad alta o media temperatura. Si

stanno sviluppando nuovi utilizzi come quello in campo automobilistico, per la sua alta

resistenza specifica a temperatura ambiente.

Le applicazioni principali nell’industria automobilistica sono rappresentate dalle parti

del motore e del telaio, ma l’uso più popolare è negli accessori.

APPLICAZIONI MEDICHE

Sono stati fatti veloci e significanti progressi nello sviluppo di strumentazioni mediche e

impianti che raggiungono anche la durata di più di venti anni. I materiali richiesti

devono essere sempre più sofisticati e il titanio e le sue leghe sono stati sperimentati innumerose situazioni.

Molte leghe di titanio si sono rivelate adatte per applicazioni mediche titanio puro e la

lega Ti6Al4V ha trovato largo uso. Il successo “clinico” delle leghe di titanio è dovuto

alle buone proprietà meccaniche, alla resistenza alla corrosione e una superiore

biocompatibilità.

Il titanio gioca un ruolo fondamentale in numerose applicazioni chirurgiche in campo

ortopedico, cardiovascolare e odontoiatrico.

BIOCOMPATIBILITA’ DEL TITANIO E DELLA LEGA Ti6Al4V



22

L’eccezionale biocompatibilità di questo materiale è stata riconosciuta da ricerche

mediche. Il titanio sembrava avere una estremamente bassa tossicità ed è ben tollerato

sia dai tessuti ossei che molli.

Esperimenti su animali hanno evidenziato che il materiale poteva essere impiantato per

molto tempo; l’incapsulamento fibroso dell’impianto è minimo praticamente inesistente.

Esami istopatologici non hanno rilevato cellule mutate vicino agli impianti di titanio. E’

stato osservato con analisi spettrochimiche un aumento di elementi metallici nei tessuti

adiacenti; comunque non sono stati rilevati effetti clinici negativi . Si ha un

inscurimento del tessuto molle adiacente all’impianto di titanio CP, che può essere

dovuto alla bassa durezza e alla scarsa resistenza all’abrasione del materiale non legato.

Il titanio forma prontamente ossido di titanio o ossidi complessi e composti idruri.

Quindi è possibile che parte del materiale rimosso dall’impianto sia immediatamente

stabilizzato dalla formazione di questi composti inerti e i tessuti sembrano non dare

risposta agli ossidi di titanio inerti chimicamente.

L’ossido di titanio è usato in creme per trattamenti dermatologici. Attenti esami dei

tessuti adiacenti alla lega Ti6Al4V hanno rilevato né cellule grandi non macrofaghe, né

altri segni di infiammazione.

Il materiale si rivelato quindi sicuro in applicazioni intravascolari grazie alla alta

elettronegatività e alla superficie passive.

IPERSENSIBILITA’

Alcuni pazienti possono essere allergici a metalli in contatto con la loro pelle. Sono

conosciute reazioni allergiche di varia intensità ai materiali di impianti e casi di

dermatiti “eczematous” in relazione a esposizioni interne. Vista la buona resistenza alla

corrosione questi materiali sono utilizzati per impianti ortopedici così come l’acciaio

inossidabile e leghe cobalto-cromo, producono piccole quantità di prodotti di corrosione

possono essere responsabili di reazioni allergiche. Comunque il meccanismo

immunologico esatto non è ancora stato capito completamente nei pazienti con impianti.



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Titanio non causa ipersensibilità e le sue leghe sono le uniche disponibili che non

contengono elementi che causano sensibilizzazione.

IMPIANTI CARDIOVASCOLARI

Il titanio è usato soddisfacentemente in dispositivi chirurgici cardiovascolari da più di

venti anni. La figura mostra la valvola aortica Starr-Edwards.

In pazienti con malattie irreparabili alle valvole del cuore è cucita una gabbia di titaniocontente un palla nella aorta.

Più di 80000 pazienti hanno ricevuto questa o una protesi simile dal 1965, con

veramente poche avarie strutturali.

Attacchi di cuore o altre cause provocano disfunzioni cardiache per le quali il paziente

può richiedere un temporaneo o permanente pacemaker; la figura mostra un generatore

di impulsi contenete un generatore di potenza litio-iodine e un circuito elettrico protetti

da un involucro ermetico di titanio.Il generatore di impulsi può essere impiantato nella cavità addominale e collegato al

muscolo cardiaco con i pacing electrodes.

Il titanio è stato scelto per questa applicazione per la sua superiore resistenza alla

corrosione, per la leggerezza e per la lavorabilità. Inoltre la sottile parete di titanio

permette radiopaque identification marking

SPINAL SURGEY

Cavi e viti in titanio sono stati usati con significativi successi medici per la correzione

chirurgica della scoliosi. Lo strumento in titanio è conosciuto come sistema Dwyer (fig.

3).In questa procedura le viti e graffette sono inserite nelle vertebre nella zona di



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curvatura della spina, successivamente il cavo è infilato attraverso l’occhiello nella testa

della vite. Con l’aiuto di un tenditore, il cavo è teso dando l’effetto di raddrizzamento

del segmento della spina in questione.

Fig. 3: Sistema Dwyer

Infine, gli occhielli delle teste delle viti sono stretti per fissare il cavo nella posizione

corretta.

La duttilità del titanio CP consente di il fissaggio portare alla rottura delle teste delle

viti.

Il cavo di titanio CP di grado 2 fatto di 7*19 fili ha la flessibilità e resistenza desiderate per questa applicazione. Il titanio e le sue leghe non sono soggetti a cervice corrosion ai

vari valori di pH presenti nel corpo umano.



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IMPIANTI ORTOPEDICI

L’uso di impianti ortopedici di titanio sono più comunemente indicati per inabilità

artritiche usualmente di origine reumatoide o degenerative. Le protesi in lega di titanio

sono state utilizzate nelle sostituzione totale dell’anca, sostituzioni di articolazioni del

dito, sostituzione totale del ginocchio, sostituzione totale del gomito e e dispositivi di

fissaggio di fratture. Il concetto della sostituzione totale dell’anca è relativamente

semplice. Vari progetti e materiali dei tipi di ball-and-socket sono stati sperimentati con

diversi gradi di successi clinici.

Titanio CP formato in fogli forati viene utilizzato nella ricostruzione e nella plastica per

problemi di chirurgia maxillofacciale.

L’eccezionale biocompatibilità e la facilità con cui può essere formato il materiale fa del

titanio un materiale ideale per queste applicazioni. La rete può essere fissata all’osso

con piccole viti e può trattenere i frammenti di ossa.

Fig. 4: Rete in titanio

IMPIANTI INTRA-ORALI

Sono stati utilizzati vari materiali e progetti in impianti endossei con i quali strumenti

possono essere ricostruiti le dentature. Gli impianti in lega di titanio sono stati introdotti

recentemente per evitare l’insorgere di problemi di allentamento dell’impianto e di

riassorbimento dei tessuti riscontrato con altre leghe.



26

Fig. 5: Impianti endossei

La figura illustra una nuova combinazione di una costruzione solida e porosa che mette

in grado le cellule d’osso di crescere sull’impianto per provvedere alla stabilizzazione.

L’impianto consiste di un gambo in lega di titanio e di una regione di metallo fibroso

composto da fili di titanio CP compressi e sinterizzati. Da quattro a sei settimane dopol’inserimento, l’impianto è stabilizzato nella struttura ossea mentre il gambo sporge

attraverso la gengiva ed è pronto per la costruzione del dente artificiale.Il gambo

lucidato permette al tessuto molle di crescere intorno ad esso, provvedendo ad

un’effettiva protezione contro la penetrazione dei batteri dalla cavità orale.

Da alcuni anni i ricercatori hanno cominciato a prendere in considerazione il Ti come un

materiale utilizzabile nell'odontoiatria restauratrice ed in implantologia, soprattutto per

la sua biocompatibilità ma anche per la resistenza alla corrosione, il basso pesospecifico (4 volte inferiore a quello dell'Oro) e la sua bassa conducibilità termica (14

volte minore a quello dell'Oro). Ne sono esempi del suo impiego da parte dell'industria,

la realizzazione degli impianti, componenti protesici, perni monconi, fili ed archi per

ortodonzia.

Si stanno sviluppando nel nostro settore, le tecniche di fusione ed elettroerosione per la

realizzazione di strutture metalliche in protesi fissa e scheletrata.



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Riportiamo di seguito una tabella in cui elenchiamo i vantaggi nell'uso odontoiatrico per

la costruzione delle protesi:

biochimicamente inerte

biotellaribilità

resistenza alla corrosione

atossicità

assenza di sapore

bassa conducibilità termica

basso peso specifico

radiotrasparenza

durezza

resistenza alla masticazione

Tabella 4: Caratteristiche di un impianto in titanio

Gli odontotecnici e gli odontoiatri sono stati indotti a iniziare a utilizzarlo come

materiale per i restauri orali, soprattutto per alcune tra le sue proprietà come quelle di:

biotollerabilità, resistenza alla corrosione, atossicità, assenza di sapore, leggerezza,

durezza, resistenza alla masticazione.I principali argomenti contro il Ti possono essere così riassunti: fusione non

sufficientemente precisa; formazione di uno strato di ossido sulle superfici; distacchi del

rivestimento in ceramica; porosità interne; porosità superficiali che permettono

accumuli di placca maggiori che con leghe tradizionali.

La tecnica di fusione è il passaggio che crea più problemi durante la lavorazione del Ti,

soprattutto a causa dell'elevata tendenza del Ti a reagire con i componenti



28

dell'atmosfera, come Ossigeno, Idrogeno ed Azoto e con la maggior parte degli elementi

presenti in essa alla temperatura di fusione.

Le proprietà intrinseche del Ti, lo rendono un metallo difficile da fondere e da colare,

per questo motivo sono state apportate delle modifiche ai tradizionali sistemi di fusione,

immettendo nel mercato macchine fonditrici in grado di: avere una fonte di calore

sufficientemente potente da fondere il Ti; avere un completo isolamento del Ti

dall'atmosfera; sviluppare un crogiolo che possibilmente non reagisca con il Ti fuso;

avere un'alta velocità di fusione.

Inoltre, anche le caratteristiche di colabilità e solidificazione del Ti sono particolari e

richiedono una tecnica di modellazione e di messa in fusione, modificata rispetto a

quelle usate per le leghe tradizionali.

Anche per la saldatura bisogna ricorrere a sofisticati sistemi come la saldatura al plasma

o quella al laser.

Il sistema migliore è il laser, si ottengono saldature omogenee, stabili, prive di tensioni

e dì ossidazioni, in quanto il Ti non viene a contatto con l'aria ma con un gas inerte

come l'Argon. L'apparecchio funziona ad impulsi di pochi millisecondi che fondono in

modo puntiforme la struttura.

La struttura in Ti può essere rivestita esteticamente sia in ceramica che in composito.

La compatibilità tra la massa ceramica e la struttura, dipende da tre fondamentali

fenomeni fisici specifici del Ti: la modifica allotropica del reticolo cristallino a 882°C,

la capacità di ossidazione del Ti che al salire della temperatura aumenta in modo quasi

incontrollabile e il basso coefficente di espansione termica del metallo.

L'industria ha sviluppato speciali ceramiche, a basso punto di fusione, nelle quali la

cottura avviene al di sotto degli 800°C, inferiore quindi alla temperatura di modificacristallina del Ti puro. La bassa temperatura di cottura consente un'ossidazione minore

della struttura: maggiore è l'ossidazione più debole è il legame tra ceramica e travata.

Anche il coefficente di espansione termica è più basso, avvicinandosi a quello del Ti.

I compositi stanno avendo un ruolo importante nelle ricostruzioni in odontoiatria, sia

per l'estetica che per la funzionalità. Con il rivestimento estetico del Ti con essi, grazie



29

alla silanizzazione della superficie metallica, si ottiene una buona unione chimico-fisica

fra la struttura metallica e il materiale composito.

Tra le leghe di più largo impiego per la costruzione di impianti, la più utilizzata contiene

il 6% di Al ed il 4% di vanadio (Ti6Al4V). L'Al viene aggiunto al Ti per migliorare la

durezza e ridurre il peso specifico, ma risulta migliorato anche il modulo E. Quindi la

lega Ti6A14V presenta una elasticità maggiore permettendo una più equa distribuzione

del carico nelle zone interfaciali osso-impianto, poiché il modulo E dell'osso e del

materiale implantare sono simili. L'aggiunta al titanio dell'Al e del Va riduce del 50%

circa la conducibilità termica e ne aumenta la resistenza all'usura da fatica di circa la

meta. Sono importanti per il successo dell'impianto le proprietà di superficie del

materiale utilizzato. Durante le procedure di lavorazione meccanica il metallo è esposto

all’atmosfera e ad altre sostanze come lubrificanti e liquidi refrigeranti. Il contatto con

l’aria porterà ad una rapida formazione di uno strato di ossido di Ti di circa 10 Å in

meno di un millesimo di secondo. Nel giro di un minuto lo spessore di questo

aumenterà fino a circa 50-100 Å. Altra tappa importante nella preparazione degli

impianti è rappresentata dalla sterilizzazione agli ultrasuoni ed in autoclave. Questa

procedura contribuisce ad aumentare lo spessore dell’ossido. Gli ossidi reperibili sulla

superficie del Ti sono: il TiO, TiO2, TiO3, e tracce di ossido di Al e V.I1 TiO2 è il più

stabile ed è quindi il più frequente sulla superficie del Ti e delle sue leghe. Tale ossido

carica negativamente l'impianto aumentandone l'affinità per le differenti biomolecole.

Durante le varie fasi d’inserimento dell'impianto, l'ossido può essere danneggiato, ma si

riforma istantaneamente. I1 vero protagonista dell’osteointegrazione è l'ossido di Ti in

quanto è in grado di passivare i suddetti materiali prevenendone la corrosione a causa

della elevata stabilità chimica. L'ossido è dotato di un'altra caratteristica importante: previene la diffusione di ioni metallici all'interno dei tessuti, conferendo al titanio un

alto grado di biocompatibilità. Nonostante la ridotta diffusione di ioni di Ti all’interno

dei tessuti è possibile riscontrare, talvolta, particelle di Ti. La superficie del titanio può

essere preparata con differenti tecniche allo scopo di ottenere un grado di rugosità

superficiale ottimale. Fra le diverse metodiche vanno elencate la sabbiatura ed il plasma

spray di titanio. La preparazione di rugosità superficiali ha lo scopo di ottenere una



30

migliore resistenza alla torsione e trazione dell’interfaccia osso-impianto che sarebbe

assicurata dalla microritenzione. Studi istologici hanno dimostrato la crescita di osso

mineralizzato all'interno delle irregolarità superficiali del titanio, aumentando in tal

modo il legame che si viene a stabilire tra il tessuto osseo ed i biomateriali.

Titanio sabbiato

Il grado di resistenza alle forze di taglio con impianti osteointegrati in titanio dipende

dalla reazione biologica che si ha all'interfaccia. Gli impianti a vite hanno, in lineateorica, una resistenza alla trazione e compressione maggiore di un impianto cilindrico a

superficie liscia. La sabbiatura della superficie del titanio migliora le caratteristiche

biomeccaniche dell'impianto.

È tuttavia necessario che la preparazione di superficie non alteri le caratteristiche di

biocompatibilità (Bowers e coll., 1992; Cook e coll., 1992; Gotfredsen e coll., 1992).

Anche la stabilità primaria risulta migliorata in impianti a superficie sabbiata, fatto,

questo, che contribuisce ad accelerare la velocità di contatto con l'osso.L'aumento di resistenza alle forze interfacciali sembra essere legato all'aumento della

superficie disponibile per il contatto osseo, che è funzione del grado di rugosità

superficiale. Un secondo fattore cruciale nel rapporto tra impianti con superfici rugose e

tessuti biologici sembra essere legato al particolare trofismo che certe cellule, quali

macrofagi, cellule epiteliali ed osteoblasti mostrano nei confronti di certe superfici

rugose, fenomeno che può essere definito rugofilia (Brunette, 1988; Smith, 1991).

Alcuni studi in vitro hanno dimostrato che cellule osteoblastiche aderiscono a superfici

sabbiate con granuli di circa 100 C1 e non su superfici di titanio liscio. Sembra, infatti,

che i processi osteogenetici abbiano un inizio più precoce su superfici rugose rispetto al

titanio liscio.



31

Titanio plasma-spray

Una delle tecnologie attualmente piu utilizzate allo scopo di aumentare la rugosità

superficiale degli impianti endossei orali consiste nel rivestimento di cilindri di titanio

liscio o filettato con polveri di titanio. Tale processo si attua mediante un bruciatore al

plasma ad arco voltaico che è in grado di elevare la temperatura di un gas nobile o di

N2/H2 nel quale vengono spruzzate polveri di idruro di titanio con granulometria di 50-

100 µm che, grazie alla fusione del loro strato più superficiale, aderiscono al corpo delcilindro sul quale vengono deposte. I1 plasma si produce tra un anodo di rame ed un

catodo di tungsteno raffreddati. Si ottengono, in questo modo, rivestimenti porosi di

spessori di circa 50 µm con un aumento della superficie totale disponibile per il legame

fino a circa dieci volte. Numerosi studi hanno dimostrato che la preparazione con

plasma spray di titanio, non solo permette di aumentare la superficie disponibile per

l’adesione ossea, ma induce l'aumento della quota di superficie implantare che entra in

contatto con il tessuto mineralizzato, in comparazione con impianti in titanio liscio. Intermini clinici tali fenomeni si riflettono in un più forte ancoraggio osseo dell’impianto.

Studi ultrastrutturali hanno dimostrato che una superficie di titanio plasma spray può

entrare in diretto contatto con il tessuto mineralizzato.

L’interfaccia titanio-osso

Gli studi microscopici ed ultrastrutturali della inferfacie osso-titanio sono discordanti

(Donath e Breuner, 1982; Linder, 1983; Thomsen ed Ericson, 1985; Weinlaender, 1991;

Weinlaender e coll., 1992; Stenik e coll., 1992; Linkow e coll., 1992). Alcuni autori

hanno dimostrato la presenza di uno strato amorfo parzialmente calcificato con spessore

variabile tra i 10 ed i 500 nm. Fasci ordinati di collagene sono stati osservati vicino alla

superficie dell'impianto, ma negli ultimi 100-500 nm era possibile vedere solamente



32

fasci disposti in maniera non organizzata; nei 20-40 nm più vicini all'impianto non

erano visibili fibre collagene e la struttura consisteva di materiale amorfo calcificato

(Sennerby e coll., 1991; Sennerby, 1991). In altri studi è stato possibile mettere in

evidenza la presenza di materiale mineralizzato direttamente a contatto con il titanio

senza spazi intermedi (Listgarten e coll., 1992).

Studi istologici eseguiti su impianti espiantati dall'uomo (Trisi e coll., 1993), dopo un

periodo variabile di carico funzionale, e su impianti inseriti nell'animale da esperimento

(coniglio, maiale) hanno evidenziato che:

1) nella maggior parte degli impianti esaminati l’osso contraeva uno stretto rapporto con

la superficie implantare ;

2) la struttura dell'osso intorno agli impianti era, nella maggior parte dei casi, di tipo

lamellare;

3) a maggior ingrandimento, in alcune zone, era presente uno spazio otticamente vuoto,

dello spessore variabile da 1 a 5 mm, mentre in altre porzioni dell'impianto il tessuto

mineralizzato terminava direttamente sulla superficie del metallo ;

4) molti osteociti erano presenti nell'osso periimplantare, ed in alcuni casi si trovavano

interposti tra l'osso mineralizzato e la superficie del metallo;

5) spesso i canalicoli osteocitari si dirigevano verso la interfaccia titanio-osso.

In microscopia ottica tradizionale gli impianti osteointegrati mostrano un rapporto

diretto tra osso e biomateriale (Quaranta e coll., 1992). Tale osservazione è, però,

relativa alle tecniche di preparazione dei campioni istologici. La preparazione di sezioni

non decalcificate ottenute per usura fornisce sezioni piuttosto spesse in cui risulta

difficile osservare i reali rapporti interfacciali, si procede quindi per microscopia TEM.

L'interfaccia titanio-osso sarebbe costituita, quindi, da zone con diversa morfologia: inalcune aree il tessuto mineralizzato sarebbe a diretto e stretto contatto con il titanio,

mentre in altre zone un sottile strato di materiale con le caratteristiche cromofile della

matrice osteoide sarebbe interposto tra le due strutture.

In conclusione l'interfaccia titanio-osso rappresenta probabilmente una struttura

biologicamente attiva anche molti anni dopo l'inserzione dell'impianto.



33

I1 legame che i materiali «bioattivi», quali i biovetri, le vetroceramiche e le ceramiche

di fosfato di calcio, stabiliscono con il tessuto osseo è stato definito «biointegrazione».

A differenza, infatti, dell'osteointegrazione, i materiali bioattivi si connettono con il

tessuto osseo non solo spazialmente, ma anche strutturalmente (Krauser, 1989; De

Lange e coll., 1990; Van Blitterswijk e coll., 1990; Lynch e coll.., 1991; Ravaglioli e

coll., 1992).

Essi, cioè, stabiliscono un legame chimico con il tessuto osseo che è in grado di

resistere alle forze di trazione tangenti la superficie di legame; talora la resistenza di

legame può essere superiore alla resistenza della struttura ossea stessa e si possono

osservare fratture, durante la trazione, che interessano la compagine ossea, mentre

l'interfaccia rimane intatta (Figura 6.4). Inoltre i materiali bioattivi sono in grado di

raggiungere un iniziale legame osseo in tempi relativamente più brevi rispetto al titanio.

Le ceramiche di fosfato di calcio sono i materiali bioattivi che hanno incontrato il

maggior favore da parte dei ricercatori e dei clinici ed in particolare un'apatite,

l'idrossiapatite (HA), è stata ampiamente studiata ed utilizzata nella pratica clinica da

circa un decennio come rivestimento di impianti il cui core è costituito da titanio

biomedico.

La ragione iniziale per l'uso delle ceramiche in implantologia era legata alla relativa

inerzia delle ceramiche in relazione al titanio. Le ceramiche infatti, essendo molecole

totalmente ossidate, sono chimicamente più stabili dei metalli che ossidano solamente in

superficie. Biologicamente tale proprietà conferisce alle ceramiche una maggiore inerzia

chimica, cioè una minore probabilità di indurre reazioni infiammatorie (Frame e coll.,

1989).

Concetti generali sull'idrossiapatite (HA)

La componente inorganica di tutti i tessuti mineralizzati dell'organismo umano è

costituita in grande prevalenza da sali di fosfato di calcio.



34

Sono presenti in quantità minore anche altri materiali inorganici come carbonati di

calcio e solfati. In particolare I'idrossiapatite rappresenta rispettivamente il 60-70% ed il

90% del peso dell’osso e dello smalto (Jarcho, 19X6; Donath e coll., 1987).

Nella idrossiapatite il rapporto tra Ca/P è di 1,67. Le ceramiche di fosfato di calcio

vengono prodotte industrialmente usando polveri chimiche di base sciolte in una

soluzione acquosa. Successivamente l'impasto ottenuto viene compattato ad alta

pressione e poi sintetizzato ad una temperatura variabile da 1000 a 1300 gradi

centigradi. La sinterizzazione consiste in un processo di

riscaldamento della polvere con solidificazione della polvere stessa senza però che

questa raggiunga la sua temperatura di fusione. L'HA è disponibile in una forma densa

ed una porosa; in quest’ultima i pori hanno un diametro variabile da 100 a 300 micron e

comunicano tra loro.

Le ceramiche sono materiali resistenti alla compressione, ma, come pure lo smalto

dentale, sono fragili per cui il loro impiego è limitato di notevole entità. Tra le due

forme di ceramiche, porosa e

densa, quelle porose sono molto più fragili di quelle dense. L'idrossiapatite è disponibile

in commercio sotto diverse forme: polvere granulare, e blocchetti preformati che

possono assumere qualsiasi forma desiderata.

In forma granulare l'HA viene attualmente utilizzata nella pratica clinica odontoiatrica

per la ricostruzione di difetti ossei parodontali, il riempimento di difetti ossei dopo

cistectomia, dopo apicectomia, dopo la perdita di impianti dentali, e per l'aumento dello

spessore di creste alveolari atrofiche (Kent, 1986; Carranza e coll.,1987; Donath e coll.,

1987; Minegishi e coll., 1988; Minabe e coll.,1988; Shetty ed Han, 1991;Beck-Coon e

coll., 1991).L'HA sotto forma di blocchetti sagomati viene utilizzata, invece, soprattutto in chirurgia

maxillofacciale (difetti ossei da traumi, osteotomie riduttive e di stabilizzazione,

ricostruzione del massiccio facciale, sostituzioni di porzioni ossee orbitali e mascellari).

Anche i blocchetti, come la polvere granulare, possono inoltre essere utilizzati in

chirurgia preprotesica per aumentare lo spessore della cresta alveolare.



35

Studi recenti hanno dimostrato che I'idrossiapatite (HA) si lega chimicamente all'osso e

non induce fenomeni di tossicità o flogistici locali o sistemici (Kent, 1986; Jarcho,

1986; Orly e coll., 1989; Ohgushi e coll., 1990; Weinlaender, 1991).

Alcune ricerche (Hoogendoorn e coll., 1984; Verburg e coll..1988; Klein e coll., 1989)

dimostrerebbero che 1'HA, a differenza del TCP, non andrebbe incontro a

riassorbimento. Altri autori avrebbero invece riscontrato un riassorbimento dell'HA

(Ducheyne e Van Raemdonck, 1986; Carranza e coll., 1987; Kwong e coll.,1989;

Gregoire e coll., 1990; Piattelli e coll., 1993).

Secondo Donath (1990) non esistono ceramiche di fosfato di calcio non riassorbibili, in

quanto ciò che varia da una forma all'altra è esclusivamente la velocità di

riassorbimento. I1 riassorbimento potrebbe essere legato ad una dissoluzione

determinata da fluidi biologici oppure ad una azione legata ad una attività cellulare

(Blijdorn e coll., 1988; Orly e coll., 2989; Bauer, 1990; Muller-Mai e coll., 1990).

Rivestimenti biocompatibili di idrossiapatite su titanio

I rivestimenti in idrossiapatite [Ca10(PO4)6(OH)2] sono largamente impiegati in

medicina per protesi ortopediche e dentali (viti al titanio per impianti) per favorire la

completa integrazione del metallo con i tessuti ossei umani. Tuttavia l'applicazione di

questi rivestimenti biocompatibili richiede un ulteriore miglioramento delle loro

proprietà chimiche, biologiche e meccaniche, anche attraverso lo sviluppo di nuove

tecnologie di preparazione.

Nel presente studio è riportato un confronto tra i risultati sperimentali della

caratterizzazione chimico-fisica di rivestimenti di idrossiapatite (HA) depositati

mediante metodologie diverse (dip-coating, plasma-spray, ecc).

Gli strati di HA sono stati fatti crescere su un substrato di Ti commerciale e, al fine di

migliorare l'adesione dell' HA, il substrato è stato preventivamente ricoperto con TiO2



36

(in fase di rutilo) o calcio titanato (CaTiO3) usando la tecnica sol-gel. Inoltre i

rivestimenti ottenuti con il metodo dip-coating sono stati attentamente studiati.

La composizione chimica superficiale e la morfologia dei rivestimenti (TiO2, CaTiO3 e

HA) sono state studiate mediante spettroscopia a raggi X (XPS), microscopia Auger a

scansione (SAM) e microscopia elettronica secondaria (SEM). I profili di profondità

XPS sono stati ottenuti mediante "sputtering" con ioni Ar +. L'operazione di peak-fitting

dell'XPS è stata condotta allo scopo di identificare le differenti specie chimiche dei

componenti principali e dei contaminanti. I dati relativi all'analisi quantitativa XPS e le

immagini (SAM e SEM) delle superfici hanno mostrato la qualità superiore (purezza,

omogeneità, etc) dei rivestimenti di HA ottenuti per dip-coating rispetto a quelli

industriali da noi analizzati.

La valutazione della biocompatibilità in vitro e le ulteriori analisi superficiali dei

rivestimenti sono in atto.

Il rivestimento in idrossiapatite

Le ceramiche, in generale, non hanno sufficiente resistenza agli urti da poter essere

utilizzate come singoli costituenti di impianti dentali. Allo scopo di migliorare le scarse

proprietà meccaniche delle ceramiche, mantenendone le ottime caratteristiche

biologiche, si è pensato di utilizzare il titanio od una delle sue leghe come corpo di

impianti la cui superficie fosse rivestita con l'idrossiapatite. La tecnica di rivestimento

maggiormente utilizzata è il plasma spray, in modo simile a quanto avviene per ilrivestimento al plasma di titanio. Numerose, tuttavia, sono le variabili che determinano

la riuscita finale del rivestimento, quali la provenienza ed il tipo di HA utilizzata per il

processo di plasma-spray, il tipo di substrato sul quale questa viene depositata, la

temperatura ed il grado d'automatizzazione del processo, il tipo di ambiente in cui si

attua il processo. Durante tale processo, l'aumento della temperatura provoca la fusione

dello strato esterno delle particelle di HA che durante il raffreddamento possono subire



37

un cambiamento di fase con formazione di TCP e di fosfati di Ca amorfi. Tale

fenomeno riduce la cristallinità dell'HA, fatto questo che sembra determinare il grado di

riassorbibilità del rivestimento. Si ritiene che un maggior grado di cristallinità determini

una minore solubilità. Le idrossiapatiti in commercio presentano un grado di cristallinità

variabile compreso tra il 5% ed il 60-70%. Uno dei vantaggi biologici nell'utilizzo di

impianti rivestiti in HA, rispetto ad impianti in titanio, risiede nella maggior rapidità con

cui i primi raggiungono uno stretto legame con il tessuto osseo.

I test di trazione, infatti, dimostrano dei valori molto superiori per l’HA, rispetto al

titanio. Problemi legati all'uso di questo tipo di impianti sono il legame tra HA e titanio,

ed il destino nel tempo del rivestimento (Van Steenberghe, 1991).

L'interfaccia osso-idrossiapatite

In microscopia ottica, l'osso mineralizzato sembra strettamente aderente alla superficie

della HA (Piattelli e Trisi, 1993, Piattelli e coll., 1993) . La colorazione con il Von

Kossa mostra la presenza di zone di differente morfologia .In alcune regioni

dell’interfaccia l'osso mineralizzato si localizza direttamente sull'HA, mentre in altre

aree tra l'osso mineralizzato e l'HA si viene a disporre un materiale basofilo, non

mineralizzato.

Questa sostanza, cromaticamente simile al materiale che riveste le lacune osteocitarie,

appare di spessore maggiore nei casi in cui si ha una attiva formazione di osso sulla HA

(Piattelli e Trisi, 1993).

Con il microscopio confocale a scansione laser in fluorescenza (Pawley, 1989; Bertero e

coll., 1990; Boyde e coll., 1990) è possibile evidenziare la presenza di una sottile linea

fluorescente in molte zone dell'interfaccia, corrispondente alla struttura basofila

osservata in microscopia ottica (Piattelli e Trisi, 1993, 1994). In trasmissione è, invece,

possibile osservare uno strato di materiale di colore scuro, simile alle linee cementanti

(«reversal lines») che si osservano nel tessuto osseo (Van Blitterswik e coll., 1985).



38

Questa struttura potrebbe essere stata prodotta dalla deposizione di materiale organico

sulle superfici dell'osso e dell'HA.

Nello spessore dei coatings di HA è possibile osservare materiale basofilo non

mineralizzato con un aspetto granulare o lamellare; l'aspetto istologico e le proprietà

istochimiche di questo materiale sono molto simili alla matrice osteoide ed alla lamina

limitans degli osteociti (De Lange e Donath, 1989; Donath, 19C)O; Piattelli e Trisi,

1993,1994).

Come per l'interfaccia titanio-osso, anche nella HA è possibile osservare quindi

differenti aspetti microscopici che potrebbero essere spiegati con l'esistenza di un

interscambio metabolico dinamico a livello delle strutture dell'interfaccia (Sautier e

coll.l 1C)91; Okumura e coll., 1991; De Bruijn e coll., 1992).

Lo studio ultrastrutturale dell’interfacie osso-HA presenta problemi tecnici di

preparazione molto simili a quelli che si presentano nello studio del titanio. Infatti la

preparazione di sezioni fini di 500 angstrom, tali da poter essere studiate al TEM,

richiede la rimozione del titanio e la decalcificazione dell'HA. Gli studi, tuttavia

effettuati, sebbene non esenti da dubbi, hanno dimostrato la presenza di una lamina

limitans simile a quella osservabile nel titanio dello spessore di 20-100 Al riscontrabile

anche nella lacuna osteocitaria. Osso mineralizzato si osserverebbe ad una distanza di

circa 200 angstrom, mentre una struttura ossea ordinata a circa 500 angstrom dalla

superficie dell'HA (Tracy e Doremus, 1984; Van Blitterswijk e coll., 1985; Van

Blitterswijk e coll.. 1990 ; De Lange e coll., 1990). Studi effettuati su colture di

osteoblasti in ,vitro hanno dimostrato, contrariamente, che uno strato di cristalli di HA

naturale si deposita direttamente sulla superficie dell'HA naturale, senza interposizione

di alcuna matrice amorfa.

Impianti a vite in titanio trattato

Tali impianti offrono un significativo aumento dell’area di superficie rispetto agli

impianti in Ti liscio, aumentando la ritenzione meccanica e il contatto osso-impianto.



39

Il procedimento utilizzato RBM (resorbable blast media) crea sull’impianto una

superficie ruvida priva di elementi inquinanti. Tale procedimento si avvale di una

sabbiatura a mezzo di idrossilapatite riassorbibile. L’enorme vantaggio di tale tecnica è

quello di utilizzare un materiale completamente biocompatibile.

Le caratteristiche ibride dell’impianto uniscono i vantaggi di una superficie ruvida per

una migliore osseointegrazione rispetto impianti con superficie liscia per un miglior

mantenimento dei tessuti molli. Solitamente tali impianti sono realizzati in titanio

commercialmente puro di grado 3.

Questa tipologia di impianti non presenta rivestimenti superficiali; necessita dunque una

maggiore attenzione per quanto riguarda la osseointegrazione del metallo. Per favorire

ciò la superficie della vite viene sterilizzata, prima del packaging, con raggi gamma.

Il titanio utilizzato per questa struttura è sempre del tipo commercialmente puro di

grado 3.

Impianti rivestiti in TPS

I rivestimenti in TPS (Titanio Plasma Spray) sono impiegati con successo da molti anni,

sia negli impianti ortopedici che in quelli dentali. Il rivestimento in plasma spray di

titanio puro aumenta notevolmente l’area di superficie dell’impianto, e la ritenzione

meccanica nell’osso al momento dell’inserimento.

Come si riscontra nell’immagine al SEM, le numerose asperità sulla superficie TPS

consentono un’integrazione “tridimensionale” e quindi una solida interconnessione.

Per il rivestimento in TPS si utilizza un processo avanzato in plasma spray sotto vuoto

(VPS), in grado di produrre un rivestimento metallurgicamente saldato al substrato

dell’impianto. Tale rivestimento presenta inoltre eccezionali proprietà di resistenza alla

trazione, al taglio e a fatica.

Il corpo dell’impianto è solitamente realizzato in lega di titanio Ti6Al4V.



40

Fino da 1989 si sono commercializzati impianti rivestiti in idrosilapatite di elevata

qualità. Questo rivestimento clinicamente testato è perfettamente in regola con le

normative riguardanti lo standard di purezza FDA e ASTM.

Anche nel caso di impianti rivestiti di HA il corpo centrale è costituito di lega Ti6Al4V

per i motivi visti prima.

Esistono principalmente due tipologie di impianto rivestito: quello cilindrico e quello a

vite. Nel secondo caso abbiamo una maggiore superficie di contatto con l’osso ed una

buona ritenzione meccanica.

Un tempo si utilizzavano impianti con testa avente un foro esagonale ed inseribili

attraverso chiavi ortodontiche (vedi capitolo 4), ultimamente gli impianti sono realizzati

con teste esagonali applicabili nell’osso attraverso apposito cicchetto.

Gli strumenti ortodontici per mettere in opera gli impianti (chiavi, cicchetti, maschiatori,

alesatori, punte da trapano ,ecc.) sono realizzati quasi in toto o in acciaio inox o in

nitruro di titanio e titanio (a causa della simile, ma maggiore resistenza meccanica

rispetto agli impianti).

ALTRE APPLICAZIONI ORTODONTICHE

Vedremo ora, nelle altre applicazioni ortodontiche, i componenti realizzati in Ti o sue

leghe e ne analizzeremo,in modo conciso, la loro funzione.

Protesi avvitata

La protesi avvitata è composta da impianto, pilastro, cilindro e vite di tenuta e permette

di realizzare:

Dente singolo e ponte;

Protesi mobile con ritenzione a barra;



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Protesi fissa cementata

La protesi fissa cementata è composta da impianto, pilastro e vite di fissaggio e

permette di realizzare:

Protesi cementate come nelle tradizionali tecniche di protesi fissa;

Dente singolo o ponti a più elementi;

Vediamo i componenti realizzati in Ti:

La vite di fissaggio può essere realizzata in oro o titanio; si preferisce, visto il minor

prezzo del Ti rispetto all’oro, optare per soluzioni in titanio.

Overdenture

L’overdenture è composta da impianto, pilastro e femmina ritentiva e permette di

realizzare protesi totalmente mobili.

Scheletrati

Gli scheletrati sono delle soluzioni che permettono di montare i denti su un supporto

resinoso nel quale è stato inglobato un arco di titanio puro, oro o lega Cr-Co che andrà

ancorato in maniera mobile (clips o ganci) o fissa alla bocca.

Tale arco di titanio è impropriamente detto scheletrato (anche se la parola si riferisce in

realtà a tutta la soluzione ortodontica).

Lo scheletrato in titanio è realizzato attraverso fusione e colata in forni fusori tipo

TITEC F205M e, se possibile, vengono realizzati con assenza di saldature.

L’utilizzo di un unico metallo (quale il titanio) permette di eliminare il rischio di una

corrosione di contatto galvanica nel cavo orale, solitamente data dalla presenza di

diverse leghe.



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Soluzioni su impianti

Per realizzare una struttura mobile, bloccata su impianti si ricorre ad una barra primaria

lamellare fresata in titanio solidale alla mandibola e ad una barra secondaria incapsulata

nella resina dell’arco dentario mobile.

Queste due strutture (superiori ed inferiori) sono realizzate completamente in titanio

puro (grado 3) ed oltre ai vantaggi di igiene-fonesi ed estetica sarà possibile non alterare

nel tempo i parametri biologici.

Strumenti ortodontici e chirurgi in titanio e nitruro di titanio

Prevalentemente gli strumenti in titanio servono per trattare e montare impianti dentali.Faremo qui di seguito una carrellata da strumenti con la relativa descrizione.

ADESIONE TRA TITANIO E CERAMICA

Le leghe in titanio e le ceramiche utilizzate per applicazioni ortodontiche, devono

presentare caratteristiche chimico-fisiche indispensabili per poter raggiungere

soddisfacenti valori delle forze di legame.

Tra le caratteristiche più importanti bisogna prestare particolare attenzione all’intervallo

di fusione e al coefficiente di dilatazione termica dei due materiali .

La caratteristica più importante riguarda l’intervallo i fusione dei due componenti. Il

titanio reagisce con l’ambiente quando le temperature sono maggiori di 800°C, infatti il

Ti a 889°C cambia il suo stato cristallino da esagonale compatto hcp (fase alfa), nella

fase cubica a corpo centrato bcc (fase beta), con seguenti variazioni volumetriche che

influenzerebbero l’interfaccia titanio-porcellana durante la sinterizzazione.

La maggior parte delle ceramiche convenzionali viene cotta a temperature comprese tra

900-1100°C, quindi non possono essere utilizzate col titanio. Per ovviare a questi gravi

inconvenienti si adottano dei particolari tipi di ceramiche, appositamente elaborate per

l’unione col Ti (come le ceramiche vetrose idrotermiche).



43

Esse hanno particolarità di avere una struttura costituitala una fase complementare

vetrosa, senza la presenza di fasi cristalline.

Grazie alla loro natura esse presentano temperature di transizione vetrosa di 450°C e

temperature di cottura di 600-1000°C, notevolmente più basse rispetto alle ceramiche

tradizionali come ad esempio quelle feldspatiche.

Un’altra caratteristica fondamentale del titanio e delle ceramiche per CERMET (per

manufatti metallo-ceramici), a cui bisogna prestare particolare attenzione, è il

coefficiente di dilatazione termica (c.d.t.) di ciascuno. E’ necessario infatti che quello

del titanio sia leggermente superiore a quello delle masse ceramiche.

In questo modo, durante i raffreddamenti successivi alle fasi di sinterizzazione degli

strati ceramici, questi vengono compressi dalla lega che si contrae maggiormente. Lo

stato di compressione della ceramica è fondamentale poiché essa, come tutte le sostanze

vetrose resiste bene agli sforzi di compressione, ma è estremamente instabile e si

frattura se sottoposta a sforzi di trazione.

Il coefficiente di dilatazione termica del titanio è 8.4x10-6 °C-1, e quello delle sue leghe

si discosta di poco (per la Ti6Al4V vale 8.5x10-6 °C-1). Il c.d.t. della porcellana dipende

principalmente dal suo contenuto di ossidi alcalini come quelli di potassio e di sodio.

In ogni modo è stato dimostrato che il c.d.t. cambia se si procede da 1 o 5 cotture

successive, infatti il suo incremento viene attribuito alla formazione di cristalli di

leucite, da cui è ipotizzato che la diminuzione delle forze di legame è in parte causata

dalla continua ossidazione del titanio durante le cotture. Quindi le ripetute cotture della

porcellana teoricamente inducono a una disuguaglianza della compatibilità termica nelle

combinazioni metallo-ceramica e una conseguente diminuzione delle forze di legame.

Ad ogni modo un coefficiente di espansione termica della porcellana leggermente più basso rispetto a quello del titanio, è considerato benefico per il legame dei due, è stato

stabilito che la differenza accettabile tra i coefficienti di espansione termica c.d.t. dei

due materiali deve essere 0.5x10-6 °C-1.

I possibili abbinamenti tra i coefficienti di dilatazione termica di titanio e ceramica,

possono essere riassunti in tre casi illustrati in Tabella 5.1 : nel caso A, i c.d.t. di Ti e

ceramica sono uguali. Il caso B si verifica quando il c.d.t. della ceramica è maggiore dei



44

quello della lega. Dopo il trattamento di sinterizzazione della ceramica questa si contrae

maggiormente, al raffreddamento caso B a destra).

Se lo strato metallico è di spessore consistente, la ceramica viene trattenuta da questo e

si frattura con crepe perpendicolari alla superficie metallica, poiché è sollecitata a

trazione (caso B a sinistra). Nel caso C il c.d.t. della ceramica è inferiore a quello del Ti;

è in tale situazione che ci si trova sotto sollecitazione di compressione e, se è

leggermente superiore a quello medio delle masse ceramiche subisce un rafforzamento

senza frantumarsi.

Se la differenza dei coefficienti è eccessiva, la ceramica può fratturarsi per eccesso di

compressione (caso C a sinistra), con distacco di scaglie parallele alla matrice metallica.

Sempre in questo caso, se il substrato metallico non ha spessore consistente, la ceramica

non si frattura ma il sistema si deforma (caso C a destra).

Analizzando a questo punto in modo più approfondito il legame che si instaura tra

titanio-ceramica, esso si considera formato da due componenti principali:

il legame meccanico; il legame chimico;

Per quanto riguarda il legame meccanico, in genere, prima dell'applicazione della

ceramica, la superficie metallica viene sottoposta ad una sabbiatura con polvere di

allumina. Tale operazione elimina le sostanze contaminanti e produce una superficie

molto irregolare dal punto di vista microscopico, con conseguente aumento della

superficie totale disponibile per l'unione con la ceramica. Quando la ceramica viene

cotta sulla superficie del titanio, essa si comporta come un liquido viscoso che bagna

tale superficie e penetra nelle piccole irregolarità presenti in essa.

Con il successivo raffreddamento ed irrigidimento della ceramica si crea quindi

un'interazione meccanica tra i due materiali, con la formazione di un legame meccanicotra di essi.

Nella maggioranza dei casi si ritiene che il principale meccanismo di unione tra titanio e

ceramica sia di natura chimica. Infatti, il titanio, ossidandosi sulla superficie in modo

spontaneo, forma una pellicola di ossidi. Dalla letteratura si evince che, tramite tale

pellicola, si potrebbe instaurare un legame chimico tra i due materiali. E' opportuno



45

osservare che la natura del legame chimico che si instaura tra il titanio e la ceramica e'

ancora oggetto di studio.

Si ritiene, comunque, che gli ossidi superficiali si dissolvano nella ceramica e che

quest'ultima entri in contatto atomico con la superficie del titanio. Durante la cottura

della ceramica, inoltre lungo l'interfaccia si verifica una diffusione di componenti della

ceramica nello strato superficiale del titanio e viceversa. Tale diffusione riguarda

comunque uno spessore di soli pochi micrometri.

Tutto ciò comporterebbe la formazione di legami chimici primari tra i due materiali,

grazie alla formazione di ponti di ossigeno tra gli atomi dei metalli ossidabili del titanio

e della ceramica. Inoltre contribuirebbero all'unione tra i due materiali anche legami

chimici secondari. Si ricorda, in ogni caso, che per la formazione di una soddisfacente

aderenza tra i due materiali e' necessario che la superficie del titanio sia esente il più

possibile da residue di sostanze contaminanti e che durante la cottura la fase vetrosa

della ceramica la bagni intimamente e penetri in tutte le sue irregolarità.

Se ciò non si verifica in materia soddisfacente, lungo l'interfaccia tra la ceramica e il

titanio possono formarsi numerose porosità che riducono l'adesione tra i due materiali.

Si ricorda, in particolare, che i residui di sostanze organiche presenti sulle superfici del

titanio, possono generare la formazione d prodotti gassosi durante la cottura della

ceramica, con la conseguente formazione di numerose piccole porosità tra i due

materiali; questo può favorire la formazione di incrinature che collegano le porosità

suddette e che si estendono nella ceramica.

Per questi motivi e' opportuno preparare con la massima cura le superfici destinate a

ricevere la ceramica, impiegando i metodi e gli strumenti più idonei. Il legame chimico

tra titanio e ceramica concorre con quello di compressione della ceramica, causato dalleleggere differenze dei coefficienti di dilatazione lineare, e quello meccanico dovuto alla

lavorazione ruvida della superficie del titanio, a rendere stabile l'intero sistema metallo-

ceramica.

Dalle osservazioni precedenti risulta evidente che, dopo un'accurata scelta e

preparazione dei materiali per caratterizzare il legame titanio-ceramica, bisogna

investigare all'interfaccia tra i due.



46

Di seguito si illustreranno i risultati recentemente ottenuti dall’equipe di ricerca del

prof. B.Brevaglieri (“La Sapienza” di Roma) raggruppando gli obbiettivi nei seguenti

punti:

1. Descrivere la morfologia e le microstrutture interfacciali dopo l'applicazione della

porcellana su provini in titanio, che hanno subito diversi tipi di trattamenti superficiali.

2. Analizzare la composizione lungo l'interfaccia metallo-ceramica tramite analisi degli

spettri radiografici a dispersione di energia.

3. Valutazione dell'aderenza secondo il metodo proposto dalla prova di aderenza dettato

dalla norma ISO 9693.

Per la realizzazione della fase sperimentale, e' stato scelto del titanio commercialmente

puro di grado 2. La procedura di fusione del titanio puro e' stata eseguita con una

fonditrice ad arco voltaico sotto protezione di gas argon del tipo Orotig 201 F; prima di

passare alla fusione vera e propria e' stato realizzato un cilindro con rivestimento a

legante ceramico per evitare l'eccessiva formazione di alpha-case (pelle da fusione). Le

temperature raggiunte dal forno sono state rispettivamente di:

T° del forno di preriscaldamento: da 0°C a 870°C con velocità di salita di 5°C/min;

T° finale di fusione: 450°C;

La fusione e' stata realizzata sotto un'atmosfera controllata di gas argon. A fusione

terminata il cilindro e' stato raffreddato velocemente, quindi e' stato effettuato un

peanning del manufatto con palline di plastica/vetro per togliere eventuali rivestimenti.

In questo modo sono stati realizzati nove provini uguali di dimensioni 54x13x1,5 mm.

I provini sono stati denominati in maniera diversa, poiché hanno subito procedure

diverse per quanto riguarda la preparazione superficiale:

Provini tipo A: il primo gruppo di provini, denominati A1, A2, A3 non hanno subitoalcun trattamento superficiale. Come si e' appena visto, essi provengono da fusione e

poiché il titanio ad elevata temperatura aumenta la sua reattività con l'ossigeno e il

rivestimento, e' ricoperto dal noto alpha-case. Si e' voluto quindi mantenere per questi

primi tre provini, l'alpha case originario da fusione.



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Provini tipo B: i provini B1, B2, B3, hanno subito un'asportazione dell'alpha-case

mediante un trattamento superficiale con frese al nitruro di zirconio e preparazione della

superficie con sabbiatura di biossido di alluminio a 250 micron.

Provini tipo C : i provini C1, C2, C3, provenienti anch'essi da fusione sono stati

inizialmente trattati con frese al nitruro di zirconio, quindi sabbiati con biossido di

alluminio a 250 micron e subito sottoposti ad una ossidazione sotto vuoto da 500°C a

800°C.

Su tutti i 9 provini e' stato poi applicato il rivestimento ceramico. Su i provini A e B e'

applicato un rivestimento di ceramica di Tipo 1, mentre sui provini di tipo C e' stata

applicata ceramica di Tipo 2 la cui composizione e' illustrata nella Tabella 5.2.

ossido ceramica Tipo 1 ceramica Tipo 2

SiO2 53.1% 49.4%

Al2O3 14.9% 3.2%

K 2O 8% 14.2%

Na2O 6%BaO 5.8%

CaO

TiO2 3.3% 6%

ZrO2

SnO2 20.2%

Altri 9.2% 4%

Ceramica utilizzata per provini A-B

Ceramica utilizzata per provini C

Tabella 5: composizione delle ceramiche utilizzate.

Dopo la cottura degli strati di ceramica, tutti i provini sono stati sezionati con una sega

diamantata raffreddata ad acqua, asportando una parte del provino lunga 4 mm (ossia di



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dimensioni 54x13x1,5 mm). Tali sezioni dei provini sono state quindi inglobate in

resina autopolimerizzante per l'analisi al microscopio elettronico. Dopo la completa

polimerizzazione della resina, gli assemblati sono stati poi puliti agli ultrasuoni per 10

minuti e quindi lucidati mediante carte abrasive al SiC 240, 320, 400, 600. La pulitura

finale dei campioni e' stata effettuata su piatti rotanti con pasta pulente di ossido di

alluminio da 1 micron e da 0,3 micron. I campioni sezionati sono stati quindi rivestiti

con un sottilissimo strato di carbonio a conduzione elettrica per l'esame SEM.

I provini ridotti a dimensioni pari a 50x13x1,5 mm dall'asportazione dei provini

destinati all'analisi al SEM, sono stati sottoposti alla prova di adesione. Per lo sviluppo

della prova di adesione si e' fatto riferimento alla norma UNI-EN-ISO 9693, tale

normativa specifica i requisiti e i metodi di prova per i prodotti metallo-ceramica

utilizzati nelle restaurazioni dentali.

Dopo aver applicato la ceramica sui provini, questi sono stati piegati a 90 gradi,

appoggiandoli con la loro parte centrale su un cilindro di 10 mm di diametro, in modo

che la ceramica si trovi sul lato opposto rispetto a quello che entra in contatto con il

cilindro, la ceramica, cioè si trova sul lato sottoposto a trazione.

Le piastrine sono state quindi raddrizzate e, dopo aver allontanato le parti in ceramica

staccatesi ma ancora aderenti, si è passati al SEM per analizzare le aree dalle quali la

ceramica si è staccata valutando la percentuale di superficie sulla quale la ceramica è

trattenuta in superficie.

Provini del tipo A : in Figura 5.1 e' rappresentata un'immagine monocromatica

ingrandita (x200) al SEM dell'interfaccia titanio-ceramica, prima della prova di

adesione. La parte scura a sinistra rappresenta la ceramica Tipo 1, la parte chiara a

destra la matrice di titanio. In Figura 5.2 è mostrata una micrografia della superficiedella matrice di titanio dopo la prova di adesione. Risultano evidenti le cricche

trasversali derivanti dalla piegatura; le aree di colore scuro rappresentano la ceramica

trattenuta sulla superficie del titanio (area chiara).

Provini del tipo B sulla superficie di titanio dopo la piegatura risultano evidenti le

cricche trasversali derivanti dalla piegatura stessa. L'area chiara rappresenta la matrice

di titanio, vi sono rare tracce di ceramica (isole scure). Si è avuta anche in questo caso,



49

una completa eliminazione della ceramica dal titanio per cui la superficie si presenta

piana e priva di irregolarità.

Provini del tipo C: Si nota all'interfaccia con il titanio, uno strato sottile e continuo di

colore più chiaro, dello spessore di 6-7 micron circa, che si adatta alla superficie del

titanio ricalcandone le irregolarità.

Si e' visto in questo studio che, con le procedure di fusione attualmente praticate, si

forma sulla superficie del titanio, una scoria superficiale di ossido di titanio di spessore

variabile.

Al di sotto della scoria di ossido, inoltre, esiste una regione in cui e' presente ossigeno in

soluzione solida, Ti(0), immediatamente sopra lo strato superficiale del titanio puro.

Dopo l'applicazione della ceramica, risulta evidente che qualsiasi tipo di ossido, sia

quello formato dalla grande stabilità termodinamica del titanio (provini tipo A), sia

quello proveniente solo dalla soluzione solida nel caso in cui la scoria di ossido sia stata

asportata (provini tipo B), sia quello in cui si forma un ossido sottile (provini tipo C),

reagisce con la ceramica diffondendosi nella stessa durante il trattamento termico di

cottura.

In questi casi, dopo la prova di aderenza, il distacco tra i due materiali è avvenuto

principalmente all'interfaccia titanio/ossido di titanio, generando una frattura di tipo

adesivo, che ha comportato fenomeni di delaminazione per i provini del tipo B.

Il distacco dei provini di tipo A è stato causato da una frattura di tipo misto, ma ha dato

comunque un legame insoddisfacente.

Per ottenere un legame tra i due materiali e' necessario che reazioni leganti avvengano

all'interfaccia titanio/ceramica. La stabilità termodinamica dell'ossido di titanio è

maggiore di quella dei vari ossidi di cui la ceramica è costituita; è quindi importanteanche analizzare la stabilità degli ossidi che costituiscono la ceramica per favorire lo

scambio chimico tra ceramica e ossido di titanio.

Un trattamento di sabbiatura seguito da un'ossidazione sottovuoto, così come effettuato

nella nostra metodologia (provini tipo C), fa sì che il titanio, a cottura completata, formi

il suo strato di ossido interagendo con gli ossidi della ceramica stessa contenenti Sn

formando quindi una reazione legante all'interfaccia. L'aderenza in questo caso è



50

maggiore del 50%, come richiesto dalle normative; particolarmente importante è che la

ceramica descritta nella Tabella 5.3 e usata per il provino C ha un alto contenuto di Sn

che avendo una minore affinità per l'ossigeno del titanio favorisce la reazione

all'interfaccia.

La stessa aderenza non si ha con il provino di tipo B in quanto, non eseguendo una

preossidazione e non essendo la ceramica composta da ossidi termodinamicamente poco

stabili, non è favorita la reazione all'interfaccia.

Conclusione: il legame titanio/porcellana dipende dal tipo di reazioni che si svolgono

all'interfaccia.

La formazione di un film d'ossido, di tipo termodinamico sulla superficie del titanio,

porta, dopo la prova di adesione, un'elevata delaminazione della porcellana.

Solo la formazione di una sottile pellicola di ossidi sulla superficie del titanio abbinata

ad una composizione della ceramica con ossidi poco stabili porta ad una unione chimica

tra titanio e ceramica con forte aderenza 60% come illustrato in Tabella 5.3.

E' da considerare inoltre che gli ossidi superficiali si dissolvono nella ceramica e

viceversa in contatto con la superficie del titanio.

LAVORAZIONI ORTODONTICHE DEL TITANIO

Fusione

Dal 1990 esistono in commercio macchine per la fusione del titanio senza che la sua

struttura cristallina possa essere alterata. Ciò nonostante i rivestimenti idonei a ricevere

una fusione così pura senza alterarla entrano in scena due anni più tardi circa.

Figura 6.1 : apparato per la fusione del titanio Orotig 200F.

Da questo momento non è difficile notare che il titanio trova un sempre più ampio uso

nelle protesi odontoiatriche.



51

Questo è dovuto soprattutto alle sue caratteristiche vantaggiose per le ricostruzioni

odontoiatriche quali: la biocompatibilità, la resistenza alla corrosione, la bassa

conduttività termica e il basso peso specifico del materiale. Specialmente nel campo

dell'implantologia il titanio trova un uso sempre più frequente per le strutture su

impianti.

Dall'evoluzione del precedente modello a doppia camera (vedi Figura 6.1) dove la

fusione e colata avvenivano in camere separate, è nata l'ultima innovazione nella

fusione e colata del Titanio. Il sistema monocamera (brevetto Orotig) permette di

ottimizzare le caratteristiche della pressofusione nella colata del titanio.Questa nuova

configurazione monocamera, permette di fondere il Titanio, sul crogiolo di rame,

vicinissimo al cono di alimentazione del cilindro di colata così da avere un tempo di

trasferimento più breve del Titanio fuso dal crogiolo al modellato, mantenendone la

massa più calda e compatta e con tempi di riempimento del modellato molto più rapidi.

Queste caratteristiche portano ad una riproduzione estremamente fedele dei margini

delle modellazioni e l'utilizzo di tecniche più semplici da parte dell'operatore.

La stessa configurazione monocamera permette di fondere il Cromo-Cobalto con la sola

sostituzione del crogiolo.

Vantaggi principali:

Il titanio fuso è vicinissimo al cono di alimentazione del cilindro di colata ;

Il trasferimento del titanio fuso dal crogiolo al cilindro di colata, risulta molto breve e la

massa di titanio rimane molto compatta ;

Il titanio perde meno calore e viene quindi iniettato nel cilindro ad una temperatura più

elevata ;

Doppia valvola di sovra-pressione per una iniettata del titanio pressoché istantanea ;Riproduzione estremamente fedele dei margini delle modellazioni ;

Semplicità nelle operazioni di caricamento e posizionamento del cilindro di colata nella

fonditrice ;

Doppio controllo del vuoto tramite dispositivo analogico, per basso livello di vuoto, e

sonda Pirani per verifica dell'alto vuoto ;

Sistema di fusione completamente automatico;



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Tecnica di laboratorio semplificata;

La saldatura laser rappresenta oggi la soluzione più veritiera e futurista

nell'assolvimento delle metodiche e delle normative che riguardano l'unione e

l'assemblaggio di componenti protesiche dentali. Saldare con il laser diventa così non

solo un sistema avanzato, ma si trasforma in una filosofia di lavoro che mira alla totale

biocompatibilità, tanto quanto alla ergonomizzazione dell'operatività e della gestione

dell'impresa. La migliore integrazione nel laboratorio è rappresentata soprattutto dalla

facilità d'installazione e di utilizzo. Tutto ciò nel totale rispetto

Elettroerosione

Il fresaggio dell’apparecchio in titanio prodotto ha la funzione di eliminare le eventuali

forze (quelle verticali verso il basso, le trasversali e le orizzontali ) che nascono nel caso

eventuale esistessero delle imprecisioni di montaggio o di sagomatura dell’eventuale

protesi o scheletrato.

Il frenaggio si esegue principalmente per elettroerosione del metallo.

L'elettroerosione è in uso da quasi 50 anni nell'industria degli utensili e degli stampi.

L'idea dell'elettroerosione venne, da parte dell'uomo, dall'osservazione del fulmine: una

forma naturale di elettroerosione. Alla fine del 1700 Sir Joseph Priestij studiò il

fenomeno della scarica elettrica e il suo effetto erosivo sui conduttori metallici.

Poco dopo la II Guerra Mondiale, i fratelli russi Lazarenko annunciarono la loro prima

macchina ad erosione elettronica. I progressi tecnologici che si sono avuti tra gli anni

1950 e gli anni 1970 hanno fatto sì che l'elettroerosione divenisse un'importante

processo di fabbricazione per l'industria.

Particolarmente importante è stata l'invenzione del transistor, perché i comandi a stato

solido hanno aumentato la velocità e l'affidabilità dell'apparecchiatura.L'applicazione della tecnologia dei computer durante gli anni '70, ha fornito maggiore

accuratezza al processo ed ha reso possibile lo sviluppo di macchine per elettroerosione

più sofisticate.

L'elettroerosione può essere definita un processo di rimozione del metallo che,

attraverso un elettrodo di polo opposto, attiva delle scintille attraverso un campo

magnetico. Tutta questa lavorazione è eseguita in mezzo liquido fluido in condizioni



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accuratamente controllate: il mezzo fluido, solitamente un olio fluido, viene chiamato

olio dielettrico.

Esso funge da isolante, conduttore e refrigerante e sciacqua via le particelle di metallo

asportate dalle scintille.



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Conclusioni

Il titanio grazie alle sue caratteristiche si sta imponendo sin molti settori commerciali, in

particolare abbiamo visto come le sue qualità ne facciano un elemento di elezione nel

campo medicale, non possiamo che aspettarci un suo sempre più largo impiego, anche

in unione ad altri materiali compositi.

Da alcuni anni i ricercatori hanno cominciato a prendere in considerazione il Ti come un

materiale utilizzabile nell'odontoiatria restauratrice ed in implantologia, soprattutto per

la sua biocompatibilità ma anche per la resistenza alla corrosione, il basso peso

specifico (4 volte inferiore a quello dell'Oro) e la sua bassa conducibilità termica (14

volte minore a quello dell'Oro). Ne sono esempi del suo impiego da parte dell'industria,

la realizzazione degli impianti, componenti protesici, perni monconi, fili ed archi per

ortodonzia.

Gli odontotecnici e gli odontoiatri sono stati indotti a iniziare a utilizzarlo come

materiale per i restauri orali, soprattutto per alcune tra le sue proprietà come quelle di:

biotollerabilità, resistenza alla corrosione, atossicità, assenza di sapore, leggerezza,

durezza, resistenza alla masticazione.

I principali argomenti contro il Ti possono essere così riassunti: fusione non

sufficientemente precisa; formazione di uno strato di ossido sulle superfici; distacchi del

rivestimento in ceramica; porosità interne; porosità superficiali che permettono

accumuli di placca maggiori che con leghe tradizionali.



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