1 INFLUÊNCI D EMPERUR DE SINERIZÇÃO NS PROPRIEDDES DS CERÂMICS BIOCOMPÍVEIS E l 2 O 3 C. Santos 1 ; L. H. P. eixeira 1 ; D. M. B. Sudo 1 ; K. Strecker, K. 1 ; C. N. Elias 2 1 FENQUIL-DEMR Polo Urbo Industrial, s/n, Gleba I-6, Lorena/SP, CEP. 126-2 IME - Pça. Marechal do r Eduardo Gomes, 5, S. J. Campos SP, CEP. 12228-94 claudinei@ppgem.faenquil.br RESUMO Nesse trabalho, estudou-se a importância da temperatura final de sinterização na densidade relativa, perda de massa e nas fases cristalinas das cerâmicas e l 2 O 3, para futuras aplicações como implante dentário. lém da alumina, dois tipos de pós de zircônia foram analisados: zircônia com tamanho médio de partículas de,9 µm (Z-3YSB) e,15µm (Z-3Y-E), ambos estabilizados com 3%mol.Y 2 O 3. s amostras foram compactadas por prensagem uniaxial a frio (1 MPa) e em seguida, sinterizadas em temperaturas variando entre 145 e 165 o C, com um patamar constante de 6 minutos. s zircônias apresentaram dureza na ordem de 13 GPa, independentemente da temperatura utilizada, enquanto a alumina apresentou aumento da dureza em função do aumento da densificação, chegando a 15 GPa. Os resultados de tenacidade à fratura foram de 8 MPam 1/2 (Z-3YSB) e 11 MPam 1/2 (Z-3Y-E), da, e de 4 MPam 1/2 da l 2 O 3. De uma forma geral, foi observado um aumento do nível de densificação e das propriedades mecânicas dos materiais cerâmicos, em função do aumento da temperatura utilizada. Palavras-Chave: Cerâmicas biocompatíveis,, l 2 O 3, sinterização, propriedades mecânicas INRODUÇÃO Nos últimos anos, as cerâmicas óxidas a base de zircônia ( ) e alumina (l 2 O 3 ) vem sendo muito estudadas na odontologia devido as suas características mecânicas (alta tenacidade à fratura no caso da e elevada dureza para a l 2 O 3 ), além de sua biocompatibilidade e estética (1-3).
2 Nesse contexto, a utilização de componentes protéticos cerâmicos na implantodontia torna-se um campo de amplo interesse pelos profissionais que trabalham nessa área de conhecimento. substituição de infra-estruturas metálicas por cerâmicas na confecção de implantes, pode vir a melhorar as características estéticas das próteses finais (2,4). O comportamento frágil dos materiais cerâmicos é uma das maiores barreiras ao uso desses materiais, principalmente quando sujeitos à esforços mecânicos cíclicos, como é o caso de implantes dentários (2,4,5). Uma maior confiabilidade dos materiais cerâmicos está relacionada diretamente às melhorias das condições de processamento (6,7), quer seja pela diminuição da porosidade, ajustando as condições de sinterização, quer seja pela melhoria da tenacidade à fratura, obtida, entre outras coisas, pelo controle microestrutural do material. Nesse trabalho foi avaliado o efeito da temperatura de sinterização nas propriedades físicas e mecânicas de dois materiais cerâmicos comerciais, distintos: zircônia estabilizada com ítria ( +3%Y 2 O 3 ) e alumina calcinada (α l 2 O 3 ). MERIIS E MÉODOS Os materiais a utilizados neste trabalho são: a) Zircônia ( ) tetragonal estabilizada com 3%mol de ítria (Y 2 O 3 ) Z-3YSB contendo ligante depositado por spray-drier, adquirida da osoh-japão. b) Zircônia ( ) ultra fina, estabilizada com 3%mol de ítria (Y 2 O 3 ), Z3Y-E, adquirida da osoh-japão. c) Óxido de alumínio (l 2 O 3 ), tipo - SG da lcoa-eu. s principais características desses materiais são apresentadas na abela I. abela I Características do pós cerâmicos utilizados na sinterização (dados do fornecedor). Identificação Material Pureza (% em peso) MP d 5 (µm) l-sg α-l 2 O 3 99,8,5 8,4 Z 3YSB - 3%Y 2 O 3 94,82 ZrO2 + 5,16 Y2O3,97 7, Z 3Y-E 3%Y 2 O 3 94,82 ZrO2 + 5,16 Y2O3,15 16, 3Y-E. Área superficial (m 2 /g) Figura 1 apresenta as características morfológicas das partículas do pós Z
3 Figura 1 - Características das partículas do pó Z 3Y-E, como recebido [ref]. Os pós, como recebidos, foram compactados utilizando matrizes cilíndricas, de diâmetro de 2 mm. O material foi compactado, ao ser submetido a prensagem unaiaxial à frio, sob pressão de 1 MPa, por 3 s. s amostras foram medidas, pesadas e submetidas a sinterização, utilizando forno MIEC 165. s amostras foram sinterizadas em temperaturas de 145, 15, 155, 16 e 165 C, com um tempo de patamar fixo de 6 minutos. O ciclo de sinterização utilizado foi: taxa de aquecimento de 1 C/min até 11 C e 5 C/min até a temperatura de sinterização pretendida. taxa de resfriamento acompanhou a inércia do forno. Os corpos sinterizados foram submetidos à pesagem, em balança de precisão, visando verificar a perda de massa durante a sinterização, comparando as massas dos corpos a verde com os corpos sinterizados. pós a pesagem, foi determinada a massa específica das amostras, utilizando método de imersão proposto por rquimedes. Os resultados da massa específica foram correlacionados com a massa específica teórica do material, obtendo-se a densidade relativa das amostras sinterizadas. s fases cristalinas presentes dos pós de partida, assim como das amostras sinterizadas, foram identificadas utilizando difratometria de raios-x. dureza dos materiais cerâmicos foi determinada seguindo a norma SM C1327-99 (8), utilizando o método de indentação Vicker s. Por razões estatísticas, foram realizadas 3 impressões Vickers nas superfícies de cada uma das amostras polidas, utilizando-se uma carga de 2 gf aplicada durante 3 s. pós a medição das diagonais de impressão, foram calculados os valores da dureza Vickers do material (GPa), conforme a equação :
4 P HV =,18544. 2 () d Onde: HV=Dureza Vickers (GPa); P=carga aplicada (N); d=média aritmética do comprimento das duas diagonais (mm). metodologia utilizada para a determinação dos valores de tenacidade à fratura das amostras, seguiu a norma SM C 1421-99 (9), a qual fornece o método de teste padrão para a obtenção da tenacidade à fratura a partir da medição do comprimento das trincas. Os valores de tenacidade à fratura serão calculados com base na equação 2 proposta por Evans (1) : Onde: K IC =,16 K IC = tenacidade à fratura do material (MPa.m 1/2 ); P = carga aplicada (N); E = módulo de elasticidade do material, calculado pela regra das misturas (GPa); H = dureza do material(gpa); a = semi-diagonal da impressão Vickers (m); l = comprimento da trinca(m); c = l + a (m); E H 1 2 P 3 c 2 (B) RESULDOS E DISCUSSÃO Caracterização dos corpos sinterizados Figura 2 apresenta os resultados de densidade relativa em função da temperatura de sinterização utilizada. Densidade Relativa (%D) 1 95 9 85 8 l 2 O 3 Z-3Y-SB Z-3Y-E Densidade Relativa (% D) 1 99 98 97 96 95 Z-3Y-SB Z- 3Y-E 94 145 15 155 16 165 emperatura ( C) 145 15 155 16 165 emperatura de Sinterização ( C) Figura 2 Influência da temperatura de sinterização na densificação dos materiais cerâmicos biocompatíveis.
5 Os resultados apresentados para a Zircônia indicam que, comparativamente, o nível de densificação alcançado é função inversa do tamanho médio das partículas. Pós muito finos (Z- 3Y-E) exibem níveis de densificação maiores, em temperaturas relativamente baixas. 15 C já é possível verificar níveis de densidade relativa acima de 99,5%. Esses resultados, quando comparados com o materials Z-3YSB, são justificados pela grande área superficial com conseqüente excesso de energia de superfície presente nos pós ultra-finos. ssim, os mecanismos de difusão são acelerados na sinterização, e a temperatura final de sinterização pode ser reduzida (6-7). No caso da alumina, temperaturas superiores a 16 C são requeridos para obtenção de corpos cerâmicos com densificação acima de 98%. Figura 3 apresenta os resultados de retração volumétrica desses materiais. Retração Volumétrica (%) 55 5 45 4 35 3 25 2 15 l 2 O 3 (Perda de massa - 5,62%) Z-3Y-SB (Perda de massa - 3,91%) Z-3Y E (Perda de massa - 1,64%) 145 15 155 16 165 emperatura de sinterização ( C) Figura 3 Influência da temperatura de sinterização na retração volumétrica dos materiais cerâmicos biocompatíveis. Os resultados apresentados na Figura 3, servem de auxílio no desenvolvimento de matrizes para confecção de peças cerâmicas com geometrias próximas da geometria final de uso. Observa-se que, por exemplo, ao escolher 16 C como a temperatura de sinterização do Z-3Y-SB, as matrizes devem ser desenhadas considerando-se uma retração de 43% no volume do corpo a verde (amostra compactada). Isso minimiza a utilização da usinagem de acabamento das peças cerâmicas, notadamente uma das etapas mais complexas na confecção desses materiais. s diferenças de retração entre os materiais são explicadas em função da diferença de tamanho de partículas que se refletem em diferentes densidades a verde, quais sejam, 65% (l 2 O 3 ), 58% (Z-3Y-SB) e 45% (Z-3Y-E).
6 Os resultados dos difratogramas de raios X, dos pós de partida, e das amostras sinterizadas são apresentados nas Figuras 4 a 6. 3 25 Pó Z 3Y-E 8 Z 3Y-E 145 C 2 15 5 M M 6 4 2 24 26 28 3 32 34 36 38 4 24 26 28 3 32 34 36 38 4 5 4 Z - 3Y-E 165 C 3 2 24 26 28 3 32 34 36 38 4 Figura 4 Difratogramas de raios X das cerâmicas Z 3Y-E: (M) martensítica, () tetragonal. 3 Pó de Z 3YSB Matéria prima M 5 25 Z 3YSB - 145 C 2 15 M M 4 3 2 5 24 26 28 3 32 34 36 38 4 24 26 28 3 32 34 36 38 4 5 Z 3YSB - 165 C 4 3 2 24 26 28 3 32 34 36 38 4 Figura 5 Difratogramas de raios X das cerâmicas Z 3YSB: (M) martensítica, () tetragonal.
7 18 16 14 12 8 6 α-l 2 O 3 4 2 2 3 4 5 6 7 5 4 3 2 α l 2 O 3-165 C 2 3 4 5 6 7 Figura 6 Difratogramas de raios X da lumina utilizada nesse trabalho: () α-l 2 O 3. Os resultados de difração de raios-x apresentados nas Figuras 4 e 5, indicam que as amostras Z-3Y-E e Z-3Y-SB são constituídas de zircônia tetragonal, em qualquer condição de sinterização estudada. Comparando com os pós de partida verifica-se que a fração de monoclínica presente no material de partida foi completamente transformada tetragonal, coerentemente com o diagrama de fase Y 2 O 3 (1,11). s amostras de alumina são predominantemente de fase α, sem que ocorram alterações cristalográficas desde o pó de partida, conforme observado na Figura 6. Propriedades Mecânicas Os resultados de dureza são apresentados em função da temperatura utilizada, na Figura 7. Dureza (HV) 16 15 14 13 12 11 9 8 7 l 2 O 3 Z-3Y-SB Z-3Y-E 145 15 155 16 165 emperatura de sinterização ( C) Dureza (HV) 138 136 134 132 13 128 Z-3Y-SB Z-3Y-E 145 15 155 16 165 emperatura ( C) Figura 7 Influência da temperatura de sinterização na dureza dos materiais cerâmicos biocompatíveis.
8 Pode-se verificar que a temperatura de sinterização tem influência significativamente na l 2 O 3, e esse comportamento está diretamente relacionado com o aumento da densidade relativa. alumina mais densa chegou a alcançar uma dureza da ordem de 15 GPa. Na zircônia, esse comportamento é observado, porém em muito menor escala, com dureza em torno de 13 GPa. Figura 8 apresenta os resultados de tenacidade à fratura em função da temperatura. enacidade à Fratura (K IC ) 12 11 1 9 8 7 6 5 4 Z 3YSB Z 3Y-E 145 15 155 16 165 emperatura ( C) Figura 8 Influência da temperatura de sinterização na tenacidade à fratura dos materiais cerâmicos biocompatíveis. Nesses casos, verifica-se um leve aumento da tenacidade em função da temperatura. mostras com pós finos, Z 3Y-E apresentaram tenacidade à fratura superior ao Z-3YSB, com valores máximos de 11 e 8 MPam 1/2, respectivamente. s características das partículas, e consequentemente, da microestrutura após sinterização, podem justificar essas diferenças, porém, observações miceroestruturais deverão ser realizadas. Devido a porosidade, somente amostras de l 2 O 3 a 16 e 165 C, foram submetidas a indentações, apresentando tenacidade de 3,9 e 4,3 MPam 1/2, respectivamente. Na Figura 9 estão algumas indentações características dos testes realizados.
9 Z 3Y-E 155 C Z 3YSB 155 C Figura 9 - Fotografia indicando as impressões geradas pelas indentações piramidais Vickers (x), CONCLUSÃO Nesse trabalho foi estudada a influência da temperatura de sinterização de pós cerâmicos comerciais para futura obtenção de implantes odontológicos, ou componentes protéticos. Foi observada uma relação entre o tamanho inicial de partículas da Zircônia nas propriedades e na sinterização. Pós mais finos (Z3Y-E) apresentaram densidade relativa superior a 99%, em temperaturas superiores a 15 C e apresentaram dureza de 13 GPa e tenacidade à fratura de 11 MPam 1/2, enquanto a cerâmica Z-3Y-SB, apresentou densificação superior a 99% em 16 C, dureza de 13 GPa e tenacidade de 8 MPam 1/2. alumina somente foi sinterizada com densidade relativa próxima a 98% em temperaturas acima de 16 C, com dureza de 15 GPa e tenacidade de 4 MPam 1/2. GRDECIMENOS Os autores agradecem a FPESP pelo apoio financeiro através dos processos 4/4386-1 e 4/13149-3, e ao IPEN, pelo fornecimento de matéria-prima. REFERÊNCIS 1- R. SEVENS, n introduction to zirconia: Zirconia and zirconia ceramics. 2nd Ed wickenham: Magnesium elektrum, 1986. 2- K. J., NUSVICE, Phillips, Materiais Dentários, 11ed., Elsevier, 25 3- W. H., GIZEN, lumina as a ceramic material, 253p, US, 1985. 4- R. VN NOOR, Introdução aos materiais dentários, 2 ed. rtmed, 24.
1 5- D.R.R.LZR, V.USSUI, M.C.BOINO, L.F.VLNDRO, M..BOINO, Caracterização de cerâmicas à base de alumina e zircônia para aplicações odontológicas, 48 CBC Congresso Brasileiro de Cerâmica, Curitiba-PR, 24. 6 - F. HÜMMLER, R. OBERCKER, n Introduction to Powder Metallurgy, he Institute of Materials, 1993, 332 7 - R. M., GERMN, Sintering heory and Practice, John Wiley and Sons, 1996, 55p. 8 - SM: C1327-99, Standard test method for vickers indentation hardness of advanced ceramics, pp. 1-8, 1999. 9 - SM: C-1421-99, Standard test method for determination of fracture toughness of advanced ceramics at ambient temperature, pp. 1-32, 1999. 1-.G.EVNS, E.. CHRLES, Fracture ougness Determination by Indentation, J. m. Ceram. Soc., v. 59, n. 7-8, pp. 371-372, Jul/ug. 1976. 11 - R. SEVENS, Engineering properties of zirconia, SM Handbook, 1997.
11 INFLUENCE OF SINERING EMPERURE IN HE PROPERIES OF BIOCOMPIBLE ND l 2 O 3 CERMICS Santos, C. 1 ; eixeira, L.H.P. 1 ; Sudo, D. M. B. 1 ; Strecker, K. 1 ; Elias, C.N. 2 ; BSRC In this work, the influence of maximum sintering temperature on the relative density, mass loss and phase composition of and l 2 O 3 ceramics for dental implants, has been studied. Besides l 2 O 3, two commercial powders were studied: with average particles size of.9 µm (Z-3YSB) and,15µm (Z-3Y-E), both of them stabilized with 3 mol.% Y 2 O 3. Samples were produced by cold uniaxial compaction under a pressure of 1 MPa and subsequent sintering at temperature ranging on 145 and 165 C, for 6 min. Both specimens exhibited Vicker s hardness of 13GPa independent of the sintering temperature employed, while in l 2 O 3 specimen an increase in the hardness with increasing sintering temperature, has been observed, reaching 15 GPa. he fracture toughness of Z-3YSB was 8 MPam 1/2 and 11 MPam 1/2 (Z-3Y-E), while l 2 O 3 exhibited a K IC value of only 4 MPam 1/2. In general increased densities and mechanical properties have been observed with increasing sintering temperatures. Key-words: Biocompatible ceramics,, l 2 O 3, sintering, mechanical properties.