Ortodontické dráty z Beta-titanových slitin (Souborný referát) Orthodontic wires of Beta-titanium alloys (A review)

Ortodontické dráty z Beta-titanových slitin (Souborný referát) Orthodontic wires of Beta-titanium alloys (A review) Martin Kotas, MUDr. Ortodontické odd., II. stomatologická klinika LF Univerzity Palackého v Olomouci Dep. of Orthodontics, Medical Faculty of Palacký University, Olomouc Souhrn Článek se zabývá ortodontickými dráty zhotovenými ze slitin titanu, se zvláštním přihlédnutím k titanové slitině beta III. Je podán popis struktury titanových slitin, jejich mechanické a technologické vlastnosti a postavení beta titanu v sortimentu ortodontických drátů. (Ortodoncie 2001, roč.10, č.1, str. 24-34) Summary The orthodontic wires of beta-titanium alloys are reported, with speciál reference to beta III titanium alloy. Titanium alloy structure and its mechanical and technological properties are descríbed as well as the position of beta-titanium among the assortment of orthodontic wires. (Ortodoncie 2001, Vol.10, No.1,p. 24-34) Klíčová slova: beta-titanové slitiny, ortodontické dráty. Key words: beta-titanium alloys, orthodontic wires. Článek se zabývá ortodontickými dráty zhotovenými zeslitin titanu, se zvláštním přihlédnutím ktitanové slitině beta III. Podává popis struktury titanových slitin, jejich mechanické a technologické vlastnosti a postavení /Mitanu v sortimentu ortodontických drátů. Historicky bylo motivací vzniku /Mitanových ortodontických drátů vyvinout drát z materiálu, který by měl výhodnější mechanické a technologické vlastnosti než slitiny používané do té doby - zlato, korozivzdorná ocel, chromkobalt a nikltitan [1]. Pro praktickou potřebu je účelnější než absolutní hodnoty mechanických charakteristik srovnávání klinicky významných vlastnosti drátů z /Mitanu s dráty z jiných slitin. The article deals with orthodontic wires of titanium alloys, with speciál reference to beta III titanium alloy. Titanium alloy structure and its mechanical and technological properties is described as well as the position of /Mitanium among the assortment of orthodontic wires. From historical perspective, the origin of /Mitanium orthodontic wires was motivated by the efforts to develop a wire materiál that would possess more favorable mechanical and technological properties than hereto applied alloys - gold, stainless steel, cobalt-chromium and nickel-titanium [1]. For practical use, it is more useful to compare clinically important properties of /Mitanium wires with those 24

ORTODONCIE Odborná práce ročník 10 č. 1.2001 Složení a mikrostruktura Čistý titan existuje v tuhé fázi ve dvou alotropních modifikacích: do bodu fázové transformace asi 882 C je stálá fáze a s hexagonální krystalovou mřížkou, při vyšších teplotách fáze /?s tělesně středěnou krychlovou mřížkou. Fázové přeměny typu mřížky jsou jedním z rozhodujících faktorů, které mají vliv na mikrostrukturu a mechanické vlastnosti slitiny. Teplotu fázové transformace výrazným způsobem ovlivňují legující prvky. Mezi prvky výrazně stabilizující js-fázi patří přechodné kovy molybden, vanad a niob, které stabilizují krychlovou /?-fázi a snižují teplotu fázové transformace a^p (tzv./?-stabilizéry); jiné kovy jako hliník nebo příměsi (kyslík, dusík) ji naopak zvyšují. Některé prvky, jako jsou zirkonium nebo cín, mají na teplotu fázové transformace jen malý vliv, podporují však příznivou strukturu slitiny jiným způsobem (sekundární /^-stabilizéry), mj. během fázových přeměn bránítvořeníse křehké co-fáze a zpomalováním fázové transformace ovlivňují velikost zrna. Přidáním velkého množství /^-stabilizujících prvků lze i při normálních teplotách zajistit slitiny se stabilní nebo metastabilní fází ft. Technické slitiny titanu se dělí několika způsoby, převažuje dělení podle struktury na slitiny a, slitiny f} a dvoufázové slitiny a+p [2]. Vlastnosti slitiny však nezávisí jen na chemickém složení a na podílu obou fází, ale zejména na podmínkách tepelného zpracování, kterým se mění fázové složení a morfologie struktury a mohou vznikat nové strukturní složky [3]. Vhodnou úroveň pevnosti a plasticity slitin f} a u+fí lze ovlivňovat procesem tepelného zpracování, tzv. precipitačním zpevňováním [4]. Na rozdíl od oceli se režimem tepelného zpracování mění i modul pružnosti slitiny o určitém složení. Proces se skládá ze dvou částí: rozpouštěcího žíhání a stárnutí. Po rozpouštěcím žíhání nateplotu maximální rozpustnosti tuhého roztoku následované prudkým ochlazením je slitina vysoce tažná a drát z ní zhotovený lze dobře tvarovat. Během umělého stárnutí za zvýšené teploty se slitina vylučováním jemných složek zpevňuje a tažnost klesá. Obdobně se tažná slitina po rozpouštěcím žíhání vytvrzuje plastickou deformací při tvarování drátu. Slitiny p obsahují velké procento prvků stabilizujících j6-fázi (V, Mo, Nb). Tato skupina je vzhledem ke svým mechanickým a technologickým of tne other alloys than just to present the absolute values of its mechanical characteristics. Composition and microstructure Pure titanium is known in two solid statě allotropic modifications: a-phase with hexagonal crystal lattice existing below a phase transformation temperature at about 882 C, /?- phase with body-centred cubic crystal lattice existing above this temperature. Phase transformations of lattice type represent one of the critical factors influencing the microstructure and mechanical properties of the alloy. The temperature of the phase transformation is to a great extent influenced by alloying elements. Elements stabilizing the /?-phase considerably include the transient metals molybdenům, vanadium and niobium that stabilize the cubic /?- phase and reduce the temperature of <x->/? phase transformation (so called /?-stabilizers); conversely, aluminium or "interstitial" elements (oxygen, nitrogen) increase this temperature. Zirconium and tin háve only a limited effect on the phase transformation temperature, however, they may positively influence the alloy structure in some other ways (secondary jff-stabilizers), among others by inhibiting the generation of brittle tu-phase during phase transformation and by influencing the grain-size due to their capability to decelerate the phase transformation. With large amounts of /?-stabilizing elements added it is possible to provide stable or metastable phase /? at room temperature. Titanium alloys can be subdivided using several criteria, with that of division according to structure into a-alloys, /?- alloys and two-phase a+/?-alloys prevails [2]. The properties of alloy are dependent not only on its chemical composition and proportion of either phase, but particularly on the conditions of heat treatment, which is critical for phase composition changes and structure morphology, leading potentially to new structure components [3]. A suitable level of strength and plasticity of j8 and a+j8 alloys can be approached through a proceduře of heat treatment - the so-called precipitation strengthening [4]. In contrast to steel, the heat treatment process includes also alteration of the alloy's elasticity modulus, with its particular composition. The proceduře comprises two phases: solution annealing and ageing. After solution annealing up to the maximum solubility 25

vlastnostem využitelná také jako materiál ke zhotovování ortodontických pružinových drátů, neboť se vyznačují vysokou pevností a houževnatostí a dobrou tvárností. Míra pevnosti a plasticity je podmíněna režimem tepelného zpracování (teplotě ohřevu, podmínkách ochlazení, typu stárnutí), které má vliv na obsah fáze ft a velikost zrna. Využitelné slitiny patří do skupiny tzv. metastabilních /^-slitin s isomorfními /^-stabilizéry (zvi. Mo, V, Nb). Za pokojové teploty lze js-fáze dosáhnout pouze rychlým ochlazením slitiny. Stárnutím a mechanickým tvářením se js-fáze rozkládá a polymorfně přeměňuje. Morfologie vznikající a-fáze závisí na komplexních podmínkách zpracování. Významný je vliv metastabilního martenzitu a' a a" a křehké fáze co [3]. Na typu vzniklé struktury závisí vlastnosti tvářeného drátu. Do této skupiny patří z ^-titanových slitin používaných k výrobě ortodontických drátů především slitinati-11.5mo-6zr-4.5sn, tzv. beta III. Čísla označují váhová procenta jednotlivých prvků, titanu je ad 100%; reálné dráty se mohou od nominálních hodnot složení lišit i o několik váhových procent. Uvedená slitina tedy obsahuje přibližně 78 % titanu, 11,5 % molybdenu, 6 % zirkonu a 4,5 % cínu. Hodnoty mechanických charakteristik v tomto článku se (není-li výslovně uvedeno jinak) vztahují právě ktéto slitině ajejím aplikacím. Mechanické charakteristiky Ortodontický drát sloužící k aktivnímu pohybu zubu je z technického hlediska konstrukčním prvkem označovaným pojmem pružina, působí tedy v oboru vratné deformace. Jako pružinový materiál se částečně uplatňuje i tehdy, slouží-li jako vodič k posunu zubu po drátě. Komplexní vlastnosti materiálu pružiny (pružinovitost) jsou odvozeny z modulu pružnosti, lépe je však charakterizují hodnoty specifických laboratorních zkoušek [4]. Hlavní charakteristikou ortodontického drátu* je tuhost, která rozhoduje o hodnotě příslušného napětí (tedy síly působící na zuby) drátu aktivovaného o jednotku pružné deformace. Na grafu napětí-deformace se jeví jako přímka o jistém stupni stoupání. Míra tuhosti závisí na délce drátu, velikosti a tvaru jeho průřezu a modulu pružnosti materiálu, z něhož je drát zhotoven. Tři základní koncepce vý- * Základníčeskou terminologii mechanických a dalších vlastností zavedenou v české odborné ortodontické literatuře viz Kamínek, M.: Současné fixní ortodontické aparáty. Praha: Avicenum, 1976 [5]. temperature, followed by rapid cooling, the alloy will become highly ductile with the hereof made wires being easily workable. During artificial ageing at elevated temperature the alloy becomes strengthened and its ductility decreased. By analogy, the ductile alloy will be strengthened after solution treatment, through plastic deformation during wire shaping. Alloys of /? type contain high percentage of /?- stabilizing elements (V, Mo, Nb). Owing to their mechanical and technological characteristics such as high strength and resilience and good formability this group of alloys can be ušed also as materials for production of orthodontic spring wires. The rate of strength and plasticity is determined by the heat treatment mode ušed (heating temperature, cooling conditions, type of ageing), which can influence both the content of /? phase and the grain size. The applicable alloys belong to the group of so called metastable /?- alloys with isomorphous /?-stabilizers (particularly Mo, V, Nb). At room temperature the /?-phase can be obtained only through a rapid alloy cooling. The /?-phase undergoes decomposition and polymorphic transformation during the ageing and/or mechanical cold forming operations. Morphology of the newly originating a-phases is dependent on complex processing conditions. Of importance is also the influence of the metastable martensite a' and a", and of the brittle tu-phase [3]. Properties of the shaped wire are dependent on type of the newly originated structure. Of titanium alloys ušed for production of orthodontic wires, this group comprises in particular the Ti-11.5Mo-6Zr-4.5Sn alloy, so called betaiii. Numbers referto weight percents of individual elements, up to 100% of titanium; reál wires may vary from the nominal values by up to several weight percents. This alloy has the approximate alloying composition: 78 % titanium, 11.5 % molybdenům, 6 % zirconium and 4.5 % tin. Values of mechanical characteristics given in the article (if not specified otherwise) refer to this particular alloy and its applications. Mechanical characteristics Orthodontic wire which serveš for active tooth movement represents from a technical perspective a constructional element referred to as the spring. Its service life falls within the reversible deformation range. Wire in part serve as 26

ORTODONCIE Odborná práce ročník 10 č. 1.2001 beru vhodného ortodontického drátu se liší právě tím, do jaké míry jednotlivá kritéria zohledňují [6]. Moduly pružnosti základních typů ortodontických drátů z různých slitin jsou uvedeny v tab. 1. Ke srovnání drátů slouží prakticky upotřebitelná čísla relativní tuhosti zavedená Burstonem [6]: relativní číslo tuhosti materiálu (M s ), průřezu (C s ) a drátu (W s = M s x C s ). Burstonova čísla jsou uvedena v tab. 2 a3. Modul pružnosti slitiny beta III je přibližně dvojnásobný vůči non-superelastickému nikltitanu a méně než poloviční (přibližně 40 %) vůči korozivzdorné oceli a chromkobaltu [1]. Vizuální srovnání tuhosti drátů z oceli, superelastického NiTi a beta III titanu o stejné délce a totožném průřezu je možné na pracovním diagramu na obr. 1. konozwzdorná ocel Obr. 1. Pracovní diagram napětí-deformace různých slitin Fig. 1. Stress-strain diagram of various alloys spring also in sliding mechanics during tooth movement along the wire. The complex properties of the spring materiál are derived from the elasticity modulus; however, these are better characterizedbyvaluesobtainedthroughspecific laboratory tests [4]. The main characteristic of an orthodontic wire* is its stiffness which is critical for the amount of the appropriate stress (a force acting on teeth) of wire activated by a unit of elastic deformation. It is represented as a slope in stress-strain diagram. The rate of stiffness is dependent on the wire length, size and shape in cross-section and modulus of elasticity of the materiál it is made of. Three basic approaches in selection of a suitable orthodontic wire can be distinguished, varying according to the extent in which the particular criteria are considered [6]. Elasticity moduli of basic orthodontic wires of various alloys are given in tab. 1. For comparison between individual wires it is convenient to use the relative stiffness numbers introduced by Burstone [6] which are easily applicable in practice: relative number of materiál (M s ), cross-section (C s ) and wire (W s = M s x C s ) stiffness. Burstone numbers are given in tables 2 and 3. The elasticity modulus of the beta III alloy represents roughly a double value of the nonsuperelastic nickel-titanium and less than one half value (40 %) of the stainless steel and chromiumcobalt [1]. Seefig. 1 forvisual comparison between stainless steel, superelastic NiTi and beta III titanium wires with equal length and cross section. Tab. 1 Mechanické vlastnosti podle Goldberga [7] Tab. 1 Mechanical properties {Goldberg [7]) /?-Ti (beta III) Ocel Chromkobalt E [GPa] 65 170 200 Mez kluzu [MPa] 1200 1900 2200 Podle Goldberg, A. J.: J. amer. dent. Assoc. 1982,105, s. 684-685. Tab. 2 Burstonova čísla relativní materiálové tuhosti M s [ Tab. 2 Burstone: materiál stiffness numbers M s [6] Slitina Ocel Chromkobalt /?-Ti (beta III) NiTi (Nitinol) Vratná def. 1,8 x10" 2 1,1 x10" 2 1,1 x10" 2 Relat. tuhost (M s ) 1,00 1,22 0,42 0,26 * Basic Czech terminology of mechanical and other properties introduced in the Czech orthodontic literatuře, see Kamínek, M.: Současné fixní ortodontické apráty (Contemporary orthodontic fixed appliances). Praha: Avicenum, 1976 [5]. Tab. 3 Burstonova čísla relativní tuhosti drátu (W s = M s x C s ) [6] Tab. 3 Burstone: wire stiffness numbers (W s = M s x C s ) [6] průřez 0.014" 0.016" 0.018" 0.016" x 0.022" 0.016" x 0.022" 0.018" x 0.025" 0.018" x 0.025" Podle Burstone, C. J.: Amer. J. Orthodont 1981, 80, s. 1-16. Podle Burstone, C. J.: Amer. J. Orthodont 1981, 80, s. 1-16. I.řád 2. řád I.řád 2. řád NiTi 67 106 485 251 P-T\ 108 172 475 251 783 406 Ocel 150 256 410 1865 967 27

Pružina pracuje jen v oblasti elastických deformací, přičemž je zatěžována především v ohybu. Vratnou deformaci (pracovní rozsah) spoluurčuje modul pružnosti spolu s mezí kluzu: vratná deformace je úměrná podílu meze kluzu a modulu pružnosti. Meze kluzu při zkoušce ortodontických drátů ohybem a vratná deformace jsou uvedeny tab.1. Mez kluzu /Mitanu je menší než oceli, poměr meze kluzu k modulu pružnosti je však přibližně o 80 % vyšší, z čehož plyne příznivější vyšší hodnota vratné deformace /Mitanové slitiny vůči korozivzdorné oceli; vratná deformace beta III je více než dvojnásobná (2,2x vyšší) [1]. Vedle Burstonových čísel jsou k prakticky použitelnému srovnávání drátů z různých slitin vyvinuta i jiná tabelární poměrná čísla. Např. Kusy [8, 9, 10] vytvořil nomografickou a tabelární formu tzv. "elastic property ratios". Pomocí poměrných čísel (příkladyjsou v tab. 4 atab. 5) nebo srovnávacích nomogramů lze vybrat drát z nikltitanu nebo titanu tak, aby se mechanickými charakteristikami blížil zvolenému typu ocelového drátu nebo srovnat dráty téhož průřezu z různých slitin. V oboru pružných deformací se přetvářná práce (práce vnějších sil) akumuluje v drátu ve formě deformační energie; pod jejím vlivem se při odtržení drát vrací do původního tvaru. Velikost deformační energie je dána obsahem plochy pod přímkou vyjadřujícítuhost drátu až po mez kluzu. Její hodnota může být pomocným kritériem volby mezi dráty s podobnou tuhostí. Hodnota deformační energie (modul rezilience) /Mitanu je nižší u nikltitanu a vyšší než u oceli [11]. Poměr energetického potenciálu k tuhosti je u /Mitanu nejvyšší z dostupných slitin [12]. K posuzovánítoho, jakou silou bude drát při odtěžování působit na zuby, doporučil Burstone [13] hodnotu ohybových momentů na mezi kluzu a mezi pevnosti (vychází z toho, že při dosazování drátu do aparátu může dojít k plastické deformaci drátu). Např. pro ocel 0.016" je ohybový moment Tab. 4 Kusyho elastic property ratios" v ohybu pro dráty.016" a.018" z různých slitin [8, 9] Tab. 4 Kusy: elastic property ratios in bending of.016" and.018" wires of various alloys ocel P-Ti NiTi 8,9] Pevnost Strength 1,0 0,6 0,6 Tuhost Stiffness 1,0 0,3 0,2 Prac. rozsah Range 1,0 1,8 3,9 A spring is working within the field of elastic deformation, being loaded especially in bending. The reversible deformation (springback, working range) is determined by the elasticity modulus together with the yield point: the reversible deformation is proportional to the proportion of yield point and elasticity modulus. The yield points during orthodontic wire bending tests and springback are given in table 1. The yield point of /Mitanium is lower than that of steel, but the ratio of yield point to elasticity modulus is higher by about 80 %, implying a more favorable, highervalueof springback of the /?- titanium alloy as compared to stainless steel; the springback of beta III alloy is more than two-times higher (2.2-times higher) [1]. Besides Burstone numbers there are some other tabular index numbers that were developed for practical use in comparison between wires of various alloys. Kusy [8, 9,10] has developed a nomographic tabular for of the elastic property ratios". Using index numbers (examples given in tables 4 and 5) and/or comparison nomograms one can choose a nickel-titanium or titanium wire so as to resemble an appropriate steel wire, or compare wires of various alloys with identical cross-sections. In the field of elastic deformation the strain work is accumulated in the wire as the deformation energy; it is the cause of return of the wire into its originál shape. The quantity of the deformation energy is determined by the area under line that indicates the wire stiffness up to the yield point. Its value may offer an auxiliary criterion for selection between wires of similar stiffness. The value of deformation energy (resilience modulus) of ^-titanium is lowerthan that of Tab. 5. Kusyho elastic property ratios" v ohybu pro /3-titan a ocel [8,9] Tab. 5 Kusy: elastic property ratios in bending of /Í-Ti and stainless steel [8, 9] y3-ti.016".018".017" x.025".019" x. 025" ocel.012".014".016".018" I.řád 2. řád I.řád 2. řád Pevnost Strength 1,4 1,3 2,7 1,8 2,1 1,6 Tuhost Stiffness 1,1 0,9 2,4 1,1 1,7 1,0 Prac. rozsah Range Vedle sebe se nacházejídráty nejvíce si vzájemně podobné v mechanických charakteristikách. Např. /í-titanový drát 0.017" x 0.025" je oproti ocelovému drátu 0.016" dvakrát tužší v rovině horizontální (1. řád), ale stejně tuhý v rovině vertikální (2. řád), kde má oproti oceli skoro dvojnásobný pracovní rozsah. Podle Kusy, R. P: Amer. J. Orthodont 1981, 79, s.625-629. Adjoining are the wires showing high degree of similarity in mechanical properties. For example /í-titanium wire 0.017" x 0.025" is twice as stiff in the horizontál plane (1st order) as compared with a steel wire, but equally stiff in vertical plane (2nd order) where it shows almost doubled working range in comparison with the steel. After Kusy, R. P: Amer. J. Orthodont. 1981, 79, p. 625-629. 1,3 1,4 1,1 1,7 1,3 1,7 28

ORTODONCIE Odborná práce ročník 10 č. 1.2001 na mezi kluzu asi 2,0 gmm, přitom se dosáhne ohybu 19 a vratná deformace je 95%, na mezi pevnosti 2,5 gmm 30 a 63%. Pro /Mitan 0.016 je ohybový moment na mezi kluzu asi 1,2 gmm, s ohybem 29 a vratnou deformací 96%, na mezi pevnosti 1,5 gmm s 29 a 42% [13]. Ortodontický drát z/mitanu má tedy v porovnání s ocelovým ortodontickým drátem o téže délce a průřezu: - nižší modul pružnosti; - nižší mez kluzu; - vyšší pružnou deformaci (pracovní rozsah drátu) - přibližně dvojnásobnou; - nižší potřebné napětí ( sílu"), aby se dosáhlo stejné pružné deformace obou drátů - přibližně 40 %. - konstantnější úroveň síly působící na zuby při odtěžování. Tvařitelnost Podstatou tváření je plastická deformace tvářeného kovu. Na vznik plastické deformace má vliv atomová stavba krystalické mřížky. Kovy s krychlovou mřížkou jsou velmi dobře plastické, kovy s hexagonální mřížkou obtížně. Krychlová prostorově středěná krystalová mřížka /Mitanové slitiny vede k vysoké plasticitě a tažnosti. Důsledkem plastických deformací je rozrušení krystalické struktury a postupná ztráta další plastické deformovatelnosti - zpevňování. V ortodoncii je nejčastějším způsobem tváření ohýbání. Při ohýbání se drát deformuje nepravidelně, vrstvy průřezu drátu se na vnější straně ohybu prodlužují, na vnitřní zkracují. Aby nedošlo k protažení zevní vrstvy materiálu nad mez pevnosti a následné trhlině, je nutno drát z /Mitanu ohýbat přes kulatou branži kleští. Nejmenší poloměr ohybu je podmíněn zahájením trvalé deformace krajních vrstev. V důsledku vyšší vratné deformace /Mitanu než oceli, dochází k vyššímu odpružení a tvar ohnutého drátu nesouhlasíš tvarem ohýbacího nástroje. Menší poloměr ohybu vede k menšímu odpružení, ale k většímu namáhání a deformaci průřezu v místě ohybu. Na drátech z /Mitanu lze vytvořit jak vlastní tvar oblouku, tak kličky různé konfigurace i malé finishingové ohyby, torzníohybyav-ohyby. Dobrá tvařitelnost umožňuje zhotovit z /Mitanu parciální oblouky a přídatná zařízení (převážně různé typy pák) [1,14]. nickel-titanium but higher than that of the steel [11]. The ratio of the energy potential to stiffness is highest among the alloys available [12]. For evaluation of the force to be exerted on teeth Burstone [13] recommended the values of bending moments at the yield point and ultimate tensile strength (assuming that during its setting in the appliance the wire may be plastically deformed). For example, for the steel 0.016" the value of bending moment is 2.0 gmm with achieved bending of 19 and springback of 95% at the yield point, and 2.5 gmm, 30 and 63% at ultimate tensile strength. For /?- titanium 0.016" the bending moment is about 1.2 gmm with achieved bending of 29 a springback of 96% at the yield point, and 1.5 gmm with 29 and 42% at ultimate tensile strength [13]. In comparison with the steel orthodontic wire of equal length and cross-section the orthodontic wire of /ž-titanium alloy has: - lower elasticity modulus; - lower yield point; - higher springback - approximate double value; - lower tension ( force") necessary for equal elastic deformation for both wires - approximately 40% - more constant value of force acting on teeth. Formability The essence of formability Nes in the plastic deformation of the metal. Plastic deformation is influenced by atomic structure of the crystal lattice. Metals with cubic crystal lattice are highly plastic, metals with hexagonal lattice háve poor plasticity. Cubic, body-centred crystal lattice of the /Mitanium alloy leads to its high plasticity and ductility. As a consequence of the plastic deformation the crystal lattice disintegrates, loosing gradually another plastic deformation property - the strengthening. The most common shaping in orthodontics is bending. When bent, a wire is deformed in irregular way, with its outer cross-section layers being extended and the inner layers contracted. In orderto prevent the outer materiál layers being lengthened up to the critical strength, with consequent fracture, the wire of /?- titanium alloy must be bent over rounded branch of the pliers. The least bending rádius is conditioned by the initiation of permanent deformation in the outer layers. Due to their higher springback as compared to the steel the wires of ^-titanium alloy show higher values of springing-back capacity, leading to higher discrepancies between the wire shape and the shape of the shaping tool. Lower bending rádius results in lower springing-back capacity, but also higher stress and higher deformation of the cross-section at the point of bending. With ^-titanium wires it is possible to create the arch shape itself, loops of various configurations, small finishing bends, torsion bends and V-bends. 29

Svařitelnost Svařitelnost je charakteristickou vlastností /Mitanového drátu. V praxi se provádí odporovým bodovým svařováním, vhodné parametry technologie jsou v literatuře opakovaně popsány [15,16,17,18]. Svařovat lze k sobě jen díly z /Mitanu, ne titan koceli. Pájka se nepoužívá, pájenínenív klinických podmínkách možné. Kritickými parametry při odporovém svařování jsou svařovací proud, čas a tlak v místě styku elektrod a svařovaných dílců. Význam má správné polohování drátů, přiměřený svařovací proud, malé kontaktní plochy spojovaných dílců a jednodobý a krátký svařovací cyklus. Obvyklými typy ordinačních bodových svářeček lze při dodrženízákladních technologických pravidel docílit svaru s dostatečnou pevností a odolné proti vytrhávání svaru. Jakostnějších svarů se dosáhne plochými elektrodami. Intenzitu proudu se doporučuje u jednotlivých svářeček nastavit individuálně na základě jednoduchých klinických zkoušek odolnosti svaru. Příliš nízká intenzita proudu nevyvolá dostatečné odporové teplo a svar se při zatížení vytrhává. Nadměrná intenzita proudu vede k hrubým změnám mikrostruktury a zkřehnutí materiálu v okolí svaru. Frikce Míra tření je významným faktorem využitelnosti drátu v kluzné mechanice. Převážná většina studií vlivu materiálu drátu nafrikci uvedených v přehledu Nandou a Ghoshem [19] shledala u /^-titanových drátů největší tření ze všech materiálů používaných na ortodontické dráty. /Mitan má v ocelovém zámku vysoký koeficient frikce a významně vyšší frikční odpor než ocelový drát [20, 21]. Jedná se o charakteristickou vlastnost materiálu, kterou nelze zcela redukovat ani leštěním drsného povrchu drátu [22, 23]. Laboratorně může také docházet k zadírání v ocelovému zámku, pak lze i malou mezeru jen obtížně uzavřít [24]. Na rozdíl od oceli se ve vlhkém prostředí (ve slině) koeficient frikce významně snižuje [25]. Snížení laboratorních hodnot tření lze docílit změnou struktury povrchové vrstvy drátu procesem iontové implantace ionty dusíku [26, 27]. Implantace příznivě ovlivňuje zpevnění povrchové vrstvy kovu a její chemické vlastnosti, mj. zlepšuje kluzné vlastnosti a potlačuje opotřebenív důsledku značného otěru povrchu [28]. Klinické pokusy dosud příznivý vliv implantace povrchu drátu na posun zubu kluznou mechanikou nepotvrdily [29], význam Good formability of the /Mitanium enables formation of segmented arches and auxiliary archwire (predominantly various types of cantilevers) [1,14]. Weldability Weldability is a property typical of the /Mitanium wire. In practice it is carried out through resistance spot welding. Suitable technology parameters háve been repeatedly described in the literatuře [15,16,17, 18]. Welding is possible only between wires of /?- titanium, not between /Mitanium and steel. Solder is not ušed, soldering is not possible under clinical conditions. Critical parameters of resistance welding comprise the welding current, time and pressure at the point of contact between the electrodes with the welded segments. Of great importance is the correct wire positioning, appropriate voltage, small contact areas between welded segments and use of single short pulse. With use of common types of point welders it is possibleto achieve welds with appropriate strength and resistant against breaking, provided that basic technology rules are satisfied. Higher-quality welds can be achieved with use of fiat electrodes. It is recommended to adjust the current intensity individually for each welder, based on simple clinical tests of weld resistance. Too low current intensity may lead to insufficient resistance heat and, consequently, high predisposition of the delamination under loading. Too high current intensity may lead to crude changes in microstructure and the materiál is brittle. Friction The level of friction is an important factor influencing the application of wire in sliding mechanics. Great majority of studies dealing with the influence of wire materiál on the friction given in the review by Nanda and Ghosh [19] concluded that /?- titanium showed highest friction of all materials ušed for production of orthodontic wires. The /Mitanium has a high friction coefficient in a steel bracket and significantly higher friction resistance compared to the steel wire [20,21 ]. This is a property typical of this materiál, which cannot be completely eliminated even by polishing of rough wire surfaces [22, 23]. In laboratory conditions the wire is prone to fretting and galling in the steel bracket; then it is difficult to close even small spaces [24]. In contrast to the steel, in wet environments (saliva) the friction coefficient is reduced significantly [25]. Reduction of laboratory friction values may be achieved through modifications of wire surface structure by ion-implantation of nitrogen [26, 27]. Such implantation favorably influences both the strength of the metal surface layer and its chemical properties and improves its friction properties reducing the surface wear due to high surface 30

ORTODONCIE Odborná práce ročník 10 č. 1.2001 bude mít v budoucnu patrně implantace jak povrchu drátu, tak povrchu drážky zámku [30]. Korozivzdornost a biokompatibilita Korozivzdornost a stálost v agresivním prostředí dutiny ústní je u ortodontických drátů z titanových slitin velmi dobrá, dosahuje nejvyšších hodnot ze všech slitin používaných v soudobé ortodoncii [31,32,33]. Podstata velké odolnosti titanu vůči korozi spočívá v rychlé pasivaci povrchových vrstev kyslíkem. Takto vzniklá vrstva kysličníku titaničitého je bioinertní. In vitro nebyla zjištěna žádná inhibice proliferace buněčných kultur [34]. Dráty ze slitin titanu jsou jedinými ortodontickými dráty, které neobsahují význačný kontaktní alergen nikl. Typy slitin a dráty Titanový drát je předmětem zájmu ortodontistů od 50. let [35]. Laboratorně se zkoušelo mnoho různých slitin typu a, /?+/? i /? [37,38]. Komerční výroba ortodontických drátů se však realizovala až v 80. letech, po vyřešení zásadních technologických obtíží spojených s výrobou metastabilních vysoce legovaných /2-slitin. Jednou z prakticky podstatných vlastností titanových ortodontických drátů je jejich vysoká cena, do níž se mj. promítá metalurgická obtížnost zhotovení homogenní /?- slitiny a drátu o požadovaných vlastnostech. Naprostá většina drátů je z /2-slitin. /Mitanové ortodontické dráty se dodávají v průřezu kulatém i čtyřhranném ve formě rovných drátů i preformovaných oblouků plochých, se zdůrazněnou Speeovou křivkou, nebo s preformovanými kontrakčními kličkami, a dále jako předtvary pro linguální oblouky. Slitinou s největší tradicí výroby ortodontických drátů, u které je také nejlépe známo klinické chování, je Ti-11.5Mo-6Zr-4.5Sn, tzv. beta III**, vyvíjená v 60. letech a do ortodoncie zavedená Goldbergem a Burstonem [1,7,38], kteří uplatnili známý patent v roce 1980 [36]. Od počátku 80. let je dodávána pod značkou TMA (ř/tanium molybdenům a\- loy) (Ormco). Ze stejné slitiny jsou zhotoveny dráty Rematitan Speciál (Dentaurum), B-Ti (American Orthodontics), Beta III CNA (Ultimate Wireforms), Beta III Titanium (Unitek), Bendaloy (Rocky Mountain Orthodontics), TitanMoly (G&H Wire). Technologie iontové implantace ke zlepšení frikčních vlastností a také barevného vzhledu abrasion [28]. Up to now clinical experiments háve not confirmed the favorable influence of wire surface properties on the movement of tooth in sliding mechanics [29]. In future, both wire surface implantation and bracket slot surface implantation will probably gain some importance [30]. Corrosion resistance and biocompatibility Corrosion resistance and stability in the mouth environment is very good in orthodontic wires of titanium alloys, reaching the highest values of all alloys ušed in the contemporary orthodontics [31,32, 33]. The essence of the high titanium corrosion resistance Nes in rapid passivation of surface layers by oxygen. Layer of titanium dioxide generated in such a way is biologically inert. No inhibition of cell culture proliferation has been found in vitro [34]. Wires of titanium alloys are the only orthodontic wires that contain no nickel - a significant contact allergen. Types of alloys and wires Since fifties the titanium wire has provided an object of interest for orthodontists [35]. Many various alloys of a, a + f} and /? type has been tested in laboratoř/ conditions [36, 37]. However, commercial production of orthodontic wires started in early eighties, after principál technology problems connected with production of metastable, highly alloyed /Mype alloys were solved to satisfaction. From practical point of view, one of essential features of titanium orthodontic wires is their high price, among others reflecting the metallurgical difficulties in production of homogeneous /J-alloy and production of wires with required properties. The majority of wires is made of/? alloys. The wires are supplied with round and rectangular crosssection, in form of straight lenghts, preformed fiat archwires, archwires with accentuated Spee's curve, archwires with contraction loops and lingual arch forms. An alloy with the best tradition in production of orthodontic wires and the most complete information of its clinical behaviour is the Ti-11.5Mo-6Zr-4.5Sn - the so called beta III** which was developed in sixties and introduced in orthodontics by Goldberg and Burstone [1, 7, 38] presenting the well known patent in 1980 [36]. Since early eighties this alloy has been supplied under TMA (řrtanium molybdenům alloy) mark (Ormco). The samé alloy is ušed for production of Rematitan Speciál (Dentaurum), B-Ti (American Orthodontics), Beta III CNA (Ultimate Wireforms), Beta III Titanium (Unitek) and Bendaloy (Rocky Mountain Orthodontics) wires, TitanMoly (G&H Wire). The technology of ion-implantation is ušed for production of wires Low Friction TMA (Ormco) and Původně název vývojové slitiny a později chráněná značka Crucible Steel Inc., nyní obecný název slitiny. Former name of developmental alloy, later trade mark of Crucible Steel Inc., now generál name ušed for this alloy. 31

drátu se používá při výrobě drátů Low Friction TMA (Ormco) a Colored TMA (Ormco) [39]. Laboratorní studie uvádí asi třetinovou hodnotu původního tření, které je tedy srovnatelné se třením ocelového drátu, přičemž ostatní vlastnosti /Mitanu nejsou významně změněny [40]. Niob snižuje modul pružnosti titanových slitin. SlitinaTi-45Nb mávesrovnáníseslitinoubetaiii nižší modul pružnosti - přibližně 40 GPa a mez pevnosti 1000 MPa [41]. Tuhost je tedy vůči beta III asi 80 %. Vratná deformace dosahuje pouze hodnoty vratné deformace oceli. Drát je velmi dobře tvařitelný, a to i hranatými kleštěmi. Lze jej použít namísto oceli ve stadiu finishingu, kdy jsou nutné stabilní jemné ohyby a malé síly vysoce pružného drátu, ale relativně nízký potřebný pracovní rozsah. Z této slitiny je drát Titanium Niobium FA (Ormco). Slitina TÍ-6AI-4V ELI je průmyslově značně rozšířená a+/?-slitina martenzitického typu. V medicínském průmyslu se používá především k výrobě chirurgických kloubních náhrad. Z této slitiny je drát 77- Molium (TP Orthodontics). Z hlediska materiálových charakteristik se nachází mezi ocelí a /^-titanem. Modul pružnosti je o asi 30 % vyšší než u /^-titanu, přibližně 100 GPa, takže drát působí při odtěžování na zuby o třetinu vyšší silou. Mez kluzu je vyšší než u srovnatelného drátu z /^-titanu [42, 43]. Závěr Z hlediska mechanických charakteristik a technolog ickýchviastnostízaujímá/mitan v sortimentu ortodontických drátů intermediátnípostavení- působí na zuby příznivě nižší a konstantnější silou než ocel a chromkobalt, je na rozdíl od nikltitanu tvařitelný a svařitelný. Z hlediska biokompatibility je zřetelně nejvýhodnější alternativou. Nevýhodou jsou vyšší frikce a vysoká pořizovací cena. Středové postavení v hierarchii ortodontických drátů umožňuje /Mitanu nahradit během různých terapeutických fází ostatní dráty, ovšem vice versa sám jimi může být také nahrazen. O jeho efektivním použití rozhoduje aktuální klinická situace - někdy lze s výhodou uplatnit, jindy by použití /Mitanu konstrukci fixního aparátu zbytečně komplikovalo a prodražovalo. Po zahájení produkce nových typů výrobků a vzniku konkurenčního prostředí lze očekávat další výrobní a technologický pokrok vedoucí k typovému rozšíření nabídky sortimentu, a z toho plynoucí příznivý efekt na terapeutickou upotřebitelnost ortodontických drátů ze slitin titanu. Colored TMA (Ormco) to improve their friction properties and color appearance [39]. Laboratory study suggests approximately one third of the originál friction - a value which is comparable to that of the steel, with other characteristics of ^-titanium remaining unchanged considerably [40]. Niobium reduces the elasticity modulus of titanium alloys. The Ti-45Nb alloy has lower elasticity modulus (about 40 GPa) and breaking strength (1000 MPa) compared to beta III alloy [41], its stiffness is about 80% of the beta III stiffness. The springback reaches the values of steel only. The wire has a very good formability and sharp bending pliers can be ušed. It can be ušed in pláce of steel at the finishing phase when stable, fine bends, low forces of a highly elastic wire and relatively low working range are required. Titanium Niobium FA (Ormco) wire is made of this alloy. The TÍ-6AI-4V ELI alloy is a a + /? - martensite-type alloy which has a widespread use in industry. In medicine industry it is ušed in particular for production of surgical joint prosthesis. TiMolium (TP Orthodontics) is made of this alloy. Its materiál characteristics are between steel and ^-titanium. Its elasticity modulus is by about 30% higher than that of ^-titanium (approx. 100 GPa) so the wire acts on teeth with force higher by about one third. The yield point is higher than that of a comparable ^-titanium wire [42,43]. Conclusions Considering its mechanical characteristics and technological properties the ^-titanium takés an intermediate position in the production range of orthodontic wires - it acts on teeth with lower, more constant force than steel and cobalt-chromium and it can be shaped and welded when compared with nickel-titanium. From the biocompatibility point of view its use represents clearly the most suitable alternativě. Disadvantages include its higher friction and high price. The intermediate position among orthodontic wire hierarchy enables ^-titanium to replace other wires during various therapeutic phases but vice-versa it can be replaced by them. The actual clinical situation is critical for decision about its efficient use - sometimes its application may be advantageous, in other cases the use of ^-titanium in construction of fixed appliance would be unnecessarily complicated and too much expensive. After initiation of production of new types of products and creation of functional competition environment, further production and technological advances leading to extension of the production range and, consequently, to favorable effects on therapeutic use of orthodontic wires of titanium alloys can be expected. 32

ORTODONCIE Odborná práce ročník 10 č. 1.2001 Literatura / References 1. Burstone, C.J.,Goldberg, A.J.: Betatitanium: Anew orthodontic alloy. Amer. J. Orthodont. 1980, 77, č. 2, s. 121-132. 2. Sedláček, V.: Titan a jeho slitiny. Praha: SNTL, 1963. 3. Sedláček, V.: Únava hliníkových a titanových slitin. Praha: SNTL, 1989. 4. Sedláček, V.: Neželezné kovy a slitiny, Praha: SNTL, 1979. 5. Kamínek, M.: Současné fixní ortodontické aparáty. Praha: Avicenum, 1976. 6. Burstone, C.J.: Variable modulus orthodontics. Amer. J. Orthodont. 1981, 80, č.1, s. 1-16. 7. Goldberg, A.J., Burstone, C. J.: Status report on beta titanium orthodontic wires. Council on Dental Materials, Instruments, and Equipment. J. amer. dent. Assoc. 1982,105, č. 4, s. 684-685. 8. Kusy, R. P.: Comparsion of nickel-titanium and beta titanium wire sizes to conventional orthodontic arch wire materials. Amer. J. Orthodont. 1981, 79, č. 6, s. 625-629. 9. Kusy, R. P., Greenberg, A. R.: Comparsion of the elastic properties of nickel-titanium and beta titanium arch wires. Amer. J. Orthodont. 1982, 82, č. 3, s. 199-205. 10. Kusy, R. P.: On the use of nomogramstodetermine the elastic property ratios of orthodontic arch wires. Amer. J. Orthodont. 1983, 83, č. 5, s. 374-381. 11. Drake, S. R., Wayne, D. M., Powers, J. M., Asgar, K.: Mechanical properties of orthodontic wires in tension, bending, and torsion. Amer. J. Orthodont. 1982, 82, č. 3, s. 206-210. 12. Klump, J. P., Duncanson, M. G., Nanda, R. S., Currier, G. F.: Elastic energy/stiffness ratios for selected orthodontic wires. Amer. J. Orthodont. dentofacial Orthop. 1994,106, č. 6, s. 588-596. 13. Burstone, C. J., Goldberg, A. J.: Maximum forces and deflections from orthodontic appliances. Amer. J. Orthodont. 1983, 84, č. 2, s. 95-103. 14. Braun, S., Sjursen, R. C, Legan, H. L.: Variable modulus orthodontics advanced through an auxiliarity archwire attachment. Angle Orthodont. 1997, 67, č. 3, s. 219-222. 15. Donovan, M. T., Lin J. J., Brantley, W. A., Conover, J. P.: Weldability of beta titanium arch wires. Amer. J. Orthodont. dentofacial Orthop. 1984, 85, č. 3, s. 207-216. 16. Nelson, K. R., Burstone, C. J., Goldberg, A. J.: Optimal welding of beta titanium orthodontic wires. Amer. J. Orthodont. dentofacial Orthop. 1987, 92, č. 3, s. 213-219. 17. Burstone, C. J.: Welding of TMA wire. Clinical applications. J. clin. Orthodont. 1987, 21, č. 9, s. 609-615. 18. Winsauer, H.: New electrodes for welding orthodontic wires. J. clin. Orthodont. 1991, 25, č. 1,s. 30-34. 19. Nanda, R. S., Ghosh, J.: Biomechanical considerations in sliding mechanics. In: Nanda, R. (ed.): Biomechanics in clinical orthodontics. Philadelphia: W. B. Saunders, 1997. 20. Vaughan, J. L., Duncanson, M. G., Nanda, R. S., Currier, G. F.: Relative kinetic frictional forces between sintered stainless steel brackets and orthodontic wires. Amer. J. Orthodont. dentofacial Orthop. 1995, 107, č. 1, s. 20-27. 21. Saunders, C. R., Kusy, R. P.: Surface topography and frictional characteristics of ceramic brackets. Amer. J. Orthodont. dentofacial Orthop. 1994, 106, č. 1,s. 76-87. 22. Kusy, R. P., Whitley, J. Q.: Effects of surface roughness on the coefficients of friction in model orthodontic systém. J. Biomech. 1990, 23, č. 9, s. 913-925. 23. Kusy, R. P.: A review of contemporary archwires: Their properties and characteristics. Angle Orthodont. 1997, 67, č. 3, s. 197-208. 24. Kusy, R. P., Whitley, J. Q.: Coefficients of friction for arch wires in stainless steel and polycrystalline alumina bracket slots. I. The dry statě. Amer. J. Orthodont. dentofacial Orthop. 1990, 98, s. 300-312. 25. Kusy, R. P.; Whitley, J. Q., Prewitt, M. J.: Comparsion of frictional coefficients for selected archwirebracket slot combinations in the dry and wet statě. Angle Orthodont. 1991, 61, č. 4, s. 293-302. 26. Kusy, R. P., Tobin, E. J., Whitley, J. Q., Sioshansi, P.: Frictional coefficients of ion-implanted alumina against ion-implanted beta-titanium in the low road, low velocity, single pass regime. Dent. Mater. 1992, 8, č. 3, s. 167-172. 27. Ryan, R., Walker, G., Freeman, K., Cisneros, G. J.: The effects of ion implantation on rate of tooth movement: an in vitro study. Amer. J. Orthodont. dentofacial Orthop. 1997, 112, č. 1, s. 64-68. 28. Sedláček, V.: Povrchy a povlaky kovů. Praha: ČVUT, 1992. 29. Kula, K., Philips, C, Gibilaro, A., Proffit, W. R.: Effect of ion implantation of TMA archwires on the rate of orthodontic sliding space closure. Amer. J. Orthodont. dentofacial Orthop. 1998, 114, č. 5, s. 577-580. 33

30. Kusy, R. P.: Ongoing innovations in biomechanics and materials for the new millennium. Angle Orthodont. 2000, 70, č. 5, s. 366-376. 31. Sarkas, N. K., Redmond, W., Schwaninger, B., Goldberg, A. J.: The chloride corrosion behavior of four orthodontic wires. J. oral Rehabil. 1983,10, č. 2, s. 121-128. 32. Speck, K. M., Fraker, A. C: Anodic polarization behavior of Ti-Ni and TÍ-6AI-4V in simulated physiological solution. J. dent. Res. 1980, 59, č.., s. 1590-1595. 33. Kim, H., Johnson, J. W: Corrosion of stainless steel, nickel-titanium, coated nickel-titanium, and titanium orthodontic wires. Angle Orthodont. 1999, 69, č.1,s. 39-44. 34. Rose, E. C, Jonas, I. E., Kappert, H. F.: In vitro investigation into the biological assessment of orthodontic wires. J. orofacial Orthop. 1998, 59, č. 5, s. 253-264. 35. Wilcock, A. J.: On orthodontic wires. JCO/ Interviews. J. din. Orthodont. 1988, 22, č. 8, s. 484-489. 36. Burstone, C. J., Goldberg, A. J.: Orthodontic appliance of titanium alloy. US Pat. No. 4157643,1980. 37. Wilson, D. F., Goldberg, A. J.: Alternativě betatitanium alloys for orthodontic wires. Dent. Mater 1987, 3,5. 6, s. 337-341. 38. Goldberg, A. J., Burstone, C. J.: An evaluation of beta titanium alloys for use in orthodontic appliances. J. dent. Res. 1979, 58, č. 2, s. 593-600. 39. Bagden, M. A.: Reduced-friction Sliding mechanics. Clin. Impressions On line 1998, 7, č. 4. 40. Burstone, C. J., Farzin-Nia, F.: Production of low friction and colored TMA by ion implantation. J. clin. Orthodont. 1995, 29, č. 7, s. 453-461. 41. Farzin-Nia, F., Sachdeva, R.: Dental and orthodontic articles of reactive metals. US Pat. No. 5904480, 1999. 42. Devanathan, T.: Orthodontic wire. US Pat. No. 6132209,2000. 43. Devanathan, D.: Recent advances in titanium wire technology. TP Orthodontics, 1999. MUDr. Martin Kotas II. stomatologická klinika Palackého 12, 772 00 Olomouc Erratum Redakce časopisu Ortodoncie se omlouvá za tiskovou chybu v předchozím čísle časopisu v Obr. 2 na str. 31, odborná práce Klímová, /.: Eurocleft - úroveň starostlivosti o rázštěpy v Európe. Informácia o medzinárodnom projekte. Ortodoncie 2000, roč. 9, č. 4, str. 25-31, a otiskuje opravu (Obr. 1). The Editor apologizes for typing error occured in the last issue of the journal in Fig. 2, p. 31, oroginal article Klímová, I.: Eurocleft- the level ofcare for clefts in Europe. Information on International projed. Ortodoncie 2000, Vol. 9, No. 4, p. 25-31, and publishes corrigendum (Fig. 1). Obr. 1 Oprava Obr. 2, původně otištěného v časopise Ortodoncie 2000, roč. 9, č. 4, str. 31. Fig. 1 Revision of Fig. 2 originally appeared in Ortodoncie 2000, Vol. 9, No. 4,p.31. 34