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UNIVERSIDAD MAYOR DE SAN ANDRÉS FACULTAD DE ODONTOLOGÌA
POSTGRADO DE ORTODONCIA Y ORTOPEDIA DENTOMAXILOFACIAL
ESTUDIO COMPARATIVO IN VITRO DE CORROSIÓN
DE ARCOS DE ORTODONCIA:
ACERO INOXIDABLE, NÍQUEL TITANIO Y BETA TITANIO
PROYECTO DE TESIS PRESENTADO POR:
DRA. NILSEN RUTH CORTEZ MENDIOLA
PARA OPTAR LA ESPECIALIDAD EN:
ORTODONCIA Y ORTOPEDIA DENTOMAXILOFACIAL
TUTOR:
DR. NELSON JAVIER VARGAS ARZE
LA PAZ – BOLIVIA 2010
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DEDICATORIA: A DIOS EN PRIMER LUGAR POR SUS BENDICIONES Y SU CUIDADO, AL APOYO INCONDICIONAL DE MIS PADRES Y DE MI HERMANO QUERIDOS GRACIAS…
Dra. Nilsen Ruth Cortez Mendiola
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AGRADECIMIENTOS
- A Dios que ha cerrado y abierto puertas más allá de toda expectativa.
- A mis padres por su apoyo y paciencia incondicionales.
- Un reconocimiento especial al Ingeniero Fernando Pacheco por su amistad, apoyo y su ayuda desinteresada para la realización de la presente Tesis, sin su apoyo habría sido imposible hacer realidad este sueño.
- También hacer una mención especial al Ing. Mario Blanco,
Docente de la Facultad de Geología de la UMSA, quien, por su espíritu de docente investigador, me ha incentivado hacia la excelencia en cada detalle de este trabajo.
- Al Dr. Dagoberto Cáceres que apoyo con sus conocimientos
junto al apoyo de la Facultad de Bioquímica y Farmacia.
- A la Dra. Gladys Bustamante por su apoyo en la parte metodológica.
- Al Dr. Nelson Vargas, por su desprendimiento y su apoyo
además de su buena amistad.
- A mis amigos y personas que sin conocerme han ayudado con conocimiento, consejos y apoyo para hacer realidad este trabajo.
MUCHAS GRACIAS
Dra. Nilsen Ruth Cortez Mendiola
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ESTUDIO COMPARATIVO IN VITRO DE CORROSIÓN
DE ARCOS DE ORTODONCIA:
ACERO INOXIDABLE, NÍQUEL TITANIO Y BETA
TITANIO
Dra. Nilsen Ruth Cortez Mendiola
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INDICE
Resumen 1 Introducción 2 - 3
1. Antecedentes 4 - 5 2. Justificación 6 3. Planteamiento del problema 7 4. Objetivos 8
4.1. Objetivo General 8 4.2. Objetivos Específicos 8 4.3. Hipótesis de estudio 8 4.4. Operacionalización de Variables 9
5. Alcances y limitaciones 9 6. Marco Teórico 10
6.1. Corrosión de arcos de Ortodoncia 10 6.1.1. Acero Inoxidable 10 6.1.2. Aleación de Níquel Titanio 11 6.1.3. Aleación de Beta Titanio 12
6.2. Tipos de corrosión 13 6.2.1. Ataque uniforme 13 6.2.2. Corrosión en picadura, porosa o pitting 13 6.2.3. Corrosión en grieta 13 6.2.4. Corrosión galvánica 14 6.2.5. Corrosión intergranular 15 6.2.6. Corrosión desgarrante 15 6.2.7. Corrosión microbiológica 15 6.2.8. Corrosión por estrés 16 6.2.9. Corrosión por fatiga 16
6.3. La saliva: El medio de corrosión y el electrolito 16 6.4. Biodegradación y biocompatibilidad de los metales 17
6.4.1. Hipersensibilidad y alergia 17 6.4.2. Toxicidad y carcinogenia 19
6.5. La corriente eléctrica en la corrosión metálica 19 6.5.1. Los métodos electroquímicos 20 6.5.2. La celda o célula electroquímica 21 6.5.3. El juego de electrodos 21
6.6. Microscopía electrónica de barrido 21 6.7. Espectroscopia de absorción atómica 21 6.8. Marco conceptual 22
7. Diseño de la investigación 23 7.1. Tipo de estudio 23 7.2. Área de estudio 23 7.3. Lugar de estudio 23 7.4. Muestras de estudio 23 7.5. Criterios de inclusión y exclusión 24 7.6. Instrumentos de investigación 24 7.7. Metodología 25
7.7.1. Fuente de corriente continua regulada 25 7.7.2. Sistema de recolección de datos 25 7.7.3. La celda o célula de electrólisis 26 7.7.4. Juego de electrodos 26 7.7.5. Preparación del electrolito 26 7.7.6. Procedimiento de la corrosión electroquímica 27 7.7.7. Metodología de recolección de datos 28
7.8. Resultados 29-31 8. Discusión 32-33 9. Conclusiones 34 10. Recomendaciones 35 11. Referencia bibliográfica 36 12. Anexos 13. Cronograma
Dra. Nilsen Ruth Cortez Mendiola
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ESTUDIO COMPARATIVO IN VITRO DE CORROSIÓN
DE ARCOS DE ORTODONCIA:
ACERO INOXIDABLE, NÍQUEL TITANIO Y BETA TITANIO
RESUMEN
El presente trabajo estudia el comportamiento corrosivo electroquímico in
vitro, de 32 muestras de arcos de Ortodoncia: acero inoxidable, níquel
titanio y ß-titanio; de tres marcas comerciales (OrmcoMR, Ortho OrganizerMR,
3M UnitekMR).
Se realizaron pruebas electroquímicas aceleradas construyendo una Fuente
Regulada de Energía y una Celda de Corrosión Electroquímica conteniendo
saliva artificial a temperatura corporal y pH neutro.
Los puntos de quiebre fueron de 1262mV para el TMA, 1287mV para el
CNA; 912mV para NiTi 3M UnitekMR, 988mV para NiTi OrmcoMR, 1088mV
para Niti OOMR, 850mV para SS 3M UnitekMR, 875mV para SS OrmcoMR y
900mV para SS OOMR.
Se tomaron fotos de las muestras antes y después de la corrosión con
Microscopio Electrónico de Barrido (SEM) y se evaluaron cualitativamente
los cambios superficiales. Se observó corrosión por picadura en el NiTi y
corrosión por picadura y grieta en todos los casos del acero inoxidable.
La Espectroscopía de Absorción Atómica (AAS) detectó la presencia de
níquel y cromo de las muestras NiTi 3M UnitekMR, Ni Ti OOMR y en todas las
muestras SS.
Los resultados indican que las muestras Ortho OrganizerMR poseen mayor
resistencia a la corrosión electroquímica en todos los casos. El acero
inoxidable tiene el mayor potencial corrosivo, inestabilidad electrolítica y
liberación de iones metálico.
2
INTRODUCCIÓN
Los biomateriales metálicos ortodóncicos están compuestos por aleaciones de
metales nobles y no nobles. Sus principales ventajas son la resistencia al
impacto y al desgaste. Sin embargo, pueden ser sujetos a corrosión por las
grandes cantidades de especies iónicas agresivas presentes en la saliva, como
los iones cloruro, o el pH muy ácido de la boca.
Arcos y brackets, son los biomateriales metálicos más utilizados en Ortodoncia,
los mismos se encuentran en contacto directo con la cavidad bucal de los
pacientes por largos períodos de tiempo.
Los arcos ortodóncicos son formados dentro de varias configuraciones y tipos
de aleaciones de metales (acero inoxidable, níquel, níquel titanio, ß- titanio,
etc.), mismos que son sometidos a múltiples procedimientos en su elaboración.
Graber 1 y Kapila 2 han descrito que las características de un arco ortodóncico
ideal son:
Alta elasticidad
Baja rigidez
Buena formabilidad
De alta energía almacenada
Baja fricción superficial
Capaz de ser soldado a elementos auxiliares
Biocompatible y ambientalmente estable
Los aparatos ortodóncicos, deben tener propiedades mecánicas, químicas,
físicas y biológicas que le permiten ser aceptado por el cuerpo, resistir
mecánicamente y electroquímicamente, y cumplir su función adecuadamente
en el tiempo en un medio hostil que es la saliva de la cavidad bucal3. En otras
palabras, deben ser biocompatibles. 4
Una de las causas para la alteración de la biocompatibilidad de los arcos
ortodóncicos es la corrosión pues ello implica la liberación de iones metálicos
que parte del medio bucal al organismo en general; lo que puede llevar a una
reacción tóxica o alérgica, especialmente a los arcos que incluyen níquel o
cromo entre sus componentes. En ortodoncia, implica la degradación de los
materiales por ataques electroquímicos de la saliva y es un comportamiento
muy particular cuando la aparatología ortodóncica es colocada en este
electrolítico tan hostil. 3,4
3
Corrosión es el deterioro de un material a consecuencia de un ataque
electroquímico por su entorno; está originada por una reacción electroquímica
(oxidación), la velocidad a la que tiene lugar dependerá en alguna medida de la
temperatura, de la salinidad del fluido en contacto con el metal y de las
propiedades de los metales. Factores como la temperatura, la calidad y
cantidad de saliva, la placa bacteriana, el pH, proteína, propiedades químicas
de los sólidos y líquidos de las comidas pueden influir en el desarrollo del
proceso de corrosión.1
Estudios previos han demostrado que existe actividad electroquímica de la
boca, que el rango de potencial de oxidación es de –58 a 212 mV, el mismo
que aumenta si disminuye el pH; éste potencial eléctrico produce la corrosión
metálica de aparatos colocados en boca. 5
La corrosión se produce por uno de cuatro métodos, mismos que van de la
mano con el tiempo de exposición y son: 3
Oxidación
Disolución
Microbiológica
Reacción electroquímica
Entre las técnicas electroquímicas aceleradas controlados por difusión para
determinar la velocidad de corrosión, la “Práctica Estándar para Realizar
Medidas de Resistencia a la Polarización Potenciodinámica” (ASTM G 59-91),
presenta una técnica llamada “Polarización Anódica Potenciostática”6. Ésta
técnica posibilita detectar la transición de un sistema desde un estado pasivo a
uno activo, en otras palabras, determina cuando empieza la corrosión. La
polarización anódica puede duplicar fundamentalmente la corrosión
electroquímica natural.7 Para una mayor sensibilidad en el resultado, se debe
imitar lo más cerca posible las condiciones del medio ambiente natural. 8
Estudios como el de la Microscopía Electrónica de Barrido (SEM, Scanning
Electron Microscopy) y de la Espectometría por Absorción Atómica (AAS),
también han sido validados para complementar y reforzar el estudio de
corrosión metálica en Ortodoncia en la actualidad.8,9
4
1. ANTECEDENTES
A partir de la introducción al mercado de cada aleación, se hicieron numerosas
investigaciones en cuanto a sus propiedades, tanto mecánicas como biológicas
incluyendo la biocompatibilidad por corrosión, empezando por Ohara el año
1937, con la introducción del Acero Inoxidable 18-8. 10
En 1982, Berge y col.11, llegaron a la conclusión que el acero inoxidable
austenítico libera mas cromo y níquel que el cromo cobalto y que, al ser la
soldadura de plata en un metal menos noble, tiende mas a la corrosión.
En 1997, Kerosuo y col. 12 realizaron un estudio de liberación de níquel y cromo
en saliva de pacientes con aparatología fija; encontraron que las
concentraciones son poco significativas durante el primer mes del tratamiento
pero con mayor liberación de níquel en condiciones dinámicas. El mismo año,
Platt 13, demostró que el Acero Inoxidable 2205, con bajo contenido de Níquel,
es una mejor alternativa que el acero 316L para evitar la corrosión galvánica.
En 1999, Kim y Johnson 8, realizaron un estudio de corrosión electroquímica de
varios tipos de aleaciones de arcos y encontraron que definitivamente el acero
inoxidable se corroe, que el potencial de ruptura del NiTi varía de acuerdo al
fabricante y que el beta titanio y el NiTi con cubierta epoxi tenían el menor
potencial de corrosivo.
En el año 2002, Souni y col.14, hicieron un estudio del efecto de la textura de
acabado superficial del Elgiloy y del Ni Ti en el que encontraron que existe
menor potencial de repasivación y aumento de la densidad de corriente una
vez que se produce la corrosión por picadura.
El año 2004, Schiff y col. 15 hicieron un estudio sobre enjuagues fluorados y
encontró que las aleaciones basadas en NiTi sufren de fuerte corrosión en
presencia de monoflúorfosfato, que el TMA corroe con el fluoruro estanoso y
que el y el NiTi de tipo B, es el más resistente a la corrosión.
El año 2005, Huang y col. 16 validó la espectroscopia de impedancia
electromagnética para el estudio del comportamiento de las aleaciones
dentales. En otro estudio17, encontró que los arcos de NiTi de diferentes
marcas, tienen diferencias significativas estadísticamente.
Liu y col.18, concluyeron que la corrosión porosa, se redujo empleando una
cubierta de Ti Al N
Ijima y col.19, hicieron un estudio de corrosión galvánica en brackets de acero
inoxidable y brackets de titanio con arcos de acero inoxidable, NiTi, ß-Ti y Cr-
Co-Ni, encontrando que el acero inoxidable 304 con el NiTi y el Ti-Ni-Ti
aceleran la corrosión del NiTi.
5
S. Maruthamuthu y col. 20, publicó que la presencia de bacterias reduce la
resistencia y aumenta la corrosión.
Cioffi 21, Schiff 22, estudiaron el comportamiento corrosivo del NiTi que es
afectado en presencia de fluoruros.
El año 2006, J. López y col. 23, tomaron una aleación noble, una altamente
noble y dos aleaciones de aluminio cobre en saliva artificial por 15 días y
encontraron que las aleaciones de cobre liberan Cu, Al, Ni, Mn y Fe; las
aleaciones basadas en Ni, liberan Cr y Ni; las aleaciones que tienen berilio,
liberan Be y Ni; aunque los iones liberados están lejos de los niveles mínimos
tolerables biológicamente.
El año 2007, Vahed y col. 24, encontraron que la mayor parte de las partículas
ricas en cobre que se forman en la interfase del acero inoxidable con la
soldadura, produce efectos microgalvánicos que llevan a la disolución selectiva
de estas partículas, debilitando la interfase.
Wang y col. 25, vieron que las ranuras producidas por instrumentos, pueden
provocar fracturas por estrés corrosivo de arcos NiTi.
Huang y col. 26, vieron el comportamiento de cuatro tipos comerciales de NiTi
en saliva artificial, enjuague fluorizado, pasta dental común y gel profiláctico.
Concluyeron que hay un aumento de rugosidades superficiales del NiTi, en
medios que contienen flúor.
Manaranche y col. 27, proponen una nueva clasificación de aleaciones dentales
de acuerdo a su resistencia a la corrosión química con una prueba
electroquímica, donde las aleaciones en base a paladio y las de oro platino
paladio son las mas resistentes a la corrosión.
El 2008, Montañez9, en la Escuela de Ingeniería Química de la Universidad
Industrial de Santander, Colombia, estudiaron al NiTi por técnicas
electroquímicas aceleradas; evaluando que es susceptible a la corrosión
localizada, corrosión por picado y la liberación de iones metálicos en el medio
fisiológico a temperatura promedio corporal y pH bucales, evidenciado por
Microscopía de Barrido Electrónico (SEM) y Absorción Atómica (AAS). También
se evidenció que la densidad de corriente de corrosión por picado está
directamente relacionada con la velocidad de corrosión en términos de
penetración y ésta a su vez con la concentración de iones Ni++ liberados en el
electrolito. Se concluyó que hay buena biocompatibilidad para su uso en
ortodoncia, sin embargo para pacientes alérgicos al níquel, puede afectar la
mucosa oral.
6
2. JUSTIFICACION
Las pruebas de corrosión en Ortodoncia tienen gran importancia porque las
acciones galvánicas de la boca y la consecuente liberación iónica de metales
no nobles por corrosión, podrían causar una serie de reacciones, partiendo de
la sensación al sabor metálico, dolor o síndrome de la boca dolorosa,
sensibilizaciones, alergias y otras reacciones tóxicas. 28, 29
En Bolivia, no se han realizado estudios epidemiológicos de alergia a metales a
la fecha.
Según el programa de Aceptación de la ADA (Asociación Dental Americana), el
potencial de corrosión es importante en la biocompatibilidad de una aleación.
La corrosión libera iones que interactúan con los tejidos, aumentando el riesgo
de alergia, toxicidad y carcinogenia. 30
Experimentos de polarización Potenciodinámicos y observaciones de los
alambres, han mostrado evidencias de una corrosión superficial en forma de
poros en la superficie de los alambres por donde se liberan iones metálicos. 8,
9,31
Olsson, Berglund y Bergman32 mencionaron que las pruebas de corrosión de
materiales dentales deberían ser llevadas a cabo a 37ºC.
Los productos de la corrosión del acero inoxidable son principalmente Fe, Cr y
Ni, de éstos, se ha reportado que el cromo y el níquel producen efectos
adversos como la alergia de tipo IV, que al ser mediada por células, puede
presentar potencialmente efectos alergénicos, mutagénicos, tóxicos y
carcinógenos. 4, 33, 34,35.
Las superficies del acero inoxidable y del NiTi comienzan a exhibir crevículos y
poros compatibles a sitios susceptibles a la corrosión. Experimentos de
polarización Potenciodinámicos y observaciones de los alambres (CoCr, NiCr,
NiTi y Beta-Ti) utilizando un microscopio electrónico, en un medio de corrosión
electroquímica y en saliva artificial; han mostrado evidencias de una corrosión
de puntos formados en la superficie de los alambres por donde se liberan iones
metálicos.31
Se ha visto efectos genotóxicos del cromo, como muerte celular, aberraciones
cromosómicas, intercambios de cromosomas hermanos, transformación celular
y mutaciones genéticas. Algunos compuestos elevan la actividad de
trascripción de ciertos genes, disminuye la fidelidad y aumenta el metabolismo
de la polimerasa durante la replicación de ADN. 35
7
3. PLANTEAMIENTO DEL PROBLEMA
Sabiendo que no existe el arco ideal, las diferentes aleaciones que se utilizan
en los arcos de Ortodoncia, presentan por sus propiedades, ventajas y
desventajas, por lo que su elección depende de la búsquela hacia la
optimización de sus propiedades.
Cada aleación tiene diferente naturaleza y características mecánicas
diferentes, lo que lleva a usos terapéuticos diferentes. Aunque la base de una
misma aleación debería ser manufacturada con estándares establecidos, las
diferentes casas fabricantes tienen diferencias que no las hacen públicas por
motivos de competitividad, es por ello que algunos materiales reaccionan de
diferente manera frente a un mismo caso teniendo, supuestamente, la misma
estructura química. Esta información es importante para determinar el grado de
biocompatibilidad de los arcos ortodóncicos en nuestro medio.
Graber planteó que cada clínico debe conocer los peligros de los materiales
que se utilizan por el aumento de demandas judiciales así como de iatrogenia.
En la actualidad, todavía se mantiene discreción en cuanto a la fórmula que se
utiliza en cada aleación en términos específicos de la fabricación; sin embargo,
la tendencia a futuro es que los dispositivos ortodóncicos estén sujetos a la
misma política que controla los medicamentos, y que los fabricantes estén
obligados a revelar información sobre su composición, tratamiento y otros
factores. 1
Asimismo, es un tema de actual preocupación, el grado de liberación de los
elementos metálicos menos nobles de una aleación en el medio bucal frente a
la corrosión. Algunos elementos como el níquel y el cromo son nocivos,
dependiendo de los niveles de concentración, pueden producir
hipersensibilidad, toxicidad y mutagenicidad.
La biocompatibilidad y la inocuidad de cada biomaterial son tan importantes
como cualquier propiedad mecánica de las aleaciones, por ello, es importante
buscar el arco que demuestre mayor inocuidad en contacto con el medio bucal
de los pacientes en relación al mayor o menor grado de corrosión que produce
la liberación de iones metálicos potencialmente nocivos.
3.1. PREGUNTA DE INVESTIGACIÓN
¿Existe diferencia en el comportamiento corrosivo electroquímico, de arcos de
Ortodoncia de Acero inoxidable, Níquel Titanio y Beta Titanio, con la
exposición a saliva artificial a 37ºC y una exposición ascendente de 0mV a
2000mV?
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4. OBJETIVOS
4.1. OBJETIVO GENERAL
Determinar el comportamiento corrosivo electroquímico in vitro de tres
aleaciones de arcos de Ortodoncia de tres marcas diferentes.
4.2. OBJETIVOS ESPECÍFICOS
Construir una fuente generadora de energía regulada que produzca un
potencial eléctrico controlado y estable.
Construir una celda de electrólisis que contenga la saliva artificial a una
temperatura corporal constante.
Determinar el punto de ruptura electroquímica de los arcos de acero
inoxidable, níquel titanio y beta titanio de cada marca por separado.
Comparar curvas de polarización anódica entre aleaciones de la misma
naturaleza y de diferente marca.
Comparar las curvas de polarización anódica de las diferentes
aleaciones entre sí.
Comparar los cambios morfológicos superficiales por microscopía
electrónica de barrido de arcos de acero inoxidable, NiTi y beta titanio de
los especimenes antes y después del proceso de corrosión
electroquímica acelerada.
Observar la presencia de iones de níquel y cromo liberados en el
electrolito por análisis químico AAS de las diferentes aleaciones.
Comparar la liberación de iones níquel y cromo entre aleaciones de la
misma naturaleza y diferente casa comercial.
4.3. HIPÓTESIS DE ESTUDIO
Hi: Los arcos usados en Ortodoncia de Acero inoxidable, Niquel Titanio y Beta
Titanio, sujetos a pruebas electroquímicas aceleradas, sufren diferentes
comportamientos corrosivos y liberación de iones metálicos de cromo y níquel.
Ho: Los arcos usados en Ortodoncia de Acero Inoxidable, Níquel Titanio y Beta
Titanio, sujetos a prueba electroquímicas aceleradas, sufren diferentes
comportamientos corrosivos y diferentes niveles de liberación de iones de
cromo y/o níquel.
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4.4. OPERACIONALIZACIÓN DE VARIABLES
VARIABLE CONCEPTO RESUMIDO
ÍTEMS A SER MEDIDOS
RANGOS INSTRUMENTOS A SER USADOS
Marca Casa comercial fabricante
3M
ORMCO
Ortho Organizer
1,2,3 Muestras de arcos de ortodoncia de 0.017” por 0.025” de diámetro
Aleación Metales que componen la aleación
- SS - Ni Ti - ß Ti
1, 2, 3 Muestras de arcos de ortodoncia de 0.017” por 0.025” de diámetro
Grado de corrosión
Estudio del comportamiento electroquímico, punto de quiebre y punto final de la corrosión de 0 a 2000 mV
- SS 3M - Ni Ti 3M - SS Ormco - Ni Ti Ormco - ß Ti Ormco - SS OO - Ni Ti OO - ß Ti OO
1º,2º,3º, 4º, 5º, 6º, 7º, 8º
Fuente generadora de energía regulada Celda de electrólisis Muestras de arcos
5. ALCANCES Y LIMITACIONES
Sabemos que los mejores biomateriales ortodóncicos deben ofrecer gran
resistencia frente a las condiciones extremas de la cavidad bucal, en este caso,
las aleaciones de los arcos metálicos deben poseer una excelente resistencia
frente a la corrosión, para ir de la mano con la bicompatibilidad y la durabilidad.
Debido a que en nuestro medio no se fabrican arcos ortodóncicos para el uso
clínico, el clínico debe recurrir a materiales que son importados de diferentes
países.
El estudio in vitro de corrosión por técnicas electroquímicas es un concepto
actual de estudio de corrosión metálica para estandarizar las condiciones de
trabajo y comparar las respuestas obtenidas.
El estudio de observación al Microscopio Electrónico de Barrido (SEM) de la
morfología superficial de las muestras antes y después del proceso
electroquímico al que son sometidas permite la comparación superficial
cualitativamente de cada muestra.
El estudio de digestión ácida y el ICP OES corrobora la presencia de liberación
iónica por corrosión de metales potencialmente tóxicos para el paciente, en
este caso se busca la presencia de cromo y níquel.
El ortodoncista tendrá una información respecto al comportamiento corrosivo
de las aleaciones más usadas en la Especialidad de Ortodoncia, de tres casas
distribuidoras conocidas en nuestro medio en beneficio del paciente.
10
6. MARCO TEORICO
A lo largo del tiempo se han desarrollado diferentes biomateriales ortodóncicos
metálicos, específicamente para el uso de arcos; desde las mas simples
aleaciones de oro y plata, hasta llegar al acero inoxidable adoptado del famoso
Ford Sedan en 1936; la aleación de cromo cobalto antes usada en los resortes
de reloj e introducida en los años 60; el Nitinol adoptado una década después,
de los conectores hidráulicos de la Fuerza Naval; y la fase beta de Titanio
usada en los aviones Blackbird fue introducida en la Ortodoncia a finales de la
década de los 70s. 35
De las mencionadas aleaciones, son de uso frecuente, el beta titanio, níquel
titanio y acero inoxidable.
Las composiciones de los diferentes arcos y su fabricación depende de ciertos
estándares preestablecidos y otros propios que dependen de la fábrica que los
produce (ver Tablas 1 y 2) 8, 36, 37
6.1. CORROSIÓN DE ARCOS DE ORTODONCIA
La corrosión es un fenómeno electroquímico en el que se deteriora un material
en su tendencia general a buscar su forma más estable o de menor energía
interna, además de dañar la superficie y las propiedades mecánicas del metal,
produce productos de degradación que son generalmente iones metálicos. La
biocompatibilidad del material dependerá en gran medida de los efectos tóxicos
que estos iones tienen al liberarse en los tejidos, por tanto es dependiente de la
resistencia a la corrosión. 9
6.1.1. ACERO INOXIDABLE 1,38, 39
La propiedad anticorrosiva del acero inoxidable se debe al cromo, un metal
básico altamente reactivo que forma el óxido de cromo (Cr2O3). La resistencia
a la corrosión depende del lecho pasivo que se forma espontáneamente
(pasivación) y reforma (repasivación) en contacto con el aire y bajo la mayoría
de condiciones húmedas. El oxígeno es necesario para mantener el film,
mientras que la acidez y los iones de cloro pueden ser perjudiciales.
Los estudios han demostrado que el film formado por cromo, también contiene
hierro, níquel y molibdeno. En un ambiente acuoso, este film consiste en un
lecho óxido interno y lecho de hidrógeno externo. El lecho óxido es
principalmente óxido de cromo con precipitación de calcio, fósforo y sulfuros.
El cromo protege al acero con una capa impermeable y resistente a la
corrosión de su óxido y el níquel se estabiliza a bajas temperaturas hasta
formar una fase austenítica homogénea y resistente a la corrosión. Si se
aumenta el contenido de cromo, disminuye la densidad pasiva presente,
11
aumenta los potenciales de ruptura y porosidad y disminuye la densidad crítica
y el potencial necesario para la pasivación. Se aumenta níquel para disminuir la
densidad crítica, mientras que le molibdeno tiene efecto en la disminución de la
densidad corriente y en el aumento del potencial de porosidad.
El cobalto se utiliza tanto para la fabricación de brackets como para alambres,
para aumentar la resistencia a la corrosión.
Se adiciona molibdeno en el acero 316L para dar mayor protección a la
corrosión tipo picadura o grieta. El film pasivo de óxido de cromo no es tan
estable como su contraparte, el óxido de titanio y por tanto, contribuye a la
resistencia inferior a la corrosión del acero inoxidable relativo a las aleaciones
de titanio.
El manganeso se usa en reemplazo del níquel para estabilizar la austenita,
aunque compromete la resistencia a la corrosión. Ya que los átomos de níquel
no tienen una fuerte unión para formar un compuesto intermetálico, la
probabilidad de liberación de níquel en boca aumenta, lo que tendría
implicaciones en la biocompatibilidad de éstas aleaciones.
El acero inoxidable, definitivamente se oxida, si se elimina la delgada película
de óxido de cromo que usualmente lo recubre, puede ser atacado. Los peores
enemigos del acero inoxidable, los cloruros agresivos, son parte de nuestra
dieta. Además de las comidas saladas que ingerimos, la saliva contiene 500
mg/L de iones de Cl-.
A la par de los cloruros, otras sustancias agresivas son los ácidos orgánicos
producidos por la descomposición de los alimentos y los compuestos
sulfurados que se encuentran en la saliva. Resulta interesante señalar que en 2
horas, un respirador bucal urbano inhala aproximadamente un metro cúbico de
aire, lo que determina una ingesta potencial de dióxido de azufre de hasta
2,3mg.
6.1.2. ALEACIÓN DE NÍQUEL TITANIO 1, 38, 39
Existen dos fases principales en los arcos de NiTi: la fase austenítica: que tiene
propiedades parecidas al acero, una estructura atómica en orden BCC, a altas
temperaturas y bajo estrés; y la fase martensítica, reportando una estructura
monocíclica, tricíclica o hexagonal que se forma a bajas temperaturas y alto
estrés con un comportamiento que se asemeja a los elastómeros.
El oxígeno forma una inclusión de Ti4Ni2Ox, que reduce la elasticidad de la
aleación. Si penetra en la matriz, se torna susceptible a picaduras y al ataque
del surco gingival por haluros, como las soluciones de sal común, además
produce cambios en la memoria del metal. El nitrógeno, usado para proteger y
endurecer al NiTi, se comporta de la misma manera y sus efectos se suman a
los del oxígeno.
12
La resistencia a la corrosión presentada por los arcos de Ni Ti se debe a la
presencia de que grandes porciones de titanio (48%-54%) que forman óxidos
(TiO2, TiO, Ti2O5). El óxido de titanio (TiO2) es el más común.
Es poco probable que el lecho óxido pueda corresponder a la composición
equiatómica. Se ha demostrado que la formación de TiO2 en el aire se debe a
la baja energía libre valorada en la reacción.
Cuando el titanio es expuesto al agua, se espera que se forme TiO2 de acuerdo
a la siguiente reacción:
Ti + 2H2O - TiO2 + 2H2
Ya que la pasivación inicia la oxidación posterior por una disminución de
energía libre de la reacción superficial, la formación de óxido es favorecida
termodinámicamente. En soluciones electrolíticas, los aniones adsorbidos en la
superficie óxido generan un campo eléctrico suficientemente alto para facilitar
la migración de aniones metálicos (óxido) a través del film a la interfase óxido-
electrolito. Durante ésta reacción se producen iones H+, que aumentan el pH.
Los aniones oxidrilo (OH-) resultantes son adsorbidos en la superficie, donde se
crea un campo eléctrico para la migración de iones seguido de un crecimiento
óxido. En una solución acuosa, la alta tasa de adelgazamiento inicial cuando el
óxido posesiona en una estructura amorfa, disminuye, mientras se establece la
cristalización.
Los terceros metales más comunes son el cobre y el cobalto, los mismos que
se agregan para reducir la histéresis con propósitos de activación térmica.
Pequeñas cantidades de Al, Zr, Co, Cr o Fe, especialmente los últimos tres
elementos, mejoran la resistencia de la fase martensítica.
6.1.3. ALEACIÓN DE BETA TITANIO 1, 38, 39
Las aleaciones de titanio, son muy resistentes a la corrosión, biocompatibles y
casi tan resistentes como las de acero inoxidable.
A la temperatura ambiente, el titanio puro tiene una estructura que es difícil de
deformar (fase alfa con celdas hexagonales). A temperaturas superiores a los
68º C, tiene una estructura ccc (fase beta o ß) se torna mas estable. Los
alambres ortodónticos que se comercializan actualmente son de tipo alfa o de
tipo beta estabilizado y más fácil de procesar. Entre éstos últimos están el Ti-
11,5Mo-6 Zr-4, el 5Sn (ß II o TMA de ORMCO) y los de titanio – niobio como el
Ti-15Mo - Nb y Ti-13Nb-13Zr.
La superior resistencia a la corrosión de las aleaciones de titanio se debe al
hecho de que pueden ser cubiertas por óxidos (sobre todo TiO2), los que
forman una delgada y compleja película que protege al metal del mismo modo
que el Cr2O3 y el Al2O3 protegen al acero inoxidable y al aluminio
respectivamente. Esta película le otorga afinidad al titanio y una alta adherencia
13
que puede producir fricción, trabado e irritación. Por esta razón el alambre de Ti
beta presenta el más alto coeficiente de fricción.
6.2. TIPOS DE CORROSIÓN
Existen diferentes tipos de corrosión que afectan a las aleaciones ortodónticas.
6.2.1. ATAQUE UNIFORME
Es el tipo más común de corrosión. Se produce en todos los metales en
diferentes proporciones. El metal pasa por una reacción redox con el medio
ambiente que lo rodea y no se detecta sino hasta que la mayor parte del metal
es afectado.37
Se considera un poro, aquel que su profundidad es igual a su anchura. 39
6.2.2. CORROSIÓN EN PICADURA, POROSA O “PITTING”
Puede formarse en las superficies de arcos y brackets pues ellos no son
perfectamente lisos y a la microscopía se observan poros y grietas. Se ha
pensado que estas presentaciones aumentan la susceptibilidad a la corrosión
por la habilidad de albergar microorganismos de la placa bacteriana. Estos
microorganismos causan una disminución localizada del pH y disminución de
oxígeno, lo que a su vez afecta el proceso de pasivación. 40
En el caso del NiTi, se cree que el estrés de la superficie residual producido por
el proceso de producción puede ser mas importante que las rugosidades
superficiales en la susceptibilidad a la corrosión de los arcos. 40
En el acero inoxidable adopta la forma de surcos que se desarrollan en la
interfase entre dispositivos metálicos y restos de alimentos o polímeros no
adhesivos. Los polímeros, elásticos o rígidos, promueven la corrosión
localizada. Después de formada la picadura o poro, el acceso de oxígeno es
limitado y la capa protectora de óxido de cromo no puede regenerarse. Como
resultado de varias transformaciones químicas, el pH del interior de esos hoyos
declina y el proceso se torna autocatalítico y socava la estructura interna del
metal con fisuras o cavidades profundas. La solución presente en esos hoyos
se torna más ácida y por ende más agresiva que el medio. 39
Se ha encontrado corrosión porosa en experimentos de polarización
poteciodinámica y observaciones en el microscopio electrónico de barrido en
diferentes aleaciones ortodóncicas sobre saliva artificial, así como en estudios
electroquímicos de Ni Ti en solución salina al 1%.39
6.2.3. CORROSIÓN EN GRIETA
Ocurre en el lecho expuesto al ambiente corrosivo, a través de la aplicación de
partes no metálicas en metal (ej.: ligadura elastomérica sobre el bracket).
14
Aumenta por diferencias de iones metálicos o en la concentración de oxígeno
entre la grieta y su vecindad.39
Puede también presentarse en los aparatos removibles donde los arcos y
tornillos penetran en el acrílico, y se evidencia una decoloración color marrón,
que se cree es debido a bacterias y a la película que se forma entre la aleación
metálica y el acrílico. 40
El ataque puede atribuirse a la falta de oxígeno asociada a la formación de
placa bacteriana y sus bio-productos de la microflora microbiana que aplacan al
oxígeno, alterando la regeneración del lecho pasivo el óxido de cromo. 38
6.2.4. CORROSIÓN GALVÁNICA
Ocurre cuando dos metales son puestos juntos en una solución conductora o
un electrolito. El más electronegativo de los metales es el ánodo y el más
electropositivo o metal noble, es el cátodo. Por esto, el metal más
electropositivo corroe principalmente. Las celdas de corrosión galvánica son
creadas por diferencias de potencial electroquímico entre dos tipos de metales
o el mismo metal en diferentes sitios. Estas celdas galvánicas pueden ser
hechas bajo diferentes circunstancias de pH, rugosidad superficial y trabajo
debido a repetidos dobleces. 40
En presencia de un electrolito la unión de un metal anódico con otro metal
menos noble da origen a la formación de una celda eléctrica. El metal menos
noble se oxida, parte de sus átomos liberan electrones y se torna positivo o
anódico (y soluble); el metal mas noble se transforma en electronegativo
(catódico y resistente a la corrosión). 39
En ortodoncia, la corrosión galvánica ocurre donde dos metales diferentes se
unen para construir un bracket o arco incluso la misma aleación sujeta a
diferente tratamiento. Toma lugar un proceso combinado de oxidación y
disolución. El metal menos noble es oxidado y se vuelve anódico, mientras
algunos átomos liberan electrones, los iones se disuelven y se vuelven iones
solubles. El metal más noble se vuelve catódico y más resistente a la corrosión
respecto al metal menos noble. 40
En los aparatos removibles, la situación es exacerbada en los puntos de
soldadura, pues es un lugar mecánicamente activo. 40
El acero inoxidable tiene la característica de tener un comportamiento activo-
pasivo, dependiendo de las condiciones ambientales en las que el lecho de
óxido de cromo protector puede ser eliminado (forma activa) o regenerado
(forma pasiva). Así la corrosión galvánica puede tomar lugar dependiendo del
estado del acero inoxidable (contacto con metales derivados de soldadura). No
obstante éste tipo de corrosión es mas común en el lugar de mayor contacto
con el diente. 39
15
6.2.5. CORROSIÓN INTERGRANULAR
Los brackets de acero inoxidable sujetos a altas temperaturas (temperaturas de
esterilización), se someten a alteraciones en su microestructura. El fenómeno
de debe a la precipitación del carburo de cromo en los límites de los granos. 39
En contraste con la corrosión uniforme o en picadura, los patrones que
participan en la disolución de parte del metal, en la corrosión intergranular,
afecta principalmente la solubilidad del carburo de cromo. 39
El acero inoxidable es particularmente susceptible a la corrosión intergranular
durante el proceso de soldadura; puede ocurrir a 350º c. El calentamiento lleva
a una reacción de cromo con carbón, formando carburo de cromo donde la
aleación se vuelve mas brillante y menos resistente a la corrosión ya que el
cromo reaccionó con el carbono, es menos posible a formar el lecho óxido. 40
6.2.6. CORROSIÓN DESGARRANTE
Se refiere al proceso que ocurre en contacto con áreas de material sujeto a
carga y encuentra su análogo en la interfase slot – arco. 39
La apariencia es de grietas y grandes poros juntos con signos de delaminación,
probablemente debido a la fricción creada durante el movimiento. Existe una
destrucción notable de la estructura granular con disminución en su tamaño.
Ésta apariencia no se consigue con experimentación in Vitro.39
Durante la aplicación de la carga, los dos metales pasan por un proceso de
soldadura por frío, por la presión de la interfase entre ellos, lo que
eventualmente producirá el desgarre de la unión, denudando la superficie de
lecho óxido y dejando al metal, susceptible a la corrosión. 40
6.2.7. CORROSIÓN MICROBIOLÓGICA
La actividad enzimática y degradación de la resina produce como resultado la
formación de cráteres en la base de los brackets. 39
Los microorganismos y sus productos pueden afectar las aleaciones metálicas
de dos maneras 40:
- algunas especies absorben y metabolizan metal de las aleaciones,
llevando a la corrosión, y
- los productos metabólicos normales de otras especies microbianas
pueden alterar las condiciones ambientales, haciendo que sean más
conductivos a la corrosión, por ejemplo, haciendo el medio más ácido.
6.2.8. CORROSIÓN POR ESTRÉS
Cuando los arcos son ligados al bracket en dientes apiñados, aumenta el
estado de reactividad de la aleación. Esto genera tensión y desarrolla estrés
16
local por la carga tridimensional multiaxial del arco. Entonces se crea una
diferencia de potencial electroquímico en sitios específicos actuando en unas
superficies como ánodos y en otras, como cátodos. 40
6.2.9. CORROSIÓN POR FATIGA
Los metales generalmente tienen tendencia a la fractura por estrés cíclico
(fatiga). Este fenómeno es acelerado cuando la aleación está expuesta a un
medio corrosivo. 40
La fatiga se acelera disminuyendo la resistencia por exposición a un medio
corrosivo como la saliva. El proceso ocurre frecuentemente en arcos que
permaneces en el ambiente oral por períodos extendidos bajo carga. Se
caracteriza por tener tres áreas delimitadas en la fractura: una lisa, otra rugosa
y una de apariencia cristalina. 39
Sin embargo, un estudio demostró que no hubo aumento de la corrosión por
fatiga del NiTi, titanio molibdeno y acero inoxidable, como resultado del estrés
electroquímico y mecánico. 40
6.3. LA SALIVA: EL MEDIO DE CORROSIÓN Y EL ELECTROLITO
El medio bucal es donde se mantienen los aparatos de Ortodoncia por largos
lapsos de tiempo. Está comprendido por elementos transitorios (aire y
alimentos), elementos propios provisorios constantes (saliva) e inconstantes
(fluido gingival) y una flora específica móvil o fija (placa bacteriana).3
La saliva es un elemento propio específico de la cavidad oral y su secreción es
variable cuantitativamente.
Malgré41 hace la siguiente diferenciación para realizar estudios:
Saliva total: es aquella que incluye en si elementos del fluido gingival,
bacterias y células epiteliales descamadas. Su inconveniente es la
contaminación por la presencia de bacterias vivas latentes.
Saliva mixta: es una saliva que ha sido centrifugada para eliminar elementos
de suspensión (bacterias y células epiteliales descamadas). Este tratamiento
permite un análisis más exacto.
Saliva pura: es una saliva de origen único (por ejemplo de la parótida),
desprovista de contaminantes celulares y bacterias.
La saliva esta formada en un 99.4% por agua, 0.3% de sustancias orgánicas y
0.2 % de sustancias inorgánicas. Tiene una densidad de 1.004 y un pH que
varía de 6.7 a 8, siendo más ácida la de la glándula parótida y más alcalina la
de la glándula submaxilar. 41Es así que la saliva es un medio agresivo para las
aleaciones metálicas ortodóncicas. 3
17
6.4. BIODEGRADACIÓN Y BIOCOMPATIBILIDAD DE LOS METALES
Un metal que está en contacto directo con los tejidos, producirá algún tipo de
liberación de iones en mayor o menor grado, comprometiendo su
biocompatibilidad. 42
Esta liberación de iones metálicos depende de factores pertenecientes a las
aleaciones por sí mismas, así como factores externos: tipo de aleación
(cantidad de níquel y cromo presente), calidad y tratamiento del material, área
de superficie de la aleación dental expuesta, procedimiento de pulido,
composición electrolítica, presencia de otras restauraciones metálicas,
condiciones biomecánicas, entre otras. Asimismo, depende de características
propias del individuo, específicamente de la saliva, pues sus propiedades
físicas, por ejemplo temperatura, cantidad y composición, son influenciados por
variables como: pH, propiedades físicas y químicas de dieta, hábitos de bebida,
medicamentos y condición de salud general y local, además de medidas
propias de higiene oral (placa dental) 42
Eliades mostró que en una boca con toda la aparatología ortodóncica expuesta
a 0.05% de solución salina, libera cerca de 40 microgramos de níquel y 36
microgramos de cromo por día39. En otro estudio recomendó que la
biocompatibilidad sea acompañada de pruebas endocrinológicas, lo que
parecerá ser una tendencia a futuro. 44
Barret y Bishara han reportado que las concentraciones normales en sangre
para el níquel están entre 2.4 + 0.5 ng/ml y 30 + 19 ng/ml. Para el cromo, los
valores promedio reportados están entre 0.371 ng/ml y 1.4 ng/ml. 31
Considerando que el promedio de ingesta en la dieta de níquel es de 200 a 300
microgramos por día, de 280 microgramos de cromo; se ha visto que la
liberación de níquel por aleaciones ortodóncicas son de 4.2 microgramos por
día, por lo que la exposición mayor a éstos iones vendría a ser por ingesta de
agua, por la atmósfera y por las joyas. Por tanto, la mayor preocupación estaría
enfocada a la hipersensibilidad y alergia de los pacientes. 40
6.4.1. HIPERSENSIBILIDAD Y ALERGIA
Se ha establecido que el níquel y el cromo pueden causar reacciones alérgicas
con expresiones intra o extraorales como lesiones eritematosas difusas,
ampollas, ulceraciones que se extienden al área perioral, dermatitis de
contacto, eczemas, urticaria en la cara y en zonas mas distantes. Asimismo se
ha demostrado un potencial mutagénico y carcinogénico para éstos metales. 34,
39, 45, 46, 47, 48, 49, 50
Los productos de la corrosión del acero inoxidable son principalmente Fe, Cr y
Ni, de éstos, se ha reportado que el cromo y el níquel producen efectos
adversos como la alergia de tipo IV, que al ser mediada por células, puede
18
presentar potencialmente efectos alergénicos, mutagénicos, tóxicos y
carcinógenos. 31, 43
En 1995, Matasa 3 encontró que el sexo femenino tiene mayor índice de alergia
al níquel (9%), en relación al sexo masculino (1%), y que la alergia al cobalto
afecta a cerca del 1% de la población, especialmente en mujeres. El zinc, cobre
y el cadmio, componentes de la soldadura, pueden contribuir a una reacción
alérgica.
En 1997, Kerosuo 47 encontró la presencia de alergia al níquel en un 30% en
mujeres y un 3% en varones adolescentes, producto de joyas mayormente
visto en la zona de la orejas (31%) y otras zonas (2%).
El 2004, Schuster 34 hizo un estudio en 60000 pacientes alemanes donde
encontró que la incidencia de sospecha de alergia al níquel era de 0.3%,
registrando cambios en la piel mas en aparatos extraorales (45%) que en
intraorales (17%). En general se estima que la prevalencia del sexo femenino
tiene una relación de 10:1 por exposición ambiental (contacto con joyas,
detergentes), mientras que el sexo masculino se relaciona con el contacto
ocupacional (trabajo en industrias de níquel).
Bajo los anteriores estudios, es importante remarcar que no existe un estudio
epidemiológico de alergia a metales en Bolivia.
Para que un metal pueda producir alergia debe sufrir un proceso de ionización
que puede ser por disolución, corrosión o galvanismo. Este proceso se facilita
por el contacto del metal con los fluidos biológicos. 48
Cuando ciertos metales pesados penetran en el cuerpo, se ionizan y se
vuelven inestables y para restablecer su estabilidad se ligan a proteínas que en
personas susceptibles puede originar una alergia. Si la presencia del antígeno
es permanente, los linfocitos de memoria están permanentemente
sensibilizados y pueden crear en la persona afectada, un estado de
sensibilización inmunológica permanente, que puede facilitar la implantación de
muchos procesos -enfermedades- inmunes o autoinmunes. 49
El níquel es un antígeno que causa alergia tipo IV. El níquel absorbido, se une
a ciertas proteínas y forma antígenos que toman contacto con los linfocitos T
de los nódulos linfáticos regionales, los que activan a las células T
especializadas, las mismas que causan el daño tisular al entrar en la
circulación a través de la linfa 45, 46, 47, 48
En casos de sobre exposición al cromo, se puede producir dermatitis alérgica,
ulceraciones en la piel, mucosas y séptum nasal; necrosis tubular renal;
además de aumentar el riesgo de cáncer en el tracto respiratorio. 50
19
En el caso de los profesionales ortodoncistas, se ha encontrado reacciones
como enrojecimientos, picazón, eczema, fisuras y descamaciones, atribuidos a
partes metálicas de aparatos extraorales. 51
6.4.2. TOXICIDAD Y CARCINOGENIA
Se ha encontrado que una solución de níquel (0.05 mol/L) y cobalto (0.01
mol/L), impide la fagocitosis de bacterias por leucocitos PMN in vitro. Los iones
de níquel pueden afectar la quimiotaxis de los leucocitos, mediada por un
cambio en su forma. Estos iones hacen que los neutrófilos se vuelvan
esféricos, que sean más lentos e inhiban la actividad contráctil dependiente del
calcio por despolarización de su membrana celular. El níquel inhibe la
quimiotaxis en una concentración de 2.5-5 ppm. La concentración de níquel en
las aleaciones dentales activa a los monocitos y células endoteliales. 49
El níquel tiene acción mutagénica y carcinógena en cultivos celulares. La
evidencia de la acción oxidativa es ilustrada en el aumento de receptores de
lactoferrina en la exposición celular al níquel, como un esfuerzo para disminuir
el metal activo. 49
Concentraciones no tóxicas de níquel, inducen a daño de la base del ADN y
ruptura simple de cadenas de ADN específicamente localizadas. El daño del
ADN mediado por el níquel puede ser impuesto indirectamente por inhibición
de enzimas que reparan rupturas de ADN como la 8-oxo-2’-dehidrogenasa y 5’-
pirofosfatasa trifosfato. Una concentración no tóxica del níquel promueve
mutaciones microsatelitales, inhibe la reparación de la escisión nucleótida y
aumenta la mutilación total del genoma, lo que contribuye a una inestabilidad
que podría causar una acción carcinogénica. 39
Se ha visto efectos genotóxicos del cromo, como muerte celular, aberraciones
cromosómicas, intercambios de cromosomas hermanos, transformación celular
y mutaciones genéticas. Algunos compuestos elevan la actividad de
trascripción de ciertos genes, disminuye la fidelidad y aumenta el metabolismo
de la polimerasa durante la replicación de ADN. 31, 39, 51
Sin embargo, se ha establecido que el promedio de ingesta diario de los iones
liberados en los pacientes ortodóncicos, no conlleva a niveles tóxicos mayores
que los que llevarían la ingesta por alimentos o el uso de joyas, por tanto, los
efectos tóxicos con la aparatología ortodóncica no han sido demostrados. 40
6.5. LA CORRIENTE ELÉCTRICA EN LA CORROSIÓN METÁLICA
La corriente eléctrica no es más que un potencial, conocido como corriente
continua, si se mantiene constante y alterna, si la diferencia de potencial
cambia de sentido con cierta frecuencia.
En biología, la concentración de iones en el interior de las células del cuerpo
humano, es distinta a la del exterior. Esto crea una diferencia de potencial que
20
varía durante la actividad biológica de dichas células; del estudio de dichas
variaciones de potencial, se puede avanzar en la comprensión de procesos
biológicos. Su estudio se conoce como la electrofisiología.7
Ewers, utilizando una técnica de microelectrodo, demostró que existe potencial
en la boca que varía desde -58 mV a +212 mV, el mismo que esta en relación
al pH (a mas acidez, mayor potencial) a la salud periodontal (pacientes
periodontalmente comprometidos tenían menor pH y mayor potencial), y con la
ubicación, donde el surco gingival lingual presento el menor potencial y el
sector de saliva sublingual, el mayor potencial eléctrico. 5
Dentro de la ciencia física, existe un fenómeno denominado electrólisis en el
estudia la conducción eléctrica en los líquidos que va acompañada de
reacciones químicas. Su estudio nos muestra la existencia de cargas libres
(iones) dentro del líquido conductor o electrolito. El electrolito es el medio
líquido donde se realiza el intercambio iónico. En la conducción de la corriente
en un electrolito se colocan dos conductores o “electrodos”, el cátodo está
unido al polo negativo y el ánodo esta unido al polo positivo. En el electrolito,
los iones (-) van al ánodo, depositan su carga y se transforman en átomos. Los
iones (+) se dirigen al cátodo y sustrayéndoles electrones se transforman en
átomos. 7
Para la realización de electrólisis a potencial controlado, se usa un aparato
capaz de generar energía eléctrica de manera controlada; en el mercado se
conoce como potenciostato – galvanostato; y una célula o celda electroquímica
con varias aperturas o cavidades: una que sirven para desplazar el oxígeno,
tres para el sistema electrónico o juego de electrodos y otra cavidad que queda
libre. 7
6.5.1. LOS MÉTODOS ELECTROQUÍMICOS 52, 53
Se utilizan con propósitos de valorar la corrosión en un material.
Los métodos electroquímicos se dividen en dos grandes grupos: estacionarios
y transitorios. Los transitorios a su vez se dividen en dos grupos:
- Potenciostáticos (modo potenciostato), donde se aplica una diferencia
de potencial controlada y se mide la intensidad de la corriente que
circula a través de una celda electroquímica en función del tiempo y
- Galvanostáticos (modo galvanostato), donde se suministra una
intensidad de corriente controlada y se mide el potencial en función del
tiempo.
Este estudio usó el método electroquímico transitorio modo potenciostato.
21
6.5.2. LA CELDA O CÉLULA ELECTROQUÍMICA
Es el sitio donde se realiza el proceso de electrólisis, en ella se coloca el juego
de electrodos sumergidos en el electrolito.
6.5.3. JUEGO DE ELECTRODOS
Los estudios voltimétricos, utilizan un sistema compuesto por dos o tres
electrodos:
Electrodo de referencia: se caracteriza por poseer un valor potencial
constante y conocido; permite conocer a qué potencial ocurre el proceso de
reducción u oxidación estudiado.
Electrodo de trabajo: es donde ocurre la reacción de interés del objeto o
muestra de estudio.
Electrodo auxiliar o contraelectrodo: es un electrodo no polarizable el
cual está acoplado al electrodo de trabajo.
6.6. MICROSCOPÍA ELECTRÓNICA DE BARRIDO 54
El estudio al Microscopio Electrónico de Barrido o SEM (Scanning Electron
Microscopy), permite obtener imágenes de gran resolución en materiales
pétreos, metálicos y orgánicos.
Utiliza un haz de electrones para formar una imagen. Tiene una gran
profundidad de campo, la cual permite que se enfoque a la vez una gran parte
de la muestra. También produce imágenes de alta resolución, que significa que
características espacialmente cercanas en la muestra pueden ser examinadas
a una alta magnificación.
6.7. ESPECTROSCOPÍA DE ABSORCIÓN ATÓMICA 55
La espectroscopia es una técnica instrumental utilizada por físicos y químicos
para poder determinar la composición cualitativa y cuantitativa de un cuerpo en
particular.
Este método es efectivo para más de 70 elementos de la tabla periódica. La
descripción del análisis se describe como Digestión ácida y fusión AAS + ICP-
OES, Elementos y límite de detección en PPM (partes por millón), de metales
como el cobre, plomo, níquel, cobalto, zinc, cromo, vanadio, zirconio, niobio,
bario, yodo, etc.
22
6.8. MARCO CONCEPTUAL
Corrosión: Deterioro de un material a consecuencia de un ataque
electroquímico por su entorno. De manera más general, puede
entenderse como la tendencia general que tienen los materiales a
buscar su forma más estable o de menor energía interna.
Potencial de ruptura: indica el punto en el que se rompe el film oxido de
la aleación y la disolución empieza.
SS: Acero inoxidable
NiTi: Aleación Niquel titanio
ßTi: Aleación de beta titanio
SEM: Microscopio Electrónico de Barrido
AAS: Espectroscopia atómica de digestión ácida
23
7. DISEÑO DE LA INVESTIGACIÓN
7.1. TIPO DE ESTUDIO
Se trata de un estudio correlacional múltiple multivarianza, de tipo experimental
in Vitro del tipo ensayo a tres brazos.
Esta investigación está hecha en dos etapas:
1º Fase CUANTITATIVA:
- Recolección de datos en Tablas, de los cambios de intensidad de las
muestras, reflejados en los multímetros digitales en mA (miliamperios).
- Promedio del registro obtenido (media).
- A partir de las Tablas: curvas corriente / intensidad (mV/mA) y corriente /
densidad de la corriente (mV-mA/cm2).
2º Fase CUALITATIVA:
- Toma de muestras del electrolito para estudio de liberación de iones
nocivos de cromo y níquel.
- Fotografías al Microscopio Electrónico de Barrido de las muestras
indemnes y luego de la polarización anódica potenciostática.
7.2. ÁREA DE ESTUDIO
El estudio es experimental in Vitro.
7.3. LUGAR DE ESTUDIO
La presente investigación tuvo lugar en la Facultad de Geología de la UMSA,
Facultad de Bioquímica de la UMSA y en la Facultad de Estadística de la
UMSA.
7.4. MUESTRAS DE ESTUDIO
Se tomaron muestras de arcos de 0.43 x 0.64 mm (0.017 x 0.025”) de ß-titanio,
níquel titanio y acero inoxidable de tres marcas comerciales: Ormco, Ortho
Organizer y 3M Unitek. La toma de muestras de arcos de manera aleatoria de
tipo doble ciego y se codificaron, cuatro muestras por casa comercial (ver Tabla
1 en anexos)
Cada arco fue seccionado a 25mm de longitud y fue etiquetado y almacenado
por aleación y casa comercial en recipientes de vidrio cerrados para su análisis.
De un total de 32 especimenes de arcos se obtuvieron los siguientes
recipientes etiquetados:
24
Aleación ß Ti
TMA OrmcoMR (4 especimenes) CNA Ortho OrganizerMR (4 especimenes)
Aleación de Ni Ti
NiTi OrmcoMR (4 especimenes) NiTi Ortho OrganizerMR (4 especimenes) Nitinol 3M UnitekMR (4 especimenes)
Acero inoxidable:
OrmcoMR (4 especimenes) Ortho OrganizerMR (4 especimenes) 3M UnitekMR (4 especimenes)
Luego de una prueba piloto general, se examinaron los especimenes de cada
arco y se registraron los cambios en Tablas prediseñadas (Ver Tabla 3).
La ASTM (American Society for Testing and Materials) 8, recomienda tomar dos
muestras y una tercera si es que los valores varían significativamente entre si.
En este caso se tomaron cuatro muestras de cada espécimen y el programa
del PC excluyó un espécimen que muestre un valor significativamente diferente
a las otras, en este caso, excluyó dos muestras SS, una 3M y una OO.
7.5. CRITERIOS DE INCLUSIÓN Y EXCLUSIÓN
Se tomaron al azar muestras de 25mm de arcos que tuvieran un diámetro
estándar de 0.017x0.025”; éstas muestras debieran ser sólo de tres aleaciones,
Acero inoxidable, níquel titanio y beta titanio, de tres casas comerciales
diferentes.
Se excluyeron aquellas muestras que tuvieron un comportamiento eléctrico
muy diferente a sus semejantes por casa comercial y aleación para el análisis
final.
7.6. INSTRUMENTOS DE INVESTIGACIÓN
Los componentes que se necesitan para hacer la medición de polarización
anódica potenciostática, son (Fig. 1):
Fuente de Corriente Continua Regulada con sus respectivos conectores.
Un sistema de recolección de datos: dos multímetros digitales, un
termómetro y un reloj digitales.
Una celda de electrólisis.
Un sistema de regulación de temperatura para la celda de electrólisis a
manera de baño termostatado.
25
El juego de electrodos: un electrodo de trabajo que llevará la muestra de
estudio y un contraelectrodo grafito
Saliva artificial
7.7. METODOLOGÍA
Se procedió a la construcción del sistema potenciostático de polarización
anódica de la siguiente manera (Fig. 1):
7.7.1. CONSTRUCCIÓN FUENTE DE CORRIENTE CONTINUA
REGULADA
Se construyó una Fuente de Corriente Continua Regulada con especificaciones
de un Poteciostato Galvanostato52, para las pruebas de aceleración de
corrosión por técnicas electroquímicas, con las siguientes especificaciones:
- Un generador de voltaje de conversión de corriente eléctrica alterna a
continua, de regulación controlada y constante de 0 a 14mV.
- Dos resistencias estabilizadoras de voltaje de 2V
- Un dial regulador de salida de voltaje capaz de ejercer una diferencia de
potencial controlada y estable.
- Seis electrodos de salida de voltaje: tres electrodos de polarización catódica o
electrodos negativos y tres de polarización anódica o electrodos positivos.
- Seis conectores respectivos a cada electrodo.
Dos electrodos (anódico y catódico), son utilizados para el monitoreo del
potencial o voltaje de salida; dos electrodos (anódico y catódico), para la
medición de la intensidad de corriente y los últimos dos electrodos van hacia la
muestra de estudio (cátodo) y al electrodo grafito (ánodo).
7.7.2. SISTEMA DE RECOLECCIÓN DE DATOS
En el Sistema de Recolección de datos, se conectaron al Regulador de
Corriente, dos multímetros digitales:
un voltímetro electrónico y
un amperímetro electrónico,
Para la medición de datos de potencial e intensidad respectivamente.
Asimismo se utilizó un reloj digital para la medición del tiempo en minutos.
26
7.7.3. LA CELDA O CÉLULA DE ELECTRÓLISIS
Se fabricó la celda de electrólisis con un recipiente de vidrio tipo Pirex de 500
ml de capacidad, donde se colocó el electrolito, en este caso, la saliva artificial.
Por fuera se colocó otra celda de vidrio tipo Pirex con agua, a manera de baño
termostatado, con un calentador especial de 20W, capaz de mantener una
temperatura constante dentro la celda de electrólisis de 36 a 37.8º C.
7.7.4. JUEGO DE ELECTRODOS
Consiste en el conjunto de 6 electrodos: tres anódicos y tres catódicos.
Estos electrodos se distribuyeron de la siguiente manera:
- ET Catódico: Electrodo de trabajo que va a la muestra de estudio
- CE Anódico: Contraelectrodo grafito
- Un anódico y un catódico para la medición de la diferencia de intensidad de
la corriente
- Un anódico y un catódico de control de voltaje ejercido sobre los electrodos.
El juego de electrodos se unió a la Fuente de Corriente Continua Regulada y al
Sistema Recolector de datos, por medio de conectores especiales.
7.7.5. PREPARACIÓN DEL ELECTROLITO
Se procedió a la preparación de la saliva artificial, con las siguientes
especificaciones 56:
Principios activos y excipiente Cantidad
Cloruro potásico amp 18,5% Cloruro sódico 20% Cloruro cálcico 10% Sorbitol al 50% Ácido cítrico Nipagín sódico Nipasol sódico Carboximetilcelulosa Agua deionizada destilada
32 ml 43 ml 40 ml 240 ml 50 g 8 g 2 g
100 g 9750 ml
Se colocó en un recipiente, el agua destilada deionizada en un calentador a 0º
C y se añadieron los componentes en el siguiente orden: 6, 7, 5, 4, 3, 2, 1, se
subió la temperatura a 60º C y se añadió el número 8 se dejó reposar 24 horas
y se midió el pH final. La cantidad resultante fueron 10 litros de solución
electrolítica con un pH de 7.
27
Debido a que existen varias soluciones de electrolitos para estudiar procesos
de corrosión, se decidió utilizar en este estudio, la fórmula actualizada por la
Dra. Victoria Álvarez Rabanal 56, por motivos de accesibilidad a los
componentes de la fórmula y su preparación, además que la solución es muy
parecida a la realizada por Kao y col. 57 en su estudio sobre la toxicidad de
arcos corroídos, publicada el 2007.
7.7.6. PROCEDIMIENTO DE LA CORROSIÓN ELECTROQUÍMICA
El experimento se llevó a cabo de la siguiente manera:
Cada muestra de arco ortodóncico seleccionado, fue debidamente
seccionado a 25 mm y limpiado de impurezas con alcohol etílico al 70%,
para luego ser agrupados y etiquetados por marca comercial y aleación
en recipientes de vidrio.
En la celda de electrólisis se colocó 500ml de saliva artificial, la misma
que se mantuvo inmersa en un baño termostatado temperatura
constante de 36 a 37.8º C. La medición de la temperatura de la saliva
artificial se realizó con un termómetro digital, cada 5 minutos después de
alcanzar la temperatura deseada.
Se introdujo en la Celda de electrólisis, el espécimen a ser estudiado y el
grafito, fueron conectados al Sistema de Recolección de Datos y a la
Fuente de Corriente Continua Regulada, misma que se encontraba en
valor inicial de 0mV. Si se producía inestabilidad eléctrica sin haber
presencia de corriente, se esperaba a que las cifras se estabilicen para
iniciar el proceso de Polarización Anódica Potenciostática y la
consecuente corrosión electroquímica.
Cada muestra de arco está conectada al electrodo de trabajo y ajustado
de tal manera que 20 mm del arco se sumerge en de saliva artificial y
mantiene una distancia paralela de 5 mm al contraelectrodo grafito.
Luego que se ha estabilizado el multímetro digital de intensidad mA, se
comienza a ejercer un voltaje o potencial anódico de 50 mV cada 5
minutos, hasta llegar a 2000mV
En tablas prediseñadas (ver Tabla nº 3), se registra de manera manual,
los valores de la intensidad de la corriente cada 5 minutos, para luego
ser transcritos al PC.
Se toma especial registro del punto de ruptura del lecho pasivo, referido
como potencial “crítico” o “breakdown” (BP) que esta acompañado por la
liberación de oxígeno desde la superficie del film.
28
Una vez terminado el proceso, se transcriben los valores en el PC y se
saca la media del valor total para transformar a curvas de tipo
Potencial/Intensidad.
Por motivos de comparación de resultados, se convirtieron las curvas de
potencial – intensidad de corriente, en curvas potencial – densidad de
corriente con la siguiente fórmula:
j = i/A
Donde “j” es la densidad de la corriente, “i” es la intensidad y “A” es el
área de sección.
Luego de cada prueba, se tomó muestras de 10 ml de la saliva artificial
en recipientes de vidrio y se registró cada una de ellas para luego ser
enviadas a un estudio de laboratorio para detectar la presencia de cromo
y níquel por la técnica de espectroscopia ICP – OES (ver anexos).
Las muestras tratadas fueron nuevamente almacenadas en recipientes
etiquetados por marca y tipo de aleación, para luego ser llevados al
Microscopio Electrónico de Barrido, junto con especimenes indemnes,
para su análisis.
7.7.7. METODOLOGÍA DE RECOLECCIÓN DE DATOS
Luego de haber sido registrados los datos en las Tablas del PC, se procedió
a evaluar los registros y a excluir los resultados que presentaron valores
que se alejaban del promedio general. A continuación se promedió los
valores de las muestras obtenidas para la construcción de las Curvas
Corriente / Intensidad, expresada en milivoltios / miliamperios (mV/mA).
Con la ayuda de una fórmula, y por motivos de comparación a previos
estudios publicados, se construyó curvas Corriente / Densidad de la
corriente, expresada en milivoltios / miliamperios por centímetro cuadrado
(mV x mA/cm2).
Se realizaron comparaciones de las aleaciones por casa comercial y de las
aleaciones en general uniendo las curvas anódico potendiostáticas.
A continuación se trasladaron los valores generales al programa estadístico
SPSS utilizando el modelo de Cox para la validación del presente estudio.
Se construyeron tablas de supervivencia de todos los arcos y se sacó la
media del punto de quiebre de cada aleación separada por casa comercial
para el análisis final de la calidad de los arcos estudiados.
29
7.8. RESULTADOS
Los resultados obtenidos de la polarización electrostática anódica están en las
Tablas N°4 a la Tabla N°11 (ver anexos). En la primera columna se encuentra
el potencial que se aplicó de manera constante y ascendente, 50 mV cada 5
minutos. Las siguentes columnas presentan la reacción de cada una de las
muestras individualmente, la suma total, el promedio y la densidad de la
corriente.
Las Tabs. N°12 a la N°14 comparan los promedios de reacción electroquímica
de las muestras de arcos por casa comercial, tanto en intensidad como en
densidad de la corriente.
En la Tab. N°15 se puede comparar todas las muestras en general y en la Tab.
N°16 se promedió por aleaciones tanto en reacción de intensidad como
densidad de la corriente.
Con el promedio de reacción de intensidad y densidad de corriente se
construyeron curvas comparativas:
- Para el ß Ti, ver Gráfico N°1
- Para el NiTi, ver Gráfico N°2
- Para el SS, ver Gráfico N°3
Los Gráficos 4 y 5 comparan de todas las muestras en general por aleaciones.
En la Tabla Nº17 y Gráfico Nº6, se tiene la media del punto de quiebre de las
muestras de estudio. Asimismo se hace un análisis de supervivencia desde el
primer punto de quiebre hasta el último de las 30 muestras seleccionadas (Tab.
Nº17, Gráfico Nº7)
Como se pudo observar en la muestra 01 CNA, el punto de quiebre se dio a los
1287.5mV; la muestra 02TMA fue de 1262mV; la muestra 03 NiTi tuvo un
punto de quiebre en 987.5mV; 04NiTi en 1087.5mV; 05NiTi en 912.5mV; 06SS
en 875mV; 07SS en 900mV y 08SS en 850mV.
A los 2000mV, el beta titanio tuvo el menor aumento en la densidad de la
corriente, con una máxima de 5.96 mA/cm2, seguido del Ni Ti, con una máxima
de 6.22 mA/cm2 y el acero inoxidable con 9.77 mA/cm2.
La Tabla Nº18 define el Análisis estadístico de los valores obtenidos por las
técnicas electroquímicas aceleradas. En la prueba sobre el global obtenido
(Tab. 18-A) se puede observar que la significancia es de 0,000 es decir el
modelo esta óptimamente definido. La tabla de coeficientes (Tab. Nº18-B)
establece el modelo de Regresión de Cox bajo la siguiente expresión:
30
Para una mejor interpretación del modelo se obtuvo el incremento en el riesgo relativo en la última columna y lo interpretamos de la siguiente manera:
Material BT: En este caso el riesgo a sufrir corrosión disminuirá en un -
87,8%.
Material SS: En este caso el riesgo a sufrir corrosión se incrementara en
un 540,9%.
Por otro lado el tipo de marca al parecer no influye de manera significativa, ya
que la misma no se presenta en el modelo de riesgo de Cox.
De las tablas de regresión se puede concluir que las muestras 01CNA, 08 SS y
06 SS, (Tab. Nº18 B.2) poseen significancia marcada, por lo que se establece
el modelo de Regresión de Cox bajo la siguiente expresión:
Para una mejor interpretación del modelo se obtuvo el incremento en el riesgo
relativo en la última columna (Tab. Nº18 B.3), lo interpretamos de la siguiente
manera:
Material BT Marca OO: En este caso el riesgo a sufrir corrosión
disminuirá en un -71,1%.
Material SS Marca 3M: En este caso el riesgo a sufrir corrosión se
incrementara en un 509,6%.
Material SS Marca OR: En este caso el riesgo a sufrir corrosión se
incrementara en un 359,6%.
La Tabla de Supervivencia (nº 19), presenta el índice de supervivencia general
de las muestras, el número expuesto a riesgo según la carga eléctrica a ser
expuestos.
A la prueba del Microscopio Electrónico de Barrido (SEM), se observó la
presencia de corrosión porosa y por grietas con pérdida de material,
especialmente en los casos 07 SS (Ortho Organizer.) y 08SS (3M Unitek). La
microscopía, también reveló corrosión porosa en una muestra 03 NiTi (Ormco).
No se observaron cambios en las muestras de beta titanio al estudio del SEM.
Las figuras Nº2 a la Nº 9, muestran los análisis comparativos hechos al SEM de
muestras indemnes y muestras sujetas a polarización anódica 100X, 150X,
350X, 500X y 750X.
El resultado del análisis electrolítico de Digestión Acida y lectura ICP OES,
denotó una leve liberación de cromo para las muestras de beta titanio; el NiTi
de Ortho Organizer presentó niveles de liberación de iones de cromo, mientras
31
que el NiTi de la 3M denotó liberación de iones de níquel; para el NiTi de la
ORMCO, los niveles de cromo y níquel estaban por debajo del límite de
detección. El acero inoxidable de las casas comerciales Ortho Organizer y 3M
presentaron liberación de níquel y niveles altos de liberación de cromo, lo que
es atribuible a que, en el proceso de electrólisis, ambas muestras presentaron
visibles poros de corrosión. La muestra de acero inoxidable de la casa Ormco
fue la que mostró menores niveles de liberación de cromo y níquel.
32
8. DISCUSIÓN
Kim8 (1999), encontró que el potencial de ruptura de arcos de acero inoxidable
era de 400mV en NaCl al 0.9%; Herrera58 (2006), en una solución de NaCl al
1% y encontró que el potencial de ruptura para el Acero inoxidable 316L era de
100mV, mientras que este estudio, en saliva artificial, encontró un promedio de
875mV para las muestras SS.
Montañés9 el 2009, estudió el Nitinol en Saliva Afnor a 37°C y encontró que el
potencial de ruptura era de 300mV activando de -0.25 a 1.5mV a una
velocidad de 1mV/S. Llega a la conclusión que existe susceptibilidad a la
corrosión por picado y por ende a la liberación iónica en el medio fisiológico,
evidenciado por la absorción atómica y la microscopía de barrido electrónico,
corroborando el presente estudio.
Kim8, en 1999, en un estudio a temperatura ambiente y solución de NaCl al
0.9%, encontró que el NiTi austenítico tiene un potencial de ruptura de 300mV,
mientras que el ferrítico, tiene un potencial de 750mV, el NiTi con cobertura
Epoxi, presentó un potencial de ruptura de 1800mV, aumentando la
polarización de 0 a 2000mV a una velocidad de 50 mV cada 5 minutos.
Este estudio, con saliva artificial con cloruro de sodio al 20% a 37°C y la misma
técnica electrolítica que usó Kim, y se encontró un potencial de ruptura
promedio de 995.83mV para el NiTi. Todos los estudios registraron curvas que
presentaban períodos de corrosión activa y de pasivación, formando
rápidamente la capa de óxido de titanio, con tendencia siempre a subir en la
densidad de corriente.
Sarkar59 (1983), Kim8 (1999), Montañez9 (2009) y este estudio concluyeron que
los arcos NiTi sufren corrosión por picadura con técnicas de potenciometría in
vitro.
Aunque Kim8 (1999) no encontró un potencial de ruptura en el Beta Titanio, el
presente estudio encontró que el potencial de ruptura se daba a una media de
1275mV.
Verstynge36 (2006) hizo una comparación de arcos de 0.017x0.025 de Acero
inoxidable y del Beta Titanio en cuanto a sus propiedades y características
generales. Encontró que existe poca diferencia entre sus características
mecánicas y físicas, pero el análisis morfológico al Microscopio Electrónico de
Barrido, demostró que el proceso de acabado de los arcos, carece de calidad,
lo que afecta en las propiedades mecánicas y biocompatibilidad. En este
estudio se pudo evidenciar que morfológicamente el Beta Titanio presenta
irregularidades superficiales, lo que no presenta el acero inoxidable en las
muestras indemnes; sin embargo, las muestras post polarización demuestran
corrosión en grieta y por picadura en el Acero inoxidable y no muestra cambios
morfológicos superficiales en el beta Titanio.
33
Sarkar59 (1983) comparó las tres aleaciones de este estudio de la marca 3M
UNITEK, pero aplicó una polarización cíclica de -500mV a 300mV con estudio
de microscopía electrónica de barrido pre y post polarización y concluyó que el
Nitinol tuvo el mayor daño corrosivo; sin embargo, este estudio demostró que el
Acero inoxidable presentó el mayor potencial corrosivo.
34
9. CONCLUSIONES
Dentro de las limitaciones de este estudio se determino:
Es posible realizar estudios altamente tecnológicos en nuestro medio con las
herramientas correctamente diseñadas y aplicadas, puesto que fue posible
construir la Fuente de Energía con las especificaciones y funciones de un
Potenciostato, así como la celda de electrólisis que mantuvo la temperatura
corporal constante.
Se pudo determinar el punto de ruptura o punto de quiebre de las muestras
estudiadas en todos los casos para su comparación y la posterior
determinación del potencial corrosivo.
El beta titanio, el menor potencial corrosivo en relación a todas las otras
muestras; la muestra CNA de Ortho Organizer mostró en la media, mayor
punto de quiebre frente al TMA; pero la diferencia fue poco significativa.
Pudo verse que las muestras de NiTi de Ortho Organizer presentaron mayor
estabilidad en las pruebas electrolíticas que las otras muestras y un punto de
quiebre mayor.
El acero inoxidable mostró, en todos los casos, el mayor potencial corrosivo y
mayor inestabilidad eléctrica en el medio de la saliva artificial. Aunque todas las
marcas comerciales tuvieron un comportamiento eléctrico parecido, fue la
muestra de Ortho Organizer quien presento un punto de quiebre mayor, por lo
tanto demostró ser mas estable que las otras muestras. A pesar de que la
muestra ORMCO tuvo la menor cantidad de liberación de iones Cr y Ni, lo que
puede ser atribuible a que no se estandarizo la toma de muestra de la saliva
artificial, pues algunas muestras fueron tomadas del medio de la celda
electrolítica y otras de la periferia.
En cuanto al acero inoxidable, es importante notar que todas las muestras
Ormco fueron validadas por el estudio estadístico, las otras marcas
comerciales presentaron inestabilidad de una de las muestras, lo que hizo que
se tenga que invalidarlas del estudio.
Al estudio morfológico de microscopía electrónica, se pudo evidenciar que
existe corrosión por picadura en el NiTi y corrosión en grieta en todos los casos
del Acero inoxidable, con cambios macroscópicos de color y textura en los
mismos.
35
10. RECOMENDACIONES
Todos los biomateriales se corroen en cierto grado en el organismo, por ello,
debemos tener el suficiente conocimiento de las características de cada uno de
ellos para maximizar la aplicación.
Se debe manejar los principios de biocompatibilidad en la decisión del mejor
tipo de aleación que usará para los tratamientos de ortodoncia.
En pacientes con antecedentes de hipersensibilidad a los metales, se puede
realizar pruebas de alergia; si estas pruebas denotan alergia al níquel, se
recomienda usar aleación de beta titanio.
Considerando que la liberación de elementos a partir de las aleaciones es
fundamental que los ortodoncistas tomen sus precauciones, por las reacciones
alérgicas, tóxicas, inflamatorias y mutagénicas que se puedan dar, tanto en
pacientes como en el mismo personal de salud.
36
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CRONOGRAMA
PARTE TEORICA
PERFIL
Introducción
Antecedentes
Planteamiento de Problema
Definir objetivo Objetivo General Objetivos Especificos
Hipótesis
Justificaciones
Alcances y aporte
Métodos y técnicas
Junio
ESQUEMA
Completar Tabla de Marco Teórico
Buscar Artículos que vayan a servir para Referenciar
Cambiar de Nombre a los archivos para tenerlos ordenados en carpeta de Corrosión Tesis
Traducir Artículo Base
Julio
Marco Teórico
Características de los beta titanios
Características del NiTi
Características del SS
Tipos de corrosión
Métodos de estudio de corrosión
Agosto, septiembre, octubre
PARTE
PRACTICA
EXPERIMENTO
Fabricar Potenciostato
Fabricar Saliva Artificial
Fabricar el baño termostatado
Fabricar la celda de electrolisis
Obtener las muestras de estudio y almacenarlas
Experimento y toma de registros
Tomar las fotografías al Mic. Electrónico
Conclusiones y resultados
Noviembre, diciembre,
enero 2010
41
TABLA Nº 1
Arcos incluidos en este estudio
Código de muestra
Marca comercial
Distribuidor Material
01 CNA Ortho Organizer Orthotrends (Gent Belgium) Beta CNA 02 TMA Ormco Ormco (Glendora, Calif) TMA 03 NiTi Ormco Ormco (Glendora, Calif) NiTi 04 NiTi Ortho Organizer Orthotrends (Gent Belgium) NiTi
05 NiTi 3M Unitek 3M Unitek (Diegem, Belgium) Nitinol 06 SS Ormco Ormco (Glendora, Calif) Acero inoxidable 07 SS Ortho Organizer Orthotrends (Gent Belgium) Acero inoxidable 08 SS 3M Unitek 3M Unitek (Diegem, Belgium) Acero inoxidable
TABLA Nº 2
Composiciones químicas en porcentaje - peso de las aleaciones probadas
Muestra % Fe % Ni %Ti % Cr % Mn %Mo % C %Zr % Si % Sn
01 TMA 78 11.5 6 4.5 02 TMA 78 11.5 6 4.5 03 Ni Ti 55 45 0.2-0.5 04 Ni Ti 55 45 0.2-0.5 05 Ni Ti 55 45 0.2-0.5 06 SS 70 8 18 2 0.08 1 07 SS 70 8 18 2 0.08 1 08 SS 70 8 18 2 0.08 1
TABLA Nº 3 MUESTRA: TEMPERATURA AMBIENTE: TEMPERATURA SALIVA ARTIFICIAL:
mV mA (1) mA (2) mA (3) mA (4) SUMA PROMEDIO DENSIDAD DE LA
CORRIENTE
50
100
150
200
250
300
350
400
450
500
550
600
650
700
750
800
850
900
950
1000
1050
1100
1150
1200
1250
1300
1350
1400
1450
1500
1550
1600
1650
1700
1750
1800
1850
1900
1950
2000
TABLA Nº 4 MUESTRA: Beta Titanio "OO" CNA TEMPERATURA AMBIENTE: 17 ºC TEMPERATURA SALIVA ARTIFICIAL: 36.8ºC
mV mA (1) mA (2) mA (3) mA (4) SUMA PROMEDIO DENSIDAD DE LA
CORRIENTE
50 0 0 0 0 0 0 0
100 0 0 0 0 0 0 0
150 0 0 0 0 0 0 0
200 0 0 0 0 0 0 0
250 0 0 0 0 0 0 0
300 0 0 0 0 0 0 0
350 0 0 0 0 0 0 0
400 0 0 0 0 0 0 0
450 0 0 0 0 0 0 0
500 0 0 0 0 0 0 0
550 0 0 0 0 0 0 0
600 0 0 0 0 0 0 0
650 0 0 0 0 0 0 0
700 0 0 0 0 0 0 0
750 0 0 0 0 0 0 0
800 0 0 0 0 0 0 0
850 0 0 0 0 0 0 0
900 0 0 0 0 0 0 0
950 0 0 0 0 0 0 0
1000 0 0 0 0 0 0 0
1050 0 0 0 0 0 0 0
1100 0 0 0 0 0 0 0
1150 0 0,001 0 0 0,001 0,00033333 0,121570201
1200 0 0,001 0 0 0,001 0,00033333 0,121570201
1250 0 0,001 0 0,001 0,002 0,00066667 0,243140401
1300 0 0,001 0 0,001 0,002 0,00066667 0,243140401
1350 0 0,001 0,001 0,001 0,003 0,001 0,364710602
1400 0,001 0,002 0,002 0,001 0,005 0,00166667 0,607851004
1450 0,002 0,002 0,003 0,001 0,006 0,002 0,729421204
1500 0,003 0,002 0,004 0,001 0,007 0,00233333 0,850991405
1550 0,004 0,002 0,004 0,002 0,008 0,00266667 0,972561606
1600 0,006 0,003 0,006 0,003 0,012 0,004 1,458842409
1650 0,008 0,004 0,005 0,003 0,012 0,004 1,458842409
1700 0,01 0,005 0,01 0,003 0,018 0,006 2,188263613
1750 0,014 0,007 0,01 0,004 0,021 0,007 2,552974215
1800 0,018 0,008 0,014 0,006 0,028 0,00933333 3,40396562
1850 0,023 0,011 0,016 0,006 0,033 0,011 4,011816624
1900 0,033 0,012 0,024 0,007 0,043 0,01433333 5,227518631
1950 0,03 0,013 0,016 0,007 0,036 0,012 4,376527226
2000 0,05 0,016 0,013 0,017 0,046 0,01533333 5,592229233
TABLA Nº 5
MUESTRA: BETA TITANIO "ORMCO" (TMA) TEMPERATURA AMBIENTE: 18ºC TEMPERATURA SALIVA ARTIFICIAL: 36.1ºC
mV mA (1) mA (2) mA (3) mA (4) TOTAL PROMEDIO
DENSIDAD DE LA
CORRIENTE
50 0 0 0 0 0 0 0
100 0 0 0 0 0 0 0
150 0 0 0 0 0 0 0
200 0 0 0 0 0 0 0
250 0 0 0 0 0 0 0
300 0 0 0 0 0 0 0
350 0 0 0 0 0 0 0
400 0 0 0 0 0 0 0
450 0 0 0 0 0 0 0
500 0 0 0 0 0 0 0
550 0 0 0 0 0 0 0
600 0 0 0 0 0 0 0
650 0 0 0 0 0 0 0
700 0 0 0 0 0 0 0
750 0 0 0 0 0 0 0
800 0 0 0 0 0 0 0
850 0 0 0 0 0 0 0
900 0 0 0 0 0 0 0
950 0 0 0 0 0 0 0
1000 0 0 0 0 0 0 0
1050 0 0 0 0 0 0 0
1100 0,001 0 0 0 0 0 0
1150 0,001 0 0 0 0 0 0
1200 0,001 0 0 0 0 0 0
1250 0,001 0 0 0 0 0 0
1300 0,001 0 0,001 0,003 0,004 0,001333333 0,486280803
1350 0,002 0,001 0,001 0,002 0,004 0,001333333 0,486280803
1400 0,002 0,001 0,002 0,002 0,005 0,001666667 0,607851004
1450 0,002 0,001 0,002 0,003 0,006 0,002 0,729421204
1500 0,002 0,002 0,002 0,004 0,008 0,002666667 0,972561606
1550 0,003 0,001 0,002 0,004 0,007 0,002333333 0,850991405
1600 0,003 0,002 0,002 0,007 0,011 0,003666667 1,337272208
1650 0,004 0,002 0,002 0,007 0,011 0,003666667 1,337272208
1700 0,005 0,003 0,004 0,01 0,017 0,005666667 2,066693412
1750 0,006 0,003 0,005 0,01 0,018 0,006 2,188263613
1800 0,009 0,005 0,006 0,012 0,023 0,007666667 2,796114616
1850 0,013 0,007 0,01 0,016 0,033 0,011 4,011816624
1900 0,017 0,01 0,014 0,02 0,044 0,014666667 5,349088831
1950 0,019 0,013 0,014 0,019 0,046 0,015333333 5,592229233
2000 0,025 0,015 0,016 0,021 0,052 0,017333333 6,321650437
TABLA Nº 6
MUESTRA: Ni Ti "ORMCO" TEMPERATURA AMBIENTE: 18ºC TEMPERATURA SALIVA ARTIFICIAL: 36,8ºC
mV mA (1) mA (2) mA (3) mA (4) TOTAL PROMEDIO DENSIDAD DE LA
CORRIENTE
50 0 0 0 0 0 0 0
100 0 0 0 0 0 0 0
150 0 0 0 0 0 0 0
200 0 0 0 0 0 0 0
250 0 0 0 0 0 0 0
300 0 0 0 0 0 0 0
350 0 0 0 0 0 0 0
400 0 0 0 0 0 0 0
450 0 0 0 0 0 0 0
500 0 0 0 0 0 0 0
550 0 0 0 0 0 0 0
600 0 0 0 0 0 0 0
650 0 0 0 0 0 0 0
700 0 0 0 0 0 0 0
750 0 0 0 0 0 0 0
800 0 0,001 0 0 0,001 0,000333333 0,121570201
850 0 0,001 0 0 0,001 0,000333333 0,121570201
900 0 0,001 0 0 0,001 0,000333333 0,121570201
950 0 0,001 0 0 0,001 0,000333333 0,121570201
1000 0 0,002 0 0,001 0,003 0,001 0,364710602
1050 0,001 0,002 0 0,001 0,003 0,001 0,364710602
1100 0,001 0,002 0,001 0,001 0,004 0,001333333 0,486280803
1150 0,001 0,002 0,001 0,001 0,004 0,001333333 0,486280803
1200 0,001 0,001 0,001 0,001 0,003 0,001 0,364710602
1250 0,001 0,002 0,001 0,001 0,004 0,001333333 0,486280803
1300 0,001 0,001 0,001 0,001 0,003 0,001 0,364710602
1350 0,001 0,001 0,001 0,001 0,003 0,001 0,364710602
1400 0,001 0,002 0,001 0,002 0,005 0,001666667 0,607851004
1450 0,002 0,002 0,002 0,002 0,006 0,002 0,729421204
1500 0,003 0,003 0,002 0,003 0,008 0,002666667 0,972561606
1550 0,005 0,004 0,003 0,004 0,011 0,003666667 1,337272208
1600 0,005 0,005 0,003 0,005 0,013 0,004333333 1,580412609
1650 0,01 0,006 0,004 0,005 0,015 0,005 1,823553011
1700 0,025 0,007 0,005 0,006 0,018 0,006 2,188263613
1750 0,03 0,007 0,006 0,007 0,02 0,006666667 2,431404014
1800 0,04 0,008 0,007 0,007 0,022 0,007333333 2,674544416
1850 0,04 0,009 0,008 0,008 0,025 0,008333333 3,039255018
1900 0,047 0,011 0,01 0,01 0,031 0,010333333 3,768676222
1950 0,052 0,013 0,01 0,01 0,033 0,011 4,011816624
2000 0,048 0,014 0,012 0,012 0,038 0,012666667 4,619667627
TABLA Nº 7
MUESTRA:Ni Ti "OO" TEMPERATURA AMBIENTE: 22 ºC TEMPERATURA SALIVA ARTIFICIAL: 35.8 - 37,4 ºC
mV mA (1) mA (2) mA (3) mA (4) TOTAL PROMEDIO
DENSIDAD DE LA
CORRIENTE
50 0 0 0 0 0 0 0
100 0 0 0 0 0 0 0
150 0 0 0 0 0 0 0
200 0 0 0 0 0 0 0
250 0 0 0 0 0 0 0
300 0 0 0 0 0 0 0
350 0 0 0 0 0 0 0
400 0 0 0 0 0 0 0
450 0 0 0 0 0 0 0
500 0 0 0 0 0 0 0
550 0 0 0 0 0 0 0
600 0 0 0 0 0 0 0
650 0 0 0 0 0 0 0
700 0 0 0 0 0 0 0
750 0 0 0 0 0 0 0
800 0 0 0 0 0 0 0
850 0 0 0 0 0 0 0
900 0 0 0 0 0 0 0
950 0 0 0 0 0 0 0
1000 0 0,001 0 0,001 0,002 0,00066667 0,2431404
1050 0 0,001 0 0,001 0,002 0,00066667 0,2431404
1100 0,001 0,001 0 0,001 0,002 0,00066667 0,2431404
1150 0,001 0,001 0 0,001 0,002 0,00066667 0,2431404
1200 0,002 0,001 0 0,001 0,002 0,00066667 0,2431404
1250 0,002 0,001 0,001 0,001 0,003 0,001 0,3647106
1300 0,007 0,002 0,001 0,002 0,005 0,00166667 0,607851
1350 0,004 0,003 0,002 0,002 0,007 0,00233333 0,8509914
1400 0,003 0,004 0,001 0,003 0,008 0,00266667 0,97256161
1450 0,006 0,006 0,001 0,003 0,01 0,00333333 1,21570201
1500 0,009 0,007 0,002 0,005 0,014 0,00466667 1,70198281
1550 0,016 0,01 0,003 0,005 0,018 0,006 2,18826361
1600 0,021 0,012 0,007 0,006 0,025 0,00833333 3,03925502
1650 0,031 0,013 0,006 0,007 0,026 0,00866667 3,16082522
1700 0,041 0,014 0,011 0,008 0,033 0,011 4,01181662
1750 0,055 0,015 0,018 0,009 0,042 0,014 5,10594843
1800 0,068 0,017 0,014 0,011 0,042 0,014 5,10594843
1850 0,073 0,019 0,016 0,017 0,052 0,01733333 6,32165044
1900 0,08 0,02 0,022 0,015 0,057 0,019 6,92950144
1950 0,09 0,023 0,023 0,018 0,064 0,02133333 7,78049285
2000 0,1 0,025 0,021 0,02 0,066 0,022 8,02363325
TABLA Nº 8 MUESTRA: Ni Ti 3M "NITINOL" TEMPERATURA AMBIENTE: 18ºC TEMPERATURA SALIVA ARTIFICIAL: 35,8 - 37,7ºC
mV mA (1) mA (2) mA (3) mA (4) mA (5) SUMA TOTAL PROMEDIO
DENSIDAD DE LA
CORRIENTE
50 0,005 0 0 0 0 0 0 0
100 0,001 0 0 0 0 0 0 0
150 0 0 0 0 0 0 0 0
200 0 0 0 0 0 0 0 0
250 0 0 0 0 0 0 0 0
300 0 0 0 0 0 0 0 0
350 0 0 0 0 0 0 0 0
400 0 0 0 0 0 0 0 0
450 0 0 0 0 0 0 0 0
500 0 0 0 0 0 0 0 0
550 0 0 0 0 0 0 0 0
600 0 0 0 0 0 0 0 0
650 0 0 0 0 0 0 0 0
700 0 0 0 0 0 0 0 0
750 0 0,001 0 0 0 0,001 0,00025 0,09117765
800 0 0,001 0 0 0 0,001 0,00025 0,09117765
850 0 0,001 0 0 0 0,001 0,00025 0,09117765
900 0 0,001 0 0 0,001 0,002 0,0005 0,1823553
950 0 0,002 0 0 0,001 0,003 0,00075 0,27353295
1000 0 0,002 0,001 0,001 0,001 0,005 0,00125 0,45588825
1050 0,001 0,002 0,001 0,001 0,001 0,005 0,00125 0,45588825
1100 0,001 0,002 0,001 0,001 0,001 0,005 0,00125 0,45588825
1150 0,002 0,002 0,001 0,001 0,001 0,005 0,00125 0,45588825
1200 0,015 0,002 0,001 0,001 0,001 0,005 0,00125 0,45588825
1250 0,25 0,002 0,001 0,001 0,001 0,005 0,00125 0,45588825
1300 0,0306 0,002 0,001 0,001 0,002 0,006 0,0015 0,5470659
1350 0,222 0,003 0,002 0,002 0,002 0,009 0,00225 0,82059885
1400 0,3 0,004 0,002 0,002 0,003 0,011 0,00275 1,00295416
1450 0,38 0,005 0,003 0,002 0,004 0,014 0,0035 1,27648711
1500 0,48 0,007 0,003 0,003 0,006 0,019 0,00475 1,73237536
1550 0,53 0,009 0,004 0,004 0,006 0,023 0,00575 2,09708596
1600 0,788 0,011 0,005 0,005 0,008 0,029 0,00725 2,64415187
1650 0,929 0,014 0,006 0,006 0,01 0,036 0,009 3,28239542
1700 1,5 0,013 0,007 0,007 0,012 0,039 0,00975 3,55592837
1750 1,71 0,015 0,008 0,008 0,012 0,043 0,01075 3,92063897
1800 2,02 0,017 0,009 0,01 0,013 0,049 0,01225 4,46770488
1850 2,34 0,018 0,009 0,011 0,014 0,052 0,013 4,74123783
1900 2,6 0,018 0,01 0,012 0,014 0,054 0,0135 4,92359313
1950 4 0,02 0,012 0,014 0,016 0,062 0,0155 5,65301433
2000 5,5 0,019 0,014 0,016 0,017 0,066 0,0165 6,01772494
TABLA Nº 9 MUESTRA: SS ORMCO TEMPERATURA AMBIENTE: 18ºC TEMPERATURA SALIVA ARTIFICIAL: 36ºC
mV mA (1) mA (2) mA (3) mA (4) SUMA TOTAL PROMEDIO
DENSIDAD DE LA
CORRIENTE
50 0 0 0 0 0 0 0
100 0 0 0 0 0 0 0
150 0 0 0 0 0 0 0
200 0 0 0 0 0 0 0
250 0 0 0 0 0 0 0
300 0 0 0 0 0 0 0
350 0 0 0 0 0 0 0
400 0 0 0 0 0 0 0
450 0 0 0 0 0 0 0
500 0 0 0 0 0 0 0
550 0 0 0 0 0 0 0
600 0 0 0 0 0 0 0
650 0 0 0 0 0 0 0
700 0 0 0 0 0 0 0
750 0 0,001 0 0 0,001 0,00033333 0,1215702
800 0 0,001 0 0 0,001 0,00033333 0,1215702
850 0,001 0,001 0 0 0,001 0,00033333 0,1215702
900 0,001 0,001 0 0 0,001 0,00033333 0,1215702
950 0,001 0,001 0,001 0,001 0,003 0,001 0,3647106
1000 0,002 0,002 0 0,001 0,003 0,001 0,3647106
1050 0,002 0,002 0,001 0,001 0,004 0,00133333 0,4862808
1100 0,003 0,001 0,001 0,001 0,003 0,001 0,3647106
1150 0,004 0,002 0,001 0,001 0,004 0,00133333 0,4862808
1200 0,005 0,002 0,001 0,002 0,005 0,00166667 0,607851
1250 0,005 0,004 0,001 0,002 0,007 0,00233333 0,8509914
1300 0,007 0,005 0,002 0,003 0,01 0,00333333 1,21570201
1350 0,007 0,006 0,003 0,003 0,012 0,004 1,45884241
1400 0,008 0,009 0,003 0,004 0,016 0,00533333 1,94512321
1450 0,009 0,013 0,002 0,005 0,02 0,00666667 2,43140401
1500 0,009 0,02 0,003 0,006 0,029 0,00966667 3,52553582
1550 0,013 0,026 0,004 0,009 0,039 0,013 4,74123783
1600 0,017 0,035 0,005 0,015 0,055 0,01833333 6,68636104
1650 0,015 0,04 0,007 0,018 0,065 0,02166667 7,90206305
1700 0,017 0,036 0,007 0,023 0,066 0,022 8,02363325
1750 0,02 0,03 0,008 0,025 0,063 0,021 7,65892264
1800 0,025 0,03 0,01 0,027 0,067 0,02233333 8,14520345
1850 0,028 0,03 0,012 0,03 0,072 0,024 8,75305445
1900 0,033 0,03 0,013 0,028 0,071 0,02366667 8,63148425
1950 0,036 0,03 0,014 0,029 0,073 0,02433333 8,87462465
2000 0,036 0,031 0,016 0,029 0,076 0,02533333 9,23933525
TABLA Nº 10 MUESTRA: SS "OO" TEMPERATURA AMBIENTE: 18°c TEMPERATURA SALIVA ARTIFICIAL: 36°C
mV mA (1) mA (2) mA (3) mA (4) SUMA TOTAL PROMEDIO
DENSIDAD DE LA
CORRIENTE
50 0,001 0 0 0 0 0 0
100 0,001 0 0 0 0 0 0
150 0,001 0 0 0 0 0 0
200 0,001 0 0 0 0 0 0
250 0,001 0 0 0 0 0 0
300 0,001 0 0 0 0 0 0
350 0,001 0 0 0 0 0 0
400 0,001 0 0 0 0 0 0
450 0,001 0 0 0 0 0 0
500 0,001 0 0 0 0 0 0
550 0,001 0 0 0 0 0 0
600 0,001 0 0 0 0 0 0
650 0,001 0 0 0 0 0 0
700 0,075 0 0 0 0 0 0
750 0,075 0 0 0 0 0 0
800 0,055 0 0 0 0 0 0
850 0,063 0 0,001 0 0,001 0,00033333 0,1215702
900 0,05 0 0,001 0,001 0,002 0,00066667 0,2431404
950 0,051 0,001 0,001 0,001 0,003 0,001 0,3647106
1000 0,065 0,001 0,001 0,001 0,003 0,001 0,3647106
1050 0,05 0 0,001 0,001 0,002 0,00066667 0,2431404
1100 0,057 0,001 0,002 0,001 0,004 0,00133333 0,4862808
1150 0,059 0,002 0,002 0,001 0,005 0,00166667 0,607851
1200 0,065 0,002 0,002 0,002 0,006 0,002 0,7294212
1250 0,04 0,002 0,003 0,001 0,006 0,002 0,7294212
1300 0,08 0,003 0,003 0,002 0,008 0,00266667 0,97256161
1350 0,117 0,003 0,003 0,003 0,009 0,003 1,09413181
1400 0,124 0,003 0,004 0,005 0,012 0,004 1,45884241
1450 0,134 0,005 0,006 0,008 0,019 0,00633333 2,30983381
1500 0,143 0,007 0,007 0,011 0,025 0,00833333 3,03925502
1550 0,618 0,009 0,01 0,013 0,032 0,01066667 3,89024642
1600 0,74 0,011 0,011 0,015 0,037 0,01233333 4,49809743
1650 0,83 0,012 0,012 0,0017 0,0257 0,00856667 3,12435416
1700 1,5 0,013 0,013 0,015 0,041 0,01366667 4,98437823
1750 1,5 0,014 0,014 0,015 0,043 0,01433333 5,22751863
1800 2,4 0,016 0,015 0,015 0,046 0,01533333 5,59222923
1850 3,8 0,017 0,015 0,015 0,047 0,01566667 5,71379943
1900 3 0,019 0,018 0,016 0,053 0,01766667 6,44322064
1950 5,03 0,024 0,019 0,018 0,061 0,02033333 7,41578224
2000 5,89 0,03 0,022 0,029 0,081 0,027 9,84718626
TABLA Nº 11
MUESTRA: SS 3M TEMPERATURA AMBIENTE: 21ºC TEMPERATURA SALIVA ARTIFICIAL: 37.5ºC
mV mA (1) mA (2) mA (3) mA (4) SUMA TOTAL TOTAL
DENSIDAD DE LA CORRIENTE
50 -0,005 0 -0,0001 0 -0,0001 -3,3333E-05 -0,01215702
100 -0,001 0 0 0 0 0 0
150 0 0 0 0 0 0 0
200 0 0 0 0 0 0 0
250 0 0 0 0 0 0 0
300 0,001 0 0 0 0 0 0
350 0,001 0 0 0 0 0 0
400 0,001 0 0 0 0 0 0
450 0,001 0 0 0 0 0 0
500 0,001 0 0 0 0 0 0
550 0,001 0 0 0 0 0 0
600 0,001 0 0 0 0 0 0
650 0,001 0 0 0 0 0 0
700 0,001 0 0 0 0 0 0
750 0,001 0 0 0 0 0 0
800 0,001 0,001 0 0 0,001 0,00033333 0,1215702
850 0,001 0,001 0,001 0 0,002 0,00066667 0,2431404
900 0,001 0,001 0,001 0,009 0,011 0,00366667 1,33727221
950 0,001 0,001 0,001 0,001 0,003 0,001 0,3647106
1000 0,001 0,001 0,001 0,001 0,003 0,001 0,3647106
1050 0,001 0,002 0,001 0,002 0,005 0,00166667 0,607851
1100 0,001 0,002 0,001 0,002 0,005 0,00166667 0,607851
1150 0,002 0,002 0,002 0,002 0,006 0,002 0,7294212
1200 0,002 0,002 0,002 0,002 0,006 0,002 0,7294212
1250 0,25 0,003 0,002 0,003 0,008 0,00266667 0,97256161
1300 0,306 0,004 0,003 0,003 0,01 0,00333333 1,21570201
1350 0,222 0,005 0,004 0,004 0,013 0,00433333 1,58041261
1400 0,3 0,007 0,005 0,006 0,018 0,006 2,18826361
1450 0,38 0,009 0,006 0,007 0,022 0,00733333 2,67454442
1500 0,48 0,012 0,008 0,008 0,028 0,00933333 3,40396562
1550 0,53 0,012 0,009 0,011 0,032 0,01066667 3,89024642
1600 0,788 0,014 0,011 0,012 0,037 0,01233333 4,49809743
1650 0,929 0,016 0,011 0,015 0,042 0,014 5,10594843
1700 1,5 0,017 0,012 0,016 0,045 0,015 5,47065903
1750 1,71 0,017 0,013 0,018 0,048 0,016 5,83536963
1800 2,02 0,018 0,015 0,02 0,053 0,01766667 6,44322064
1850 2,34 0,019 0,015 0,023 0,057 0,019 6,92950144
1900 2,6 0,023 0,017 0,025 0,065 0,02166667 7,90206305
1950 4 0,024 0,018 0,026 0,068 0,02266667 8,26677365
2000 5,55 0,028 0,023 0,033 0,084 0,028 10,2118969
TABLA Nº 12
COMPARATIVO ALEACIÓN BETA TITANIO
INTENSIDAD DE LA CORRIENTE (mA - mV)
mV CNA OO TMA Ormco
50 0 0
100 0 0
150 0 0
200 0 0
250 0 0
300 0 0
350 0 0
400 0 0
450 0 0
500 0 0
550 0 0
600 0 0
650 0 0
700 0 0
750 0 0
800 0 0
850 0 0
900 0 0
950 0 0
1000 0 0
1050 0 0
1100 0 0
1150 0,00033333 0
1200 0,00033333 0
1250 0,00066667 0
1300 0,00066667 0,00133333
1350 0,001 0,00133333
1400 0,00166667 0,00166667
1450 0,002 0,002
1500 0,00233333 0,00266667
1550 0,00266667 0,00233333
1600 0,004 0,00366667
1650 0,004 0,00366667
1700 0,006 0,00566667
1750 0,007 0,006
1800 0,00933333 0,00766667
1850 0,011 0,011
1900 0,01433333 0,01466667
1950 0,012 0,01533333
2000 0,01533333 0,01733333
DENSIDAD DE LA CORRIENTE
(mA/cm2 - mV)
mV CNA TMA 50 0 0
100 0 0
150 0 0
200 0 0
250 0 0
300 0 0
350 0 0
400 0 0
450 0 0
500 0 0
550 0 0
600 0 0
650 0 0
700 0 0
750 0 0
800 0 0
850 0 0
900 0 0
950 0 0
1000 0 0
1050 0 0
1100 0 0
1150 0,1215702 0
1200 0,1215702 0
1250 0,2431404 0
1300 0,2431404 0,4862808
1350 0,3647106 0,4862808
1400 0,607851 0,607851
1450 0,7294212 0,7294212
1500 0,8509914 0,97256161
1550 0,97256161 0,8509914
1600 1,45884241 1,33727221
1650 1,45884241 1,33727221
1700 2,18826361 2,06669341
1750 2,55297421 2,18826361
1800 3,40396562 2,79611462
1850 4,01181662 4,01181662
1900 5,22751863 5,34908883
1950 4,37652723 5,59222923
2000 5,59222923 6,32165044
GRÁFICO Nº1
CURVA INTENSIDAD CORRIENTE: BETA TITANIO
0
0,002
0,004
0,006
0,008
0,01
0,012
0,014
0,016
0,018
0,02
50 200
350
500
650
800
950
1100
1250
1400
1550
1700
1850
2000
mV
mA CNA OO
TMA ORMCO
CURVA DENSIDAD DE LA CORRIENTE
0
1
2
3
4
5
6
7
50 200
350
500
650
800
950
1100
1250
1400
1550
1700
1850
2000
mV
mA
/ cm
2
CNA OO
TMA ORMCO
TABLA Nº 13
COMPARATIVO ALEACIÓN NÍQUEL TITANIO
INTENSIDAD DE LA CORRIENTE
(mA - mV) mV ORMCO OO 3M
50 0 0 0
100 0 0 0
150 0 0 0
200 0 0 0
250 0 0 0
300 0 0 0
350 0 0 0
400 0 0 0
450 0 0 0
500 0 0 0
550 0 0 0
600 0 0 0
650 0 0 0
700 0 0 0
750 0 0 0,00025
800 0,00033333 0 0,00025
850 0,00033333 0 0,00025
900 0,00033333 0 0,0005
950 0,00033333 0 0,00075
1000 0,001 0,00066667 0,00125
1050 0,001 0,00066667 0,00125
1100 0,00133333 0,00066667 0,00125
1150 0,00133333 0,00066667 0,00125
1200 0,001 0,00066667 0,00125
1250 0,00133333 0,001 0,00125
1300 0,001 0,00166667 0,0015
1350 0,001 0,00233333 0,00225
1400 0,00166667 0,00266667 0,00275
1450 0,002 0,00333333 0,0035
1500 0,00266667 0,00466667 0,00475
1550 0,00366667 0,006 0,00575
1600 0,00433333 0,00833333 0,00725
1650 0,005 0,00866667 0,009
1700 0,006 0,011 0,00975
1750 0,00666667 0,014 0,01075
1800 0,00733333 0,014 0,01225
1850 0,00833333 0,01733333 0,013
1900 0,01033333 0,019 0,0135
1950 0,011 0,02133333 0,0155
2000 0,01266667 0,022 0,0165
DENSIDAD DE LA CORRIENTE (mA/cm2 - mV)
mV ORMCO OO 3M
50 0 0 0
100 0 0 0
150 0 0 0
200 0 0 0
250 0 0 0
300 0 0 0
350 0 0 0
400 0 0 0
450 0 0 0
500 0 0 0
550 0 0 0
600 0 0 0
650 0 0 0
700 0 0 0
750 0 0 0,09117765
800 0,1215702 0 0,09117765
850 0,1215702 0 0,09117765
900 0,1215702 0 0,1823553
950 0,1215702 0 0,27353295
1000 0,3647106 0,2431404 0,45588825
1050 0,3647106 0,2431404 0,45588825
1100 0,4862808 0,2431404 0,45588825
1150 0,4862808 0,2431404 0,45588825
1200 0,3647106 0,2431404 0,45588825
1250 0,4862808 0,3647106 0,45588825
1300 0,3647106 0,607851 0,5470659
1350 0,3647106 0,8509914 0,82059885
1400 0,607851 0,97256161 1,00295416
1450 0,7294212 1,21570201 1,27648711
1500 0,97256161 1,70198281 1,73237536
1550 1,33727221 2,18826361 2,09708596
1600 1,58041261 3,03925502 2,64415187
1650 1,82355301 3,16082522 3,28239542
1700 2,18826361 4,01181662 3,55592837
1750 2,43140401 5,10594843 3,92063897
1800 2,67454442 5,10594843 4,46770488
1850 3,03925502 6,32165044 4,74123783
1900 3,76867622 6,92950144 4,92359313
1950 4,01181662 7,78049285 5,65301433
2000 4,61966763 8,02363325 6,01772494
GRÁFICO Nº 2
CURVA INTENSIDAD CORRIENTE: NÍQUEL TITANIO
0
0,005
0,01
0,015
0,02
0,025
50 250
450
650
850
1050
1250
1450
1650
1850
mV
mA
ORMCO
OO
3M
CURVA DENSIDAD DE LA CORRIENTE: NÍQUEL TITANIO
0
1
2
3
4
5
6
7
8
9
50
20
0
35
0
50
0
65
0
80
0
95
0
11
00
12
50
14
00
15
50
17
00
18
50
20
00
mV
mA
/ cm
2 ORMCO
OO
3M
TABLA Nº 14
COMPARATIVO ALEACIÓN ACERO INOXIDABLE
INTENSIDAD DE LA CORRIENTE (mA - mV)
mV ORMCO OO 3M
50 0 0 -3,3333E-
05
100 0 0 0
150 0 0 0
200 0 0 0
250 0 0 0
300 0 0 0
350 0 0 0
400 0 0 0
450 0 0 0
500 0 0 0
550 0 0 0
600 0 0 0
650 0 0 0
700 0 0 0
750 0,00033333 0 0
800 0,00033333 0 0,00033333
850 0,00033333 0,00033333 0,00066667
900 0,00033333 0,00066667 0,00366667
950 0,001 0,001 0,001
1000 0,001 0,001 0,001
1050 0,00133333 0,00066667 0,00166667
1100 0,001 0,00133333 0,00166667
1150 0,00133333 0,00166667 0,002
1200 0,00166667 0,002 0,002
1250 0,00233333 0,002 0,00266667
1300 0,00333333 0,00266667 0,00333333
1350 0,004 0,003 0,00433333
1400 0,00533333 0,004 0,006
1450 0,00666667 0,00633333 0,00733333
1500 0,00966667 0,00833333 0,00933333
1550 0,013 0,01066667 0,01066667
1600 0,01833333 0,01233333 0,01233333
1650 0,02166667 0,00856667 0,014
1700 0,022 0,01366667 0,015
1750 0,021 0,01433333 0,016
1800 0,02233333 0,01533333 0,01766667
1850 0,024 0,01566667 0,019
1900 0,02366667 0,01766667 0,02166667
1950 0,02433333 0,02033333 0,02266667
2000 0,02533333 0,027 0,028
DENSIDAD DE LA CORRIENTE (mA/cm2 - mV)
mV ORMCO OO 3M
50 0 0 -
0,01215702
100 0 0 0
150 0 0 0
200 0 0 0
250 0 0 0
300 0 0 0
350 0 0 0
400 0 0 0
450 0 0 0
500 0 0 0
550 0 0 0
600 0 0 0
650 0 0 0
700 0 0 0
750 0,1215702 0 0
800 0,1215702 0 0,1215702
850 0,1215702 0,1215702 0,2431404
900 0,1215702 0,2431404 1,33727221
950 0,3647106 0,3647106 0,3647106
1000 0,3647106 0,3647106 0,3647106
1050 0,4862808 0,2431404 0,607851
1100 0,3647106 0,4862808 0,607851
1150 0,4862808 0,607851 0,7294212
1200 0,607851 0,7294212 0,7294212
1250 0,8509914 0,7294212 0,97256161
1300 1,21570201 0,97256161 1,21570201
1350 1,45884241 1,09413181 1,58041261
1400 1,94512321 1,45884241 2,18826361
1450 2,43140401 2,30983381 2,67454442
1500 3,52553582 3,03925502 3,40396562
1550 4,74123783 3,89024642 3,89024642
1600 6,68636104 4,49809743 4,49809743
1650 7,90206305 3,12435416 5,10594843
1700 8,02363325 4,98437823 5,47065903
1750 7,65892264 5,22751863 5,83536963
1800 8,14520345 5,59222923 6,44322064
1850 8,75305445 5,71379943 6,92950144
1900 8,63148425 6,44322064 7,90206305
1950 8,87462465 7,41578224 8,26677365
2000 9,23933525 9,84718626 10,2118969
GRÁFICO Nº 3
CURVA INTENSIDAD CORRIENTE: ACERO INOXIDABLE
-0,005
0
0,005
0,01
0,015
0,02
0,025
0,035
0
20
0
35
0
50
0
65
0
80
0
95
0
11
00
12
50
14
00
15
50
17
00
18
50
20
00
mV
mA
ORMCO
OO
3M
DENSIDAD DE LA CORRIENTE: ACERO INOXIDABLE
-2
0
2
4
6
8
10
12
50 200
350
500
650
800
950
1100
1250
1400
1550
1700
1850
2000
mV
mA
/ cm
2
ORMCO
OO
3M
TABLA Nº15
COMPARATIVO GENERAL
RELACIÓN INTENSIDAD CORRIENTE
(mA/mV)
CNA TMA NiTi
ORMCO NiTI OO NiTi 3M SS ORMCO SS OO SS 3M
50 0 0 0 0 0 0 0 -3,3333E-
05
100 0 0 0 0 0 0 0 0
150 0 0 0 0 0 0 0 0
200 0 0 0 0 0 0 0 0
250 0 0 0 0 0 0 0 0
300 0 0 0 0 0 0 0 0
350 0 0 0 0 0 0 0 0
400 0 0 0 0 0 0 0 0
450 0 0 0 0 0 0 0 0
500 0 0 0 0 0 0 0 0
550 0 0 0 0 0 0 0 0
600 0 0 0 0 0 0 0 0
650 0 0 0 0 0 0 0 0
700 0 0 0 0 0 0 0 0
750 0 0 0 0 0,00025 0,00033333 0 0
800 0 0 0,00033333 0 0,00025 0,00033333 0 0,00033333
850 0 0 0,00033333 0 0,00025 0,00033333 0,00033333 0,00066667
900 0 0 0,00033333 0 0,0005 0,00033333 0,00066667 0,00366667
950 0 0 0,00033333 0 0,00075 0,001 0,001 0,001
1000 0 0 0,001 0,00066667 0,00125 0,001 0,001 0,001
1050 0 0 0,001 0,00066667 0,00125 0,00133333 0,00066667 0,00166667
1100 0 0 0,00133333 0,00066667 0,00125 0,001 0,00133333 0,00166667
1150 0,00033333 0 0,00133333 0,00066667 0,00125 0,00133333 0,00166667 0,002
1200 0,00033333 0 0,001 0,00066667 0,00125 0,00166667 0,002 0,002
1250 0,00066667 0 0,00133333 0,001 0,00125 0,00233333 0,002 0,00266667
1300 0,00066667 0,00133333 0,001 0,00166667 0,0015 0,00333333 0,00266667 0,00333333
1350 0,001 0,00133333 0,001 0,00233333 0,00225 0,004 0,003 0,00433333
1400 0,00166667 0,00166667 0,00166667 0,00266667 0,00275 0,00533333 0,004 0,006
1450 0,002 0,002 0,002 0,00333333 0,0035 0,00666667 0,00633333 0,00733333
1500 0,00233333 0,00266667 0,00266667 0,00466667 0,00475 0,00966667 0,00833333 0,00933333
1550 0,00266667 0,00233333 0,00366667 0,006 0,00575 0,013 0,01066667 0,01066667
1600 0,004 0,00366667 0,00433333 0,00833333 0,00725 0,01833333 0,01233333 0,01233333
1650 0,004 0,00366667 0,005 0,00866667 0,009 0,02166667 0,00856667 0,014
1700 0,006 0,00566667 0,006 0,011 0,00975 0,022 0,01366667 0,015
1750 0,007 0,006 0,00666667 0,014 0,01075 0,021 0,01433333 0,016
1800 0,00933333 0,00766667 0,00733333 0,014 0,01225 0,02233333 0,01533333 0,01766667
1850 0,011 0,011 0,00833333 0,01733333 0,013 0,024 0,01566667 0,019
1900 0,01433333 0,01466667 0,01033333 0,019 0,0135 0,02366667 0,01766667 0,02166667
1950 0,012 0,01533333 0,011 0,02133333 0,0155 0,02433333 0,02033333 0,02266667
2000 0,01533333 0,01733333 0,01266667 0,022 0,0165 0,02533333 0,027 0,028
GRÁFICO Nº 4
COMPARATIVO GENERAL
-0,005
0
0,005
0,01
0,015
0,02
0,025
0,03
50
20
0
35
0
50
0
65
0
80
0
95
0
11
00
12
50
14
00
15
50
17
00
18
50
20
00
mV
mA
CNA OO
TMA ORMCO
NiTi ORMCO
NiTi OO
NiTi 3M
SS ORMCO
SS OO
SS 3M
COMPARATIVO GENERALDENSIDAD DE LA CORRIENTE
-0,005
0
0,005
0,01
0,015
0,02
0,025
0,03
50
20
0
35
0
50
0
65
0
80
0
95
0
11
00
12
50
14
00
15
50
17
00
18
50
20
00
mV
mA
/ cm
2
CNA OO
TMA ORMCO
NiTi ORMCO
NiTi OO
NiTi 3M
SS ORMCO
SS OO
SS 3M
TABLA Nº 16
COMPARATIVO PROMEDIOS DE ALEACIONES EN GENERAL
RELACIÓN INTENSIDAD – CORRIENTE
(mA – mV)
mV B-Ti Ni Ti SS 50 0 0 -1,1111E-05
100 0 0 0
150 0 0 0
200 0 0 0
250 0 0 0
300 0 0 0
350 0 0 0
400 0 0 0
450 0 0 0
500 0 0 0
550 0 0 0
600 0 0 0
650 0 0 0
700 0 0 0
750 0 8,3333E-05 0,00011111
800 0 0,00019444 0,00022222
850 0 0,00019444 0,00044444
900 0 0,00027778 0,00155556
950 0 0,00036111 0,001
1000 0 0,00097222 0,001
1050 0 0,00097222 0,00122222
1100 0 0,00108333 0,00133333
1150 0,00016667 0,00108333 0,00166667
1200 0,00016667 0,00097222 0,00188889
1250 0,00033333 0,00119444 0,00233333
1300 0,001 0,00138889 0,00311111
1350 0,00116667 0,00186111 0,00377778
1400 0,00166667 0,00236111 0,00511111
1450 0,002 0,00294444 0,00677778
1500 0,0025 0,00402778 0,00911111
1550 0,0025 0,00513889 0,01144444
1600 0,00383333 0,00663889 0,01433333
1650 0,00383333 0,00755556 0,01474444
1700 0,00583333 0,00891667 0,01688889
1750 0,0065 0,01047222 0,01711111
1800 0,0085 0,01119444 0,01844444
1850 0,011 0,01288889 0,01955556
1900 0,0145 0,01427778 0,021
1950 0,01366667 0,01594444 0,02244444
2000 0,01633333 0,01705556 0,02677778
RELACIÓN DENSIDAD DE LA CORRIENTE
(mA/cm2 – mV)
mV B-Ti Ni Ti SS 50 0 0 -0,00405234
100 0 0 0
150 0 0 0
200 0 0 0
250 0 0 0
300 0 0 0
350 0 0 0
400 0 0 0
450 0 0 0
500 0 0 0
550 0 0 0
600 0 0 0
650 0 0 0
700 0 0 0
750 0 0,03039255 0,0405234
800 0 0,07091595 0,0810468
850 0 0,07091595 0,1620936
900 0 0,1013085 0,5673276
950 0 0,13170105 0,3647106
1000 0 0,35457975 0,3647106
1050 0 0,35457975 0,4457574
1100 0 0,39510315 0,4862808
1150 0,0607851 0,39510315 0,607851
1200 0,0607851 0,35457975 0,6888978
1250 0,1215702 0,43562655 0,8509914
1300 0,3647106 0,5065425 1,13465521
1350 0,4254957 0,67876695 1,37779561
1400 0,607851 0,86112226 1,86407641
1450 0,7294212 1,07387011 2,47192741
1500 0,91177651 1,46897326 3,32291882
1550 0,91177651 1,87420726 4,17391022
1600 1,39805731 2,42127316 5,22751863
1650 1,39805731 2,75559122 5,37745521
1700 2,12747851 3,25200287 6,15955684
1750 2,37061891 3,81933047 6,24060364
1800 3,10004012 4,08273257 6,72688444
1850 4,01181662 4,70071443 7,13211844
1900 5,28830373 5,20725693 7,65892264
1950 4,98437823 5,81510793 8,18572685
2000 5,95693983 6,22034194 9,76613946
GRÁFICO Nº 5
RELACIÓN ALEACIONES EN GENERAL
-0,005
0
0,005
0,01
0,015
0,02
0,025
0,03
50
200
350
500
650
800
950
1100
1250
1400
1550
1700
1850
2000
mV
mA
B-Ti
Ni Ti
SS
COMPARATIVO DENSIDAD DE LA CORRIENTE DE ALEACIONES EN GENERAL
-2
0
2
4
6
8
10
12
50
200
350
500
650
800
950
1100
1250
1400
1550
1700
1850
2000
mV
mA
/cm
2 B-Ti
Ni Ti
SS
TABLA Nº17
COMPARACIÓN DE FALLAS
PUNTO DE QUIEBRE
Material
MUESTRA Marca Promedio N Desv.
01 CN A OO 1287,5 4 110,9 BT
02 TMA ORMCO 1262,5 4 110,9
03 NiTi ORMCO 987,5 4 131,5
04 NiTi OO 1087,5 4 118,1 NT 05NiTi 3M 912,5 4 118,1
06 SS ORMCO 875 4 95,7
07 SS OO 900 3 50,0 SS 08 SS 3M 850 3 50,0
TABLAS DE DURACIÓN
Momento de
inicio del intervalo
(mV)
Número expuesto a
riesgo
Número de eventos
terminales
Proporción que termina
Proporción que sobrevive
750 30 2 0,067 0,933
800 28 2 0,071 0,929 850 26 3 0,115 0,885 900 23 3 0,130 0,870 950 20 3 0,150 0,850 1000 17 5 0,294 0,706 1050 12 1 0,083 0,917
1100 11 3 0,273 0,727 1150 8 1 0,125 0,875 1250 7 2 0,286 0,714 1300 5 2 0,400 0,600 1350 3 2 0,667 0,333 1400 1 1 1,000 0,000
TABLAS DE SUPERVIVENCIA
Estadística descriptiva Total observado Eventos Censurados
30 30 0
GRÁFICO Nº6
1287.50
1262.50
1250.00 1255.00 1260.00 1265.00 1270.00 1275.00 1280.00 1285.00 1290.00
OO
OR
b-Ti
912.50
1087.50
987.50
800.00 850.00 900.00 950.00 1000.00 1050.00 1100.00
3M
OO
OR
NiTi
850.00
900.00
875.00
820.00 830.00 840.00 850.00 860.00 870.00 880.00 890.00 900.00
3M
OO
OR
SS
Punto de quiebre por marca comercial
GRÁFICO Nº7
Número expuesto a riesgo
0
5
10
15
20
25
30
35
700 800 900 1000 1100 1200 1300 1400 1500
Número expuesto ariesgo
TABLA Nº 18
ANÁLISIS ESTADÍSTICO
A. Prueba sobre el modelo Global Obtenido
Pruebas OMNIBUS sobre los coeficientes del Modelo de Cox
-2 log de la verosimilitud Chi-cuadrado gl Sig.
126,180565 26,31 2 0,0000
B. Tablas de Coeficientes
Coeficiente
Error P-valor.
Incremento en Riesgo
Material BT -2,102 0,684 0,002 0,122 -87,8
Material SS 1,858 0,670 0,006 6,409 540,9
B.1.
Material Marca
Coeficiente
Error P-valor.
Incremento en Riesgo
BT OO -1,355 0,631 0,032* 0,258 -74,21
BT OR -0,904 0,555 0,103 0,405 -59,52
NT 3M 0,769 0,567 0,175 2,158 115,81
NT OO -0,125 0,548 0,819 0,882 -11,77
NT OR 0,321 0,555 0,564 1,378 37,78
SS 3M 1,658 0,700 0,018* 5,248 424,78
SS OO 1,121 0,664 0,091 3,069 206,87
SS OR 1,318 0,603 0,029* 3,737 273,69
B.2.
• (*) La significancia es marcada
Material Marca
Coeficiente
Error P-valor.
Incremento en Riesgo
BT OO -1,242 0,642 0,053 0,289 -71,1
SS 3M 1,932 0,750 0,010 6,906 590,6
SS OR 1,525 0,649 0,019 4,596 359,6
B.3
FIGURA Nº 2
Acero Inoxidable ORMCO
Fig. A y B: Muestras nuevas
Fig. C, D y E: Luego de la corrosión potenciostática anódica
FIGURA Nº 3 Acero Inoxidable ORTHO ORGANIZER
Fig. A, B y C: Muestras nuevas
Fig. D, E y F: Luego de la corrosión potenciostática anódica
FIGURA Nº 4
ACERO INOXIDABLE 3M UNITEK
Fig. A, B y C: Muestras nuevas
Fig. D, E y F: Luego de la corrosión potenciostática anódica
FIGURA Nº 5
Ni Ti ORMCO
Fig. A y B: Muestras nuevas
Fig. C, D y E: Luego de la corrosión potenciostática anódica
FIGURA Nº 6
Ni Ti ORTHO ORGANIZER
Fig. A y B: Muestras nuevas
Fig. C y D: Luego de la corrosión potenciostática
anódica
FIGURA Nº 7
Ni Ti 3M UNITEK
Fig. A, B y C: Muestras nuevas
Fig. D, E y F: Luego de la corrosión
potenciostática anódica
FIGURA Nº 8
BETA TITANIO ORMCO
Fig. A y B: Muestras nuevas
Fig. C, D y E: Luego de la corrosión potenciostática anódica
FIGURA Nº 9
BETA TITANIO ORTHO ORGANIZER
Fig. A, B y C: Muestras nuevas
Fig. D, E y F: Luego de la corrosión potenciostática anódica
FIGURA Nº 1
A: Fuente de corriente contínua regulada B: Sistema de recolección de datos (Voltímetro digital) C: Sistema de recolección de datos (Amperímetro digital) D: Celda de electrólisis E: Saliva Artificial F: Juego de electrodos
D
F
A
C
B
E
TABLA Nº 19 TABLAS DE SUPERVIVENCIA
Intervalo A
riesgo Eventos Censuradas Efectivamente
a riesgo Índice de
supervivencia Probabilidad condicional del evento
Desviación típica de la probabilidad condicional
Función de supervivencia acumulada
Desviación típica de la función de
supervivencia
Densidad de
probabilidad
Desviación típica de la densidad de probabilidad
Índice de azar
Desviación típica del índice de azar
Tiempo mediano de supervivencia
Desviación típica del tiempo
mediano de supervivencia
[700, 750)
30 1 0 30 0,967 0,033 0,033 1,000 0,000 0,001 0,001 0,001 0,001 320,000 27,386
[750, 800)
29 1 0 29 0,966 0,034 0,034 0,967 0,033 0,001 0,001 0,001 0,001 275,000 26,926
[800, 850)
28 2 0 28 0,929 0,071 0,049 0,933 0,046 0,001 0,001 0,001 0,001 230,000 26,458
[850, 900)
26 3 0 26 0,885 0,115 0,063 0,867 0,062 0,002 0,001 0,002 0,001 190,000 25,495
[900, 950)
23 3 0 23 0,870 0,130 0,070 0,767 0,077 0,002 0,001 0,003 0,002 175,000 119,896
[950, 1000)
20 3 0 20 0,850 0,150 0,080 0,667 0,086 0,002 0,001 0,003 0,002 166,667 37,268
[1000, 1050)
17 5 0 17 0,706 0,294 0,111 0,567 0,090 0,003 0,001 0,007 0,003 141,667 34,359
[1050, 1100)
12 1 0 12 0,917 0,083 0,080 0,400 0,089 0,001 0,001 0,002 0,002 200,000 86,603
[1100, 1150)
11 3 0 11 0,727 0,273 0,134 0,367 0,088 0,002 0,001 0,006 0,004 175,000 82,916
[1150, 1200)
8 1 0 8 0,875 0,125 0,117 0,267 0,081 0,001 0,001 0,003 0,003 175,000 35,355
[1200, 1250)
7 1 0 7 0,857 0,143 0,132 0,233 0,077 0,001 0,001 0,003 0,003 137,500 33,072
[1250, 1300)
6 1 0 6 0,833 0,167 0,152 0,200 0,073 0,001 0,001 0,004 0,004 100,000 30,619
[1300, 1350)
5 2 0 5 0,600 0,400 0,219 0,167 0,068 0,001 0,001 0,010 0,007 62,500 27,951
[1350, 1400)
3 2 0 3 0,333 0,667 0,272 0,100 0,055 0,001 0,001 0,020 0,012 37,500 21,651
[1400, .)
1 1 0 1 0,000 1,000 0,000 0,033 0,033 0,000 0,001 0,040