ARTICULADOR SEMIAJUSTABLEA lo largo de la historia han ido apareciendo numerosos articuladores cuya creacin se ha visto motivada por la evolucin conceptual de la prtesis, al entenderse sta en su vertiente rehabilitadora de una parte mutilada del organismo y no como simple reponedora de piezas perdidas. El primero fue ideado por Gairot en 1805 al enfrentar los modelos superior e inferior entre s fijndolos con una llave de escayola que permita su separacin. Evans en 1840 y posteriormente Bonwill en 1958 crearon los primeros articuladores multiposicionales capaces de efectuar movimientos de lateralidad. En este sentido la principal aportacin de Bonwill fue describir un tringulo equiltero entre los cndilos mandibulares y el punto interincisivo inferior. Desde entonces y hasta llegar al modelo ms sofisticado y actual que incluye programas informatizados, se han ido comercializando distintos prototipos en funcin del continuo avance en los conocimientos anatomofisiolgicos del complejo estomatogntico. CONCEPTO El articulador se define como un aparato mecnico que representa las articulaciones temporomandibulares y componentes de los maxilares al que pueden incorporarse modelos del maxilar y de la mandbula para simular su movimiento. Los articuladores recrean, aunque no duplican, todos los movimientos mandibulares bordeantes, de modo que su funcin primaria es actuar como si fuera un paciente en ausencia del mismo, reproduciendo la dinmica mandibular a nivel condleo y su relacin con las arcadas dentarias y el macizo crneo-facial. A pesar de que se ha dicho con frecuencia que la boca del paciente es el mejor articulador, estos dispositivos mecnicos ofrecen muchas ventajas sobre la boca para el desarrollo de la oclusin, entre otras: Los modelos bien montados permiten ser observados desde las caras linguales y con ello detectar posibles interferencias oclusales que en boca seran difciles de identificar. La cooperacin del paciente deja de ser un factor crtico una vez obtenidos los registros requeridos para programar el articulador. Se evita la molestia que supone la saliva, lengua y carrillos del paciente, lo que simplifica los procedimientos de diagnstico (incluyendo los encerados), planificacin y ajuste oclusal. En prtesis fija permiten una correcta reconstruccin de las superficies oclusales; en prtesis parcial removible son tiles para un correcto montaje de dientes artificiales y en prtesis completa su uso es imprescindible para conseguir una oclusin balanceada bilateral.

Los requisitos mnimos que se exigen a un articulador son los siguientes: Debe conservar con precisin la relacin horizontal y vertical de los modelos del paciente, lo que conlleva la necesidad de que el articulador cuente con un dispositivo de fijacin de relacin cntrica. Los modelos del paciente podrn adems retirarse con facilidad y colocarse sobre el articulador sin perder dicha relacin correcta horizontal y vertical. El articulador tendr un vstago para la gua incisal con un torque positivo que pueda ajustarse y calibrarse. Esto permite al dentista y al tcnico del laboratorio controlar la dimensin vertical del paciente. Permitir hacer coincidir su eje de apertura-cierre con el eje de bisagra terminal y reproducir los movimientos bordeantes mandibulares. Debe aceptar la transferencia de un arco facial utilizando un punto de referencia anterior. Esto har posible introducir cambios menores en la dimensin vertical del paciente sin apenas modificar la posicin de cntrica. Adems, la transferencia del punto de referencia anterior facilita la disposicin del grupo incisivo con la inclinacin vestbulo-lingual deseada. CAPACIDAD DE AJUSTE Los articuladores se clasifican tambin en funcin de su grado de ajustabilidad, es decir, de la posibilidad de regularlos segn los parmetros individuales del paciente. Se dividen as en no ajustables y ajustables, subdividindose estos ltimos a su vez en semiajustables y totalmente ajustables. Este tipo de articuladores permite individualizar algunos parmetros gua. Utilizando un arco facial anatmico definido, es posible correlacionar la orientacin espacial del modelo superior respecto a un plano craneal de referencia, por ejemplo, el plano del eje orbitario. Para programar la inclinacin condilar horizontal y el ngulo de Bennett se emplean registros en cera de protrusin y lateralidad mandibulares. Esta sistemtica tiene un lmite, ya que toma como referencia un punto de partida que viene facilitado por el registro de la posicin ms retruida no forzada, habitualmente denominada cera en cntrica, y puntos de llegada, representados por la posicin borde a borde de los dientes gua antagonistas, ya sea en protrusin o lateralidad. De este modo los controles del articulador se ajustan segn trayectos rectilneos, mientras que en el paciente el desplazamiento realizado por el cndilo en la cavidad glenoidea es curvo, teniendo en cuenta la estructura anatmica de esta ltima. Obviamente, siempre es posible programar en valores promedio.

INDICACIONES DE UN ARTICULADOR SEMIAJUSTABLE Diagnstico y anlisis oclusal. Tallado selectivo Encerados de estudio. Confeccin de prtesis completa. Confeccin de prtesis parcial removible. Confeccin de prtesis fija. Confeccin de prtesis mixta. Confeccin de prtesis sobre implantes. Remontaje y ajuste oclusal

ARTICULADORES NO AJUSTABLES Son posicionadores de guas fijas que pueden efectuar movimientos siguiendo inclinaciones predeterminadas y no modificables, que se corresponden con valores promedio y estadsticamente representativos de la mayor parte de la poblacin; como son la gua condlea de 40 y el ngulo de Bennett de 15 para la realizacin de prtesis completa y 25/10 para prtesis fija. En cambio s permiten regular la altura del puntero incisal. Estos articuladores admiten la transferencia de un arco facial y su uso se limita a la reconstruccin de prtesis fijas no muy extensas, que debern ser equilibradas de forma adecuada, tras su colocacin en boca. Tambin pueden utilizarse en prtesis parcial removible dentosoportada o dentomucosoportada, en aquellos casos en que est indicada la mxima intercuspidacin, que sta sea estable y no exista patologa funcional. Dentro de este grupo de articuladores podran incluirse los oclusores o charnelas, que simplemente posicionan los modelos en mxima intercuspidacin sin tener en cuenta el factor condilar y slo permiten movimientos de apertura-cierre que ni siquiera reproducen con exactitud los trayectos que siguen los dientes del paciente, puesto que la distancia de las cspides a los cndilos no se transfiere. nicamente pueden reproducir la posicin de mxima intercuspidacin sin registro de cera intermedio. El resto de las posiciones y movimientos no se corresponden con los reales del paciente. Articuladores Totalmente Ajustables Estos articuladores ofrecen la posibilidad de modificar varios parmetros, como: la inclinacin condilar horizontal, la gua incisiva, la distancia intercondlea y el ngulo de Bennett. Adems se puede ajustar el articulador intercambiando las cavidades condleas o utilizando las inserciones curvas oportunas, para reproducir de forma mucho ms exacta el trayecto funcional. Para la programacin de este tipo de articuladores se utilizan arcos faciales cinemticos, axigrafo y pantgrafo, por medio de los cuales obtendremos la posicin del eje de bisagra, y el registro sobre papel milimetrado de los desplazamientos funcionales de los cndilos (Pesina 1995).

Los articuladores Denar y Stuart figuran entre los totalmente ajustables. En la prctica general no se precisa el uso de estos articuladores. Requieren mucho tiempo para su empleo y ajuste, y un alto nivel de habilidad y comprensin tanto por parte del clnico como del tcnico. Su principal indicacin es la investigacin sobre oclusin y aspectos protsicos. Sistemtica general en el manejo del articulador 1. Verificacin de la posicin de partida del articulador (situacin de la rama horizontal, el pin incisal a cero, graduacin condilar estndar). 2. Registro del arco facial y montaje del modelo maxilar en el articulador. 3. Montaje del modelo inferior en relacin con el modelo maxilar, mediante el registro de las ceras en cntrica o mxima intercuspidacin. 4. Programacin del articulador a partir de registros protrusivos y laterales del paciente, con individualizacin de la trayectoria condilar y el ngulo de Bennett. Eleccin del tipo de articulador La eleccin del modelo de articulador en cada caso depende de una serie de factores, como la habilidad del clnico, el conocimiento de las limitaciones del sistema del articulador, la magnitud de las intervenciones de restauracin planificadas y la identificacin de los principales determinantes de la oclusin del paciente (relacin cntrica, mxima intercuspidacin, gua anterior, dimensin vertical, plano oclusal. Por lo general los articuladores ms empleados son los semiajustables con arco facial anatmico. A continuacin, expondremos una sistemtica del empleo del articulador semiajustable referida fundamentalmente a la prtesis completa, situacin teraputica esta en la que el instrumento ofrece sus mayores posibilidades. Describiremos la sistemtica en el texto con la articulacin de los modelos mediante planchas y rodillos, en las imgenes sin embargo emplearemos modelos dentados para completar la explicacin. Registro y transferencia de la relacin crneo-maxilar La transferencia de la relacin crneo-maxilar consiste en tomar una serie de puntos y planos de la cara del paciente mediante el arco facial, de modo que pueda transferirse craneomtricamente al articulador el modelo superior con relacin a esos puntos y planos. De este modo se lograr reproducir fielmente la posicin del plano oclusal de los modelos del paciente en el articulador, relacionando estos modelos con los puntos y planos de referencia comunes que existen en la cara del paciente y el articulador.

VALPLAST

El Sistema Valplast es resultado de una reciente tecnologa en el desarrollo de nuevos biomateriales. Se trata de una resina hecha a base de nylon termoplstico biocomparable, que es un material translcido, lo que permite una completa mimetizacin con la enca natural del paciente, cualidad que lo hace prcticamente invisible a diferencia del acrlico que es opaco y da una apariencia totalmente artificial. Ventajas del Sistema Valplast son: Irrompible Ligero No txico Translcido Cmodo Apariencia natural Altamente esttico Hipoalergnico Flexible Delgado Biocompatible Imperceptible

El Sistema Valplast marca una nueva era en lo que a prtesis removible se refiere. En lugar de utilizar los visibles y antiestticos ganchos metlicos para sostener la prtesis, el Sistema Valplast, adems de no incorporar metal en su estructura, (carece de ganchos). El gran inconveniente que plantean los ganchos metlicos en las prtesis convencionales es su alto margen antiesttico (por ms que se intente ocultarlos o disimularlos) y el desgaste por la friccin que ejercen stos sobre las superficies dentales de las que se sostienen. Las prtesis convencionales se fabrican ya sea en acrlico, metal o una combinacin de ambos. En muchos casos, el acrlico tiende a irritar la mucosa bucal y/o a

iniciar una respuesta alrgica en el paciente. Por otro lado, el metal hace que la prtesis sea pesada e incomoda.

Estudio comparativo entre las aleaciones cromo-nquel, cromo-cobalto y titanio para su aplicacin en prtesis odontolgica N. Morenza* O. Fernndez F.J. Gil* * CREB. Centro de Investigaciones Dept. Ciencia de los Materiales ETSEIB. Universidad Politcnica de ** Laboratorios Protsicos Barcelona

** en e Ingeniera Ingeniera Biomdica. Metalrgica.

Catalua. Fernndez

RESUMEN En este trabajo se realiza un estudio comparativo de tres metales utilizados ampliamente en la prtesis odontolgica: el titanio y las aleaciones Cr-Co y Cr-Ni. Se comparan sus microestructuras obtenidas mediante fusin y colado, sus propiedades mecnicas: dureza y resistencia a la flexin, la soldabilidad de las aleaciones mediante lser, comparando los valores de resistencia a flexin en uniones soldadas entre el mismo material o bien entre diferentes materiales. Asimismo, se estudia la resistencia a la corrosin y la liberacin de iones metlicos al medio salivar. 1. INTRODUCCIN Los materiales metlicos utilizados en aplicaciones mdicas eran fundamentalmente el oro y la plata hasta el siglo XVIII, posteriormente empezaron a utilizarse los aceros y ya en este siglo aparecieron los aceros inoxidables y las aleaciones de cromo-cobalto-molibdeno, siendo en la dcada de los 40, cuando se introdujeron el titanio y sus aleaciones en el campo de la medicina. Muchos metales pueden ser tolerados por el cuerpo humano en pequeas cantidades, (Fe, Cr, Co, Ni, Ti, Ta, Mo, W) y en algunos casos son esenciales, como el caso del hierro en la hemoglobina, cuya misin es el transporte del oxgeno a los tejidos.

Para la buena aplicacin de los materiales metlicos deben estudiarse las propiedades mecnicas, si el fin de estos materiales es en parte estructural, as como la resistencia a la corrosin y liberacin de iones para su buen comportamiento a largo plazo. Adems de la aceptabilidad biolgica de los mismos por parte de los tejidos. En prtesis odontolgica tambin ser importante la propiedad de la soldabilidad y en especial la tcnica ms actual en la prtesis dental que es la soldadura lser. La unin mediante soldadura tiene aplicaciones en odontologa en unin de piezas que forman una prtesis nica pero que se fabrican por separado a fin de poder ajustarlas con ms facilidad. Una vez ajustada cada pieza en el modelo se sueldan con lser y se obtiene la pieza final. Este proceso es conocido con el nombre de ferulizar. Tambin tiene aplicaciones en reparacin de pequeas partes rotas sobre todo en prtesis parciales removibles. 2. MATERIALES Y METODOLOGA EXPERIMENTAL

2.1. Materiales Las composiciones qumicas y las caractersticas nominales de las aleaciones Co-Cr y Ni-Cr utilizadas, se muestran en las Tablas 1 y 2. 2.2. Obtencin de aleaciones: colada para el centrifugado del Co-Cr y del Ni-Cr Se obtuvieron las aleaciones mediante proceso de fusin por induccin elctrica. El equipamiento est formado por una cmara cerrada y un brazo rotativo articulado al centro. En un extremo del brazo hay un habitculo donde se introducen en las posiciones adecuadas el recipiente de la materia prima a fondo y el molde (Figura 1). Las pastillas de materia prima de composiciones qumicas citadas en la Tabla 1, se introducen en el recipiente de la Figura 2, el cual se coloca en su misma posicin en el interior del habitculo del brazo de la mquina de centrifugar. Se coloca tambin el molde obtenido por revestimiento del modelo en cera en su misma posicin. Se cierra el habitculo y se cierra la cmara. Al comenzar el proceso, en primer lugar la aleacin se funde a 1.350-1.450C por induccin elctrica y entonces, por fuerza centrfuga generada por la rotacin del brazo articulado, el metal fundido es expulsado radialmente e introducido al molde a presin a travs de la entrada cnica y de los canales de distribucin. El Ni-Cr necesita ms tiempo para fundirse. Todo el proceso tiene una duracin de 1-2 minutos. Despus de la colada del metal, el conjunto molde-pieza metlica se deja enfriar a temperatura ambiente entre 15 y 20 minutos. Despus se procede a la destruccin del molde cermico con un martillo, obteniendo la pieza final de metal.

Se realiz un molde compuesto de cinco probetas y sus cinco canales de distribucin y zonas de alimentacin, obtenindose la pieza final correspondiente. Para obtener cada una de las probetas se cortan con un disco cermico de corte para metales preciosos y semipreciosos, de manera que tenemos las cinco probetas por un lado, y todos los canales para el colado por otro (Figura 3). Como control de calidad y para asegurarnos de que los materiales a ensayar presentan condiciones metalogrficas idnticas (ausencia de poros y de inclusiones) se realizaron radiografas con control densitomtrico de las piezas. Se ha dispuesto de un equipo radiogrfico para laboratorio dental, Cube X Orotig. 2.3. Obtencin del titanio Para las probetas de titanio, se ha utilizado titanio puro, grado 2. El titanio es un elemento muy reactivo con el oxgeno a elevada temperatura. Es por eso que no se puede colar con los otros materiales, en maquinarias ordinarias. La colada de titanio se ha de llevar a cabo en equipos que funcionan bajo cero. Se ha dispuesto de un equipo de vaco para colar titanio, Titec-Orotig. Una vez obtenido el molde con un revestimiento especial, ste se introduce en la cmara de colada con la entrada cnica a la parte superior, orientada al orificio que conecta con la cmara de fusin. El molde queda fijado por el plato neumtico. Un segundo mando neumtico hace girar la configuracin de las cmaras desde la posicin vertical hasta la horizontal. Se coloca entonces la pastilla de titanio sobre el crisol de cobre de la cmara de fusin, bajo el electrodo de tungsteno que genera el arco. Se realizan los controles de las probetas mediante sistema radiogrfico.

2.4 Tcnicas de caracterizacin microestructural Para la caracterizacin de los materiales, se han llevado a cabo preparaciones diferentes segn las tcnicas a utilizar. 2.4.1. Microscopa ptica En primer lugar se han cortado dos muestras de cada aleacin, Co-Cr y Ni-Cr, una de las pastillas de materia prima, y otra de las piezas obtenidas por colada en el laboratorio. Las muestras se han colocado en baquelita y entonces se han desbastado, con papeles de 400, 600 y 1.200 mm, y despus se han pulido a 1 y 0,05 mm con almina. Despus del pulido se atacaron qumicamente. El Co-Cr y Ni-Cr se han atacado en agua regia (4 partes HCl, una parte HNO3), sumergiendo y sacando la muestra repetidas veces hasta observar una superficie mate. En el caso del Ti, se atacaron con reactivo de Kroll (5% HF, 10% HNO3, 85% H2O), sumergiendo la muestra durante 15 segundos. 2.5. Tcnicas de caracterizacin mecnica En la caracterizacin del Co-Cr, del Ni-Cr y del Ti se han hecho ensayos de flexin por tres puntos en ensayos de dureza mediante indentacin Vickers para determinar la resistencia y la dureza de estos materiales. 2.5.1. Flexin por tres puntos Las propiedades mecnicas de los materiales utilizados en odontologa, concretamente en prtesis parciales removibles, se determinan normalmente a partir de ensayos de flexin, ya que estos tipos de deformacin se considera que es ms representativa de las condiciones clnicas que los ensayos de tensin convencionales utilizados en materiales metlicos. En estos estudios se han realizado ensayos por tres puntos en probetas de seccin cuadrada. La determinacin de las dimensiones de las probetas se tom considerando que fuesen una aproximacin de la realidad, pero sin ser demasiado pequeas como para poder ensayarlas en los equipos convencionales. En caso de probetas demasiado pequeas, podran producirse interacciones no deseadas. La geometra de las probetas es la de la Figura 4. Los ensayos de flexin por tres puntos, se han llevado a cabo en un equipo de traccin Instron con unas mordazas adecuadas. En la Figura 5 se muestra el tipo de ensayo realizado. 2.5.2. Dureza El mtodo de determinacin consiste en hacer penetrar bajo una cierta presin un determinado cuerpo (penetrador) dentro del material a estudiar, e identificar despus la penetracin, la profundidad del empuje. La dureza es entonces una propiedad sobre todo de superficie. Se han hecho ensayos de microdureza con indentador Vickers con un microdurmetro Matsuzawa con una carga aplicada de 500 g. durante 15 segundos, sobre las superficies pulidas. 2.6. Soldadura El equipo de soldadura del que se ha dispuesto es un lser dental Flash 2000 que est formado por un lser de polos de alta energa (cristal de lser Nd. YAG), una cmara de trabajo con clase de proteccin de lser 4, alimentacin doble de gas protector en toda la pieza de trabajo. Este equipo proporciona un rayo lser de dimetro muy pequeo, que es el que interesa en aplicaciones dentales donde se realizan trabajos de precisin, pero que representa un inconveniente para las soldaduras de probetas de dimensiones relativamente grandes, teniendo en cuenta que no se pueden soldar superficies de ciertas dimensiones. Para una correcta soldadura, se ha tenido que mecanizar la superficie a soldar en forma de punta, de manera que haya un contacto puntual entre las dos partes a soldar y el equipo pueda hacer la soldadura. A partir de aqu, si se desea, con material de aportacin se puede aumentar la superficie soldada. Se han mecanizado las probetas con un disco cermico de una forma piramidal de base cuadrada. Se ha procedido entonces a hacer la soldadura. Los componentes a soldarse se unen manualmente bajo control visual en el interior de la cmara de trabajo, de manera que estn en contacto puntual segn el mecanizado, y se suelden mediante uno o unos cuantos impulsos de lser. Se hace un primer punto de soldadura de manera que las dos partes queden unidas, y a partir de aqu con ms impulsos de lser se va aumentando la superficie soldada. Si se prefiere tambin se puede soldar con material de aportacin e ir ampliando el espacio vaco del mecanizado (Figura 6).

Los parmetros de control, son el voltaje de la lmpara, la duracin del impulso, la divisin de los polos y la frecuencia de sucesin de polos automtica. Las soldaduras se han numerado con una letra y con dos nmeros correspondientes a los nmeros de las probetas iniciales de las cuales procedan (Tabla 3).

Para la observacin de las operaciones de fractura, se ha utilizado un microscopio electrnico de barrido, utilizando un modelo JEOL 6400 con microanlisis de energa dispersiva de Rayos X Lynk.

2.7.

Tcnicas

de

caracterizacin

qumica

2.7.1. Liberacin de iones Se realizaron estudios de liberacin de iones de las aleaciones Co-Cr y Ni-Cr al medio salivar a diferentes tiempos de experimentacin para una misma superficie. El medio salivar artificial se muestra en la Tabla 4, que es el utilizado comnmente. Se extrajeron 10 ml de lquido de cada uno de los recipientes que contenan las aleaciones de Co-Cr y Ni-Cr. Las muestras fueron tomadas al cabo de 1 hora, 2, 3, 5, 8,5, 1 da 2, 3, 6, 10, y 17 das. Las concentraciones de iones liberados se estudiaron mediante un equipo de anlisis de espectroscopa de masas con plasma inducido (ICPMS). 2.7.2. Corrosin electroqumica Para el estudio de la corrosin que padecen los materiales, se va a seleccionar una muestra de cada de una de las dimensiones adecuadas, con una superficie de unos 0,15 cm2. Se desbasta una de las superficies y despus se pule hasta 0,1 mm. En un recipiente con solucin fisiolgica Hank's se va a colocar un electrodo de platino y otro de platacloruro de plata y la muestra de Cr-Ni y Cr-Co embaquelitada. El recipiente se va a poner en un bao de agua destilada a 37 C y se conectan los electrodos y la muestra. Entre el electrodo de plata-cloruro de plata y la muestra se establece un potencial, y el de platino es el de referencia. Se utiliza un potenciosta Voltalab Master. En primer lugar se va a esperar 3 horas a que el potencial libre se estabilice y despus se hace un barrido de potencial, desde -1,5 hasta a + 2 V y se determina la resistencia a la corrosin. 3. RESULTADOS EXPERIMENTALES Y DISCUSIN

3.1. Microestructuras observadas Las microestructuras de Co-Cr obtenidas (Figura 7) presentan dendritas de solidificacin orientadas hacia el centro, lo cual nos indica la direccin de eliminacin del calor. Se puede apreciar que hay dos fases, correspondiente a la fase e con segregacin rica en cromo que puede llegar a formar la fase s de la aleacin Co-Cr. Para mejorar la solubilidad y por tanto la homogeneidad de la aleacin, se debera enfriar ms lentamente durante el proceso de solidificacin con el fin de seguir las condiciones de equilibrio termodinmico o bien calentar la aleacin slida a una temperatura de 800-900 C para producir la difusin en estado slido por vacantes (solucin slida sustitucional).

Esta homogeneizacin proporcionar una mejora en la resistencia a la corrosin del material colado y har una liberacin de tensiones residuales de solidificacin ms grande, adems de conseguir una respuesta fsica y mecnica ms predecible de la aleacin. La microestructura del Ni-Cr es muy similar a la del Co-Cr ya que los elementos de aleacin respecto al cromo se asemejan mucho y por tanto el comportamiento en la solidificacin es tambin muy similar. En cambio, al tener una conductividad calorfica diferente, la aleacin Ni-Cr libera de manera no direccional el calor y por tanto se puede observar una prdida de direccionalidad de las dentritas formadas. La solucin slida que se forma en el Ni-Cr es la fase a y las segregaciones de cromo producen la aparicin de la fase g. Las dendritas son ms largas y ms finas que en el caso del Co-Cr debido a que esta aleacin tiene un proceso de crecimiento del cristal favorable y tiene una mayor energa motriz para que el slido asuma la distancia de mnimo subenfriamiento (Figura 8). Las segregaciones obtenidas en las dos aleaciones son debidas, segn se ha comentado, a la rpida velocidad de solidificacin o al menos a la no consecucin de velocidades de solidificacin suficientemente lentas como para conseguir las condiciones de equilibrio y la perfecta homogeneizacin de las soluciones slidas.

La microestructura del titanio puro comercializado se puede observar en la Figura 9. Est formada por grandes equiaxiales (120) que no presentan ninguna direccionalidad concreta de la fase a. Esta es hexagonal y presenta una gran anisotropa. Se puede observar en el interior de las grandes maclas de defectos de apilamiento pero no son debidas a procesos de deformacin. Al ser un metal puro no hay segregaciones qumicas y por tanto tendr un buen comportamiento ante la corrosin. 3.2. Caracterizacin mecnica

3.2.1. Resistencia a la flexin en tres puntos Las probetas obtenidas por moldeo a la cera perdida en los laboratorios dentales, se han ensayado en una mquina de flexin por tres puntos. Se hacen unos primeros ensayos con probetas Ni-Cr con una velocidad de desplazamiento de las mordazas de 10 mm/min. Esta velocidad no era adecuada por que las probetas se deformaban mucho antes de romperse, y presentaban una rotura excesivamente dctil. Se fabricaron cinco probetas ms de Ni-Cr y se ensayaron a 15 mm/min, considerndose sta como la velocidad de ensayo, con roturas ms frgiles (Figura 10). A partir de las grficas carga-deformacin se han obtenido los valores de la Tabla 5. Se pueden ver claras diferencias entre los tres materiales. El Co-Cr y el Ni-Cr presentan valores mximos de carga similares (alrededor de los 4 kN), pero unos valores de deformacin muy diferentes (Co-Cr, flecha 1-2 mm) respecto al Ni-Cr que se deforma mucho ms (flecha superior a 6 mm). El Ni-Cr absorbe mucha ms energa a la rotura y por tanto presenta mayor tenacidad que el Cr-Co. Por lo que respecta al Ti, ste representa valores mximos de carga inferiores a las aleaciones (2,75 kN, y unas deformaciones intermedias entre los otros dos materiales.

En el caso de un ensayo de flexin por tres puntos, la seccin presenta una distribucin de tensiones. Se dispone entonces de una expresin (Figura 11) que considerando esta distribucin, permite obtener valores de tensin a partir de las cargas aplicadas. Estos valores de tensin slo se pueden utilizar para comparar materiales ensayados en las mismas condiciones. En caso de utilizar la carga de rotura se obtiene el mdulo de rotura, y en caso de utilizar la carga mxima en rgimen lineal se obtiene el que se podra denominar mdulo de elasticidad. Estos parmetros, como ya se ha comentado, nos

sirven para comparar entre los diferentes materiales. Los valores numricos obtenidos por los diferentes materiales se presentan en la Tabla 5.

3.2.2. Dureza Los ensayos de dureza realizados a las tres muestras han dado los valores de la Tabla 6. Se puede observar que la aleacin Cr-Co es la de mayor dureza, seguida por el titanio y por la aleacin Cr-Ni. Por tanto, la aleacin Cr-Ni ser la que tendr un peor comportamiento a desgaste de las tres.

3.2.3. Resistencia a flexin de soldaduras Durante el proceso de soldadura fue posible ver cmo la soldadura del Ti con el Co-Cr y el Ni-Cr era prcticamente imposible. Era una soldadura muy frgil que se rompa al ms mnimo movimiento. El resto de probetas soldadas se van a ensayar en flexin por tres puntos, cuyos resultados se reflejan en la Tabla 7.

Se puede observar cmo las soldaduras de Ni-Cr con Ni-Cr y de Ti con Ti son muy resistentes tanto con material de aportacin como sin l y en cambio la soldadura de Co-Cr con Co-Cr que se va llevar a cabo sin material de aportacin es muy poco resistente. 3.2.4. Superficies de fractura Se realiz un estudio fractogrfico de las muestras ensayadas observando la mayor ductilidad de la aleacin Cr-Ni respecto a la de Titanio y Cr-Co. En la Figura 12 puede observarse el mayor dao en la superficie de la aleacin CrNi, lo que seala su gran tenacidad a la fractura. 3.3. Caracterizacin qumica

3.3.1. Liberacin de iones En la Figura 13 se muestra cul es la evolucin de los iones de Co y de Ni liberados al medio por cada muestra. Se observa claramente cmo el Ni-Cr libera ms iones (cuatro veces ms) que el Co-Cr. Estos iones liberados son los que pueden provocar problemas alergognicos asociados al nquel. 3.3.2. Corrosin Se hizo el ensayo de corrosin con una muestra de Co-Cr y otra de Ni-Cr. Las superficies eran de unos 0,20 cm2. Despus de preparar las muestras y el dispositivo se va hacer una estabilizacin del potencial libre de tres horas, tiempo que en ninguno de los dos casos no va a ser del todo suficiente para conseguir una buena estabilizacin. Se va a proceder entonces a hacer la limpieza de potencial. Se va a poder observar cmo sobre los 0,6 V se va a producir el

rompimiento de la capa, y la corriente va a comenzar a aumentar de forma importante, consiguiendo una corriente mxima de unos 250 mA/cm2. Los materiales presentaban una repasivacin bastante rpida, disminuyendo la corriente al aparecer la nueva capa de xido. Los materiales van a sufrir la rotura de la capa a un potencial relativamente pequeo respecto al titanio, as que no tienen una resistencia a la corrosin tan buena como el titanio. Por lo que respecta a la comparacin entre ellos, en los ensayos nicos hechos en cada material, presentaron un comportamiento prcticamente igual. La rotura de la capa se produjo a 630 mV para el Ni-Cr y 660 mV para el Co-Cr, con cuyo resultado, se puede decir que el Co-Cr es ligeramente ms resistente a la corrosin. Por lo que respecta a la repasivacin, los dos materiales presentan una grfico similar, con una anchura de la curva prcticamente igual, as que ambos tienen una repasivacin parecida. BIBLIOGRAFA 1. Benard, Michel, Philibert, Talbot. Metalurgia general. Editorial Hispano Europea, Barcelona, 1973. 2. O'Brien WJ. Dental Materials. Properties and selection. Quintessence Publishing Co., Chicago, 1989. 3. Bronzino JD. The Biomedical Engineering Handbook. CRC Press/IEEE Press, USA, 1995. 4. Burdairon G. Manual de biomateriales dentarios. Masson, Barcelona, 1991. 5. Combe EC. Materiales dentales. Editorial Labor, Barcelona, 1990. 6. Combe EC. Notes on dental materials. Churchill Livingstone, Singapore, 1992. 7. Craig, O'Brien, Powers. Materiales dentales. Propiedades y manipulacin. Mosby, Barcelona, 1996. 8. Macchi. Materiales dentales. Fundamentos para su estudio. Ed. Mdica Panamericana, Buenos Aires, 1988. 9. Ryhnen J. Biocompatibility evaluation of nickel-titanium shape memory metal alloy. Acta Universitatis Ouluensis, Oulu University Press, Oulu, 1999. 10. Williams D. (ed.). Concise Encyclopedia of Medical & Dental Materials. Pergamon Press, 1990. 11. Wilson HJ, Mansfield MA, Heath JR, Spence D. Dental Technology and Materials for Students, Blackwell Scientific Publications, 1987. 12. AENOR. Odontologa. Materiales dentales. Asociacin Espaola de Normalizacin y Certificacin, Madrid, 1999. 13. ASM Handbook. Vol 2. Properties and selection: nonferrous alloys and special-purpose materials, USA, 1990. 14. ASM Handbook. Vol 3. Alloy Phase Diagrams, ASM International, USA, 1993