Problemas asociados con los aceros inoxidables

Es común el empleo de aceros inoxidables austeníticos, especialmente el acero inoxidable 316L grado quirúrgico, como implantes temporales en varios países. Sin embargo los implantes ortopédicos de 316L se corroe en el ambiente del cuerpo humano y libera iones hierro, cromo y níquel, y se sabe que éstos iones son poderosos alergenos y carcinógenos (Silver and Doillon, 1989). El 90% de las fallas ocurridas en

implantes de 316L ocurre por corrosión por picaduras e hendiduras (Sivakumar and Rajeswari, 1992).

Este ataque por corrosión localizada y lixiviación de iones metálicos de los implantes hace necesario el mejorar la resistencia a la corrosión de 316L ya sea adicionándole elementos aleantes o modificando su superficie.

1.5.1 Estudios de fallas en implantes de acero inoxidable

Se ha reportado el estudio del análisis de falla de 50 implantes de acero inoxidable en pacientes de hospitales locales en Chennai (Madras), India, durante un periodo de 4 años (Batchelor and Chandrasekaran, 2004). El estudio concluye la ocurrencia de 42% de fallas por fractura, 24% de fallas por corrosión, 14% debido a la reacción de tejido adverso, 6% debido al doblado del implante, 6% debido a desgaste severo y 8% debido a agrietamiento. De acuerdo a la ubicación de la falla, se tiene que el 74% fueron en el área femoral, 8% en la rodilla, 4% en la tibia, 2% en el área del húmero y 6% en el radio y cúbito. Alrededor del 90% de los mecanismos multicomponentes han experimentado corrosión por grietas (Sivakumar and Rajeswari, 1992). La severidad del ataque por corrosión incrementó con la duración del implante. La mejora en el diseño de los implantes podría reducir la cantidad de interfases metal-metal o la modificación del área agrietada podría prevenir la corrosión por grietas.

Se observó la falla por fatiga inducida por picaduras en la compresión de placas de huesos y fallas por stress corrosion cracking inducidas por picaduras en uñas intramedulares donde las orillas de las uñas estaban severamente picadas y muchas de las grietas fueron asociadas con las picaduras (Sivakumar, et al. 1993, Sivakumar, et al. 1995).

Estos hechos indican la necesidad del desarrollo de nuevos materiales para implantes que muestren resistencia al ataque por corrosión localizada. Por eso los fabricantes de implantes deberán estar seguros que los materiales reúnan las especificaciones ASTM. Estas aproximaciones son solo una medida temporal ya que solo se reduce el problema y no se elimina completamente.

1.5.2 Métodos electroquímicos y de caracterización superficial de materiales ortopédicos

Se realizaron estudios electroquímicos en fluidos humanos simulados (solución de Ringer y solución de Hank). El pH de la solución se mantuvo en 7.4 y la temperature en 37 ± 1°C. Se montaron muestras de de 10x10x2 mm en resina epóxica y pulidas a acabado espejo. Se empleó un electrodo de calomel saturado (SCE) y platino como electrodos de referencia y auxiliar, respectivamente. Las mediciones realizadas fueron mediciones de tiempo-potencial de circuito abierto, polarización cíclica y espectroscopia de impedancia electroquímica. De las curvas de polarización se

evaluaron los parámetros críticos como potencial de corrosión (Ecorr), potencial de

“breakdown” (Eb)y potencial de repasivación (Ep) (Mudali, et al. 2003).

Mediciones tiempo-potencial de circuito abierto: Las muestras fueron inmersas en el electrolito y se registró el potencial en función del tiempo, hasta que el potencial alcanzó un valor estable. El cambio del potencial en la dirección anódica respecto al tiempo se define como el potencial noble. Esta tendencia indica la presencia de una película pasiva estable, mientras que al contrario, el cambio del potencial en la dirección catódica indica el ataque del proceso de corrosión.

Estudios de polarización potenciodinámica e impedancia: Una vez que las muestras alcanzaron un potencial constante, se inició una polarización cíclica con un potencial inicial de 200 mV abajo del potencial de corrosión a una velocidad de barrido de 10 mV/min. El potencial de “breakdown” (Eb) se alcanzó cuando había un

incremento monotónico en la corriente mas allá de 25 μA y arriba de este valor las picaduras nuclearon en la superficie del metal. Entonces la dirección del barrido se invierte después de alcanzar una densidad de corriente anódica de 1 mA/cm2 hasta que el barrido inverso alcanza la región pasiva. El potencial al cual el barrido inverso alcanza la región pasiva se define como el potencial de protección de picadura (Ep). El

potencial de picadura se considera como el criterio para evaluar la resistencia de los materiales a la corrosión por picaduras. La figura 5 muestra una curva típica de polarización cíclica donde se observa el potencial de picadura.

Figura 5. Curvas de polarización idealizadas indicando los potenciales de picadura y

grietas.

El potencial de picado de una aleación está influenciado directamente por la cantidad de elementos pasivantes presentes en la aleación. El área del ciclo de histérisis es una medida directa de la cinética de propagación de picadura. Un ciclo de histérisis un área significativa, indica una operación extensiva del mecanismo de propagación de picaduras. Se pueden obtener mayores resistencias a la corrosión por picaduras de los implantes, incrementando el potencial de picado en la dirección noble. El espectro de

impedancia de todas las muestras se registraron antes y después de las condiciones de polarización, para evaluar el desempeño del recubrimiento bajo condiciones de equilibrio y después del ataque por el proceso de corrosión. Los parámetros de impedancia ⎜Z⎜, resistencia a la polarización Rp y capacitancia C se calcularon de los diagramas de Nyquist y Bode.

Pasivación y caracterización superficial: Las muestras fueron inmersas en el electrolito y se permitió que alcanzaran el equilibrio con la solución. Se inició la polarización a 200 mV abajo del potencial de circuito abierto para eliminar la capa de óxido nativo formado durante la preparación de las muestras. El potencial fue barrido en la dirección anódica a una velocidad de 1 mV/s y se mantuvo este potencial por una hora para el caso del titanio y en el respectivo rango pasivo para las otras aleaciones (La razón de la restricción del potencial a 1.0 V se debió a la evolución de oxígeno alrededor del 1.2 V para los especimenes implantados). Los especimenes pasivazos se lavaron con agua desionizada y almacenados en un desecador en atmósfera inerte antes de su análisis superficial. Se estudiaron la profundidad de los perfieles de las muestras pasivazas usando espectroscopia de masas de iones secundarios (SIMS) para entender la composición química de las capas superficiales.

La estabilidad de las películas pasivas se evaluaron por estudios acelerados de lixiviación. Las muestras se mantuvieron a un potencial constante en las regiones pasivas y activas durante una hora. La solución fue analizada para determinar la concentración de iones metálicos (Cr, Ni, Mo, Fe) liberados durante el proceso de corrosión. Estos estudios indican la resistencia de las aleaciones a la liberación de iones metálicos tóxicos.