Leghe di titanio

Il titanio puro, al di sotto degli 882°C, è presente in fase esagonale compatta e si chiama titanio alfa. Mediante riscaldamento, quando si arriva ad una temperatura di 882°C, temperatura di Beta-TRANSUS per il titanio  puro, si passa ad una struttura cubica a corpo centrato e il titanio diventa titanio beta.  Tutto ciò vale per il titanio non legato o titanio puro.

Nel momento in cui si introducono degli elementi in lega, questi possono essere classificati come elementi  alfa-stabilizzanti o beta-stabilizzanti.

Ciò significa che se si mette un elemento alfa-stabilizzante, come per esempio l’alluminio, l’ossigeno, l’azoto,  il carbonio o il gallio, all’aumentare della concentrazione di questo elemento legante, la temperatura al di  sopra della quale c’è solo la fase beta, sale. Questo perché questo elemento stabilizza la fase alfa ovvero la fase  alfa esiste per temperature più elevate.  

Quindi se la fase alfa con il titanio puro arriva fino a 882°C, con l’aggiunta di un alfa-stabilizzante, la temperatura di beta-TRANSUS si alzerà al di sopra degli 882°C. e ci sarà una zona in cui si formerà una lega  bifasica alfa.  

Se si aggiunge un elemento beta stabilizzante, al crescere della concentrazione del beta-stabilizzante, si avrà  un abbassamento della temperatura di beta-TRANSUS perché questo elemento tende a stabilizzare la fase  beta a temperatura ambiente. Se si prende ad esempio il titanio con una data percentuale di vanadio, vuol  dire che quando si sale di temperatura, la fase beta compare con una temperatura più bassa rispetto agli  882°C. 

In ambito dentale si utilizzano delle leghe di titanio e, in particolare, le leghe con alluminio o vanadio sono  quelle maggiormente utilizzate (Ti6Al4Va o titanio grado 5 che è ampiamente utilizzata in campo  biomedicale). 

Se si cambia la struttura cristallografica del materiale cambiano le sue proprietà meccaniche. Il moto delle  dislocazioni, in particolare, risulta favorito sui piani più densi perché gli atomi sono più vicini e quindi la  dislocazione si muove più facilmente. Questo perché se si ha una distanza degli atomi più piccola, l’energia  che serve per lo spostamento è più piccola. 

Si parla di sistema di scorrimento quando si ha un piano di scorrimento e una direzione di scorrimento. Nella  struttura esagonale compatta si ha un solo sistema di scorrimento mentre nelle strutture cubiche a corpo  centrato e cubiche a facce centrate si hanno 12 sistemi di scorrimento. Questo significa che queste strutture  sono più duttili rispetto all’esagonale compatta, quindi si possono deformare più facilmente. La struttura  beta del titanio, cubica a corpo centrato, contiene più sistemi di scorrimento rispetto alla struttura alfa  esagonale compatta, quindi il titanio beta è più deformabile, soprattutto a caldo. 

Avere, ad esempio, una lega alfa-beta permette di sfruttare la lavorabilità del materiale e quindi  anche le problematiche tecnologiche, connesse alla realizzazione di un componente, possono essere regolate  scegliendo opportunamente le fasi che si trovano all’interno del materiale.

Proprietà del titanio: 

Queste proprietà sono comuni alle principali leghe del titanio, con leggere variazioni in alcuni casi. Le  proprietà accomunano tutti i materiali a base di titanio nel settore biomedicale e più nello  specifico nel settore odontoiatrico. 

Il titanio: 

• È un materiale leggero 
• Ha buone proprietà meccaniche dl punto di vista del modulo elastico e della resistenza a fatica 
• Ha bassa conducibilità termica  
• Ha un basso coefficiente di espansione termica 
• Ha un basso punto di fusione 
• Ha una buona resistenza alla corrosione 

Tutte queste caratteristiche costituiscono fattori molto importanti da valutare, come, ad esempio, nell'installazione  di un impianto dentale.  

Inoltre, il titanio è un materiale radio-opaco per cui si vede su una radiografia e questo è estremamente importante nel settore odontoiatrico perché se si impianta un impianto successivamente è necessario un controllo sul paziente  e il follow up per capire se l’osso si è integrato con l’impianto, se ci sono problemi di riassorbimento  osseo o di danneggiamenti dell’impianto. Con una radiografia si ottengono le informazioni di  interesse è di sicuro un vantaggio perché permette di monitorare l’andamento dell’impianto. 

Un altro aspetto da non sottovalutare è il fatto che il titanio abbia una assoluta neutralità gustativa, quindi   non rilascia una sostanziale quantità di ioni. Il paziente dal punto di vista organolettico non percepisce   l’impianto e questo è estremamente importante.  

Nel caso di un impianto col ferro questo rilascerebbe un gusto ferroso in bocca.  

1. TITANIO COME MATERIALE LEGGERO: 

La densità che è il parametro fisico che valuta la leggerezza del titanio vale 4,5 g/cm³ ed è il rapporto tra la massa e il volume occupato. Per l’acciaio, la densità varrebbe 7,9  g/cm³. Ciò significa che la densità del titanio è quasi la metà della densità dell’acciaio. Quindi la stessa vite dell’impianto dentale in titanio peserà la metà. Dal punto di vista del comfort del paziente sicuramente sarà un vantaggio.  

Tutto ciò vale sia per gli impianti dentali ma anche per le protesi ortopediche. L’impianto dentale è  molto piccolo, quindi il peso totale sarà un peso limitato; considerando invece una protesi ortopedica,  con l’aumentare del volume aumenterà anche il peso. 

Il titanio pesa circa il doppio rispetto all’alluminio. La densità dell’alluminio è circa 2,7 g/cm³. La densità del titanio varia in base alla presenza e alla quantità degli elementi leganti: se come elemento legante si mette un elemento leggero come l’alluminio allora anche la lega diventa leggera;  se si mette in lega un elemento pesante, questo andrà ad aumentare la densità del materiale. Sostanzialmente in media la densità del titanio vale 4,5 g/cm³.   

Le leghe del titanio fanno parte delle leghe leggere.  

2. COMPORTAMENTO MECCANICO: 

Le proprietà importanti nel titanio sono il modulo di elasticità e la resistenza alla caduta perché entrambe queste proprietà sono cruciali per poter utilizzare il titanio nelle applicazioni   odontoiatriche.  

Il modulo elastico è il coefficiente che lega lo sforzo alla deformazione; nel titanio vale 106GPa, circa  la metà rispetto a quello dell’acciaio (intorno 210GPa). Il titanio quindi è estremamente flessibile rispetto all’acciaio: l’acciaio risulta al contrario molto più rigido. Il titanio puro ha un modulo elastico  di 106 GPa mentre le leghe hanno un modulo elastico leggermente più elevato. Il modulo elastico aumenta in modo direttamente proporzionale con il contenuto di elementi interstiziali e di alluminio.  Aumentando la quantità di elementi leganti si aumenta anche il modulo di elasticità del titanio. 

Il grafico in basso aiuta a visualizzare la differenza di modulo elastico tra titanio e acciaio. In rosso si ha il  tratto del titanio, dove il primo tratto è il tratto elastico, poi si ha il tratto di snervamento, dove inizia la  deformazione plastica. In blu è invece rappresentato l’acciaio dove si ha sempre la curva simile alla prima per  quanto riguarda le varie fasi. 

A parità di carico applicato la deformazione subita dal titanio è maggiore rispetto a quella dell’acciaio perché  l’acciaio è un materiale più rigido. Anche la deformazione allo snervamento, se si traccia la parallela al tratto  lineare elastico, risulta maggiore nel titanio rispetto all’acciaio proprio perché il modulo elastico è più  basso e quindi il tratto elastico pende di più verso l’asse delle x. A fronte dello stesso carico  si ha una deformazione maggiore.  

Il modulo elastico è importante in un materiale a contatto con l’osso.  

Il titanio ha modulo elastico di circa 106GPa e le leghe hanno un valore di modulo elastico leggermente più  alto. Nel caso dell’acciaio ci si avvicina a 200GPa e stessa cosa vale per il caso del cobalto. Il modulo elastico  dell’osso corticale è, in un ordine di grandezza, al di sotto di qualche unità rispetto a quello del titanio (circa 15Gpa). Il titanio dunque ha il modulo elastico più vicino a quello  dell’osso corticale, tra i materiali metallici a disposizione. Tra i materiali che danno le proprietà meccaniche migliori sicuramente il titanio e le leghe  del titanio ne fanno parte. 

Distribuzione dei carichi osso-impianto: 

Consideriamo il carico masticatorio con una protesi dentale.  In assenza di impianto tutto il carico è retto dall’osso: la radice del dente trasmette all’osso alveolare  il carico. Nel caso dell’impianto, il carico si distribuisce tra l’impianto e l’osso come due molle  in parallelo. Applicando il carico, il carico stesso si distribuisce su due componenti che sono l’impianto e l’osso. Lo sforzo a cui l’osso è sottoposto, senza impianto, è la forza applicata rapportata all’area dell’impianto. Più il modulo dell’impianto è elastico  e più piccola sarà la tensione e lo  sforzo percepito dall’osso (sono inversamente proporzionali).  

L’osso è un tessuto vivo che si rimodella a fronte di un carico applicato. La legge di Wolff è la legge che riguarda il rimodellamento dell’osso. L’osso si rigenera, si rimodella e lavora  in base alla sua attività. Questo rimodellamento dell’osso è modulato dai carichi che sono applicati, dagli  sforzi a cui l’osso è sottoposto. Le linee di forza sono definite come linee la cui tangente in ogni punto ha la  direzione della forza agente su quel punto.  

Nell’immagine si notano le linee di forza a livello del femore, a seconda del carico applicato, come si distribuiscono. Si nota anche la  disposizione delle trabecole ossee.  

Le due immagini sono quasi identiche. Secondo la legge di Wolff l’osso si rimodella in funzione degli sforzi applicati. Le trabecole si sviluppano in questo modo perché l’osso viene caricato in un certo modo durante un movimento. Però, se si rimuove il carico, l’osso non si rimodella più: un esempio sono gli astronauti che rimangono per lungo tempo nello spazio dove non hanno la forza di gravità e quindi le ossa non sentono il loro peso; tutto  ciò determina problemi come ad esempio il riassorbimento osseo.

Lo stesso problema si verifica nel caso dell’ingessatura: l’osso soffre e si riassorbe perché per quel periodo  di immobilizzazione non viene caricato. 

La legge di Wolff dice che il rimodellamento osseo è governato da sollecitazioni di flessione, è stimolato da carichi dinamici e che la flessione dinamica produce una crescita di osso in corrispondenza delle cavità.  Quando si applica un carico si esercita una flessione dinamica sull’osso (es. carico del passo o carico   masticatorio sui denti).  

La causa di questo fenomeno non è ancora del tutto chiaro e si pensa che sia in qualche modo correlata ad  una relazione tra la sollecitazione meccanica e una sollecitazione elettrica (le cellule sono capaci di sentire  sia stimoli meccanici che elettrici).  

Ciò di cui si è sicuri è che un carico flessionale ciclico fa si che l’osso si rimodelli, cresca e quindi continui a  lavorare. 

Se l’impianto scarica completamente l’osso, quest’ultimo non si può rimodellare. L’osso si riassorbe e l‘impianto a lungo andare si staccherà perché l’osso andrà incontro ad assorbimento.  L’impianto deve quindi limitare il fenomeno detto stress shielding per evitare il riassorbimento osseo.

Un modulo elastico non uguale a quello dell’osso ma più vicino ai materiali attualmente a  disposizione, farà si che l’osso continui ad essere caricato evitando il riassorbimento. 

Fatica: 

L’altra proprietà meccanica importante è la fatica o stress. 

Si parla di fatica quando il materiale sottoposto a carichi ciclici cede a fronte di un carico applicato che è più basso del carico di snervamento o del carico di rottura del materiale. Questo perché abbiamo un’applicazione ciclica del carico che perdura nel tempo. 

Il titanio ha una buona resistenza alla fatica: mediamente la resistenza alla fatica del titanio vale 0,5-0,65 volte la  resistenza alla trazione. Questo vale per una superficie di titanio liscia.  

Ci sono situazioni in cui la resistenza alla fatica può essere messa “a dura prova”: nel caso in cui si hanno  superfici con fori, tagli, discontinuità. 

In questo caso si può scendere al 20% della resistenza alla trazione, quindi da un valore da 50-65% della  resistenza alla trazione si passa ad un 20%. Questo perché il foro, il taglio vanno ad agire come punti di  resistenza allo sforzo. Quindi in quel punto localmente lo sforzo può raggiungere un valore anche molto  elevato e lì si innesca una cricca, un inizio di frattura, che si propaga e causa la rottura del materiale. 

Gli intagli, gli angoli, i fori derivano principalmente dal design dell’impianto che si sceglie. 

Un altro fattore che influenza la resistenza alla fatica è la finitura superficiale. Rugosità elevata ma anche spigoli vivi causano punti di contrazione  delle tensioni. 

La rugosità del materiale va tenuta in considerazione  perché potrebbe  avere un riscontro dal punto di vista meccanico.  

Nel momento in cui si progetta un impianto si devono valutare le proprietà meccaniche, il modulo  elastico, la resistenza a fatica del materiale in sé e come il design dell’impianto o della superficie possa andare  ad impattare su quelli che sono i valori nominali delle proprietà meccaniche del materiale. 

Durezza: 

Un’altra proprietà meccanica di interesse è la DUREZZA. 

Tra i materiali metallici, il titanio ha una durezza piuttosto bassa (è minore di 120HB). La durezza aumenta con l'introduzione di elementi in lega o aumentando l’ossigeno all’interno del titanio stesso.  Il titanio da questo punto di vista ha una bassa resistenza all’usura e, da questo punto di vista, non è  usato in campo biomedicale per quanto riguarda le superfici articolari.   Si può avere un incremento significativo della durezza del titanio per assorbimento di ossigeno: negli scheletrati da fusione, nel contesto delle fusioni del titanio,   questo fenomeno si verifica frequentemente. 

Si ha un significativo assorbimento di ossigeno ad elevata temperatura sulla superficie del titanio  che provoca lo sviluppo di uno strato di ossido molto spesso e poco aderente con elevata durezza ma estremamente fragile. Ne consegue che la durezza è elevata ma il materiale è fragile e quindi non ha proprietà utili  per l’applicazione.

Resistenza alla corrosione: 

 La RESISTENZA ALLA CORROSIONE è uno dei pregi del titanio.

La corrosione è un fenomeno elettrochimico di cui tutti facciamo esperienza. Gli atomi metallici si ionizzano,  vanno in soluzione, si combinano con l’ossigeno o altri elementi nella soluzione a contatto con il metallo e  formano dei composti che si staccano dal pezzo metallico e si dissolvono (la ruggine). In una vite di ferro immersa in acqua, il ferro passa in soluzione, si lega all’ossigeno dell’acqua  e forma la ruggine. Questo è un composto poco aderente che a lungo andare si stacca dalla superficie e a  lungo andare il materiale si consuma. 

Ci sono diversi meccanismi di corrosione: 

- Corrosione generalizzata: quando a contatto con un elettrolita (acqua) la superficie del metallo   sviluppa zone anodiche rispetto ad altre. Varia l’esposizione all’ossigeno. La posizione di queste zone   varia nel tempo e causa corrosione sulla superficie. 

- Corrosione galvanica o bimetallica: quando si hanno a contatto due zone con potenziali elettrochimici diversi. La zona meno nobile tra le due si corrode rispetto a quella più nobile. È una  corrosione più veloce di quella generalizzata ed è favorita da un pH acido. È molto difficile quindi che  in ambito biomedico si accetti di accoppiare due metalli diversi, perché mettere due metalli diversi  vicini in un ambiente elettrolitico provoca una corrosione galvanica. 

- Corrosione in fessura: quando si ha una fessura, all’interno di essa l’ossigeno si consuma prima,   possono entrare degli ioni all’interno della fessura e si ha una corrosione che si verifica all’interno   della fessura stessa. Fessure strette e profonde fanno si che il ricambio di ossigeno sia più difficoltoso   e allo stesso tempo ci sia un pH acido che ne favorisce la corrosione.  

- Corrosione per vaiolatura: è simile a quella precedente. Si hanno piccole cavità causate per un danneggiamento del film di passivazione sulla superficie del titanio e quindi si hanno  zone di metallo esposto che possono localmente diminuire la resistenza alla corrosione. 

- Corrosione intergranulare: quando si ha una precipitazione di carburi a bordo grano (ad es. negli   acciai inossidabili che contengono del cromo che aumenta la resistenza alla corrosione  dell’acciaio; nel momento in cui precipitano a bordo di grano dei carburi, il grano viene impoverito  dal cromo e siccome la resistenza alla corrosione derivava dalla presenza di cromo, la precipitazione dei carburi a bordo grano tutto ciò rende il grano più vulnerabile alla corrosione.) 

- Corrosione intragranulare: quando si ha un accoppiamento elettrochimico tra i grani, si ottiene un grano   più nobile e uno meno nobile e alla fine quello meno nobile si corrode. 

- Corrosione per sfregamento: quando si distrugge il film passivante che protegge la   superficie del titanio, lo sfregamento rovina questo strato superficiale, espone il metallo nudo e    la resistenza alla corrosione del materiale peggiora. 

- Corrosione sotto sforzo: molto simile alla condizione precedente. Se si applicano sforzi di trazione al materiale, questa trazione può provocare delle cricche (inizi di incrinature) sulla superficie dello strato  di ossido passivante che c’è sul metallo e quindi esporre il metallo sottostante alle sostanze corrosive. 

Il titanio rispetto alla corrosione ha un comportamento ottimale in quanto sviluppa sulla sua  superficie uno strato di ossido di titanio detto ossido passivante. Di per sé il titanio sarebbe meno nobile di   altri metalli ma è talmente reattivo verso l’ossigeno che già nella sua lavorazione, in contatto con l’aria, sviluppa sulla sua superficie uno strato di ossido molto sottile (10nm) che protegge fortemente la sua superficie.   

Sebbene questo strato di ossido sia così sottile, è estremamente aderente alla superficie e si rigenera a contatto con l’aria in qualche nanosecondo. Questo fa sì che il metallo nudo, che di per sé non è così nobile,  non venga esposto all’ambiente corrosivo. 

Essendo questo strato di ossido tenace, ben aderente e stabile, il titanio passivato è molto resistente alla  corrosione in ambienti anche critici. 

Lo strato di ossido è stabile in un ampio range di pH e di temperatura, resiste anche alla presenza di molti  acidi (solfiti, solfati...). L ‘unico acido a cui non resiste è l’acido fluoridrico: è l’unico acido capace di dissolvere  lo strato di ossido di titanio e il titanio stesso. 

Poiché il titanio è sensibile ai fluoruri, in ambito odontoiatrico si deve fare un minimo di attenzione a tutti i prodotti che contengono fluoro. Esporre il titanio a soluzioni elettrolitiche che  contengono fluoruri potrebbe essere una situazione di potenziale rischio per questo materiale.  

La situazione descritta fino ad ora è meglio spiegata nell’immagine: 

Si nota il solfato di titanio, lo strato di ossido passivante (TiO2) e la cavità orale con la saliva (elettrolita). I fenomeni di corrosione degli impianti dentali solitamente sono legati a rottura   dello strato di ossido passivante. Questo può succedere quando si hanno cicli di carico  anomali, quando si hanno micromovimenti dell’impianto che causano lo sfregamento dell’impianto sull’osso  piuttosto che durante l’intervento chirurgico di posizionamento dell’impianto. Il tutto in  situazioni di pH acido. 

Se si crea una fessura in un ambiente acido con un elettrolita nello strato di ossido passivante, normalmente si  rigenera, ma in una situazione così critica potrebbe non riformarsi in modo così ottimale. Allora si apre un varco  all’elettrolita che raggiunge il metallo nudo, che non è più così nobile. Questo metallo, non più molto resistente alla corrosione, quando arriva il fluido è a rischio di corrosione. Si parla in questo caso di CORROSIONE   E TRIBOCORROSIONE. 

In caso di usura si altera lo strato di ossido passivante e si rischia di portare il materiale a  rischio corrosione.  

Questo può accadere: 

- Negli accoppiamenti: quando nell’accoppiamento tra l’abutment, il perno e la corona si produce una piccola fessura dove si può avere il ristagno di elettroliti, uno scarso ricambio di fluidi e ossigeno e  anche dei micromovimenti che possono danneggiare lo strato di ossido superficiale. In queste  circostanze il pH tende a scendere e può verificarsi una situazione di rischio corrosione. 

- La situazione peggiora ogni qual volta ci siano dei batteri che vanno ad attaccare l’impianto. Questo  perché il loro metabolismo produce acidi organici e quindi abbassa il pH. Inoltre i batteri tendono ad aderire alle superfici degli impianti andando a formare il biofilm (struttura polisaccaridica  all’interno della quale i batteri si proteggono dall’ambiente esterno e restano adesi sulla superficie  del materiale come una pellicola). Il biofilm non ricopre uniformemente tutto il materiale, ma ci saranno  zone più o meno esposte all’ossigeno. Le zone meno esposte all’ossigeno sono quelle dove si ha un  rischio di corrosione maggiore.  

In condizioni di peri-implantite, il rischio di danneggiamento dell’impianto è elevato. Ad esempio in impianti dentali rimossi per peri-implantite, quando si osservano gli impianti  rimossi e la loro superficie, è presente, a livello di abutment, un fenomeno di pitting e di scratching legato alla presenza dei micromovimenti a livello di abutment che provocano il danneggiamento dello strato di ossido e una  corrosione per pitting a livello di abutment. Un  pitting si trova anche a livello della zona rugosa del corpo dell’impianto dove sicuramente la componente batterica ha avuto un ruolo.  

Il materiale resiste alla corrosione perché ha lo strato di ossido passivante che fa sì che a contatto  con un elettrolita (saliva o fluidi biologici come sangue) quest’ultimo non venga direttamente a contatto con  il materiale nudo e quindi non si ha un rilascio ionico nei fluidi fisiologici. Questo è importante per motivi di  neutralità gustativa e anche per la biocompatibilità (non si riportano dati di tossicità significativi ma ad  esempio le leghe potrebbero contenere ioni non così biocompatibili). Il fatto che il rilascio degli ioni sia non  significativo va a impattare sulla biocompatibilità del materiale.  

Quindi la biocompatibilità, la neutralità gustativa e la resistenza alla corrosione sono strettamente correlate  tra loro. 

Un minimo di rilascio ionico può essere legato alle problematiche di colorazione  della gengiva a contatto con l’abutment. Se si ha infatti un minimo di rilascio di ioni di titanio, questi tendono  a colorare il tessuto e a scurirlo leggermente.  

3. PROPRIETA’ TERMICHE: 

Il titanio ha una conducibilità termica, quindi una capacità di condurre calore, circa 14 volte più bassa  rispetto a quella dell’oro. Questo nel settore dentale è una proprietà non trascurabile: si immaginino i cibi caldi. Nel materiale impiantato, se questo ha una conducibilità elevata, il calore passa  rapidamente alla polpa del dente e quindi si possono creare delle irritazioni alla polpa e dei disconforti con le leghe ad alto contenuto aureo. Con l'oro che ha un’alta conducibilità termica, il calore  passerebbe facilmente dall’impianto ai tessuti molli e alla polpa. Se il materiale è più isolante dal  punto di vista termico, prima che il calore dalla bevanda calda passi alla polpa trascorrerà molto più tempo. 

Conducibilità termica bassa significa che si evitano irritazioni della polpa e situazioni di disagio per il  paziente che porta questo tipo di impianto. 

Il coefficiente di espansione termica del titanio è anche più basso rispetto a quello delle leghe ferrose  come gli acciai. Questo fa sì che sia più compatibile con ceramica e vetri. Questo è importante quando si devono accoppiare questi materiali: si pensi alla situazione della metallo-ceramica o di  un rivestimento ceramico o vetroso che potrebbe essere fatto per aumentare la biocompatibilità o la  bioattività del materiale. 

Se si accoppiano due materiali che hanno un coefficiente di dilatazione termica molto diverso, a fronte di un riscaldamento, la loro dilatazione è molto diversa e quindi si rischia di  rompere il materiale fragile, quindi il rivestimento ceramico. 

                Se invece la differenza tra i coefficienti di espansione termica è molto più limitata allora il rischio                  di  avere una criccatura del materiale ceramico viene ridotta.