CN101003873A - 低弹性模量β型Ti－Nb－Zr合金、制备方法及应用 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种β型的低弹性模量医用钛合金。此合金的成分配比为铌(Nb)30－37％，锆(0－20％)，钛(Ti)为余量，其铸态组织为β相。本发明的合金其强度为中等强度，满足临床承载部位的强度要求，而弹性模量仅为Ti－6Al－4V的45％－55％。而且此合金为铸态合金，同时避免了钽等贵重合金元素的加入，有效控制了合金的成本。另外所加元素均为生物相容性元素，与目前临床上所广泛应用的Ti－6Al－4V合金相比，避免了有毒元素的加入。本发明合金具有良好的生物相容性和力学相容性。本合金制作的接骨板能有效降低“应力屏蔽”作用。

Description

低弹性模量β型Ti-Nb-Zr合金、制备方法及应用

技术领域

本发明涉及一种低弹性模量β型Ti-Nb-Zr合金、制备方法及其应用，属于人体硬组织替换和修复所用的医用材料领域。

背景技术

钛合金以其较高的强度、较低的弹性模量、良好的生物相容性以及优良的抗腐蚀性能而在骨科、颌面外科、心血管等方面得到了广泛应用。目前临床上应用最为广泛的的钛合金为Ti-6Al-4V，但此合金含有V和Al两种元素，Al元素可引起骨软化、贫血和神经紊乱等症状，V也被认为是对生物体有毒的元素，毒性超过Ni和Cr。为了避免V的潜在毒性，80年代中期两种新型α+β合金Ti-5Al-2.5Fe及Ti-6Al-7Nb得到了发展[ZWICKER R，BUEHLER K，MUELLER R，et al.Mechanical properties and tissue reactions of a titaniumalloy for implant material.Titanium 80 Science and Technology.Warrendale，PA：TMS-AIME.1980.505-514][SEMLITSCH M，WEBER H，STREICHER R，etal.Joint replacement components made of hot-forged and surface-treatedTi-6Al-7Nb alloy.Biomaterials，1992，13(11)：781-788]。但此类合金的力学性能与Ti-6Al-4V相近，弹性模量为105～110GPa左右，虽然远低于传统的医用不锈钢和钴铬合金，但仍大大高于人骨的弹性模量(仅为10-40GPa)，这将造成种植体与骨之间弹性模量的不匹配，使得载荷不能由种植体很好地传递到相邻骨组织，出现“应力屏蔽”现象，从而导致种植体周围出现骨吸收，最终引起种植体松动或断裂，造成种植失败。因此，开发研究生物相容性更好、弹性模量更低的钛合金成为生物医学金属材料的主要研究内容之一。90年代初期，Ti-Mo系β钛合金作为医用材料得到了广泛研究，我国西北有色院也自行研制了Ti-2Mo-2Zr-3Al合金，这类合金的弹性模量为74-113GPa[李左臣，李常亮，裘松波，等.外科植入TAMZ合金生物学性能评价.稀有金属材料与工程，1998，27(1)：59-61]，仍远远高于骨的弹性模量，而且动物实验已证明，Mo元素会产生严重的组织反应。Smith&Nephew Richards公司研制的Ti-13Nb-13Zr合金中加入了生物相容性元素Nb和Zr，此合金虽完全生物相容，但弹性模量仍高达79GPa，其微观组织为α+β[LONG M，RACK HJ.Titanium alloys in total joint replacement-a materials science perspective.Biomaterials，1998，19：1621-1639]。日本开发的Ti-15Zr-4Nb-2Ta-0.2Pd、Ti-15Sn-4Nb-2Ta-0.2Pd合金虽然不含Mo元素，但Pd、Sn仍非完全生物相容，而且Ta的加入大大提高了合金的比重及成本[LONG M，RACK H J.Titanium alloys in total joint replacement-a materials science perspective.Biomaterials，1998，19：1621-1639]。Ti-35Nb-5Ta-7Zr和Ti-35Nb-5Ta-7Zr-0.4O两种合金具有较低的弹性模量，前者的弹性模量仅为55GPa，但极限强度仅为590MPa[LONG M，RACK H J.Titanium alloys in total joint replacement-amaterials science perspective.Biomaterials，1998，19：1621-1639]，而且这两种合金中均含有大量的Ta元素。另外，Mo、Pd、Sn、Ta等难熔稀有金属的加入，将会增加冶炼的难度，容易使合金成分不均匀。专利US5169597中，10-20％铌含量的合金是一种α+β型合金，弹性模量较高；而35-50％铌含量的合金，高的铌含量将导致合金的成本增高，而且使得熔炼过程变得复杂，不易得到组织均匀的合金。

发明内容

针对目前医用钛合金研究中存在的不足，改善内植入材料与骨之间弹性模量不匹配所引起的“应力屏蔽”现象，本发明的目的在于提供一种强度适中、弹性模量较低、生物相容性良好、工艺简单、成本相对较低的β型钛合金及制备方法，本发明的另一个目的在于涉及所提供的低弹性模量β型Ti-Nb-Zr合金作为各种医学内植物件及医疗器械的应用。

本发明的目的之一是提供了一种高强度、低弹性模量的生物相容性钛合金，其成分为铌：30-37wt％，锆：0-20wt％，余量为钛，同时含有少量不可避免的杂质。其钼当量为9～10，β稳定系数K_β为1.2～1.4。钼当量为钛合金中β稳定元素稳定β相的程度，是钛合金设计的准则之一；β稳定系数是指钛合金中各β稳定元素浓度与各自临界浓度比值之和。其抗拉强度(σ_b)为580-900 MPa，弹性模量(E)为：50-60GPa，延伸率(δ)为：4.8-23％。本发明的钛合金其铸态组织为单一的β相(图1)。

具体制作方法是按上述组分配料后压制成电极，在真空自耗电炉中进行2-3次熔炼成铸锭，然后直接经450～550℃时效处理3-6小时后水冷，显微组织为细小透镜状及棒状α相增强的β相。本发明的具体实施过程是将Nb以中间合金TiNb的形式加入，Zr以海绵锆的形式加入，钛以海绵钛的形式加入的，自耗电炉的熔炼电压20-40伏，电流1500-1600安倍。本发明所提供的钛合金弹性模量仅为50-60GPa，同时保持了良好抗拉强度和延伸率，具有优异的综合性能。

上述低弹模量β型Ti-Nb-Zr合金可作为各种医学内植物件及医疗器械应用，其中代表性内植物件如接骨板和螺钉。

细胞毒性试验(GB/T16886.5-1997)表明所制备合金的细胞毒性为0级，具有很好的细胞相容性。体内和体外实验均显示该合金的接骨板具有优良的细胞相容性、组织相容性和力学相容性，明显减少了“应力屏蔽”作用，缓解了接骨板下的骨质疏松。

将合金加工成四孔接骨板和螺钉(如图2)。接骨板长40mm，宽7mm，厚2mm，螺孔间距2.2mm。螺丝钉外径2mm，内径1.8mm，长12mm，螺帽直径4mm。选成年健康新西兰兔20只，体重2.5-3.0kg。笼养2周，无疾病表现者进入实验组。随机分为5组，每组4只。2.5％戊巴比妥钠耳缘静脉麻醉后，手术显露双侧胫骨中段，常规无菌操作条件下在双侧胫骨中段横行截骨，左侧以TNZ接骨板内固定，右侧以317不锈钢接骨板内固定作为对照。术后动物分笼饲养，术后应用青霉素3天，允许自由活动。分别于手术后4周、8周、12周、24周、36周静脉注射空气法各处死4只，取材并作X线摄片观察、不脱钙硬组织切片观察、组织形态学计量分析、三点弯曲力学测试等。实验结果表明该合金的接骨板具有良好的生物相容性和力学相容性(图3)，能有效降低“应力屏蔽”作用。TNZ组中反映骨量的参数(松质骨体积，皮质骨厚度)均优于不锈钢组，骨结构的参数(平均骨小梁间距、平均骨小梁密度、平均骨小梁厚度)说明TNZ板周围的骨痂骨结构更加优化，质量较好，优于不锈钢，TNE接骨板周围被大量的新生成熟骨痂包绕，界面为骨与接骨板的直接致密结合，中间无软组织间而317不锈钢植入后骨-板界面有纤维及胶原软组织间隔，(图5实施例5和表1)

综上所述本发明的优越性显而易见的：

①所加元素均为生物相容性元素，与目前临床上所广泛应用的Ti-6Al-4V合金相比，避免了有毒元素的加入。同时避免了钽等贵重金属的加入，控制了合金成本。

②与其它医用金属材料相比，此合金为β型钛合金，其弹性模量(50-60GPa)远远低于Ti-6Al-4V合金，与骨最为接近，能有效降低“应力屏蔽”作用。

③此合金具有良好的生物相容性。

④此合金制作的内植物件能有效减少“应力遮挡”作用。

附图说明

图1铸造合金的X射线衍射图谱

图2铸造合金的显微组织

图3时效态合金的透射电镜显微组织

图4TNZ接骨板及螺钉实物图

图5(a)TNZ接骨板植入12周后硬组织切片照片；

(b)317不锈钢植入12周后硬组织切片照片。

具体实施方式

实施例1：

采用海绵钛、海绵锆、以及铌钛中间合金为原料，各组分的重量百分比为Nb35％，Ti65％。混合压制成电极后，经真空自耗电弧电炉中进行两次熔炼成铸锭，熔炼电压为30伏，熔炼电流为1500安倍。然后直接在500℃时效处理6小时，水冷，制成本发明的合金。测得的室温拉伸行性能为：

σ_b＝847MPa，σ_0.2＝751MPa，E＝60GPa，δ＝5.4％

实施例2：

合金成分为各组分的重量百分比为Nb35％，Zr5％。余量为钛。在500℃时效处理4小时，水冷，其它条件同实施例1，制成本发明的合金。测得的室温拉伸行性能为：

σ_b＝875MPa，σ_0.2＝760MPa，E＝59GPa，δ＝8.1％

实施例3：

合金成分为各组分的重量百分比为Nb35％，Zr10％。余量为钛。在500℃时效处理4小时，水冷，其它条件同实施例1，制成本发明的合金。测得的室温拉伸行性能为：

σ_b＝706MPa，σ_0.2＝639MPa，E＝51GPa，δ＝20.1％

实施例4：

合金成分为各组分的重量百分比为Nb35％，Zr15％。余量为钛。在500℃时效处理3小时，水冷，其它条件同实施例1，制成本发明的合金。测得的室温拉伸行性能为：

σ_b＝751MPa，σ_0.2＝721MPa，E＝57GPa，δ＝12.5％

实施例5：

以实施例2所述的合金组份为例，首先将合金加工成图4所示的的接骨板及螺钉。选健康成年新西兰兔30只，体重2.5-3.0kg。笼养2周，无疾病表现者纳入实验组。随机分为6组，每组5只。常规无菌操作条件下在双侧胫骨中段横行截骨，左侧以TNZ接骨板内固定，右侧以317不锈钢接骨板内固定。术后动物分笼饲养，术后应用青霉素3天，允许自由活动。于手术后8周静脉注射空气法处死动物5只，对标本进行不脱钙硬组织切片观察和组织形态学计量分析(中睿，FREE PLUS，FREE MAX台湾)，结果如表1所示。

表1骨形态计量学-骨量、骨结构参数比较(X±S)

参数	N	TNZ组	不锈钢组	P
					TV/BV，％Ct.Wi，mmTb.SpμmTb.N个/mmTb.Thμm	1010101010	23.18±4.078.27±1.45898.08±241.801.78±0.26499.74±100.08	11.74±2.093.04±0.971147.64±304.121.05±0.34274.30±44.45	＜0.01＜0.01＜0.05＜0.05＜0.01

TV/BV，％-松质骨体积，Ct.Wi，mm-皮质骨厚度，Tb.Spμm-平均骨小梁间距，Tb.N个/mm-平均骨小梁密度，Tb.Thμm-平均骨小梁厚度。

Claims (10)

1、一种低弹性模量β型Ti-Nb-Zr合金，其特征在于：

(1)所述的β型Ti-Nb-Zr合金的重量百分组成为：铌30-37％，锆0-20％，余量为钛以及少量杂质；

(2)铸态组织为单一β相。

2、按权利要求1所述的低弹性模量β型Ti-Nb-Zr合金，其特征在于所述β型Ti-Nb-Zr合金的显微组织为细小透镜状及棒状α相增强的β相。

3、按权利要求1所述的低弹性模量β型Ti-Nb-Zr合金，其特征在于所述合金为钼当量为9～10，β稳定系数K_β为1.2～1.4。

4、制备如权利要求1-3中任意一项所述的低弹性模量β型Ti-Nb-Zr合金的方法，其工艺步骤是：

(1)按权利要求1的配比进行配料和混合；

(2)混合后压制成电极，经真空自耗电炉中熔炼成铸锭；

(3)然后直接在450-550℃时效处理后水冷制成的。

5、按权利要求4所述的低弹性模量β型Ti-Nb-Zr合金的制备方法，其特征在于使用的真空自耗电炉熔炼电压为20-40伏，熔炼电流为1500～1600安倍，熔炼次数为2-3次。

6、按权利要求4所述的低弹性模量β型Ti-Nb-Zr合金的制备方法，其特征在于配料时Nb以TiNb的中间合金形式加入，Zr以海绵锆形式加入，钛以海绵钛的形式加入。

7、按权利要求4所述的低弹性模量β型Ti-Nb-Zr合金的制备方法，其特征在于时效处理时间为3～6小时。

8、如权利要求1-3任意一项所述的低弹性模量β型Ti-Nb-Zr合金的应用，其特征在于所述的低弹性模量β型Ti-Nb-Zr合金作为各种医学内植物件及医疗器件。

9、如权利要求8所述的低弹性模量β型Ti-Nb-Zr合金的应用，其特征在于所述的低弹性模量β型Ti-Nb-Zr合金作为医学内植物件为接骨板和螺钉，减少应力屏蔽作用，缓解接骨板下的骨质疏松。

10、如权利要求9所述的低弹性模量β型Ti-Nb-Zr合金的应用，其特征在于所述的接骨板植入组织后接骨板周围被新生成熟骨痂包绕，界面为骨与接骨板的直接致密结合，中间无软组织；显示出细胞相容性、组织相容性和力学相容性。

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