CN115920123A - 一种高抗压强度低弹性模量锆钽钛牙科种植体材料及其制备方法 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及一种高抗压强度、低弹性模量且表面附有一层多孔钽骨架的锆钽钛牙科种植体材料及其制备方法。所述高强度低弹性模量的锆钽钛牙科种植体材料中锆、钽和钛的质量比为(7～18):(1～5):1；所述锆钽钛牙科种植体材料中有层片状组织，且所述锆钽钛牙科种植体材料表面生成有网状钽；所述锆钽钛牙科种植体材料的抗压强度为1000～1435MPa，弹性模量为50～80GPa，相对密度为89％～98％。其制备方法包括压坯‑烧结，烧结时控制温度小于等于1200～1500℃。本发明所得产品强度高、弹性模量较低与人体上下颌骨力学相容性好，与口腔上皮与纤维组织生物相容性好。本发明组分设计合理、制备工艺简单可控，所得产品性能优良，便于大规模应用。
Description
技术领域
本发明属于医用复合材料中的医用口腔材料技术领域，具体涉及一种高抗压强度低弹性模量且表面附有网状钽的锆钽钛牙科种植体材料及其制备方法。
背景技术
生物材料中的生物医用复合材料主要用于替代受损或缺失的人体组织结构，达到修复组织外形并能起到相应功能的目的。该材料在植入过程需要考虑生物相容性的问题，其中力学相容性要求植入的材料具有的力学性能与人体组织相适应或相匹配。强度过低导致材料发生断裂失稳，过高会对周围组织产生破坏行为，使材料植入部位长期难以愈合，即产生“应力屏蔽”效应。
牙科种植体材料还可称为人工牙根，是通过外科手术的方式将其植入人体缺牙部位的上下颌骨内，待其手术伤口愈合后，在其上部安装修复假牙的装置。医用牙科低弹模植入材料具有治疗牙科组织创伤和坏死等重要而特殊的用途，作为硬组织植入材料，除了具备良好的生物相容性和力学性能之外，还必须具有良好的生物力学相容性。
Zr、Ta、Ti元素均无毒且对机体组织无刺激，生物相容性良好。金属钽具有良好的耐磨和耐腐蚀性能，是典型的β相稳定元素，能有效地降低合金的弹性模量，是一种理想的人体组织替代材料。锆的添加能有效促进固溶，提高合金的强度和耐腐蚀性能。Nnamchi等发现，与纯钛相比，由α+β相组成的Ti-8Mo-4Nb-2Zr合金具有良好的力学、耐磨、耐蚀、无毒以及可协调的弹性模量等优点，更适合于医学材料，特别是口腔种植体材料开发。目前，关于锆钽钛合金的研究已经取得了显著的进展，如杨海林等在论文《Effect of Ti onmicrostructure,mechanical properties and corrosion resistance of Zr-Ta-Tialloys processed by spark plasma sintering》《Antibacterial activity andmechanism of newly developedZr-30Ta and Zr-25Ta-5Ti alloys against implant-associatedinfection》中就对Zr-25Ta-5Ti做了研究，但随着研究的深入，课题组得到了高抗压强度、低弹性模量且表面附有网状钽的锆钽钛牙科种植体材料，基于此提出了本发明。
发明内容
本发明旨在克服现有技术的不足，基于课题组的研究提供一种高抗压强度、低弹性模量且表面附有网状钽的锆钽钛牙科种植体材料及其制备方法。本发明所设计和制备的锆钽钛牙科种植体材料的抗压强度为1000～1435MPa，弹性模量为50～80GPa，相对密度为89％～98％。
相比于前期研究成果，本发明尝试了一种新的制备工艺并拓宽了材料成分的范围。
为了达到上述目的，本发明提供的技术方案为：
所述高强度低弹性模量的锆钽钛牙科种植体材料中锆、钽和钛的质量比为(7～18):(1～5):1；所述锆钽钛牙科种植体材料表面有层片状组织，且所述锆钽钛牙科种植体材料表面生成有网状钽；所述锆钽钛牙科种植体材料的抗压强度为1000～1435MPa，弹性模量为50～80GPa，相对密度为89％～98％，所述锆钽钛牙科种植体材料制备时，控制烧结温度为1200～1500℃。本发明首次在较低烧结条件下，得到抗压按强度大于1000MPa、杨氏弹性模型小于等于80GPa的锆钽钛材料。
作为优选，本发明所述高强度低弹性模量的锆钽钛牙科种植体材料中锆、钽以及钛的质量比为(7～14):(2～5):1。
作为进一步的优选，本发明所述高强度低弹性模量的锆钽钛牙科种植体材料中锆、钽以及钛的质量比为7:(2～2.05):1。
本发明的网状钽在植入后，有利于细胞粘附。
上述高强度低弹性模量的锆钽钛牙科种植体材料的制备方法包括如下步骤：
(1)按设计组分配取锆源、钽源、钛源，将配取的锆源、钽源、钛源制成复合粉末，得到锆钽钛复合粉；
(2)将锆钽钛复合粉进行压制成形，得到压胚；所述压制过程中的压力为250～350MPa；
(3)将压胚进行真空烧结后得到高抗压强度低弹性模量的锆钽钛牙科种植体材料，烧结时控制烧结温度为1200～1500℃。
优选地，步骤(1)中，锆源、钽源、钛源分别为锆粉、钽粉、钛粉；将锆粉、钽粉、钛粉混合后进行球磨，得到锆钽钛复合粉。
优选地，所述锆钽钛牙科种植体材料中锆粉末的粒径为1～40μm，钽粉末的粒径为1～40μm，钛粉末的粒径均为1～40μm。
优选地，所述锆钽钛牙科种植体材料中锆粉末的粒径为1～13μm，钽粉末的粒径为1～10μm，钛粉末的粒径为1～15μm。
进一步
优选地，步骤(1)所述球磨的时间为4～6h，球料比为2:1。球磨转速为100～120r/min、优选为110r/min。
更优选地，步骤(1)所述球磨的时间为5h。
优选地，步骤(2)所述压制过程中的压力为300MPa。
优选地，所述真空烧结过程中烧结时和保温时的真空度为10-4～10-3Pa。
下面对烧结过程中的要求做进一步说明：
将样品放入容器中(容器包括坩埚)内，并用一定粒度的氧化锆粉末(如粒度为1～2μm的氧化锆粉末)将样品在容器内固定，然后将粉末填充在样品间隙以防止多个样品在烧结过程中粘结，最后将粉末覆盖在样品表面，以使样品受热均匀，减轻氧化程度。本发明所用容器的材质为不与压坯反应且能够承受1600℃高温的材质。
本发明将压坯放入真空炉内进行烧结，将真空炉的真空度抽到10-4～10-3Pa。然后将真空炉内的温度从室温以8～15℃/min的速率升到600～700℃，保温0.5～1.5h；再以5～8℃/min的速率将温度升至1200～1500℃、优选为1400～1500℃，保温2～3h后，烧结结束，随炉冷却。
烧结过程中采用多阶段升温速率，前段较低的升温速率可以较慢地提升温度，促使压坯中的锆粉、钽粉以及钛粉烧结在一起的同时使少量杂质以CO2和H2O的形式散出，从而使得碳、氧等杂质排除较为彻底，促进锆钽钛合金的充分烧结；后段较低的升温速率，可以使原子充分扩散；保温过程有助于锆钽钛合金的组织均匀化，使锆钽钛合金烧结完全。随炉冷却过程有助于晶粒均匀化，并减少烧结过后锆钽钛合金中的内应力。
本发明利用钛的低熔点和高温活性以促进钽粉和锆粉颗粒的烧结，解决了通过传统粉末冶金烧结法难以制备低弹性模量锆钽钛合金的问题。
此外，钛金属的加入能够在保证适当强度的基础上大幅降低植入材料的弹性模量，且锆和钽以及钛的质量比优选为(7～14)：(2～5)：1、优选为(7～13)：(2～5)：(1～2)(包括13:5:2、7:(2～2.05):1等质量比)，采用该质量比，能够有效地降低锆钽钛合金的烧结温度与成本，同时保证其良好的力学性能、生物相容性以及抗腐蚀性能。
锆粉和钽粉以及钛粉的粒径优选均为1～40μm。该粉末粒径范围的锆粉和钽粉以及钛粉具有适当流动性的和可压制性，在不加入成形剂的情况下即可压制成型。在烧结过程中晶粒长大程度合适，便于钽在锆中的层片状和针状析出，同时控制各组分的比例以及烧结工艺，便于在合金中得到网状钽架；这种组织和结构有利于锆钽钛合金获得良好的力学性能与生物相容性能。
锆粉和钽粉以及钛粉的纯度要求高，优选为99.9％以上，其中氧含量小于0.03％，碳含量小于0.02％，可使制得的锆钽钛合金成分均匀，相对密度较高，且无杂质相生成。通过控制氧含量和碳含量，可避免引入杂质损害锆钽钛合金的生物相容性和力学性能。
本发明所述高抗压强度低弹性模量锆钽钛合金，具有较高的相对密度，并能够在保证一定抗压强度的基础上降低材料弹性模量，使弹性模量与人颌骨接近，以提高力学相容性、减轻甚至避免应力遮蔽效应。经成分和工艺的优化后，所得锆钽钛合金的密度可为6.3g/cm3，相对密度可为90％，杨氏弹性模量可以低至55GPa但抗压强度却高达1250MPa。
本发明所述高抗压强度低弹性模量锆钽钛合金的制备方法，制备工艺简单，设备要求低，能耗低，原材料利用率高。
本发明首次在合适的低温烧结条件下，得到了弹性模量低至55GPa但抗压强度却高达1250MPa的产品。
附图说明
图1：实施例2、3和4制备的高强度低弹性模量锆钽钛合金材料的X射线衍射图谱；
图2：实施例2制备的高强度比弹性模量锆钽钛合金材料未经过电化学腐蚀的表面形貌扫描电镜图；
图3：实例2制备的高强度比弹性模量锆钽钛合金材料经过电化学腐蚀的表面形貌扫描电镜图；
图4：实施例2、3和4制备的高强度比弹性模量锆钽钛合金材料的位移载荷曲线图。
从图1可以看出，锆钽钛合金的X射线衍射图谱中β峰的高度随着钛含量的变化有明显的改变，并且最终没有引入碳化物、氧化物以及金属间化合物等其他杂质。
从图2可以看出，实施例2制备的锆钽钛合金表面有大量层片状组织，这些层片状组织对降低弹性模量有积极的作用。
从图3可以看到经过电化学腐蚀后大量的网状钽出现，该结构有利于细胞粘附。
从图4中可以看出实施例2、3和4制备的锆钽钛合金利用纳米压痕测量合金的弹性模量时位移和载荷之间的关系。
具体实施方式
本发明实施例和对比例中，涉及到电化学腐蚀时，控制：电化学腐蚀过程中电流为0.1A，电压为0.3V，腐蚀时间为6～8h。所用电解质溶液各成分的比例为：10g Na2SO4、10gKCl,5mL H2SO4、5mL HCl和100mL蒸馏水。电源正极用铜线连接样品，电源负极用铜线连接铜板。
实施例1
实施例1所述锆钽钛牙科种植体材料的方法包括如下步骤：
1、按照锆粉和钽粉以及钛粉质量比18:1:1的比例，用天平分别称量36g锆粉和2g钽粉以及2g钛粉，粉末要求氧含量小于0.1％，碳含量小于0.03％，将锆粉、钽粉以及钛粉球磨后得到锆、钽、钛复合粉。锆粉末的粒径为9～14μm，钽粉末的粒径为8～10μm，钛粉末的粒径为14～16μm。
2、将球磨后获得的锆钽钛复合粉在压机下进行压制，每个样品重5g，在300MPa压力下成形，无掉边掉角现象，压坯表面光滑。
3、将压坯样品置于石英坩埚内，放入真空炉内，将真空炉的真空度抽到10-3Pa。然后将真空炉内的温度从室温以10℃/min的速率升到600℃，保温1h；再以5℃/min的速率升高至1450℃，保温2h，烧结结束后随炉冷却，得到锆钽钛合金。
4、取出高强度低弹模锆钽钛合金依次用400#，800#，1500#，2000#的SiC砂纸进行打磨，再用Cr2O3水溶液在抛光布上进行抛光。采用40KHz超声震荡清洗，去除表面灰尘及污物。
5、将抛光后的样品放在电解液溶液中进行电化学腐蚀，腐蚀电流为0.1A，腐蚀电压为0.3V，腐蚀时间为8h。
6、采用上述方法制得的锆钽钛合金，具有合适的强度，低的弹性模量和高的相对密度，且其表面附着一层网状钽架。锆钽钛粉颗粒之间具有明显的烧结颈结构。锆钽钛合金的密度为6.2g/cm3，相对密度为96％，杨氏弹性模量为78.9GPa，抗压强度为1150MPa。
实施例2
实施例2所述锆钽钛牙科种植体材料的方法包括如下步骤：
1、按照锆粉和钽粉以及钛粉质量比14:5:1的比例，用天平分别称量28g锆粉和10g钽粉以及2g钛粉，粉末要求氧含量小于0.1％，碳含量小于0.03％，将锆粉、钽粉以及钛粉球磨后得到锆、钽、钛复合粉。所用锆粉的粒径为11.86μm、钽粉末的粒径为9.2μm，钛粉末的粒径为8.45μm，所得复合粉末的粒径为10.5μm；球磨的时间为4～6h，球料比为2:1，球磨转速为110r/min。
2、将球磨后获得的锆钽钛复合粉在压机下进行压制，每个样品重5g，在300MPa压力下成形，无掉边掉角现象，压坯表面光滑。
3、将压坯置于石英坩埚内，放入真空炉内，将真空炉的真空度抽到10-3Pa。然后将真空炉内的温度从室温以10℃/min的速率升到600℃，保温1h；再以5℃/min的速率升高至1450℃，保温2h，烧结结束后随炉冷却，得到高抗压强度低弹模锆钽钛合金。
4、取出高抗压强度低弹模锆钽钛合金依次用400#，800#，1500#，2000#的SiC砂纸进行打磨，再用Cr2O3水溶液在抛光布上进行抛光。采用40KHz超声震荡清洗，去除表面灰尘及污物。
5、将抛光后的样品放在电解液溶液中进行电化学腐蚀，腐蚀电流为0.1A，腐蚀电压为0.3V，腐蚀时间为8h。
采用上述方法制得的高强度低弹模锆钽钛合金，具有合适的强度，较低的弹性模量和较高的相对密度，且其表面附着一层网状钽架。锆钽钛粉末颗粒之间具有明显的烧结颈结构。高强度低弹模锆钽钛合金的密度为7.3g/cm3，相对密度为97％，杨氏弹性模量为70GPa，抗压强度为1400MPa。
实施例3
实施例3所述锆钽钛牙科种植体材料的方法包括如下步骤：
1、按照锆粉和钽粉以及钛粉质量比13:5:2的比例，用天平分别称量36g锆粉和10g钽粉以及4g钛粉，粉末要求氧含量小于0.1％，碳含量小于0.03％，将钽粉，钛粉和锆粉球磨后得到钽锆复合粉。所用锆粉的粒径为11.86μm、钽粉末的粒径为9.2μm，钛粉末的粒径为8.45μm，所得复合粉末的粒径为10.15μm；球磨的时间为5h，球料比为2:1。球磨转速为110r/min。
2、将球磨后获得的锆钽钛复合粉在压机下进行压制，每个样品重5g，在300MPa压力下成形，无掉边掉角现象，压坯表面光滑。
3、将压坯置于钨坩埚内，放入真空炉内，将真空炉的真空度抽到10-3Pa。然后将真空炉内的温度从室温以10℃/min的速率升到600℃，保温1h；再以5℃/min的速率升高至1450℃，保温2h，烧结结束后随炉冷却，得到低弹性模量的锆钽钛合金。
4、取出高强度低弹模锆钽钛合金依次用400#，800#，1500#，2000#的SiC砂纸进行打磨，再用Cr2O3水溶液在抛光布上进行抛光。采用40KHz超声震荡清洗，去除表面灰尘及污物。
5、将抛光后的样品放在电解液溶液中进行电化学腐蚀，腐蚀电流为0.1A，腐蚀电压为0.3V，腐蚀时间为8h。
采用上述方法制得的锆钽钛合金，具有合适的强度，低的弹性模量和高的相对密度，且其表面附着一层网状钽架。锆钽钛粉颗粒之间具有明显的烧结颈结构。锆钽钛合金的密度为6.9g/cm3，相对密度为94％，杨氏弹性模量为58GPa，抗压强度为1335MPa。
实施例4
实施例4所述锆钽钛牙科种植体材料的方法包括如下步骤：
1、按照锆粉和钽粉以及钛粉质量比7:2:1的比例，用天平分别称量28g锆粉和8g锆粉以及4g钛粉，粉末要求氧含量小于0.1％，碳含量小于0.03％，将锆粉、钽粉和钛粉球磨后得到锆钽钛复合粉。所用锆粉的粒径为11.86μm、钽粉末的粒径为9.2μm，钛粉末的粒径为8.45μm，所得复合粉末的粒径为10.3μm；球磨的时间为5h，球料比为2:1。球磨转速为110r/min。
2、将球磨后获得的锆钽钛复合粉在压机下进行压制，每个样品重5g，在300MPa压力下成形，无掉边掉角现象，压坯表面光滑。
3、将压坯样品置于石英坩埚内，放入真空炉内，将真空炉的真空度抽到10-3Pa。然后将真空炉内的温度从室温以10℃/min的速率升到600℃，保温1h；再以5℃/min的速率升高至1450℃，保温2h，烧结结束后随炉冷却，得到锆钽钛合金。
4、取出高强度低弹模锆钽钛合金依次用400#，800#，1500#，2000#的SiC砂纸进行打磨，再用Cr2O3水溶液在抛光布上进行抛光。采用40KHz超声震荡清洗，去除表面灰尘及污物。
5、将抛光后的样品放在电解液溶液中进行电化学腐蚀，腐蚀电流为0.1A，腐蚀电压为0.3V，腐蚀时间为8h。
采用上述方法制得的锆钽钛合金，具有合适的强度，低的弹性模量和高的相对密度，且其表面附着一层网状钽架。锆钽钛粉颗粒之间具有明显的烧结颈结构。锆钽钛合金的密度为6.3g/cm3，相对密度为90％，杨氏弹性模量为55GPa，抗压强度为1250MPa。
实施例5
实施例5所述锆钽钛牙科种植体材料的方法包括如下步骤：
1、按照锆粉和钽粉以及钛粉质量比18:1:1的比例，用天平分别称量36g锆粉和2g锆粉以及2g钛粉，粉末要求氧含量小于0.1％，碳含量小于0.03％，将锆粉、钽粉和钛粉球磨后得到锆钽钛复合粉。所用锆粉的粒径为11.86μm、钽粉末的粒径为9.2μm，钛粉末的粒径为8.45μm，所得复合粉末的粒径为10.8μm；球磨的时间为5h，球料比为2:1。球磨转速为110r/min。
2、将球磨后获得的锆钽钛复合粉在压机下进行压制，每个样品重5g，在300MPa压力下成形，无掉边掉角现象，压坯表面光滑。
3、将压坯样品置于石英坩埚内，放入真空炉内，将真空炉的真空度抽到10-3Pa。然后将真空炉内的温度从室温以15℃/min的速率升到600℃，保温1h；再以8℃/min的速率升高至1450℃，保温2h，烧结结束后随炉冷却，得到锆钽钛合金。
4、取出高强度低弹模锆钽钛合金依次用400#，800#，1500#，2000#的SiC砂纸进行打磨，再用Cr2O3水溶液在抛光布上进行抛光。采用40KHz超声震荡清洗，去除表面灰尘及污物。
5、将抛光后的样品放在电解液溶液中进行电化学腐蚀，腐蚀电流为0.1A，腐蚀电压为0.3V，腐蚀时间为8h。
采用上述方法制得的锆钽钛合金，具有合适的强度，低的弹性模量和高的相对密度，且其表面附着一层网状钽架。锆钽钛粉颗粒之间具有明显的烧结颈结构。锆钽钛合金的密度为5.8g/cm3，升温速率较快，元素扩散不完全，孔隙率较高，相对密度为89％，杨氏弹性模量为80GPa，抗压强度为1100MPa。
实施例6
实施例6所述锆钽钛牙科种植体材料的方法包括如下步骤：
1、按照锆粉和钽粉以及钛粉质量比16:3:1的比例，用天平分别称量32g锆粉和6g锆粉以及2g钛粉，粉末要求氧含量小于0.1％，碳含量小于0.03％，将锆粉、钽粉和钛粉球磨后得到锆钽钛复合粉。所用锆粉的粒径为11.86μm、钽粉末的粒径为9.2μm，钛粉末的粒径为8.45μm，所得复合粉末的粒径为10.65μm；球磨的时间为5h，球料比为2:1。球磨转速为110r/min。
2、将球磨后获得的锆钽钛复合粉在压机下进行压制，每个样品重5g，在300MPa压力下成形，无掉边掉角现象，压坯表面光滑。
3、将压坯样品置于石英坩埚内，放入真空炉内，将真空炉的真空度抽到10-3Pa。然后将真空炉内的温度从室温以10℃/min的速率升到600℃，保温1h；再以5℃/min的速率升高至1200℃，保温2h，烧结结束后随炉冷却，得到锆钽钛合金。
4、取出高强度低弹模锆钽钛合金依次用400#，800#，1500#，2000#的SiC砂纸进行打磨，再用Cr2O3水溶液在抛光布上进行抛光。采用40KHz超声震荡清洗，去除表面灰尘及污物。
5、将抛光后的样品放在电解液溶液中进行电化学腐蚀，腐蚀电流为0.1A，腐蚀电压为0.3V，腐蚀时间为8h。
采用上述方法制得的锆钽钛合金，具有合适的强度，低的弹性模量和高的相对密度，由于烧结温度较低，Ta扩散未完全，且其表面不能形成完整的网状钽架。锆钽钛合金的密度为6.2g/cm3，相对密度为94.3％，杨氏弹性模量为61GPa，抗压强度为1000MPa。
对比例1
1、按照锆粉和钽粉以及钛粉质量比7:2:1的比例，用天平分别称量28g锆粉和8g锆粉以及4g钛粉，粉末要求氧含量小于0.1％，碳含量小于0.03％，将锆粉、钽粉和钛粉球磨后得到锆钽钛复合粉。所用锆粉的粒径为11.86μm、钽粉末的粒径为9.2μm，钛粉末的粒径为8.45μm，所得复合粉末的粒径为10.3μm；球磨的时间为5h，球料比为2:1。球磨转速为110r/min。
2、将球磨后获得的锆钽钛复合粉在压机下进行压制，每个样品重5g，在300MPa压力下成形，无掉边掉角现象，压坯表面光滑。
3、将压坯样品置于石英坩埚内，放入真空炉内，将真空炉的真空度抽到10-3Pa。然后将真空炉内的温度从室温以10℃/min的速率升到600℃，保温1h；再以5℃/min的速率升高至1600℃，保温2h，烧结结束后随炉冷却，得到锆钽钛合金。
4、取出高强度低弹模锆钽钛合金依次用400#，800#，1500#，2000#的SiC砂纸进行打磨，再用Cr2O3水溶液在抛光布上进行抛光。采用40KHz超声震荡清洗，去除表面灰尘及污物。
5、将抛光后的样品放在电解液溶液中进行电化学腐蚀，腐蚀电流为0.1A，腐蚀电压为0.3V，腐蚀时间为8h。
采用上述方法制得的锆钽钛合金，由于烧结温度接近Ti的熔点，烧结时有液相出现，Ti不能很好的起到促进扩散作用，导致不能形成均匀的网状Ta结构，且致密度下降。锆钽钛合金的密度为6.2g/cm3，相对密度为89％，杨氏弹性模量为87GPa，抗压强度为970MPa。
对比例2
1、按照锆粉和钛粉质量比19:1的比例，用天平分别称量38g锆粉和2g钛粉，粉末要求氧含量小于0.1％，碳含量小于0.03％，将锆粉和钛粉球磨后得到锆钛复合粉。所用锆粉的粒径为11.86μm、钛粉末的粒径为8.45μm，所得复合粉末的粒径为10.92μm；球磨的时间为5h，球料比为2:1。球磨转速为110r/min。
2、将球磨后获得的锆钛复合粉在压机下进行压制，每个样品重5g，在300MPa压力下成形，无掉边掉角现象，压坯表面光滑。
3、将压坯样品置于石英坩埚内，放入真空炉内，将真空炉的真空度抽到10-3Pa。然后将真空炉内的温度从室温以10℃/min的速率升到600℃，保温1h；再以5℃/min的速率升高至1600℃，保温2h，烧结结束后随炉冷却，得到锆钽钛合金。
4、取出高强度低弹模锆钛合金依次用400#，800#，1500#，2000#的SiC砂纸进行打磨，再用Cr2O3水溶液在抛光布上进行抛光。采用40KHz超声震荡清洗，去除表面灰尘及污物。
5、将抛光后的样品放在电解液溶液中进行电化学腐蚀，腐蚀电流为0.1A，腐蚀电压为0.3V，腐蚀时间为8h。
采用上述方法制得的锆钛合金，成分均匀，但抗压强度较低。锆钛合金的密度为6.1g/cm3，相对密度为96.8％，杨氏弹性模量为93GPa，抗压强度为850MPa。
对比例3
1、按照锆粉和钽粉质量比2.3:1的比例，用天平分别称量27.5g锆粉和12.5g锆粉，粉末要求氧含量小于0.1％，碳含量小于0.03％，将锆粉、钽粉球磨后得到锆钽复合粉。所用锆粉的粒径为11.86μm、钽粉末的粒径为9.2μm，所得复合粉末的粒径为10.6μm；球磨的时间为5h，球料比为2:1。球磨转速为110r/min。
2、将球磨后获得的锆钽复合粉在压机下进行压制，每个样品重5g，在300MPa压力下成形，无掉边掉角现象，压坯表面光滑。
3、将压坯样品置于石英坩埚内，放入真空炉内，将真空炉的真空度抽到10-3Pa。然后将真空炉内的温度从室温以10℃/min的速率升到600℃，保温1h；再以5℃/min的速率升高至1600℃，保温2h，烧结结束后随炉冷却，得到锆钽钛合金。
4、取出高强度低弹模锆钽合金依次用400#，800#，1500#，2000#的SiC砂纸进行打磨，再用Cr2O3水溶液在抛光布上进行抛光。采用40KHz超声震荡清洗，去除表面灰尘及污物。
5、将抛光后的样品放在电解液溶液中进行电化学腐蚀，腐蚀电流为0.1A，腐蚀电压为0.3V，腐蚀时间为8h。
采用上述方法制得的锆钽合金，由于钽在锆中的固溶度有限，且Zr跟Ta的互扩散系数较小，使得钽颗粒更容易聚形成富钽区，不能形成均匀的网状Ta结构，Ta属于高熔点组分，其熔点远远高于Zr。在烧结时Zr原子的扩散驱动力大于Ta原子的扩散驱动力，产生的空位无法及时弥补，就会容易生成孔洞，且Ta原子在Zr中的扩散速度大于Zr原子在Ta中的扩散速度，使得两相交界处更容易出现孔洞，导致合金致密度下降。锆钽钛合金的密度为5.2g/cm3，相对密度为92％，杨氏弹性模量为100GPa，抗压强度为1130MPa。
对比例4
1、按照锆粉和钽粉以及钛粉质量比13:4:3的比例，用天平分别称量26g锆粉和8g锆粉以及6g钛粉，粉末要求氧含量小于0.1％，碳含量小于0.03％，将锆粉、钽粉和钛粉球磨后得到锆钽钛复合粉。所用锆粉的粒径为11.86μm、钽粉末的粒径为9.2μm，钛粉末的粒径为8.45μm，所得复合粉末的粒径为10.2μm；球磨的时间为5h，球料比为2:1。球磨转速为110r/min。
2、将球磨后获得的锆钽钛复合粉在压机下进行压制，每个样品重5g，在300MPa压力下成形，无掉边掉角现象，压坯表面光滑。
3、将压坯样品置于石英坩埚内，放入真空炉内，将真空炉的真空度抽到10-3Pa。然后将真空炉内的温度从室温以15℃/min的速率升到600℃，保温1h；再以8℃/min的速率升高至1450℃，保温2h，烧结结束后随炉冷却，得到锆钽钛合金。
4、取出高强度低弹模锆钽钛合金依次用400#，800#，1500#，2000#的SiC砂纸进行打磨，再用Cr2O3水溶液在抛光布上进行抛光。采用40KHz超声震荡清洗，去除表面灰尘及污物。
5、将抛光后的样品放在电解液溶液中进行电化学腐蚀，腐蚀电流为0.1A，腐蚀电压为0.3V，腐蚀时间为8h。
采用上述方法制得的锆钽钛合金，虽然表面仍附着一层网状钽架，但其弹性模量较高，且抗压强度下降。锆钽钛合金的密度为6.5g/cm3，升温速率较快，元素扩散不完全，孔隙率较高，相对密度为95％，杨氏弹性模量为98GPa，抗压强度为952MPa。
表1为本发明实施例于对比例样品的力学性能
Claims (10)
1.一种高抗压强度低弹性模量的锆钽钛牙科种植体材料，其特征在于：所述高强度低弹性模量的锆钽钛牙科种植体材料中锆、钽和钛的质量比为(7～18):(1～5):1；所述锆钽钛牙科种植体材料表面有层片状组织，且所述锆钽钛牙科种植体材料表面生成有网状钽；所述锆钽钛牙科种植体材料的抗压强度为1000～1435MPa，弹性模量为50～80GPa，相对密度为89％～98％，所述锆钽钛牙科种植体材料制备时，控制烧结温度为1200～1500℃。
2.根据权利要求1所述的一种高抗压强度低弹性模量的锆钽钛牙科种植体材料，其特征在于：所述高强度低弹性模量的锆钽钛牙科种植体材料中锆、钽以及钛的质量比为(7～18):(1～5):1。
3.根据权利要求2所述的一种高抗压强度低弹性模量的锆钽钛牙科种植体材料，其特征在于：所述高强度低弹性模量的锆钽钛牙科种植体材料中锆、钽以及钛的质量比为7:(2～2.05):1。
4.一种如权利要求1-3任意一项所述高抗压强度低弹性模量的锆钽钛牙科种植体材料的制备方法，其特征在于：包括下述步骤：
(1)按设计组分配取锆源、钽源、钛源，将配取的锆源、钽源、钛源制成复合粉末，得到锆钽钛复合粉；
(2)将锆钽钛复合粉进行压制成形，得到压胚；所述压制过程中的压力为250～350MPa；
(3)将压胚进行真空烧结后得到高抗压强度低弹性模量的锆钽钛牙科种植体材料，烧结时控制烧结温度为1200～1500℃。
5.根据权利要求4所述的一种高抗压强度低弹性模量的锆钽钛牙科种植体材料的制备方法，其特征在于：
步骤(1)中，锆源、钽源、钛源分别为锆粉、钽粉、钛粉；将锆粉、钽粉、钛粉混合后进行球磨，得到锆钽钛复合粉；
所述锆粉的粒径为1～40μm，钽粉的粒径为1～40μm，钛粉的粒径均为1～40μm。
6.根据权利要求5所述的一种高抗压强度低弹性模量的锆钽钛牙科种植体材料的制备方法，其特征在于：
所述锆粉的粒径为1～13μm，钽粉的粒径为1～10μm，钛粉的粒径为1～15μm。
7.根据权利要求6所述的一种高抗压强度低弹性模量的锆钽钛牙科种植体材料的制备方法，其特征在于：
锆粉和钽粉以及钛粉的纯度大于等于99.9％，且氧含量小于0.03％，碳含量小于0.02％。
8.根据权利要求5所述的一种高抗压强度低弹性模量的锆钽钛牙科种植体材料的制备方法，其特征在于：
步骤(1)中，通过球磨混合均匀，球磨的时间为4～6h，球料比为2:1，球磨转速为100～120r/min、优选为110r/min。
9.根据权利要求5所述的一种高抗压强度低弹性模量的锆钽钛牙科种植体材料的制备方法，其特征在于：
步骤(2)所述压制过程中的压力为300MPa。
所述真空烧结过程中烧结时和保温时的真空度为10-4～10-3Pa。
10.根据权利要求5所述的一种高抗压强度低弹性模量的锆钽钛牙科种植体材料的制备方法，其特征在于：
将压坯放入真空炉内进行烧结，将真空炉的真空度抽到10-4～10-3Pa。然后将真空炉内的温度从室温以8～15℃/min的速率升到600～700℃，保温0.5～1.5h；再以5～8℃/min的速率将温度升至1200～1500℃、优选为1400～1500℃，保温2～3h后，烧结结束，随炉冷却。
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|---|---|
| CN (1) | CN115920123B (zh) |
Citations (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CA2032875A1 (en) * | 1989-12-21 | 1991-06-22 | James A. Davidson | Biocompatible low modulus titanium alloy for medical implants |
| KR20030039763A (ko) * | 2001-11-14 | 2003-05-22 | 한국과학기술연구원 | 초미세 생체활성 다공성 표면을 갖는 생체 재료용티타늄계 합금 및 그 제조방법 |
| CN101285139A (zh) * | 2008-05-29 | 2008-10-15 | 厦门大学 | 一种低弹性模量钛钽锆形状记忆合金及其制备方法 |
| CN101772357A (zh) * | 2007-06-07 | 2010-07-07 | 史密夫和内修有限公司 | 用于医疗植入物用途的网状颗粒多孔涂层 |
| CN102312128A (zh) * | 2011-09-30 | 2012-01-11 | 昆明理工大学 | 一种利用放电等离子烧结制备钛铌钽锆生物医用钛合金的方法 |
| CN104342583A (zh) * | 2014-09-25 | 2015-02-11 | 中南大学 | 一种Ti-Ta合金及其制备方法和应用 |
| FR3047489A1 (fr) * | 2016-02-08 | 2017-08-11 | Abdelmadjid Djemai | Procede de fabrication d'un beta-alliage titane niobium zirconium (tnz) a tres bas module d'elasticite pour applications biomedicales et son mode de realisation par fabrication additive |
| CN107794425A (zh) * | 2016-10-31 | 2018-03-13 | 中南大学 | 一种低弹模钽锆牙科种植体材料及其制备方法 |
| CN108034846A (zh) * | 2018-01-05 | 2018-05-15 | 中南大学 | 一种高强度低弹性模量锆铌钛牙科种植体材料及其制备方法 |
| CN108380890A (zh) * | 2018-01-30 | 2018-08-10 | 中南大学 | 一种低弹模钛锆牙科种植体材料及其制备方法 |
| CN109621000A (zh) * | 2018-12-13 | 2019-04-16 | 上海交通大学医学院附属第九人民医院 | 一种用于骨缺损修复的多孔钛钽铌锆支架 |
| CN109666820A (zh) * | 2018-12-19 | 2019-04-23 | 云南大学 | 一种径向结构-功能一体化的外层多孔骨科硬植入材料及其制备方法和应用 |
| CN114888291A (zh) * | 2022-05-20 | 2022-08-12 | 西北有色金属研究院 | 一种提高粉末冶金高钨钽合金塑性的方法 |
-
2022
- 2022-12-16 CN CN202211621102.6A patent/CN115920123B/zh active Active
Patent Citations (13)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CA2032875A1 (en) * | 1989-12-21 | 1991-06-22 | James A. Davidson | Biocompatible low modulus titanium alloy for medical implants |
| KR20030039763A (ko) * | 2001-11-14 | 2003-05-22 | 한국과학기술연구원 | 초미세 생체활성 다공성 표면을 갖는 생체 재료용티타늄계 합금 및 그 제조방법 |
| CN101772357A (zh) * | 2007-06-07 | 2010-07-07 | 史密夫和内修有限公司 | 用于医疗植入物用途的网状颗粒多孔涂层 |
| CN101285139A (zh) * | 2008-05-29 | 2008-10-15 | 厦门大学 | 一种低弹性模量钛钽锆形状记忆合金及其制备方法 |
| CN102312128A (zh) * | 2011-09-30 | 2012-01-11 | 昆明理工大学 | 一种利用放电等离子烧结制备钛铌钽锆生物医用钛合金的方法 |
| CN104342583A (zh) * | 2014-09-25 | 2015-02-11 | 中南大学 | 一种Ti-Ta合金及其制备方法和应用 |
| FR3047489A1 (fr) * | 2016-02-08 | 2017-08-11 | Abdelmadjid Djemai | Procede de fabrication d'un beta-alliage titane niobium zirconium (tnz) a tres bas module d'elasticite pour applications biomedicales et son mode de realisation par fabrication additive |
| CN107794425A (zh) * | 2016-10-31 | 2018-03-13 | 中南大学 | 一种低弹模钽锆牙科种植体材料及其制备方法 |
| CN108034846A (zh) * | 2018-01-05 | 2018-05-15 | 中南大学 | 一种高强度低弹性模量锆铌钛牙科种植体材料及其制备方法 |
| CN108380890A (zh) * | 2018-01-30 | 2018-08-10 | 中南大学 | 一种低弹模钛锆牙科种植体材料及其制备方法 |
| CN109621000A (zh) * | 2018-12-13 | 2019-04-16 | 上海交通大学医学院附属第九人民医院 | 一种用于骨缺损修复的多孔钛钽铌锆支架 |
| CN109666820A (zh) * | 2018-12-19 | 2019-04-23 | 云南大学 | 一种径向结构-功能一体化的外层多孔骨科硬植入材料及其制备方法和应用 |
| CN114888291A (zh) * | 2022-05-20 | 2022-08-12 | 西北有色金属研究院 | 一种提高粉末冶金高钨钽合金塑性的方法 |
Non-Patent Citations (5)
| Title |
|---|
| HAI-LIN YANG: "Biocompatibility and osteogenic activity of Zr−30Ta and Zr−25Ta−5Ti sintered alloys for dental and orthopedic implants", TRANSACTIONS OF NONFERROUS METALS SOCIETY OF CHINA, 25 March 2023 (2023-03-25), pages 851 * |
| PEDRO AKIRA BAZAGLIA KURODA ET AL: "Preparation, structural, microstructural, mechanical and cytotoxic characterization of as-cast Ti-25Ta-Zr alloys", 2.JOURNAL OF MATERIALS SCIENCE: MATERIALS IN MEDICINE, 21 January 2020 (2020-01-21), pages 1 - 14 * |
| YANG HAI-LIN: "Effect of Ti on microstructure, mechanical properties and corrosion resistance of Zr-Ta-Ti alloys processed by spark plasma sintering", JOURNAL OF CENTRAL SOUTH UNIVERSITY, 28 August 2020 (2020-08-28), pages 2185, XP037239442, DOI: 10.1007/s11771-020-4440-9 * |
| 易琼华: "基于调幅分解的低模量高强度Ti-Zr-Ta合金设计与显微组织和力学性能优", 中国优秀硕士学位论文全文数据库 (工程科技Ⅰ辑), 15 February 2021 (2021-02-15), pages 022 - 350 * |
| 杨海林: "固溶处理对NbTiZr合金微观组织与力学性能的影响", 材料热处理学报, 24 October 2018 (2018-10-24), pages 6009 - 6264 * |
Also Published As
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