EA029487B1 - Implant production method - Google Patents
Implant production method Download PDFInfo
- Publication number
- EA029487B1 EA029487B1 EA201600320A EA201600320A EA029487B1 EA 029487 B1 EA029487 B1 EA 029487B1 EA 201600320 A EA201600320 A EA 201600320A EA 201600320 A EA201600320 A EA 201600320A EA 029487 B1 EA029487 B1 EA 029487B1
- Authority
- EA
- Eurasian Patent Office
- Prior art keywords
- surface layer
- titanium
- coating
- layer
- mechanical processing
- Prior art date
Links
Abstract
Description
Изобретение относится к медицине и может быть использовано при получении силовых компонентов эндопротезов из сплавов на основе титана. Задачей изобретения является получение имплантата с упрочнением по всему объему изделия и обладающего упрочненным барьерным поверхностным слоем толщиной не менее 10 мкм свободным от А1 и V, что в совокупности позволит улучшить биосовместимость и увеличить ресурс работы эндопротезов, в том числе в условиях повышенных нагрузок. Поставленная задача решается тем, что при осуществлении способа изготовления имплантатов, включающем механическую обработку заготовок и легирование их поверхностного слоя путем жидкофазного перемешивания предварительно нанесенного покрытия с подложкой в результате воздействия потоками частиц, заготовки перед механической обработкой подвергают обработке давлением в диапазоне степеней деформации 50-80% в условиях максимальной пластичности материала, механическую обработку проводят с получением параметров шероховатости Κζ=0,1-3 мкм, а формирование легированного поверхностного слоя осуществляют путем нанесения покрытия титана или циркония толщиной 5-7 мкм и последующей обработки полученной системы КПП, генерируемыми в среде азота с плотностью поглощенной энергии 13-23 Дж/см2 и количеством импульсов 3-5.The invention relates to medicine and can be used to obtain the power components of endoprostheses from titanium-based alloys. The objective of the invention is to obtain an implant with hardening throughout the volume of the product and having a hardened barrier surface layer with a thickness of at least 10 μm free from A1 and V, which together will improve the biocompatibility and increase the life of the endoprosthesis, including in conditions of increased stress. The task is solved by the fact that in the implementation of the method of manufacturing implants, including mechanical processing of the workpieces and doping their surface layer by liquid-phase mixing of the previously applied coating with the substrate as a result of exposure to particle streams, the workpiece is subjected to pressure treatment in the range of strain degrees 50-80 in conditions of maximum plasticity of the material, machining is carried out to obtain the roughness parameters Κ ζ = 0,1-3 microns, forming a doped surface layer is performed by coating a titanium or zirconium thickness of 5-7 microns and further processing the resulting checkpoint system generated in nitrogen with the absorbed energy density 13-23 J / cm 2 and the number of pulses 3-5.
029487029487
Изобретение относится к медицине и может быть использовано при получении силовых компонентов эндопротезов из сплавов на основе титана.The invention relates to medicine and can be used to obtain the power components of endoprostheses from titanium-based alloys.
Из всего многообразия металлов и сплавов в медицине для имплантации используется ограниченный круг сплавов. В настоящее время в мире наиболее широко используются три группы сплавов: нержавеющие стали аустенитного класса, кобальт-хром-молибденовые сплавы, титан и титановые сплавы Τί-6Α1-4ν (Российский аналог - сплав ВТ-6), ВТ-20, ВТ1-0 и др. С учетом таких требований как биосовместимость, высокий комплекс механических свойств, удовлетворительная технологичность и экономически обоснованная стоимость наиболее широкое применение для изготовления имплантатов нашел титан и его сплавы. В частности сплав Τί-6Α1-4ν является основным сплавом, на основе которого создаются материалы для изготовления силовых компонентов эндопротезов. Высокие прочностные свойства данного сплава достигаются за счет легирования титана алюминием и ванадием, которые является токсичными и могут накапливаться в тканях органов человека [1]. Данная проблема может быть решена заменой ванадия на менее токсичные легирующие элементы (так появились сплавы Τί-6Α1-7Ν6, ΤΪ-5Α12,5Ре) или применением современных технологий модификации поверхностных слоев материалов и нанесением защитных покрытий с целью создания "барьерного" слоя между сплавом и живой тканью. При этом необходимо, чтобы прочностные характеристики барьерного слоя, обедненного упрочняющими легирующими элементами, не уступали прочностным характеристикам объема изделия.Of all the variety of metals and alloys in medicine, a limited range of alloys is used for implantation. Currently, three groups of alloys are most widely used in the world: austenitic-grade stainless steels, cobalt-chromium-molybdenum alloys, titanium and titanium alloys Τί-6Α1-4ν (Russian analogue - alloy VT-6), VT-20, VT1-0 etc. Taking into account such requirements as biocompatibility, high complex of mechanical properties, satisfactory manufacturability and economically reasonable cost, titanium and its alloys have found the widest application for the manufacture of implants. In particular, the Τί-6Α1-4ν alloy is the main alloy, on the basis of which materials are created for the manufacture of the endoprosthesis strength components. High strength properties of this alloy are achieved by doping titanium with aluminum and vanadium, which is toxic and can accumulate in the tissues of human organs [1]. This problem can be solved by replacing vanadium with less toxic alloying elements (this is how alloys Τί-6 Α 1-7 6, ΤΪ-5 ,5 12,5 Ре appeared) or using modern technologies to modify the surface layers of materials and apply protective coatings in order to create a "barrier" layer between the alloy and living tissue. It is necessary that the strength characteristics of the barrier layer depleted of hardening alloying elements, not inferior to the strength characteristics of the volume of the product.
В настоящее время эффективным способом модификации поверхности титановых сплавов является легирование его поверхностного слоя, достигаемое предварительным нанесением на материал покрытия легирующего элемента и последующей обработкой компрессионными плазменными потоками (КПП) [2, 3]. В результате такого воздействия происходит плавление материалов покрытия и подложки, их жидкофазное перемешивание в расплаве и сверхбыстрое охлаждение, что позволяет получать поверхностные слои с уникальным комплексом физико-механических свойств.At present, an effective method of modifying the surface of titanium alloys is doping its surface layer, achieved by pre-coating the alloying element with the coating material and subsequent processing by compression plasma flows (PPC) [2, 3]. As a result of such an impact, melting of the coating and substrate materials, their liquid-phase mixing in the melt and ultrafast cooling occur, which allows to obtain surface layers with a unique complex of physicomechanical properties.
Известен способ упрочнения изделий из титанового сплава, включающий предварительное нанесение покрытия из хрома, молибдена, или циркония с последующей плазменной обработкой, поверхностное азотирование и отжиг в вакууме [4].There is a method of hardening products made of titanium alloy, including preliminary coating of chromium, molybdenum, or zirconium, followed by plasma treatment, surface nitriding and annealing in vacuum [4].
Недостатком известного способа является продолжительность процесса и высокие значения микротвердости поверхностного слоя, достигающие 14,9 ГПа (при легировании поверхностного слоя цирконием), приводящие в конечном счете к охрупчиванию и разрушению сплошности поверхностного слоя.The disadvantage of this method is the duration of the process and high values of the microhardness of the surface layer, reaching 14.9 GPa (when doping the surface layer with zirconium), ultimately leading to embrittlement and destruction of the continuity of the surface layer.
Известен способ модифицирования поверхности имплантатов из титана и его сплавов, включающий погружение изделия в водный раствор щелочного электролита, дополнительно содержащий гидроксиапатит, возбуждение микродуговых разрядов на поверхности изделия наложением импульсов аноднокатодного тока [5].There is a method of modifying the surface of implants made of titanium and its alloys, including immersion of the product in an aqueous solution of an alkaline electrolyte, additionally containing hydroxyapatite, the initiation of microarc discharges on the surface of the product by the imposition of anodic-cathode current pulses [5].
Недостатком данного метода является низкие значения микротвердости модифицированного слоя (150-300 МПа), при этом не обеспечивается надежность в нагруженном режиме, особенно если имплантаты больших габаритных размеров.The disadvantage of this method is the low values of the microhardness of the modified layer (150-300 MPa), while the reliability in the loaded mode is not ensured, especially if the implants are large in size.
Наиболее близким по технической сущности и достигаемому результату к предлагаемому изобретению является способ модификации поверхностного слоя сплава ВТ-6 с целью повышения его биосовместимости, который осуществляется легированием титанового сплава путем жидкофазного перемешивания многослойной пленки [Ζτ(20 ηιη)/Τί(20 пт)]12 общей толщиной 480 пт с подложкой низкоэнергетическим сильноточным электронным пучком (НСЭП) [6], включающий предварительную очистку и гомогенизацию поверхностного слоя подложки с помощью 40 импульсов НСЭП, осаждение нанослоев магнетронным методом путем поочередного распыления Τι и Ζτ, обработку полученной системы одним импульсом НСЭП и последующий отжиг. Ввод дополнительных легирующих элементов из покрытия в поверхностный слой сплава путем жидкофазного перемешивания обеспечивает снижение содержания алюминия и ванадия в поверхностном слое сплава после его кристаллизации. Данный способ позволяет создать легированный Ζτ поверхностный слой толщиной 0,5 мкм свободный от Α1 и V. Последующий вакуумный отжиг приводит к уменьшению среднего размера зерна вблизи поверхности и повышению нанотвердости в легированном слое.The closest in technical essence and the achieved result of the present invention is a method of modifying the surface layer of an alloy VT-6 in order to increase its biocompatibility, which is carried out by doping a titanium alloy by liquid-phase mixing of a multilayer film [Ζτ (20 ηιη) / Τί (20 pt)] 12 a total thickness of 480 pt with a substrate with a low-energy high-current electron beam (NSEL) [6], including pre-cleaning and homogenization of the surface layer of the substrate using 40 NSEL pulses, deposition anosloev magnetron sputtering method by alternately Τι and Ζτ, processing the received system LEHCEB single pulse and subsequent annealing. Entering additional alloying elements from the coating into the surface layer of the alloy by liquid-phase mixing reduces the aluminum and vanadium contents in the surface layer of the alloy after it crystallizes. This method makes it possible to create a Ζτ doped surface layer 0.5 μm thick free of Α1 and V. Subsequent vacuum annealing leads to a decrease in the average grain size near the surface and an increase in the nanohardness in the doped layer.
К недостаткам указанного метода относятся следующие факторы: упрочнение создается только в тонком поверхностном слое, который не обеспечивает использование имплантата в условиях высоких нагрузок; малая толщина барьерного слоя - 0,5 мкм, препятствующего диффузии токсичных элементов в ткани органов человека; необходимость дополнительного отжига; длительность метода, используемого для осаждения покрытия.The disadvantages of this method include the following factors: hardening is created only in a thin surface layer, which does not ensure the use of an implant under high loads; small thickness of the barrier layer - 0.5 microns, preventing the diffusion of toxic elements into the tissue of human organs; the need for additional annealing; the duration of the method used for the deposition of the coating.
В соответствии с технологическими требованиями нанесения покрытий указанными методами поверхности имплантатов подвергают обязательной механической обработке для придания изделиям окончательной формы и обеспечения чистой поверхности.In accordance with the technological requirements, the application of coatings by the indicated methods on the surface of the implants is subjected to obligatory mechanical processing in order to give the products a final shape and ensure a clean surface.
Задачей изобретения является получение имплантата с упрочнением по всему объему изделия и обладающего упрочненным барьерным поверхностным слоем толщиной не менее 10 мкм свободным от Α1 и ν, что в совокупности позволит улучшить биосовместимость и увеличить ресурс работы эндопротезов, в том числе в условиях повышенных нагрузок.The objective of the invention is to obtain an implant with hardening throughout the volume of the product and having a hardened barrier surface layer with a thickness of at least 10 μm free from ν1 and ν, which together will improve the biocompatibility and increase the life of the endoprosthesis, including in conditions of increased loads.
Поставленная задача решается тем, что при осуществлении способа изготовления имплантатов,The problem is solved by the fact that in the implementation of the method of manufacturing implants,
- 1 029487- 1 029487
включающем механическую обработку заготовок и легирование их поверхностного слоя путем жидкофазного перемешивания предварительно нанесенного покрытия с подложкой в результате воздействия потоками частиц, заготовки перед механической обработкой подвергают обработке давлением в диапазоне степеней деформации 50-80% в условиях максимальной пластичности материала, механическую обработку проводят с получением параметров шероховатости Κζ=0,1-3 мкм, а формирование легированного поверхностного слоя осуществляют путем нанесения покрытия титана или циркония толщиной 5-7 мкм и последующей обработки полученной системы КПП, генерируемыми в среде азота с плотностью поглощенной энергии 13-23 Дж/см2 и количеством импульсов 3-5.including machining of the blanks and doping their surface layer by liquid-phase mixing of the previously applied coating with the substrate as a result of exposure to particle streams, the blanks are subjected to pressure treatment in the range of strain degrees 50-80% under conditions of maximum plasticity of the material before machining; roughness Κ ζ = 0.1-3 μm, and the formation of the doped surface layer is carried out by applying a coating of tee tan or zirconium with a thickness of 5-7 μm and the subsequent processing of the resulting system of transmissions generated in a nitrogen atmosphere with an energy density of 13-23 J / cm 2 and a number of pulses of 3-5.
Отличием заявляемого способа является то, что заготовки перед механической обработкой подвергают обработке давлением в диапазоне степеней деформации 50-80% в условиях максимальной пластичности материала, механическую обработку проводят с получением параметров шероховатости Κζ=0,1-3 мкм, а формирование легированного поверхностного слоя осуществляют путем нанесения покрытия титана или циркония толщиной 5-7 мкм и последующей обработки полученной системы КПП, генерируемыми в среде азота с плотностью поглощенной энергии 13-23 Дж/см2 и количеством импульсов 3-5.The difference of the proposed method is that the workpieces before machining are subjected to pressure treatment in the range of degrees of deformation of 50-80% under conditions of maximum plasticity of the material, mechanical processing is carried out to obtain roughness parameters Κ ζ = 0.1-3 μm, and the formation of the doped surface layer is performed by applying a titanium or zirconium coating thickness of 5-7 microns and further processing the resulting checkpoint system generated in nitrogen with the absorbed energy density 13-23 J / cm 2 and koliches PTO Pulse 3-5.
Сущность изобретения заключается в упрочнении всего объема изделия в результате обработки заготовки давлением (пластической деформации), последующей механической обработки для придания окончательной формы изделию и получения требуемых параметров шероховатости, и легировании поверхностного слоя изделия путем нанесения покрытия титана или циркония и последующей обработки изделия КПП, обеспечивающей плавление поверхностного слоя изделия и покрытия, их жидкофазное перемешивание в слое толщиной до 20 мкм, формирование в нем мелкодисперсной структуры в результате сверхскоростного охлаждения (~107 К/с) и метастабильных твердых растворов на основе α и β-Τί, что в совокупности приводит к упрочнению изделия и отсутствию в поверхностном легированном слое алюминия и токсичного ванадия. Выбор элементов Ζτ и Τί для нанесения покрытия обусловлен тем, что как Ζτ, так и чистый Τί обладают биосовместимостью, к тому же Ζτ улучшает коррозионные и прочностные свойства титана, неограниченно растворим в α-Τί и β-Τί [7]. Использование азота в качестве плазмообразующего вещества при генерации КIII обеспечивает формирование поверхностных нитридов δΤίΝχ, что вместе с дополнительным упрочнением поверхностного слоя позволяет создать дополнительную плотную барьерную пленку, препятствующую диффузии элементов А1 и V внутрь организма.The invention consists in hardening the entire volume of the product as a result of processing the workpiece with pressure (plastic deformation), subsequent machining to give the final shape to the product and obtaining the required roughness parameters, and doping the surface layer of the product by coating titanium or zirconium and subsequent processing of the gearbox product, providing melting of the surface layer of the product and the coating, their liquid-phase mixing in a layer up to 20 μm thick, the formation of a fine-dispersed in it a clear structure as a result of ultrafast cooling (~ 10 7 K / s) and metastable solid solutions based on α and β-Τί, which together leads to the strengthening of the product and the absence of aluminum and toxic vanadium in the surface alloyed layer. The choice of Ζτ and Τί elements for coating is due to the fact that both Ζτ and pure Τί have biocompatibility, besides, Ζτ improves the corrosion and strength properties of titanium, is soluble in α-Τί and β-Τί indefinitely [7]. The use of nitrogen as a plasma-forming substance during the generation of KIII provides the formation of surface nitrides δΤίΝχ, which, together with the additional strengthening of the surface layer, makes it possible to create an additional dense barrier film that prevents the diffusion of A1 and V elements into the body.
Формообразование имплантата из заготовки с использованием обработки давлением обусловлено проработкой структуры заготовки по всему объему изделия с целью получения ее мелкозернистости и, соответственно, высокого уровня механических свойств. Обработка заготовки в диапазоне деформаций ниже 50% при максимальной пластичности не обеспечивает получение мелкодисперсной структуры по всей заготовке, обеспечивающей высокую несущую способность имплантата. Повышение степени деформации выше 80% резко повышает стоимость обработки за счет снижения стойкости штамповой оснастки.The shaping of the implant from the workpiece using pressure treatment due to the study of the structure of the workpiece throughout the volume of the product in order to obtain its fine grain size and, consequently, a high level of mechanical properties. Processing of the workpiece in the range of deformations below 50% with maximum plasticity does not provide a fine structure throughout the workpiece, providing a high load-carrying capacity of the implant. Increasing the degree of deformation above 80% dramatically increases the cost of processing by reducing the resistance of die tooling.
Механическая обработка при шероховатости ниже 0,1 мкм значительно удорожает обработку и ухудшает возможность сцепления покрытия с поверхностью. Шероховатость менее 3 мкм обеспечивает достаточную адгезию наносимого покрытия к поверхности изделия, что препятствует отслаиванию покрытия легирующего элемента и его потерям при последующем воздействии КПП.Machining with a roughness below 0.1 μm significantly increases the cost of processing and impairs the ability of the coating to adhere to the surface. Roughness less than 3 microns provides sufficient adhesion of the applied coating to the surface of the product, which prevents peeling of the coating of the alloying element and its losses during subsequent exposure to the gearbox.
Применение покрытия титана или циркония менее 5 мкм не обеспечивает получение барьерного слоя свободного от А1 и V. Увеличение толщины покрытия свыше 7 мкм приводит к отслаиванию покрытия от изделия и его потерям при последующем воздействии КПП, что в совокупности усложняет получение однородного поверхностного слоя, не обеспечивает его упрочнение и приводит к появлению А1 и V в легированном слое.The use of a titanium or zirconium coating of less than 5 microns does not ensure that the barrier layer is free from A1 and V. An increase in the coating thickness above 7 microns leads to flaking of the coating from the product and its loss during subsequent exposure to the CAT, which makes it difficult to obtain a uniform surface layer. its hardening and leads to the appearance of A1 and V in the doped layer.
Обработка КПП изделия с предварительно нанесенным покрытием титана или циркония обеспечивает создание однородного упрочненного поверхностного слоя толщиной от 10 до 20 мкм, не содержащего А1 и V. Для плавления и однородного перемешивания покрытия и поверхностного слоя изделия был выбран диапазон плотности энергии 13-23 Дж/см2, при котором осуществлялась обработка КПП. Обработка КПП с плотностью поглощенной энергии менее 13 Дж/см2 не обеспечивает плавления и формирования легированного барьерного слоя, а с плотностью более 23 Дж/см2 приводит к испарению элемента покрытия и уменьшению его концентрации до величины, не обеспечивающей упрочнение поверхностного слоя и отсутствие токсичных элементов. Обработка поверхности изделия КПП менее чем тремя импульсами не обеспечивает формирования однородного барьерного слоя. Обработка 6 импульсами и более приводит к уменьшению концентрации легирующего элемента до величины, не обеспечивающей упрочнение поверхностного слоя и отсутствие токсичных элементов.The processing of a product with a pre-coated titanium or zirconium coating creates a uniform, hardened surface layer with a thickness of 10 to 20 μm, containing no A1 and V. For melting and homogeneous mixing of the coating and the surface layer of the product, an energy density range of 13-23 J / cm was chosen. 2 , in which the processing was carried out CAT. Processing a transmission with an absorbed energy density of less than 13 J / cm 2 does not ensure melting and the formation of a doped barrier layer, and with a density of more than 23 J / cm 2 leads to evaporation of the coating element and reducing its concentration to a value that does not provide surface layer hardening and the absence of toxic items. The surface treatment of the gearbox product with less than three pulses does not ensure the formation of a uniform barrier layer. Processing 6 impulses and more leads to a decrease in the concentration of the alloying element to a value that does not provide hardening of the surface layer and the absence of toxic elements.
Заявляемый способ осуществляется следующим образом. Для проведения испытаний были изготовлены заготовки из сплава Τ^-6А1-4V, которые подвергали обработке давлением с различной степенью деформации. После механической обработки на поверхность полученных изделий наносили покрытие титана или циркония. Нанесение металлических покрытий осуществляли ионно-плазменным способом на установке вакуумно-дугового осаждения ВУ-2МБС, что обеспечило уменьшение времени осаждения в 2 раза по сравнению с известным способом, в котором покрытие наносится магнетронным методом. Из- 2 029487The inventive method is as follows. For testing, billets were made of an alloy of Τ ^ -6А1-4V, which were subjected to pressure treatment with varying degrees of deformation. After machining, the surface of the obtained products was coated with titanium or zirconium. The metal coatings were applied by the ion-plasma method at the VU-2MBS vacuum arc deposition unit, which ensured a 2-fold reduction in the deposition time compared to the known method in which the coating was applied by the magnetron method. Out- 2 029487
делие с нанесенным металлическим покрытием обрабатывали тремя-пятью последовательными импульсами КПП, генерируемых газоразрядным магнитоплазменным компрессором компактной геометрии в среде азота с плотностью энергии плазменного потока 13-23 Дж/см2.The product with a metallic coating was treated with three to five successive transmission pulses generated by a gas-discharge magnet-plasma compressor of compact geometry in a nitrogen atmosphere with a plasma energy density of 13-23 J / cm 2 .
Микротвердость поверхностного слоя изделий измеряли на микротвердомере ПМТ-3 при нагрузке на индентор 0,1 Н. Погрешность измерения микротвердости составляла 5%. Толщину наносимого покрытия и легированного слоя определяли с помощью оптического микроскопа путем исследования поперечного сечения получаемых изделий. Элементный состав образцов определяли методом рентгеноспектрального микроанализа (РСМА) с помощью детектора Кбеи1ес, сопряженного с растровым электронным микроскопом. Абсолютная погрешность определения атомной концентрации элементов не превышала 1%.The microhardness of the surface layer of the products was measured on a PMT-3 microhardness meter with a load on the indenter of 0.1 N. The error in measuring the microhardness was 5%. The thickness of the applied coating and the doped layer was determined using an optical microscope by examining the cross-section of the resulting products. The elemental composition of the samples was determined by X-ray microanalysis (PCMA) using a Kbeyles detector coupled with a scanning electron microscope. The absolute error in determining the atomic concentration of elements did not exceed 1%.
По заявленной методике были проведены эксперименты. Результаты представлены в таблицах.According to the stated method, experiments were carried out. The results are presented in tables.
Пример 1. В табл. 1 представлены результаты измерения твердости (ИКС) заготовок, полученных из сплава Τί-6Α1-4Υ методом обработки давлением со степенями деформации 30, 50, 70, 80, 85%.Example 1. In table. Figure 1 shows the results of measuring the hardness (ICS) of blanks obtained from the Τί-6Α1-4Υ alloy by pressure treatment with strain degrees of 30, 50, 70, 80, 85%.
Таблица 1Table 1
Пример 2. На поверхность изделия наносили покрытие титана или циркония толщиной 4, 5, 7, 8 мкм, затем обрабатывали четырьмя последовательными импульсами КПП с плотностью поглощенной энергии 18 Дж/см2. Результаты измерения микротвердости и толщины барьерного слоя представлены в табл. 2.Example 2. On the surface of the product was coated with titanium or zirconium with a thickness of 4, 5, 7, 8 microns, then treated with four consecutive pulses of gearbox with an absorbed energy density of 18 j / cm 2 . The results of measuring the microhardness and thickness of the barrier layer are presented in Table. 2
Таблица 2table 2
- 3 029487- 3 029487
Пример 3. На поверхность изделия наносили покрытие титана или циркония толщиной 6 мкм, затем обрабатывали КПП с плотностью поглощенной энергии 10, 13, 18, 23, 25 Дж/см2 и количеством импульсов 4. Результаты измерения микротвердости и толщины барьерного слоя представлены в табл. 3.Example 3. The surface of the product was coated with titanium or zirconium with a thickness of 6 μm, then the gearbox was processed with an energy density of 10, 13, 18, 23, 25 J / cm 2 and the number of pulses 4. The results of measuring the microhardness and thickness of the barrier layer are presented in Table. . 3
Таблица 3Table 3
Пример 4. На поверхность изделия наносили покрытие титана или циркония толщиной 4 мкм, затем обрабатывали КПП с плотностью поглощенной энергии 18 Дж/см2 и количеством импульсов 2, 3, 5, 6. Результаты измерения микротвердости и толщины барьерного слоя представлены в табл. 4.Example 4. The surface of the product was coated with titanium or zirconium with a thickness of 4 μm, then the gearbox was processed with an energy density of 18 J / cm 2 and the number of pulses of 2, 3, 5, 6. The results of measuring the microhardness and thickness of the barrier layer are presented in Table. four.
Таблица 4Table 4
Режимы обработки и полученные результаты по заявленному способу и по прототипу приведены в табл. 5.The processing modes and the results obtained by the claimed method and the prototype are given in table. five.
Таблица 5Table 5
- 4 029487- 4 029487
Как видно из приведенных в таблицах данных, заявляемый способ получения имплантатов, в сравнении с известным, позволяет сформировать поверхностный барьерный слой, свободный от А1 и V, большей толщины (10-20 мкм), при этом упрочнение данного слоя больше, чем у прототипа.As can be seen from the data in the tables, the inventive method of obtaining implants, in comparison with the known, allows you to form a surface barrier layer, free from A1 and V, of greater thickness (10-20 μm), while the hardening of this layer is more than the prototype.
На основе проведенных экспериментов были изготовлены опытные "ножки" (компонент тазобедренного сустава) тазобедренного сустава из сплава Τί-6Α1-4ν по заявленному способу, которые успешно выдержали механические и стендовые испытания.Experimental “legs” (component of the hip joint) of the hip joint were made from the Τί-6Α1-4ν alloy according to the claimed method, which successfully withstood the mechanical and bench tests, on the basis of the experiments performed.
Источники информации:Information sources:
1. Оо1таи I. СЬагас1епзбсз оГ те1а18 изеб ίη ипркпИз. 1. оГ Епбоиго1оду, 1997,ν. 11, №6, р. 383-388.1. Оо1таи I. Съагас1епзбсз оГ te1-18 izeb ίη iprkpiz. 1. Greater World, 1997, ν. 11, No. 6, p. 383-388.
2. Углов В.В., Черенда Н.Н., Шиманский В.И., Шостак Н.В., Асташинский В.М., Кузьмицкий А.М. Структурно-фазовые превращения в титане, легированном атомами хрома и молибдена при воздействии компрессионных плазменных потоков. Перспективные материалы, 2010, № 1, с. 24-32.2. Uglov V.V., Cherenda N.N., Shimansky V.I., Shostak N.V., Astashinsky V.M., Kuzmitsky A.M. Structural phase transformations in titanium doped with chromium and molybdenum atoms when subjected to compression plasma flows. Perspective materials, 2010, № 1, p. 24-32.
3. Углов В.В., Шиманский В.И., Черенда Н.Н., Люшкевич В.А., Асташинский В.М., Асташинская М.В., Рева О.В. Формирование поверхностного сплава никелида титана воздействием компрессионными плазменными потоками на систему никель - титан. Перспективные материалы, 2013, №4, с.72-79.3. Uglov V.V., Shimansky V.I., Cherenda N.N., Lyushkevich V.A., Astashinsky V.M., Astashinskaya M.V., Reva O.V. Formation of the surface alloy of titanium nickelide by the action of compression plasma flows on the nickel-titanium system. Perspective materials, 2013, №4, pp.72-79.
4. Патент РБ 16907, МПК С 23С 14/48, 2013.4. Patent of RB 16907, IPC C 23C 14/48, 2013.
5. Патент РФ 2394601, МПК А61Ь 27/06, 2008.5. RF patent 2394601, IPC А61Ь 27/06, 2008.
6. Ротштейн В.П., Марков А.Б. и др. Импульсное электронно-пучковое поверхностное легирование сплава ВТ6 цирконием путем перемешивания предварительно осажденной пленки Ζτ/Τί пленки. Письма в ЖТФ, 2008, Т. 34, вып.20, с. 65-72 (прототип).6. Rotshtein, VP, Markov, A. B. and others. Pulsed electron-beam surface doping of the VT6 alloy with zirconium by mixing the pre-deposited τ / Τί film. Letters to the Journal of Applied Physics, 2008, V. 34, issue 20, p. 65-72 (prototype).
7. Уао Υ., Ы X., \Уапд Υ.Υ., ΖΙ^ V., Ы С., Ьш К.Р. М1сго81гис1ига1 еуо1иИоп апб тесйашса1 ргорегИез оГ Τί-Ζτ Ье1а Шапшт а11оу айег 1азег зигГасе гетеШпд. 1оигпа1 оГ Айоуз апб Сотроипбз, 2014, № 583, р. 43-47.7. Wao Υ., S X., \ Wapd S Υ.Υ., ΖΙ ^ V., S S., lsh K.R. M1sgo81gis1iga1 euo1iIop appesyasa1 sgrAgIoNg og Τί-Ζτ le1a Shapsht a11ou ayergazig zigGase getshpd. Bulletin 1 Iouz Appb Sotroipbz, 2014, No. 583, p. 43-47.
Claims (1)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| EA201600320A EA029487B1 (en) | 2016-05-11 | 2016-05-11 | Implant production method |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| EA201600320A EA029487B1 (en) | 2016-05-11 | 2016-05-11 | Implant production method |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| EA201600320A1 EA201600320A1 (en) | 2017-11-30 |
| EA029487B1 true EA029487B1 (en) | 2018-04-30 |
Family
ID=60421448
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| EA201600320A EA029487B1 (en) | 2016-05-11 | 2016-05-11 | Implant production method |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| EA (1) | EA029487B1 (en) |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5211833A (en) * | 1991-07-24 | 1993-05-18 | Queen's University At Kingston | Method for coating implants and surgical devices made of titanium and titanium alloys |
| WO2012011878A1 (en) * | 2010-07-22 | 2012-01-26 | Institut "Jožef Stefan" | Implant having a multilayered coating and a process for preparing thereof |
| RU2464355C1 (en) * | 2011-04-19 | 2012-10-20 | Белорусский Государственный Университет (Бгу) | Strengthening method of surface of items from titanium alloys |
| CN104087935A (en) * | 2014-07-25 | 2014-10-08 | 太原理工大学 | Preparation method of novel titanium-nickel medical implantation material |
-
2016
- 2016-05-11 EA EA201600320A patent/EA029487B1/en not_active IP Right Cessation
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5211833A (en) * | 1991-07-24 | 1993-05-18 | Queen's University At Kingston | Method for coating implants and surgical devices made of titanium and titanium alloys |
| WO2012011878A1 (en) * | 2010-07-22 | 2012-01-26 | Institut "Jožef Stefan" | Implant having a multilayered coating and a process for preparing thereof |
| RU2464355C1 (en) * | 2011-04-19 | 2012-10-20 | Белорусский Государственный Университет (Бгу) | Strengthening method of surface of items from titanium alloys |
| CN104087935A (en) * | 2014-07-25 | 2014-10-08 | 太原理工大学 | Preparation method of novel titanium-nickel medical implantation material |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EA201600320A1 (en) | 2017-11-30 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Olugbade et al. | Literature review on the mechanical properties of materials after surface mechanical attrition treatment (SMAT) | |
| Mahajan et al. | Surface modification of metallic biomaterials for enhanced functionality: a review | |
| US20190269502A1 (en) | Thermochemically treated miniature tubes as semifinished products for vascular stents | |
| Ali et al. | Surface modification and cytotoxicity of Mg-based bio-alloys: An overview of recent advances | |
| Rotshtein et al. | Surface modification and alloying of metallic materials with low-energy high-current electron beams | |
| Uddin et al. | Enhancing the corrosion resistance of biodegradable Mg-based alloy by machining-induced surface integrity: influence of machining parameters on surface roughness and hardness | |
| JP4403508B2 (en) | Surface treatment method of cobalt-chromium alloy using plasma carburization | |
| Kim et al. | Influence of a large pulsed electron beam (LPEB) on the corrosion resistance of Ti− 6Al− 7Nb alloys | |
| Ng et al. | NiTi shape memory alloy with enhanced wear performance by laser selective area nitriding for orthopaedic applications | |
| Acharya et al. | Review of recent developments in surface nanocrystallization of metallic biomaterials | |
| Majumdar | Laser gas alloying of Ti-6Al-4V | |
| O’Brien | Niobium biomaterials | |
| Annamalai et al. | Enhancing the properties of Ti6Al4V as a biomedical material: a review | |
| EA029487B1 (en) | Implant production method | |
| Zaguliaev et al. | Effect of electron-plasma treatment on the microstructure of Al-11wt% Si alloy | |
| Antunes et al. | Effect of surface treatments on the fatigue life of magnesium and its alloys for biomedical applications | |
| Bizyukov et al. | Aluminium and titanium alloys surface behaviour under argon and helium ion exposure | |
| Singh et al. | Metallic implants and their surface modification using electric discharge machining: a review | |
| Lesz et al. | Synthesis of Mg-based alloys with a rare-earth element addition by mechanical alloying | |
| Gruber et al. | Development of manufacturing method of the MAP21 magnesium alloy prepared by selective laser melting (SLM) | |
| Das et al. | Mechanically tailored surface of titanium based alloy (Ti6Al4V) by laser surface treatment | |
| Sahu et al. | Influence of fine‐grained structure produced by groove pressing on the properties of pure Mg and commercial ZE41 alloy | |
| Grenadyorov et al. | Ti-based surface alloy formed on AISI 316 L austenite steel surface using low-energy high-current electron beam | |
| Balusamy et al. | Surface Nanostructuring of Metallic Materials for Implant Applications | |
| Mahamood et al. | Tribology of additively manufactured titanium alloy for medical implant |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | Lapse of a eurasian patent due to non-payment of renewal fees within the time limit in the following designated state(s) |
Designated state(s): AM AZ BY KZ KG TJ TM RU |