RU2641594C1 - Способ получения высокопористого остеоинтегрирующего покрытия на имплантатах из титановых сплавов - Google Patents
Способ получения высокопористого остеоинтегрирующего покрытия на имплантатах из титановых сплавов Download PDFInfo
- Publication number
- RU2641594C1 RU2641594C1 RU2016141998A RU2016141998A RU2641594C1 RU 2641594 C1 RU2641594 C1 RU 2641594C1 RU 2016141998 A RU2016141998 A RU 2016141998A RU 2016141998 A RU2016141998 A RU 2016141998A RU 2641594 C1 RU2641594 C1 RU 2641594C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- temperature
- vacuum annealing
- hydrogen
- coating
- implant
- Prior art date
Links
Images
Landscapes
- Materials For Medical Uses (AREA)
Abstract
Изобретение относится к металлургии, а именно к способам получения имплантатов из титановых сплавов с остеоинтегрирующим покрытием. Способ получения высокопористого остеоинтегрирующего покрытия на имплантатах из титановых сплавов включает термодиффузионное водородное насыщение имплантата и вакуумный отжиг. Перед термодиффузионным водородным насыщением и вакуумным отжигом на поверхность имплантата диффузионной сваркой наносят пористое покрытие путем приварки при температуре 850-950°С к поверхности имплантата из титановых сплавов волокон из титанового сплава, водородное насыщение проводят при температуре 600-650°С до концентрации водорода 0,5-0,8 мас. %, а последующий вакуумный отжиг - до концентрации водорода не более 0,008 мас. %. Повышается усилие среза покрытия с монолитной основы при сохранении ее структуры и свойств. 3 з.п. ф-лы, 1 ил., 1 табл., 8 пр.
Description
Изобретение относится к металлургии, а именно к способам получения имплантатов из титановых сплавов с остеоинтегрирующим покрытием.
Известно /Biomaterials, 2006, №27, р, 2651-2670/, что для обеспечения фиксации монолитных имплантатов (элементов эндопротезов крупных суставов, имплантатов для остеосинтеза и т.п.) в кости используются остеоинтегрирующие покрытия, представляющие собой пористый материал из биологически инертных сплавов, чаще всего титановых. Существует ряд технологий получения такого покрытия на монолитных образцах - спекание гранул или порошка, вакуумное плазменное напыление, послойное 3D прототипирование, сварка (электроточечная или диффузионная) проволочной сетки и др. Все эти способы требуют применения высоких (1100-1300°С) температур обработки имплантата, что для большинства титановых сплавов, применяемых в медицине, приводит к огрублению структуры (увеличение размеров зерна и других структурных составляющих) и соответствующему ухудшению механических свойств монолитного материала и характеристик работоспособности имплантата.
Однако снижение температур формирования пористого покрытия приводит к уменьшению его прочностных характеристик и прочности сцепления с основой, что чревато выкрашиванием частиц материала покрытия в процессе эксплуатации и развитию металлоза окружающих имплантат тканей, а также повышенного износа шарнирных элементов эндопротезов суставов.
Известен способ получения изделий из титановых сплавов, включающий термоводородную обработку с введением водорода до концентрации 0,5-0,9% по массе при температуре 700-850°С, последующий отжиг в вакууме при температуре 550-700°C с выдержкой 4-20 часов до концентрации водорода не более 0,01 мас. % и нанесение покрытия (Патент РФ №2338811), принятый за прототип.
Однако этот способ получения изделий, в том числе и медицинских, может быть использован для повышения износостойкости подвижных частей эндопротеза и не оптимален для формирования остеоинтеграционного пористого покрытия.
Задачей настоящего изобретения является разработка способа получения высокопористого остеоинтеграционного покрытия на монолитном имплантате из титанового сплава при сохранении высокого уровня характеристик работоспособности последнего.
Техническим результатом изобретения является повышение усилий среза покрытия с монолитной основы при сохранении ее структуры и свойств.
Поставленная задача решается за счет того, что способ получения высокопористого остеоинтегрирующего покрытия на имплантатах из титановых сплавов включает термодиффузионное водородное насыщение имплантата и вакуумный отжиг, причем перед термодиффузионным водородным насыщением и вакуумным отжигом на поверхность имплантата диффузионной сваркой наносят пористое покрытие путем приварки при температуре 850-950°С к поверхности имплантата из титановых сплавов волокон из титанового сплава, водородное насыщение проводят при температуре 600-650°С до концентрации водорода 0,5-0,8 мас. %, а последующий вакуумный отжиг - до концентрации водорода не более 0,008 мас. %.
Вакуумный отжиг может быть проведен при температуре 600-650°С в течение 10-12 часов, чтобы обеспечить снижение содержания водорода до концентрации не более 0,008% (концентрация, исключающая охрупчивание материала).
Вакуумный отжиг может быть проведен ступенчато - вначале при температуре 600-650°С в течение 0,5-1,0 часа, затем при температуре 750-850°С в течение 2-2,5 часов, также обеспечивая снижение содержания водорода до концентрации не более 0,008%.
Перед вакуумным отжигом имплантат с покрытием охлаждают до комнатной температуры.
Температура диффузионной сварки выбиралась ниже температуры АС3 сплава основы. Это связано с тем, что при температуре выше АС3 (в однофазной β-области) происходит интенсивный рост β-зерна, а после охлаждения от этих температур β-фаза полностью или частично распадается с образованием крупных пластин α-фазы. В результате формируется грубая структура титанового сплава, значительно ухудшающая механические свойства материала по сравнению с исходной структурой полуфабриката, из которого имплантат изготовлен. Такой имплантат уже не может обладать высокими характеристиками работоспособности, которые предъявляются к медицинским изделиям.
Титановые сплавы, используемые в медицине, относятся к α, псевдо-α и α+β типам титановых сплавов (ВТ1-0, ВТ6) и имеют температуру АС3 от 880 до 1000°С. Так как диффузионная сварка должна осуществляться при температурах на 30-50°С ниже АС3, то ее необходимо проводить в диапазоне 850°-950°С, причем чем ниже температура АС3 сплава, тем ниже должна быть температура диффузионной сварки.
В местах механического контакта сплава основы и покрытия термоводородная обработка обеспечивает реализацию их фазовой перекристаллизации, сопровождающейся фазовым наклепом и формированием новых общих структурных составляющих, т.е. возникновением физического контакта.
Фазовая перекристаллизация протекает как при введении в материал водорода, так и при его удалении в процессе вакуумного отжига.
В то же время в процессе обработки в структуре сплава основы должна частично оставаться исходная α-фаза, которая будет препятствовать росту β-зерна и, таким образом сохраняться исходная мелкозернистая структура материала. В связи с этим концентрация и температура введения водорода ограничены температурно-концентрационной границей однофазной β-области (температурой АС3 водородсодержащего сплава).
Однако слишком низкие концентрации водорода не позволяют достигнуть необходимой степени фазовой перекристаллизации, а значительное уменьшение температуры наводороживания резко увеличивает время выдержки, делая процесс экономически не эффективным. Поэтому оптимальной можно считать температуру наводороживания 600-650°С, а вводимую концентрацию водорода 0,5-0,8% по массе. При этих условиях сплавы типа ВТ1-0 и ВТ6 имеют в структуре 10-20% исходной α-фазы, что позволяет сохранить мелкозернистую структуру материала.
В процессе вакуумного отжига наводороженного материала необходимо также сохранять некоторое количество исходной α-фазы. Поэтому температура вакуумного отжига, хотя бы на первой стадии, в течение 0,5-1 часа должна быть не выше 650°С. При этих условиях сохраняется исходная α-фаза, а частичное удаление водорода приводит к повышению температуры АС3 сплава (до 850-950°С). Так как удаление водорода до концентрации не более 0,008 мас. % при температуре 650°С требует слишком много времени (10-12 часов), то после выдержки при 650°С в течение 0,5-1 часа температуру вакуумного отжига можно повысить до 750-850°С, при которых удаление водорода до указанной концентрации происходит за 2-2,5 часа.
Стадии наводороживания и вакуумного отжига могут быть выполнены как в одном цикле без промежуточного охлаждения изделия до комнатной температуры, так и в два цикла - с охлаждением. В первом случае снижается риск поводок и коробления имплантатов и частичного разрушения покрытия, так как не реализуется при охлаждении эвтектоидное превращение, сопровождающееся образованием хрупких гидридов со значительным объемным эффектом.
Однако при этом полностью не используются возможности фазовой перекристаллизации материала и не достигаются наиболее высокие характеристики прочности, как во втором случае. Поэтому без промежуточного охлаждения желательно обрабатывать крупногабаритные изделия сложной формы, а с промежуточным охлаждением - мелкие, с простой симметричной формой.
Примеры использования изобретения
Для проверки предложенного способа были проведены эксперименты, в которых пористое покрытие из волокон со средним поперечным размером 40 мкм, полученных высокоскоростной закалкой расплава, и проволоки диаметром 1 мм, изготовленной по стандартной технологии из сплава ВТ1-0, прессовалось в виде прямоугольников размером 80×20×2,5-3 мм и диффузионно приваривалось к листам из титановых сплавов ВТ1-0 и ВТ6 толщиной 2,5 мм. Объемная пористость покрытия составляла 50-60%. Заготовки подвергали термоводородной обработке по различным режимам. Обработанные образцы подвергались испытаниям на срез покрытия, а также металлографическому анализу. Режимы обработки и результаты испытаний приведены в Таблице.
Как показали проведенные эксперименты, обработка модельных образцов по заявляемым режимам обеспечивает достаточно высокую адгезионную прочность соединения основа - покрытие. Выход режимов за заявляемые пределы снижает ее более чем в два раза. При этом структура материала основы после обработки по заявляемым режимам сохраняется мелкодисперсной и соответствует исходной (Рис. 1а), в отличие от образцов, обработанных по другим режимам (Рис. 1б).
Таким образом, технический результат, выражающийся в повышении усилий среза покрытия при сохранении структуры и свойств основы, получен.
Задача изобретения - получение высокопористого остеоинтегрирующего покрытия на имплантатах из титановых сплавов - решена.
Claims (4)
1. Способ получения высокопористого остеоинтегрирующего покрытия на имплантатах из титановых сплавов, включающий термодиффузионное водородное насыщение имплантата и вакуумный отжиг, отличающийся тем, что перед термодиффузионным водородным насыщением и вакуумным отжигом на поверхность имплантата диффузионной сваркой наносят пористое покрытие путем приварки при температуре 850-950°С к поверхности имплантата из титановых сплавов волокон из титанового сплава, водородное насыщение проводят при температуре 600-650°С до концентрации водорода 0,5-0,8 мас. %, а последующий вакуумный отжиг - до концентрации водорода не более 0,008 мас. %.
2. Способ по п. 1, отличающийся тем, что вакуумный отжиг проводят при температуре 600-650°С в течение 10-12 часов.
3. Способ по п. 1, отличающийся тем, что вакуумный отжиг проводят ступенчато, причем вначале при температуре 600-650°С в течение 0,5-1,0 часа, затем при температуре 750-850°С в течение 2-2,5 часов.
4. Способ по п. 1, отличающийся тем, что перед вакуумным отжигом имплантат с покрытием охлаждают до комнатной температуры.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
RU2016141998A RU2641594C1 (ru) | 2016-10-26 | 2016-10-26 | Способ получения высокопористого остеоинтегрирующего покрытия на имплантатах из титановых сплавов |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
RU2016141998A RU2641594C1 (ru) | 2016-10-26 | 2016-10-26 | Способ получения высокопористого остеоинтегрирующего покрытия на имплантатах из титановых сплавов |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
RU2641594C1 true RU2641594C1 (ru) | 2018-01-18 |
Family
ID=68235502
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
RU2016141998A RU2641594C1 (ru) | 2016-10-26 | 2016-10-26 | Способ получения высокопористого остеоинтегрирующего покрытия на имплантатах из титановых сплавов |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
RU (1) | RU2641594C1 (ru) |
Citations (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
RU1780337C (ru) * | 1990-07-06 | 1995-10-20 | Московский авиационный технологический институт им.К.Э.Циолковского | Способ наводороживания титановых сплавов |
WO2000038753A1 (en) * | 1998-12-23 | 2000-07-06 | Ellingsen Jan E | Implants with modified surfaces for increased biocompatibility, and method for production thereof |
RU2338811C1 (ru) * | 2007-02-27 | 2008-11-20 | Общество с ограниченной ответственностью "ИЛЬКОМ" | Способ получения изделий из титановых сплавов и изделия, полученные этим способом (варианты) |
RU2525003C1 (ru) * | 2013-08-07 | 2014-08-10 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего профессионального образования "МАТИ-Российский государственный технологический университет имени К.Э. Циолковского" (МАТИ) | Сплав на основе алюминида титана и способ обработки заготовок из него |
WO2015061899A1 (en) * | 2013-10-28 | 2015-05-07 | Atomic Energy Of Canada Limited | Low pressure gaseous hydrogen-charge technique with real time control |
RU2594548C1 (ru) * | 2015-03-05 | 2016-08-20 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Московский авиационный институт (национальный исследовательский университет)" | Способ термоводородной обработки полуфабрикатов и изделий из пористого материала на основе титана и его сплавов |
-
2016
- 2016-10-26 RU RU2016141998A patent/RU2641594C1/ru active
Patent Citations (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
RU1780337C (ru) * | 1990-07-06 | 1995-10-20 | Московский авиационный технологический институт им.К.Э.Циолковского | Способ наводороживания титановых сплавов |
WO2000038753A1 (en) * | 1998-12-23 | 2000-07-06 | Ellingsen Jan E | Implants with modified surfaces for increased biocompatibility, and method for production thereof |
RU2338811C1 (ru) * | 2007-02-27 | 2008-11-20 | Общество с ограниченной ответственностью "ИЛЬКОМ" | Способ получения изделий из титановых сплавов и изделия, полученные этим способом (варианты) |
RU2525003C1 (ru) * | 2013-08-07 | 2014-08-10 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего профессионального образования "МАТИ-Российский государственный технологический университет имени К.Э. Циолковского" (МАТИ) | Сплав на основе алюминида титана и способ обработки заготовок из него |
WO2015061899A1 (en) * | 2013-10-28 | 2015-05-07 | Atomic Energy Of Canada Limited | Low pressure gaseous hydrogen-charge technique with real time control |
RU2594548C1 (ru) * | 2015-03-05 | 2016-08-20 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Московский авиационный институт (национальный исследовательский университет)" | Способ термоводородной обработки полуфабрикатов и изделий из пористого материала на основе титана и его сплавов |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
Mahajan et al. | Surface modification of metallic biomaterials for enhanced functionality: a review | |
EP2330227B1 (en) | METHOD OF FORMING FINE CRYSTAL GRAINS IN NITROGEN-DOPED Co-Cr-Mo ALLOY AND NITROGEN-DOPED Co-Cr-Mo ALLOY | |
Oh et al. | Properties of titanium–silver alloys for dental application | |
Wu et al. | Surface characteristics, mechanical properties, and cytocompatibility of oxygen plasma‐implanted porous nickel titanium shape memory alloy | |
KR101633660B1 (ko) | 저탄성 다기공 티타늄-나이오븀-지르코늄 생체용 복합체의 제조방법 및 저탄성 다기공 티타늄-나이오븀-지르코늄 생체용 복합체 | |
Wu et al. | Nickel release behavior, cytocompatibility, and superelasticity of oxidized porous single‐phase NiTi | |
JP2007296332A (ja) | 整形外科用人工器官を製造するためにチタン合金の微細構造を改良する方法およびその製品 | |
Li et al. | Highly porous Ni-free Ti-based scaffolds with large recoverable strain for biomedical applications | |
EP1663330A1 (en) | Biocompatible porous ti-ni material | |
Bhushan et al. | Fabrication and characterization of a new range of β-type Ti-Nb-Ta-Zr-xHaP (x= 0, 10) alloy by mechanical alloying and spark plasma sintering for biomedical applications | |
Wang et al. | Cost-affordable, biomedical Ti-5Fe alloy developed using elemental powders and laser in-situ alloying additive manufacturing | |
Mani | Chapter 1b metallic biomaterials: Cobalt-chromium alloys | |
JP6740554B2 (ja) | α+β型チタン合金の熱処理方法 | |
RU2641594C1 (ru) | Способ получения высокопористого остеоинтегрирующего покрытия на имплантатах из титановых сплавов | |
Rokaya et al. | Modification of titanium alloys for dental applications | |
Baitimerov et al. | An investigation of high temperature tensile properties of selective laser melted ti-6al-4v | |
Che Daud et al. | The effect of sintering on the properties of powder metallurgy (PM) F-75 alloy | |
RU2620428C1 (ru) | Способ получения покрытия на имплантатах из титана и его сплавов | |
CN114214550A (zh) | 一种医用镁合金及其制备方法 | |
KR20080105304A (ko) | 치과 임플란트용 합금의 질화티타늄 코팅방법 | |
Travessa et al. | Surface plasma nitriding of beta-titanium alloy bio-material | |
Mutlu et al. | Production and Precipitation Hardening of Beta-Type Ti-35Nb-10Cu Alloy Foam for Implant Applications | |
Angelescu et al. | Microstructural and mechanical evaluation of a Ti-Nb-Ta alloy | |
Azidin et al. | Investigation of mechanical properties for open cellular structure CoCrMo alloy fabricated by selective laser melting process | |
JP2022092454A (ja) | 血液適合性医療用チタン材料及び血液適合性医療用チタン材料の製造方法 |