[1]Изобретение относится к металлургии, а именно к способам получения имплантатов из титановых сплавов с остеоинтегрирующим покрытием.
[2]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.
[3]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.
[4]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.
[5]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.
[6]Задачей настоящего изобретения является разработка способа получения высокопористого остеоинтеграционного покрытия на монолитном имплантате из титанового сплава при сохранении высокого уровня характеристик работоспособности последнего.
[7]Техническим результатом изобретения является повышение усилий среза покрытия с монолитной основы при сохранении ее структуры и свойств.
[8]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. %.
[9]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).
[10]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%.
[11]Перед вакуумным отжигом имплантат с покрытием охлаждают до комнатной температуры.
[12]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.
[13]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.
[14]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.
[15]Фазовая перекристаллизация протекает как при введении в материал водорода, так и при его удалении в процессе вакуумного отжига.
[16]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).
[17]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.
[18]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.
[19]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.
[20]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.
[21]Примеры использования изобретения
[22]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.
[23]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).
[24]Таким образом, технический результат, выражающийся в повышении усилий среза покрытия при сохранении структуры и свойств основы, получен.
[25]Задача изобретения - получение высокопористого остеоинтегрирующего покрытия на имплантатах из титановых сплавов - решена.
[26]
