Meditsiiniline titaani analüüs

Olulise funktsionaalse materjalina kasutatakse titaanmetalli laialdaselt lennunduses, energiatööstuses, meditsiinitarvikutes ja muudes valdkondades tänu oma eelistele, nagu madal tihedus, kõrge eritugevus ja hea korrosioonikindlus. Meditsiinilise titaani ja titaanisulamite arendusprotsessi võib laias laastus jagada kolme perioodi:

Esimest perioodi tähistavad puhas titaan ja Ti-6AI-4V; teine ​​periood on -tüüpi sulamid, mida esindavad Ti-5A1-2.5Fe ja Ti-6Al-7Nb; kolmas periood on paremad bioloogilised omadused ja elastsuse arendamine. Peamine kaitseliin on madalama mooduliga beeta-titaanisulamid. Uute titaanisulamist materjalide kasutamine on praeguste tavapäraste meditsiiniseadmete arendussuund.

Meditsiiniliste titaanisulamite materjalide uurimine algas minu riigis 1970. aastatel. Loode värviliste metallide uurimisinstituut töötas välja Ti-2.5Al-2.5Mo-2.5Zr (TAMZ). 1990. aastatel töötati välja sõltumatute intellektuaalomandi õigustega Ti-2.5Al-2.5Mo-2.5Zr (TAMZ). -6Al-4V, Ti-Al-2.5Fe ja Ti-6Al-7Nb materjalid. Hiina Teaduste Akadeemia on välja töötanud ka uue beeta-titaani sulami Ti-24Nb-4Zr-7.6Sn. Praegu on titaanisulamite väljatöötamine minu riigis peamiselt suunatud läbimurretele uute materjalide ja titaanisulamite materjalide aktiivsete rakenduste vallas.

Titaani korrosioon

Titaan on suhteliselt negatiivse passivatsioonipotentsiaaliga termodünaamiliselt ebastabiilne metall, mille elektroodi standardpotentsiaal on -1,63 V. Seetõttu on atmosfääris ja vesilahuses passiveerivate omadustega oksiidkile lihtne moodustada ning sellel on hea korrosioonikindlus.

Titaani korrosioonikindlus erinevates keskkondades

Väga oluline on uurida meditsiiniliste materjalide korrosioonikindlust. Ühest küljest tungivad mõned implanteeritud materjalide metalliioonid või korrosiooniproduktid bioloogilistesse kudedesse, mis võivad vallandada erineva raskusastmega füsioloogilisi reaktsioone; teisest küljest võib kehavedelike olemasolu tõttu mõne materjali jõudlus oluliselt halveneda, põhjustades kiireid kahjustusi või isegi rikkeid. Inimkeha keskkond on suhteliselt keeruline, mis põhjustab tõenäolisemalt mikroelementide lahustumist ja muudab oksiidikihi stabiilsust. Kerge hõõrdumine põhjustab titaanpinnale moodustunud passiveerimiskile erineval määral kahjustusi. Näiteks hapnikuvaeses keskkonnas nõrgeneb oksiidikihi stabiilsus. Kahjustuse korral ei saa seda kohe parandada või võib tekkida uus oksiidikiht, mis muudab korrosiooni tekkimise lihtsamaks. Selline olukord on inimkeha korduvate liigutuste ja seadmete kasutamisel peaaegu vältimatu. Plastiline deformatsioon muudab materjali struktuurset olekut, mõjutades seeläbi materjali korrosioonikindlust. Erinevad plastilise deformatsiooni astmed mõjutavad materjalide korrosiooniomadusi väga erinevalt. Plastilise deformatsiooni käigus koondub sisemine pinge, mis põhjustab liidese ja terade defekte. Seetõttu nõrgendab plastiline deformatsioon materjali korrosioonikindlust.

Titaani korrosioonimehhanism

Titaan on IVB rühma üleminekuelement. Keemilised omadused on suhteliselt aktiivsed ja neil on suur afiinsus hapnikuga. Igas hapnikku sisaldavas keskkonnas moodustub titaanpinnale kergesti tihe passiveerimiskile. See passiveerimiskile on äärmiselt õhuke, paksusega tavaliselt mõnest nanomeetrist kümnete nanomeetriteni. Titaanisulami passiveerimiskile olemasolu vähendab pindaktiivse lahustumise pindala ja aeglustab lahustumiskiirust, hoides seega vastu lahustumisest põhjustatud kahjustustele. Lisaks saab passiveerimiskilet automaatselt parandada ja kahjustumisel kiiresti uue kaitsekile moodustada. Seetõttu on titaanil hea korrosioonikindlus. Elusorganismidesse siirdatud titaanmetalli korrosioonivormid võib jagada punktkorrosiooniks, pingekorrosiooniks, pragukorrosiooniks, galvaaniliseks korrosiooniks ja kulumiskorrosiooniks.

Pingekorrosioon viitab metallipragude nähtusele, kui tõmbepinge ja korrosioon toimivad samaaegselt. Üldine protsess on järgmine: tõmbepinge toimel hakkab metallpinnale moodustunud kaitsekile purunema, moodustades punktkorrosiooni või pragude korrosiooni pragude allika, mis areneb sügavamale. Samal ajal põhjustab tõmbepinge toime kaitsekile korduvalt pragusid, moodustades tõmbepinge suunaga risti pragusid. Praod või isegi purunemine.

Titaanisulamite pingekorrosiooni mõjutavad tegurid

Titaanisulami SCC esinemine on kolme teguri – keskkonna, pinge ja materjali – koosmõju tulemus. SCC on väga selektiivne. Niikaua kui mõnda ülaltoodud kolmest tegurist muudetakse, SCC-d ei esine.

Titaanisulamid võivad läbida pingekorrosioonipragusid erinevate vahendite (nt vesilahus, destilleeritud vesi, orgaaniline lahus, kuum sool jne) toimel. SCC mehhanismid erinevates keskkondades on erinevad.

pH väärtuse mõjus titaanisulamist SCC-le on endiselt suuri erinevusi. Üldiselt, kui pH väärtus tõuseb, väheneb titaanisulamite SCC tundlikkus. Kui pH väärtus on 13-14, saab SCC sageli inhibeerida. Lokaalsete pragude esiosas, kus SCC muutub, võib aga isegi tekkida tugev söövitav keskkond pH väärtusega 2–3.

Elektrilise potentsiaali mõju SCC astmele on ülioluline. Sulamitest ja ainetest koosnevad korrosioonisüsteemid on erinevad ning nende SCC tundlikkuse potentsiaalid on samuti erinevad. Näiteks halogeniide sisaldavates vesilahustes B-titaani sulamites suureneb SCC, kui potentsiaal on ligikaudu -600mV; praod tekivad ka ülepassiveerimispotentsiaalide korral; kuid potentsiaalidel, mis on väiksemad kui -1000mV, pragusid ei teki. pragu. Cl- ja Br- sisaldavates vesilahustes on Ti8Al1Mo1V SCC tundlikkuse potentsiaal -500mV{{10}}mV. I- sisaldavas vesilahuses on tundlik potentsiaalne ala üle 0 mV.

Temperatuur on üks olulisi tegureid, mis mõjutab SCC esinemist titaanisulamites. Üldiselt, kui temperatuur tõuseb, suureneb SCC tundlikkus. Kuuma soolaõhu keskkonnas, mille temperatuur on {{0}} kraadi, on Ti6Al3Mo2Zr0,5Sn sulami pingekorrosioon SCC suhtes tundlikum üle 450 kraadi. Ti6Al4V sulami SCC tundlikkus, millele on lisatud H2S CO2 NaCl S lahusesse 200 kraadi juures teatud kogus Pd või Mo, on väiksem kui 250 kraadi juures. Inimkehasse siirdatud materjalide tundlikkus temperatuuri suhtes on aga piiratud.

When the medium is in the gap formed between the metal component and the metal or non-metal, it can accelerate the corrosion of the metal in the gap, which is called crevice corrosion. Crevice corrosion is a type of localized corrosion. When there are gaps in titanium and titanium alloys, due to the lack of oxidized substances in the gaps, they become anodes and corrode, destroying the passivation film. Generally, crevice corrosion goes through three stages: ① The consumption of oxygen in the crevice; ② The formation of macro cells and the reduction of pH value; ③ The passivation film is activated and dissolved until it is completely destroyed. The study found that in Hanks solution at 37°C, the crevice corrosion degree of the materials in descending order is: NiTi>NiTiCu>316L>Ti6Al4V≈Ti; Ti ja Ti6AI4V on Hanksi lahuses tugeva pragukorrosioonikindlusega. .

Kulumiskorrosioon on metalli kokkupuutel keskkonnaga, suhteline liikumiskiirus on suur, mis põhjustab metallipinna kulumist, mis omakorda põhjustab metalli kiirenenud korrosiooni. Kui titaan implanteeritakse implantaadina, kulub see teatud määral kirurgiliste instrumentidega, põhjustades pinnal oleva oksiidkile hävimise. Kui seda oksiidkilet ei saa õigeaegselt parandada, hakkab siirdatud metall veelgi korrodeeruma või isegi ebaõnnestub.

Biomeditsiinilised materjalid on kaasaegse kliinilise meditsiini kiire arengu oluliseks materiaalseks baasiks ning on 21. sajandi materjaliuuringute põhiteema. Titaan on uue korrosioonikindla materjalina teinud suuri edusamme ja seda kasutatakse laialdaselt biomeditsiini valdkonnas tänu oma heale biosobivusele ja korrosioonikindlusele. Titaani kasutamisel inimkeskkonnas on aga veel palju probleeme, mis vajavad lahendamist. Seetõttu on biomeditsiiniliste materjalide kiirema väljatöötamise kavandamiseks ja algatamiseks vaja läbi viia süvendatud uuringud titaanmaterjalide omaduste erinevate aspektide kohta.

viitama:

[1] Qin Ying, Wang Shaoan. Titaanist ja titaanisulamist hambaimplantaatide korrosiooniomaduste uurimine [J]. International Journal of Oral Medicine, 2008, 35(4): 255-258.

[2] Huang Yongguang. Titaanisulamist materjalid kirurgiliseks implanteerimiseks ja nende standardimine [J]. Progress in Titanium Industry, 2002, (1): 36-39