Применение титана и титановых сплавов в эндопротезах суставов

Содержание
Введение 2
1. Материалы для изготовления эндопротезов 3
1.1. Историческая справка 4
1.2. Сталь 8
1.3. Кобальтовые литые и деформируемые сплавы 9
1.4. Тантал 11
1.5. Керамика 12
1.6. Алюминиевая и другие керамики 14
1.7. Пластмассы 16
2. Применение титана и титановых сплавов для изготовления эндопротезов 19
2.1. Влияние легирующих элементов на свойства титановых сплавов ……………………………………………………………………20
2.2. Производство титана 26
2.3. Рассмотрение свойств титановых сплавов, используемых в медицине 35
2.4. Новые сплавы 37
3. Сравнение изученных материалов с титаном 43
3.1. Физико-механические свойства 43
3.2. Биосовместимость 44
3.3. Биоадгезия 46
3.4. Трибологические аспекты, смазка и износ 47
3.5. Коррозия 50
3.6. Стоимость 51
Вывод 52
Список использованных источников 53

Зарубежныетитановые псевдо-β-сплавы. TNTZ (Япония): Ti-29Nb-13Ta-4,6Zr (σв=1000МПа, Е = 65ГПа); Ti-15Mo-5Zr-3Al (KobeSteelLtd) - (ρ=5,01 г/см3; Тпп=785°С); Ti-30Та, β-21S (Ti-3Al-15Mo-2,6Nb-0,2Si) обладают относительно низким модулем упругости, но всё же не являются изопластичными и очень дорогие.Сделаем сводную таблицу по отечественным сплавам. Марка сплаваХимическая формулаФизические свойства σв, МПаδ, %ω, % (относит.сужение)ВТ1-00Сумма примесей (О2, С, Fе, Si) менее 0,44%300-45020-4534-55ВТ1-0Сумма примесей менее 0,68%400-55013-4030-50ОТ4-00,2-1,4Al0,2-1,3Mn450-65012-3024-45ОТ4-11,0-2,5-1,4Al0,7-2,0 Mn600-75010-2023-35ОТ43,5-5,0 Al0,8-2,0 Mn700-9007-2020-30ВТ54,3-5,2 Al750-9506-1015-25ВТ5-14,0-6,0 Al2,0-3,0 Sn750-9505-1516-25ВТ65,5-7,0 Al4,2-6,0 V900-11006-1020-30ВТ205,5-7,5 Al1,5-2,5 Zr0,5-2,0 Mo0,8-1,8V950-11506-1215-25ВТ224,4-5,9 Al4,0-5,5 Mo0,8-5,5 V0,5-1,5 Fe0,5-2,0 Сr1100-12506-1020-35ВТ234,0-6,3 Al1,5-2,5 Mo4,0-5,0 V0,8-1,4 Сr0,4-0,8 Fe1300-1450620Новые сплавыВ ИЭС им. Патона НАН Украины были разработаны два сплава медицинского назначения, которые не содержат в большом количестве дорогостоящих легирующих элементов. Это ТМ1 системы Ti-Al-Nb-Zr и ТМ2 системы Ti-Al-Nb-Fe-Zr, рассчитанных на различный уровень прочности. (Titan, №3(33) 2011).Приведем механические свойства этих сплавов в сравнении с другими сплавами. Таблица 2.1. Механические характеристики некоторых титановых сплавов и кортикальной кости Сплав σ02, МПаσв, МПаЕ, МПаδ, %ψ, %σ-1, МПаВТ1-032040011,1·10425-170Ti-6Al-4V79586011,5·1041025400Ti-6Al-7NbШвейцария9001000-13--Ti-Al-Nb-Zr (TM1)7808009,6·1042260360Ti-Al-Nb-Zr-Fe (TM2)9201000-1640-Кость250-2,0·1040,5-200При создании стоматологических, ортопедических и кардиологических имплантатов важно, чтобы материал не только имел оптимальное соотношение механических свойств, но и обладал высоки уровнем сопротивления переменным нагрузкам и имел высокие усталостные характеристики. Исследования усталостных характеристик сплава ТМ1 и, для сравнения, сплавов ВТ1-0 и Ti-6Al-4V проводились в ИПМ НАНУ. Усталостные кривые представлены на рис.2.6. Рис.2.6. Усталостные характеристики титановых сплавовСопоставление усталостных свойств сплава ТМ1 с усталостными характеристиками технического титана ВТ1-0 и сплава ВТ6 показало, что сопротивление усталости сплава ТМ1 несколько ниже, чем сплава ВТ6, но приблизительно в 2 раза выше, чем у технического титана. Сплавы ТМ1 и ТМ2 обладают хорошей свариваемостью, что дает возможность выполнять сварные конструкции при изготовлении аппаратов и инструментов медицинского предназначения. Разработанные сплавы ТМ1 и ТМ2 прошли испытания на общую коррозию в растворах серной и соляной кислот. СредаСкорость коррозии, мм/годМатериалТМ1ТМ2ВТ1-01% HCl-0,00010,00355% HCl0,00190,00020,004210% HCl0,0290,0270,0795% H2SO4-0,00020,003910% H2SO40,00050,00050,006320% H2SO40,00050,00070,055Конц. H2SO40,14-1,425Анализ полученных результатов показал, что скорость коррозии сплавов ТМ1 и ТМ2 в разбавленных соляной и серной кислотах на порядок ниже, чем у легированного титана марки ВТ1-0 в тех же средах. В 10% растворе HCl скорость коррозии ниже, чем у нелегированного титана, как минимум в 2 раза. Помимо изучения механических и коррозионных свойств, сплавы ТМ1 и ТМ2 были всесторонне исследованы с точки зрения целесообразности их применения в медицинской практике. В НИИ травмотологии и ортопедии под руководством д.м.н. проф. Бруско было проведено изучение новых сплавов на коррозию, биостойкость и биосовместимость в организме животных и реакции костной и параоссальной тканей при имплантации в них образцов из этих сплавов. Исследование проводили на 40 взрослых кролях, срок наблюдения до 180 суток. В результате проведенных исследований было сделано заключение о биологической инертности и биологической совместимости исследованных образцов новых титановых сплавов, что делает возможным их использование в качестве материалов для изготовления компонентов эндопротезов. Также было проведено исследование динамики образования иммуноглобулина (клетки иммунной защиты) при введении инородного тела. Сплав ТМ1 имеет наименьший показатель, т.е. на этот сплав иммунная система организма реагирует наилучшим образом по сравнению с наиболее распространенными в стоматологии хромо-кобальтовым сплавом, золотом и техническим титаном. Было выдано разрешение на Украине на применение сплавов ТМ1 и ТМ2 в медицине. Кроме определения механических, усталостных и коррозионных характеристик, были проведены исследования структуры разработанных титановых сплавов. Поскольку изготовление изделий медицинского назначения не исключает применения сварки, то изучали структуру, как самих сплавов, так и их сварных соединений (как же без сварки – институт Патона Е.О.). Сплав ТМ1 (системы Ti-Al-Nb-Zr) относится к титановым псевдо α-сплавам и является термически стабильным. Структура сплава в состоянии после прокатки состоит из сильно деформированных, вытянутых в направлении прокатки первичных β-зерен. Внутризернистая структура представлена колониями пластинчатой α-фазы с различной кристаллографической ориентацией. После сварки в зоне термического влияния (ЗТВ) и сварном шве на границах первичных β-зерен и выделяется α’-фаза с более грубой морфологией, чем в основном металле. Сплав ТМ2 (Ti-Al-Nb-Fe-Zr) можно отнести к титановым (α+β)-сплавам мартенситного класса. В прокатном состоянии этот сплав также имеет структуру, представленную пластинчатой α-фазой, но в промежутках между α-пластинами имеется β-фаза, количество которой зависит от режима термической обработки. Структура зоны термического влияния представлена равноосными зернами, а шва – равноосными и вытянутыми первичными β-зернами с мартенситной структурой. Сплавы ТМ1 и ТМ2, так же как и их сварные соединения, имеют структуру, характерную для сплавов соответствующих классов. Микроструктурные исследования сварных швов этих сплавов не обнаружили дефектов сварки. Вывод. Разработанные в ИЭС им Е.О. Патона титановые сплавы ТМ1 и ТМ2 характеризуются высоким уровнем механических свойств, а также хорошей хорошей коррозионной стойкостью и биологической совместимостью, что позволит им найти широкое применение как в ортопедии и стоматологии. [5]Никелид титана В последнее время разрабатываются эндопротезы с использованием сплавов с эффектом памяти формы.А.Н. Митрошин в 1992году предложил ножку эндопротеза, которая имеет муфты из никелида титана, обеспечивающие ножке, хорошую первичную стабильность в организме. Для получения стабильности вертлужного компонента автор предложил конструкцию, фиксируемую длинным винтом к крылу подвздошной кости. Первые 73 операции, выполненные автором, показали обнадёживающие результаты. Ф.С. Зубаиров в том же 1992 году разработал ножку в виде внутрикостного стержня из пористого никелида титана, на котором с целью повышения прочности фиксации к кости имеются продольный паз и прямоугольные выступы, расположенные в одной плоскости с пазом и осью стержня. Выполнение ножки из никелида титана обеспечивает восстанавление первоначально заданной формы устройства в рабочем положении после предварительной деформации, а также постепенное прорастание ее костной тканью. Вывод. Благодаря конструкциям из никелида титана можно решать целый ряд проблем «нестандартных» индивидуальных ситуаций, возникающих при эндопротезиовании тазобедренного сустава особенно у больных с опухалями костей. Использование сплавов с памятью формы открыло возможности создания новых фиксирующих конструкций, не имевших аналогов при использовании «классических» материалов.Сравнение изученных материалов с титаномФизико-механические свойстваК современным конструкциям высоконагруженных ортопедических имплантатов, и, в частности, к эндопротезам суставов предъявляются повышенные требования по надежности и функциональным свойствам. Реализация высокого комплекса эксплуатационных свойств эндопротезов может быть достигнута выбором оптимальных технологий производства, в частности, методов и режимов формирования структуры и обработки поверхности изделий. Сплавы, применяемые в медицине, характеризуются по плотности и модулю упругости. Таблица 3.1. Основные физико-механические свойства сплавов МатериалПлотность, г/см3Модуль упругости на растяжение, МПаПредел прочностиσвМПаПредел текучести στМПаОтносительное удлинение, δ%Твер-достьНВСталь 316L(аналог 03Х16Н15М3)8,04186,4более 520более 220более 45217Co-Cr-Mo8,59248,269049060240Ti6Al4V4,43113,879586025-Плотность титана в два раза меньше плотности стали и сплава Co-Cr-Mo, следовательно, масса в два раза меньше. А это очень благоприятно сказывается на результатах операций. Модуль упругости (модуль Юнга) описывает упругие свойства материалов. Это способность воспринимать большие нагрузки с минимальными деформациями. Таблица 3.2. Модуль Юнга некоторых материалов Металлыалюминий7·1010хром28·1010сталь21·1010титан12·1010Керамикакарбид вольфрама69·1010графит0,7·1010карбид кремния 48·1010Полимеры полиэтилен0,4·1010эпоксидная смола4,5·1010найлон-662,8·1010Как видим из таблицы, титан обладает лучшими упругими свойствами среди металлов, кроме алюминия, но алюминий не обладает биосовместимостью титана. Модуль упругости титанового сплава наиболее близок к модулю упругости костной ткани. БиосовместимостьВсе имплантаты должны обладать биосовместимостью, т.е. быть совместимыми с тканями и жидкостями организма. Биосовместимость тесно связана с коррозионной стойкостью метриалов. Насколько устойчивы металлы к коррозии, настолько они будут биосовместимыми. На рис. 3.1 показана коррозионная стойкость основных металлов и их сплавов.Рис.3.1. Коррозионная стойкость материалов в изотоническом растворе хлорида натрия (рН 7,4)[1]В сплаве TS6A14V присутствует довольно токсичный ванадий, но достоверных исследований по этому поводу пока нет. Титан, тантал и ниобий биосовместимы, так как они формируют на своей поверхности защитную плёнку из полупроводящих и непроводящих окислов. Эти окислы способны пассивно предотвращать обмен электронами между металлом и межтканевой жидкостью. Данный эффект описывается как диэлектрическая постоянная различных металлов.Благодаря изоляционным свойствам оксидов титана эндопротез на его основе не распознаётся организмом как инородное тело. Важную роль в биосовместимости имплантируемого металла играют продукты коррозии, увеличивающие площадь контакта ткани организма с поверхностью имплантата. Наоборот, чем больше изолирован материал эндопротеза от тканей, тем лучше он вживляется в ткани человека.Большую биосовместимость с тканями организма имеет чистый титан. Однако он непрочен, из него нельзя изготовить высоконагружаемые элементы эндопротеза. Поэтому ножку эндопротеза для бесцементной фиксации изготовляют из сплава ВТ6Л, а для создания пористой поверхности, в которую будет прорастать кость, наносят слой чистого титана. БиоадгезияБиоадгезия (остеоинтеграция): врастание костной ткани в поры эндопротеза во многом зависит от материала имплантата. Несмотря на меньшую биоадгезивность, чем у керамики, титановые сплавы хорошо связываются с костной тканью, поскольку оксидный слой, покрывающий имплантат, вступает с ней в химическое взаимодействие.Так, в эксперименте с карликовыми свиньями породы ханфорд, которым в трубчатую кость конечности имплантировали пластины из промышленно чистого титана и нержавеющей стали 316L, на микроскопическом уровне показано, что новая костная ткань вплотную примыкала к титановой пластине, а между костью и пластиной из нержавеющей стали 316L формировалась соединительнотканная капсула. Адгезия титановых материалов к мягким тканям подтверждена на культурах клеток Хелла, когда титановые шарики помещали в инкубатор вместе с клетками. Уже через 24 ч клетки Хелла плотно соединялись с поверхностью шариков, а через 7 сут шарики были плотно окутаны клетками и соединялись с ними посредством цитоплазматических мостиков.Как и с нержавеющей сталью, неблагоприятное течение адгезии было отмечено в эксперименте с собаками, которым имплантировали эндопротезы из комохромового сплава. Гистологические исследования показали, что через 28 сут после операции вновь образованная костная ткань плотно облегала имплантат, но уже через 56 сут произошло разрушение новой ткани. Это привело к нестабильности эндопротеза через 112 сут. В противоположность этому эндопротезы сплава с плазменным напылением титана формировали плотную связь с костной тканью. На адгезию влияет также и структура поверхности эндопротеза. Титан, имеющий грубую поверхность, обработанную струёй песка, лучше сцеплен с костью, чем протез с плазменным напылением титана.Таким образом, титан и его сплавы предпочтительны для изготовления эндопротезов, так у них лучшее сопротивление коррозии, выше биосовместимость, они биоинертны. В такие материалы лучше врастает костная ткань и они более пригодны к функционированию в биосистемах (Spektor М., 1982; GalanteJ.О. etal, 1985; SumnerD.R. etal., 1992; HamlinF.D. etal., 1993; ReigstadA. etal, 1996; VidalainJ.P., 1996). Трибологические аспекты, смазка и износТрибологические аспекты биоматериалов: сила сопротивления, возникающая при движении двух контактирующих поверхностей, увеличивается пропорционально увеличению силы сжатия этих материалов. Отношение силы сопротивления (F) двух материалов к силе сдавления (R) называется коэффициентом трения. Рис.3.2. Возникновение коэффициента трения при движении двух контактирующих поверхностей Основные показатели коэффициента трения некоторых пар:-хрящ по хрящу -0,002÷0,004;-металл по металлу сухо - 0,4, в изотоническом растворе хлорида натрия - 0,15÷0,35;металл по СВМПЭ (в присутствии синовиальной жидкости) - 0,05÷0,15.Необходимо затратить определённую энергию, чтобы начать движение в искусственном суставе, и в последствии его поддерживать. Движение, возникающее на начальном этапе, характеризуется так называемым статическим коэффициентом трения μs. По мере продолжения движения коэффициент трения уменьшается, он называется динамическим μD.Коэффициент трения хряща по хрящу меньше тех значений, которые получаются искусственным путём.Коэффициент трения зависит от шероховатости поверхности и её формы, а также от скорости скольжения и нагрузки. Эффективность смазки искусственного сустава зависит от свойств материалов: полировки, примесей, относительной твердости и свойств самой смазки.Детали из титана легко поддаются поверхностным изменениям. После термоводородной обработки сплав ВТ6 имеет высокую прочность (σв-1250 МПа) и низкую пластичность (δ=2%) это оптимальные значения для головки эндопротеза. ТВО ВТ6 резко сокращает износ металла головки эндопротеза (по сравнению с исходным состянием), а также в 5 раз уменьшается износ СВМПЭ, из которого сделана чашка. Трибологические испытания головок эндопротеза тазобедренного сустава диаметром 28 мм проводили на универсальной испытательной машине Zwick 1464. В процессе эксперимента определялся крутящий момент в узле трения при отсутствии смазки при вертикальной нагрузке на головку 2250 Н в течение 300 полных вращений головки в чашке из СВМПЭ с частотой 1 Гц.Коэффициент трения определяли по формуле:где Мкр - крутящий момент, Н·м;Р - нагрузка, Н;R- радиус головки, м.На рис. 3.3 показаны результаты испытания. Рис.3.3. Влияние числа оборотов (N) на значения коэффициента трения шаровых головок в паре со СВМПЭ при нагрузке 2250 Н Пунктирной линией показано значение 0,04, которое соответствует максимальному коэффициенту трения в здоровом суставе человека.Лучший коэффициент трения имеет головка из сплава Со-Сг-Мо. Его значение с увеличением числа циклов практически не изменяется, а внутренняя полость чашки из СВМПЭ после испытаний не имела видимых следов износа.Под руководством члена-корреспондента РАН, профессора А.А. Ильина группа исследователей из MATИ-МГТУ им. К.Э. Циолковского разработали технологию модификации титановых сплавов с изменением их твёрдости аналогично комохромовым сплавам. (ТВО сплава ВТ6, упрочнение ножки протеза). Поверхность изделий отлично полируется, имеет низкий модуль упругости, высокие показатели ударной вязкости, но износ полиэтилена остаётся высоким. Сейчас налажен выпуск таких головок с различной длиной шеек под названием «Тиудин», применяется для первичного и ревизионного эндопротезиования. Совместно с МГТУ им. Н.Э. Баумана и ЦИТО им. Н.Н. Приорова (доктор технических наук Н.С. Гаврюшенко) при спонсорской поддержке фирмы «Линда» группа под руководством проф.Н.В. Загородного попытались модифицировать поверхность титановых сплавов методом ионной имплантации сиспользованием инертных газов. Об имплантации ионов азота или кислорода с целью повышения твёрдости поверхности головок из сплаваTi6A14Vиуменьшения коэффициента трения сообщали многие зарубежные исследователи (BuchananR.A. etal., 19S7; McKellop Н. etal., 1990).КоррозияКоррозия - разрушение материалов под воздействием химических или электрохимических реакций, которые происходят между металлом и средой организма. Изменения поверхности металла происходят в результате выхода ионов металла в межтканевую жидкость.Материалы со стабильной поверхностью, которые высвобождают меньше ионов металла, называются устойчивыми. Создание устойчивой стабильной поверхности (чаще всего это оксидная плёнка), которая уменьшает коррозию металла, называется пассивацией. Титан мало подвержен коррозии из-за спонтанной и очень быстрой пассивации.Уровень коррозии зависит от рН среды и взаимодействия с кислородом в том месте, где находится имплантат. Смещение рН среды в кислую сторону из-за случайных временных ситуаций или развития инфекции в месте имплантата может нарушить оксидную плёнку металла и вызвать коррозию.Сплавы титана в этом отношении намного устойчивее других сплавов, так как нарушенная оксидная плёнка моментально восстанавливается при помощи ионов кислорода, окружающего металл.СтоимостьВ таблице 3.2. показана стоимость материалов для имплантатов, из которой видна экономическая выгода применения именно титановых сплавов. Рис.3.3. Стоимость материалов для хирургических имплататов [1]ВыводПрименение титановых сплавов для изготовления деталей эндопротезов позволяет наиболее полно реализовать в изделиях такие важнейшие преимущества титановых сплавов по сравнению со сталями и кобальтовыми сплавами, как наилучшую биологическую совместимость и высокую коррозионную стойкость, сравнительно низкий модуль упругости и хорошую механическую совместимость с костными структурами, высокие удельную выносливость и прочность. Большой выбор эндопротезов свидетельствует о том, что идеальных эндопротезов в настоящее время не существует. Но все-таки со свойствами титановых сплавов на сегодняшний день нельзя сравнить свойства ни одного другого сплава. Список использованных источниковЗагородний Н.В. Эндопротезирование тазобедренного сустава. Основы и практика: руководство. – М: ГЭОТАР-Медиа, 2012.-704 с.Ильин А.А., Колачев Б.А., Полькин И.С. Титановые сплавы. Состав, структура, свойства. Справочник. –М: ВИЛС-МАТИ, 2009, 520 с.Имплантаты с памятью формы в травматологии и ортопедии / В.А. Ланшаков, В.Э. Гюнтер и др. – Томск: ИПФ; Изд-во НТЛ, 2004.-228 с.Критерии выбора легирующих элементов для титановых сплавов медицинского назначения. А.Н. Доний, М.М. Воронин, К.С. Ворон, НТУ, Киев. В.Ф. Топольский, С.В. Анохин, Г.М. Григоренко, И.К. Петриченко. Разработка новых титановых биосовместимых сплавов для ортопедии и стоматологии. Журнал Titan, №3 (33) 2011 год. Структура поверхностных слоев никелида титана, сформированных импульсным электронно-лучевым плавлением. Ю.П. Миронов, Л.Л. Мейснер, А.И. Лотков. Томск: Институт физики прочности и материаловедения СО РАН, 2007. В.Н. Карпов, А.М. Мамонов, В.С. Спектор, В.И. Мона, Д.А. Швырин. Материаловедческие и технологические аспекты проектирования высоконагруженных имплантатов из титановых сплавов. Титан, 2010, №3 (29). С 43-51.Мамонов А.М., Спектор В.С., Скворцова С.В., Агаркова Е.О., Нейман А.П. Влияние термоводородной обоработки на структуру, механические и технологические свойства литых полуфабрикатов из сплава ВТ20Л//Титан, 2009, №4 (26). С 14-18. Мамонов А.М., Спектор В.С., Лукина Е.А., Сарычев С.М. Применение вакуумного ионно-плазменного азотирования для повышения износостойкости медицинских имплантатов. //Титан, 2010, №2 (28). С 23-30. Ильин А.А., Мамонов А.М., Карпов В.Н., Балберкин А.В., Загородний Н.В., Бабин С.В., Егоров Е.Н. Пористые слоистые композиционные материалы на основе титана в эндопротезировании тазобедренного сустава//Технология легких сплавов, 2008, №3. С. 73-78. Титановые сплавы. Металлография титановых сплавов. М, «Металлургия», 1980, 464 с. Титан и его сплавы. Цвиккер У. Берлин-Нью-Йорк, 1974. Пер. с нем. М., «Металлургия», 1979, 512 с. Структура поверхностных слоев никелида титана, сформованных импульсным электронно-лучевым плавлением. Ильин А.А., Коллеров М.Ю., Ночовная Н.А., Гусев Д.Е. Материалы с эффектом памяти формы, - М.:МАТИ, 2009, -126 с.Теория превращений в твердом состоянии: Учеб. пособие. / А.А.Попов. Екатеринбург: ГОУ ВПО УГТУ-УПИ, 2004. 168с.Структура и свойства титановых сплавов. Процессы формирования структуры: учеб. пособие. / А.А.Попов. Екатеринбург: УГТУ-УПИ, 2008. 138с. Вильямс Д.Ф., Роуф Р. Имплантаты в хирургии. – М.: Медицина, 1978, 552 с