Медицинский титановый сплав
Способ получения медицинского титанового сплава включает смешивание 70–75% порошка металлического титана, 20–23,6% порошка металлического тантала, 1,5–2,2% порошка металлического железа и 3,1–5% порошка металлического серебра по массе и добавление их в вакуумную шаровую мельницу. После измельчения в течение 3,5–5 часов шаровая мельница вакуумируется, а затем продувается аргоном. Этот процесс повторяется три раза, чтобы гарантировать отсутствие воздуха в вакуумной шаровой мельнице. Полученный на этапе S1 смешанный металлический порошок помещают в графитовый тигель и спекают на искровой плазменной спекательной установке при температуре спекания 880–920℃ в течение 25–50 минут. В процессе спекания импульсный ток подается в течение 1,5–2 минут каждые 5 минут, а осевое давление 32–35 МПа непрерывно поддерживается при вакууме системы 5–10 Па. После спекания сплав охлаждается в печи.
Биомедицинские материалы — это материалы со специальными свойствами и функциями, используемые для создания искусственных органов, хирургического восстановления, физиотерапии и реабилитации, диагностики и лечения заболеваний, не оказывающие негативного воздействия на биологические ткани. В качестве биомедицинских материалов они должны обладать такими характеристиками, как нетоксичность, устойчивость к биокоррозии, хорошие механические свойства и биосовместимость. Металлические материалы на основе титана, включая чистый титан и титановые сплавы, обладают превосходными механическими свойствами, высокой коррозионной стойкостью, низким модулем упругости и хорошей биосовместимостью. В настоящее время они широко используются в качестве материалов для внутренней фиксации в ортопедии и применяются в качестве имплантатов в ортопедической хирургии с внутренней фиксацией, особенно в зонах, подверженных нагрузке. По сравнению с широко используемой нержавеющей сталью и кобальто-хромовыми сплавами, титановые металлические материалы легче, а их механические свойства и модуль упругости ближе к свойствам естественной кости. В настоящее время титановые имплантаты по-прежнему имеют множество проблем, таких как недостаточная остеоиндукция, низкая прочность сцепления с окружающими тканями, высвобождение ионов металла, длительный период заживления и плохая коррозионная стойкость. При имплантации титановых сплавов в организм человека их нефизиологическая поверхность подвергается воздействию физиологической среды, что приводит к их легкому инкапсулированию тканевыми волокнами, отслоению от окружающих тканей кости, склонности к расшатыванию и, в конечном итоге, к неудаче имплантации. Кроме того, износостойкость биосовместимых титановых сплавов не очень высока и значительно хуже, чем у медицинских алмазных сплавов в условиях организма. После имплантации из-за взаимного износа титанового сплава и тела вокруг сустава легко образуется темно-коричневое вязкое вещество, вызывающее боль. Кроме того, хотя титан и титановые сплавы ближе по модулю упругости к кости, чем другие материалы, все же существуют некоторые различия. Необработанный титан, имплантируемый в качестве материала для восстановления твердых тканей, обладает более низкой проводимостью костной ткани, чем биоактивная керамика. Необработанные поверхности титана не обладают антибактериальными свойствами; продукты износа, образующиеся в результате трения после имплантации, могут привести к воспалению, а бактериальная инфекция может также вызвать отторжение имплантата. Модификация поверхности титановых металлических материалов для улучшения характеристик интеграции с костной тканью, биосовместимости и антибактериальных свойств имплантационных материалов является актуальной темой исследований в области ортопедии и нанобиоматериалов.
Метод приготовления медицинского титанового сплава включает следующие этапы: 72% порошка металлического титана, 22,4% порошка металлического тантала, 1,6% порошка металлического железа и 4% порошка металлического серебра (по массе) смешивают и добавляют в вакуумную шаровую мельницу. После измельчения в течение 3,5 часов шаровую мельницу вакуумируют до 9 Па, а затем вводят аргон. Этот процесс повторяют три раза, чтобы гарантировать отсутствие воздуха в вакуумной шаровой мельнице. Скорость шарового измельчения составляет 160 об/мин, а время измельчения — 22 часа. Полученный на этапе S1 смешанный металл затем… Порошок помещали в графитовый тигель и спекали в системе искрового плазменного спекания. Температуру первоначально повышали от комнатной температуры до температуры спекания, сначала до 500°C со скоростью 10°C/мин, выдерживали в течение 5 минут, а затем повышали до температуры спекания со скоростью 1,5°C/мин. Температура спекания составляла 880°C, а время спекания — 25 минут. Во время спекания каждые 5 минут в течение 1,5 минут подавался импульсный ток, и непрерывно поддерживалось осевое давление 32 МПа для поддержания вакуума в системе 5 Па. После спекания систему охлаждали вместе с печью.
Способ получения медицинского титанового сплава включает следующие этапы: 71% порошка металлического титана, 22,5% порошка металлического тантала, 1,5% порошка металлического железа и 5% порошка металлического серебра (по массе) смешивают и добавляют в вакуумную шаровую мельницу. После измельчения в течение 4,5 часов шаровую мельницу вакуумируют до 11 Па, а затем вводят аргон. Этот процесс повторяют три раза, чтобы убедиться в отсутствии воздуха в вакуумной шаровой мельнице. Скорость измельчения составляет 210 об/мин, а время измельчения — 28 часов. Полученную на этапе S1 смесь... Порошок сплава помещают в графитовый тигель и спекают на системе искрового плазменного спекания. Температура повышалась от комнатной температуры до температуры спекания, сначала до 580℃ со скоростью 14℃/мин, выдерживалась в течение 7 минут, а затем повышалась до температуры спекания со скоростью 2,5℃/мин. Температура спекания составляла 910℃, а время спекания — 45 минут. Во время спекания каждые 5 минут подавался импульсный ток в течение 2 минут, и непрерывно поддерживалось осевое давление 34 МПа для поддержания вакуума системы 9 Па. После спекания система охлаждалась вместе с печью.
Испытания характеристик: (1) Электрохимические коррозионные характеристики были протестированы с использованием многофункциональной фотоэлектрохимической интегрированной системы испытаний с трехэлектродной системой. В качестве вспомогательного электрода использовался платиновый электрод, в качестве электрода сравнения — насыщенный каломельный электрод, а в качестве рабочего электрода — сплавы, приготовленные в примерах 1-4. (2) Угол смачивания водой был измерен на сплавах, полученных в примерах 1-4. (3) Антибактериальные свойства in vitro были протестированы с использованием стандартных штаммов Escherichia coli и Staphylococcus aureus, а для оценки антибактериальных свойств материалов использовался метод подсчета колоний на чашках Петри.