Диссертация (1139634), страница 14
Текст из файла (страница 14)
Значениястационарного потенциала сплавов Ti-Nb-Ta и Ti-Nb-Zr сравнимы илинезначительно превышают таковые для титана, в то время как никелид титанаобладает более высоким потенциалом. Сплавы Ti-Nb-Ta и Ti-Nb-Zr обладаютбольшим значением ΔЕ, что свидетельствует о большей склонности их кпассивации в растворе Хэнка.Устойчивостьоксидныхпленокприприложениивнешнегоэлектропотенциала оценена на поляризационных диаграммах, т.е. позависимости тока растворения от приложенного потенциала (значениюплотности тока в пассивном состоянии iп (Рис.
32, Табл. 13). Значения iп длясплавов Ti-Nb-Ta и Ti-Nb-Zr в целом выше, чем для Ti и Ti-Ni, в то же времяоставаясь в диапазоне, характерном для высококоррозионноустойчивыхматериалов. Однако сплав Ti-Ni при анодной поляризации подвергаетсяпиттинговой коррозии, о чем свидетельствует резкое повышение плотноститока при потенциале питтингообразования EПО (стрелка на рисунке 32), в товремя как Ti-Nb-Ta, Ti-Nb-Zr и Ti устойчивы к этому виду глубокогокоррозионного разрушения. Как видно, сверхупругие сплавы Ti-Nb-Ta и TiNb-Zrпрактическинеуступаютпокоррозионно-электрохимическимхарактеристикам титану и никелиду титана, но в отличие от титана обладаютсвойством сверхупругости, и в отличие от никелида титана не подвергаютсяпиттинговой коррозии.88Рисунок 32 – График Поляризационных диаграмм (0,1 мВ/с) сплавовTi-Nb-Ta, Ti-Nb-Zr, Ti и Ti-Ni в искусственной слюне при 37 оСТаблица 13 – Величина плотности тока в пассивном состоянии iп,полученные по поляризацонным диаграммам сплавов Ti-Nb-Ta, Ti-Nb-Zr, Ti иTi-Ni в модельных растворах при 37°СМатериал, растворiп, мкА/см2Ti-Nb-Ta, I2,3Ti-Nb-Ta, II2,3Ti-Nb-Zr, I2,0Ti-Nb-Zr, II1,7Ti, I0,5Ti, II0,6Ti-Ni, I0,4Ti-Ni, II0,4Примечание: I – раствор Хэнка, II – «искусственная слюна»Важные результаты дали механоциклические испытания сплавов Ti-NbTa и Ti-Nb-Zr в модельных растворах (зависимость величины свободногопотенциала от времени выдержки в растворе Хэнка при постояннодействующей нагрузке с различной степенью деформации представлена напримере сплава Ti-Nb-Ta) (Рис.
33). При деформации 0,2 % по мереувеличения числа циклов наблюдается устойчивый благоприятный рост89потенциала, что является результатом известного механохимического эффектаПотенциал, мВпластифицирующего действия нагрузки.Время, минРисунок 33 – График типичных хронопотенциограмм сплава Ti-Nb-Taот времени выдержки в растворе Хэнкапри постоянно действующей нагрузке различной величиныПовышение степени деформации до 0,4 % уже в момент начала еедействия вызывает скачок потенциала в отрицательную сторону, что,очевидно, связано с нарушением сплошности пассивной пленки.
Дальнейшаязнакопеременная нагрузка сопровождается благоприятным повышениемпотенциала, которое может быть связано с постепенным восстановлениеммеханическиразрушеннойпленки,пластифицирующимдействиемхемомеханического эффекта и изменением химического состава поверхностипри механоциклировании.Дополнительнополученырезультатыизучениязависимостипотенциалов сплавов от времени выдержки в биологических растворах приболеевысокихзначенияхциклическихдинамическихнапряжений,приводящих к разрушению образца (проволока 0,5 мм). При увеличениистепени деформации до 1,0 % зависимость «потенциал – время» приобретаетнемонотонный характер и сопровождается в конечном итоге разрушением90образца после 2,5 ч экспозиции (Рис. 34).
Резкий и более значительный скачокпотенциала в отрицательную сторону в момент начала действия нагрузкивызван, как и при деформации 0,4 %, локальным механическим разрушениемпассивирующего оксидного слоя; последующий рост потенциала в течение 1часа после включения нагрузки также связан с пластифицирующим действиемхемомеханического эффекта; дальнейшее понижение потенциала связано снакоплением дефектов в оксидном слое и прилежащих слоях. Сверхупругоециклирование на определенной стадии обычно приводит к образованию ираспространению трещин, но в сверхупругих сплавах этот процессразвивается медленно за счет обратимого превращения кристаллическойрешетки, что приводит к релаксации напряжений при нагрузке (образующиесяпри превращении кристаллы мартенситной фазы служат эффективнымимеханическими барьерами на пути распространения трещин).В соответствии с временем действия нагрузки до разрушения,определенного по рисунку 33, и частоты приложения нагрузки (0,9 Гц),рассчитано количество циклов до разрушения.
При данной величине нагрузки1,0% образец Ti-Nb-Ta разрушается после порядка 7400 циклов «нагружениеразгружение», а Ti-Nb-Zr – после 2900 циклов, что, наиболее вероятно, связаносо структурным состоянием этого сплава, дающим большую жесткость. Припрекращении действия нагрузки в стадиях, предшествующих разрушениюобразца, значение потенциала постепенно восстанавливалось до исходныхзначений. Как видно, процесс распространения усталостной трещины взначительной степени ограничивается мартенситными кристаллами, а вусловиях прекращения действия нагрузки сплавы восстанавливают своиэлектрохимические свойства, что является важным в условиях эксплуатацииимплантатов.91абРисунок 34 – Электронная микрофотография изломасплава Ti-Nb-Ta (а) и Ti-Nb-Zr (б)92Длительные коррозионные испытания (погружение в раствор Хэнка на3 месяца при 37 °С) позволили рассчитать скорость коррозии исследуемыхматериалов, а также определены концентрации компонентов сплава вэкспериментальной среде после испытаний методом атомно-эмиссионнойспектроскопии с индуктивно связанной плазмой (Табл.
14). Сплавы Ti-Nb-Taи Ti-Nb-Zr демонстрируют низкую скоростью коррозии, что обусловлено ихустойчивым пассивным состоянием. Уровень концентрации ионов Ti, Nb, Taи Zr ниже обнаружимого предела. В биологическом растворе послеэкспозиции Ti-Ni в обнаружимом количестве присутствует никель, чтоуказывает на низкую биохимическую совместимость этого материала.Таблица 14 – Скорость коррозии и выход металлических ионов сплавовСплавTi-NbTaTi-NbZrTiTi-NiСкоростькоррозии, 10–7г/см2ч0,9Глубинныйпоказатель коррозии,10–3 мм/год1,21,01,51,11,11,91,4Концентрация ионов врастворе, мг/лTi <0,005, Nb <0,01, Ta <0,05Ti <0,005, Nb <0,01, Zr<0,001Ti <0,005Ti <0,005, Ni ≈ 0,022По результатам механических и электрохимических исследованийможно констатировать:– титановые сплавы Ti-Nb-Ta и Ti-Nb-Zr проявляют весьма совершенноесверхупругое поведение: малая величина необратимой деформации, малыймеханический гистерезис и низкий модуль Юнга при механоциклировании(эти свойства обеспечивают биомеханическую совместимость полученныхсплавов с костной тканью);– коррозионно-электрохимическое поведение сплавов Ti-Nb-Ta и Ti-Nb-Zr вбиологических средах методами измерения потенциала свободной коррозии,снятия поляризационных диаграмм и измерения скорости коррозиипоказывает, что вне зависимости от состава сред сплавы Ti-Nb-Ta и Ti-Nb-Zrпроявляют устойчивую склонность к самопассивации, сопровождающуюсяобразованием наноразмерных защитных пленок толщиной порядка 10 нм, не93подвергаются питтинговой коррозии; сплавы характеризуются низкойскоростью общей коррозии порядка 10-3 мм/год;– степень деформации (0,2-1,0%) при механоциклировании в биологическихсредах влияет на закономерности изменения свободных потенциаловизученных сплавов; немонотонный характер изменения потенциалов привысоких степенях деформации (около 1,0%) связан с особенностьюформирования и разрушения пассивных пленок в условиях протекающего всплавах мартенситного превращения;–сверхупругостьсплавовобеспечиваетторможениепроцессараспространения трещин коррозионно-усталостного разрушения за счетблокирующего действия кристаллов мартенсита, возникающих в их структурев полуцикле нагружения.3.3.
Сравнительные биомеханические показатели имплантатов изсверхупругих титановых сплавовВажнейшим условием долговременной эффективности протезированияна имплантатах является исключение резорбции костной ткани у имплантатовиз-за перегрузки (Табл. 15). Нагрузка фронтального отдела несъемногопротеза на шести имплантатах приводит к невысоким напряжениям вкортикальной и губчатой костных тканях, которые локализуются в большейстепени у имплантатов, расположенных ближе к центру челюсти (Рис.
35, 3740). В кортикальной костной ткани вокруг имплантатов из титана, титанниобиевого сплава и никелида титана напряжения составляют соответственно9,3МПа, 7,0МПа и 6,9МПа (вокруг титанового имплантата напряжения на24,7%-25,8% выше в сравнении с более эластичными сплавами; разница внапряжениях вокруг титан-ниобиевого сплава и никелида титана недостоверна).
В губчатой костной ткани напряжения незначительно варьируютвокруг имплантатов из разных сплавов титана (1,4-1,48МПа).Нагрузка бокового отдела несъемного протеза на шести имплантатахувеличивает напряжения в кортикальной кости вокруг крайних имплантатов в94области нагрузки. При использовании титановых имплантатов величинанапряжений составляет 15,1МПа, у титан-ниобиевых имплантатов – 11,6МПа,никелид-титановых – 12,5МПа. Разница в напряжениях у титановогоимплантата и титан-ниобиевого составляет 23,2%, никелид-титанового 17,2%.Напряжения у имплантатов из никелида титана на 7,2% выше в сравнении симплантатами из титан-ниобия.
![](https://s.studizba.com/z.php?f=/templates/si/i/noavatar.png&w=100&h=100&t=1"){kind=avatar}
