Біосумісний сплав із низьким модулем пружності на основі системи цирконій-титан (варіанти)

Реферат: Об'єкт винаходу - біосумісний сплав із низьким модулем пружності, що містить цирконій, титан, ніобій, які взяті у наступних співвідношеннях, ваг. %: цирконій Zr 55-63 титан Ті 16-23 ніобій Nb 16-24. UA 102455 C2 (12) UA 102455 C2 При цьому Zr основного складу сплаву може бути замінений на однакову кількість атомів гафнію Hf або олова Sn, в межах до 11 ваг. % цирконію Zr. Ніобій Nb основного складу сплаву може бути замінений на однакову кількість атомів танталу Та в межах до 11 ваг. % ніобію Nb. UA 102455 C2 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 60 Винахід належить до металургії біосумісних матеріалів із низьким модулем пружності на основі системи цирконій-титан у метастабільному наноструктурному стані та може бути використаний для виготовлення медичних імплантатів в хірургії, ортопедії, травматології, стоматології та інше. Відомим металевим матеріалом, який значно частіше за інші використовується в медицині, є нержавіюча сталь, зокрема найчастіше марки 316L із найвагомішими складовими Fe, Cr, Ni, Mo та Ті. Цей сплав має речовини, що викликають різні алергічні реакції та кородує, тому застосовується із платиновим або іншим покриттям. Модуль пружності сплаву 316L значно перевищує модуль пружності біологічних тканин. Крім того, сплав 316L в тонких конструкціях імплантатів недостатньо ослаблює рентгенівські промені, і цієї причини також вимагає нанесення покриття, а також має значну магнітну сприятливість, оскільки містить в значній кількості залізо, тому небезпечний (рухливий) при магнітних методах дослідження. Відомі також біосумісні матеріали на основі титану для заміни нержавіючої сталі (див. наприклад, патент RU № 2383654, кл. C22F 1/18, В82В 3/00,2010). Чистий титан є хорошим біосумісним матеріалом, але, перебуваючи в а-фазовому стані із ГПУ кристалічною ґраткою, відрізняється значними труднощами при механічній обробці (куванням, прокаткою, волочінням) і, крім того, має великий модуль пружності, що призводять до ускладнення технології отримання імплантатів та проблем із його механічною сумісністю. Відомі також біосумісні матеріали на основі сплавів титану (див. наприклад, книгу L.D. Zardiackas, M.J. Kraay, H.L. Freese, "Titanium, Niobium, Zirconium, and Tantalum for Medical and Surgical Applications", Printed in the U.S.A. ASTM Stock Number: STP1471; а також статтю V.A. Hendriques, E.T. Galvani, С.A. Cairo, E.B. Taddei. Ti-13Nb-13Zr Foams for Surgical Implants, Materials Science Forum, Advanced Powder Technology VI, pp.24-29). В сплавах на основі титану Ti-6A1-4V та Ті -Ni використовують V та Ni, які виявилися токсичними для людини. Другою генерацією титанових сплавів для медичного призначення були Ті-6Al-7Nb і Ti-5Al2.5Fe. Зараз з'ясовано, що Аl викликає хворобу Альцгеймера і тому небажаний легуючий елемент в сплавах. (D.Kuroda, M.Niinomi, M.Morinaga, Y.Kato, T.Yashiro. Design and mechanical properties of new  type titanium alloys for implant materials. Materials Science and Engineering: A Volume 243, Issues 1-2, 1998, pp. 244-249). Сплави на основі цирконію також були вивчені з точки зору їх медичного призначення як високо біосумісні сплави. Наприклад, запатентовані: сплав Zr30Ti20A125Pd25 (ат. %) (патент Японії "Amorphous alloy for biological use", Publication No. JP 07-188876 A published on 25-M-1995, МПК C22C 45/10; A61F 2/00; A61L 27/00) та сплав Zr60A115Nil5Cu5Co5 (ат. %) (патент Японії "Appliance for medical treatment and appliance for medical treatment used in combination with nuclear magnetic resonance imaging method", Publication No. JP 10-211184 A published on ll-Aug1998, МПК А61В 5/055; C22C 45/10). Ці сплави - аморфні, мають низький модуль пружності і відрізняються значним опором корозії, не магнітні. Проте їх використання обмежується через спеціальні методи отримання гартуванням з рідкої фази або порошковим компактуванням. Крім того, загальновідомо, що вони при кімнатній температурі складно обробляються в порівнянні із  стабільними або метастабільними сплавами, а при нагріванні в -область для проведенні обробки втрачають опір корозії. Таким чином, з'ясовано, що застосування металевих імплантатів вимагає, в першу чергу, біологічної та хімічної сумісності хімічних елементів матеріалу, із яких він складається, із біологічними тканинами. Найкращу біосумісність має дуже обмежене число чистих металів, а саме: платина, тантал, титан, цирконій, ніобій, молібден та деякі інші. Успішне тривале застосування металевих імплантатів вимагає, крім біологічної та хімічної сумісності, максимального наближення ще і їх механічних характеристик до аналогічних показників біологічних тканин. Функціонуюча система "біологічна тканина-імплантат" являє собою біотехнічну систему, у зв'язку з тим, що на поверхні імплантату відбувається цілий каскад різних біомеханічних реакцій, які в кінцевому результаті забезпечують, наприклад, остеоінтеграцію імплантату, тобто його надійне з'єднання з живою кістковою тканиною. Якщо імплантат і біологічна тканина мають різні модулі пружності, то,наприклад, коли матеріал імплантату має високий модуль пружності він несе основне навантаження в системі "біологічна тканина-імплантат", а біологічна тканина (наприклад, натуральна кість) в цій області не навантажена довгий час ні розтягом, ні стисканням, ні крученням. В результаті товщина та вага натуральної кості значно зменшується та утворює проблеми, такі як остеопороз поблизу імплантату. Реакція відторгнення, асептичне запалення, виникнення капсули із сполучної 1 UA 102455 C2 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 тканини навколо імплантату, корозія металу, поява негативних судинних реакцій при ендоваскулярних втручаннях, виникнення рестенозу, оклюзії, ригідності - все це, загалом, результат реакції організму реципієнта на чужорідне тіло з відмінними біомеханічними властивостями. Таким чином, після з'ясування проблеми цитотоксичності хімічних елементів на перший план висувається проблема отримання механічної сумісності медичного матеріалу із живими тканинами людини (кістки, судин та ін.). Для механічної сумісності з біотканинами необхідні матеріали з низьким значенням модуля пружності (Е), наближеним до аналогічних характеристик органічних тканин. Найбільш придатні з точки зору біологічної сумісності є чисті метали, але вони, як і всі інші метали, не мають необхідної механічної сумісності, тобто відповідних значень модуля пружності Е. Так, в біосумісних металах такі значення модуля пружності: у Zra-E ~ 95ГПа, М>Е~105ГПа, Тіа-Е~110ГПа, Hf- Е~135ГПа, Pt - Е~150Гпа, Та Е~175ГПа, Мо- Е~290ГПа, тоді як у кістки Е ~ 20-30 ГПа. Тому, для отримання низького значення Е, потрібно створювати особливі сплави, в яких фізико-механічні властивості формувалися б за рахунок утворення спеціального фазового та структурного стану (М. Geetha, А.К. Singh, R. Asokamani та ін. Ті based biomaterials, the ultimate choice for ortopaedic implants-A review. - Progress in Materials Science, v. 54, is.3, 2009, pp.397-425; M. Niinomi. Mechanical biocompatibilities of titanium for biomedical applications. J. of the Mechanical Behavior of biomedical materials, is.l, 2008, pp. 30-42). У зв'язку із все більшим використанням новітніх медичних методів, таких як рентгенівського випромінювання під час ендоваскулярного оперативного втручання та магнітних методів дослідження (МРТ) до імплантатів висуваються також особливі вимоги. До них відносяться достатній рівень загасання і контрастності в рентгенівських променях на додаток до незначної магнітної сприятливості. Відомий біосумісний сплав із низьким модулем пружності на основі системи цирконій-титан, що містить (ваг. %): цирконій Zr 5-8 ніобій Nb 37-41 титан Ті решта, а також додаткові елементи тантал Та, гафній Hf, молібден Мо, олово Sn, які замінюють один або декілька елементів основного складу в межах до 3 ваг. % (див. заявку США 2011/0070121, кл. С22С 14/00, публ. 2011). Цей сплав складається із виключно біосумісних матеріалів та задовольняє хімічній і біологічній сумісності із живими тканинами. Він має модуль пружності на рівні 50-55 ГПа, що для металевих сплавів є значним досягненням, покращує механічну сумісність металевих імплантатів із біотканинами. Фазовий стан цього сплаву за рахунок значного зниження (нижче кімнатної) температури поліморфного ОЦК()↔ГПУ() перетворення внаслідок великої кількості 0-стабілізуючих домішок (37-41 ваг. % Nb, 5-8 ваг. % Zr, а також додаткових елементів Та, Hf, Mo, Sn) належить до класу -стабільних сплавів. Але для забезпечення необхідної механічної сумісності металеві матеріали повинні крім низького модуля пружності мати і оборотну деформацію, яка притаманна біологічним тканинам. Оборотна деформація в металевих матеріалах має дві складові: пружна деформація, що є незначною (2 %), і деформація за рахунок оберненого фазового перетворення. Отримати оборотну деформацію в металевих сплавах дозволяє обернене мартенситне перетворення, в якому метастабільні фази із різним об'ємом кристалічних комірок перетворюються одна в одну під дію прикладених напружень, тобто виконується обернене фазове перетворення. У відомому сплаві таке перетворення неможливе, оскільки його фазовий стан є стабільним і під дією напружень не змінюється. Найбільш близьким до сплаву, що заявляється, за складом та за результатами, що досягаються, є біосумісний сплав із низьким модулем пружності на основі системи цирконійтитан, що містить (ваг. %): цирконій Zr 25-60 титан Ті 25-50 ніобій Nb 5-30 тантал Та 5-40, за умови, що вагове співвідношення Zr до Ті знаходиться в межах 0.5-1.5, вагове співвідношення Nb до Та знаходиться в межах 0.125-1.5, а також принаймні один із основних елементів сплаву може бути замінено на Ni, Cu, Pd, Pt, Al, Si, Cr, Mn, Co, V, Fe, Ag, Аи, Sn, Mo, Hf, Zn, Ga, W, Tc, Ru, Rh, Cd та інші із їх ваговим вмістом в межах 0.01-5 ваг. %. (див. патент 2 UA 102455 C2 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 СІЛА № 6 767 418 В1, публ. 2004, та європейський патент-аналог ЕР 1 046 722 Al, "Ti-Zr type alloy and medical appliance formed thereof", кл. С22С 14/00, C22C 16/00, A61L 27/00, публ. 2000). Основні елементи цього сплаву (Ті, Zr, Nb та Та) є біосумісні, що є запорукою його придатності із хімічної та біологічної точок зору. Однак, коли принаймні один із основних елементів сплаву пропонується замінити на Ni, Cu, Pd, Pt, Al, Si, Cr, Mn, Co, V, Fe, Ag, Au, Sn, Mo, Hf, Zn, Ga, W, Tc, Ru, Rh, Cd та інші, в більшості яких не існує біологічної та хімічної сумісності, сплав - прототип стає обмеженим для медичного використання, насамперед, як матеріал для імплантатів. Крім того, значні концентраційні інтервали компонентів сплаву прототипу не дозволяють чітко визначити фазовий склад цих сплавів і тому в сплавах прототипу можливо утворення -метастабільних, -стабільних та двофазних  +  фазових станів. Концентраційні інтервали компонентів сплаву - прототипу, які призводять до утворення -метастабільних та -стабільних станів дозволяють отримувати низький модуль пружності (~50ГПа), тоді як двофазні  +  сплави є високо модульними і тому непридатні в якості низько модульних сплавів. В -стабільних сплавах, як вже відмічалося раніш, неможливо отримати оборотні деформації під дією напруги, внаслідок відсутності оберненого фазового перетворення. Із цієї причини вони також не придатні для імплантатів. -метастабільні сплави відрізняються можливістю отримання низького модуля пружності і оборотної деформації під дією напруги за рахунок оберненого фазового перетворення. Концентраційні межі сплаву прототипу відповідають оберненому мартенситному мет ↔  фазовому перетворенню. З протіканням мет ↔  оберненого перетворення пов'язана оборотна деформація, яка може бути задовільною для забезпечення механічної сумісності імплантатів, але вона має ряд недоліків. Перш за все, при реалізації цього мартенситного перетворення, яке відбувається за механізмом ковзання значних об'ємів матеріалу на значну відстань, утворюється поверхневий рельєф з великою кількістю дефектів кристалічної будови, наслідком чого є зміна геометричних розмірів виробу (імплантату), причому подібні зміни зростають зі збільшенням кількості циклів оберненого мартенситного мет ↔  перетворення. Також звертає на себе увагу нелінійний характер кривих напруга - деформація, великий гістерезис цього перетворення і порівняно невисокий рівень міцності сплаву (межа міцності ~ 800МПа). Особливості співвідношення обсягу елементарних об'ємів кристалічних мет ↔ . ґраток такі (Ω" > Ωмет.), Що призводять до реалізації оберненого мет. ↔" мартенситного перетворення тільки за додатку до матеріалу розтягуючих напружень. У разі стискаючих напруг, які також мають місце при експлуатації різних імплантатів, таке фазове перетворення не реалізується. Таким чином, імплантати, що вироблені із сплавів прототипу або не мають потрібного низького модуля пружності, або при низькому модулі пружності їх оборотна деформація спостерігається тільки в умовах розтягу і при стискаючих напруженнях вони втрачають необхідні властивості. Крім того, легуючі елементи сплаву - прототипу мають значну різницю температури плавлення і ускладнюють процес легування та отримання хімічної однорідності матеріалу. На додаток, деякі з них мають значну магнітну сприятливість і, знаходячись в імплантаті, будуть спотворювати результати МРТ дослідження та впливати власне на імплантат, наприклад, зміщувати його розташування в організмі людини. Таким чином, склад та концентраційні межі легуючих елементів сплавупрототипу не дозволяють навіть у всьому запропонованому широкому концентраційному інтервалі отримувати необхідні властивості матеріалу для імплантатів в умовах розтягу та стискання. В основу винаходу поставлена задача удосконалення біосумісного сплаву із низьким модулем пружності на основі системи цирконій-титан шляхом використання виключно не токсичних хімічних елементів в такому їх співвідношенні, яке знижує температуру фазового  +  переходу, чим забезпечується отримання його хімічної однорідності та формування мет фазового стану із необхідними біомеханосумісними властивості матеріалів для імплантатів як в умовах розтягу, так і в умовах стискання. Поставлена технічна задача вирішується тим, що у біосумісному сплаві із низьким модулем пружності на основі системи цирконій-титан, що містить цирконій, титан, ніобій, згідно з винаходом, компоненти сплаву знаходяться в наступному співвідношенні (ваг. %): цирконій Zr 55-63титан Ті 16-23 ніобій Nb 16-24. Другим варіантом біосумісного сплаву є те, що цирконій Zr основного складу замінюють на однакову кількість атомів гафнію Hf або олова Sn, в межах до 11 ваг. % цирконію Zr. Третім варіантом біосумісного сплаву є те, що ніобій Nb основного складу сплаву замінюють на однакову кількість атомів танталу Та в межах до 11 ваг. % ніобію Nb. 3 UA 102455 C2 5 10 15 20 25 30 35 40 45 50 55 Цирконій Zr основного складу сплаву може бути також замінений на однакову кількість атомів гафнію Hf або олова Sn одночасно із заміною ніобію Nb - на однакову кількість атомів танталу Та, при цьому сумарну заміну обох компонентів основного складу здійснюють в межах до 11 ваг. % у сумі ваги цирконію Zr і ніобію Nb. Відміною від прототипу є використання Ті в меншій кількості в різних варіантах сплаву (16-23 ваг. %), звуження концентраційних меж Nb (16-24 ваг. %) і Zr (55-63 ваг. %), та можливість цілеспрямованої заміни елементів основного складу сплаву, що пропонується, (крім Ті), а саме: атомів Zr на однакову кількість атомів Hf або Sn і атомів Nb на однакову кількість атомів Та в межах до 11 ваг. % для отримання мет. ↔  оберненого перетворення та задовільного загасання рентгенівського випромінювання в конструкціях імплантатів малої товщини (