VLASTNOSTI TITANOVÝCH BETA SLITIN VHODNÝCH PRO UŽITÍ V HUMÁNNÍ MEDICÍNĚ. PROPERTIES OF TITANIUM BETA ALLOYS SUITABLE FOR USE IN HUMAN MEDICINE

Transkript

1 VLASTNOSTI TITANOVÝCH BETA SLITIN VHODNÝCH PRO UŽITÍ V HUMÁNNÍ MEDICÍNĚ. PROPERTIES OF TITANIUM BETA ALLOYS SUITABLE FOR USE IN HUMAN MEDICINE Jiří Kudrman, Radka Chlubnová, Jaroslav Veselý, František Hnilica, Božena Podhorná UJP PRAHA a.s., Nad Kamínkou 1345, Praha-Zbraslav, kudrman@ujp.cz Abstrakt U dvou titanových beta slitin, o složení Ti38Nb a Ti36Nb6Ta, byly studovány vlastnosti a mikrostruktura v litém stavu a jejich změny během tváření, po rozpouštěcím žíhání při 800 C a po vytvrzení v oblasti teplot 350 až 450 C. Slitiny jsou vytvrditelné globulárními precipitáty fáze alfa. Bylo zjištěno, že deformací za studena, vytvrzováním nebo kombinací obou postupů lze měnit mechanické vlastnosti v širokém rozmezí. Zatímco pevnost je možno měnit mezi 500 až 1150 MPa, tažnost úměrně s rostoucí pevností klesá od 50 do 5 %. Dále byly slitiny podrobeny biologickým testům pro posouzení jejich biokompatibility. Bylo postupně aplikováno 5 typů zkoušek cytokompatibility a 3 zkoušky genotoxicity. Výsledky zkoušek potvrdily vysokou biokompatibilitu obou slitin a jejich vhodnost pro výrobu implantátů a dalších chirurgických pomůcek. Abstract Two titanium beta alloys, composition Ti38Nb and Ti36Nb6Ta, were studied with respect to their properties and microstructure in the cast state and their changes during working, following dissolution annealing at 800 C, and following hardening at 350 C to 450 C. The alloys are metastable and can be hardened by globular precipitates of the alpha phase. Cold deformation, and/or hardening can be used to modify mechanical properties of the alloys across wide ranges. Strength can be modified within 500 to 1150 MPa, while ductility decreases with increasing strength from 50% to 5%. Furthermore, the alloys were subjected to biological tests to assess their biocompatibility. Five types of cytocompatibility tests and 3 genotoxicity tests were applied. The results gave evidence that both alloys are perfectly biocompatible and are well suited to the manufacture of implants and other devices for surgery. 1. ÚVOD Současný výzkum nových kovových materiálů pro užití v humánní medicíně vedl k vývoji nových titanových slitin, u nichž je očekávána výborná biokompatibilita. Za vhodné biokompatibilní přísady do titanových slitin jsou považovány především niob, tantal a zirkonium. Pro využití ve zdravotnictví jsou však nové slitiny nedostupné, neboť současný sortiment je omezen pouze na čistý titan a slitinu Ti6%Al4%V. Tento stav brání zejména uplatnění β-slitin titanu, které mají oproti čistému titanu nebo slitině Ti6%Al4%V řadu výhod. Je to především jejich tvařitelnost za studena, široké pásmo dosažitelných mechanických vlastností a možnost využití moderních slévárenských technologií. Přísady niobu stabilizují fázi β. (obr. 1). Rovnovážné diagramy TiTa a TiMo jsou podobné. Maximální rozpustnost niobu v fázi α je 4,7 %hm při teplotě 450 C [1]. Pod 1

2 teplotou 400 C existuje široká koncentrační oblast koexistence fází α a β. Fáze α se může vyskytovat v rovnovážných podmínkách až do koncentrace 50 %hm niobu. V běžných podmínkách ochlazování dochází ke vzniku metastabilních fází podle obsahu Nb α / (0 9 %hm Nb), α // (14 30 %hm Nb), ω (16-45 %hm Nb) a τ (26 41 %hm Nb). Od 25 %hm niobu je vylučování fáze α při běžných ochlazovacích rychlostech potlačeno a vzniká tvárná metastabilní slitina β. Tantal uzavírá α pole při koncentraci 12,4 %hm [1]. Maximální rozpustnost tantalu v tuhém roztoku je při 600 C. Pod 500 C je široké pásmo koexistence fází α a β, které se uzavírá až při 95 %hm tantalu. U reálných slitin je však teplota přeměny β α natolik nízká, že za běžných podmínek fáze β transformuje martensiticky a od 25%hm tantalu netransformuje vůbec a struktura za pokojové teploty je metastabilní. Obr. 1. Rovnovážný diagram titan - niob Fig. 1. Phase diagram of Ti Nb Přísada Mo velmi rychle uzavírá α pole. Maximální rozpustnost molybdenu je při 695 C 0,8 %hm. Při této teplotě a koncentraci Mo 12 %hm nastává i eutektoidní přeměna [1]. Vzhledem k malé rozpustnosti Mo v tuhém roztoku α, je fáze β při vyšších koncentracích molybdenu dominující strukturní složkou.slitiny jsou proto dobře tvařitelné za studena a vzhledem k dobré korozní odolnosti a biokompatibilitě velmi perspektivní pro humánní medicínu. Vylučování fáze α u slitin titanu a s tantalem, s niobem nebo molybdenem lze docílit vytvrzovacím žíháním v rozmezí 300 až 500 C. Fáze α se pak vylučuje ve formě globulárních precipitátů významně zpevňuje slitiny. 2. POPIS EXPERIMENTŮ Na základě analýzy vlivu jednotlivých přísad na vlastnosti titanových slitin byly zvoleny dvě beta slitiny u nichž byly navrženy potřebné materiálové testy a připraveny nezbytné biologické zkoušky pro jejich akreditaci jako zdravotnického prostředku. Tyto slitiny jsou plánovány pro využití při výrobě implantátů. Byly odlity tyto slitiny: slitina Ti 38%hm Nb, a slitina Ti 36 %hm Nb 6 %hm Ta. Slitiny byly sledovány ve stavu po odlití, po žíhání 800 C/voda, po různých stupních deformace za studena a po vytvrzovacím žíhání při teplotách 350, 400 a 450 C a dobách žíhání 1 až 32 h. Byly studovány změny mikrostruktury v závislosti na podmínkách zpracování, změny tvrdosti a byly provedeny zkoušky pevnosti v tahu. Vzhledem k cíli práce využití pro výrobu implantátů a dalších chirurgických prostředků byly provedeny i náročné zkoušky cytokompatibility a genotoxicity. Bylo aplikováno celkem 8 postupů: Test růstu buněčné suspenze ve výluhu testovaného materiálu. Účelem testu bylo zjistit toxicitu výluhu testovaného materiálu. Je-li zjištěna toxicita, to znamená, byla prokázána závislost mezi koncentrací testovaného výluhu a rychlostí růstu buněk. Test adherence buněk k testovanému materiálu. Výsledek je porovnáván s hodnotami na skleněném standardu (positivní standard), vysazuje se 5000 buněk a v procentech je vyjádřen poměr počtu buněk na kovu k počtu buněk na skle. 2

3 Dynamický dilatační test. Účelem testu bylo zjistit, zda a do jaké míry jsou buňky výluhem z testovaného materiálu ovlivněny ve své schopnosti adherovat, to znamená přichytit se skleněného substrátu a rozšířit svoje membrány. Test vypovídá o míře schopnosti buněk, tolerovat výluh testovaného materiálu. Test tolerance buněk v monovrstvě k testovanému materiálu. Účelem testu je zjistit, zda se v narostlé buněčné kultuře do níž je přidán pevný vzorek materiálu, tvoří zóna odumírajících buněk a jak je tato zóna velká. Test vypovídá o toleranci rostoucích buněk k pevnému testovanému materiálu. Test tolerance buněk v suspensi k testovanému materiálu. Účelem testu bylo zjistit, zda se při adherenci buněk vytvoří kolem testovaného materiálu inhibiční zóna. Test vypovídá o míře tolerování testovaného materiálu v kritických buněčných fázích. Test indukce atypických mitóz. Účelem testu bylo zjistit, zda výluh testovaného materiálu indukuje změny na chromosomech v dlouhodobé kultivaci. Test vypovídá o schopnosti materiálu indukovat chromosomové aberace a tedy o jeho mutagenních vlastnostech. Test indukce chromosomálních aberací v buněčné linii (klastogenní efekt). Výstup: jsou počítány strukturální i numerické aberace, srovnáno s positivní a negativní kontrolou. Za nevhodný je považován materiál, který indukuje více jak 5 chromosomálních aberací ze 100 měření nebo 5% chromosomálních aberací z celkového počtu měření. Test indukce chromosomálních aberací v periferních lymfocytech člověka. Buněčná suspenze je inokulována na krycí skla nebo jiný vhodný materiál. Je selektivně hodnocen počet metafází, počet vícejaderných buněk, eventuelní mikrojádra, počet vícepolárních dělení a stanoven mitotický index. 3. MECHANICKÉ VLASTNOSTI SLITIN U obou slitin byl sledován průběh zpevnění při deformaci za studena. Byla měřena tvrdost HV10 v závislosti na stupni deformace (redukce průřezu válcové tyče.) Naměřené hodnoty u sledovaných vzorků jsou ukázány na obr. 2. Je patrno, že u obou slitin dochází při tváření za studena k výraznému deformačnímu zpevnění. Tvrdost HV TiNb Deformace [%] TiNbTa Obr. 2. Závislost tvrdosti na deformaci Fig. 2. Relation between hardness and deformation Dále byly sledovány změny tvrdosti při vytvrzovacím žíhání. Slitiny byly vytvrzovány po předchozím žíhání při 800 C a ochlazení do vody. Žíhání proběhlo při teplotách 350, 400 a 450 C s odstupňovanými dobami výdrže od 1 do 32 h. Průběhy změn tvrdosti s dobou žíhání pro jednotlivé teploty na obr. 3 a 4. Je patrno, že obě slitiny výrazně vytvrzují. Nejvyšší vytvrzení za daných podmínek žíhání bylo u slitiny Ti38Nb dosaženo při teplotě 400 C, u slitiny Ti36Nb6Ta při teplotě vytvrzování 450 C. Pro studované stavy zkoumaných slitin byla provedeny zkoušky pevnosti v tahu. Výsledky zkoušek jsou uvedeny obr. 5 a 6. Je zřejmé, že deformací za studena a vytvrzovacím žíháním lze měnit pevnost slitin v širokém rozmezí. Úměrně rostoucí pevnosti klesá tažnost obou slitin (obr. 7). 3

4 Tvrdost HV Slitina Ti38Nb 400 C 350 C 450 C Doba žíhání [h] Tvrdost HV Slitna Ti35,5Nb6Ta 450 C 400 C 350 C Doba žíhání [h] Obr.3. Změny tvrdosti s teplotou a dobou vytvrzovacího žíhání - slitina Ti38Nb Obr.4. Změny tvrdosti s teplotou a dobou vytvrzovacího žíhání slitina Ti36Nb6Ta Fig 3. Relation between hardness, temperature Fig 4. Relation between hardness, temperature and annealing time alloy Ti38Nb and annealing time alloy Ti36Nb6Ta 1 Slitina TiNb 1 Slitina TiNbTa 1000 Rp02 [MPa] Rm [MPa] 1000 Rp02 [MPa] Rm [MPa] C/vzduch def. 45,1% C/16 h deformace 22,5 % deformace 52,4 % Obr. 5. Vliv zpracování slitiny Ti38Nb na mez kluzu a pevnosti Fig. 5. Influence of treatment of alloy Ti38Nb on yield and tensile strength C/vzduch def.40,8% C/16 h deformace 27,4 % deformace 50,8 % Obr. 6. Vliv zpracování slitiny Ti36Nb6Ta na mez kluzu a pevnosti Fig. 6. Influence of treatment of alloy Ti36Nb6Ta on yield and tensile strength 60 Tažnost A5 [%] Ti36Nb6Ta Ti38Nb Obr. 7. Vliv zpracování slitin Ti38Nb a Ti36Nb6Ta na tažnosti Fig. 7. Influence of treatment of alloys Ti38Nb and Ti36Nb6Ta on elongation C/vzduch def.45,1%+400 C/16h deformace 50,8% deformace 22,5% 800 C/vzduch def.40,8%+450 C/16h deformace 52,4% deformace 27,4% 4

5 METAL 8 Ze zatěžovacích diagramů při zkoušce pevnosti tahu byl také určován modul pružnosti v tahu. Bylo naměřeno 56,1 GPa u slitiny Ti38Nb a 54,5 GPa u slitiny Ti36Nb6Ta. Tyto nízké hodnoty jsou velmi příznivé z hlediska užití při výrobě implantátů, neboť se blíží modulu pružnosti kosti (~30 GPa). 4. MIKROSTRUKTURA SLITIN Struktura slitiny Ti38Nb ve výchozím stavu slitiny po ochlazení z teploty 800 C. V matrici β jsou vyloučeny drobné částice fáze α (obr. 8). Obr. 8. Slitina Ti38Nb žíhání 800 C/vzduch Obr. 9. Slitina Ti38Nb žíhání 350 C/16 h Fig. 8. Aloy Ti38Nb - annealing 800 C/air Fig. 9. Aloy Ti38Nb - annealing 350 C/16 h Vylučování částic fáze α probíhalo nehomogenně. Velmi jemné částice fáze α tvoří tmavší místa na naleptaném výbruse (obr. 9). Proces vylučování byl úměrně vyšší teplotě rychlejší. Precipitující částice byly při všech teplotách velmi jemné. Při vyšších teplotách vytvrzovacího žíhání a delších výdržích docházelo k polygonizaci struktury (obr. 10). Vzhledem k tomu, že vzorek byl po deformaci před vytvrzením žíhán při 800 C, lze jako příčinu vzniku subzrn vyloučit odpevňovací děje. Obr. 10. Slitina Ti38Nb - žíhání 450 C/8 h Fig. 10. Aloy Ti38Nb - annealing 450 C/8 h Obr. 11. Slitina Ti38Nb deformace 29,1% + žíhání 400 C/32 h Fig. 11. Aloy Ti38Nb deformation 29,1 % + annealing 350 C/16 h 5

6 METAL 8 Poněkud odlišně probíhala polygonizace v případě, kdy bylo vytvrzovací žíhání aplikováno na slitinu po deformaci za studena. Precipitace probíhá rychleji než u vyžíhaného stavu. Subzrna vznikají během prvních hodin výdrže na teplotě a tvoří desky orientované ve směru skluzových stop (obr. 11). Vylučování fáze α během vytvrzovacího žíhání probíhalo u slitiny Ti36Nb6Ta obdobně, ale pomaleji. Během prvních 4 hodin žíhání při 350 C byla struktura shodná s výchozím stavem po ochlazení z teploty 800 C (obr. 12). První stopy precipitace byly patrny po 8 h žíhání. Při vyšších teplotách vytvrzovacího žíhání a delších výdržích docházelo k opět polygonizaci struktury (obr. 13). Podobně probíhala polygonizace i v případě, kdy bylo vytvrzovací žíhání aplikováno na slitinu po deformaci za studena. (obr. 14). Obr. 12. Slitina TiNbTa - žíhání 350 C/8 h Obr. 13. Slitina TiNbTa - žíhání 350 C/32 h Fig. 12. Alloy Ti36Nb6Ta - annealing 350 C Fig. 13. Alloy Ti36Nb6Ta - annealing 350 C /8 h /32 h Obě studované slitiny byly podrobeny výše uvedeným testům cytokompatibility a genotoxicity, aby byla potvrzena jejich vhodnost pro užití v humánní medicíně. V tabulce 1 jsou výsledky testů porovnány s hodnotami naměřenými na čistém titanu a pozitivním standardu (sklu). Obě slitiny plně vyhovují požadavkům biokompatibility podle kriterií testů a hodnot pozitivní kontroly. Mají stejné výsledky provedených testů jako dosud hojně používaný čistý titan grade 2 a jsou i na úrovni pozitivního standardu, který považován za zcela inertní materiál. Obr. 14. Slitina TiNbTa deformace 33,4%, žíhání 450 C/16 h Fig. 14. Aloy TiNbTa deformation 33,4 % + annealing 450 C/16 h 6

7 Tabulka 1. Vyhodnocení testů biokompatibility Table 1. Evaluation of biocompatibility tests Číslo testu Pozitivní kontrola Kriteria pro dosažení biokompatibility Titan Grade 2 Slitina Ti38Nb Příklad 1 Slitina Ti36Nb6Ta Příklad bez morfologických změn ,8 96,7 97, ZÁVĚRY Prioritou práce bylo uplatnění moderních titanových slitin v humánní medicíně. Výzkum byl zaměřen na rozšíření sortimentu titanových slitin pro stomatologii o slitiny s vyššími užitnými vlastnostmi a s vyšší biokompatibilitou a ověření jejich mechanických vlastností, optimalizaci tepelného zpracování a jejich chování v biologickém prostředí. Ke studiu byly zvoleny slitiny Ti38Nb a Ti36Nb6Ta. Bylo prokázáno, že slitiny legované niobem a tantalem jsou pro výrobu implantátů velmi vhodné. Vykazují ve všech sledovaných stavech požadovanou biokompatibilitu. Slitiny jsou dobře tvařitelné za studena a vytvrdilné globulárními částicemi fáze α. Možnost deformace za studena vytvrzování dovoluje měnit pevnostní vlastnosti slitin v širokém rozmezí. To znamená, že binární systémy TiNb a ternární TiNbTa se širokým spektrem konečných vlastností. Poděkování Předložená práce, věnovaná studiu vlastností titanových slitin vznikla v rámci projektu MPO 1H-PK/14 programu MPO Pokrok. Literatura [1] MURRAY, J. L., Phase Diagrams of Binary Titanium Alloys. Ed.: J. L. Murray. ASM International, Metals Park, OH, 1987, p. 169, p