РЕФЕРАТ 3
Введение 3
1 Литературный обзор 6
1.1 Особенности микроструктуры и фазового состава сплава TiNi 6
1.2 Мартенситные превращения в сплаве TiNi 11
1.3 Влияние режимов термообработки на микроструктуру сплава TiNi и
поверхностный оксидный слой 15
1.4 Анодирование сплава TiNi 16
1.5 Биологическая совместимость, коррозионная стойкость и смачивание
сплавов на основе TiNi 18
2 Материалы и методы 24
2.1 Предмет исследования 24
2.2 Структурные исследования 25
2.3 Исследования коррозионных свойств 26
3 Экспериментальная часть 28
3.1 Структура исследуемых монолитных сплавов на основе TiNi 28
3.2 Исследование параметров смачивания поверхности 31
3.3 Коррозионные свойства сплавов на основе TiNi после различных
методов пассивации 33
3.4 Структура монолитных сплавов на основе TiNi после коррозионных
испытаний 36
Выводы 40
Литература 42
Металлические имплантационные материалы, такие как нержавеющая сталь, кобальтохромовые сплавы, тантал, титан находят широкое применение в современной медицине для восстановления поврежденных тканей и функций органов [1]. Традиционные медицинские металлы подчиняются закону Гука, что ограничивает их упругую деформацию до 0,1 %, тогда как биологические ткани способны выдерживать в 50 - 100 раз большие нагрузки без остаточных изменений [2, 3]. Такое большое различие обратимой деформации
ограничивает области применения имплантатов из таких материалов.
В отличие от традиционных металлов сплавы на основе никелида титана (TiNi) имеют схожую с живыми тканями гистерезисную зависимость между напряжением и деформацией при нагрузке и разгрузке. Это выражается в запаздывающем восстановлении формы при разгрузке, происходящем при значительно меньших напряжениях, чем при нагружении. Никелид титана также соответствует закону запаздывания, а следовательно, соответствует гистерезисной запаздывающей реакции тканей [3].
Помимо биомеханической совместимости, никелид титана обладает биохимической инертностью, исключающей иммунные реакции и воспаление при контакте с тканями. Это обусловлено минимальным высвобождением химических компонентов в биологическую среду [1, 4, 5]. В противном случае коррозия материала может привести к распространению продуктов распада в окружающие ткани [1, 6]
Все вышеперечисленные характеристики делают сплав TiNi привлекательным для применения в хирургической практике, обеспечивая надежность и безопасность медицинских изделий. Коррозионная стойкость никелида титана играет важную роль при его использовании, так как тело человека представляет собой сложную биохимическую среду, где имплантаты вступают в контакт с различными жидкостями, такими как кровь и межклеточная жидкость. Если материал имплантата не обладает достаточной
защитой от коррозии, он может подвергаться деградации и разрушению. Высокая коррозионная стойкость TiNi позволяет имплантатам сохранять свою прочность и функциональность в течение всего срока службы, что особенно важно для таких устройств, как стенты, фиксирующие элементы для костей или ортопедические имплантаты, которые должны выдерживать значительные нагрузки [5, 7 - 12]. На сегодняшний день в литературе имеется множество работ, посвященных повышению коррозионной стойкости никелида титана различными методами: термообработка [5, 8], ионная имплантация [9],
нанесение покрытий [10], легирование [11], анодирование [12]. Однако до сих пор не существует единого мнения об оптимальном методе. Ввиду этого, выявление наиболее эффективного способа повышения коррозионной стойкости никелида титана является актуальной задачей.
В работах [8, 13 - 15] показано, что при температуре термообработки меньше 300 °C на воздухе из-за низкой скорости окисления формируется тонкий оксидный слой, характеризующийся незначительными защитными свойствами. В интервале температур 400 - 500 °C формируется плотная, однородная пленка TiO2, способствующая повышению коррозионной стойкости материала. При температурах термообработки свыше 500 °C оксидный слой продолжает расти, но становится более пористым , неоднородным и содержит дефекты, что приводит к ухудшению коррозионной стойкости. Кроме того, увеличение температуры способствует диффузионным процессам, что приводит к образованию вторичных фаз Ti2Ni, T13N14 и TiNi3. Альтернативным подходом к формированию защитного оксидного слоя является анодирование, в процессе которого формируются нанотрубки оксида титана, которые создают дополнительный барьер для проникновения электролита к поверхности сплава [12].
Исходя из этого целью настоящего исследования является изучение влияния различных методов пассивации на коррозионную стойкость сплавов на основе никелида титана для выявления оптимальных режимов обработки, обеспечивающих максимальную защиту материала от коррозии.
Для достижения поставленной цели необходимо решить следующие задачи:
1) Подготовить литературный обзор на тему выпускной квалификационной работы;
2) Провести анодирование, термическую обработку в вакууме и на воздухе экспериментальных образцов TiNi;
3) Исследовать структурные особенности поверхности образцов TiNi до и после коррозионных испытаний и их параметры смачивания ;
4) Изучить параметры коррозионной стойкости экспериментальных образцов TiNi;
5) Оценить влияние режимов пассивации на коррозионную стойкость экспериментальных образцов TiNi.
1) Термообработка на воздухе при 400 °C обеспечивает наилучшую коррозионную стойкость, что связано с формирование однородного оксидного слоя с толщиной равной 53 нм. Повышение температуры термической обработки выше 400 °C ухудшает коррозионную стойкость из-за утолщения до 283 нм и увеличения дефектности оксидной пленки.
2) Термообработка в вакууме снижает коррозионную стойкость исследуемых образцов, так как накопление углерода в поверхностном слое (до 10 ат. %) ухудшает защитные свойства оксидного слоя.
3) Анодирование в растворе соляной кислоты обеспечивает высокую коррозионную стойкость, обусловленную формированием массивного оксидного слоя толщиной около 500 нм и содержанием кислорода 32 ат. %. Однако, по скорости коррозии этот образец уступает образцу, прошедшему термообработку на воздухе при 400 °C. Анодирование в растворе хлорной кислоты, напротив, способствует образованию менее стабильного оксидного слоя, что приводит к ускорению коррозионных процессов.
4) После коррозионных испытаний для всех образцов, подверженных пассивации, наблюдается язвенная (50 - 150 мкм), точечная (10 - 35 мкм) и подповерхностная (около 25 мкм) коррозия.
5) Рост толщины оксидного слоя при термообработке на воздухе повышает гидрофильность поверхности, что обусловлено ростом шероховатости, работы адгезии и поверхностной энергией образующегося оксидного слоя, способствующей эффективному взаимодействию с молекулами воды.
6) Термообработка в вакууме повышает гидрофильность, при этом, наблюдается увеличение работы адгезии и работы смачивания, что связано с ростом шероховатости.
7) Анодирование в растворе соляной кислоты приводит к формированию массивного оксидного слоя с максимальной шероховатостью, при этом краевой угол смачивания приближается к значению исходного
образца. В отличие от этого, анодирование в хлорной кислоте приводит к образованию оксидного слоя с меньшей шероховатостью, которая согласно модели Венцеля приводит к росту краевого угла смачивания.
