Материалы с памятью формы в медицине

Размещено на http://www.allbest.ru/

Размещено на http://www.allbest.ru/

Министерство образования и науки РФ

Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего профессионального образования

«МАТИ - Российский государственный технологический университет имени К.Э. Циолковского»

Кафедра «Материаловедение и технология обработки материалов»

Курсовая работа

По дисциплине: «Материаловедение и технологии конструкционных материалов»

На тему: «Материалы с памятью формы в медицине»

Автор: студентка группы 4МЕД-3ДБ-100

Николаева М.В.

Руководитель: Гуртовая Г.В.

Москва 2015

Содержание

Введение

1. Эффект памяти формы и его механизм

2. Материалы с памятью формы в медицине

2.1 Никелид титана

2.2 Свойства сплавов на основе никелида титана

3. Технология получения сплавов с памятью формы, основанная на методе самораспространяющегося высокотемпературного синтеза

4. Применение материалов с памятью формы в медицине

4.1 Применение имплантатов из нитинола для хирургического лечения повреждений и заболеваний позвоночника и спинного мозга

Заключение

Список использованных источников

Введение

Применение металлов и сплавов в качестве имплантируемых в организм материалов имеет давнюю историю. Еще в 2500 году до нашей эры в Финикии использовали для лечения зубов металлические конструкции. В Древнем Риме большое распространение получили искусственные металлические зубы, а металлическая проволока применялась для фиксации костных отломков. Вплоть до конца XVIII века использовались в основном чистые металлы: золото, серебро, медь. В XIX столетии в связи с улучшением технологии выплавки металлов и сплавов распространение получили имплантаты из высококачественных сталей.

В 1925 году впервые в качестве фиксатора использована нержавеющая сталь. Однако внимание травматологов-ортопедов привлек хромо-кобальтовый сплав, который в дальнейшем получил более широкое распространение, чем нержавеющая сталь, вследствие своей биологической инертности. 50-е годы XX столетия ознаменовались применением тантала и титана в качестве имплантатов различного назначения. Тантал является биоэнертным материалом, но широкого распространения не получил из-за большого удельного веса и недостаточной жесткости. В настоящее время его применение ограничено использованием тонкой проволоки. В отличие от тантала титан имеет лучшие физико-механические свойства и характеризуется биологической совместимостью с тканями организма. В 70-е годы появились примеры использования нового класса материалов - сплавов с памятью формы, которые принципиально отличаются от упомянутых выше металлических медицинских материалов тем, что они удовлетворяют требованиям высокой прочности и пластичности, упругости и жесткости, гибкости и эластичности, износостойкости и вязкости [1].

1. Эффект памяти формы и его механизм

Эффект заключается в способности ненагруженного материала под воздействием внешнего напряжения и изменения температуры накапливать деформацию (10-15%), обратимую либо при нагреве, либо в процессе снятия внешнего напряжения (сверхэластичность). Деформация может накапливаться при активном нагружении, а также при изменении температуры сплава, находящегося под воздействием одноосного или сдвигового напряжения. Типичный рабочий цикл для такого материала представлен на рисунке 1. Деформация на этапе б-в (рисунок 1) накапливается за счет переориентации кристаллов мартенсита (эффект мартенситной неупругости) и остается после снятия нагрузок. Эффект памяти формы проявляется на этапе в-г (рисунок 1), где материал самостоятельно восстанавливает свою форму и может развить значительные усилия.

Рисунок 1. Схема деформирования стержня с эффектом памяти формы (а-г) и зависимость объемной доли мартенсита q от температуры Т (д) [2, с. 10].

К сплавам с памятью формы, кроме никелида титана, относятся AuCd, Cu-Al-Zn, AgCd и др. В основе эффекта памяти формы лежат мартенситные превращения, для которых типичны слабая зависимость температур начала и окончания превращения от скорости изменения температуры, чаще всего обратимый характер превращения, заметное несовпадение (гистерезис) температур прямой и обратной реакции и другие признаки. Высокотемпературную модификацию принято называть аустенитом, а низкотемпературную - мартенситом (рисунок 1). Температуры мартенситных превращений сильно зависят от химического состава сплавов, их термической и механической обработки. Например, характеристические температуры никелида титана лежат в пределах 30-80°С, редко выходя за этот интервал, однако легирование железом снижает их примерно на 150-200°С, то есть до -170 … -70°С.

Кинетика мартенситных превращений имеет ярко выраженный гистерезис (рисунок 1 д). Если материал охлаждать из аустенитного состояния, то вначале каких-либо фазовых преобразований не происходит. Однако, начиная с некоторой характеристической температуры, которую принято обозначать M_s, появляются первые кристаллы мартенсита, следовательно, увеличивается и доля мартенситной фазы в объеме материала. По мере дальнейшего охлаждения их размеры и количество увеличиваются, пока кристаллы не заполнят при температуре M_f весь объем. Такое превращение называется прямым и при наличии внешней нагрузки сопровождается появлением большой деформации (эффект пластичности превращения). При последующем нагреве, начиная с температуры A_s, мартенсит начинает переходить в аустенит. При этом накопленная деформация начинает медленно исчезать, до тех пор, пока температура не станет выше A_f и произойдет восстановление формы.

Такие сплавы используются в качестве биомедицинских имплантатов: стентов, ортодонтических проволок, фильтров, фиксаторов, скобок для остеосинтеза, пластинок и т.д. [2].

При применении сплавов с ЭПФ в медицине необходимо, чтобы они обеспечивали не только надежность выполнения механических функций, но и химическую надежность (сопротивление ухудшению свойства в биологической среде, сопротивление разложению, растворению, коррозии), биологическую надежность (биологическую совместимость, отсутствие токсичности, канцерогенности, сопротивление образованию тромбов и антигенов). Простые металлические элементы имеют сильное токсичное действие, но в соединении с другими элементами обнаруживается эффект взаимного ослабления токсичности. Однако большее значение, чем образование ионов, имеет растворимость пассивирующих пленок, возникающих на поверхности металлов. Например, используемые в качестве биологических материалов хромоникелевые сплавы, кобальтхромовые сплавы, чистый Ti, сплав Ti-6Al-4V [% (ат.)] содержат элементы, имеющие сильное токсичное действие в виде простых элементов, но пассивирующие пленки, образующиеся в контакте с биологическими организмами, являются достаточно стабильными [3].

2. Материалы с памятью формы в медицине

2.1 Никелид титана

Титан и его различные соединения широко используются в медицине без каких-либо неблагоприятных влияний. Содержание титана в организме человека составляет 9 мг. Соединения титана и титан плохо поглощаются организмом, хотя со временем он может накапливаться в легких, где обнаружены его самые высокие концентрации, 2,4 мг. Титан был найден и в лимфатических узлах, почках и печени, куда он попадает через кровь. В костной ткани содержится менее 1 мг/кг. Установлено, что допускается ежедневное потребление около 300 мкг титана.

Основным достоинством никелид-титановых имплантатов является пластичность и способность восстановления первоначальной формы при смене температурного режима. Однако любой металл - инородный материал для организма, в связи с чем, имплантат будет вызывать реакцию его тканей. Степень выраженности этой реакции является одной из основных характеристик любого имплантируемого материала. Сплав никеля и титана имеет преимущества, так как на его поверхности образуется защитная оксидная пленка, значительно повышающая степень его биологической инертности и коррозионной стойкости. Оксидная пленка (диоксид титана) самопроизвольно формируется в кислородосодержащей атмосфере за несколько минут, достигая толщины от 10 до 100 нм, представляет собой стойкое керамическое соединение, на котором могут отлагаться плазменные белки, органический и минерализованный матрикс кости. Приживаемость никелид-титановых конструкций связана с взаимодействием их с тканями. В опытах на животных показано, что между контактирующей тканью и никелид-титановым имплантатом имеется связь: соединительная ткань прорастает в поры металлоконструкции, постепенно заполняя их и повторяя рельеф, обеспечивая механическую фиксацию на межфазной границе. При увеличении времени пребывания никелида титана в организме наблюдается уплотнение тканевых структур в порах и вокруг имплантата [1].

2.2 Свойства сплавов на основе никелида титана

В общих чертах диаграмма состояния системы TiNi представлена на рисунке 2.2. Было установлено, что гомогенный интервал интерметаллического соединения TiNi лежит в пределах 49-53 ат.% Ni при температуре 800 °С и 49,5-51 ат.% Ni при температуре 400 °С. За пределами области гомогенности сплав состоит в основном из фаз TiNi+Ti₂Ni, при его обогащении относительно эквиатомного состава титаном и TiNi+ TiNi₃ при обогащении никелем.

Система характеризуется наличием двух соединений: TiNi и TiNi₃, плавящихся конгруэнтно соответственно при 1240 и 1378 °С, а также Ti₂Ni, образующегося при 1015 °С по перитектической реакции. Три эвтектические реакции протекают при 955, 1110 и 1287 °С, эвтектоидная - при 770°С.

Рисунок 2.2. Диаграмма состояния системы TiNi [4, c. 84].

За пределами области гомогенности сплав состоит в основном из фаз TiNi+Ti₂Ni, при его обогащении относительно эквиатомного состава титаном и TiNi+ TiNi₃ при обогащении никелем. Если относительно состава фазы, обогащенной титаном, разногласий нет, то при исследовании составов, обогащенных никелем, результаты разных авторов заметно отличаются. На рисунке 2.3 приведен наиболее вероятный вариант диаграммы состояния и кристаллические структуры системы TiNi. Электронно-микроскопическими и нейтронографическими исследованиями подтверждено наличие в исходном состоянии (в-фаза) сверхструктуры В2 (типа CsCl). Нарушение дальнего порядка не происходит вплоть долинии солидуса, т.е. до температуры плавления TiNi.

Параметры решетки при стехиометрическом составе а=3,02 А. В идеальном кристалле стехиометрического состава АВ атом А занимаем б положение (0,0,0), а атом В - в положение (Ѕ, Ѕ, Ѕ ). По типу решеточных дефектов сплавы со структурой В2 могут быть разделены на две группы. Первая - решеточные дефекты возникают в результате попадания атомов А в положение в и атомов В в положение б. Этот тип дефектов называют антиструктурным, или дефектами замещения. Вторая группа решеточных дефектов - только атомы В попадают в узлы подрешетки б. Такой тип дефектов называют трипл-дефектами (для стехиометрического состава существует одновременно три типа дефектов: две вакансии в в подрешетке и один атом В в узле б подрешетки) [4].

Рисунок 2.3. Диаграмма состояния и кристаллические структуры системы TiNi [4, c. 85].

Механические свойства сплавов на основе никелида титана меняются в широких пределах в зависимости от способа изготовления, легирования, термической и термомеханической обработки. Сплавы стойки к коррозии, износу, немагнитны, совместимы с биологическими тканями, обладают высокой демпфирующей способностью [5].

В таблице 2.1 приведены химический состав и свойства сплавов ТН1 и нитинола.

Таблица 2.1. Химический состав и свойства сплавов ТН1 и нитинола.

3. Технология получения сплавов с памятью формы, основанная на методе самораспространяющегося высокотемпературного синтеза

В основе СВС лежит использование тепла, которое выделяется при взаимодействии различных элементов, в частности разнородных металлов.

Анализ механизма и кинетики формирования интерметаллических соединений при СВС показывает, что параметрами, наиболее пригодными для управления синтезом, являются начальная температура процесса и дисперсность исходных порошков. При изменении этих параметров получены два вида продуктов с заданным фазовым составом: в виде слитка и пористого штабика. Оптимальные условия получения интерметаллических соединений с памятью формы методом СВС в режимах послойного горения или теплового взрыва таковы:

- начальная температура синтеза в режиме послойного горения для получения пористого штабика и слитка равна соответственно 0,2ч0.4 и 0,5ч0,7 от температуры плавления конечного продукты;

- начальная температура синтеза в режиме теплового взрыва близка к температуре плавления низкоплавкой эвтектики;

- давление инертного газа 1ч2 атм;

- минимальный диаметр заготовки более 3 см;

- начальная пористость заготовки примерно 30ч50%;

- остальные параметры: дисперсность и марки исходных порошков, степень разбавления инертной добавкой, концентрация основных и легирующих элементов и т.д. - варьируются с целью получения материала с заданными составом и свойствами [5].

сплав никелид титан высокотемпературный

Схема 3. Получение материалов на основе никелида титана с использованием метода СВС [6, с. 214].

4. Применение материалов с памятью формы в медицине

Металлы с эффектом памяти формы нашли свое применение в такой важной области нашей жизни, как медицина. С помощью металлов с таким свойством, как память формы, были разработаны перчатки, которые применяются в процессе реабилитации, фильтры для введения в сосуды кровеносной системы, зажимы для защемления слабых вен, стержни для коррекции позвоночника при сколиозе, оправа для очков, ортопедические ипланты, проволока для исправления зубного ряда и еще огромное множество других полезных и жизненно необходимых медицинских устройств [6].

На рисунках 4.1 и 4.2 приведены примеры использования сплавов на основе никелида титана.

Рисунок 4.1. Имплантаты из сплавов на основе никелида титана.

Рисунок 4.2. Медицинские инструменты с применением сплавов на основе никелида титана.

4.1 Применение имплантатов из нитинола для хирургического лечения повреждений и заболеваний позвоночника и спинного мозга

Металлические имплантаты используются для стабилизации позвоночника с начала XX века. Для их изготовления широко используют титан, реже кобальтовые и молибденовые сплавы, нержавеющую сталь. Главные требования, предъявляемые к этим материалам - это высокая коррозионная стойкость, биологическая инертность и прочность. Лишь в последнее время достойное внимание стало уделяться вопросам механической совместимости и сопоставимости имплантата и скелетообразующих тканевых структур организма.

Известно, что модуль упругости большинства конструкционных сплавов выше, чем у кости и значительно выше, чем у хрящевых структур. При совместной работе кость-имплантат происходит неравномерное распределение деформаций и напряжений, как правило, максимальных в местах крепления имплантата к кости, что вызывает опасность их разрушения. Попытки использовать сплавы с низким модулем упругости (например, системы Ti-Ta) или изменять конструкции путем введения различных вырезов и изгибов, снижают прочность имплантата, повышают риск его разрушения вследствие концентрации напряжений при нагрузке. В то же время известно, что механическое поведение сплавов на основе никеля и титана (нитинола) приближается к поведению скелетообразующих тканей организма. При температуре близкой или равной температуре человеческого тела эти сплавы проявляют сверхупругое поведение, когда значительные деформации (до 12 %), возникающие при нагрузке, устраняются при разгрузке. Такие сплавы обладают эффектом памяти формы, который заключается в том, что деформированный в охлажденном состоянии образец может сколь угодно долго сохранять новую форму, а при нагреве восстанавливает исходную форму и проявляет сверхупругое поведение.

Сплавы на основе нитинола обладают отличной коррозионной стойкостью и биологической инертностью и являются идеальным материалом для создания биологически и механически совместимых с организмом человека имплантатов. Попытки создания таких имплантатов для спинальной хирургии проводятся уже около 20 лет, однако их широкому внедрению до сих пор препятствует ряд причин:

· во-первых, сложность металлургического производства нитинола. Лишь в нескольких странах, в том числе и в России, могут получать в промышленных масштабах полуфабрикаты с требуемым химическим составом и уровнем свойств;

· во-вторых, сложная технология переработки полуфабриката в изделие с гарантированными температурами срабатывания требует дорогостоящего оборудования и определяет высокий уровень брака, что ведет к высокой себестоимости изделий;

· в-третьих, отсутствие анализа дифференциации конструкций с точки зрения их биомеханического поведения не позволяло правильно определить область их использования и успешного конкурирования с имплантатами из обычных конструкционных материалов;

· и, наконец, часто имплантируемые конструкции производились в единичных экземплярах, индивидуально для каждого пациента, что повышало их стоимость.

Для преодоления указанных проблем сотрудниками Российского нейрохирургического института им. А.Л. Поленова и Инженерно-медицинского центра МАТИ-РГТУ им. К.Э. Циолковского было составлено медико-техническое задание на разработку унифицированного комплекта фиксаторов для спондилодеза и протезирования костных и связочно-хрящевых структур позвоночника, в котором были оговорены основные характеристики имплантатов:

1) фиксаторы не должны заменять конструкции, предназначенные для выполнения опорных функций позвоночника и несущие основную нагрузку;

2) механическое поведение фиксаторов должно быть подобно поведению заменяемых (или укрепляемых) костных или хрящевых структур, Иными словами, поведение фиксаторов, предназначенных для остеосинтеза (хирургическая репозиция костных отломков при помощи различных фиксирующих конструкций, обеспечивающих длительное устранение их подвижности) или крепления костных трансплантатов, должно отвечать механическому поведению кости, а фиксаторов замещающих межпозвонковый диск, связочные структуры поведению хрящей или связок;

3) фиксаторы должны эксплуатироваться пожизненно без грубого нарушения функциональной подвижности позвоночника.

Для реализации этих положений была разработана математическая модель, позволившая методом конечных элементов рассчитать механическое поведение фиксаторов, их форму и геометрические параметры для обеспечения требуемых силовых и деформационных характеристик, рассмотреть большое количество вариантов конструкций, конкретных размеров силовых и крепежных элементов, а также систему оценки характеристик их работоспособности, как на этапе установки, так и в период эксплуатации.

Анализ движений (сгибание-разгибание, скручивание и боковые наклоны) в нормальных и поврежденных позвоночно-двигательных сегментах показал, что повреждения тел, дужек, суставных и остистых отростков позвонков и их связочно-хрящевого аппарата увеличивает углы соответствующих смещений позвоночно-двигательного сегмента на 2-5є. В результате специальной обработки нитинола удалось создать образцы со следующими температурными параметрами: температура начала прямого мартенситного превращения +5 ч +10 єС; температура конца обратного мартенситного превращения +25 ч +27 єС; температуры начала восстановления формы +34 ч +36 є С.

Таким образом, определились технологические параметры деформации имплантата и функциональные характеристики, главными из которых явились усилие компрессии и жесткость конструкции.

Наиболее удачные конструкции, изготовленные для экспериментального тестирования, с точностью ошибки эксперимента подтвердили расчетные величины. При этом теоретически и экспериментально определилось, что механическим поведением, наиболее близким к поведению кости, обладают П-образные фиксаторы, а хрящевым и связочным структурам соответствуют петельные конструкции (рисунок 4.3) [7].

Рисунок 4.3. Механизм поведения тканей организма и имплантатов из никелида титана [7, с.6].

Заключение

В мире существует большое количество сплавов, полимеров, металлических систем и композитов медицинского назначения, и все они удовлетворяют высоким прочностным и другим элементарным механическим и функциональным требованиям. Однако, исходя из современных принципов поведения и функционирования тканей, все эти материалы не выдерживают критики и не пригодны для исплантации и длительного функционирования в организме. Более того, многие из них не соответствуют требованиям коррозионной стойкости в условиях действия значительной знакопеременной деформации со стороны тканей организма.

Важнейшим вкладом в имплантологию является создание на основе никелида титана пористо-проницаемых имплантатов со сверхэластичными свойствами. Такие имплантаты не только создают условия врастания и образования тканей в пористой структуре имплантата, но и могут передавать клеточное содержимое имплантата другим органам.

Дальнейший прогресс в создании имплантатов новых медицинских технологий связан с разработкой более индивидуализированных материалов с учетом характеристик отдельного органа и его тканей [6].

Список использованных источников

1 Антонов А.Р. Сверхэластичные материалы с памятью формы в медицине / А.Р.Антонов, Н.В. Суханова; Вестник новых медицинских технологий, том XIV, № 2, 2007. -- 107 с.

2 Лохов В.А. Сплавы с памятью формы: применение в медицине. Обзор моделей, описывающих их поведение / В.А. Лохов, Ю.И. Няшин, А.Г. Кучумов; Российский журнал биомеханики, том XI, № 3, 2007. -- 9-27 с.

3 Ооцука К. Сплавы с эффектом памяти формы: Пер. с яп. / К. Ооцука, К. Симидзу, Ю. Судзуки ; под ред. Х. Фунакубо. -- Москва: Металлургия, 1990. -- 224 с.

4 Никелид титана. Медицинский материал нового поколения / В.Э. Гюнтер [и др.]; -- Томск: изд-во МИЦ, 2006.

5 Сплавы с памятью формы в медицине / В.Э. Гюнтер [и др.]; -- Томск: изд-во Том. ун-та, 1986. -- 208 с.

6 Гюнтер В.Э. Имплантаты с памятью формы в медицине. - Northampton, Massachusetts, USA: STT, 2002. -- 234 с.

7 Применение биологически и механически совместимых имплантатов из нитинола для хирургического лечения повреждений и заболеваний позвоночника и спинного мозга / Е.А. Давыдов [и др.]; Гений Ортопедии, №1, 2010. -- 11 с.

Размещено на Allbest.ru