Диоксид титана, вред, характеристики, свойства и применение

В современно мире титановая индустрия развивается стремительно. Она является источником появления большого количества веществ, которые используются в разных сферах промышленности.

Характеристики диоксид титана

Диоксид титана обладает большим количеством названий. Он является амфотерным оксидом четырехвалентного титана. Он играет важную роль в развитии титановой индустрии. Только пять процентов титановой руды идет на производство оксида титана.

Есть большое количество модификаций диоксида титана. В природе встречаются кристаллы титана, которые обладают формой ромба или четырехугольника.

Формула диоксид титана

Диоксид титана формула представлена следующим образом: TiO2.

Диоксид титана нашел широкое распространение в различных отраслях промышленности. Он известен во всем мире в качестве такой пищевой добавки, как Е-171. Однако у данного компонента есть ряд негативных действий, что может свидетельствовать о том, что диоксид титана вред несет для организма человека.

Известно, что этот компонент обладает отбеливающими качествами. Это может быть хорошо при производстве синтетических моющих средств. Вред для организма человека этой пищевой добавки представляет собой угрозу печени и почкам.

Вред от диоксид титана

В пищевой промышленности есть вероятность появления вреда от диоксида титана. При избыточном его использовании продукция может приобрести нежелательный оттенок, что только оттолкнет потребителей.

Диоксид титана обладает достаточно низким уровнем токсичности.

Он может стать токсичным при взаимодействии с другими компонентами какой – либо продукции. Использование продукции с высоким содержанием токсинов может привести к отравлениям или даже к смертельному исходу. Поэтому очень важно знать, с какими элементами не стоит использовать оксид титана.

Свойства диоксида титана

У диоксида титана имеется большое количество характерных для него свойств. Они определяют возможность его использования в разных отраслях промышленности.

Диоксид титана свойства имеет следующие:

• отличная степень отбеливания различных видов материалов,
• отлично взаимодействует с веществами, которые предназначены для образования пленки,
• устойчивость к высокому уровню влажности и к условиям окружающей среды,
• низкий уровень токсичности,
• высокий уровень стойкости с химической точки зрения.

Получение диоксид титана

Ежегодно в мире производится более пяти миллионов тонн диоксида титана. За последнее время его производство очень сильно увеличил Китай. Мировыми лидерами по получению этого вещества являются США, Финляндия, Германия. Именно эти государства имеют большие возможности для получения этого компонента. Они экспортируют его в разные страны мира.

Диоксид титана получение возможно двумя основными методами:

   1. Изготовление диоксида титана из ильменитового концентрата.

На производственных предприятиях процесс получения оксида титана таким образом делится на три этапа. На первом из них осуществляется обработка ильменитовых концентратов при помощи серной кислоты. В итоге образуются два компонента сульфат железа и сульфат титана. Затем осуществляет повышения уровня окисления железа. В специальных фильтрах происходит разделение сульфатов и шламов. На втором этапе производится гидролиз сульфатный солей титана. Гидролиз осуществляется путем использования зародышей из растворов сульфатов. В результате образуются гидраты оксида титана. На третьем этапе производится их нагревание до определенной температуры.

   2. Изготовление диоксида титана из тетрахлорида титана.

В данном виде получения вещества существует три метода, которые представлены:

• гидролизом водных растворов тетрахлорида титана,
• парофазным гидролизом тетрахлорида титана,
• термической обработкой тетрахлорида титана.

Таблица. Производители диоксид титана.

Предприятие	Объемы производства, тыс. тонн
DuPont Titanium Technologies	1150
National Titanium Dioxide Co	н/д
Ltd. (Cristal)	705
Huntsman Pigments	659
Tronox, Inc.	642
Kronos Worldwide, Inc.	532
Sachtleben Chemie GmbH	240
Ishihara Sangyo Kaisha, Ltd	230

Применение диоксид титана

В современном мире оксид титана активно применяется в различных отраслях промышленности.

Диоксид титана применение имеет следующее:

• Изготовление лакокрасочной продукции. В большинстве случаев на основе этого компонента производятся титановые белила.
• использование при производстве пластмассовых материалов.
• изготовление бумаги ламинированного типа,
• Изготовление косметических декоративных средств.

Оксид титана также нашел широкое применение в пищевой промышленности. Производители добавляют его в свои изделия в качестве одного из компонентов красителей пищевого типа. В продуктах питания он практически не ощущается. Производители добавляют его в минимальных количествах для того, чтобы их продукция лучше хранилась и имела привлекательный внешний вид.

Производство диоксид титана, его свойства и применение

Мировой рынок диоксида титана

Титана диоксид – это химическое вещество, которое представляет из себя порошок белого цвета и не растворяется в воде. Другие названия этого вещества – двуокись титана, титановые белила. Диоксид титана, применение которого настолько разнообразно, что варьируется от пищевой, до тяжелой промышленности, является основным веществом в титановой отрасли. Пигмент диоксид титана дает стойкий белый цвет, его используют для выпуска косметических кремов, красителей для пластмасс и в лакокрасочных изделиях. Диоксид титана, свойства которого обеспечивают настолько широкое применение, достаточно токсичен и является канцерогеном.

Производство диоксида титана осуществляется двумя путями – из ильменитового концентрата с добавлением сульфата и из тетрахлорида титана с добавлением хлорида.

Мировое потребление диоксида титана 2006 г. составило 4,2 млн. тонн. 58–62% произведенного в мире диоксида титана используется в лакокрасочной промышленности, где постепенно вытесняются из производства краски на основе цинка, бария и свинца.

Минеральными источниками для производства диоксида титана обычно служат титансодержащие руды: рутилы, ильмениты и люкоксены (в русской транскрипции — лейкоксены). Наиболее богатыми являются рутилы (rutile): в них содержится от 93 до 96% двуокиси титана (TiO2), в ильменитах (ilmenite) — от 44 до 70%, а концентраты люкоксенов (leucoxene) могут содержать до 90% TiO2. Из всей добываемой титановой руды лишь 5% идет непосредственно на производство титана.
 
В настоящее время в мире выявлено более 300 месторождений титановых минералов, в т. ч. магматических — 70, латеритных — 10, россыпных — более 230. Из них разведано по промышленным категориям 90 месторождений, преимущественно россыпных. В коренных (магматических) месторождениях содержится около 69, в корах выветривания карбонатитов — 11,5, в россыпных месторождениях — 19,5% мировых (без России) запасов титана. Из них запасов в ильмените более 82, в анатазе  — менее 12, в рутиле — 6%.

Ильменит-магнетитовые и ильменит-гематитовые руды коренных месторождений составляют основу минерально-сырьевой базы титановой промышленности Канады, Китая и Норвегии. Месторождения в корах выветривания карбонатитов известны и разрабатываются только в Бразилии. В остальных странах основные запасы титановых минералов заключены в россыпных, преимущественно комплексных месторождениях. Наибольшее промышленное значение имеют современные и древние прибрежно-морские и сопровождающие их дюнные россыпи.

Протяженность каждой россыпи невелика — от сотен метров до нескольких километров. Однако они часто образуют прослеживаемые на десятки и сотни километров серии россыпей, разделенных небольшими участками безрудных отложений. Такие серии россыпей заключают в себе большую часть запасов титанового сырья Австралии (на западном и восточном побережьях континента), Индии (западное и восточное побережья), США (Атлантическое побережье полуострова Флорида), ЮАР и Кении, значительную часть запасов Бразилии (побережье Атлантического океана).

Наиболее высококачественным сырьем для производства пигментного диоксида титана являются рутил и анатаз, содержащие соответственно 92–98 и 90–95% диоксида титана. В отличие от ильменита (43–53% TiO2) они не требуют предварительного обогащения путем передела в промежуточные продукты. Мировые (без России) подтвержденные запасы диоксида титана составляют около 800 млн. тонн. Основными источниками получения диоксида титана являются ильменитовый концентрат и природный рутил.

Мировая структура производства диоксида титана 
 
Крупнейшим продуцентом пигментного диоксида титана является компания E.I. du Pont de Nemours & Co. Inc. (DuPont). За последние 10 лет ее доля увеличилась с 22 до 24% от объемов мирового производства этого продукта. Компания владеет заводами в США (3 завода), Мексике и Тайване суммарной мощностью 1000 тыс. т/год, которые работают по хлоридной технологии. Рассматривалась возможность строительства в Европе завода по выпуску диоксида титана мощностью 120–150 тыс. т/год, однако руководство компании пришло к выводу о неэкономичности такого строительства. По мнению DuPont, новые заводы целесообразнее строить в Китае.

Заводы компании Millennium Inorganic Chemicals Inc. Расположены в США (2 завода), Великобритании, Франции (2 завода) и Австралии. В производстве используется как сульфатная (суммарная мощность 182 тыс. т/год), так и хлоридная технология (350 тыс.

т/год). В январе 1998 г. компания ввела в строй два новых завода с сульфатным процессом во Франции, затем закончила модернизацию завода с хлоридным процессом в г. Стал-лингбараф (Великобритания), мощность которого увеличена со 109 до 150 тыс. т/год. В настоящее время компания. Millennium Chemicals рассматривает проект увеличения на 10–20% мощностей по производству сверхтонкого диоксида титана на своем заводе в г. Тан (Франция). Сравнительно недавно на этом предприятии завершилась реализация инвестиционной программы на сумму 11,6 млн евро. В результате удалось увеличить выпуск диоксида титана на этом заводе с первоначальных 3,4 до 10 тыс. т/год. Капиталовложения осуществлялись в рамках стратегии наращивания выпуска дорогого и высокоприбыльного TiO2 в форме наночастиц за счет сокращения производства обычных марок этого продукта (под сверхтонкими частицами следует понимать частицы размером от 1 до 150 нанометров). Появление нового проекта по наращиванию мощностей на заводе в Тане объясняется исключительно большим спросом на сверхтонкий диоксид титана на мировом рынке.
 Компания Tioxide (дочерняя компания Huntsman Corp.) владеет 6 заводами с сульфатной технологией (суммарная мощность — 456 тыс. т/год), расположенными в Великобритании, Испании, Италии, Малайзии и ЮАР, и одним заводом с хлоридной технологией (100 тыс. т/год) в Великобритании (г. Грейтхем). В IV квартале 2002 г., после увеличения мощности установки по производству диоксида титана в г. Уэльва (Испания) на 17 тыс. т/год, на рынки поступила дополнительная продукция компании Tioxide. (Инвестиции в реализацию этого проекта составили 40 млн долл.)
 Компания Kronos Inc. (дочерняя компания NL Industries Inc.) владеет 4 заводами с сульфатной технологией в Германии, Канаде и Норвегии суммарной мощностью 24 тыс. т/год и 3 заводами с хлоридной технологией в Германии, Канаде и Бельгии суммарной мощностью 230 тыс. т/год.
 Компания Kemira Pigments OУ производит пигментный диоксид титана на трех заводах: в США, Финляндии и Нидерландах. В 1998 г. компания инвестировала 6 млн долл. в увеличение до 120 тыс. т/год мощности завода с сульфатной технологией в г. Пори (Финляндия), 20 млн долл. — в модернизацию производства на заводе в г. Саванна (штат Джорджия, США) и планирует строить третий блок на фабрике хлоридного производства диоксида титана в г. Роттердам (Нидерланды).
 Компания Kerr-McGee эксплуатирует два своих предприятия в г. Гамильтон (США), которые работают по хлоридной технологии, а также пользуется производственными мощностями компании Bayer в Германии и Бельгии.
 В 1999 г. завершилась работа по расширению мощностей завода в Гамильтоне, в результате которой они увеличились со 150 до 178 тыс. т/год. Совместно с компанией TiWest компания эксплуатирует предприятие в г. Квиана (штат Западная Австралия) мощностью 83 тыс. т/год и совместно с компанией Cristal Pigment — завод в г. Янбо (Саудовская Аравия). Kerr-McGee в середине 2001 г. завершила расширение мощностей (на 10%) предприятия в Австралии. Кроме того, компания проводит работы по снижению издержек производства на своих заводах, в первую очередь, на предприятиях в г. Ботлек (Нидерланды) и г. Саванна (США). Эти заводы она приобрела в 2000 г. у компании Kemira. По данным японской Japanese Titanium Dioxide Industry Association, в 1998 г. в Японии было произведено 253 тыс. т диоксида титана. Крупнейшим продуцентом является Ishihara Sangya Kaisha Ltd., эксплуатирующая заводы в Японии и Сингапуре. Диоксид выпускают и другие японские компании, в т. ч. Tayca, Sakai Chemical, Furukawa, Fuji Titanium Titan Kogyo и Tohkem.
 Компания Sachtleben Chemie, дочерняя структура Metallgesellschaft AG, эксплуатирует фабрику в г. Дуйсбург (Германия) и производит в основном анатазовую форму диоксида титана для синтетического стекловолокна, а также диоксид титана для пищевой и фармацевтической промышленности.
 Польская компания Zaklady Chemiczne эксплуатирует единственное предприятие по производству рутилового пигментного диоксида титана по сульфатной технологии мощностью 36 тыс. т/год, используя норвежский ильменитовый концентрат и канадский титановый шлак. Чешская компания Precheza AS владеет предприятием мощностью 27 тыс. т/год в г. Превов (Чехия), выпуская анатазовый диоксид титана.
 В Словении имеется единственное предприятие по производству рутилового диоксида титана мощностью 34 тыс. т/год, принадлежащее компании Cinkarna Metalursko Kemicna Industrija Celje.

Согласно прогнозу компании DuPont, до 2009-2010 годов среднегодовой прирост мирового рынка диоксида титана составит около 3%. Увеличение производства будет осуществляться на 1,5% год за счет более полного использования существующих мощностей и ещё на 1,5-2,2% год за счет реконструкции действующих предприятий. Крупные производители в настоящее время, по мнению представителей компании DuPont, не имею достаточных средств для строительства новых заводов.
 Отдельно упомянем китайский рынок диоксида титана, как наиболее интересный поставок диоксида титана потенциальными российскими производителями. Производство диоксида титана в Китае в 2005 году выросло на 21,3% до 730 000 тонн. Не смотря на то, что Китай обладает запасами титана в размере 965 млн. тонн (38,85% от общего мирового запаса), качество титановой руды не удовлетворяет потребительский спрос на рынке диоксида титана. В период 2006-20010 в Китай необходимо импортировать 4,4млн. тонн титановой руды или 2,8 млн. тонн титанового скрапа высокого качества. Объемы производства диоксида титана в Китае в период 2000-2005 увеличились вдвое, до 800 000тонн/год. Производство ильменита в 2005 году увеличилось на 58,2% до 226 000 тонн, тогда как двуокись титана анатазной модификации выросло на 13,89% до 410 000 тонн. Производство непигментного диоксида титана за 2005 год осталось стабильным – 92 000 тонн. За 2005 год импорт диоксида титана упал на 9,2% до 227 736 тонн, а вот экспорт вырост на 67% до 157 425 тонн.

Мировая структура потребления диоксида титана

 Мировое потребление диоксида титана 2006 г. составило 4,2 млн. тонн. Структура потребления диоксида титана, по оценкам европейских экспертов, такова. 58–62% произведенного в мире диоксида титана используется в лакокрасочной промышленности, где постепенно вытесняются и производства краски на основе цинка, бария и свинца.
 Около 12–13% диоксида титана используется как пигмент при производстве бумажных изделий в виде рутила (высокосортная бумага) или анатаза (низкосортная бумага, картон). В среднем при изготовлении 1 т бумаги используется 1,4 кг TiO2.
 На производство пластмасс расходуется около 18–22% диоксида титана. Незначительные количества химиката потребляются в производстве каучука, косметики и искусственных волокон.
 В ближайшие годы наиболее высокими темпами будет расти потребление диоксида титана в производстве ламинированной бумаги — на 4–6% в год, а также в производстве пластмасс — на 4% в год. Рост потребления диоксида титана в лакокрасочной промышленности будет менее быстрым — не более 1,8–2% в год.

Удельный вес США и стран Западной Европы в мировом потреблении диоксида титана составляет по 33%, Азии — около 25%. Banc of American Securities прогнозирует рост спроса на диоксид титана в 2006 г.: 8-10% а Азии, 2-4% в Северной Америке и 0-2% в Европе. Мировое потребление ожидается в 2006 г. на уровне 4,2 млн. т.

Свойства и применение титана | Тверьтехмаш

При слове металл возникает ассоциация с чем-то очень прочным и твердым. Но все металлы имеют разные показатели прочности – один металл легко гнется, а другой практически не поддается деформации. Но кроме прочности в промышленности, особое внимание уделяется весу того или иного материала. Так например, чугун хотя и прочный материал, из-за большого веса широкого применения не нашел и используется в основном для черновых работ. А одним из самых ценных для промышленности металлом является титан.

 Титан – серебристо-белый металл, открытый в конце 18, начале 19 века. Открытие диоксида титана принадлежит сразу нескольким ученым, а вот в твердом виде титан был получен в 1825 шведским химиком Йенсом Якобом Берцелиусом.

 На сегодняшний день 90% титана добывают из диоксида титана. Этот диоксид получают путем сернокислой обработки титановых руд. Полученный диоксид пирометаллургическим методом спекают с коксом, а также подвергают обработке хлором, получая таким образом тетрахлорид титана. После этого химическое соединение восстанавливают магнием, а получают чистый титан методом электролиза из тетрахлорида.

 Долгое время титан не применяли в промышленности. Настоящий прорыв случился в конце 20 века, когда инженеры-конструкторы разглядели скрытый потенциал этого металла. Обладая небольшим весом, титан имеет колоссальные показатели прочности. По этому показателю титан превосходит железо в 4 раза, а алюминий в 12 раз. И при этом масса титана в 2 раза меньше железа. Кроме этого титан практически не подвержен коррозии и имеет высокую устойчивость к кислотам и щелочам. Этот металл разрушается под воздействием очень сильных кислот, таких как серная и ортофосфорная.

 Благодаря своим физико-химическим характеристикам титан получил широкое распространение в судостроении, приборостроении, авиапромышленности и ракетостроении. Его применяют в военной промышленности в качестве материала для изготовления броневых пластин и корпусов. В медицине, титан используют для изготовления протезов и имплантатов. Также его используют для изготовления спортивного инвентаря, корпусов бытовой техники и различных инструментов.

 Интересен тот факт, что титан не является редким химическим элементом. Ученые утверждают, что титан находится на 9 месте по распространенности в земной коре. Запасы минералов, в которых содержится титан, исчисляются миллионами тонн. В процентном отношении титан составляет 0.61% массы земной коры. А в морской воде содержится 0,222% количества вещества. А в количественном эквиваленте общие запасы титановых руд составляют более 1.4 млрд тонн. Наибольшие месторождения титана находятся в Китае, России, Бразилии, ЮАР, Австралии и Индии.

Документация Appcelerator

	Документация по мобильному решению Axway Appcelerator Платформа Appcelerator включает SDK, сервисы и инструменты для создания, тестирования и управления вашими мобильными и облачными приложениями Обзор | Путеводитель | Собственные SDK | Перейти к документам
	Студия приложений Axway Appcelerator IDE на базе Eclipse для быстрой сборки, тестирования, упаковки и публикации мобильных приложений Руководство по установке | Разработка титана | Предварительный просмотр приложения | Примечания к выпуску		Интерфейс командной строки Appcelerator Инструменты командной строки для разработки и публикации мобильных и облачных приложений Начало работы | Примечания к выпуску
	Панель управления AMPLIFY Мониторинг и управление мобильными и облачными приложениями Введение | Примечания к выпуску		Axway Mobile Analytics: Использование Отслеживайте внедрение и взаимодействие пользователей с вашими приложениями, чтобы понять, как они используются. Приступая к работе | Архитектура | SDK для Android | iOS SDK
	Конструктор API Axway Создание и развертывание новых конечных точек API для использования любым клиентским приложением Приступая к работе | Примечания к выпуску		Службы выполнения AMPLIFY Хост-приложения, созданные с помощью API Builder и готовых сервисов, включая ArrowDB (объекты данных без схемы) и push-уведомления AMPLIFY Runtime Services Docs | Примечания к выпуску
	Мобильные серверные службы Mobile Backend Services предоставляет готовые, автоматически масштабируемые сетевые службы и объекты данных для ваших клиентских приложений. Mobile Backend Services | Примечания к выпуску		Аксвей Сплав Платформа MVC для облегчения быстрой разработки высококачественных мобильных приложений Начало работы | Образцы | Примечания к выпуску
	Axway Titanium SDK Разрабатывайте нативные, гибридные и мобильные приложения из единой кодовой базы Начало работы | Документация по API | Кроссплатформенная разработка | Разработка модуля | Примечания к выпуску		AMPLIFY Аналитика сбоев Отслеживайте сбои приложений, чтобы диагностировать проблемы Приступая к работе | Документация модуля
	Axway Mobile Analytics: построитель запросов Функция Query Builder помогает вам создавать запросы к аналитическим данным, собранным из вашего мобильного приложения Building Queries (техническая предварительная версия)

Произошла ошибка при настройке пользовательского файла cookie

Этот сайт использует файлы cookie для повышения производительности. Если ваш браузер не принимает файлы cookie, вы не можете просматривать этот сайт.

---

Настройка браузера на прием файлов cookie

Существует множество причин, по которым файл cookie не может быть установлен правильно. Ниже приведены наиболее распространенные причины:

• В вашем браузере отключены файлы cookie. Вам необходимо сбросить настройки браузера, чтобы принять файлы cookie, или спросить вас, хотите ли вы принимать файлы cookie.
• Ваш браузер спрашивает, хотите ли вы принимать файлы cookie, и вы отказались.Чтобы принять файлы cookie с этого сайта, нажмите кнопку «Назад» и примите файл cookie.
• Ваш браузер не поддерживает файлы cookie. Попробуйте другой браузер, если вы подозреваете это.
• Дата на вашем компьютере в прошлом. Если часы вашего компьютера показывают дату до 1 января 1970 г., браузер автоматически забудет файл cookie. Чтобы это исправить, установите правильное время и дату на своем компьютере.
• Вы установили приложение, которое отслеживает или блокирует установку файлов cookie.Вы должны отключить приложение при входе в систему или проконсультироваться с системным администратором.

---

Почему этому сайту требуются файлы cookie?

Этот сайт использует файлы cookie для повышения производительности, запоминая, что вы вошли в систему, когда переходите со страницы на страницу. Предоставить доступ без файлов cookie потребует от сайта создания нового сеанса для каждой посещаемой вами страницы, что замедляет работу системы до неприемлемого уровня.

---

Что сохраняется в файле cookie?

Этот сайт не хранит ничего, кроме автоматически сгенерированного идентификатора сеанса в файле cookie; никакая другая информация не фиксируется.

Как правило, в файле cookie может храниться только информация, которую вы предоставляете, или выбор, который вы делаете при посещении веб-сайта. Например, сайт не может определить ваше имя электронной почты, если вы не решите ввести его. Разрешение веб-сайту создавать файлы cookie не дает этому или любому другому сайту доступ к остальной части вашего компьютера, и только сайт, создавший файл cookie, может его прочитать.

Границы | Прогресс в исследованиях высокоэнтропийного сплава на основе титана: методы, свойства и применение

Введение

В последние десятилетия биомедицинские материалы широко используются в имплантатах и ​​восстановительных операциях благодаря их высокой прочности, износостойкости, коррозионной стойкости и биосовместимости (Saini, 2015).Чтобы улучшить реабилитацию костной ткани в биомедицинских целях, следует выбирать такие материалы, которые обладают свойствами, аналогичными свойствам натуральной кости, чтобы они могли поддерживать функцию клеточной адгезии после имплантации, способствовать восстановлению тканей и ускорять процесс заживления. Среди всех материалов для биомедицинских имплантатов наиболее широко используемой группой материалов в клинической практике являются металлические. Металлические биоматериалы включают нержавеющую сталь, сплав CoCrMo, сплав NiTi с памятью формы, сплав магния, титан и его сплавы (Saini, 2015; Liu et al., 2020; Ван В. и др., 2020). Титан и его традиционные сплавы являются идеальными биомедицинскими материалами с хорошими механическими свойствами, биосовместимостью и коррозионной стойкостью. Эти материалы в основном используются в ортопедии и зубных имплантатах (Niinomi, 2003, 2008; Geetha et al., 2009; Zhu et al., 2016; Zhang et al., 2017; Rabadia et al., 2018), такие как пластины, стенты, протезы тазобедренных и коленных суставов, корни зубов и т. д. Однако чистый титан и его сплавы также имеют некоторые ограничения, такие как низкая износостойкость, при которой материал изнашивается и образует металлические частицы и мусор в условиях длительных и повторяющихся нагрузок. .Эти металлические частицы и мусор могут вызывать локальные повреждения тканей и воспаление. Сплавы Ti-6Al-4V и Ti-6Al-7Nb известны как традиционные сплавы Ti (Kobayashi et al. , 1998; Tamilselvi et al., 2006; Assis and Costa, 2007; Ding et al., 2016; Wang H. и др., 2019). Эти два материала отвечают требованиям прочности имплантата, но легирующие элементы, такие как алюминий и ванадий, могут вызывать токсические эффекты и неблагоприятно влиять на живые ткани и органы. Элемент Al может накапливаться в головном мозге, печени, селезенке, почках, щитовидной железе и других тканях и органах и вызывать определенные повреждения (Attarilar et al., 2020). Кроме того, элемент V может вызывать размягчение костей, анемию и нервные расстройства. Более того, модуль упругости этих двух титановых сплавов (около 120 ГПа) все еще очень высок по сравнению с натуральной костью (10-35 ГПа). Niinomi (2008) обнаружил, что титановые сплавы с низким модулем упругости имеют лучшие характеристики передачи нагрузки, чем сплавы с высоким модулем упругости. Плотный металлический имплантат воспринимает большую часть прикладываемой нагрузки и приводит к значительному снижению уровня напряжения на периферии костной ткани, вследствие чего плотность и прочность костной ткани постепенно снижаются. Это явление известно как эффект защиты от стресса, который вызывает медленное заживление кости, резорбцию кости, расшатывание имплантата и его отторжение.

В последнее время высокоэнтропийные сплавы (ВЭС) известны как новые металлические функциональные материалы и привлекают к себе значительное внимание. HEA обладают большим потенциалом в области биомедицины и, похоже, находят множество применений в медицинской промышленности (Yan and Zhang, 2020). Концепция HEA возникла из-за увеличения количества элементов для увеличения энтропии смешения материала для достижения цели образования стабильного сплава в твердом растворе.Их также называют сплавами с несколькими основными элементами (МПЭА) или составно-сложными сплавами (ССА) (Miracle and Senkov, 2017; George et al., 2020). Основываясь на многоэлементном принципе, ВЭС являются представителями нового класса сплавов, которые обеспечивают лучшие характеристики за счет корректировки состава и методов управления, в которых фазовый состав претерпевает некоторые переходы от однофазного твердого раствора к множеству сложных фаз. композиции. Более того, исследователи разделили большое количество ВЭС на две основные категории и проанализировали механизмы их деформации (Brechtl et al., 2020). Первый основан на кристаллографической структуре фазы и включает ГЦК-, ОЦК-, ГПУ-, аморфные и интерметаллические ВЭА. Второй классифицируется по типам фаз и включает однофазные, двухфазные, эвтектические и многофазные ВЭС. ВЭС привлекли значительное внимание благодаря своим превосходным свойствам, таким как высокая прочность/твердость, высокая износостойкость, высокая вязкость разрушения, отличные низкотемпературные характеристики и структурная стабильность, хорошая коррозионная стойкость, стойкость к окислению и т. д.(Juan et al., 2015; Xu et al., 2015; Shang et al., 2017; Chen J. et al., 2018; Jin et al., 2018; Qiu, 2018; Sharma et al., 2018; Shuang). и др., 2019 г.; Тиан и др., 2019 г.; Джордж и др., 2020 г.; Яо и др., 2020 г.). Например, Pruša et al. (2020) исследовали механизм упрочнения ультрамелкозернистого ВЭС CoCrFeNiNb механическим легированием и искровым плазменным спеканием, показавшим сверхвысокую прочность 2412 МПа и высокую твердость 798 ± 9 HV при 1000°C. Кроме того, исследователи также поняли, что быстрое окисление в условиях высоких температур ограничивает применимость высокотемпературных ВЭА.Добавление и содержание легирующих элементов являются ключевыми факторами, влияющими на стойкость к окислению и применение ВЭС. Недавние исследования подтвердили, что добавление Al и Cr в сплав может эффективно улучшить стойкость к окислению ВЭА, а образование некоторых сложных оксидов также может обеспечить лучшую защиту сплава (Waseem and Ryu, 2020).

Этот новый тип сплава и его современная концепция устраняют узкие места традиционного дизайна материалов и представляют новые идеи для исследований и разработок высокоэффективных металлических материалов.Таким образом, разработка материалов Ti-HEA с превосходной биосовместимостью и хорошими механическими свойствами имеет большое значение для развития медицинских имплантатов.

Появление и разработка ВЭС на основе титана

Йех и др. (2004) и Yeh (2006) представили HEA в 2004 году, этот новый класс металлических материалов, обычно состоящий из 5 или более металлических элементов в почти эквиатомных пропорциях (Cantor et al. , 2004; Miracle and Senkov, 2017; Zhang et al. , 2018). Хотя состав сплавов с высокой энтропией очень сложен, он обычно состоит из однофазной или двухфазной структуры с надлежащей стабильностью и гибкостью (George et al., 2020).

Конструкция ВЭУ основана на четырех эффектах, включая эффект высокой энтропии, искажение решетки, вялую диффузию и эффект «коктейля» (Zhang et al., 2014). Эффект высокой энтропии является важной концепцией ВЭС. Первоначально ученые полагали, что сплав, содержащий несколько основных элементов, приведет к получению различных интерметаллических соединений и/или сложных микроструктур. Однако через некоторое время они обнаружили особое явление, при котором ВЭС не образуют большого количества интерметаллических соединений, а склонны образовывать простую ОЦК, ГПУ и ГЦК фазу или даже аморфные структуры после затвердевания. как эффект высокой энтропии.Из-за этого высокоэнтропийного эффекта высокая энтропия смешения усиливает взаимное растворение между элементами и тем самым препятствует образованию интерметаллических соединений. Как правило, ВЭС включают пять или более элементов, каждый из которых имеет одинаковую вероятность занимать узлы решетки. Разница в размерах атомов при образовании твердого раствора вызовет искажение решетки в кристаллической структуре, которое называется эффектом искажения решетки. Когда энергия искажения решетки слишком высока, кристалл не может поддерживать стабильную структуру, и искаженная решетка разрушается, образуя аморфную фазу или интерметаллические соединения.Но независимо от того, находится ли он в кристаллическом или аморфном состоянии, этот эффект искажения повлияет на механические свойства, электрические свойства, оптические свойства и даже химические свойства материала. Эффект медленной диффузии объясняется тем, что в процессе литья ВЭС скоординированная диффузия нескольких элементов затрудняется из-за фазовых переходов жидкость-твердое, а сильное искажение решетки замедляет скорость диффузии элементов. Таким образом, скорость разделения фаз при высокой температуре медленная, даже подавляется при низких температурах, что является основной причиной образования нанопреципитатов в литых ВЭС. Под эффектом «коктейля» понимается комбинированный эффект за счет многоэлементного взаимодействия ВЭС, который сочетает в себе исходные характеристики различных элементов и относительно нивелирует их недостатки. С учетом эффекта «четырех ядер» в ВЭС легко получить фазы твердого раствора, наноструктуры и даже аморфные структуры с высокой термической стабильностью (Yeh, 2006; Zhang et al., 2014), и их можно рассматривать как композитные. материалов на атомном уровне. Более того, конструкция ВЭУ — это не простое смешивание элементов, необходимо учитывать взаимодействие между элементами, которое повлияет на общие характеристики полученного сплава (George et al., 2020). В настоящее время проектирование ВЭУ в первую очередь осуществляется посредством компьютерного моделирования, в котором необходимо определить влияние термодинамики и кинетики сплава, а также необходимо учитывать влияние законов фазообразования (Koval et al., 2019). Компьютерное моделирование обычно использует расчеты из первых принципов и расчеты фазовых диаграмм для прогнозирования структуры, фазовой стабильности и механических свойств ВЭС. Ге Х. и др. (2017) использовали расчеты по первому принципу для прогнозирования упругих и тепловых свойств тройных или четвертичных тугоплавких ВЭС, содержащих элементы Al, Ti, V, Cr, Nb и Mo.Они обнаружили, что рассчитанные с помощью моделирования свойства согласуются с экспериментальными результатами. В последние годы критерий Хьюма-Розери и критерий концентрации валентных электронов часто используют для изучения фазового состояния и возможности образования ВЭС. Яо и др. (2017) использовали три параметра Ω, δ и ΔH обычных твердых растворов, интерметаллических соединений и сплавов серии NbTaV-(Ti, W) для прогнозирования фазообразования разработанного сплава.

В последних отчетах об исследованиях большинство HEA, используемых в медицинских имплантатах, состоят из огнеупорных элементов нетоксичной и гипоаллергенной природы (Stiehler et al., 2008; Юрченко и др., 2020). В биомедицинских ВЭС в качестве основных компонентов обычно используют Ti и нетоксичные и гипоаллергенные элементы группы IV и группы V с добавлением элементов Cu и Co на матрицу. Открытие трех последних HEA на основе TiTaHf, которые показали значительную биосовместимость в экспериментах по иммерсии, продемонстрировало потенциал этих новых HEA, которые можно использовать в качестве материалов для долгосрочных имплантатов (Gurel et al., 2020). Среди них присутствие элементов Nb и Zr внесло огромный вклад в улучшение коррозионных характеристик материала.Юань и др. (2019) подготовили серию ВЭС TiZrHfNbTa с низким модулем, хорошей биосовместимостью и низкой магнитной восприимчивостью. Кроме того, они систематически анализировали и обобщали характеристики ВЭС с добавлением любого элемента. Было обнаружено, что модуль Юнга в ВЭА относительно легче контролировать, чем в традиционных металлах имплантатов, и сравнение между ВЭУ на основе титана и другими металлическими биоматериалами показано на рисунке 1. Это дает больше возможностей для использования ВЭА в качестве материалов для биомедицинских имплантатов в будущее.Чинг и др. (2020) сообщили о методе теоретического моделирования для прогнозирования свойств ВЭС; они проанализировали и предсказали эффективность тринадцати биосовместимых НЕА. Предлагаемая ими технология основана на квантово-механических измерениях, общей плотности порядка связей (TBOD) и частичной плотности порядка связей (PBOD). Он может глубоко анализировать электронную структуру и межатомные связи ВЭС и имеет важное руководящее значение для разработки и применения медицинских ВЭС в будущем.

Рис. 1. Сравнение характеристик ВЭС на основе титана и других металлических сплавов, (A) Зависимость модуля Юнга и структуры кристаллической фазы от ВЭУ во всех исследованных ВЭС. (B) Сравнение магнитной восприимчивости сплавов 1, 4, 6 и чистого Zr со сплавами, обычно используемыми в медицинских устройствах. (Сплав 1: Ti ₂₅ Zr ₂₅ Nb ₂₅ Ta ₂₅ ; Сплав 2: Ti _31,67 Zr _31.67 Nb _31,66 Ta ₅ ; Сплав 3: Ti ₃₅ Zr ₃₅ Nb ₂₅ Ta ₅ ; Сплав 4: Ti ₄₅ Zr ₄₅ Nb ₅ Ta ₅ ; Сплав 5: Ti _21,67 Zr _21,67 Nb _21,66 Ta ₃₅ ; Сплав 6: Ti ₁₅ Zr ₁₅ Nb ₃₅ Ta ₃₅ ) (Yuan et al. , 2019). Воспроизведено из Yuan et al. (2019) с разрешения.

Методы изготовления ВЭС на основе титана

Методы подготовки ВЭА в основном включают металлургию слитков, порошковую металлургию, селективную лазерную плавку, лазерную наплавку, магнетронное напыление и т. д.Среди них металлургия слитков, порошковая металлургия и селективное лазерное плавление являются наиболее используемыми методами для получения объемных ВЭС, в то время как методы лазерной наплавки и магнетронного напыления обычно используются для получения тонких пленок или покрытий ВЭС. Преимущества и ограничения различных методов приготовления ВЭА перечислены в таблице 1.

Таблица 1. Преимущества и ограничения препаратов ВЭА.

Приготовление сыпучих ВЭС

Дуговая плавка

Дуговая плавка в настоящее время является одним из наиболее часто используемых методов подготовки для производства нерасфасованных ВЭС (Baldenebro-Lopez et al., 2015; Чен Ю. и др., 2018 г.; Хоу и др., 2019; Чжан Дж. и др., 2020). Процесс включает заливку определенной доли металлических материалов в щипцы. Затем, после многократного вакуумирования, вакуумная печь заполняется защитным газом аргоном. Затем элементы полностью расплавляются за счет плазменно-дугового нагрева электрода, затем в процессе быстрого охлаждения с водяным охлаждением весь расплав затвердевает в сплав. Схема дуговой плавки показана на рисунке 2.

Недавно Wang and Xu (2017) приготовили методом дугового плавления эквиатомный ВЭС TiZrNbTaMo, который содержит двойные фазы BCC1 и BCC2 и демонстрирует хорошую коррозионную стойкость в фосфатном буферном растворе.Диррас и др. (2016) исследовали сужение и поверхности излома ВЭС TiHfZrTaNb в литом состоянии и выявили сочетание нескольких полос скольжения, искажение границ зерен, а также неглубокие и глубокие ямки, которые демонстрируют высокопластическое поведение при растяжении. Юань и др. (2019) разработал Tizrhfnbta потрясающие, и они фокусируются на Ti ₂₅ ZR ₂₅ NB ₂₅ TA ₂₅ , Ti ₄₅ , Ti ₄₅ ZR ₄₅ NB ₅ TA ₅ , а также Ti ₁₅ Zr ₁₅ Nb ₃₅ Ta ₃₅ HEA. Просвечивающая электронная микроскопия (ПЭМ) и СЭМ-изображения трех ВЭА показаны на рисунке 3. Типичная дендритная морфология, обогащенная Nb и Ta, показана на рисунке 3A, C, а равноосные зерна показаны на рисунке 3B. Кроме того, Ti _{4 5} Zr _{4 5} Nb ₅ Ta ₅ HEA демонстрировал более низкие значения модуля (57 ГПа), чем эквиатомный TiZrHfNbTa HEA (10 модуль коркового слоя кости Юнга10). ~30 ГПа). Механические свойства ВЭС, полученных дуговой плавкой, представлены в табл. 2.Кроме того, для дальнейшего изучения коррозионной стойкости и износостойкости ВЭС TiZrTaHfNb Motallebzadeh et al. (2019) провели сравнение TiZrTaHfNb и Ti _1,5 ZrTa _0,5 Hf _0,5 Nb _0,5 HEA со сплавами 316L, CoCrMo и Ti6Al4V. Морфология продуктов коррозии образцов после электрохимического испытания в электролите с фосфатно-солевым буфером (PBS) показана на рис. 4. Видно, что на поверхностях сплавов 316L, CoCrMo и Ti6Al4V обнаружена значительная точечная коррозия. Напротив, на поверхностях TiZrTaHfNb и Ti _1,5 ZrTa _0,5 Hf _0,5 Nb _0,5 ВЭА нет явных признаков ямкообразования. Отжиг может эффективно улучшить механические свойства сплава. Исследователи исследовали влияние отжига на микроструктуру и свойства ВЭА на основе титана. Нагасе и др. (2020) изучали микроструктуру эквиатомного и неэквиатомного ВЭС TiNbTaZrMo, укрупнение дендритов и сегрегацию элементов можно наблюдать после операции отжига.

Рис. 3. СЭМ-изображения и светлопольные микрофотографии ПЭМ трех ВЭС TiZrNbTa. (A) Ti ₂₅ ZR ₂₅ NB ₂₅ TA ₂₅ TA ₂₅ (б) Ti ₄₅ ZR ₄₅ NB ₅ TA ₅ (C) Ti ₁₅ Zr ₁₅ Nb ₃₅ Ta ₃₅ HEA (Yuan et al., 2019). Воспроизведено из Yuan et al. (2019) с разрешения.

Таблица 2. Структурные особенности и свойства ВЭА-покрытий, полученных методами дуговой плавки и порошковой металлургии.

Рис. 4. FESEM-изображения различных сплавов после потенциодинамических испытаний в электролите PBS при 37°C. (A) (A) 316L, (b) Cocrmo сплав, (C) Ti6al4v, (d) Tizrtahfnb Hea, и (E) Ti _1.5 ZRTA _0.5 HF _0.5 NB _0,5 HEA (Моталлебзаде и др., 2019). Воспроизведено из Motallebzadeh et al.(2019) с разрешения.

В качестве одного из наиболее важных методов получения ВЭС, класса ВЭС на основе титана, получаемых дуговой плавкой, считается, что они обладают превосходными биологическими свойствами. Однако оценка цитотоксичности HEA на основе Ti все еще находится в стадии изучения, и для подтверждения его биологического поведения необходимы дополнительные эксперименты in vivo и in vitro . Кроме того, механические свойства также являются одним из важных аспектов HEA при оценке функциональности ортопедических материалов.Предел текучести и твердость по Виккерсу литых ВЭА на основе титана значительно выше, чем у нержавеющей стали 316L, сплава CoCrMo и сплава Ti6Al4V, что кажется многообещающим для увеличения срока службы ортопедических имплантатов.

Порошковая металлургия

ВЭА, приготовленные методом порошковой металлургии (ПМ), обычно используют в качестве сырья элементарные порошки или предварительно легированные порошки (Rao et al., 2014; Wang et al., 2017, 2017a,b). Затем сыпучий ВЭУ подготавливают посредством шаровой мельницы/смешивания, прессования, спекания и последующей обработки.По сравнению с методом литья применение ПМ может эффективно уменьшить сегрегацию компонентов сплава, а также устранить грубую и неравномерную структуру металла отливки и значительно улучшить оптимальный расход сырья (Малек и др., 2019a). Однако в настоящее время исследования по получению ВЭА методом порошковой металлургии ограничены.

В дополнение к традиционным методам механической обработки все больше и больше исследований и применений технологии порошковой металлургии в биомедицинских металлах.Согласно недавно опубликованным исследованиям сплавов ВЭА на основе титана, Ti-Nb-Zr, Ti-Mo-Nb, Ti-Nb-Ag, Ti-Nb-Ta-Zr, Ti-Nb-Ta-Mn, Ti-Nb -Ta-V, Ti-Al-Ni-Co-Fe и Ti-Nb-Hf-Zr-Ta (Sakaguchi et al. , 2005; Gabriel et al., 2012; Wen et al., 2014; Hussein et al. al., 2015; Nazari et al., 2015; Aguilar et al., 2016; Anand Sekhar et al., 2019; Guo et al., 2019; Málek et al., 2019a,b). Вен и др. (2014) провели сравнительный анализ сплава Ti-Nb-Ag после вакуумного спекания и искрового плазменного спекания.Образец, спеченный в вакуумной печи, имеет поры, тогда как образцы, спеченные методом ИПС, имели плотную структуру на поверхности. Кроме того, для изучения взаимосвязи между структурой и механическими свойствами и временем спекания ВЭУ, приготовленных PM, Málek et al. (2019b) обнаружили, что сплав HfNbTaTiZr обладал лучшей стойкостью к укрупнению зерен после спекания по сравнению со сплавом, полученным дуговой плавкой, который имел небольшую пористость после спекания, а пористость устранялась в процессе последующей термообработки.Гуо и др. (2019) изучали сплав NbTaTiV, полученный методом ПМ, который показал отличные свойства, более высокую твердость 510 HV, предел текучести 1,37 ГПа и предел прочности при сжатии 2,19 ГПа при комнатной температуре.

Среди этих сплавов сплавы системы Ti-Nb-Ta-Zr нашли много применений в биомедицинской области (Wang et al., 2009, 2015, 2017; Wei et al., 2011; Liu et al., 2015; Ran et al. и др., 2018; Гу и др., 2019; Хафиз и др., 2019, 2020). Сакагути и др. (2005) изучали механизм деформации сплавов Ti-Nb-Ta-Zr с различным содержанием Nb.В то же время для дальнейшего изучения ТЭА на основе Ti с биомедицинскими перспективами биологические свойства других элементов, добавленных к ТЭА Ti-Nb-Ta-Zr, были изучены Stráský et al. (2017). Кроме того, Popescu et al. (2018) подготовили новый Ti ₄₀ Nb ₂₀ Zr ₂₀ Ta ₁₀ Fe ₁₀ HEA, который показал превосходную коррозионную стойкость по сравнению с Ti6Al4V. Цао и др. (2020) подготовили TiNbTa _0,5 ZrA _l0,5 HEA методом ПМ и обнаружили, что после горячей обработки TiNbTa _0.5 ZrA _l0,5 ВЭА превратился из исходной ОЦК-фазы в ОЦК- и ГПУ-фазу с пределом текучести при высоком давлении 1740 МПа (Chen et al. , 2019).

Из вышеизложенного видно, что порошковая металлургия также может быть отличной альтернативой процессу производства сплавов на основе титана. Этот метод позволяет производить детали из пористого титана при более низкой температуре обработки и позволяет более точно контролировать переменные процесса и размер пор, а также физические и химические свойства.В проводимых в настоящее время исследованиях установлено, что ВЭА на основе титана, полученный методом порошковой металлургии, обладает превосходной коррозионной стойкостью в имитированных жидкостях организма (SBF) и может стать потенциальной биомедицинской заменой. В частности, TiNbZrTaFe HEA имеет сверхнизкий модуль Юнга и лучшую коррозионную стойкость, чем традиционные материалы для ментальных имплантатов. Особенно с развитием технологии лазерной 3D-печати персонализированные металлические имплантаты будут постепенно продвигаться в применении в клиниках. Однако исследований по получению ВЭА на основе титана с помощью порошковой металлургии немного, и дальнейшее развитие этого метода будет по-прежнему сосредоточено на его биомедицинских исследованиях.

Подготовка тонкопленочных ВЭУ

Согласно опубликованным методам получения покрытий HEA, методы модификации поверхности включают электрохимическое осаждение (Soare et al., 2015), физическое осаждение из паровой фазы (PVD) (Khan et al., 2020; Xia et al., 2020), лазерное наплавка (Zhang et al., 2017; Guo et al., 2018; Wang L. et al., 2019), плазменная наплавка (Anupam et al., 2019; Peng et al., 2019; Zhu et al., 2020) и термическое напыление (Wang et al., 2011; Vallimanalan et al., 2020) и др.В частности, магнетронное напыление и лазерная наплавка в биомедицинской области являются двумя относительно перспективными технологиями для получения покрытий ВЭА. Свойства покрытий ВЭА на основе титана, полученных двумя разными способами, приведены в таблице 3.

Таблица 3. Структурные особенности и свойства покрытий ВЭА, полученных методами лазерной наплавки и магнетронного напыления.

Магнетронное напыление

В качестве важной технологии модификации поверхности магнетронное распыление широко используется в различных областях. Магнетронное распыление, разделенное на магнетронное распыление постоянным током (DC) и радиочастотное (RF) магнетронное распыление по типу источника питания, которое является одним из методов PVD (Yan et al., 2018; Deng et al., 2020). Этот метод использует явление плазмы для бомбардировки материала мишени, чтобы отделить атомы металла от поверхности мишени и нанести тонкую пленку на поверхность подложки. Газы аргон (Ar) и азот (N ₂ ) часто используются в качестве рабочих газов для приготовления пленок ВЭА.Схематическая диаграмма этого процесса показана на рисунке 5 (Calderon Velasco et al., 2016). Типы рабочего газа и его параметры сильно влияют на структуру и характеристики получаемых пленок ВЭА.

Цуй и др. (2020) изучали влияние различного содержания азота на микроструктуру и механические свойства осажденных пленок ВЭА, изготовили пленку (AlCrTiZrHf)N методом ВЧ-магнетронного распыления. Они обнаружили, что твердость и коэффициент трения пленки HEA изменялись по мере увеличения потока азота, и пленка трансформировалась из исходного аморфного состояния в столбчатую структуру со структурой FCC, что демонстрирует низкий коэффициент трения и отличную износостойкость. Лян и др. (2011) обнаружили, что при расходе азота 4 SCCM твердость и модуль упругости покрытий (TiVCrZrHf)N достигают соответственно своих максимальных значений около 23,8 ± 0,8 и 267,3 ± 4,0 ГПа. Кроме того, коррозионная стойкость покрытия NbTiAlSiZrNx HEA была получена Xing et al. (2019) при различных расходах азота значительно отличается от нержавеющей стали 304. Лукаэ и др. (2020) получили пленку HfNbTaTiZr HEA, которая представляет собой наноячеистую структуру с тонкой микроструктурой поверхности и неравномерным распределением дефектов, путем магнетронного распыления на постоянном токе.Чен и др. (2019) изучали механические свойства и трибокоррозионное поведение тонкой пленки ВЭА VAlTiCrCu, нанесенной на поверхность нержавеющей стали 304 при различных температурах осаждения методом магнетронного распыления. Пленка показала отличную коррозионную стойкость в растворе Н ₂ SO ₄ , твердость пленки при температуре осаждения 300°С составила 10,93 ± 1,07 ГПа, модуль упругости 230,04 ± 56,03 ГПа.

Недавно ученые обнаружили, что пленки HEA или сплавов со средней энтропией могут стать потенциальными материалами для использования в качестве покрытий для модификации поверхности имплантатов (Nguyen et al., 2018; Чен и др., 2020 г.; Ван С. и др., 2020). Чен и др. (2020) получили пленки из сплава TiTaNb со средней энтропией методом магнетронного распыления, которые обладают превосходной биокоррозионной стойкостью, более высокой износостойкостью и более высокой твердостью. Помимо напыления или нанесения покрытия HEA на поверхность материала имплантата, нанесение слоя гидроксиапатита на поверхность материала имплантата также может улучшить биосовместимость металлического материала с помощью метода магнетронного напыления. Параметры осаждения можно контролировать для получения тонкого, безупречного и однородного слоя с плотной адгезией к подложке, низкой шероховатостью, устойчивостью к коррозии и истиранию, которые являются важными характеристиками в медицинских применениях.Несмотря на более высокий модуль Юнга пленки НЕА по сравнению с костями человека, ее применение в качестве поверхностного покрытия не влияет на модуль Юнга материала имплантата.

Лазерная наплавка

Лазерная плакировка, как хорошо известный процесс модификации поверхности, в основном улучшает твердость, износостойкость и коррозионную стойкость поверхности подложки за счет плакирования порошка сплава на подложку. В настоящее время выбраны обычные материалы подложки, включающие Q235, алюминий, сплавы титана, магния и инструментальную сталь (Zhang et al., 2017, 2019; Чжан Дж. и др., 2020 г.; Тиан и др., 2019; Ван Л. и др., 2019). Принципиальная схема лазерной наплавки показана на рисунке 6. Кроме того, основными параметрами процесса лазерной наплавки с нескольких аспектов являются мощность лазера, метод подачи порошка, скорость сканирования, диаметр пятна и коэффициент перекрытия (Shu et al., 2019). .

Для изучения влияния элемента Ti на износостойкость покрытия, полученного методом лазерной наплавки, Wang X. et al. (2020) изучали покрытия CoCrFeNiTix HEA с различным содержанием Ti и обнаружили, что твердость и коррозионная стойкость покрытий увеличиваются с добавлением содержания Ti. Кроме того, основным механизмом коррозии высокоэнтропийных покрытий CoCrFeNiTix в 3,5 мас.% растворе NaCl является точечная коррозия. Кай и др. (2018) провели углубленный анализ фазового состава и износостойкости покрытия ВЭС Ni-Cr-Co-Ti-V после лазерной модификации поверхности. Покрытие после процесса плакирования и переплава содержит фазу, богатую титаном, и фазу ОЦК с превосходной износостойкостью. Чжан Л.-К. и другие. (2020) получили высокоэнтропийные покрытия на основе Ti (TiAlNiSiV), нанесенные на сплав Ti-6Al-4V, которые показали структуру ОЦК и твердость покрытия 1151~1357 HV.Кроме того, авторы проанализировали механизм упрочнения покрытия и обнаружили, что упрочнение твердого раствора и дисперсионное упрочнение являются основными причинами повышения твердости покрытия. Чжан и др. (2017) охарактеризовали микроструктуру покрытия ВЭС TiZrNbWMo, полученного методом лазерной наплавки. Микроструктура в основном состоит из дендритов и междендритных структур. Кроме того, с помощью ПЭМ-характеристики в этом покрытии были обнаружены нанопреципитаты, что можно объяснить эффектом высокой энтропии и медленной диффузии НЕА. Таким образом, сочетание технологии лазерной наплавки на HEA является новой попыткой в ​​технологии модификации поверхности для улучшения превосходных характеристик HEA.

Большое количество исследований было сосредоточено на изучении влияния морфологии и состава поверхности на имплантаты. Биомиметический расчет шероховатости и пористости покрытия без влияния на химическую структуру подложки позволяет точно контролировать механические свойства и биологические реакции покрытия. Лазерная наплавка — это гибкий и эффективный метод получения желаемых свойств за счет смешивания различных порошковых материалов с образованием специального биологического покрытия на поверхности детали.Однако из-за несоответствия между коэффициентом теплового расширения плакирующего слоя и матрицы проблемы с качеством поверхности, такие как трещины и поры в плакирующем слое, трудно точно контролировать.

В последние годы возник ряд опасений по поводу модификации поверхности титанового сплава (Liu W. et al., 2019; Wang Q. et al., 2020; Zhang L.-C. et al., 2020), что показывает, что технологии модификации поверхности играют важную роль в улучшении поверхностных свойств имплантата.Кроме того, методы модификации поверхности имеют определенные ограничения, поскольку антибактериальные покрытия, нанесенные на поверхность имплантата, не обладают длительными антибактериальными свойствами из-за плохой износостойкости и слабых сил сцепления между подложками. Покрытия ВЭА на основе титана, нанесенные с помощью лазерной наплавки и магнетронного напыления, обладают хорошей коррозионной стойкостью и износостойкостью, поэтому ВЭА можно использовать в качестве потенциального покрытия на поверхности долговременных имплантатов. Тем не менее, применение покрытий HEA на основе титана в медицинских имплантатах все еще находится в зачаточном состоянии, и на более поздних стадиях необходимо провести еще 90 374 эксперимента in vivo, чтобы обеспечить его потенциальное использование в сердечно-сосудистых или оральных имплантатах.

Биомедицинские приложения

Биомедицинские материалы можно разделить на несколько групп, включая металлические, полимерные, керамические и биокомпозитные материалы (Chen and Thouas, 2015). Среди них керамические материалы предпочтительны для клинического применения искусственных суставов, реставраций зубов и операций по восстановлению сердечно-сосудистой системы благодаря их хорошей износостойкости, химической стабильности, высокой твердости и хорошей биосовместимости. Биополимерные материалы широко используются для изготовления носителей для высвобождения лекарств, непостоянных имплантируемых устройств, тканевой регенерации и тканевой инженерии.В последние годы биокерамика нашла широкое применение в ортопедических клиниках благодаря отличной биосовместимости, коррозионной стойкости и жесткости. Пациентам могут быть полезны керамические компоненты для замены поврежденной костной ткани и заполнения костных дефектов частицами биокерамики. Однако в контексте инженерии костной ткани керамические каркасы легко становятся хрупкими, и, как и в случае с металлическими каркасами, трудно точно контролировать скорость их деградации. Поэтому разработка каркасов из керамического/полимерного композита с превосходными механическими свойствами привлекает все больше и больше исследователей.Уделять больше внимания. С другой стороны, высвобождение ионов в керамических материалах может ингибировать воспалительную реакцию макрофагов, что, как полагают, сильно влияет на биологическую активность клеток и регенерацию тканей. Гидрофобность полимера делает его неспособным к адсорбции клеток, что ограничивает его применение в медицинских имплантатах без вторичной модификации (Lozano et al., 2010; Chen and Liu, 2016; Huang et al., 2018). Поэтому вводят вторичную химическую обработку для обработки поверхности каркаса на полимерной основе и используют органические растворители для увеличения микропор.Обычно модификация поверхности или добавление биологически активных веществ способствует адгезии и пролиферации клеток. Поэтому разработка новых биоматериалов очень актуальна, и ожидается, что появление ВЭА на основе титана удовлетворит актуальные клинические потребности. Очень необходимо провести соответствующие эксперименты in vivo и in vitro .

In-vivo Оценка

Прежде чем материал имплантата будет официально введен в клиническую практику, необходимо оценить его биологическую безопасность как in vivo , так и in vitro .Наиболее эффективным методом оценки биосовместимости является проведение теста in vivo , но, к сожалению, прямое испытание биосовместимости на организме человека рискованно, поэтому для оценки биологической безопасности материалов обычно используют тесты на имплантацию животных. В частности, возможную применимость в тканях человека следует интерпретировать с осторожностью, поскольку результаты моделей на животных не обязательно предсказывают результаты использования человеком.

Го и др. (2013) оценили биосовместимость сплава Ti ₃₅ Nb ₂ Ta ₃ Zr как in vivo , так и in vitro в условиях и обнаружили, что степень образования новой кости вокруг Ti ₃₅ Nb 2 90 Имплантаты Ta ₃ Zr эквивалентны имплантатам Ti6Al4V, которые продемонстрировали превосходную совместимость с костной тканью in vivo . Стенлунд и др. (2015) оценили способность сплава Ti-Nb-Ta-Zr к остеоинтеграции, который демонстрирует те же биологические свойства, что и имплантированный чистый титан, в модели большеберцовой кости крысы. Световые микрофотографии некальцинированных шлифованных участков поверхности контакта с костью имплантатов Ti и имплантатов Ti–Ta–Nb–Zr показаны на рисунке 7. Можно было заметить, что остеобласты расположены в виде тканой кости на периферии имплантированного материала и указывают на кость. формирование.

Рис. 7. Световые микрофотографии некальцинированных шлифованных срезов кости, примыкающей к титановым имплантатам. (A–C) и имплантаты Ti–Ta–Nb–Zr (B–D) после 7-дневного заживления. OCB, оригинальная кортикальная кость; PMB, частично минерализованная кость; БМ, костный мозг; белая стрелка = остеоид, белая стрелка = остеокласт и черная стрелка = швы остеобластов (Stenlund et al., 2015). Воспроизведено из Stenlund et al. (2015) с разрешения.

Медицинские исследования ВЭА на основе Ti остались на стадии выбора материала. Насколько известно авторам этой статьи, не существует какого-либо всестороннего оценочного исследования in vivo по использованию HEA на основе Ti в качестве имплантатов. Тесты in vivo обычно оценивают следующие аспекты: биомеханику, гистологию, гистоморфометрию и ультраструктуру, а также экспрессию генов. В будущем необходимо провести углубленное исследование по оценке in vivo HEA на основе Ti.

In-vitro Оценка

Антибактериальный тест

Согласно сообщениям, титановые сплавы и другие металлические материалы в качестве имплантатов подвержены бактериальным инфекциям после операции в организме человека.В настоящее время, помимо использования антибиотиков, используются имплантаты с антибактериальными свойствами, чтобы снизить частоту бактериальных инфекций во время операции по восстановлению имплантата. Как только возникает бактериальная инфекция, имплантат может расшататься со своего места и выйти из строя. Пациенту обычно приходится принимать антибиотики в течение длительного времени или даже подвергаться множественным операциям для выздоровления, что увеличивает психологическую и финансовую нагрузку как для пациентов, так и для медицинской системы. Поэтому исследователи биомедицинских материалов взялись за разработку новых материалов с антибактериальной функцией.Медицинской области также срочно необходимо разработать новые биомедицинские материалы, которые могут выполнять долгосрочную противоинфекционную функцию, тем самым снижая вероятность заражения и уменьшая злоупотребление антибиотиками. Облегчение страданий пациентов и улучшение качества жизни людей имеет далеко идущее значение. В предыдущей исследовательской литературе (Wu et al., 2006) некоторые исследователи проверяли антибактериальные свойства HEA путем инокуляции бактерий Staphylococcus aureus , Escherichia coli , Klebsiella pneumoniae и Pseudomonas aeruginosa на поверхность бактерий покрытие. Через 24 ч было обнаружено, что покрытие из ВЭА оказывает значительное ингибирующее действие на образование бактериальных колоний, а степень антибактериального действия достигла 99,99%, что свидетельствует о положительных антибактериальных свойствах покрытий из ВЭА.

Как правило, в антибактериальный металлический материал добавляют небольшое количество антибактериальных элементов, таких как Cu и Ag, для улучшения его механических свойств и антибактериальной активности (Liu et al., 2014; Han et al., 2020; Wang Y. et др., 2020). В последние годы некоторые ученые изучали антибактериальные свойства медьсодержащих ВЭА на основе Ti и медьсодержащих ВЭА.Ке и др. (2019) приготовили медицинский сплав Ti-13Nb-13Zr-10Cu, модуль упругости которого был значительно ниже, чем у CP-Ti, и показал значительную антибактериальную активность через 24 ч культуры S. aureus . Кроме того, Чжоу и соавт. (2020) разработали новый медный сплав Al _0,4 CoCrCuFeNi с высокой энтропией (AHEA), который использовался для предотвращения роста биокоррозионных морских бактерий. При этом антибактериальные свойства разных образцов (НЕА и нержавеющей стали 304, а также медьсодержащей нержавеющей стали 304 и чистой меди) сравнивались тремя морскими бактериями.Процесс антибактериального испытания показан на рисунке 8. После 1, 3 и 7 дней культивирования в среде бактериальные колонии на HEA значительно уменьшились, а антибактериальный эффект был аналогичен действию чистой меди (рисунок 9).

Рис. 9. (A) Схематическая иллюстрация антимикробного механизма AHEA, (B) поляризационные кривые 304 SS, 304 Cu-SS и AHEA в смоделированной морской воде и (C) предел текучести и антибактериальные показатели (Zhou et al., 2020). Воспроизведено из Zhou et al. (2020) с разрешения.

Электрохимический тест

В последние годы из-за широкого использования металлических имплантатов в медицине исследователи пытались наблюдать и исследовать пациентов после восстановительной хирургии. Они обнаружили, что материал имплантата может подвергаться коррозии из-за сложного взаимодействия с жидкостями организма. Кроме того, между костями может произойти стрессовое изнашивание. Как следствие, материал будет пластически деформироваться, что в конечном итоге повлияет на его свойства, имплантат выйдет из строя, а в тяжелых случаях пациенты могут подвергаться многократным восстановительным операциям.В то же время износ материалов имплантата с окружающими тканями организма человека приводит к образованию металлических обломков, что может привести к инфицированию тканей и аллергическим явлениям. Кроме того, коррозия и стрессовое изнашивание имплантатов могут вызвать осаждение ионов некоторых токсичных металлов, что, в свою очередь, может вызвать токсические и аллергические реакции. Чтобы уменьшить вредное воздействие имплантатов на организм человека, необходимо производство новых материалов для имплантатов с превосходными комплексными характеристиками.Поэтому в текущих исследованиях материалов имплантатов коррозионная стойкость, а также свойства трения и износа имплантатов находятся в центре внимания исследователей (Ghiban et al. , 2018).

Из-за определенного влияния значения pH смоделированной физиологической среды на коррозионное поведение металлических имплантатов многие исследователи изучали коррозионное поведение НЕА на основе титана в качестве потенциальных материалов для имплантатов в смоделированных физиологических средах. Song and Xu (2020) исследовали электрохимические свойства (TiZrNbTa) ₉₀ Mo ₁₀ HEA в растворе Рингера и использовали XPS для характеристики формирования пассивной пленки на поверхности (TiZrNbTa) ₉₀ Mo ₁₀ HEA.Кроме того, (TiZrNbTa) ₉₀ Mo ₁₀ HEA демонстрирует более надежную коррозионную стойкость, чем сплавы CoCrMo и нержавеющая сталь. Брайк и др. (2012) получили покрытия (TiZrNbHfTa)N и (TiZrNbHfTa)C методом магнетронного напыления на постоянном токе на сплаве Ti6Al4V. Обработанные образцы исследовали коррозионными и трибологическими испытаниями в SBF, а также тестами на жизнеспособность клеток. Эти пленки обладали хорошими защитными свойствами и не вызывали цитотоксического ответа остеобластов (24 и 72 ч), при хорошей морфологии прикрепленных клеток. Аксой и др. (2019) изучали осаждение пленок ВЭА TiTaHfNbZr на сплаве с памятью формы NiTi методом ВЧ-магнетронного распыления, затем они погружали его в растворы искусственной слюны (ИС) и желудочного сока (ЖЖ). Это исследование демонстрирует, что покрытия TiTaHfNbZr HEA обладают значительным ингибирующим эффектом в отношении высвобождения ионов Ni. Таким образом, тонкие пленки TiTaHfNbZr HEA могут служить в качестве потенциального биомедицинского покрытия на имплантатах NiTi для предотвращения высвобождения ионов Ni. Тютен и др. (2019) получили ВЭА-покрытия TiTaHfNbZr на подложках Ti-6Al-4V методом ВЧ-магнетронного напыления, которые считаются эффективным покрытием для долговечных ортопедических имплантатов с защитным эффектом от поверхностного износа и растрескивания.

Анализ клеточной адгезии и цитотоксичности

Клеточная адгезия является основным условием поддержания стабильности структуры ткани, а также фактором, регулирующим движение и функцию клеток, оказывающим существенное влияние на пролиферацию и дифференцировку клеток (Yang et al. , 2011). Анализ цитотоксичности обычно используется для оценки влияния сплава на активность роста клеток, что представляет собой один из наиболее важных показателей в оценке in vitro (Rincic Mlinaric et al., 2019). Цитотоксичность – это процесс воздействия химических веществ, лекарств или физиологического действия клеток на основную структуру. Эти процессы включают структуру клеточной мембраны или цитоскелета, процесс клеточного метаболизма, синтез, деградацию или высвобождение клеточных компонентов или продуктов, ионную регуляцию, клеточное деление и т. д., что в конечном итоге приводит к выживанию клеток, пролиферации или функциональным нарушениям, которые приводят к неблагоприятным реакциям. .

В последние годы исследователи обнаружили в последующем исследовании пациентов после операции по восстановлению имплантатов, что долгосрочная имплантация металлических материалов в человеческое тело вызовет ряд биологических проблем.Например, металлические элементы, такие как Co и Ni, в сплавах на основе кобальта имеют серьезные проблемы с сенсибилизацией, а длительная имплантация элементов Al и V в обычно используемые имплантаты Ti-6Al-4V будет оказывать влияние на органы человека и функции. Таким образом, определение цитотоксичности и активности материалов металлических имплантатов имеет большое значение перед операцией по имплантации и репарации у людей. Анализы цитотоксичности и клеточной активности в основном основаны на функции отдельных клеток, и они могут изменять проницаемость клеточной мембраны.Согласно предыдущим исследованиям ученых, методы определения цитотоксичности и активности делятся на следующие четыре типа: анализы исключения красителей, колориметрические анализы, флуорометрические анализы, люминометрические анализы (Aslantürk, 2018). Среди них анализ MTT, анализ XTT, анализ LDP или колориметрические анализы являются одними из наиболее часто используемых методов обнаружения клеток.

Для оценки адгезионного эффекта остеобластов на поверхности НЕА использовали иммуноцитохимические методы наблюдения за поведением клеточной адгезии.Хори и др. (2019) разработали серию новых неэквиатомных ВЭС Ti-Nb-Ta-Zr-Mo. Они продемонстрировали, что эта система НЕА способствует созреванию локальных пятен адгезии в остеобластах. Как показано на рисунке 10, можно видеть, что количество остеобластов, прилипших к двум HEA, включая Ti _1,4 Zr _1,4 Nb _0,6 Ta _0,6 и Ti _0,6 N0,6 Zr _1.4 Та _1.4 Мо ₁ . ₄ больше, чем SUS316L.Более того, Ti _1.4 ZR _1.4 NB _1.4 NB _0.6 TA _0.6 MO _0.6 MO _0.6 показывает превосходную биосовместимость из-за его фибильной адгезии структуры значительно длиннее, чем Ti _0,6 ZR _0,6 NB _1.4 TA _1.4 TA _1.4 TA _1.4 Пн ₁ . ₄ . Нагасе и др. (2020) обнаружили, что ТЭА Ti-Zr-Hf-Cr-Mo и Ti-Zr-Hf-Co-Cr-Mo показали превосходную биосовместимость по сравнению с CP-Ti. Эдалати и др. (2020) изучали TiAlFeCoNi HEA, демонстрирующий сверхвысокую твердость и благоприятную клеточную активность, с помощью комбинации анализа МТТ и измерений микротвердости. Тодай и др. разработал новый TiNbTaZrMo HAE, который показывает хорошую биосовместимость по сравнению с Cp-Ti. Остеобласты на отлитой и отожженной поверхности ВЭА TiNbTaZrMo демонстрируют широкий спектр морфологии, сходной с остеобластами на поверхности Cp-Ti. С другой стороны, распределение остеобластов на нержавеющей стали 316L показывает меньшее количество различных морфологий. Остеобласты на TiNbTaZrMo HEA и Cp-Ti очень полезны для формирования костного матрикса.

Рис. 10. Биосовместимость слитков био-ВЭС. (A) Окрашивание по Гимзе изображений остеобластов на изготовленных образцах из SUS316L (нержавеющая сталь), CP-Ti (технический чистый титан) и Ti _1,4 Zr _1,4 Nb _0,6 Ta _0,6 Mo , (Б) флуоресцентные изображения адгезии остеобластов на изготовленных образцах из SUS316, CP-Ti, эквиатомного TiNbTaZrMo и неэквиатомного Ti Мо _х ( х = 0.6, 1.4) bio-HEA и (C) количественный анализ регуляции размера фибриллярных спаек (длиной более 5 мкм) в остеобластах, культивируемых на изготовленных образцах (Hori et al. , 2019). Воспроизведено из Hori et al. (2019) с разрешения.

Из приведенных выше объяснений можно понять, что ВЭА на основе Ti имеют большой потенциал для использования в качестве биомедицинского материала благодаря их превосходным антибактериальным свойствам, износостойкости и коррозионной стойкости, а также более низкой цитотоксичности.В частности, ВЭС Ti-Nb-Ta-Zr и ВЭС на основе TiTaHf обладают значительной биосовместимостью по сравнению с Cp-Ti и привлекают большое внимание со стороны исследовательских сообществ. Как правило, имплантируемые устройства из биоматериалов направлены на улучшение качества жизни и продление жизни пациентов. После длительного использования пластических хирургических протезов из биологически инертных материалов в настоящее время основное внимание уделяется материалам, которые способствуют пролиферации и дифференцировке остеобластов и активируют механизмы восстановления тканей (так называемые биологически активные материалы).Кроме того, что касается биосовместимости имплантируемых сплавов, необходимо обеспечить повышенную коррозионную стойкость в агрессивных физиологических средах (Yang et al. , 2020). Поэтому в будущем больше внимания следует уделять ВЭС системы Ti-Nb-Ta-Zr. Кроме того, дизайн ВЭУ также является важным фактором, определяющим его эффективность, и исследователи должны сосредоточиться на установлении надлежащих принципов и критериев проектирования для разработки новых био-ВЭС.

Заключение

В этом обзоре дается представление о разработке ВЭС на основе титана, а также обобщаются современные методы изготовления ВЭС, блоков или покрытий ВЭС, а также анализируются его свойства и биологические применения.Металлические материалы имплантатов обычно изготавливаются из традиционного титанового сплава, нержавеющей стали 316L и сплавов CoCrMo и оказывают менее вредное воздействие на организм человека после операции. Чтобы разработать материалы для имплантатов с превосходными функциональными свойствами, многие ученые обратили свое внимание на ВЭА, которые имеют широкий спектр применения благодаря своим исключительным физическим, химическим, намагничивающим и механическим свойствам. Появление HEA открыло широкие возможности для развития в области материалов для медицинских имплантатов.Эта концепция дизайна HEA переворачивает принципы традиционного проектирования сплавов и делает упор на несколько основных элементов в качестве основы. Также было использовано небольшое количество модифицированных элементов для взаимного контроля структуры и механических свойств сплава.

Перспективы

В последние годы, в связи с постоянным совершенствованием медицинской науки и техники, требования к эксплуатационным характеристикам материалов имплантатов для ревизионных и имплантационных операций становятся все более и более значительными.HEA на основе Ti недавно появились в качестве альтернативных материалов для имплантатов для решения некоторых нерешенных проблем с точки зрения производительности и биосовместимости. По сравнению с традиционными сплавами сложность различных химических элементов в ВЭС делает их функциональными. Комбинация химических элементов может обеспечить превосходные механические свойства, а также обеспечивает функциональность и биосовместимость. Более того, он подходит для использования в качестве нового типа биосовместимого металлического материала. Хотя HEA на основе титана относятся к новым потенциальным металлическим материалам для имплантатов, его цитотоксичность и биологическая оценка, а также исследования по его имплантации животным находятся на начальном этапе, а HEA на основе Ti еще не применялись в клинических условиях.Таким образом, будущая разработка ВЭС на основе титана все еще требует большого количества экспериментальных исследований и дальнейших углубленных исследований.

Вклад авторов

NM написал основную часть рукописи. SL и WL внесли большой вклад в методы изготовления деталей. NM и BZ внесли свой вклад в обработку данных. LX, DW, LW и YW внесли значительный вклад, особенно в пересмотр рукописи. NM, LL и WL подготовили и сформулировали эталоны. Все авторы внесли свой вклад в рукопись и одобрили представленную версию.

Финансирование

Это исследование финансировалось Национальным фондом естественных наук Китая (№№ 51671152 и 51874225), Проектом индустриализации Департамента образования Шэньси (18JC019), финансированием 2020ZDLGY13-10 и финансированием 2020KJRC0048.

Конфликт интересов

LL и BZ работали в компании Chengsteel Group Co., Ltd., HBIS Group Co., Ltd.

Остальные авторы заявляют, что исследование проводилось в отсутствие каких-либо коммерческих или финансовых отношений, которые могли бы быть истолкованы как потенциальный конфликт интересов.

Благодарности

Авторы искренне благодарят Shokouh Attarilar, Xintao Li, Tong Xue и Qingge Wang из Сианьского архитектурно-технологического университета за анализ данных этой статьи.

Ссылки

Агилар, К., Гусман, П., Ласкано, С., Парра, К., Бехар, Л., Медина, А., и соавт. (2016). Твердый раствор и аморфная фаза в системах Ti–Nb–Ta–Mn, синтезированных механосплавлением. J. Alloys Compounds 670, 346–355. doi: 10.1016/j.jallcom.2015.12.173

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Аксой, К.Б., Канадинк, Д., и Ягчи, М.Б. (2019). Оценка высвобождения ионов Ni из NiTi-подложек с памятью формы, покрытых высокоэнтропийным сплавом TiTaHfNbZr, в искусственной слюне и желудочном соке. Матер. хим. физ. 236:121802. doi: 10.1016/j.matchemphys.2019.121802

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Ананд Сехар Р., Самал С., Наян Н. и Бакши С. Р. (2019). Микроструктура и механические свойства высокоэнтропийных сплавов на основе Ti-Al-Ni-Co-Fe, полученных методом порошковой металлургии. J. Alloys Compounds 787, 123–132. doi: 10.1016/j.jallcom.2019.02.083

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Анупам, А., Коттада, Р.С., Кашьяп, С., Мегвал, А., Мурти, Б.С., Берндт, С.С., и соавт. (2019). Понимание эволюции микроструктуры покрытий из сплавов с высокой энтропией, изготовленных методом плазменного напыления в атмосфере. Заяв. Серф. науч. 505:144117. doi: 10.1016/j.apsusc.2019.144117

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Аслантюрк, Ö (2018). Анализы цитотоксичности и жизнеспособности клеток in vitro: принципы, преимущества и недостатки. Лондон: In Tech.

Академия Google

Ассис С.Л. и Коста И. (2007). Электрохимическая оценка сплавов Ti-13Nb-13Zr, Ti-6Al-4V и Ti-6Al-7Nb для биомедицинского применения путем длительных иммерсионных испытаний. Матер. Коррозия 58, 329–333. doi: 10.1002/maco.200604027

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Аттарилар, С., Ян, Дж., Эбрахими, М., Wang, Q., Liu, J., Tang, Y., et al. (2020). Феномен токсичности и связанное с ним явление в наночастицах металлов и оксидов металлов: краткий обзор с биомедицинской точки зрения. Фронт. биоинж. Биотехнолог. 8:822. doi: 10.3389/fbioe.2020.00822

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Бальденебро-Лопес, Ф.Х., Эррера-Рамирес, Х.М., Арредондо-Реа, С.П., Гомес-Эспарса, К.Д., и Мартинес-Санчес, Р. (2015). Одновременное влияние процессов механического легирования и дуговой плавки на микроструктуру и твердость высокоэнтропийного сплава AlCoFeMoNiTi. J. Alloys Compounds 643, S250–S255. doi: 10.1016/j.jallcom.2014.12.059

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Браич В., Балачану М., Браич М., Владеску А., Пансери С. и Руссо А. (2012). Характеристика многоэлементных покрытий (TiZrNbHfTa)N и (TiZrNbHfTa)C для биомедицинских применений. Дж. Мех. Поведение Биомед. Матер. 10, 197–205. doi: 10.1016/j.jmbbm.2012.02.020

Резюме PubMed | Полный текст перекрестной ссылки | Академия Google

Брехтл, Дж., Chen, S., Lee, C., Shi, Y., Feng, R., Xie, X., et al. (2020). Обзор явления прерывистого течения и его роли в деформационном поведении высокоэнтропийных сплавов. Металлы 10:1101. doi: 10.3390/met10081101

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Цай, З., Цуй, X., Лю, З., Ли, Ю., Донг, М., и Джин, Г. (2018). Микроструктура и износостойкость покрытия из высокоэнтропийного сплава Ni-Cr-Co-Ti-V, плакированного лазером, после обработки лазерным переплавом. Оптика Лазерная технология. 99, 276–281. doi: 10.1016/j.optlastec.2017.09.012

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Кальдерон Веласко, С., Кавалейро, А., и Карвалью, С. (2016). Функциональные свойства нанокомпозитных покрытий керамика-Ag, полученных методом магнетронного распыления. Прог. Матер. науч. 84, 158–191. doi: 10.1016/j.pmatsci.2016.09.005

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Кантор, Б., Чанг, И. Т. Х., Найт, П., и Винсент, А. Дж. Б. (2004). Развитие микроструктуры в эквиатомных многокомпонентных сплавах. Матер. науч. англ. А 375-377, 213-218. doi: 10.1016/j.msea.2003.10.257

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Цао Ю., Лю Ю., Ли Ю., Лю Б., Фу А. и Ни Ю. (2020). Поведение при осаждении и механические свойства горячедеформированного тугоплавкого высокоэнтропийного сплава TiNbTa0,5 ZrAl 0,5. Междунар. Дж. Преломление. Металлы Hard Mater. 86:105132. doi: 10.1016/j. ijrmhm.2019.105132

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Чен, Дж., Zhou, X., Wang, W., Liu, B., Lv, Y., Yang, W., et al. (2018). Обзор основ высокоэнтропийных сплавов с перспективными высокотемпературными свойствами. J. Alloys Compounds 760, 15–30. doi: 10.1016/j.jallcom.2018.05.067

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Чен, К., и Туас, Г. А. (2015). Металлические биоматериалы имплантатов. Матер. науч. англ. Респ. 87, 1–57. doi: 10.1016/j.mser.2014.10.001

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Чен, С., Cai, Z., Lu, Z., Pu, J., Chen, R., Zheng, S., et al. (2019). Трибокоррозионное поведение пленки высокоэнтропийного сплава VAlTiCrCu. Матер. Характер. 157:109887. doi: 10.1016/j.matchar.2019.109887

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Чен Ю., Чжу С., Ван Х., Ян Б., Хань Г. и Цю Л. (2018). Эволюция микроструктуры и механизм упрочнения высокоэнтропийных сплавов Al0,4 CoCu 0,6NiSix (x = 0–0,2), полученных методом вакуумно-дуговой плавки и быстрого затвердевания с инжекцией меди. Вакуум 150, 84–95. doi: 10.1016/j.vacuum.2018.01.031

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Chen, Y.H., Chuang, W.S., Huang, J.C., Wang, X., Chou, H.S., Lai, Y.J., et al. (2020). О биокоррозии и биосовместимости пленок среднеэнтропийных сплавов TiTaNb. Заяв. Серф. науч. 508:145307. doi: 10.1016/j.apsusc.2020.145307

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Чинг, В.-Ю., Сан, С., Брехтл, Дж., Сакиджа, Р., Чжан, М.и Лиав, П.К. (2020). Фундаментальная электронная структура и многоатомная связь в 13 биосовместимых высокоэнтропийных сплавах. NPJ комп. Матер. 6:45. doi: 10.1038/s41524-020-0321-x

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Cui, P., Li, W., Liu, P., Zhang, K., Ma, F., Chen, X., et al. (2020). Влияние содержания азота на микроструктуру и механические свойства нитридных пленок высокоэнтропийного сплава (AlCrTiZrHf)N. J. Alloys Compounds 834:155063. дои: 10.1016/j.jallcom.2020.155063

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Дэн Ю., Чен В., Ли Б., Ван К., Куанг Т. и Ли Ю. (2020). Технология физического осаждения из паровой фазы для режущих инструментов с покрытием: обзор. Керам. Междунар. 46(11 Пт.Б), 18373–18390. doi: 10.1016/j.ceramint.2020.04.168

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Дин, З., Чжан, К., Се, Л., Чжан, Л.-К., Ван, Л., и Лу, В. (2016). Влияние обработки трением с перемешиванием на фазовое превращение и микроструктуру сплава Ti-6Al-4V, содержащего TiO2. Металл. Матер. Транс. А 47, 5675–5679. doi: 10.1007/s11661-016-3809-8

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Диррас, Г., Лиленстен, Л., Джемиа, П., Лоран-Брок, М., Тингауд, Д., Кузинье, Ж. П., и соавт. (2016). Упругие и пластические свойства литого эквимолярного высокоэнтропийного сплава TiHfZrTaNb. Матер. науч. англ. А 654, 30–38. doi: 10. 1016/j.msea.2015.12.017

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Эдалати, П., Флориано, Р., Tang, Y., Mohammadi, A., Pereira, K.D., Luchessi, A.D., et al. (2020). Сверхвысокая твердость и биосовместимость высокоэнтропийного сплава TiAlFeCoNi, обработанного кручением под высоким давлением. Матер. науч. англ. C Матер. биол. заявл. 112:110908. doi: 10.1016/j.msec.2020.110908

Резюме PubMed | Полный текст перекрестной ссылки | Академия Google

Фэн Дж., Сун К., Лян С., Го С. и Цзян Ю. (2020). Электрический износ армированных частицами TiB2 композитов Cu и Cu–Cr, полученных методом вакуумно-дуговой плавки. Вакуум 175:109295. doi: 10.1016/j.vacuum.2020.109295

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Габриэль, С.Б., Панайно, Дж.В.П., Сантос, И.Д., Араужо, Л.С., Мей, П.Р., де Алмейда, Л.Х., и соавт. (2012). Характеристика нового бета-титанового сплава Ti–12Mo–3Nb для биомедицинских применений. J. Alloys Compounds 536, S208–S210. doi: 10.1016/j.jallcom.2011.11.035

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Ге, Х., Тиан, Ф.и Ван, Ю. (2017). Упругие и термические свойства тугоплавких высокоэнтропийных сплавов из первопринципных расчетов. Комп. Матер. науч. 128, 185–190. doi: 10.1016/j.commatsci.2016.11.035

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Ge, W., Wu, B., Wang, S., Xu, S., Shang, C., Zhang, Z., et al. (2017). Характеристика и свойства покрытия из высокоэнтропийного сплава CuZrAlTiNi, полученного механическим легированием и вакуумным горячим прессованием. Доп. Порошковая технология. 28, 2556–2563. doi: 10.1016/j.apt.2017.07.006

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Гита М., Сингх А.К., Асокамани Р. и Гогия А.К. (2009). Биоматериалы на основе титана — лучший выбор для ортопедических имплантатов — обзор. Прог. Матер. науч. 54, 397–425. doi: 10. 1016/j.pmatsci.2008.06.004

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Джордж, Э.П., Кертин, В.А., и Тасан, К.С. (2020). Сплавы с высокой энтропией: целенаправленный обзор механических свойств и механизмов деформации. Acta Mater. 188, 435–474. doi: 10.1016/j.actamat.2019.12.015

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Ghiban, B., Popescu, G., Lazar, C., Rosu, L., Constantin, I., Olaru, M., et al. (2018). Коррозионное поведение высокоэнтропийного сплава на основе титана в средах, стимулирующих человека. Матер. науч. англ. 374:010024. дои: 10.1088/1757-899x/374/1/012004

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Гу, Х., Дин, З., Ян, З., Ю, В., Чжан, В., Лу, В. и др. (2019). Эволюция микроструктуры и электрохимические свойства микро/нанокомпозитов TiO2/Ti-35Nb-2Ta-3Zr, полученных методом фрикционного перемешивания. Матер. Дес. 169:107680. doi: 10.1016/j.matdes.2019.107680

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Guo, W. , Liu, B., Liu, Y., Li, T., Fu, A., Fang, Q., et al. (2019). Микроструктура и механические свойства пластичного тугоплавкого высокоэнтропийного сплава NbTaTiV, полученного методом порошковой металлургии. Дж.Соединения сплавов 776, 428–436. doi: 10.1016/j.jallcom.2018.10.230

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Го, Ю., Чен, Д., Ченг, М., Лу, В., Ван, Л., и Чжан, X. (2013). Совместимость с костной тканью нового сплава Ti35Nb2Ta3Zr с низким модулем Юнга. Междунар. Дж. Мол. Мед. 31, 689–697. doi: 10.3892/ijmm.2013.1249

Резюме PubMed | Полный текст перекрестной ссылки | Академия Google

Го, Ю., Шан, X., и Лю, К. (2018). Микроструктура и свойства лазерной наплавки, армированной TiN in situ Композитные покрытия из высокоэнтропийного сплава CoCr2FeNiTi. Прибой. Пальто. Технол. 344, 353–358. doi: 10.1016/j.surfcoat.2018.03.035

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Гурель, С., Ягчи, М. Б., Бал, Б., и Канадинк, Д. (2020). Коррозионное поведение новых высокоэнтропийных сплавов на основе титана, предназначенных для медицинских имплантатов. Матер. хим. физ. 254:123377. doi: 10.1016/j.matchemphys.2020.123377

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Хафиз Н., Лю Дж., Ван Л., Вэй Д., Тан Ю., Лу, В. и др. (2020). Сверхупругий отклик низкомодульного пористого сплава бета-типа Ti-35Nb-2Ta-3Zr, полученного методом лазерной плавки в порошковом слое. Доп. Производство. 34:101264. doi: 10.1016/j.addma.2020.101264

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Хафиз Н., Лю С., Лу Э., Ван Л., Лю Р., Лу В. и др. (2019). Механическое поведение и фазовое превращение сплава β-типа Ti-35Nb-2Ta-3Zr, изготовленного методом 3D-печати. J. Alloys Compounds 790, 117–126.doi: 10.1016/j.jallcom.2019.03.138

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Хан, X., Цзи, X., Чжао, М., и Ли, Д. (2020). Отношения Mg/Ag индуцировали адгезию клеток in vitro и предварительные антибактериальные свойства TiN на медицинском сплаве Ti-6Al-4V путем имплантации Mg и Ag. Прибой. Пальто. Технол. 397:126020. doi: 10.1016/j.surfcoat.2020.126020

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Хори Т., Нагасэ Т., Тодай М., Мацугаки А. и Накано Т.(2019). Разработка неэквиатомных высокоэнтропийных сплавов Ti-Nb-Ta-Zr-Mo для металлических биоматериалов. Скрипт. Матер. 172, 83–87. doi: 10.1016/j.scriptamat.2019.07.011

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Хоу, Л., Хуэй, Дж., Яо, Ю., Чен, Дж., и Лю, Дж. (2019). Влияние содержания бора на микроструктуру и механические свойства высокоэнтропийного сплава AlFeCoNiBx, полученного вакуумно-дуговой плавкой. Вакуум 164, 212–218. doi: 10.1016/j.vacuum.2019.03.019

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Хуанг, Ю., Ву, К., Чжан, X., Чанг, Дж. , и Дай, К. (2018). Регуляция иммунного ответа биоактивными ионами, выделяемыми из силикатной биокерамики для регенерации кости. Акта Биоматер. 66, 81–92. doi: 10.1016/j.actbio.2017.08.044

Резюме PubMed | Полный текст перекрестной ссылки | Академия Google

Хусейн, М. А., Сурьянараяна, К., и Аль-Акили, Н. (2015). Изготовление нанозернистых биоматериалов Ti–Nb–Zr методом искрового плазменного спекания. Матер. Дес. 87, 693–700. doi: 10.1016/j.matdes.2015.08.082

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Джин Г., Цай З., Гуань Ю., Цуй X., Лю З., Ли Ю. и др. (2018). Характеристики высокотемпературного износа покрытия из высокоэнтропийного сплава FeNiCoAlCu с лазерным напылением. Заяв. Серф. науч. 445, 113–122. doi: 10.1016/j.apsusc.2018.03.135

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Хуан, К.-К., Цай, М.-Х., Цай, К.-В., Линь, К.-М., Ван, В.-Р., Ян, С.-С., и др. (2015). Повышение механических свойств тугоплавких высокоэнтропийных сплавов HfMoTaTiZr и HfMoNbTaTiZr. Интерметаллиды 62, 76–83. doi: 10.1016/j.intermet.2015.03.013

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Ке, З., Йи, К., Чжан, Л., Хэ, З., Тан, Дж., и Цзян, Ю. (2019). Характеристика нового сплава Ti-13Nb-13Zr-10Cu с повышенной антибактериальной активностью для биомедицинских применений. Матер. лат. 253, 335–338. doi: 10.1016/j.матлет.2019.07.008

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Хан Н.А., Ахаван Б., Чжоу С., Чжоу Х., Чанг Л., Ван Ю. и др. (2020). ВЧ-магнетронное напыление тонких пленок высокоэнтропийного сплава AlCoCrCu0.5FeNi с настроенной микроструктурой и химическим составом. J. Alloys Compounds 836:155348. doi: 10.1016/j.jallcom.2020.155348

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Кобаяши Э., Ван Т.Дж., Дои Х., Ёнеяма Т. и Хаманака Х.(1998). Механические свойства и коррозионная стойкость стоматологических отливок из сплава Ti–6Al–7Nb. Матер. Мед. 9, 567–574. дои: 10.1023/A:10088948

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Коваль, Н. Э., Хуаристи, Дж. И., Диес Муиньо, Р., и Алдусин, М. (2019). Упругие свойства многоосновного сплава TiZrNbTaMo изучены из первых принципов. Интерметаллиды 106, 130–140. doi: 10.1016/j.intermet.2018.12.014

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Лян, С.-C., Tsai, D.-C., Chang, Z.-C., Sung, H.-S., Lin, Y.-C., Yeh, Y.-J., et al. (2011). Структурно-механические свойства многоэлементных покрытий (TiVCrZrHf)N методом реактивного магнетронного напыления. Заяв. Серф. науч. 258, 399–403. doi: 10.1016/j.apsusc.2011.09.006

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Лю Дж., Ли Ф., Лю С., Ван Х., Рен Б., Ян К. и др. (2014). Влияние содержания Cu на антибактериальную активность спеченных сплавов титана с медью. Матер.науч. англ. С 35, 392–400. doi: 10.1016/j.msec.2013.11.028

Резюме PubMed | Полный текст перекрестной ссылки | Академия Google

Лю Дж. , Лю Х., Чен П. и Хао Дж. (2019). Микроструктурные характеристики и коррозионное поведение покрытий из высокоэнтропийных сплавов AlCoCrFeNiTix, полученных методом лазерной наплавки. Прибой. Пальто. Технол. 361, 63–74. doi: 10.1016/j.surfcoat.2019.01.044

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Лю, С., Лю, Дж., Ван, Л., Ma, R.L.-W., Zhong, Y., Lu, W., et al. (2020). Сверхэластичное поведение эвтектической реакции на месте производства высокопрочного трехмерного пористого каркаса NiTi-Nb. Скрипт. Матер. 181, 121–126. doi: 10.1016/j.scriptamat.2020.02.025

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Liu, W., Cheng, M., Wahafu, T., Zhao, Y., Qin, H., Wang, J., et al. (2015). Характеристики in vitro и in vivo стронцийсодержащего покрытия на низкомодульном сплаве Ti35Nb2Ta3Zr, сформированного методом микродугового оксидирования. Дж. Матер. науч. Матер. Мед. 26:203.

Академия Google

Лю, В. , Лю, С., и Ван, Л. (2019). Модификация поверхности биомедицинского титанового сплава: микроморфология, эволюция микроструктуры и биомедицинские применения. Покрытия 9:249. doi: 10.3390/покрытия ₄₉

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Лозано, Д., Манзано, М., Доадрио, Дж. К., Салинас, А. Дж., Валлет-Реги, М., Гомес-Баррена, Э., и соавт. (2010). Нагруженная остеостатином биокерамика стимулирует рост и дифференцировку остеобластов. Акта Биоматер. 6, 797–803. doi: 10.1016/j.actbio.2009.08.033

Резюме PubMed | Полный текст перекрестной ссылки | Академия Google

Лукаэ, Ф., Грушка, П., Цихо, С., Власак, Т., Цижек, Й., Кмье, Т., и др. (2020). Дефекты в тонких слоях высокоэнтропийного сплава HfNbTaTiZr. Acta Phys. пол. А 137, 219–221. doi: 10.12693/APhysPolA.137.219

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Малек, Й., Зика, Й., Лукаэ, Ф., Эйжек, Й., Кунеицка, Л., и Коцич, Р. (2019а). Микроструктура и механические свойства спеченного и термообработанного высокоэнтропийного сплава HfNbTaTiZr. Металлы 9:1324. дои: 10.3390/met24

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Малек, Дж., Зыка, Дж., Лукач, Ф., Вилемова, М., Власак, Т., Чижек, Дж., и соавт. (2019б). Влияние способа обработки на свойства высокоэнтропийного сплава HfNbTaTiZr. Материалы 12:4022. дои: 10.3390/ma12234022

Резюме PubMed | Полный текст перекрестной ссылки | Академия Google

Чудо, Д.Б., Сенков О. Н. (2017). Критический обзор сплавов с высокой энтропией и связанных с ними концепций. Acta Mater. 122, 448–511. doi: 10.1016/j.actamat.2016.08.081

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Моталлебзаде А., Пейгамбардуст Н.С., Шейх С., Мураками Х., Го С. и Канадинк Д. (2019). Микроструктурные, механические и электрохимические характеристики тугоплавких высокоэнтропийных сплавов TiZrTaHfNb и Ti1. 5 ZrTa 0.5Hf0.5Nb0.5 для биомедицинских применений. Интерметаллиды 113:106572. doi: 10.1016/j.intermet.2019.106572

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Нагасе Т., Иидзима Ю., Мацугаки А., Амеяма К. и Накано Т. (2020). Разработка и производство высокоэнтропийных сплавов Ti-Zr-Hf-Cr-Mo и Ti-Zr-Hf-Co-Cr-Mo в качестве металлических биоматериалов. Матер. науч. англ. C Матер. биол. заявл. 107:110322. doi: 10.1016/j.msec.2019.110322

Резюме PubMed | Полный текст перекрестной ссылки | Академия Google

Назари, К.А., Нури А. и Хилдич Т. (2015). Механические свойства и микроструктура сплавов порошковой металлургии Ti–xNb–yMo для имплантационных материалов. Матер. Дес. 88, 1164–1174. doi: 10.1016/j.matdes.2015.09.106

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Нгуен, В. Т., Цянь, М., Ши, З., Сонг, Т., Хуан, Л., и Цзоу, Дж. (2018). Новый четырехкомпонентный эквиатомный сплав Ti-Zr-Nb-Ta со средней энтропией (MEA). Интерметаллиды 101, 39–43. doi: 10.1016/j.intermet.2018.07.008

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Нииноми, М. (2003). Недавние исследования и разработки в области титановых сплавов для биомедицинских применений и товаров медицинского назначения. науч. Технол. Доп. Матер. 4, 445–454. doi: 10.1016/j.stam.2003.09.002

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Пэн, Ю.Б., Чжан, В., Ли, Т.С., Чжан, М.Ю., Ван, Л., Сонг, Ю., и др. (2019). Микроструктура и механические свойства композиционных покрытий высокоэнтропийного сплава FeCoCrNi с армирующими частицами WC, полученных методами лазерной и плазменной наплавки. Междунар. Дж. Преломление. Металлы Hard Mater. 84:105044. doi: 10.1016/j.ijrmhm.2019.105044

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Погребняк А., Якущенко И., Багдасарян А., Бондарь О., Краузе-Реберг Р., Абадиас Г. и др. (2014). Микроструктура, физические и химические свойства наноструктурированных покрытий (Ti-Hf-Zr-V-Nb)N при различных условиях осаждения. Матер. хим. физ. 147, 1079–1091. doi: 10.1016/j.matchemphys.2014.06.062

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Полетти, М.Г., Бранц С., Фиоре Г., Шост Б. А., Крайтон В. А. и Баттеццати Л. (2016). Равновесные высокоэнтропийные фазы в многокомпонентных сплавах X-NbTaTiZr (X = Al, V, Cr и Sn). J. Alloys Compounds 655, 138–146. doi: 10.1016/j.jallcom.2015.09.118

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Попеску, Г., Гибан, Б., Попеску, К.А., Росу, Л., Труска, Р., Карча, И., и др. (2018). Новый высокоэнтропийный сплав TiZrNbTaFe для медицинских применений. Матер.науч. англ. 400:022049. дои: 10.1088/1757-899x/400/2/022049

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Пруша Ф., Кабиббо М., Шенкова А., Куэра В., Веселка З., Школакова А. и др. (2020). Высокопрочный ультрамелкозернистый высокоэнтропийный сплав CoCrFeNiNb, полученный механосплавлением: свойства и механизм упрочнения. J. Alloys Compounds 835:155308. doi: 10.1016/j.jallcom.2020.155308

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Цю, Х.(2018). Микроструктура, твердость и коррозионная стойкость покрытий из высокоэнтропийного сплава Al2CoCrCuFeNiTix, полученных методом быстрого отверждения. J. Alloys Compounds 735, 359–364. doi: 10.1016/j.jallcom.2017.11.158

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Рабадия, К.Д., Лю, Ю.Дж., Ван, Л., Сунь, Х., и Чжан, Л.К. (2018). Выделение фазы Лавеса в сплавах Ti-Zr-Fe-Cr с высокой прочностью и большой пластичностью. Матер. Дес. 154, 228–238. doi: 10.1016/j.матдес.2018.05.035

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Ран Р., Лю Ю., Ван Л., Лу Э., Се Л., Лу В. и др. (2018). α» Механизм мартенситного и аморфного фазового превращения в сплаве TiNbTaZr, объединенном с частицами TiO2 во время обработки трением с перемешиванием. Metall. Mater. Trans. A 49, 1986–1991.

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Рао, X., Чу, C.L., и Чжэн, Y.Y. (2014). Фазовый состав, микроструктура и механические свойства пористых сплавов Ti-Nb-Zr, полученных методом двухстадийной вспенивания порошковой металлургии. Дж. Мех. Поведение Биомед. Матер. 34, 27–36. doi: 10.1016/j.jmbbm.2014.02.001

Резюме PubMed | Полный текст перекрестной ссылки | Академия Google

Ринчич Млинарик, М., Дурго, К., Катич, В., и Спаль, С. (2019). Цитотоксичность и окислительный стресс, индуцированные ионами никеля и титана из стоматологических сплавов, на клетки желудочно-кишечного тракта. Токсикол. заявл. Фармакол. 383:114784. doi: 10.1016/j.taap.2019.114784

Резюме PubMed | Полный текст перекрестной ссылки | Академия Google

Сакагучи, Н., Нииноми М., Акахори Т., Такэда Дж. и Тода Х. (2005). Взаимосвязь между деформационным поведением при растяжении и микроструктурой в сплавах системы Ti–Nb–Ta–Zr. Матер. науч. англ. 25, 363–369. doi: 10.1016/j.msec.2004.12.014

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Сенков О., Скотт Дж., Сенкова С., Миракл Д. и Вудворд К. (2011). Микроструктура и свойства при комнатной температуре высокоэнтропийного сплава TaNbHfZrTi (препринт). J. Alloys Compounds 509, 6043–6048.doi: 10.1016/j.jallcom.2011.02.171

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Шан, К., Аксинте, Э., Ге, В., Чжан, З. и Ван, Ю. (2017). Покрытия из высокоэнтропийных сплавов с превосходной механической, коррозионной стойкостью и магнитными свойствами, полученные механическим легированием и спеканием при горячем прессовании. Прибой. интерф. 9, 36–43. doi: 10.1016/j.surfin.2017.06.012

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Шарма А. С., Ядав С., Бисвас К. и Басу Б.(2018). Высокоэнтропийные сплавы и металлические нанокомпозиты: проблемы обработки, развитие микроструктуры и улучшение свойств. Матер. науч. англ. 131, 1–42. doi: 10.1016/j.mser.2018.04.003

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Шу Ф., Чжан Б., Лю Т., Суй С., Лю Ю., Хе П. и др. (2019). Влияние мощности лазера на микроструктуру и свойства аморфных покрытий из высокоэнтропийного сплава CoCrBFeNiSi, плакированных лазером. Прибой. Пальто. Технол. 358, 667–675.doi: 10.1016/j.surfcoat.2018.10.086

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Шуанг С., Дин З. Ю., Чанг Д., Ши С. К. и Ян Ю. (2019). Коррозионностойкий наноструктурированный эвтектический высокоэнтропийный сплав. Коррозионная наука. 164:108315. doi: 10.1016/j.corsci.2019.108315

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Соаре, В., Бурада, М., Константин, И., Митрицэ, Д., Бэдилицэ, В., Караджа, А., и др. (2015). Электрохимическое осаждение и исследование микроструктуры тонких пленок высокоэнтропийных сплавов AlCrFeMnNi и AlCrCuFeMnNi. Заяв. Серф. науч. 358, 533–539. doi: 10.1016/j.apsusc.2015.07.142

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Сонг, К.-Т., и Сюй, Дж. (2020). Высокоэнтропийный сплав (TiZrNbTa)90Mo10: электрохимическое поведение и характеристика пассивной пленки под воздействием раствора Рингера. Коррозионная наука. 167:108513. doi: 10.1016/j.corsci.2020.108513

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Стенлунд П., Омар О., Брохеде У., Норгрен С., Норлинд Б., Йоханссон, А., и соавт. (2015). Реакция костей на новый сплав Ti-Ta-Nb-Zr. Акта Биоматер. 20, 165–175. doi: 10.1016/j.actbio.2015.03.038

Резюме PubMed | Полный текст перекрестной ссылки | Академия Google

Stiehler, M., Lind, M., Mygind, T., Baatrup, A., Dolatshahi-Pirouz, A., Li, H., et al. (2008). Морфология, пролиферация и остеогенная дифференцировка мезенхимальных стволовых клеток, культивируемых на поверхностях из титана, тантала и хрома. Дж. Биомед. Матер. Рез. Часть А 86, 448–458.doi: 10.1002/jbm.a.31602

Резюме PubMed | Полный текст перекрестной ссылки | Академия Google

Страски Й., Харкуба П., Вацлавова К., Хорват К., Ланда М., Срба О. и др. (2017). Повышение прочности биомедицинского сплава Ti-Nb-Ta-Zr путем легирования Fe, Si и O. J. Mech. Поведение Биомед. Матер. 71, 329–336. doi: 10.1016/j.jmbbm.2017.03.026

Резюме PubMed | Полный текст перекрестной ссылки | Академия Google

Тамилсельви С., Раман В. и Раджендран Н.(2006). Коррозионное поведение сплавов ЭЛИ Ti–6Al–7Nb и Ti–6Al–4V в моделируемом растворе жидкости организма методом электрохимической импедансной спектроскопии. Электрохим. Acta 52, 839–846. doi: 10.1016/j.electacta.2006.06.018

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Тянь Ю., Лу К., Шен Ю. и Фэн Х. (2019). Микроструктура и коррозионные свойства покрытия высокоэнтропийным сплавом CrMnFeCoNi на подложке Q235 методом механического легирования. Прибой. интерф. 15, 135–140.doi: 10.1016/j.surfin.2019.02.004

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Тютен, Н., Канадинц, Д., Моталлебзаде, А., и Бал, Б. (2019). Микроструктура и трибологические свойства покрытий из высокоэнтропийного сплава TiTaHfNbZr, нанесенных на подложки Ti 6Al 4V. Интерметаллиды 105, 99–106. doi: 10.1016/j.intermet.2018.11.015

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Валлиманалан, А., Кумареш Бабу, С.П., Мутукумаран, С., Мурали, М., Гаурав, В.и Махендран, Р. (2020). Коррозионное поведение термически напыленного покрытия из высокоэнтропийного сплава AlCoCrNi с добавлением молибдена. Матер. Сегодня 27, 2398–2400. doi: 10.1016/j.matpr.2019.09.149

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Ван, Х., Лю, К., Го, Ю., и Лан, Х. (2019). Покрытие из тугоплавкого высокоэнтропийного сплава MoFe1,5CrTiWAlNbx, полученное методом лазерной наплавки. Интерметаллиды 115:106613. doi: 10.1016/j.intermet.2019.106613

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Ван, Л., Лу В., Цинь Дж., Чжан Ф. и Чжан Д. (2009). Влияние холодной деформации на мартенситное превращение и механические свойства сплава Ti–Nb–Ta–Zr. J. Alloys Compounds 469, 512–518. doi: 10.1016/j.jallcom.2008.02.032

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Wang, L., Qu, J., Chen, L., Meng, Q., Zhang, L.-C., Qin, J., et al. (2015). Исследование механизмов деформации в сплаве β-типа Ti-35Nb-2Ta-3Zr с помощью FSP, приводящего к упрочнению поверхности. Металл.Матер. Транс. А 46, 4813–4818. doi: 10.1007/s11661-015-3089-8

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Wang, L., Xie, L., Lv, Y., Zhang, L.-C., Chen, L., Meng, Q., et al. (2017). Эволюция микроструктуры и сверхэластичное поведение в сплаве Ti-35Nb-2Ta-3Zr, обработанном трением с перемешиванием. Acta Mater. 131, 499–510. doi: 10. 1016/j.actamat.2017.03.079

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Ван, Л., Се, Л., Шен, П., Фан, К., Wang, W., Wang, K., et al. (2019). Микроструктура поверхности и механические свойства нанокомпозита Ti-6Al-4V/Ag, полученного методом FSP. Матер. Характер. 153, 175–183. doi: 10.1016/j.matchar.2019.05.002

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Ван, Л. М., Чен, К. С., Йе, Дж. В., и Ке, С. Т. (2011). Микроструктура и механизм упрочнения газотермических покрытий высокоэнтропийных сплавов NixCo0,6 Fe 0,2CrySizAlTi0,2. Матер. хим. физ. 126, 880–885.doi: 10.1016/j.matchemphys.2010.12.022

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Wang, Q., Zhou, P., Liu, S., Attarilar, S., Ma, R.L.-W., Zhong, Y., et al. (2020). Многомасштабная обработка поверхности титановых имплантатов для быстрой остеоинтеграции: обзор. Наноматериалы 10:1244. дои: 10.3390/nano10061244

Резюме PubMed | Полный текст перекрестной ссылки | Академия Google

Wang, S. , Wu, D., She, H., Wu, M., Shu, D., Dong, A., et al. (2020). Разработка высокопластичных среднеэнтропийных сплавов для дентальных имплантатов. Матер. науч. англ. 113:110959. doi: 10.1016/j.msec.2020.110959

Резюме PubMed | Полный текст перекрестной ссылки | Академия Google

Ван, С. П., и Сюй, Дж. (2017). Высокоэнтропийный сплав TiZrNbTaMo, разработанный для ортопедических имплантатов: литая микроструктура и механические свойства. Матер. науч. англ. C Матер. биол. заявл. 73, 80–89. doi: 10.1016/j.msec.2016.12.057

Резюме PubMed | Полный текст перекрестной ссылки | Академия Google

Ван, В., Хань, П., Peng, P., Zhang, T., Liu, Q., Yuan, S.-N., et al. (2020). Обработка магниевых сплавов трением с перемешиванием: обзор. Акта Металл. Грех. 33, 43–57. doi: 10.1007/s40195-019-00971-7

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Ван, X., Лю, Q., Хуан, Y., Се, L., Сюй, Q. и Чжао, T. (2020). Влияние содержания Ti на микроструктуру и коррозионную стойкость высокоэнтропийных сплавов CoCrFeNiTix, полученных методом лазерной наплавки. Материалы 13:2209. дои: 10.3390/ma13102209

Резюме PubMed | Полный текст перекрестной ссылки | Академия Google

Ван, X.-Р., Ван, З.-К., Ли, В.-С., Лин, Т.-С., Хе, П., и Тонг, С.-Х. (2017а). Получение и микроструктура покрытий из среднеэнтропийного сплава CuNiTiZr на подложке TC11 с помощью электроискрового процесса осаждения с числовым программным управлением. Матер. лат. 197, 143–145. doi: 10.1016/j.matlet.2017.03.109

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Ван, С.-Р., Ван, З.-К., Лин, Т.-С., и Хе, П. (2017b). Тенденции массопереноса покрытий из высокоэнтропийного сплава AlCoCrFeNi на подложку TC11 методом электроискрового осаждения с числовым программным управлением. Дж. Матер. Процесс. Технол. 241, 93–102. doi: 10.1016/j.jmatprotec.2016.09.012

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Ван Ю., Чжао С., Ли Г., Чжан С., Чжао Р., Донг А. и др. (2020). Получение и антибактериальные свойства in vitro анодных покрытий, легированных медью, цинком и фосфором, на сплаве Ti–6Al–4V. Матер. хим. физ. 241:122360. doi: 10.1016/j.matchemphys.2019.122360

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Васим, О.А. и Рю, Х. Дж. (2020). Комбинаторный синтез и анализ тугоплавких высокоэнтропийных сплавов AlxTayVz-Cr20Mo20Nb20Ti20Zr10 и Al10CrMoxNbTiZr10: поведение при окислении. J. Alloys Compounds 828:154427. doi: 10.1016/j.jallcom.2020.154427

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Вэй, К., Ван, Л., Фу, Ю., Цинь, Дж., Лу, В. и Чжан, Д. (2011). Влияние содержания кислорода на микроструктуру и механические свойства сплава Ti–Nb–Ta–Zr. Матер. Дес. 32, 2934–2939.doi: 10.1016/j.matdes.2010.11.049

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Вен, М., Вен, К., Ходжсон, П., и Ли, Ю. (2014). Изготовление сплава Ti–Nb–Ag методом порошковой металлургии для биомедицинских применений. Матер. Дес. 56, 629–634. doi: 10.1016/j.matdes.2013.11.066

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Ву, В. -Х., Ян, К.-К., и Йе, Дж.-В. (2006). Промышленная разработка высокоэнтропийных сплавов. Энн. Чим. науч. Матер. 31, 737–747.

Академия Google

Ся А., Тони А., Хирн С., Болелли Г., Лусварги Л. и Франц Р. (2020). Осаждение тонких пленок ВЭС MoNbTaVW в зависимости от угла тремя различными методами физического осаждения из паровой фазы. Прибой. Пальто. Технол. 385:125356. doi: 10.1016/j.surfcoat.2020.125356

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Xing, Q., Wang, H., Chen, M., Chen, Z., Li, R., Jin, P., et al. (2019). Механические свойства и коррозионная стойкость высокоэнтропийных пленок NbTiAlSiZrNx, полученных ВЧ-магнетронным распылением. Энтропия 21:396. дои: 10.3390/e21040396

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Xingwu, Q., Mingjun, W., Yan, Q., Chunge, L., Yunpeng, Z., и Chongxiang, H. (2018). Микроструктура и коррозионная стойкость покрытий высокоэнтропийных сплавов Al2CrFeCoCuNixTi, полученных методом лазерной наплавки. Инфракрасный лазер Eng. 47:706008. дои: 10.3788/irla201847.0706008

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Сюй, Ю.-Ф., Сяо, Ю.-Ф., Йи, Д. К., Лю, Х.-Q., Ву, Л., и Вен, Дж. (2015). Коррозионное поведение сплава Ti–Nb–Ta–Zr–Fe для биомедицинских применений в растворе Рингера. Пер. Цветные металлы Soc. Китай 25, 2556–2563. doi: 10.1016/s1003-6326(15)63875-4

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Ян, X., и Чжан, Ю. (2020). Функциональные свойства и перспективные области применения высокоэнтропийных сплавов. Scripta Mater. 187, 188–193. doi: 10.1016/j.scriptamat.2020.06.017

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Ян, Х.Х., Ли, Дж. С., Чжан, В. Р., и Чжан, Ю. (2018). Краткий обзор высокоэнтропийных фильмов. Матер. хим. физ. 210, 12–19. doi: 10.1016/j.matchemphys.2017.07.078

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Ян, К. -Х., Ван, Ю.-Т., Цай, В.-Ф., Ай, К.-Ф., Линь, М.-К., и Хуанг, Х.-Х. (2011). Влияние обработки кислородно-плазменной иммерсионной ионной имплантацией на коррозионную стойкость и клеточную адгезию поверхности титана. клин. Оральные имплантаты Res. 22, 1426–1432.doi: 10.1111/j.1600-0501.2010.02132.x

Резюме PubMed | Полный текст перекрестной ссылки | Академия Google

Ян В., Лю Ю., Панг С., Лиав П. К. и Чжан Т. (2020). Биокоррозионное поведение и биосовместимость in vitro эквимолярного высокоэнтропийного сплава TiZrHfNbTa. Интерметаллиды 124:106845. doi: 10.1016/j.intermet.2020.106845

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Яо Х., Тан З., Хе Д., Чжоу З., Чжоу З., Сюэ Ю. и другие. (2020). Высокопрочный и пластичный высокоэнтропийный сплав AlCrFeNiV с иерархически неоднородной микроструктурой, полученный селективным лазерным плавлением. J. Alloys Compounds 813:152196. doi: 10.1016/j.jallcom.2019.152196

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Яо, Х. В., Цяо, Дж.В., Хоук, Дж.А., Чжоу, Х.Ф., Чен, М.В., и Гао, М.К. (2017). Механические свойства тугоплавких высокоэнтропийных сплавов: эксперименты и моделирование. J. Alloys Compounds 696, 1139–1150. doi: 10.1016/j.jallcom.2016.11.188

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Йе, Ж.-В. (2006). Недавний прогресс в высокоэнтропийных сплавах. Энн. Чим. науч. Матер. 31, 633–648. doi: 10.3166/acsm.31.633-8

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Yeh, J.-W., Chen, S.K., Lin, S.-J., Gan, J.-Y., Chin, T.-S., Shun, T., et al. (2004). Наноструктурированные высокоэнтропийные сплавы с несколькими основными элементами: новые концепции дизайна сплавов и результаты. Передовые инженерные материалы 6, 299–303. doi: 10.1002/адем.200300567

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Юань Ю., Wu, Y., Yang, Z., Liang, X., Lei, Z., Huang, H., et al. (2019). Формирование, структура и свойства биосовместимых высокоэнтропийных сплавов TiZrHfNbTa. Матер. Рез. лат. 7, 225–231. дои: 10.1080/21663831.2019.1584592

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Юрченко Н., Панина Е., Тихоновский М., Салищев Г., Жеребцов С. и Степанов Н. (2020). Новый тугоплавкий высокоэнтропийный сплав Ti-Nb-Hf-Al, упрочненный частицами орторомбической фазы. Междунар.Дж. Преломление. Металлы Hard Mater. 92:105322. doi: 10.1016/j.ijrmhm.2020.105322

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Чжан, К., Дин, З., Се, Л., Чжан, Л.-К., Ву, Л., Фу, Ю., и др. (2017). Электрохимическое поведение и поведение in vitro наноразмерных композитов Ti-6Al-4V и TiO2, изготовленных методом фрикционного перемешивания. Заяв. Серф. науч. 423, 331–339. doi: 10.1016/j.apsusc.2017.06.141

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Чжан, Х.X., Dai, JJ, Sun, C.X., and Li, S.Y. (2020). Микроструктура и износостойкость высокоэнтропийного лазерного наплавочного покрытия TiAlNiSiV на Ti-6Al-4V. Дж. Матер. Процесс. Технол. 282:116671. doi: 10.1016/j.jmatprotec.2020.116671

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Zhang, J., Hu, Y., Wei, Q., Xiao, Y., Chen, P., Luo, G., et al. (2020). Микроструктура и механические свойства высокоэнтропийных сплавов RexNbMoTaW, полученных дуговой плавкой с использованием металлических порошков. Дж.Соединения сплавов 827:154301. doi: 10.1016/j.jallcom.2020.154301

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Чжан, Л.-К., Чен, Л.-Ю., и Ван, Л. (2020). Модификация поверхности титана и титановых сплавов: технологии, разработки и интересы будущего. Доп. англ. Матер. 22:18. doi: 10.1002/адем.2018

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Чжан, М., Чжоу, X., Ю, X., и Ли, Дж. (2017). Синтез и определение характеристик тугоплавкого покрытия из высокоэнтропийного сплава TiZrNbWMo методом лазерной наплавки. Прибой. Пальто. Технол. 311, 321–329. doi: 10.1016/j.surfcoat.2017.01.012

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Чжан, В., Ляу, П.К., и Чжан, Ю. (2018). Наука и техника в высокоэнтропийных сплавах. науч. Китай Матер. 61, 2–22. doi: 10.1007/s40843-017-9195-8

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Чжан Ю., Хань Т., Сяо М. и Шен Ю. (2019). Влияние содержания Nb на микроструктуру и свойства лазерной наплавки FeNiCoCrTi0.5 Покрытие из высокоэнтропийного сплава Nbx . Оптик 198:163316. doi: 10.1016/j.ijleo.2019.163316

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Zhang, Y., Zuo, T.T., Tang, Z., Gao, M.C., Dahmen, K.A., Liaw, P.K., et al. (2014). Микроструктуры и свойства высокоэнтропийных сплавов. Прог. Матер. науч. 61, 1–93.

Академия Google

Чжао Ю., Ю Т., Сунь Дж. и Цзян С. (2020). Микроструктура и свойства наплавленного лазером композитного покрытия на основе B4C/TiC/Ni. Междунар. Дж. Преломление. Металлы Hard Mater. 86:105112. doi: 10.1016/j.ijrmhm.2019.105112

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Zhou, E., Qiao, D., Yang, Y., Xu, D., Lu, Y., Wang, J., et al. (2020). Новый медьсодержащий высокоэнтропийный сплав со значительными антибактериальными свойствами против коррозионных морских биопленок. Дж. Матер. науч. Технол. 46, 201–210. doi: 10.1016/j.jmst.2020.01.039

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Чжу, К., Lv, Y., Qian, C., Qian, H., Jiao, T., Wang, L., et al. (2016). Пролиферация и остеогенная дифференциация крысиных СККМ на новом нанокомпозите с металлической матрицей Ti/SiC, модифицированном трением с перемешиванием. науч. Респ. 6:38875. дои: 10.1038/srep38875

Резюме PubMed | Полный текст перекрестной ссылки | Академия Google

Чжу, С., Ю, Ю., Чжан, Б., Чжан, З., Янь, X., и Ван, З. (2020). Микроструктура и износостойкость композитных покрытий на основе высокоэнтропийных сплавов CoCrFeNiMn, армированных TiN-Al2O3, полученных методом плазменной наплавки. Матер. лат. 272:127870. doi: 10.1016/j.matlet.2020.127870

Полнотекстовая перекрестная ссылка | Академия Google

Титан — свойства, преимущества и применение Решение проблем коррозии в морских условиях | NACE CORROSION

РЕЗЮМЕ

Титан, наконец, теперь рассматривается, принимается и используется в качестве материала для предотвращения коррозии, сокращения и устранения основных проблем, связанных с техническим обслуживанием, связанных с коррозией, а также из-за преимуществ, которые он предлагает в снижении веса, затраты на замену и выгоды от стоимости жизненного цикла.В этой презентации основное внимание уделяется объяснению свойств титана, тому, как и почему этот металл подходит для использования в морской воде и во всех водных средах, а также преимуществам, которые титан дает в морской службе. Обсуждение также будет включать сравнения с материалами, которые используются в настоящее время, где они были заменены или заменяются, а также опыт и области применения титана как в промышленности, так и на борту корабля.

Необходимость решения проблем с коррозией, техническим обслуживанием и массой очевидна и постоянна.Использование титана во многих его формах и с его многочисленными преимуществами является реальным, доступным в настоящее время решением проблем коррозии в морских условиях.

Титан хорошо зарекомендовал себя для использования в наиболее суровых условиях окружающей среды во многих отраслях промышленности, включая химическую промышленность (CPI), энергетику (включая геотермальную), целлюлозно-бумажную промышленность, опреснение (в многоступенчатых установках мгновенного опреснения), нефтеперерабатывающие заводы, и в коммунальной промышленности в конденсаторах пара коммунальных услуг. Он также играет важную роль в морских буровых установках в балластных цистернах, пожарных магистральных системах и системах трубопроводов общего назначения, футеровке для десульфуризации дымовых газов (ДДГ) и многих других.

В последнее десятилетие значительно возросло использование титана в военных целях, включая броню, защитные покрытия, и особенно в военно-морских применениях, где морской водой является окружающая среда и где коррозия, эрозия и техническое обслуживание имеют первостепенное значение. В контексте морской воды применение титана включает охлаждение морской водой теплообменника (как кожухотрубного, так и пластинчатого/рамного), теплообменников смазочного масла технической воды и других общих систем теплообменников.Он также используется как на борту, так и на наземных установках, в водонагревателях, а также в холодильных установках, чиллерах и системах кондиционирования воздуха ~. Ассортимент ее продукции включает листы для кожухов и перегородок теплообменников, плиты для трубных решеток и сосудов, трубы для охлаждения забортной водой, трубы, фитинги (отводы, тройники, переходники и т. д.), крепежные детали, фланцы, насосы и клапаны для морской воды. ввод, противопожарные системы и дренаж.

Виртуальная невосприимчивость титана к морской воде (и любым водам) обеспечивает надежность эксплуатации, проверенную долгосрочную экономию затрат в течение жизненного цикла и сокращение (или устранение) технического обслуживания, которые определяют его использование для решения проблем коррозии в морской эксплуатации. Пояснения в отношении некоторых из наиболее подходящих химических веществ (классов), свойств (механических и физических), коррозионной стойкости (иммунитета), снижения веса, ударопрочности и других преимуществ, которые обеспечивает этот металл, а также некоторые из наиболее часто задаваемых вопросов и Проблемы решаются.

Нелегированный технически чистый (CP) титан

CP Титан

Нелегированный технически чистый ( CP ) Титан представлен четырьмя различными сортами, а именно 1, 2, 3 и 4.Титан CP заказывается в соответствии с требованиями к коррозионной стойкости, формуемости (пластичности) и прочности для конкретного применения. Титан CP варьируется от класса 1, который имеет самую высокую коррозионную стойкость, формуемость и самую низкую прочность, до класса 4, который обеспечивает самую высокую прочность и умеренную формуемость. Конечные пользователи титана CP используют превосходную коррозионную стойкость, формуемость и характеристики свариваемости для многих критических применений.

---

Химия

	Класс 1	Класс 2	Класс 3	Класс 4
Азот, макс.	0,03	0,03	0,05	0,05
Углерод, макс.	0,08	0,08	0,08	0,08
Водород, макс.	0,015	0,015	0,015	0,015
Железо, макс.	0,20	0.30	0,30	0,50
Кислород, макс.	0,18	0,25	0,35	0,40
Титан	Баланс	Баланс	Баланс	Баланс

Химический состав FWM предназначен только для справки и не может использоваться в целях спецификации.

---

Физические свойства

Плотность	0,163 фунта/дюйм 3
Модуль упругости	14,9 psi x 10 6
Удельное электрическое сопротивление	0,42-0,52 мкОм-м
Теплопроводность	16-22 Вт/мК

---

Состояние поверхности

Титан CP имеет тенденцию прилипать, истирать или привариваться холодной сваркой волочильных штампов во время обработки.Обычная отраслевая практика, чтобы избежать этого состояния, обычно использует сильное травление или травление на финишном размере, в результате чего получается шероховатая или очень текстурированная поверхность. Компания Fort Wayne Metals разработала методы обработки с улучшенной обработкой поверхности, которые требуют минимального травления при чистовом размере для удаления большей части остаточного оксида, что обеспечивает более чистую и гладкую поверхность. Материал можно приобрести с такой улучшенной обработкой поверхности или с оставшейся водорастворимой смазкой для применений, где требуется смазывающая способность проволоки (т.е. ткацкие приложения).

---

Допуски на диаметр

Усовершенствованная обработка поверхности и методы обработки позволяют Fort Wayne Metals предлагать более жесткие и контролируемые допуски. В таблице в правом столбце указаны стандартные допуски на диаметр для титана CP в виде проволоки и бухт. Большинство диаметров могут быть изготовлены с более жесткими допусками.

---

Приложения

Fort Wayne Metals производит титан CP в виде выпрямленных и нарезанных прутков, рулонов, прядей и тросов, плоской проволоки и проволоки для различных критических медицинских и промышленных применений.Конечное использование включает:

• Ортопедические изделия
• Иглы
• Электроды для кардиостимуляции
• Плетеная проволочная сетка
• Швы
• Лигатурные зажимы
• Ортодонтические приспособления
• Оправы для очков

---

Механические свойства

Марка	У. Т.С. мин.		Ю.С. мин.(смещение 2%)		% Удлинение
	тысяч фунтов на квадратный дюйм	МПа	тысяч фунтов на квадратный дюйм	МПа	(измерительная длина 2 дюйма) мин. %
1	35	240	25	170	24
2	50	345	40	275	20
3	65	450	55	380	18
4	80	550	70	483	15

Значения являются типичными и могут не отражать все диаметры.Метод тестирования повлияет на результаты.

---

Приблизительные свойства при растяжении FWM

Марка	Состояние	У. Т.С.
		тысяч фунтов на квадратный дюйм	МПа
1	Холодная обработка	85-115	586-793
1	Отожженный	45-75	310-517
2	Холодная обработка	110-140	758-965
2	Отожженный	65-90	448-621
4	Холодная обработка	135-165	931-1138
4	Отожженный	95-120	655-827

Значения являются типичными и могут не отражать все диаметры.Метод тестирования повлияет на результаты. Титан CP в бесцентровом шлифованном стержне, катушке и проволоке может предлагаться в отожженном или холоднодеформированном состоянии.

---

Диаметр

В том числе		Под		Стандартный допуск
дюймов	мм	дюймов	мм	в.	мм
0,0010	0,0254	0,0048	0,1219	±0,0001	±0,0025
0,0048	0,1219	0,0080	0,2032	±0,0002	±0,0051
0,0080	0,2032	0.0120	0,3048	±0,0003	±0,0076
0,0120	0,3048	0,0240	0,6096	±0,0004	±0,0102
0,0240	0,6096	0,0330	0,8382	±0,0005	±0,0127
0. 0330	0,8382	0,0440	1.1176	±0,0008	±0,0203
0,0440	1.1176	0,2510	6.3754	±0,0010	±0,0254

---

Провод возможностей продукта

Fort Wayne Metals использует самое современное оборудование и технологии обработки для получения прецизионно вытянутого титана CP .Проволока обычно поставляется на стандартных катушках FWM (см. паспорт упаковки и намотки). Индивидуальная упаковка или катушки будут рассмотрены в зависимости от возможностей нашего оборудования.

Диапазон диаметров от 0,001 дюйма (0,0254 мм) до 0,062 дюйма (1,5748 мм)

---

Катушка

Fort Wayne Metals предлагает прецизионные свободно намотанные катушки для многих критических применений, вес рулонов может достигать максимум 100 фунтов, номинальный вес 50 фунтов в зависимости от диаметра.

---

Диапазон диаметров

0.от 040 дюймов (1,016 мм) до 0,500 дюймов (12,70 мм)

---

Упаковка (внутренний диаметр рулона)

от 0,040 дюйма (1,016 мм) до 0,125 дюйма (3,175 мм) = 20 дюймов (508 мм), номинальное значение
от 0,100 дюйма (2,54 мм) до 0,500 дюйма (12,70 мм) = 28 дюймов (711 мм), номинальное значение

---

Бесцентровая и прецизионная шлифовальная шина

Fort Wayne Metals производит выпрямленные и нарезанные прутки в условиях бесцентровой и прецизионной шлифовки. Клиенты могут заказывать детали разной длины, однако материал обычно изготавливается произвольной длины от 10 футов (3048 мм) до 12 футов (3657 мм).Большинство диаметров могут быть изготовлены с более жесткими допусками.

---

Диапазон диаметров

от 0,0787 дюйма (2,0 мм) до 0,500 дюйма (12,70 мм)

	Стандартный допуск		Шероховатость поверхности (RMS)
	дюймов	мм
Бесцентровая шина заземления	±0. 001	±0,0254	24 или выше
Прецизионная заземляющая шина	±0,0005	±0,0127	16 или выше

---

Доступен другой титан и титановые сплавы

Другие виды титана и титановых сплавов будут рассмотрены по запросу.

Механические и биологические свойства сплавов Ti–(0–25 мас.%)Nb для применения в биомедицинских имплантатах | Регенеративные биоматериалы

Реферат

Бинарные сплавы титан-ниобий (Ti-Nb)

в последнее время привлекают внимание благодаря низким модулям Юнга и нетоксичности.В этом исследовании исследуется влияние низкого содержания Nb (0–25  вес.%) на всесторонние параметры отношений растяжения и деформации (предел прочности (σ _UTS ), предел текучести (σ _0,2 ) и модуль упругости ( E )), свойства поверхности (микротвердость по Виккерсу, шероховатость поверхности ( R _a ), угол смачивания водой (WCA), рентгеновская дифракция (XRD) и сканирующая электронная микроскопия (SEM)), коррозионная стойкость (в искусственной слюне и молочной кислоты) и биологических свойств (цитотоксичность и активность щелочной фосфатазы преостеобластов MC3T3-E1) сплавов Ti– x Nb ( x  = 5, 10, 15, 20 и 25 мас. %), при использовании чистый титан марки 2 (cp-Ti) в качестве контроля.Результаты РФА показали, что все сплавы Ti– x Nb содержали фазы сплава α + β Ti, так что β-фаза увеличивалась соответственно с увеличением количества Nb в сплаве, а также восстановлением E (69– 87 ГПа). За исключением Ti-5Nb, все остальные сплавы Ti- x Nb показали значительно более высокую твердость, повышенные σ _UTS и σ _0,2 и снижение WCA по сравнению с cp-Ti. На сплавах Ti– x Nb и cp-Ti в искусственной слюне и растворах молочной кислоты коррозии не обнаружено.Цитотоксичность сплавов Ti- x Nb была сравнима с таковой cp-Ti в преостеобластах MC3T3-E1 без вмешательства в поведение дифференцировки, но скорость пролиферации сплава Ti-5Nb была ниже, чем у других групп. В целом бинарные сплавы Ti–(10–25 мас.%)Nb являются многообещающими кандидатами для ортопедических и зубных имплантатов благодаря их улучшенным механическим свойствам и сопоставимым биологическим характеристикам, в то время как Ti–5Nb следует использовать с осторожностью.

Введение

Титан (Ti) является привлекательным биоматериалом благодаря своей способности к остеоинтеграции, относительно низкому модулю упругости и высокой устойчивости к коррозии.Таким образом, титану уделяется большое внимание в ортопедии и стоматологии [1, 2]. Однако чистый Ti обладает недостаточной износостойкостью и низкой несущей способностью. Таким образом, это препятствовало использованию чистого титана в долгосрочных применениях, таких как имплантаты. Следовательно, титановые сплавы, которые были отмечены как более механически выгодные [3, 4], будут более подходящими для такого применения.

Как правило, Ti представляет собой многофазный кристаллический металл, который представляет собой гексагональную плотноупакованную (α-фазу) структуру при комнатной температуре и может быть преобразован в объемно-центрированную кубическую (β-фазу) структуру выше 882°C [5, 6].В соответствии с решеткой при комнатной температуре сплавы Ti можно разделить на α-, β- или α + β-типы. Легирующие элементы для Ti можно условно разделить на три категории в зависимости от их способности регулировать температуру фазового превращения: α-стабилизатор (например, Al, O и N), β-стабилизатор (Nb, Mo, V и Ta) и нейтральный упрочняющий компонент. элемент (Zr). Свойства сплавов Ti в значительной степени зависят от металлического состава и внутреннего соотношения α/β-фазы [7]. Ti-6Al-4V, наиболее широко используемые сплавы Ti, долгое время подвергались критике за высокий модуль упругости и потенциальную неврологическую цитотоксичность из-за растворения частиц ванадия и алюминия [8].Поэтому при разработке и применении титановых сплавов необходимо одновременно учитывать не только механические характеристики, но и биологические аспекты.

В последнее время внимание привлекают сплавы Ti–Nb, не содержащие токсичных элементов и обладающие низким модулем Юнга ( E ) за счет добавления Nb в качестве β-стабилизатора. Биологическая оценка in vitro и in vivo чистых металлов потенциальных легирующих элементов, включая Nb, Ta и Zr, показала, что они менее цитотоксичны, чем сплавы Ti, или даже нетоксичны [9, 10]. Эйзенбарт и др. изучали биосовместимость чистых металлов β-стабилизирующих элементов in vitro , ранжирование по убыванию было следующим: ниобий–тантал, титан, цирконий–алюминий [1]. Среди сплавов Ti β-сплавы обладают наименьшим модулем упругости и износостойкостью, а также высокой прокаливаемостью [11]. Nb является стабилизатором β-фазы, который увеличивает соотношение β/α-фазы и сохраняет хорошие механические характеристики [12, 13]. β-фаза в сплавах Ti–Nb стабилизируется, когда отношение валентных электронов и атомных чисел (е/а) >4.2 [14]. Следовательно, для достижения полной и стабильной β-фазы в сплавах Ti–Nb необходимо включать не менее 35–40  мас.% содержания Nb. Однако, поскольку Nb является редким металлом с высокой температурой плавления, меньшее количество Nb было бы предпочтительнее с точки зрения производства и экономической эффективности [15].

Некоторые исследователи также отмечают, что мартенситные сплавы Ti–Nb с относительно низким содержанием Nb могут иметь модуль упругости, аналогичный сплаву Ti–Nb, содержащему полную β-фазу [16–18]. Кроме того, различные исследования были сосредоточены на механических свойствах бинарных сплавов Ti-Nb и продемонстрировали многообещающие результаты, такие как Ti-(0.1–5 мас.%)Nb [19–22], Ti–(5–10 мас.%)Nb [20, 21, 23, 24], Ti–(10–15 мас.%)Nb [25, 26], Ti –(15–20 мас.%)Nb [27, 28] и Ti–(20–25 мас.%)Nb [24, 29]. Тем не менее биологический эффект содержания Nb подробно не исследовался. Таким образом, это исследование было направлено на изучение влияния содержания Nb (0–25 % масс.) на механические и биологические свойства сплавов Ti–Nb.

Материалы и методы

Подготовка проб

Исследуемой группой были сплавы Ti– x Nb ( x  = 5, 10, 15, 20 и 25 мас. %), а технически чистый титан марки 2 (cp-Ti) – контрольной группой.Все образцы были предоставлены Северо-Западным институтом исследований цветных металлов (Шэньян, Китай). Вкратце, для сплавов Ti– x Nb губчатый титан (99,9%) и порошок Nb (99,9%) помещали в вакуумную дуговую печь с плавящимся электродом и трижды переплавляли для внутренней однородности, а затем проводили серию ковочных испытаний. были выполнены зубчатая обработка, прокатка, выпрямление и масштабирование. Конечными продуктами были металлические стержни (Φ = 15 мм), которые были нарезаны на монетообразные диски толщиной 2,0 ±0,5 мм в соответствии с потребностями этого исследования.Для изучения смачиваемости и поведения клеток одну сторону дисков последовательно полировали наждачной бумагой SiC с зернистостью 80, 320, 600, 1000 и 2000 и очищали в течение 60 мин ацетоном, этанолом и дистиллированной водой по очереди.

Микроструктурная характеристика

Кристалличность и фазы в Ti- x Nb идентифицировали методом рентгеновской дифракции (XRD) (Bruker Advance, США) с CuKα-излучением (40 кВ, 30 мА, 10°/мин) при комнатной температуре. Фазы определяли путем сопоставления спектров с файлами Объединенного комитета по стандартам дифракции мощности.

Испытания на растяжение и микротвердость

Свойства при растяжении, включая предел прочности (σ _UTS ), предел текучести (σ _0,2 ) и относительное удлинение ( E ), были измерены на испытательной системе Instron 589X при скорости траверсы 15 мм/мин [30]. ]. Модуль упругости рассчитывали по наклону кривой напряжение-деформация в области упругой деформации, а предел текучести определяли методом текучести со смещением 0,2%. Определение твердости по Виккерсу проводили на микротвердомере с цифровым дисплеем HVS-1000 с нагрузкой 300 гс в течение 15 с.

Измерение шероховатости

Шероховатость ( R _a ) определяли количественно с помощью Surtronic 3+ (Taylor Hobson, Великобритания). Профилометр был настроен на измерение при каждом значении отсечки 0,8 мм. Среднее значение трех показаний каждой группы материалов было измерено и записано в трех экземплярах на разностной площадке.

Испытание на коррозионное поведение в искусственной слюне и молочной кислоте

Испытание на погружение, определяющее высвобождение металлических элементов, проводилось с использованием искусственной слюны и кислотного коррозионного раствора в соответствии со стандартом ISO 10271:2011. Химический состав искусственной слюны [31] состоял из мочевины (1,50 г/дм ³ ), NaHCO ₃ (1,50 г/дм ³ ), KCl (1,20 г/дм ³ ), NaCl ( 0,70 г / дм ³ ), KSCN (0,33 г / дм ³ ), NA ₂ HPO ₄ (0,26 г / дм ³ ), K ₂ HPO ₄ (0,20 г / dm ³ ) и капли молочной кислоты до достижения pH 6,72 (PHM 250, Radiometer, Дания) для имитации перорального электролита [32]. Образец погружали в искусственную слюну из расчета 1 мл раствора на 1 см ² площади поверхности образца.Раствор без металла готовили как контрольный. Наконец, 4,0 мл металлических и контрольных растворов собирали через 1, 7 и 28 дней для определения концентрации выделившихся металлических элементов с помощью оптической эмиссионной спектроскопии с индуктивно связанной плазмой (Spectro-Arcos), оснащенной автоматическим пробоотборником. Предел аналитического обнаружения составлял 0,06 ppm (мкг/мл), ниже которого концентрация растворенного элемента считалась бы неопределяемой.

Коррозионный раствор включен 0.1 моль/л молочной кислоты и 0,1 моль/л хлорида натрия, рН 2,21. Каждый образец сплава обрабатывали погружением в коррозионный раствор на 7 сут при температуре 37°С, а необработанные образцы выдерживали в тех же условиях в дистиллированной воде. Коррозионную стойкость определяли путем сравнения топографии поверхности обработанной и необработанной групп с помощью сканирующей электронной микроскопии (СЭМ) (SU1510, HITACHI, Япония) совместно с энергодисперсионной спектрометрией (IXRF Systems, США) для анализа химического состава поверхности.

Уголок контакта с водой

Краевой угол смачивания водой (WCA) был протестирован с помощью анализа сидячей капли, и с помощью автоматической пипетки был нанесен такой же объем (10  мкл) дистиллированной воды на поверхность. Изображение капли сохранялось в течение 1 с и анализировалось с помощью гониометра [33]. Затем WCA измеряли трижды для каждой группы (по три образца на группу).

Биологическая оценка

Культура клеток

Субклон MC3T3-E1, полученный из свода черепа мыши. 14 преостеобластных клеток из Шанхайского института биохимии и клеточной биологии (Шанхай, Китай). ), 100 единиц/мл пенициллина и 100 мкг/мл стрептомицина при 37°C во влажной атмосфере с 5% CO ₂ .В последующих экспериментах использовали клетки от 5 до 10 пассажей, а культуральную среду регулярно обновляли с интервалом в 2 дня. Для изучения дифференцировки пре-остеобластов среду, индуцирующую дифференцировку, содержащую 50 мкг/мл аскорбиновой кислоты и 10 мМ β-глицерофосфата, добавляли, когда клетки достигали слияния.

Диски из сплава Ti– x Nb и cp-Ti стерилизовали в автоклаве (121°C, 20 мин) и сушили в течение ночи. Клетки MC3T3-E1 высевали на поверхность дисков, которые помещали на планшеты и предварительно смачивали фосфатно-солевым буфером (PBS) в чистом кабинете перед исследованием клеток.

Оценка цитотоксичности преостеобластов MC3T3-E1

Тест на жизнеспособность клеток был проведен для измерения цитотоксичности между исследуемым металлическим материалом и преостеобластами MC3T3-E1 с помощью анализа лактатдегидрогеназы (ЛДГ) и анализа пролиферации in vitro .

Для оценки активности ЛДГ клетки MC3T3-E1 высевали на поверхность испытуемых образцов с плотностью 1 × 10 ⁵ /мл и инкубировали в течение 24 ч при 37°С во влажной атмосфере с 5% СО ₂ .Активность ЛДГ определяли спектрофотометрически при 490 нм в соответствии с протоколом производителя с помощью набора для анализа цитотоксичности ЛДГ (Dojindo, Кумамото, Япония). Метаболическую активность преостеобластов MC3T3-E1 измеряли с помощью реагента на основе резазурина (Prestoblue ^® Cell Viability Reagent, Life Technologies) через 24, 96 и 168 часов после воздействия материала. Вкратце, клетки высевали на образцы при плотности 2 × 10 ⁴ /мл и инкубировали при 37°C в атмосфере 5% CO ₂ . В установленное время среду для культивирования клеток удаляли, заменяли свежеприготовленной средой для культивирования клеток, содержащей 10% реагента жизнеспособности клеток, и инкубировали в течение 2 ч вдали от прямого света. Нефлуоресцентный резазурин был преобразован в сильно флуоресцентный резоруфин живыми клетками, что можно было контролировать с помощью колориметра при 570 нм с 600 нм в качестве эталонной длины волны.

Эффективность сплавов Ti– x Nb ( x  = 5, 10, 15, 20 и 25  мас.%) в анализах LDH и пролиферации сравнивали с показателями контрольной группы в соотношении (%) против.cp-Ti (100%), чтобы оценить разницу в разное время.

Активность щелочной фосфатазы

Активность щелочной фосфатазы (ЩФ) преостеобласта MC3T3-E1 определяли на 7, 14 и 21 день с p -нитрофенилфосфатом ( p NPP) после добавления 50 мкг/мл аскорбиновой кислоты и 10 мМ β -глицерофосфата в культуральную среду для индукции дифференцировки. Вкратце, в каждый момент времени клетки, высеянные на сплавы Ti- x Nb и cp-Ti, промывали PBS и инкубировали с трипсином/этилендиаминтетрауксусной кислотой в течение 3 минут для получения суспензии одиночных клеток.Затем клетки центрифугировали при 1000 об/мин в течение 10 мин и собирали клеточный осадок в 1,5 мл PBS. Активность ЩФ измеряли с использованием клеточных лизатов после ультразвукового разложения осадка клеток в соответствии с протоколом, предоставленным производителем. Активность ЩФ нормализовали по общему содержанию клеточного белка и рассчитывали следующим образом:

Активность ЩФ* = ОП пробы-ОП бланка ОД стандарта-ОП бланка × стандартная концентрация общего белка**

*: единицей активности ЩФ была единица Кинга-Армстронга, т.е. первоначально определяли как количество фосфатазы, которая при воздействии на динатрийфенилфосфат высвобождает 1 мг фенола при 37°C за 15 мин; 1 единица Кинга-Армстронга равна 7.14 Ед/л.

**: концентрацию общего белка определяли с помощью набора для анализа белков на основе бицинхониновой кислоты (Beyotime, Китай).

Анализ данных

Все данные анализировали с помощью пакета программ SPSS 19.0 (IBM Corporation, США). Средние значения экспериментов в трех экземплярах выражали как среднее значение ± стандартное отклонение. Множественные сравнения проводились с помощью однофакторного дисперсионного анализа и апостериорного теста Тьюки с уровнем значимости  0,05.

Результаты

Фазы и состав

На рис. 1 представлены спектры РФА сплавов Ti– x Nb ( x  = 5, 10, 15, 20 и 25 % масс.). Шестиугольная α-фаза отмечена точками, а кубическая β-фаза отмечена символами треф. Все сплавы Ti– x Nb ( x  = 5, 10, 15, 20 и 25 мас.%) содержали фазы сплава α + β Ti, и увеличение содержания Nb привело бы к увеличению количества β-фазы. В Ti-5Nb было очень небольшое количество β-фазы, а Ti-10Nb демонстрировал незначительное, но заметное количество β-фазы, в то время как β-фаза преобладала в Ti-25Nb, в котором было очень мало α-фазы.

Рисунок 1

Спектры XRD сплавов Ti– x Nb ( x  = 5, 10, 15, 20 и 25 мас.%) и cp-Ti. Гексагональная α-фаза и кубическая β-фаза отмечены символами булавки и булавки, соответственно.

и ср-Ti. Гексагональная α-фаза и кубическая β-фаза отмечены кружками и символами булав соответственно

Испытания механических свойств

Результат измерения шероховатости показан в таблице 1.Шероховатость cp-Ti была значительно ниже, чем у Ti- x Nb ( x  = 5, 10, 15, 20, 25 мас.%) ( P  <   0,05). Среди сплавов Ti– x Nb аналогичная шероховатость наблюдалась в Ti–5Nb, Ti–10Nb и Ti–15Nb, причем шероховатость этих групп была выше, чем у Ti–20Nb и Ti–25Nb ( P  <   0,05). Что касается твердости по Виккерсу (HV5), только твердость группы Ti-5Nb (176,6) была ниже, чем у контрольной группы (188,5), а Ti-25Nb показал самую высокую твердость (329,5).6), за которыми следуют Ti-20Nb (304,9), Ti-15Nb (249,9) и Ti-10Nb (199,82).

Таблица 1

Шероховатость ( R _a ) cp-Ti и Ti– x Nb ( x  = 5, 10, 15, 20 и 25 мас.%)

9237 Группа .

R _a (мкм) . Ti-5nb 0,34 ± 0,02 Ti-10nb 0,37 ± 0,04 Ti-15nb 0.34 ± 0,02 Ti-20Nb 0,26 ± 0,01 Ti-25nb 0,27 ± 0,01 0,27 ± 0,01

4

Ti 0,25 ± 0,01

Группа .	R a (мкм) .
Ti-5nb	0,34 ± 0,02
Ti-10nb	0,37 ± 0,04
Ti-15nb	0. 34 ± 0,02
Ti-20nb	0,26 ± 0,01
Ti-25nb	0,27 ± 0,01	0,27 ± 0,01
Ti	0,25 ± 0,01	0,25 ± 0,01

Таблица 1

Шероховатость ( R _a ) cp-Ti и Ti– x Nb ( x  = 5, 10, 15, 20 и 25 мас.%)

Группа .	R a (мкм) .
Ti–5Nb	0.34 ± 0,02
Ti-10nb	0,37 ± 0,04
TI-15NB	0,34 ± 0,02	0,34 ± 0,02
Ti-20nb	0,26 ± 0,01
Ti-25nb	0,27 ± Группа .	R a (мкм) .
Ti–5Nb	0.34 ± 0,02
Ti-10nb	0,37 ± 0,04
TI-15NB	0,34 ± 0,02	0,34 ± 0,02
Ti-20nb	0,26 ± 0,01
Ti-25nb	0,27 ± 0,01
Ti	0,25±0,01

На рисунке 2 показаны кривые напряжение-деформация сплавов Ti– x Nb, а также обзор соответствующих механических характеристик. В исследованном диапазоне для сплавов Ti–× Nb предел текучести (σ _0.2 ) увеличилось с 389,5 до 872,5 МПа в результате увеличения содержания Nb; значение для cp-Ti составило 389,5 МПа. При этом способность выдерживать удлинение под действием нагрузки, а именно предел прочности при растяжении (σ _UTS ), также ступенчато возрастала с 520,0 до 1014 МПа.

Рисунок 2

Кривые деформации и механические свойства (предел прочности при растяжении (σ _UTS ), предел текучести (σ _0,2 ) и модуль упругости ( E )) сплавов Ti–Nb и cp-Ti

Рисунок 2

Кривые деформации и механические свойства (предел прочности при растяжении (σ _UTS ), предел текучести (σ _0.2 ) и модуль упругости ( E )) сплавов Ti–Nb и cp-Ti

E рассчитывали как отношение напряжения растяжения к деформации растяжения, и наблюдалась флуктуирующая тенденция. При добавлении Nb E уменьшалась, а значения E для сплавов Ti– x Nb ( x  = 5, 10, 15, 20 и 25 мас. %) находились в диапазоне 69–88 ГПа, которые значительно ниже, чем у cp-Ti. В этом исследовании модуль упругости сплава Ti–10Nb сначала снизился до 69,2 ГПа, а затем увеличился до 87.9 ГПа для сплава Ti–15Nb перед снижением до 77,1 ГПа для сплава Ti–25Nb.

Угол контакта с водой (WCA)

Характеристики смачивания измеряли путем оценки угла контакта жидкость-твердое вещество (CA) (рис. 3). По сравнению с группой cp-Ti (52,87 ± 4,34°) группа Ti–5Nb показала значительно более низкую гидрофильность (66,67 ± 3,62°), в то время как в других группах не наблюдалось статистически значимой разницы, что свидетельствовало об аналогичной смачиваемости поверхности контрольная группа.Интересно, что с увеличением массового содержания Nb в сплавах Ti-Nb средний показатель WCA имел тенденцию к снижению, а гидрофильность увеличивалась ( P  > 0,05).

Рисунок 3

Измерение неподвижной капли воды ( a ) Ti–5Nb; ( б ) Ti–10Nb; ( в ) Ti-15Nb; ( d ) Ti–20Nb; ( д ) Ti–25Nb; ( f ) cp-Ti

Рисунок 3

Измерение неподвижной капли воды ( a ) Ti–5Nb; ( б ) Ti–10Nb; ( в ) Ti-15Nb; ( d ) Ti–20Nb; ( д ) Ti–25Nb; ( f ) cp-Ti

Коррозионная стойкость

На рис. 4 и в таблице 2 показан полуколичественный анализ химического состава с помощью EDX. Элементы Ti и Nb не были обнаружены, т. е. ниже предела обнаружения (0,06 ppm), при анализе ICP-OES в погруженном растворе, собранном через 1, 7 и 28 дней. . В необработанных группах химический состав Ti– x Nb ( x  = 5, 10, 15, 20 и 25 мас.%) был примерно эквивалентен требуемому массовому содержанию, с разницей градиента ~5%. между двумя последовательными группами. Не наблюдалось различий в сплавах Ti– x Nb и cp-Ti для элементов Nb, Ti, O при сравнении обработки раствором молочной кислоты.

Рисунок 4

СЭМ топография Ti-сплавов и cp-Ti до (а–в, ж–и) и после (г–е, к–м) обработки в кислотном коррозионном растворе

Рисунок 4

СЭМ топография сплавов Ti и cp-Ti до (а–в, ж–и) и после (г–е, к–м) обработки в кислотном коррозионном растворе

Таблица 2

EDX-анализ химического состава сплавов Ti–Nb и cp-Ti до и после обработки молочной кислотой и последующей коррозией

97,97 ± 0,2715159

Группа .	Перед обработкой молочной кислотой .						После обработки молочной кислотой .
	С .	О .	На .	Кл .	Ти .	Нб .	С .	О .	Нет .	Кл .	Ти .	Нб .
Ti-5nb	0,36 ± 0,01	4,78 ± 0,18	1 ± 0.11	1 ± 0.11	1,11 ± 0,01	85,87 ± 0,21	6,88 ± 0,21	0,39 ± 0,02	4,6 ± 0,1	1 ± 0,03	1,17 ± 0,06	85,99 ± 0,12	85,99 ± 0,12	6.84 ± 0.11
Ti-10nb	0,45 ± 0,09	4,74 ± 0.19	0. 98 ± 0,04	1,52 ± 0,04	81,21 ± 0,51	11,09 ± 0,27	0,34 ± 0,04	0,34 ± 0,04	0,346 ± 0,04	4,96 ± 0,46	4,96 ± 0,46	1,13 ± 0,13	1,52 ± 0,04	80,99 ± 0,5	11,06 ± 0,3
Ti-15nb 9	0,47 ± 0,09	4,17 ± 0,44	1,04 ± 0,01	1,04 ± 0,04	1,6 ± 0,04	1,6 ± 0,04	77,97 ± 0,27	14,75 ± 0,07	0,56 ± 0,07	3,79 ± 0.12	1.13 ± 0.12	1,55±0,02	78.42 ± 0,25	14,54 ± 0,12
Ti-20NB	Ti-20Nb	0,55 ± 0,16	4,24 ± 0,38	4,24 ± 0,38	1,14 ± 0,09	1,14 ± 0,09	1,58 ± 0,05	72,58 ± 0,82	19,9 ± 0,48	0,55 ± 0,04	4.17 ± 0,07	4,17 ± 0,07	1 ± 0,02	1 ± 0,02	1,61 ± 0,04	72,55 ± 0,33	20,13 ± 0,28
Ti-25nb	0,75 ± 0,05	0,75 ± 0,24	1,04 ± 0,01	1. 66 ±0,04	67.72 ± 0,7	24.09 ± 0,6	0,74 ± 0,06	0,74 ± 0,06	4,35 ± 0,19	1.14 ± 0,16	1,68 ± 0,04	67,87 ± 0,21	67,87 ± 0,21	24.23 ± 0,39
CP-Ti	0,22 ± 0,17	5.04 ± 1,01	5,04 ± 1,01	0,77 ± 0,55	0,83 ± 0.59	90,42 ± 1,89		/ 0,08	0,22 ± 0,08	0,22 ± 0,08	5,04 ± 0,34	0,77 ± 0,19	0,83 ± 0,03	90,42 ± 0,24	/

97,97 ± 0,2715159

Группа .	Перед обработкой молочной кислотой .						После обработки молочной кислотой .
	С .	О .	Нет .	Кл .	Ти .	Нб .	С .	О .	Нет .	Кл .	Ти .	Нб .
Ti-5nb	0,36 ± 0,01	4,78 ± 0,18	1 ± 0.11	1 ± 0.11	1,11 ± 0,01	85,87 ± 0,21	6,88 ± 0,21	0,39 ± 0,02	4,6 ± 0,1	1 ± 0,03	1,17 ± 0,06	85,99 ± 0,12	85,99 ± 0,12	6.84 ± 0.11
Ti-10nb	0,45 ± 0,09	4,74 ± 0.19	0.98 ± 0,04	1,52 ± 0,04	81,21 ± 0,51	11,09 ± 0,27	0,34 ± 0,04	0,34 ± 0,04	0,346 ± 0,04	4,96 ± 0,46	4,96 ± 0,46	1,13 ± 0,13	1,52 ± 0,04	80,99 ± 0,5	11,06 ± 0,3
Ti-15nb 9	0,47 ± 0,09	4,17 ± 0,44	1,04 ± 0,01	1,04 ± 0,04	1,6 ± 0,04	1,6 ± 0,04	77,97 ± 0,27	14,75 ± 0,07	0,56 ± 0,07	3,79 ± 0.12	1.13 ± 0.12	1,55±0,02	78.42 ± 0,25	14,54 ± 0,12
Ti-20NB	Ti-20Nb	0,55 ± 0,16	4,24 ± 0,38	4,24 ± 0,38	1,14 ± 0,09	1,14 ± 0,09	1,58 ± 0,05	72,58 ± 0,82	19,9 ± 0,48	0,55 ± 0,04	4.17 ± 0,07	4,17 ± 0,07	1 ± 0,02	1 ± 0,02	1,61 ± 0,04	72,55 ± 0,33	20,13 ± 0,28
Ti-25nb	0,75 ± 0,05	0,75 ± 0,24	1,04 ± 0,01	1.66 ±0,04	67.72 ± 0,7	24.09 ± 0,6	0,74 ± 0,06	0,74 ± 0,06	4,35 ± 0,19	1.14 ± 0,16	1,68 ± 0,04	67,87 ± 0,21	67,87 ± 0,21	24.23 ± 0,39
CP-Ti	0,22 ± 0,17	5.04 ± 1,01	5,04 ± 1,01	0,77 ± 0,55	0,83 ± 0.59	90,42 ± 1,89		/ 0,08	0,22 ± 0,08	0,22 ± 0,08	5,04 ± 0,34	0,77 ± 0,19	0,83 ± 0,03	90,42 ± 0,24	/

Таблица 2

EDX-анализ химического состава сплавов Ti–Nb и cp-Ti до и после обработки молочной кислотой и последующей коррозии

97,97 ± 0,2715159

Группа .	Перед обработкой молочной кислотой .						После обработки молочной кислотой .
	С .	О .	Нет .	Кл .	Ти .	Нб .	С .	О .	Нет .	Кл .	Ти .	Нб .
Ti-5nb	0,36 ± 0,01	4,78 ± 0,18	1 ± 0.11	1 ± 0.11	1,11 ± 0,01	85,87 ± 0,21	6,88 ± 0,21	0,39 ± 0,02	4,6 ± 0,1	1 ± 0,03	1,17 ± 0,06	85,99 ± 0,12	85,99 ± 0,12	6.84 ± 0.11
Ti-10nb	0,45 ± 0,09	4,74 ± 0.19	0.98 ± 0,04	1,52 ± 0,04	81,21 ± 0,51	11,09 ± 0,27	0,34 ± 0,04	0,34 ± 0,04	0,346 ± 0,04	4,96 ± 0,46	4,96 ± 0,46	1,13 ± 0,13	1,52 ± 0,04	80,99 ± 0,5	11,06 ± 0,3
Ti-15nb 9	0,47 ± 0,09	4,17 ± 0,44	1,04 ± 0,01	1,04 ± 0,04	1,6 ± 0,04	1,6 ± 0,04	77,97 ± 0,27	14,75 ± 0,07	0,56 ± 0,07	3,79 ± 0.12	1.13 ± 0.12	1,55±0,02	78.42 ± 0,25	14,54 ± 0,12
Ti-20NB	Ti-20Nb	0,55 ± 0,16	4,24 ± 0,38	4,24 ± 0,38	1,14 ± 0,09	1,14 ± 0,09	1,58 ± 0,05	72,58 ± 0,82	19,9 ± 0,48	0,55 ± 0,04	4.17 ± 0,07	4,17 ± 0,07	1 ± 0,02	1 ± 0,02	1,61 ± 0,04	72,55 ± 0,33	20,13 ± 0,28
Ti-25nb	0,75 ± 0,05	0,75 ± 0,24	1,04 ± 0,01	1.66 ±0,04	67.72 ± 0,7	24.09 ± 0,6	0,74 ± 0,06	0,74 ± 0,06	4,35 ± 0,19	1.14 ± 0,16	1,68 ± 0,04	67,87 ± 0,21	67,87 ± 0,21	24.23 ± 0,39
CP-Ti	0,22 ± 0,17	5.04 ± 1,01	5,04 ± 1,01	0,77 ± 0,55	0,83 ± 0.59	90,42 ± 1,89		/ 0,08	0,22 ± 0,08	0,22 ± 0,08	5,04 ± 0,34	0,77 ± 0,19	0,83 ± 0,03	90,42 ± 0,24	/

97,97 ± 0,2715159

Группа .	Перед обработкой молочной кислотой .						После обработки молочной кислотой .
	С .	О .	Нет .	Кл .	Ти .	Нб .	С .	О .	Нет .	Кл .	Ти .	Нб .
Ti-5nb	0,36 ± 0,01	4,78 ± 0,18	1 ± 0.11	1 ± 0.11	1,11 ± 0,01	85,87 ± 0,21	6,88 ± 0,21	0,39 ± 0,02	4,6 ± 0,1	1 ± 0,03	1,17 ± 0,06	85,99 ± 0,12	85,99 ± 0,12	6.84 ± 0.11
Ti-10nb	0,45 ± 0,09	4,74 ± 0.19	0.98 ± 0,04	1,52 ± 0,04	81,21 ± 0,51	11,09 ± 0,27	0,34 ± 0,04	0,34 ± 0,04	0,346 ± 0,04	4,96 ± 0,46	4,96 ± 0,46	1,13 ± 0,13	1,52 ± 0,04	80,99 ± 0,5	11,06 ± 0,3
Ti-15nb 9	0,47 ± 0,09	4,17 ± 0,44	1,04 ± 0,01	1,04 ± 0,04	1,6 ± 0,04	1,6 ± 0,04	77,97 ± 0,27	14,75 ± 0,07	0,56 ± 0,07	3,79 ± 0.12	1.13 ± 0.12	1,55±0,02	78.42 ± 0,25	14,54 ± 0,12
Ti-20NB	Ti-20Nb	0,55 ± 0,16	4,24 ± 0,38	4,24 ± 0,38	1,14 ± 0,09	1,14 ± 0,09	1,58 ± 0,05	72,58 ± 0,82	19,9 ± 0,48	0,55 ± 0,04	4.17 ± 0,07	4,17 ± 0,07	1 ± 0,02	1 ± 0,02	1,61 ± 0,04	72,55 ± 0,33	20,13 ± 0,28
Ti-25nb	0,75 ± 0,05	0,75 ± 0,24	1,04 ± 0,01	1.66 ±0,04	67.72 ± 0,7	24.09 ± 0,6	0,74 ± 0,06	0,74 ± 0,06	4,35 ± 0,19	1.14 ± 0,16	1,68 ± 0,04	67,87 ± 0,21	67,87 ± 0,21	24.23 ± 0,39
CP-Ti	0,22 ± 0,17	5.04 ± 1,01	5,04 ± 1,01	0,77 ± 0,55	0,83 ± 0.59	90,42 ± 1,89		/ 0,08	0,22 ± 0,08	0,22 ± 0,08	5,04 ± 0,34	0,77 ± 0,19	0,83 ± 0,03	90,42 ± 0,24	/

Биологическая оценка

Оценка цитотоксичности преостеобластов MC3T3-E1

ЛДГ, которая высвобождается при повреждении клеток, является распространенным биомаркером цитотоксичности.На рисунке 5A показаны результаты анализа LDH и то, что сплавы Ti– x Nb ( x  = 5, 10, 15, 20 и 25 мас.%) продемонстрировали благоприятную биосовместимость через 24 часа. Сплав Ti–25Nb показал характеристики, аналогичные cp-Ti ( P  >   0,05), в то время как остальные сплавы Ti– x Nb показали значительно более низкую концентрацию, чем cp-Ti ( P  <   0,05). Пролиферацию клеток MC3T3-E1 оценивали с помощью Prestoblue ^® Cell Viability Reagent (фиг.5Б). Через 24 ч, как и в случае с ЛДГ, преостеобластные клетки MC3T3-E1, находившиеся в контакте со сплавами Ti–5Nb, Ti–10Nb, Ti–15Nb и Ti–25Nb, проявляли значительно более низкую метаболическую активность (соответственно, 81,88 ± 5,08 %, 7,51 ± 6,79 %, 66,98 ± 3,67 % и 65,88 ± 3,79 %), в то время как для сплава Ti–20Nb существенной разницы не наблюдалось (88,55 ± 12,84 %). Через 96 часов наблюдалось небольшое увеличение показателей жизнеспособности клеток сплавов Ti- x Nb, за исключением Ti-5Nb, который показал наименьшую пролиферацию (77.00 ± 3,51%). Жизнеспособность клеток сплавов Ti–10Nb и Ti–25Nb превышала 98 % со значениями 98,67 ± 3,51 % и 98,33 ± 7,77 % соответственно. При 168 ч средние коэффициенты распространения сплавов Ti–10Nb, Ti–15Nb и Ti–25Nb были аналогичны таковым для cp-Ti ( P  >   0,05). Среди испытанных образцов сплав Ti-20Nb показал самую высокую жизнеспособность клеток и был значительно лучше, чем у контрольной группы ( P  <   0,05), в то время как группа Ti-5Nb показала самую низкую скорость пролиферации клеток ( P <   0.05).

Рисунок 5

( a ) Концентрация ЛДГ через 24 ч и ( b ) анализ пролиферации MC3T3-E1 через 24, 96 и 128 ч. Результат выражали как отношение к cp-Ti (%)

Рисунок 5 . Результат выражали как отношение к cp-Ti (%)

Активность ALP

В качестве одного из наиболее признанных показателей дифференцировки остеобластов ALP измеряли с помощью p NPP на 7, 14 и 21 день, и результаты показаны на рис.6. Через 7 дней общая активность ЩФ была низкой, и между группами не было обнаружено существенных различий. Через 14 сутки активность ЩФ заметно возросла, причем сравнимая или более высокая активность ЩФ наблюдалась во всех сплавах Ti– x Nb, среди которых Ti–25Nb показал максимальную активность ЩФ (2,89 ± 0,16), что значительно выше, чем у сплавов Ti–25Nb. что у cp-Ti (2,57 ± 0,06). На 21-й день активность ЩФ имела тенденцию к снижению, а характеристики сплавов Ti– x Nb были схожими ( P  >   0.05). Стоит отметить, что минимальное снижение активности ЩФ произошло для группы cp-Ti ( P  <   0,05).

Рисунок 6

Активность ЩФ MC3T3-E1 на 7, 14 и 21 день.

Рисунок 6

Активность ЩФ MC3T3-E1 на 7, 14 и 21 день.

Обсуждение

Были приготовлены сплавы

Ti – x Nb ( x  = 5, 10, 15, 20 и 25  мас.%), и концентрация Nb была косвенно подтверждена с помощью XRD.Соотношение интенсивностей пиков β/α фазы постепенно увеличивалось с увеличением содержания Nb. В этом исследовании мы исследовали влияние Nb в сплавах Ti- x Nb по сравнению с Ti марки 2 cp, которые широко используются [34, 35] и изучаются [1, 4, 36-41] в исследованиях биомедицинских имплантатов, со следующих точек зрения: прочность, модуль упругости, коррозионная стойкость и биологическая реакция.

При добавлении Nb, даже в небольшом количестве, можно улучшить характеристики титана при растяжении. Предел прочности при растяжении и предел текучести сплава Ti-5Nb (536.5 и 407,0 МПа соответственно) были выше, чем у cp-Ti (520 и 389,5 МПа соответственно). Хсу и др. также сообщил о более высокой прочности на изгиб в группе Ti-5Nb (1466 МПа), чем в cp-Ti (844 МПа) [19]. Ti-6Al-4V был введен в качестве биоматериала для имплантатов из-за того, что cp-Ti подозревался в недостаточной прочности для несущих устройств. Предел прочности при растяжении и предел текучести сплава Ti–25Nb (1014 и 872,5 МПа соответственно) были выше, чем у отожженного Ti–6Al–4V (895–930 и 825–869 МПа соответственно) и позволяли избежать эффекта цитотоксичности. индуцируется алюминием и ванадием [42].Что касается измерения шероховатости, сплав Ti– x Nb показал значительно более высокую шероховатость, чем группа cp-Ti, что также косвенно отражает ограниченную износостойкость cp-Ti. Это может вызвать опасения по поводу воспалительной реакции, вызванной остатками износа, и сокращения срока службы имплантата из-за чрезмерного износа компонента [43–45].

Помимо повышения прочности, модуль Юнга уменьшился за счет Nb, выполняющего роль β-стабилизатора в сплавах Ti– x Nb, и находился в диапазоне 69–87 ГПа, что заметно ниже, чем у cp -Ti ( E  =   107.4 ГПа) и чистые сплавы Ti с β-фазой. В исследовании Sumitomo et al. подтвердили, что модуль упругости имплантата будет влиять на ремоделирование кости в соответствии с законом Вольфа и что диаметр большеберцовой кости у кроликов был увеличен для костных пластин с низкой жесткостью [46]. Достопочтенный и др. . разделил «w-образную» кривую сплавов Ti (14–40 мас.%)–Nb на три интервала, а модуль упругости сплавов Ti–15Nb, Ti–20Nb и Ti–25Nb составил ~92, 83 и 80 ГПа. соответственно [13]. Мантанни и Кудо сообщили, что среди сплавов Ti-10Nb, Ti-15Nb и Ti-20Nb самое низкое значение E было обнаружено для сплава Ti-15Nb и было снижено до 47 ГПа после соответствующего охлаждения и закалки [17].Бониш и др. изучали модуль упругости Ti– z Nb (16 ≤ z  ≤ 31 мас.%) и наблюдали минимальное значение E для Ti–16Nb ( E  =   64– _{GPa)7 . Хотя имелось одинаковое количество кристаллических фаз α/β, расхождение можно отнести к метастабильной фазе в сплавах Ti–Nb, включая плотноупакованный α′-мартенсит, ромбическую α″ и гексагональную ω, и картину можно было обобщить. as E β  <  E α′ < E α″ < E ω [6, 48].В целом E представляет собой сложное взаимодействие этих равновесных и неравновесных фаз в процессе производства [49]. Хотя все сплавы Ti– x Nb ( x  = 5, 10, 15, 20 и 25  мас.%) в этом исследовании содержали фазы типа α + β, их модули упругости были сравнимы или ниже, чем у некоторых сплавы Ti β-типа, такие как Ti–15Zr ( E  =   112 ГПа) [50], Ti–16Nb–13Ta–4Mo ( E  =   91 ГПа) [51] и Ti–151 4Nb–2Ta–0.2Pd ( E  =   89 ГПа) [52]. Поэтому бинарные сплавы Ti-Nb по-прежнему привлекательны для ортопедических имплантатов.}

По гидрофильности АКП сплава Ti–5Nb был наибольшим среди испытанных сплавов и значительно выше, чем у cp-Ti, а остальные сплавы имели АКП, сравнимый с cp-Ti. Поведение при смачивании сильно коррелирует с биологическими реакциями, включая адгезию белков, прикрепление клеток, распространение и пролиферацию. Кроме того, гидрофильные поверхности способствуют более высокой остеоинтеграции и минерализации кости на ранней стадии, чем гидрофобные поверхности.Понсонне и др. также сообщил об аналогичной СА cp-Ti с использованием дистиллированной воды (53,9 ± 5,1) [4]. Луз и др. . измерили смачиваемость сплава Ti–10Nb каплей ФБС, СА составила ∼57° [10]. В нескольких исследованиях сообщается о взаимосвязи между смачиваемостью и типом сплава Ti. Ю и др. сравнили смачиваемость сплава, близкого к α (Ti–6Al–2Zr–1Mo–1V, TA15), сплава, близкого к β (Ti–15Mo–3Al–2,7Nb–0,2Si, ТВ8), и сплава α-β (Ti–6Al–4V, TC4) [53]. Исследование показало, что среди этих сплавов у TC4 была самая низкая CA, за ней следуют TB8 и TA15 при различных напряжениях анодирования.Однако этот результат следует интерпретировать с осторожностью для сплавов Ti, поскольку состав существенно различался, что также может дополнительно влиять на поверхностную энергию и гидрофобность. Хотя существенной разницы не наблюдалось, следует отметить, что WCA сплавов Ti– x Nb ( x  = 5, 10, 15, 20 и 25  мас.%) была обратно пропорциональна содержанию Nb и положительно коррелировала с наличие β-фазы.

В этом исследовании была продемонстрирована многообещающая антикоррозионная способность сплавов Ti– x Nb на основании измерения концентрации выделяющихся металлов, морфологии и химического состава.Концентрация металла, выделившегося в сплавах Ti– x Nb и cp-Ti в искусственной слюне в течение 28 суток, была ниже предела обнаружения (<0,06 мкг/мл), а на поверхности исследуемая и контрольная группы после обработки раствором кислоты (рН 2,21). Кроме того, не наблюдалось существенной разницы в полуколичественном анализе Ti, Nb и O, и можно сделать вывод, что сплавы Ti- x Nb оставались стабильными даже в кислой среде.Мусор и металл, высвобождаемые из имплантированных металлических материалов, неизбежны и устойчивы. При имплантации ротовая полость, агрессивная и враждебная к металлическим сплавам среда, стимулирует электрохимическую реакцию и возникновение коррозии [54]. Биологическая реакция металлических имплантатов тесно связана с их антикоррозионными свойствами. Когда Ким и др. погружали сплавы Ti–10Nb и Ti–20Nb в раствор Хенкса (рН 3,4) на 10–50 сут, выделения ионов металлов не обнаружено (<0,0.01 мкг/мл) и очень небольшое количество ионов металлов (0,06–0,07 мкг/мл) высвобождается после иммерсионного теста в 0,1% молочной кислоте в течение 50 дней [55]. Причина такой коррозионной стойкости заключалась в том, что Nb спонтанно образовывал пассивный слой на поверхности сплавов на основе Ti-Nb. Он отличался от Ti–6Al–4V, который выделял в раствор элементы Al и V [44]. Ван и др. наблюдал стабильную оксидную пленку, состоящую из TiO ₂ и Nb ₂ O ₅ , и более низкую плотность тока пассивации в сплаве Ti–16Nb (ат.%), чем в cp-Ti [56].Кроме того, недавнее исследование показало, что Nb обладает лучшей коррозионной стойкостью при высоких уровнях ионов фтора, чем cp-Ti, что можно объяснить более прочной связью металл-металл и меньшим растворением Nb [38].

Биосовместимость между клетками MC3T3-E1 и поверхностью Ti- x Nb в течение короткого периода времени была положительной в анализе ЛДГ и тесте на пролиферацию. Концентрация ЛДГ через 24 часа во всех исследованных группах не была значительно выше, чем у cp-Ti, и этот результат примерно соответствовал исследованию Park et al., который показал, что сплав Ti–(5, 10, 15, 20  вес.%) Nb продемонстрировал отсутствие цитотоксичности в анализе наложения агара [57]. Кривые пролиферации 24, 96 и 168 ч показали почти восходящую метаболическую тенденцию для сплавов Ti- x Nb. Однако в сплаве Ti-5Nb была обнаружена значительно более низкая скорость пролиферации при 96 и 168 ч, что указывало на слабое поведение клеток. Среди испытаний сплав Ti–20Nb показал самое высокое распространение при 168 ч. Хотя средняя пролиферация клеток сплавов Ti-10Nb, Ti-15Nb и Ti-20Nb была ниже через 96 часов, эффективность была сравнима с таковой для cp-Ti через 168 часов.Другие исследования также подтвердили удовлетворительное биологическое поведение Nb, поскольку Ti-6Al-7Nb был меньшим остеолитическим медиатором и имел больший синтез остеопонтина и более высокие сигналы винкулина, чем Ti-6Al-4V [58, 59]. Кроме того, текущее исследование также подтвердило, что компонент сплава титана может влиять на конечную биосовместимость. Ti-5Nb показал более низкую скорость пролиферации, чем другие группы, и это явление может быть связано с относительно плохой смачиваемостью Ti-5Nb.

При инкубации в среде минерализации в течение 21 дня активность щелочного фосфата, секретируемого преостеобластами MC3T3-E1, не подвергалась влиянию группы сплава Ti– x Nb и была примерно такой же, как у cp-Ti группа.Как ранний биомаркер минерализации кости, щелочной фосфат обогащается по мере созревания остеобластов. Клеточный ответ чрезвычайно чувствителен к характеристикам поверхности, и исследования показали, что изменения в металлических частицах в первую очередь вызывают изменения ферментов матрикса и активности ЩФ. При исследовании поведения дифференцировки остеобластоподобных клеток человека (Saos-2) на Ti-6Al-4V или Ti-6Al-7Nb Shapira et al. наблюдал более высокую экспрессию ALP, остеокальцина и трансформирующего фактора роста (TGFβ) для Ti-6Al-7Nb и пришел к выводу, что Ti-6Al-7Nb может быть более выгодным, чем Ti-6Al-4V для биомедицинского использования [60].В этом исследовании не наблюдалось существенной разницы через 7 дней из-за очень небольшого количества генерируемой ЩФ. Активность ЩФ резко возросла на 14-й день. Для сплавов Ti- x Nb ( x  = 5, 10, 15, 20 и 25  мас. %) наблюдались либо аналогичные, либо лучшие характеристики, чем для cp-Ti, которые продемонстрировали хорошую способность к построению костей для Nb. . Активность ЩФ в cp-Ti показала минимальное снижение через 21 сутки и превысила активность всех сплавов Ti– x Nb. Однако некоторые исследователи сообщили об аналогичной или более высокой остеогенной экспрессии в сплавах Ti-Nb, чем в cp-Ti, через 21 день в остеоподобных клетках человека MG-63 и стромальных клетках костного мозга мыши (ST-2) [61].

В пределах ограничений данного исследования, в целом, сплавы Ti- x Nb ( x  = 5, 10, 15, 20 и 25  мас.%) являются многообещающими кандидатами для биомедицинских имплантатов с точки зрения их механических свойств, антикоррозионные свойства, характеристики биосовместимости и биологическое поведение. Однако следует отметить, что в этом исследовании оценивали биологическую активность только с точки зрения цитотоксичности MC3T3-E1 и активности ALP. Перед внедрением сплавов Ti-Nb в клиническую практику необходимы дополнительные эксперименты, такие как окрашивание ализариновым красным, ПЦР-анализ, иммунохимическое окрашивание и испытания на животных.Тем не менее, Ti-5Nb следует применять с осторожностью, поскольку результаты тестов WCA и скорости пролиферации не были столь многообещающими, как результаты других изученных групп, а также cp-Ti. Дальнейшие механические испытания, такие как усталость и обрабатываемость, должны быть рассмотрены в будущем.

Заключение

Механические свойства Ti– x Nb ( x  = 5, 10, 15, 20 и 25 мас.%) зависят от содержания Nb из-за присутствия β-фазы. Бинарные сплавы Ti–(10–25 мас.%)Nb являются многообещающими кандидатами для биомедицинских имплантатов благодаря улучшенным механическим свойствам и сопоставимым биологическим характеристикам, в то время как Ti–5Nb следует использовать с осторожностью.

Благодарности

Работа выполнена в частичное выполнение требований степени доктора философии к первому автору (Ю.З.). Авторы хотели бы отметить помощь Songquan Wu для технических консультаций.

Финансирование

Исследование было частично поддержано Национальным фондом естественных наук Китая (NSFC) (номер гранта 81771126).

Заявление о конфликте интересов .Ни один не заявил.

Каталожные номера

1

Eisenbarth

E

,

Velten

D

,

Müller

M

и др.

Биосовместимость β-стабилизирующих элементов из титановых сплавов

.

Биоматериалы

2004

;

25

:

5705

–

13

. 2

Cordeiro

JM

,

Beline

T

,

Ribeiro

ALR

и др.

Разработка бинарных и тройных титановых сплавов для зубных имплантатов

.

Дент Матер

2017

;

33

:

1244

—

57

.3

IIJIMA

D

,

Yoneyama

T

,

DOI

H

et al.

Износостойкость отливок Ti и Ti-6Al-7Nb для зубных протезов

.

Биоматериалы

2003

;

24

:

1519

–

24

.4

Ponsonnet

L

,

Reybier

K

,

Jaffrezic

N

и др.

Взаимосвязь между поверхностными свойствами (шероховатость, смачиваемость) титана и титановых сплавов и поведением ячеек

.

Mater Sci Eng C

2003

;

23

:

551

—

60

.5

LIU

x

,

Chen

S

,

TSOI

JKH

et al.

Бинарные титановые сплавы в качестве материалов для зубных имплантатов — обзор

.

Реген Биоматер

2017

;

4

:

315

–

23

.6

Лай

М

,

Тасан

CC

, 2 9001
Чжан

Происхождение индуцированного сдвигом перехода β в ω в сплавах на основе Ti–Nb

.

Acta Mater

2015

;

92

:

55

–

63

.7

Абдель-Хади

М

,

Хиношита

К

,

Моринага

М.

Общий подход к фазовой стабильности и упругим свойствам титановых сплавов β-типа с использованием электронных параметров

.

Scr Mater

2006

;

55

:

477

—

477

—

80

.8

Weinmann

M

,

Schnitter

C

,

stenzel

m

et al.

Разработка биосовместимых тугоплавких сплавов Ti/Nb (/Ta) для применения в ортопедических имплантатах для конкретных пациентов

.

Int J Refract Metals Hard Mater

2018

;

75

:

126

–

36

.9

Нииноми

М.

Последние исследования и разработки в области титановых сплавов для биомедицинских применений и товаров медицинского назначения

.

Sci Technol Adv Mater

2003

;

4

:

445

.10

Луз

AR

,

Сантос

LS

,

Лепиенски

2 CM

Характеристика морфологии, структуры и смачиваемости фазозависимых пластинчатых и нанотрубчатых оксидов на анодированном сплаве Ti-10Nb

.

Appl Surf Sci

2018

;

448

:

30

–

40

.11

Баня

PJ.

Бета-титановые сплавы и их роль в титановой промышленности

.

JOM

1994

;

46

:

16

–

9

.12

Чан

Л

,

Ван

И

,

Рэн
2

In-situ исследование мартенситного превращения под напряжением в бинарных сплавах Ti–Nb с низким модулем Юнга

.

Mater Sci Eng A

2016

;

651

:

442

–

8

.13

Достопочтенный

YH

,

Ван

JY

2 YN 9.0010 Пан

Состав/фазовая структура и свойства титан-ниобиевых сплавов

.

Матер Транс

2003

;

44

:

2384

–

90

.14

Карре

Р

,

Ниранджан

МК

,

Дей

СР.

Первые принципы теоретических исследований составов сплавов Ti–Nb и Ti–Nb–Zr с низким модулем Юнга бета для биомедицинских применений

.

Mater Sci Eng C

2015

;

50

:

52

—

8

.15

Bönisch

M

,

CALIN

M

,

VAN Humbeeck

J

et al.

Факторы, влияющие на модули упругости, обратимые деформации и петли гистерезиса в мартенситных сплавах Ti–Nb

.

Mater Sci Eng C

2015

;

48

:

511

–

20

.16

Мантани

Y

,

Таджима

М.

Влияние старения на внутреннее трение и модуль упругости сплавов Ti–Nb

.

Mater Sci Eng A

2006

;

442

:

409

–

13

.17

Мантани

Y

,

Кудо

К.

Влияние пластической деформации на свойства материалов и мартенситную структуру в сплавах Ti–Nb

.

J Соединения сплавов

2013

;

577

:

S448

—

S452

—

S452

.18

GUO

Y

,

Georgarakis

K

,

Yokoyama

Y

et al.

О механических свойствах сплавов на основе TiNb

.

J Соединения сплавов

2013

;

571

:

25

—

30

.19

HSU

HC

,

HSU

SK

,

WU

SC

et al.

Структура и механические свойства литейных сплавов Ti–5Nb–xFe

.

Характеристика матери

2010

;

61

:

851

–

8

.20

Lee

CM

,

Ju

C-P

,

10 Lin

10 Черн

Взаимосвязь между структурой и свойствами литых сплавов Ti–Nb

.

J Оральная реабилитация

2002

;

29

:

314

—

22

.21

HAN

MK

,

KIM

JY

,

Hwang

MJ

et al.

Влияние Nb на микроструктуру, механические свойства, коррозионное поведение и цитотоксичность сплавов Ti-Nb

.

Материалы

2015

;

8

:

5986

–

6003

.22

Сюй

LJ

,

Сяо

SL

,

Цзин

T

и др.

Микроструктура и свойства износа в сухом состоянии сплавов Ti-Nb для зубных протезов

.

Trans Nonferrous Metals Soc Китай

2009

;

19

:

S639

—

S644

—

S644

.23

Jang

SH

,

CHOE

HC

,

KO

YM

et al.

Электрохимические характеристики нанотрубок, сформированных на сплавах Ti–Nb

.

Тонкие твердые пленки

2009

;

517

:

5038

—

43

.24

Zhao

D

,

Chang

K

,

Ebel

T

et al.

Микроструктура и механическое поведение металлических бинарных сплавов Ti–Nb, полученных литьем под давлением, в качестве биомедицинского материала

.

J Mech Behav Biomed Mater

2013

;

28

:

171

—

82

.25

Bönisch

M

,

CALIN

M

,

Waitz

T

et al.

Термическая стабильность и фазовые превращения мартенситных сплавов Ti-Nb

.

Sci Technol Adv Mater

2013

;

14

:

5004

.26

Цянь

W

,

Хан

C

,

Чома

T 9001 и др.

Влияние содержания Nb на микроструктуру, свойства и способность к образованию апатита in vitro сплавов Ti-Nb, изготовленных методом селективного лазерного плавления

.

Mater Des

2017

;

126

:

268

–

77

.27

Банумати

S

,

Прасад

KS

,

Мандал

РК

и др.

Влияние термомеханической обработки на выделение различных фаз в сплавах Ti-Nb

.

Bull Mater Sci

2011

;

34

:

1421

–

34

.28

Банумати

С

,

Мандал

РК2 ,

0 РК2 ,

0

Текстура и анизотропия горячекатаного сплава Ti–16Nb

.

J Соединения сплавов

2010

;

500

:

L26

—

L26

—

L30

.29

Bidaux

J-E

,

Pasquier

R

,

Rodriguez-Arbaizar

M

et al.

Низкий модуль упругости Ti–17Nb, обработанный литьем под давлением порошка и термической обработкой после спекания

.

Металлический порошок

2014

;

57

:

320

–

3

.30

Дао

Z

,

Ян

H

,

Het

,

Li

Квазистатическое поведение при растяжении тонкостенных трубок Ti–6Al–4V большого диаметра при повышенной температуре

.

Chin J Aeronaut

2016

;

29

:

542

—

542

—

53

.31

Alotaibi

A

,

Sherif

EM

,

Zinelis

S

et al.

Коррозионное поведение двух зубных имплантатов из полипропиленового титана, соединенных надстройкой из кобальт-хромового металла, в искусственной слюне и влияние времени погружения

.

Int J Electrochem Sci

2016

;

11

:

5877

–

90

.32

Нанси

A.

Ten Cate’s Oral Histology

, 8-е изд.

Миссури

:

Elsevier Mosby

,

2013

.33

Виллар

N

,

Сеневиратне

C

,

JKal

1 JKal

90

Candida albicans аспекты новых поверхностей имплантатов из титана и диоксида циркония с покрытием из силановой системы

.

Clin Oral Impl Res

2015

;

26

:

332

—

41

.34

Elias

C

,

Lima

J

,

Valiev

R

et al.

Применение титана и его сплавов в биомедицинских целях

.

JOM

2008

;

60

:

46

–

9

.35

Сидамбе

А.

Биосовместимость современных изготовленных титановых имплантатов — обзор

.

Материалы

2014

;

7

:

8168

—

88

.36

88

.36

Гиттс

RA

,

Olivares-Navarrete

R

,

Cheng

A

et al.

Роль микро/нанотопографии поверхности титана и смачиваемости в дифференциальном ответе клеток линии остеобластов человека

.

Acta Biomater

2013

;

9

:

6268

—

77

.37

LUZ

AR

,

De Lima

GG

,

Santos

E

JR et al.

Трибомеханические свойства и клеточная жизнеспособность электрохимически обработанных сплавов Ti-10Nb и Ti-20Nb

.

J Соединения сплавов

2019

;

779

:

129

–

39

.38

Li

Y

,

Xu

J.

Является ли ниобий более устойчивым к коррозии, чем коммерчески чистый титан, в фторсодержащей искусственной слюне?

Электрохим Акта

2017

;

233

:

151

–

66

.39

Han

AF

,

Li

XL

,

Huang

BX

и др.

Влияние модификации поверхности титанового имплантата на динамический процесс начальной микробной адгезии и образования биопленки

.

Int J Adhes

2016

;

69

:

125

—

32

.40

HO

BJ

,

TSOI

JKH

,

LIU

D

et al.

Влияние расстояния и угла пескоструйной обработки на сцепление полимерного цемента с диоксидом циркония и титаном

.

Int J Adhes

2015

;

62

:

25

—

31

.41

Matinlinna

JP

,

TSOI

JKH

,

De Vries

J

et al.

Характеристика новых силановых покрытий на поверхности титановых имплантатов

.

Clin Oral Impl Res

2013

;

24

:

688

–

97

.42

Нииноми

М.

Механические свойства биомедицинских титановых сплавов

.

Mater Sci Eng A

1998

;

243

:

231

–

6

.43

Джасти

М.

Клинические обзоры: твердые частицы и отказ тотального эндопротезирования тазобедренного сустава

.

J App Biomater

1993

;

4

:

273

–

6

.44

Длинный

M

,

Стойка

HJ.

Титановые сплавы при полной замене суставов — перспектива материаловедения

.

Биоматериалы

1998

;

19

:

1621

—

39

.45

JIE

F

,

Akiko

Y

,

Hee Young

K

et al.

Новые сверхэластичные сплавы на основе титана с большой деформацией восстановления и отличной биосовместимостью

.

Acta Biomater

2015

;

17

:

56

—

67

.46

Sumitomo

N

,

Noritake

K

,

Hattori

T

et al.

Экспериментальное исследование фиксации перелома титановым сплавом низкой жесткости

.

J Mater Sci Mater Med

2008

;

19

:

1581

—

6

.47

Okulov

I

,

Volegov

A

,

ATTAR

H

et al.

Оптимизация состава низкомодульных и высокопрочных сплавов на основе TiNb для биомедицинских применений

.

J Mech Behav Biomed Mater

2017

;

65

:

866

–

71

.48

Эхтемам-Хагиги

S

,

Лю

Y

,

Цао

G

и др.

Влияние Nb на β → α″мартенситное фазовое превращение и свойства вновь разработанных сплавов Ti–Fe–Nb

.

Mater Sci Eng C

2016

;

60

:

503

–

10

.49

Мантани

Y

,

Таджима

М.

Фазовое превращение закаленного α″мартенсита при старении в сплавах Ti–Nb

.

Mater Sci Eng A

2006

;

438

:

315

—

9

.50

Correa

D

,

Vicente

F

,

Donato

T

et al.

Влияние растворенного вещества на структуру, отдельные механические свойства и биосовместимость сплавов системы Ti-Zr для применения в стоматологии

.

Mater Sci Eng C

2014

;

34

:

354

–

9

.51

Нииноми

М

,

Курода

Д

,

Фукунага

К-и

и др.

Коррозионно-износное разрушение новых биомедицинских титановых сплавов β-типа

.

Mater Sci Eng A

1999

;

263

:

193

—

9

.52

Оказаки

Y

,

RAO

S

,

ITO

Y

et al.

Коррозионная стойкость, механические свойства, коррозионно-усталостная прочность и цитосовместимость новых сплавов Ti без Al и V

.

Биоматериалы

1998

;

19

:

1197

—

215

.53

YU

YS

,

Xie

LS

,

CHEN

MH

et al.

Поверхностные характеристики и прочность сцепления с эпоксидной смолой трех различных типов титановых сплавов, анодированных в электролите NaTESi

.

Surf Coat Technol

2015

;

280

:

122

—

8

.54

Khorasani

AM

,

Goldberg

M

,

Doeven

EH

et al.

Титан в биомедицинских применениях — свойства и производство: обзор

.

J Biomater Tissue Eng

2015

;

5

:

593

—

619

—

619

.55

KIM

SE

,

Jeong

HW

,

Yong

Th

et al.

Модуль упругости и биосовместимость in vitro сплавов Ti-xNb и Ti-xTa

.

Met Mater Int

2007

;

13

:

145

.56

Ван

YB

,

Чжэн

YF.

Оценка коррозионного поведения и биосовместимости низкомодульного сплава Ti–16Nb с памятью формы в качестве потенциального биоматериала

.

Mater Lett

2009

;

63

:

1293

—

5

.57

Park

YJ

,

песни

YH

,

AN

JH

et al.

Цитосовместимость чистых металлов и экспериментальных бинарных сплавов титана для материалов имплантатов

.

Дж Дент

2013

;

41

:

1251

—

1251

—

8

.58

Rogers

SD

,

Howie

DW

,

Grawes

SE

et al.

Реакция моноцитов человека in vitro на частицы износа из титанового сплава, содержащего ванадий или ниобий

.

J Хирургическая хирургия костей

1997

;

79-B

:

311

–

5

.59

Challa

VSA

,

Мали

S2 1.0 R 2 ra 2ra 9010 Мис

Снижение токсичности и превосходный клеточный ответ преостеобластов на сплав Ti-6Al-7Nb и сравнение с Ti-6Al-4V

.

J Biomed Mater Res

2013

;

101A

:

201A

—

9

.60

Shapira

L

,

Klinger

A

,

TADIR

A

et al.

Влияние титанового сплава, содержащего ниобий, на поведение остеобластов в культуре

.

Оральные имплантаты Clin Res

2010

;

20

:

578

–

82

.61

Бай

Y

,

Дэн

Y

,

Чжэн

Y

и др.

Характеристика, коррозионное поведение, клеточная реакция и совместимость in vivo с костной тканью титано-ниобиевого сплава с низким модулем Юнга

.

Mater Sci Eng C

2016

;

59

:

565

–

76

.

© Автор(ы), 2019. Опубликовано Oxford University Press.

Это статья в открытом доступе, распространяемая в соответствии с условиями лицензии Creative Commons Attribution (http://creativecommons.org/licenses/by/4.0/), что разрешает неограниченное повторное использование, распространение и воспроизведение на любом носителе при условии правильного цитирования оригинальной работы.

Информация о титане — Центр обработки титана

Титан считается одним из самых прочных металлов. Его прочность, термостойкость, водо- и солестойкость, а также малый вес делают его идеальным металлом для различных применений. Эти приложения варьируются от ювелирных изделий и зубных имплантатов до самолетов и кораблей.Чистый титан прочен и устойчив к коррозии. Титановые сплавы сохраняют ту же прочность и коррозионную стойкость, но приобретают большую гибкость и ковкость металла, с которым они сочетаются. Таким образом, титановые сплавы имеют больше применений, чем чистый титан. Существует шесть марок чистого титана (марки 1,2,3,4,7 и 11) и 4 разновидности титановых сплавов. Титановые сплавы обычно содержат следы алюминия, молибдена, ванадия, ниобия, тантала, циркония, марганца, железа, хрома, кобальта, никеля и меди.

Четыре марки или разновидности титановых сплавов: Ti 6AL-4V, Ti 6AL ELI, Ti 3Al 2,5 и Ti 5Al-2,5Sn.

Ti 6Al-4V (класс 5)

Ti-6AL-4V — наиболее часто используемый из титановых сплавов. Поэтому его обычно называют «рабочей лошадкой» из титанового сплава. Считается, что он используется в половине использования титана во всем мире.

Эти желательные свойства делают Ti-6AL-4V популярным выбором в нескольких отраслях, включая медицинскую, морскую, аэрокосмическую и химическую промышленность.Ti 6AL-4V обычно используется для создания:

• Турбины воздушных судов
• Компоненты двигателя
• Структурные компоненты воздушных судов
• Aerospace Centerers
• Высокопроизводительные Автоматические запчасти
• Морские приложения
• Спортивное оборудование

Ti 6al- 4V ELI (Класс 23)

Ti 6 AL-4V ELI обычно называют хирургическим титаном из-за его использования в хирургии. Это более чистая версия титанового сплава марки 5 (Ti 6AL-4V).Его можно легко формовать и разрезать на небольшие нити, катушки и проволоки.

Обладает той же прочностью и высокой коррозионной стойкостью, что и Ti 6AL-4V. Он также легкий и очень устойчив к повреждениям другими сплавами. Его использование очень желательно в медицине и стоматологии для использования в сложных хирургических процедурах не только из-за этих свойств, но и из-за уникальных хирургических свойств, которыми обладает Ti 6AL-4V ELI. Он обладает превосходной биосовместимостью, благодаря чему его легко прививать и прикреплять к кости, при этом он принимается человеческим организмом.Некоторые из более распространенных хирургических процедур Ti 6al-4V Eli используются в включении:

• Ортопедические булавки и винты
• Ортопедические кабели
• Клипы лигатуры
• Хирургические скобы
• Springs
• Rights
• Ортодонтические приборы
• в совместных заменах
• Криогенные сосуды
• Устройства для фиксации костей

Ti 3Al 2,5 (Класс 12)

Ti 3 AI 2,5 — титановый сплав с наилучшей свариваемостью.Он также прочен при высоких температурах, как и другие титановые сплавы. Этот титановый сплав марки 12 уникален тем, что он обладает характеристиками нержавеющей стали (одного из других прочных металлов), например, он тяжелее других титановых сплавов.

Ti 3 Al 2.5 чаще всего используется в обрабатывающей промышленности, особенно в оборудовании. Он обладает высокой устойчивостью к коррозии и может формироваться под действием тепла или холода. Титановый сплав марки 12 чаще всего используется в следующих отраслях промышленности и применениях:

• Кожухи и теплообменники
• Гидрометаллургические применения
• Химическое производство при повышенных температурах
• Компоненты для судов и самолетов

Ti 5Al-2.5Sn (Класс 6)

Ti 5Al-2.5Sn — это нетермообрабатываемый сплав, обеспечивающий хорошую свариваемость и стабильность. Он также обладает высокой температурной стабильностью, высокой прочностью и хорошей коррозионной стойкостью.