Исследования влияния технологических факторов на адгезионные свойства биоактивных покрытий

Формирование низкотемпературной плазмы производится в виде плазменной струи 2 с использованием плазмотрона – источника плазмы (рис.15). Плазмообразующий газ попадает в разрядную камеру 6 с выходным, охлаждаемым соплом 4, где создается мощный электродуговой разряд с помощью сопла-анода 4 и специального электрода-катода 5, питаемых постоянным током, либо образуется высокотемпературное ядро за счет переменного тока высокой частоты и индуктора.

Рисунок 15 - Схема плазменного напыления дуговым плазматронном: 1- поверхность основы; 2- поток плазмы и напыляемых частиц; 3- ядро плазменной струи; 4- сопло-анод; 5- электрод-катод; 6- разрядная камера

Дуговые плазмотроны как более простые и надежные применяются для напыления, высокочастотные плазмотроны с повышенной температурой и частотой плазменной струи используются в плазмохимических процессах.

Электрическая дуга в плазмотроне может быть зависимой  (прямой) либо независимой (косвенной).

Зависимая электрическая дуга создается между электродом плазмотрона и изделием, за счет чего изделие получает дополнительную долю тепла. Это увеличивает тепловой КПД плазмотрона и обуславливает его применение для плазменной обработки электропроводных материалов: резки, сварки, наплавки, плавления и т.д.

Независимая дуга образуется между электродом и соплом плазмотрона так, что изделие получает тепло только от плазменной струи, при этом несколько снижается тепловой КПД плазмотрона, но упрощается система возбуждения дуги и создается возможность плазменного воздействия также и на неэлектропроводные материалы. Поэтому для напыления, химического синтеза, нагрева применяются плазмотроны с независимой дугой.

С целью обеспечения герметичности системы охлаждения плазмотрона между корпусными узлами и изолятором, а также между корпусными деталями и электродами применяются резиновые и фторопластовые уплотнения.

Вода в плазмотрон подается по шлангу, в котором размещен токоподвод к анодному узлу, слив воды производится через шланг с токоподводом, соединенным с катодным узлом.

Анод, как правило, изготавливают из меди М1 по ГОСТ 859-78. Применение марок М0 и М00 позволит повысить долговечность анода ввиду улучшения показателей теплопроводности и электропроводности. Для снижения эрозионного износа сопла используют вольфрамовые вставки во внутренний канал анода. Для плазмотронов, работающих на инертных или восстановительных газах, применяют катод из вольфрама, например, марки ВЛ-4 по ТУ 48-19-27 – 72.

4.4 Функциональная схема механизированной установки для обработки плазменным напылением

В состав установки для плазменно-дугового напыления покрытий помимо плазмотрона входят (рис.16): источник питания постоянного тока (выпрямитель с регулятором силы тока); пульт управления с контрольно-измерительными и регулирующими приборами, оборудованием для зажигания дуги; порошковый питатель; система газоснабжения и водяного охлаждения; система автоматической блокировки в случае аварийных ситуаций (падение давления воды, плазмообразующего газа, короткое замыкание и т.п.).

В качестве источника питания используют выпрямители типа ИПН-160/600, АПР-402, ПД 502У2 и др. Перспективным является применение для этих целей тиристорных источников постоянного тока.

Одним из важнейших узлов установки является система водяного охлаждения плазмотрона, во многом определяющая его долговечность и надежность. Наличие в охлаждающей воде загрязнений, высокое содержание солей приводит к образованию на охлаждаемых поверхностях пленки, ухудшающей теплоотвод, к быстрому выходу электродов из строя. В связи с этим во многих современных установках плазменно-дугового напыления применяют автономные системы охлаждения.

Одним из важнейших узлов установки порошкового плазменного напыления является порошковый питатель. Такие показатели его работы, как точность регулирования расхода порошка, стабильность дозировки и широта диапазона возможных для использования размеров частиц, существенно влияют на надежность эксплуатации установки, а также на свойства получаемых покрытий. 

На рисунке 17 представлена установка плазменного напыления порошковых материалов типа УПУ. Установка такого типа имеет рабочую камеру 1 с вытяжной вентиляционной системой 2, механизмами позиционирования изделий 3, устройством 4 перемещения универсального плазмотрона 6. Система охлаждения плазмотрона использует дистиллированную воду и является замкнутой, система газопитания предусматривает возможность подачи двух плазмообразующих газов и транспортирующего газа из баллонной установки 8. Порошковый питатель  5 сдвоенной конструкции позволяет подавать два вида порошков для получения сложных покрытий. Шкаф управления 7 содержит измерительные сигнальные и регулирующие приборы для контроля параметров технологического режима и управления процессов напыления. Источник питания 9 трансформаторного типа имеет эффективную схему тиристорного управления током дуги плазмотрона.

Р

Рисунок 16 - Функциональная схема установки для плазменного напыления покрытий: А- амперметр; V- вольтметр; З- защита амперметра и вольтметра; ЗИП- защита источника питания; НМ- напыляемый материал; ИП- источник питания; М- манометр; О- осциллятор; П- кнопка «Пуск»; ПП- порошковый питатель; ППП- привод порошкового питателя; Р- расходомеры; РВ-реле давления воды; ТЗ- термозащита; РТ-регулятор силы тока; С- кнопка «Стоп»; УВН- управление включением напряжения; УВИ- управление включением источника; УПП- управление порошковым питателем

Рисунок 17- Установка плазменного напыления порошковых материалов типа УПУ: 1- рабочая камера; 2- система вытяжной вентиляции; 3- механизм позиционирования изделий; 4- устройство перемещения плазмотрона; 5- питатель; 6- плазмотрон; 7- шкаф управления; 8- газовые баллоны; 9- источник питания

5. ОБСУЖДЕНИЕ РЕЗУЛЬТАТОВ ИСЛЕДОВАНИЯ

Известно несколько способов изготовления  внутрикостных стоматологических имплантатов с биоактивным покрытием. Универсальным способом (токарная, фрезерная  и др. методы обработки или с помощью специальных электрофизических методов) изготавливают металлическую основу имплантата цилиндрической, пластинчатой или трубчатой формы. Затем на основу имплантата из компактного металла или сплава нанос т покрытие из биоактивного материала или систему покрытий, состоящих из переходных слоев и тонкого пористого биоактивного наружного слоя. Материалом дл  основы чаще всего служит чистый титан, обладающий хорошей химической и коррозионной стойкостью, высокой прочностью, безопасный дл  живого организма. Биоактивными материалами  являются гидроксиапатит кальция, трикальцийфосфат, биостекло, биоситаллы и др. В настоящее врем  наибольшее применение нашел гидроксиапатит кальция - Ca10 а(PO4 а)6 а(OH)2 а, являющийся структурным аналогом минеральной компоненты костного вещества, имеющий тот же состав (а следовательно, сходные физические и механические свойства), обладающий уникальной биологической совместимостью и способностью активно стимулировать размножение соединительнотканных клеток (мутагенный эффект) и вместе с тем новообразование костной ткани. Известен способ изготовления  внутрикостных стоматологических имплантатов, заключающийся  в нанесении на металлическую основу из титана, сплава нихрома или нержавеющей стали покрытия  из биоактивного апатитового материала.

Недостатком покрытия  из биоактивного апатитового материала является его низка  механическая прочность, что связано со значительным различием в термомеханических и биомеханических свойствах материала основы имплантата и биоматериала покрытия.

Повысить прочность и биосовместимость можно за счет напыления на имплантат многослойного покрытия, предложенного в патенте РФ N 2025132, МКИ 5 A 61 2/28. На имплантат, выполненного из металлического или металл-керамического сплава в виде штифта, наносится трехслойное покрытие, при этом первый слой содержит биостекло на основе фосфата кальция с добавлением оксидов металлов, второй слой - смесь фосфата кальция и гидроксиапатита, и промежуточный слой содержит фосфат кальция.

Однако использование многокомпонентной системы покрытий (CaP-стекло, гидроксиапатит кальция, трикальцийфосфат и добавки оксидов металлов) с различными коэффициентами термического расширения не способствуют прочному закреплению слоев покрытия (особенно первого слоя) с металлической основной имплантата.

Необходимого сочетания механической прочности и биологической активности покрытия, а также получения наружного слоя с определенной пористой структурой и морфологией поверхности достигают, применяя   многослойную технологию плазменного нанесения покрытий, состоящих из одного или двух компонентов, а именно из титана или гидрида титана, гидроксиапатита кальция и их смеси.

Данный способ является наиболее близким к предлагаемому и состоит в следующем. На отдробеструенную поверхность титановой основы имплантата плазменным напылением при различных режимах нанос т систему покрытий, состоящую из четырех слоев: первых двух - из порошков титана или гидрида титана различной дисперсности, промежуточного слоя из смеси титана или гидрида титана с гидроксиапатитом кальция и наружного слоя из гидроксиапатита.

Однако увеличения прочности сцепления покрытий (адгезии) не наблюдается при переходе от промежуточного слоя к наружному биоактивному (таблица 1). Адгезия покрытий 3 и 4 слоя в способе-прототипе составляет 20 МПа.

Таблица 1

Технический результат, на обеспечение которого направлено изобретение, заключается в повышении механической прочности имплантата.

Поставленная  задача решается путем плазменного напыления на титановую основу имплантата при различных режимах системы покрытий из пяти слоев, состоящих из титана или гидрида титана, гидроксиапатита кальция и их смеси. Схема послойного формирования покрытий представлена на рисунке 18.

Перед напылением поверхность металлического титанового имплантата 1 подвергают пескоструйной обработке частицами оксида алюминия. Затем наносят первый слой 2 толщиной 5-10 мкм из порошка титана или гидрида титана дисперсностью 3-5 мкм с расстояния  70-80 мм; второй слой 3 толщиной 15-20 мкм напыляют титаном или гидридом титана дисперсностью 50-100 мкм с дистанцией напыления 100 мм; третий слой 4 толщиной 30-50 мкм - смесью титана или гидрида титана (70-80 мас.%) и гидроксиапатита кальция (30-20 мас.%) дисперсностью 50-100 мкм и 5-10 мкм, соответственно, с расстояния 90-100 мм; четвертый слой 5 толщиной 30-50 мкм - смесью титана или гидрида титана (50-60 мас. %) с гидроксиапатитом кальция (50-40 мас.%) дисперсностью 50-100 мкм и 20-40 мкм, соответственно, с дистанцией напыления 80-85 мм и пятый слой 6 толщиной 20-30 мкм напыляют гидроксиапатитом кальция  дисперсностью 40-70 мкм с расстояния 70 мм.

Рисунок 18 - Схема послойного формирования покрытий

Ток плазменной дуги составляет 450-540 А. Указанные диапазоны составов композитных покрытий (3 и 4 слои) обеспечивают максимальную прочность сцепления  с соседними прилегающими слоями, о чем свидетельствуют данные по адгезии покрытий, приведенные в таблице 2.

Таблица 2

Нанесение композиционных покрытий (3 и 4 слои) обеспечивает плавный переход от структуры компактного титана (основа имплантата) к наружному слою с пористостью от 40 до 60%. При введении в костную ткань такого имплантата с многослойным пористым покрытием наблюдается  эффективное прорастание кости в поры покрытия, что обеспечивает прочное и длительное закрепление имплантата и нормальное его функционирование в организме.

Плазменное напыление покрытий осуществляется  в атмосфере в струе защитного газа - аргона, при этом расход плазмообразующего газа составляет 20-40 л/мин. Скорость перемещения  плазмотрона при напылении 80-700 мм/мин, напряжение дуги 30 В, скорость вращения  детали 110-160 об/мин.

Таким образом, в отличие от известного способа изготовления  внутрикостных стоматологических имплантатов с плазмонапыленными покрытиями в предлагаемом способе два промежуточных пористых слоя  содержат композиции на основе гидроксиапатита кальция.

Положительный эффект (повышение механической прочности) достигается за счет плавного увеличения содержания гидроксиапатита кальция  в композиции от слоя  к слою, что приводит к формированию системы взаимосвязывающих пористых каналов и упрочняющих "балок" по всей толщине покрытия  и тем самым создает благоприятные условия для  циркуляции биожидкости и прорастания костной ткани.

Для повышения прочности сцепления напыляемого и основного металла используют различные методы. Проведенный анализ показал, что во всех ранее предлагаемых способах подготовки поверхности под плазменно-дуговое напыление, добиться хороших результатов не удается, до механического соединения напыленного покрытия с основой возможны и другие виды соединения. Например, сплавление напыляемого материала с материалом основы, образующей химическое соединение.

Результаты испытания по определению прочности сцепления основного металла детали  и напыляемого порошкового материала  приведены на рисунке 19 - 21. В исследованиях воспроизводилась зависимость прочности сцепления от следующих факторов:

      дистанции напыления (L, мм);