Научные основы термических процессов получения оксидных покрытий на титановых медицинских изделиях с применением токов высокой частоты Фомин Александр Александрович

Содержание к диссертации

Введение

Глава 1. Методы получения функциональных покрытий и упрочняющей обработки поверхности металлов и сплавов медицинского назначения

1.1. Медицинские металлоизделия и основные характеристики используемых материалов

1.2. Особенности функционирования имплантированных металлоизделий в кости

1.3. Электрофизические, электротермические и прочие методы модифицирования металлических поверхностей и получения на них биосовместимых наноструктурированных керамических покрытий

1.4. Необходимость создания механически прочной поверхности на имплантируемых металлоизделиях

1.5. Физические основы нагрева ТВЧ и перспективы его применения для термообработки металлических медицинских материалов

Выводы по 1-ой главе 67

Глава 2. Моделирование электродинамических процессов и теплопередачи в титановых изделиях при нагреве ТВЧ

2.1. Система «индуктор - заготовка» и ее основные характеристики

2.2. Постановка задачи при моделировании процессов, происходящих при нагреве ТВЧ

2.3. Геометрическая модель системы «индуктор - образец», граничные условия, электро- и теплофизические характеристики материалов

2.4. Решение самосогласованной краевой задачи электродина- з мики и теплопроводности для системы «индуктор - изделие» при обработке ТВЧ

2.5. Частные решения самосогласованной краевой задачи электродинамики и теплопроводности для титановых изделий различной геометрии

Выводы по 2-ой главе 118

Глава 3. Характеристики комплекса для обработки ТВЧ и модификации поверхности титановых изделий

3.1. Основные характеристики устройства для обработки ТВЧ 121

3.2. Определение кинетики нагрева титановых образцов 135

3.3. Устройство для термического оксидирования поверхности малогабаритных металлоконструкций при обработке ТВЧ

3.4. Схема коллоидной модификации керамическими наночастицами поверхности оксидных покрытий, а также режимы обработки ТВЧ для получения композиционных покрытий системы «Ті-основа - Ті02 - КНЧ-ГА»

3.6. Комбинированные способы получения высокопористых покрытий в системе «Ті-основа - Та - (Ті,Та)хОу» и «Ті-основа - Ті - Ті02» методами электроискрового легирования и электроплазменного напыления, а также последующей обработки ТВЧ

3.7. Комбинированный метод получения наноструктурированных плазменнонапыленных покрытий гидроксиапатита на тита новой основе с предварительной активацией ТВЧ

Выводы по 3-ей главе 156

Глава 4. Упрочняющая обработка ТВЧ и комбинированные методы получения покрытий на металлах и сплавах медицинского назначения

4.1. Экспериментальные образцы металлоизделий и подготовка их поверхности для получения покрытий

4.2. Методы исследования фазово-структурного состояния, химического состава, физико-механических свойств материалов и функциональных покрытий

4.2.1. Исследование фазово-структурного состояния покрытий

4.2.2. Исследование химического состава покрытий и приповерхностного слоя

4.2.3. Исследование морфологии поверхности и структуры покрытий

4.2.4. Фрактально-спектральный анализ поверхности материалов и покрытий в микро- и нанометровом масштабе

4.2.5. Определение твердости, модуля упругости и стойкости к царапанию покрытий

4.2.6. Определение износостойкости покрытий 173

4.2.7. Исследование прочности образцов при растяжении 177

4.2.8. Математическая обработка экспериментальных ре-зультатов

4.3. Химический состав поверхности и приповерхностного слоя образцов технического титана ВТ1-00 и титанового сплава ВТ 16, подвергнутых обработке ТВЧ

4.4. Фазово-структурное состояние поверхности технического титана ВТ 1-00 и титанового сплава ВТ 16 после обработки ТВЧ

4.5. Механизм образования оксидных покрытий на поверхности технического титана ВТ 1-00 и титанового сплава ВТ 16 при обработке ТВЧ

4.6. Морфология поверхности технического титана и сплава ВТ16

4.7. Фрактальные характеристики поверхности оксидных покрытий в микро- и нанометровом диапазоне

4.8. Твердость, модуль упругости, стойкость к царапанию и износостойкость оксидных покрытий, полученных на техническом титане при обработке ТВЧ

4.9. Сверхтвердые оксидные покрытия и перспективы их применения

4.10. Влияние обработки ТВЧ на характеристики прочности и пластичности образцов технического титана ВТ 1-00 и титанового сплава ВТ 16 при растяжении

4.11. Структурно-морфологические особенности поверхности и физико-механические свойства образцов композиционных покрытий системы «Ті-основа - ТЮг - КНЧ-ГА»

4.12. Особенности последующей термообработки изделий с плазменнонапыленными покрытиями титана и влияние режимов обработки ТВЧ на морфологические характеристики микро- и наноструктуры, а также микротвердость композиционных по крытий системы «Ті-основа - Ті - Ті02»

4.13. Электроискровое легирование танталом поверхности титановых сплавов ВТ 1-00 и ВТ 16, определение влияния последую щей индукционно-термической обработки на морфологические характеристики образцов и построение регрессионных зависи мостей твердости и модуля упругости для композиционных по крытий системы «Ті-основа - Та - (Ті,Та)хОу»

Выводы по 4-ой главе 279

Глава 5. Плазменное напыление покрытий гидроксиапатита на титановые изделия, подвергнутые термической активации ТВЧ

5.1. Общая схема процесса плазменного напыления порошковых покрытий и численное моделирование процессов нагрева и движения напыляемого порошка в струе плазмы

5.2. Феноменологическая модель наноструктурирования материалов, полученных при плазменном напылении

5.3. Влияние термической активации титановой основы на фазово-структурное состояние и морфологию поверхности покрытий гидроксиапатита, полученных электроплазменным напылением 5.4. Исследование твердости и модуля упругости плазменнонапыленных покрытий гидроксиапатита, полученных на термически активированном титане

Выводы по 5-ой главе 307

Глава 6. Оценка функциональных характеристик оксидных, композиционных и газотермических покрытий, разработка технологических рекомендаций по изготовлению медицинских титановых изделий с покрытиями

6.1. Методика оценки биосовместимых качеств образцов и изделий с покрытиями в условиях in vitro и in vivo

6.2. Проверка биосовместимых качеств титановых образцов с оксидными, композиционными и газотермическими покрытиями

в условиях in vitro

6.3. Проверка биосовместимых качеств титановых изделий с покрытиями в условиях in vivo и определение эффективности их применения в ветеринарной медицине

6.4. Технологические рекомендации по обработке ТВЧ титановых изделий, получению на их поверхности высокопрочных оксидных

и композиционных покрытий

Выводы по 6-ой главе 335

Заключение 336

Список литературы

• Электрофизические, электротермические и прочие методы модифицирования металлических поверхностей и получения на них биосовместимых наноструктурированных керамических покрытий
• Геометрическая модель системы «индуктор - образец», граничные условия, электро- и теплофизические характеристики материалов
• Схема коллоидной модификации керамическими наночастицами поверхности оксидных покрытий, а также режимы обработки ТВЧ для получения композиционных покрытий системы «Ті-основа - Ті02 - КНЧ-ГА»
• Исследование фазово-структурного состояния покрытий

Введение к работе

Актуальность и степень разработанности темы исследования. В технологии изготовления малогабаритных изделий медицинской техники из титана и его сплавов, которые функционируют в условиях воздействия высоких контактных механических напряжений, приоритетной проблемой является повышение физико-механических характеристик их поверхности и обеспечение химической и структурной совместимости с окружающими биологическими тканями. Одним из новых технологических способов решения указанной проблемы является формирование функциональных покрытий и слоев на поверхности данных изделий, многообразие которых представлено различными типами ортопедических и стоматологических имплантатов.

В настоящее время для получения износостойких, защитных, биосовместимых и других функциональных пленок и покрытий широко используются различные методы, в частности, газотермическое напыление (Рыкалин Н.Н., Хасуй А., Кудинов В.В., Пузряков А.Ф., Соколов Ю.В., Калита В.И., Лясников В.Н., Бекренев Н.В., Дышловенко С., Павловски Л., Гросс К. и др.), вакуумно-конденсационное осаждение (Минаичев В.Е., Данилин С.Б., Кэтледж С.А. и др.), ионная модификация (Бржозовский Б.М., Перинский В.В. и др.), золь-гелевый метод (Ярн М., Ли Ф. и др.), химическое и электрохимическое оксидирование (Солнцев К.А., Родионов И.В., Бутовский К.Г., Шабаловская С.А., Алсаран А. и др.). Потребность в новых эффективных технологических процессах структурной модификации поверхности, в том числе медицинских металлоизделий, связана с недостатками существующих процессов, в частности высокой энергоемкостью и затратами времени на обработку, многостадийностью процессов, необходимостью использования дорогостоящих материалов в виде микропорошков, мишеней или жидких реагентов, ограниченностью или отсутствием возможности получения высоких значений пористости, нано- или субмикрометровых элементов морфологии поверхности в сочетании с высокой твердостью и износостойкостью.

Одним из эффективных методов улучшения эксплуатационных качеств и повышения прочностных характеристик металлоизделий является обработка токами высокой частоты (ТВЧ). Данный метод позволяет существенно сократить продолжительность процесса структурной модификации и упрочнения приповерхностного слоя по сравнению с другими методами обработки, при этом повышается качество готовых изделий и улучшаются технико-экономические показатели процесса. С 30-х годов XX в. отечественные исследования в направлении обработки ТВЧ велись Вологдиным В.П., Бабатом Г.И., Лозинским М.Г., Простяковым А.А., Рыскиным С.Е., Слухоцким А.Е. Их труды посвящены разработке оборудования, расчетам индукторов и определению параметров процесса индукционного нагрева. Зарубежные исследователи занимались вопросами плавки во взвешенном состоянии (Фогель А.А.), теории высокочастотного нагрева различных сред (Браун Дж.Х., Лэсли Х., Лэнгтон Л.Л.) и упрочняющей обработки изделий машиностроения (Лавлесс Д.Л., Кук Р.Л., Руднев В.И.).

Благодаря трудам отечественных научных школ данное направление развивается и в настоящее время. Подробно освещены исследования в следующих областях: бестигельная плавка, нагрев титановых и алюминиевых крупногабаритных

заготовок, моделирование нагрева стальных изделий, применение индукционного нагрева в кузнечном производстве, управление параметрами нагрева ТВЧ (Демидович В.Б., Растворова И.И., Иванов В.Н., Никитин Б.М., Зимин Л.С.), расчет индукторов и согласования LC-модулей с генераторами (Рогинская Л.Э., Кухтецкий С.В.), моделирование и оптимизация процесса и установок индукционного нагрева (Алиферов А.И., Плешивцева Ю.Э., Рапопорт Э.Я., Данилушкин А.И., Сарапулов Ф.Н., Артюхов И.И., Голембиовский Ю.М.), термообработка отверстий и моделирование электромагнитных полей в слябах (Алиферов А.И.), исследование, применение и контроль температуры нагрева ТВЧ для сложно-профильных изделий авиастроения, в том числе с покрытиями (Кувалдин А.Б., Лепешкин А.Р.), оптимизация установок индукционного нагрева и исследование температурных полей в алюминиевых заготовках перед прессованием (Блинов Ю.И.), высокочастотный нагрев крупногабаритных стальных изделий (Дзли-ев С.В.), структурно-фазовые превращения в порошках при высокотемпературном синтезе методом индукционного нагрева (Филимонов Ю.В., Ситников А.А.), индукционная наплавка покрытий на детали сельскохозяйственной техники, обработка ТВЧ износостойких покрытий (Ишков А.В., Иванцивский В.В.).

Таким образом, исследования в области технологии ферромагнитных и парамагнитных металлов и сплавов показали, что обработка ТВЧ не рассматривалась применительно к малогабаритным изделиям медицинской техники, в частности имплантатам, и имеет большие перспективы для упрочнения поверхности и получения функциональных покрытий металлоизделий, поверхность которых имеет выраженную шероховатость и высокую пористость. В диссертационной работе решается актуальная научно-техническая проблема повышения физико-механических характеристик поверхности малогабаритных титановых изделий за счет разработки новых технологических способов электротермического упрочнения и модифицирования поверхности, основанных на обработке ТВЧ, в том числе, в комбинации с процессами коллоидной модификации наночастицами, электроискрового легирования и электроплазменного напыления, обеспечивающих получение механически прочных оксидных и композиционных покрытий, в частности, для нужд восстановительной медицины.

Цель работы заключается в научном обосновании технологии получения оксидных и композиционных покрытий с высокими показателями физико-механических свойств на малогабаритных титановых изделиях медицинской техники за счет совершенствования электротехнологических процессов обработки ТВЧ и применения новых комбинированных способов.

Для достижения поставленной цели решались следующие задачи:

1. Разработать математическую модель обработки ТВЧ титановых малогабаритных изделий с учетом их геометрических особенностей, изменения тепло- и электрофизических свойств, тепловых потерь, вызванных конвекцией, излучением и процессом формирования оксидного покрытия.

2. Разработать и обосновать технические решения компоновки системы «индуктор – изделие» для оксидирования образцов-дисков и имплантируемых малогабаритных изделий, определить кинетические закономерности нагрева изделий и режимы обработки ТВЧ для получения оксидных покрытий с морфологически гетерогенной структурой.

3. Обосновать технологические способы получения композиционных покрытий на металлоизделиях за счет комбинированных процессов: модификации коллоидными наночастицами гидроксиапатита (КНЧ-ГА) поверхности оксидных покрытий и последующего спекания ТВЧ; электроискрового легирования (ЭИЛ) танталом или электроплазменного напыления (ЭПН) покрытий титана на поверхность металлоизделий с последующей обработкой ТВЧ; ЭПН порошка гид-роксиапатита (ГА) на титановые образцы с предварительной активацией ТВЧ.

4. Выявить закономерности изменения состава, структурных параметров и комплекса физико-механических свойств оксидных покрытий образцов технического титана ВТ1-00 и титанового сплава ВТ16, подвергнутых обработке ТВЧ.

5. Установить особенности структурообразования и изменения физико-
механических свойств композиционных покрытий систем: «Ti-основа – TiO₂ –

КНЧ-ГА», «Ti-основа – Ta – (Ti,Ta)_xO_y» и «Ti-основа – Ti – TiO₂», полученных за счет применения комбинированных методов.

6. Определить влияние технологических условий предварительной активации ТВЧ титановых образцов на состав, структуру и свойства электроплазменных покрытий гидроксиапатита.

7. Провести комплексную проверку функциональных качеств титановых образцов и медицинских изделий с оксидными и композиционными покрытиями, определить эффективность применения имплантатов с экспериментальными покрытиями и разработать технологические рекомендации по формированию высококачественных покрытий с необходимой для эффективного функционирования нано- и субмикрометровой структурой, а также высокими физико-механическими характеристиками.

Объектами исследования являются электротехнологические процессы получения оксидных и композиционных покрытий на титановых изделиях с использованием обработки ТВЧ и комбинированных методов.

Предметом исследования являются закономерности обработки ТВЧ титановых медицинских малогабаритных изделий, в том числе внутрикостных имплан-татов; состав, структурные параметры и комплекс физико-механических свойств биосовместимых оксидных и композиционных покрытий.

Методы исследования. Моделирование физических процессов, происходящих при обработке ТВЧ титановых изделий, проводилось методом конечных элементов (МКЭ) путем решения самосогласованной краевой задачи электродинамики и теплопроводности с применением программного пакета «Elcut 6».

Вольтамперные и ваттамперные характеристики устройства обработки ТВЧ с разработанными индукторами определены стандартными электроизмерительными приборами. Кинетика нагрева образцов изучалась методами инфракрасной пирометрии и колориметрии (по цветам каления).

Оксидные покрытия формировались на титановых образцах и изделиях с использованием разработанного устройства для обработки ТВЧ. Композиционные покрытия, содержащие наночастицы гидроксиапатита, получали с помощью дозатора жидких сред и устройства подачи суспензии в газовом потоке. Электроискровое легирование танталом поверхности титановых образцов производилось на установке «ЭФИ-46». Покрытия гидроксиапатита наносились на установке

плазменного напыления «ВРЕС 744.3227.001», при этом термическая активация титановой основы осуществлялась устройством обработки ТВЧ.

Химический состав, структура и свойства образцов и изделий с функциональными покрытиями исследованы методами: растровой электронной микроскопии (РЭМ) с возможностью проведения энергодисперсионного рентгенофлу-оресцентного анализа (ЭДРФА) химического элементного состава, вторичной ионной масс-спектрометрии (ВИМС), рентгенофазового анализа (РФА), атомно-силовой микроскопии (АСМ), оптической микроскопии, морфологического анализа поверхности, фрактального анализа структуры, микро- и наноиндентирова-ния, скретч-тестирования, шарового истирания, теста на растяжение.

Статистическая обработка экспериментальных данных и построение регрессионных моделей производились с использованием программ «MS Excel» и «Datafit v.9».

Биосовместимые качества образцов и изделий с покрытиями исследовались в условиях in vitro (Отдел клеточной инженерии, Саратовского государственного университета им. Н. Г. Чернышевского) и in vivo (УНТЦ «Ветеринарный госпиталь», Саратовского государственного аграрного университета им. Н.И. Вавилова).

Научная новизна работы заключается в том, что впервые обосновано применение обработки токами высокой частоты, в том числе в сочетании с процессами коллоидной модификации наночастицами, электроискрового легирования и электроплазменного напыления для создания оксидных и композиционных покрытий на малогабаритных титановых имплантатах, что обеспечивает повышенный уровень их физико-механических свойств и биосовместимости поверхности. Наиболее существенными являются следующие научные результаты:

1. Уточнена математическая модель кинетики нагрева ТВЧ титановых малогабаритных изделий, учитывающая влияние высокотемпературного процесса формирования морфологически гетерогенного оксидного покрытия и увеличение фактической площади поверхности теплообмена, что позволяет достоверно обосновать выбор рациональных технологических режимов обработки ТВЧ.

2. Разработаны и обоснованы технические решения компоновки системы «индуктор – изделие», отличающиеся возможностью ускоренного нагрева малогабаритных титановых изделий и проведения высокотемпературной электротермической обработки в воздушной атмосфере, что обеспечивает формирование нано- и субмикрокристаллических оксидных покрытий (патенты РФ № 2604085, № 2611617).

3. На основе экспериментальных исследований получены феноменологические закономерности влияния режимов обработки ТВЧ титановых изделий на состав, параметры структуры и физико-механические свойства оксидированной поверхности, на основании которых установлены технологические режимы, обеспечивающие формирование покрытий с повышенной твердостью, модулем упругости, стойкостью к царапанию и износостойкостью (патенты РФ № 2604085, № 2611617, № 2623979).

4. Разработаны и научно обоснованы технологические способы формирования твердых и высокопористых покрытий:

- системы «Ti-основа – TiO₂ – КНЧ-ГА», полученных модификацией оксидных покрытий коллоидными наночастицами гидроксиапатита и последующим их спеканием ТВЧ;

системы «Ti-основа – Ta – (Ti,Ta)_xO_y», полученных за счет электроискрового легирования танталом поверхности титана и последующей обработки ТВЧ;

системы «Ti-основа – Ti – TiO₂», полученных за счет обработки ТВЧ высокопористых покрытий титана, сформированных плазменным напылением;

покрытий гидроксиапатита, полученных электроплазменным напылением с предварительной активацией ТВЧ титановых образцов (патент РФ № 2430192).

Практическая значимость работы состоит в совершенствовании существующих и создании новых, более эффективных технологий изготовления медицинских изделий с оксидными и композиционными покрытиями. Серии образцов и имплантатов с улучшенными функциональными качествами покрытий опробованы в условиях in vitro и in vivo, результаты которых показали высокую способность интеграционного взаимодействия поверхности с биоструктурами.

Новизна практических решений подтверждена патентами РФ на изобретения и полезную модель (№ 2430192, № 2571080, № 2581824, № 2604085, № 2611617, № 2623979, № 132802), включающих способы формирования газотермических, оксидных и композиционных покрытий, а также конструкцию устройства для газотермического оксидирования имплантатов.

Разработанные научно-технические решения расширяют спектр применения обработки ТВЧ как самостоятельного процесса, так и в комбинации с дополнительными физико-химическими и электрофизическими видами воздействий для упрочняющей обработки и получения полифункциональных покрытий на конструкционных металлических материалах, используемых в производстве изделий медицинской техники, машино- и приборостроения. Совместно с научным партнером – лабораторией физикохимии и технологии покрытий (ИМЕТ им. А.А. Байкова РАН) была опробована технология изготовления титановых чаш (вертлужных компонентов) эндопротезов с титановыми покрытиями, модифицированными диоксидом TiO₂ в виде рутила. Результаты диссертационной работы внедрены в научно-практическую деятельность ФГБОУ ВО Саратовский ГАУ, направленную на разработку и применение новых медико-технических систем, а также в лечебный процесс стоматологической клиники «УНИСТОМ» (г.Саратов). Получен «Национальный сертификат качества» РАЕ за проект, представленный на конкурс в номинации «Новая технология – 2014» (№ 01438, 23/09/2014). Результаты диссертационного исследования используются при чтении лекционных курсов, проведении лабораторных и практических работ для студентов направлений «Металлургия» и «Машиностроение» СГТУ имени Гагарина Ю.А.

Достоверность полученных результатов обеспечивается комплексным использованием взаимодополняющих современных и высокоточных аналитических методов исследования, корректным выполнением расчетных процедур, согласованностью теоретических и экспериментальных данных с известными данными других исследователей, а также практическим использованием результатов. Комплексное изучение функциональных характеристик и параметров технологических процессов создания оксидных и композиционных покрытий в условиях системного охвата основных принципов обработки ТВЧ, электроискрового легирования и электроплазменного напыления использовано в производстве малогабаритных изделий медицинской техники (чрескостных фиксаторов и стоматологических имплантатов).

Положения и результаты, выносимые на защиту: по специальности 05.09.10:

1. Предложенная математическая модель кинетики нагрева ТВЧ титановых малогабаритных изделий, учитывающая влияние процесса формирования морфологически гетерогенного оксидного покрытия при высоких температурах и увеличение фактической площади поверхности теплообмена, позволяет обосновать выбор силы тока на индукторе в частотном диапазоне от 50 до 150 кГц.

2. Разработанные технические решения компоновки системы «индуктор – изделие», отличающиеся возможностью ускоренного нагрева малогабаритных титановых изделий до температуры 1500 C и проведения электротермической обработки в воздушной атмосфере в диапазоне от 600 до 1200 C, обеспечивают формирование пористо-кристаллических оксидных покрытий с нано- и субмик-рометровой структурой.

3. Для получения оксидных покрытий с повышенными характеристиками твердости, стойкости к царапанию, прочности и пластичности основы изделий по сравнению с необработанным техническим титаном необходимо осуществлять обработку токами высокой частоты при силе тока в контуре 6,2–7,1 кA, частоте f = 90–120 кГц, температуре 800–1000 C и выдержке не менее 120 с. по специальности 05.16.01:

4. Научно обоснована и экспериментально доказана эффективность методики реализации воздействия токами высокой частоты при температуре 800–1000 C и выдержке 30–120 с для модифицирования поверхности малогабаритных титановых изделий, предварительно обработанных с использованием методов коллоидной модификации наночастицами, электроискрового легирования и электроплазменного напыления, и формирования твердых и высокопористых композиционных покрытий систем «Ti-основа – TiO₂ – коллоидные наночастицы гид-роксиапатита», «Ti-основа – Ti – TiO₂» и «Ti-основа – Ta – (Ti,Ta)_xO_y».

5. Нанокристаллические покрытия гидроксиапатита с повышенной твердостью (в 3 раза) по сравнению с плазменнонапыленными гидроксиапатитовыми покрытиями, полученными без термической активации, формируются электроплазменным напылением с предварительной активацией титановых изделий токами высокой частоты до температуры 1000±10 C.

6. Обработка титановых имплантатов токами высокой частоты позволяет
сформировать оксидные и композиционные покрытия с высокой биосовмести
мостью за счет образования на поверхности титана высокопрочных систем с
микро- и наноразмерной пористо-кристаллической структурой.

Личный вклад автора заключается в обосновании актуальности имеющейся проблемы, постановке цели и решении задач исследования, разработке аппаратного обеспечения для технологического воздействия на образцы и изделия, проведении аналитических исследований, статистической обработке, обобщении и интерпретации полученных экспериментальных результатов.

Апробация работы

Основные результаты работы были представлены на следующих конференциях и выставках: 4th Int. Colloids Conference: Surface Design & Engineering (Madrid, Spain, 2014); Joint 12th Russia/CIS/Baltic/Japan Symp. on Ferroelectricity and 9th Int. Conf. Functional Materials and Nanotechnologies (Riga, Latvia, 2014); SPIE

Microtechnologies 2015 (Barcelona, Spain, 2015); 23rd European Dental Materials Conf.: Ceramics-CAD/CAM-Composites (Nrnberg, Germany, 2015); 5th European Conf. on Crystal Growth (Bologna, Italy, 2015); 3rd Int. School and Conf. «Saint-Petersburg OPEN 2016» (Saint-Petersburg, Russia, 2016, 2017); Int. Sci. Conf. on Power and Electrical Eng. of Riga Technical University (Riga, Latvia, 2014, 2016); 10th Int. Vacuum Electron Sources Conf. and 2nd Int. Conf. on Emission Electronics (Saint-Petersburg, Russia, 2014); Exhib. «Nano- and biomaterials for medicine of Russian uni-versities» (Budapest, Hungary, 2015); Exhib.-conf. «New nanostructured biocompatible materials» (Prague, Czech Republic, 2012); 2nd Int. Symp. on Materials Sci. and Eng. Technology (Guangzhou, China, 2013); Saratov Fall Meeting (Saratov, Russia, 2013, 2014, 2015, 2016); 2nd Int. Conf. on Advances in Materials Sci. and Eng. (Dubai, UAE, 2014); Int. Conf. on Mechanical Eng., Automation and Control Systems (Tomsk, Russia, 2014); 2nd Int. Conf. of Mechanics of Composites (Porto, Portugal, 2016); 2-я Всерос. науч.-техн. конф. «Инновации в материаловедении» (Москва, 2015); Междунар. школа-семинар «Эволюция дефектных структур в конденсированных средах» (Барнаул, 2014); Междунар. конф. «Математические методы в технике и технологиях» (Саратов, 2008, 2011, 2012, 2013, 2014, 2015); Междунар. конф. «Пленки и покрытия» (Санкт-Петербург, 2007, 2009, 2011); Междунар. науч.-техн. конф. «Успехи современной электротехнологии» (Саратов, 2009); 12-ая Всерос. науч.-практ. конф. «Быстрозакаленные материалы и покрытия» (Москва, 2013); VII Все-рос. науч.-практ. конф. «Защитные и специальные покрытия, обработка поверхности в машиностроении и приборостроении» (Пенза, 2010).

Публикации

По результатам диссертационного исследования опубликовано 63 работы, в том числе 22 статьи в центральных изданиях из перечня ВАК РФ, 24 статьи в зарубежных журналах и сборниках международных конференций, индексируемых в наукометрических базах Scopus и Web of Science, 7 статей в прочих изданиях, 1 монография, 2 главы в рецензируемом зарубежном коллективном справочном руководстве, 6 патентов РФ на изобретение и 1 патент на полезную модель.

В диссертационной работе отражены результаты, полученные при выполнении научных исследований в качестве руководителя по гранту РФФИ (№ 13-03-00898 «а»), международной научно-образовательной программе «Михаил Ломоносов» Минобрнауки РФ и Немецкой службы академических обменов (№ 11.687.2016/ДААД), стипендии Президента РФ для молодых ученых и аспирантов (СП-1051.2012.4 и СП-617.2015.4), программе «У.М.Н.И.К.» (№ 7319р/10164 и № 8761р/14002), а также в качестве исполнителя по грантам Президента РФ (МД-97.2013.8, МД-3156.2015.8), ФЦП «Научные и научно-педагогические кадры инновационной России» на 2009-2013 гг. (№ П2535 и № 14.В37.21.0571), в базовой и проектной части государственного задания образовательным организациям высшего образования, подведомственным Минобрнау-ки России, в сфере научной деятельности (№ 1189 и № 11.1943.2017/ПЧ).

Объем и структура работы

Диссертационная работа изложена на 421 странице машинописного текста, иллюстрирована 191 рисунком и содержит 46 таблиц. Список цитируемой литературы содержит 332 наименования. Работа состоит из введения, шести глав, выводов, списка литературы и 7 приложений.

Электрофизические, электротермические и прочие методы модифицирования металлических поверхностей и получения на них биосовместимых наноструктурированных керамических покрытий

Нанотехнологии становятся определяющими в таких областях медицины, как хирургия и диагностика, создание биосенсоров, тканевая инженерия и генная терапия [224]. За рубежом основное направление наноструктурных исследований практически полностью сместилось от изучения и применения нанокристалличе-ских веществ и материалов в область наноинженерии, т.е. создания изделий и устройств с наноразмерными элементами за счет использования перспективного комплекса нанотехнологии.

В ортопедии, эндопротезировании и челюстно-лицевой хирургии особое место занимают биоактивные материалы в форме порошков, цельных и пористых блоков и покрытий на компактной металлической основе. Однако для замещения утраченных крупных суставов нужны материалы, обладающие высокими физико-механическими характеристиками (модулем упругости, пределом прочности на сжатие, твердости и др.) и свойствами биосовместимости. В связи с этим в настоящее время ведутся работы над созданием наноструктурированных биоматериалов и биосовместимых покрытий по следующим основным направлениям: - создание наноструктурированных алмазоподобных покрытий на кобаль-тохромовых и титановых сплавах для увеличения срока службы имплантатов (до нескольких десятилетий); - создание металлокерамических наноструктур для увеличения прочности сцепления функциональной керамики с металлическими нанокристаллами; - формирование на поверхности компактной металлической основы наност-руктурированного покрытия из биоактивных материалов для остеоинтеграции [210,221,274].

Биокерамика на основе ГА сходна с минеральной частью кости и имеет вы 1 /9 сокую биосовместимость. Однако низкая трещиностойкость (0,8-1,2 МПам ) и прочность при изгибе ( 140 МПа) цельного синтетического ГА не позволяет ис 33 пользовать его в высоконагруженных имплантатах [210,221]. Синтез нанострук-турированных материалов и контроль их свойств открывает новые возможности для применения биосовместимых материалов, что ведет к развитию данной области медицинского материаловедения.

Получение керамики с развитой пористой структурой, обеспечивающей необходимое взаимодействие на границе «кость - имплантат» в сочетании с высокими прочностными свойствами, открывает принципиально новые возможности в эндопротезировании. Решение проблемы, связанной с получением прочной пористой керамики, может заключаться в использовании исходных порошков с размером частиц порядка нескольких десятков нанометров. Как показали исследования механических свойств, прочность материалов даже с небольшим количеством упрочняющего наполнителя (диоксида циркония ZrC ) существенно превосходит прочность чистого ГА. Предел прочности при сжатии материалов с содержанием 50 % ГА и 50 % диоксида циркония составляет 800-850 МПа [210].

Исследователи в области биомедицины постоянно работают над возможностью усовершенствования полимерных, металлических и керамических биопротезов [53]. Было установлено, что для повышения характеристик биосовместимости и кардинального изменения процессов интеграции имплантата достаточно изменить структуру его поверхности. Например, спрессованный порошковый титановый сплав с наноразмерной текстурой поверхности активно стимулирует рост клеток.

Общепринятыми решениями проблемы повышения качеств биомеханической совместимости считаются: 1. Нанесение электрофизическими и электрохимическими методами тонких покрытий на металлическую несущую основу имплантата для стимулирования врастания кости; 2. Упрочнение покрытий волокнами; 3. Морфологическая инженерия поверхности для стимулирования врастания кости (морфология поверхности должна способствовать адсорбции клеток независимо от химического состава); 4. Создание необходимой микро- и нанопористости, шероховатости в нано-диапазоне, что способствует адгезии костных клеток; 5. Применение пористых биоактивных (кальций-фосфатных) и биоинертных (алюмооксидных) блоков; 6. Использование композиций биокерамики с полимерами.

Существующие наноструктурированные медицинские материалы по спосо бу применения подразделяются на несколько типов: 1. Нанопористые материалы для стимулирования врастания тканей и транспортировки веществ; 2. Нанокристаллические материалы с новыми физическими, электрическими, оптическими и механическими свойствами; 3. Материалы, упрочненные наночастицами; 4. Наноструктурированные поверхности для повышения биосовместимости. Рассмотрим наноструктурированные порошковые и компактные биосовместимые материалы. При механическом измельчении (диспергировании) исходного материала, широко применяемого в порошковой металлургии, частицы не достигают нанометровых размеров [2]. В связи с этим нанокристаллические порошки сложных оксидов получают механохимическим синтезом. Такие частицы характеризуются размерами в диапазоне 30-70 нм и, в свою очередь, могут состоять из блоков меньших размеров. Измельчение производится в мельницах, дезинтеграторах, аттриторах и других диспергирующих установках за счет раздавливания, раскалывания, разрезания, истирания, распиливания, удара или в результате комбинации этих действий [12,154].

Известны способы, основанные на испарении порошковых материалов в потоках низко- или высокотемпературной плазмы, создаваемых ВЧ-, СВЧ-нагревом или электрической дугой в вакууме при пониженном давлении инертного газа [171]. В потоке плазмы при плазмохимическом методе реализуются условия для протекания химических реакций с формированием заданной субстанции.

Традиционными являются химические методы осаждения ультрадисперсных частиц в жидкостях. Они основаны на фазовых превращениях, сопровож 35 дающихся переохлаждением жидкости, пересыщением паров, перегревом твердых солей органических кислот, превышением предела растворимости.

Для создания компактных наноструктурированных материалов в настоящее время используются четыре основных способа: компактирование ультрадисперсных порошков; осаждение наночастиц на подложку; кристаллизация аморфных сплавов; интенсивная пластическая деформация (ИПД).

При различных видах компактирования порошков, предусматривающих процессы прессования и спекания, получают металлические и керамические на-номатериалы. Посредством осаждения наночастиц на холодную или подогретую поверхность подложки можно создать пленки и покрытия, то есть слоистые на-нокристаллические материалы. Наиболее производительным методом получения компактных нанокристаллических материалов является ИПД. Для достижения необходимых деформаций материала используют различные методы (кручение под квазигидравлическим давлением, равноканальное угловое прессование, винтовая экструзия и всесторонняя ковка) [12]. Данные процессы ИПД позволяют получать массивные образцы материала с практически беспористой структурой, что недостижимо в случае применения прочих технологий. Рассмотренный метод применяют для получения субмикрокристаллического титанового сплава, при этом исходным сырьем является микрокристаллический термически не упрочняемый сплав технического титана ВТ 1-0. Интенсивная пластическая деформация применяется для создания объемно наноструктурированных материалов, в частности биосовместимого сплава с эффектом памяти формы - никелида титана (марки ТН-10) [106]. Нагретая заготовка подвергается многократному обжатию при температуре 150-250 С и степени обжатия 15-25 %. Уменьшение кристаллических зерен способствует улучшению физико-механических свойств.

Геометрическая модель системы «индуктор - образец», граничные условия, электро- и теплофизические характеристики материалов

Покрытия с биоактивными свойствами получают путем модификации поверхности ионами активных (кислород, азот, тетрафторметан) и инертных (неон, аргон, криптон, ксенон) плазмообразующих газов, а также нанесения углеродсо-держащего материала [111]. Параметры рельефа наноструктурированной поверхности определяют свойства биоактивности, при этом рекомендованными считаются следующие: среднеквадратичная шероховатость - 5-200 нм, радиус основания выступов - 80-230 нм, высота выступов - 10-200 нм. Энергия ионов должна составлять величину 0,5-3,0 кэВ при плотности тока 0,5-5 мА/см . Модифицируемыми полимерами могут быть хитозан, ацетилцеллюлоза, полиоксиалканоаты и др. Придание противоопухолевой активности таким композиционным материалам может достигаться путем формирования поверхности с шероховатостью 20-70 нм. Для достижения заданного эффекта толщина формируемых углеродных пленок с фуллереновыми модификаторами должна составлять от 1 до 500 нм. Покрытие наносится на подложку методом центрифугирования в хлороформе при частоте вращения 3000 об/мин.

Металлоксидные наноструктурированные золь-гелевые покрытия на основе ТІО2, ZrC 2, А120з, FQ2OI, MgO формируются на медицинских изделиях также методом обмазки [120]. Исходные вещества добавляются в водный раствор 80 % ме-тил-триэтоксисилана и 20 % тетрасилана, далее производится перемешивание в течение 15 минут при частоте вращения 10000 об/мин. Температура сушки обычно составляет около 130 С при продолжительности около 1 часа. Этим способом получаются структурные элементы покрытия от 1 до 500 нм, однако большая их часть сосредоточена в диапазоне 10-200 нм. Похожим образом формируются оксиды на поверхностях ряда металлов: титан, цирконий, гафний, тантал и ниобий [121]. Величина выступов структурных элементов рельефа находится в диапазоне 20-550 нм, а их плотность составляет 15-150 пиков/мкм .

На поверхности имплантатов ГА покрытия формируются и более простым способом - «окрашиванием» смесью ГА и связующего вещества в соотношении (1-1,5):(1,5-2) с последующим обжигом при 250-600 С [90]. Кальций-фосфатные покрытия наносятся на титановые имплантаты в рек-ристаллизованном и наноструктурном состояниях [103]. Покрытия содержат титанат кальция (7-9%), пирофосфат титана (16-28%), остальное - кальций-фосфатные соединения, включая трикальцийфосфат (/?-ТКФ). Начальной стадией процесса является анодирование импульсным током в плазме искрового разряда в растворе 15-20 % фосфорной кислоты, содержащем порошки ГА 50-70 г/л и карбоната кальция 80-150 г/л. Рекомендуются следующие параметры импульсов тока: длительность 50-200 мкс, частота следования импульсов 50-100 Гц, начальная плотность тока 0,2-0,25 А/мм , напряжение 100-300 В. Рекомендуемая толщина покрытия 40-80 мкм, при этом оно характеризуется высокими остеоиндуктивны-ми и механическими свойствами.

Одним из перспективных классов многослойных материалов являются многослойные метастабильные структуры - ламинаты. Эти материалы состоят из компонентов, которые могут вступать в экзотермическое взаимодействие между собой. При определенных условиях в такой системе может быть инициирован процесс самоподдерживающегося распространения волны реакции. В результате этого воздействия исходная слоистая структура исчезает, уступая место фазам новых химических соединений, образованных при взаимодействии продуктов СВС. Этим методом формируется материал на основе титана и кобальта с добавками не более 4 % гидрата титана и не более 15 % ГА [107]. Цикл изготовления включает в себя предварительный нагрев заготовки до 350-580 С, горение в инертной атмосфере с выделением целевого продукта - сплава с пористостью 55-70 %, при этом открытая пористость составляет 90-98 %, размер пор - 200-800 мкм. Повышенная миграция клеток в пористое пространство композита достигается за счет образования на поверхности пор продуктов разложения ГА - соединений кальция, фосфора и кислорода. В качестве порошка ГА используется аморфный нанодис-персный порошок с размерами частиц 5-10 нм или нанодисперсный ГА, объединенный в микрогранулы размером 0,5-1 мкм, а также добавляется кристаллический ГА [100]. Для формирования несущей основы используются порошки титана марки ПТС-1, ПТС-2 (N - 0,08...0,2 %, С - 0,05 %, Н - 0,35 %, Fe+Ni - 0,4 %, Si -0,1-1,0 % и СІ - 0,004 %, остальное - Ті), менее 25 мкм и кобальта (до 2 мкм).

Физическими вакуумно-конденсационными (PVD) методами осаждения на поверхность имплантатов могут наноситься монослои атомов или кластеров биосовместимого материала, например оксида алюминия [123]. Основой служит металлический материал, чаще всего сплавы титана, тантала, молибдена, ниобия и хрома. Процесс происходит в герметичной камере в среде кислорода и азота или инертного газа. При распылении используются постоянное напряжение либо высокочастотные колебания, сообщаемые радиочастотным генератором, амплитудой около 1 кВ; рабочее давление порядка 0,001-1 ммрт.ст. Для придания медицинским сплавам высоких трибологических характеристик применяются PVD и CVD методы осаждения следующих элементов и соединений: N, CN, BN, CBN, NO и CNO [124]. Может производиться микролегирование материала покрытия серебром общим количеством около 1 %, что позволяет придать антибактериальные свойства.

Для нанесения оксидных керамических материалов, например оксида циркония, стабилизированного оксидом иттрия и оксидом алюминия, используются и другие концентрированные потоки энергии, например электроннолучевое или ионно-лучевое распыление [125]. При этом осуществляется предварительный нагрев основы до 300 С, в камере оставляют небольшое количество кислорода с добавкой инертного газа или азота. Создается начальный вакуум 10" ммрт.ст., далее рабочее давление возрастает до 3 10"4 мм рт.ст. Электронный луч с энергией электронов около 1 кэВ и током 26 мА используется для распыления осаждаемых атомов, а также используются потоки ионов с энергией 1-1,5 кэВ.

Оксидирование в высоком вакууме имплантатов тазобедренного сустава с последующим их покрытием ГА описывается в способе получения остеоинтегри-руемой поверхности [126,129]. Кобальтохромомолибденовые (Со - 62-66 %, Сг -27-31 %, Мо - 4-5 %) и титановые сплавы являются металлической основой таких имплантатов, т.к. обладают высокой прочностью.

Схема коллоидной модификации керамическими наночастицами поверхности оксидных покрытий, а также режимы обработки ТВЧ для получения композиционных покрытий системы «Ті-основа - Ті02 - КНЧ-ГА»

Основной задачей моделирования является определение технологической возможности нагрева металлических (титановых) экспериментальных образцов до заданной температуры (не менее 1200 С) в более широком частотном диапазоне (от 50 кГц до 150 кГц), обеспечиваемом разработанным комплексом оборудования для термохимической обработки поверхности имплантационных конструкций. В процессе компьютерного эксперимента было уделено особое внимание конкретным случаям, реализованным при обработке титановых изделий в ходе экспериментальной работы. Таким образом, при моделировании были получены графические зависимости, иллюстрирующие электродинамические процессы (задача № 1) и нестационарной теплопередачи (задача № 2) в элементах системы «индуктор - образец».

Задача № 1. Задача электродинамики (распространение магнитного поля переменных токов) в системе «индуктор - образец», а также прочих конструктивно-технологических элементах, например кварцевом муфеле, воздухе и охлаждающей среде - воде (для упрощения расчетов использована дистиллированная вода); Задача № 2. Задача теплопроводности с учетом основных потерь на конвекцию и излучение, а также во временном промежутке, обеспечивающем определение динамических участков, характеризующих разогрев, а также переходных и стационарных (или квазистационарных) областей температуры.

Таким образом, основными графическими результатами являются приведенные ниже: 1.1. Карты линий уровня характеристик, иллюстрирующие распространение магнитного поля переменных токов, в скалярных величинах: плотности тока j и объемной плотности тепловыделения QB системе «индуктор - образец»; 1.2. Графики распределения плотности вихревых токову и тепловыделения Q от поверхности в глубину 1 титанового образца и объединенные диаграммы данных величин f, 1) и Q(f,l), построенные при различных частотах /переменного электрического тока при заданном значении силы тока /на индукторе.

Наибольший интерес представляет величина тепловыделения Q в материале образца, т.к. данная величина используется в решении задачи теплопроводности при определении характеристик температурного поля: 2.1. Карты линий уровня температуры Тъ системе «индуктор - образец» в различные промежутки времени t, 2.2. Графики распределения температуры /образца (в характерных точках -центр [0; 0] и периферия [0; Y]) в зависимости от силы тока /и частоты переменного тока / на индукторе при различной продолжительности t компьютерного эксперимента; 2.3. Графики распределения температуры /образца по сечению (или по поверхности) при различной продолжительности t компьютерного эксперимента.

В исследовательской части работы эксперименты по определению химического состава, фазово-структурного состояния, морфологии и физико 81 механических свойств были проведены с использованием титановых образцов-дисков диаметром Do = 14 мм и высотой ho = 2 мм. В центральной части образцов находилось технологическое отверстие диаметром do = 2-3 мм, которое при моделировании не учитывалось, т.к. его назначение связано с точностью позиционирования образца на оси исследуемой системы (рисунок 2.2, поз. 9). В последующих расчетах при рассмотрении нагрева выбранных типов имплантируемых конструкций (стоматологических имплантатов, костных фиксаторов и других медико-технических изделий) все значимые элементы макрогеометрии учитываются. Более подробно рассмотрено наличие внутренних отверстий и полостей, резьбы специального или метрического профиля, вспомогательных технологических элементов-заглушек, необходимых для перераспределения полей плотности электрического тока7, джоулевого тепловыделения Q и температуры Т.

Геометрия медного индуктора обусловлена типом нагреваемого образца и представляет собой спираль, число витков wi которой должно обеспечить равномерное распределение магнитного поля переменных токов. В случае нагрева реальных титановых изделий используется спиральный индуктор, длина Lj которого должна превышать длину Lo не менее чем на 10 %. Конструктивные решения электротехнологического инструмента - индуктора базируются на известных принципах, подробно описанных в ранее проведенных исследованиях [6,168]. В работе дополнительно рассмотрено использование спиральных индукторов, которые имеют несколько слоев Ni витков (Ni= 2). Таким образом, модель спирального индуктора для нагрева титановых экспериментальных образцов имеет 2 слоя по 2 витка; внешний диаметр медной трубки, из которой изготовлен индуктор, составляет 6,5 мм, толщина стенки 0,75 мм (рисунок 2.4). Внутренняя часть индуктора предназначена для его принудительного жидкостного охлаждения, при этом циркуляция охладителя (воды) обеспечивает сохранение температуры индуктора в диапазоне, исключающем его перегрев в течение продолжительного периода времени (f не менее 10 мин).

В рассматриваемую систему, помимо технологических сред - воды (дистиллированной) и воздуха (сухого), включен кварцевый муфель трубчатого типа. Его внутренний диаметр DM несколько превышает Do и составляет величину 15,5 мм; длина муфеля Ьмравняется длине индуктора Lj= 20 мм; толщина стенки муфеля равняется 1 мм.

Таким образом, внутренний диаметр индуктора Dj принят равным величине 17,5 мм, а рассмотренная геометрическая модель соответствует ранее приведенному эскизу индуктора (рисунок 2.1). Титановый образец располагается в центре всей системы и имеет координаты [0; 0], а одна из характерных точек его внешней цилиндрической поверхности имеет координаты [0; 7] (рисунок 2.4).

Исследование фазово-структурного состояния покрытий

Измерение температуры экспериментальных образцов производилось с применением комплекса бесконтактных методов измерения температуры - колориметрии (по цветам каления) и пирометрии (рисунок 3.8). Достоверные данные по температуре и скорости нагрева были получены на экспериментальных образцах-дисках с диаметром 14-14,5 мм и толщиной 2 мм (рисунок 3.9).

Типовые экспериментальные графики кинетики нагрева были рассмотрены при решении самосогласованной задачи электродинамики и теплопроводности для образцов-дисков (рисунок 2.). Был также рассмотрен режим ускоренного нагрева ТВЧ (кривая «4»). Данный режим может быть использован только для ускоренного нагрева до заданной температуры, однако использование его для выдержки не представляется возможным по причине экстремально высокой температуры, которая может привести к повреждению камеры для обработки ТВЧ и появлению электрических разрядов искрового типа (рисунок 3.15) [250].

Экспериментальные данные кинетики нагрева и выдержки при заданном значении потребляемой мощности или силы тока на индукторе использовались при аппроксимации для построения обобщенных регрессионных зависимостей кинетики нагрева ТВЧ. Исследовался расширенный температурный диапазон обработки от наименьшей температуры около 570-630 С до 1400 С. Данный интервал включал в себя исследуемый технологический диапазон температуры Т для обработки ТВЧ от 600 до 1200 С, влияние которого определялось при изуче 136 ний химического состава, фазово-структурного состояния и физико-механических свойств титановых образцов и изделий. Исследуемый диапазон температуры от 600 до 1200 С условно разделен на низко- ( 600 С), средне- ( 800 С), высоко-( 1000 С) и экстремально-высокотемпературный ( 1200 С и выше).

Аппроксимация экспериментальных данных зависимости температуры Т{Рз,і) от потребляемой электрической мощности Рэ и продолжительности обработки t для рассмотренного температурного диапазона была представлена в полиномиальной форме (3.2). Данный тип модели позволил установить прямо-пропорциональную зависимость температуры от натурального логарифма потребляемой электрической мощности Рэ. При этом коэффициент множественной детерминации к достигал 0,91, т.е. полученная математическая модель на 91 % удовлетворяла экспериментальным данным.

При выборе типа регрессионной зависимости T\P3,t) необходимо было учесть спадающий характер зависимостей при снижении потребляемой электрической мощности до 50 Вт (рисунок 3.16). Для удобства восприятия на графиках кинетики нагрева поверхности отклика имели эквипотенциальные линии уровня через каждые 200 С. Таким образом, полученные графики разделены на 8 частей по вертикальной оси в соответствии с температурным диапазоном от 0 до 1600 С.

В окончательном виде технологические рекомендации по обработке ТВЧ титановых образцов-дисков и малогабаритных изделий (стоматологических им-плантатов) до заданной температуры Т и последующей выдержки были представлены в табличной форме (таблица 3.1). В таблицу были внесены также обозначения режимов обработки ТВЧ, которые состояли из двух чисел: 1-ое обозначало температуру, 2-ое - продолжительность выдержки. Отклонение от задаваемых режимов обработки ТВЧ составило не более 2 %, в частности потребляемой электрической мощности Рэ и силы тока в контуре 1к 138

Примечание: - данные режимы использовались только при термической активации титановой основы перед процессом плазменного напыления; - влияние процесса выдержки на структуру и свойства металлов и сплавов медицинского назначения исследовалось выборочно в определенных экспериментальных точках при продолжительности выдержки t равной 30, 120 и 300 с, что соответствует режимам 9-12.

Разработанные технологические рекомендации для обработки ТВЧ титановых экспериментальных образцов-дисков были использованы для обработки медико-технических изделий (имплантатов) с идентичными массогабаритными параметрами, что обусловлено полученными экспериментальными результатами при определении ватт-амперных характеристик (рисунок 3.14).

Оксидные покрытия на медицинских металлических имплантатах получают с использованием газовых сред, что позволяет управлять структурным состоянием оксидного слоя. В большинстве известных устройств для газотермического оксидирования не предусмотрена техническая возможность снижения продолжительности процесса получения оксидных покрытий на изделиях из металлов и сплавов, а также возможность нагрева и термической обработки указанных изделий свыше рабочей температуры большинства жаропрочных материалов (950-1100 С), используемых для тэновых нагревателей.

Различные устройства для оксидирования металлов и сплавов, которые включают в себя камеру оксидирования, систему циркуляции паровоздушной смеси и прочие элементы, имеют ряд недостатков [92]. Основным недостатком является отсутствие технической возможности ускоренного нагрева до заданной температуры и снижения продолжительности процесса оксидирования. Кроме того, подобные устройства имеют конструктивно сложные элементы, такие как система циркуляции паровоздушной смеси, конденсатор пара и сборник конденсата, которые существенно усложняют эксплуатацию устройства.

Известно также устройство для газотермического оксидирования изделий из титана и его сплавов, содержащее камеру оксидирования с внешним нагревательным элементом, узлы для подачи окислительной и защитной охлаждающей газовых сред, узел для отвода отработанной газовой среды, систему охлаждения в виде жидкостных контуров и термопару [115]. В данной конструкции, помимо вы 140 шеуказанных недостатков, имеются конструктивно сложные элементы, такие как контуры жидкостного охлаждения камеры и шлюзовой затвор.

Однако имеется достаточно простое и надежное конструктивное решение устройства оксидирования, которое включает в себя цилиндрическую камеру оксидирования, выполненную открытой с одной стороны для естественного поступления воздушной среды в объем камеры и закрытую крышкой с защелкой с противоположной стороны для предотвращения рассеивания тепла и погрешности задаваемой температуры в камере [116]. Данное устройство также не обеспечивает ускоренный нагрев имплантатов до заданной температуры и снижение продолжительности процесса оксидирования. Конструктивно сложным элементом этого устройства является контур жидкостного охлаждения камеры, усложняющий его эксплуатацию.

В связи с этим основной задачей при разработке устройства обработки ТВЧ и оксидирования является создание простой конструкции, обеспечивающей техническую возможность ускоренного нагрева металлических изделий до заданной температуры и снижение продолжительности процесса газотермического оксидирования.

Поставленная задача решалась за счет того, что в устройстве для газотермического оксидирования медицинских металлических изделий, включающем цилиндрическую камеру оксидирования с системами нагрева и охлаждения, выполненную открытой с одной стороны для поступления окислительной среды в рабочий объем камеры и закрытой с другой противоположной стороны крышкой, согласно новому техническому решению, цилиндрическая камера оксидирования выполнена с открытой стороны с присоединительным элементом для подвода газовой окислительной среды, а с закрытой стороны имела присоединительную втулку с наружной резьбой и завинчивающуюся крышку с внутренней резьбой, причем системы нагрева и охлаждения камеры оксидирования выполнены в виде водоохлаждаемого спирального индукционного нагревателя (рисунок 3.17).