struktura a vlastnosti slitin hořčíku pro medicínské

METAL 2005
24.-26.5.2005, Hradec nad Moravicí
___________________________________________________________________________
STRUKTURA A VLASTNOSTI SLITIN HOŘČÍKU PRO MEDICÍNSKÉ
APLIKACE
STRUCTURE AND PROPERTIES OF Mg-BASED ALLOYS FOR
MEDICAL APPLICATIONS
Dalibor Vojtěcha , Hana Čížováa, Iva Pospíšilováa
Karel Volenecb
a
Ústav kovových materiálů a korozního inženýrství, VŠCHT Praha, Technická 5,
166 28 Praha 6, e-mail: [email protected]
b
ELLA-CS, Milady Horákové 504, 500 06 Hradec Králové, e-mail: [email protected]
Abstrakt
Příspěvek se zabývá slitinami hořčíku, které jsou potenciálními materiály pro
biodegradovatelné lékařské implantáty, zejména stenty. V současné době jsou stenty nejvíce
vyráběny z korozivzdorných ocelí a ze slitin titanu. Potíže s vyjímáním stentů z organismu
případně s reakcemi organismu na jejich dlouhodobou přítomnost motivují výzkum materiálů,
které jsou po splnění své funkce organismem odbourány za vzniku netoxických produktů.
Velmi slibnou skupinou takových slitin jsou slitiny hořčíku, neboť hořčík patří mezi
netoxické prvky. Kromě chemické degradovatelnosti jsou na hořčíkové slitiny pro medicínské
použití kladeny rovněž požadavky mechanické (pevnost, plasticita) a technologické
(tvařitelnost, svařitelnost). V příspěvku jsou popsány slitiny hořčíku potenciálně vhodné pro
výrobu stentů a jejich vlastnosti.
Abstract
The paper describes Mg alloys which are potential materials for biodegradable medical
implants, mainly for stents. In present practice, the stents are mostly manufactured from
stainless steels or from Ti-based alloys. However, there are difficulties in withdraval of stents
and also problems resulting from a long time exposure of stents in a human body. For this
reasons, wide research all over the world is focused on materials which are biodegraded in
human body after a desired time of exposure. Additionally, products of this degradation must
not be toxic. Mg-based alloys are very promising materials for this purpose, as magnesium is
non-toxic element. Despite the chemical degradability, these materials should have sufficient
mechanical (strength, plasticity) and technological (formability, weldability) properties. In the
paper, the Mg-based alloys, suitable for medical applications, and their properties are
described.
1. ÚVOD
Současná medicína zná celou škálu materiálů, z nichž lze vyrobit biologické implantáty
exponované v lidském organismu. Medicína klade na tyto biomateriály vysoké požadavky,
které jsou nejpřísnější v případě jejich dlouhodobého styku s lidskou krví. Hlavní požadavky
na biomateriály lze shrnout následovně:
- musejí mít požadované chemické, fyzikální a mechanické vlastnosti, které odpovídají jejich
předpokládané funkci
- musejí být reprodukovatelně vyrobitelné v požadované čistotě
- musejí být sterilizovatelné beze změny tvaru a vlastností
1
METAL 2005
24.-26.5.2005, Hradec nad Moravicí
___________________________________________________________________________
- jejich vlastnosti se nesmějí nepříznivě měnit vlivem styku s biologickým prostředím
- nesmějí způsobovat zánětlivé a alergické reakce organismu a nesmějí být karcinogenní
- ve styku s krví nesmějí způsobovat trombózy
Biomateriály mohou být kovové, anorganické nekovové i polymerní povahy a běžně jsou
z nich v současnosti vyráběny např. kostní, kloubní, cévní, případně dentální implantáty.
Mezi implantáty patří rovněž tzv. stenty, což jsou expandovatelné tubulární implantáty,
které bývají zaváděny např. do cév, močových nebo jícnových trubic. Stenty bývají na obou
koncích otevřené a jejich plášť tvoří mřížka s různě velkými a různě orientovanými otvory.
Několik typů stentů je ukázáno na obr.1. Do tělní trubice jsou stenty zaváděny ve sbaleném
stavu pomocí katetrů a po umístění do vhodné pozice dojde k jejich rozvinutí. Hlavním
úkolem stentů je zajištění průchodnosti trubic pro krev nebo pro tělní tekutiny.
Obr.1. Možné tvary stentů [1].
Fig.1. Possible shapes of stents [1].
Mezi kovovými materiály využívanými v současnosti pro výrobu stentů jsou nejvíce
zastoupeny korozivzdorné oceli a titanové slitiny. Oba druhy se vyznačují uspokojivými
mechanickými vlastnostmi i dostatečnou chemickou odolností v prostředí tělních tekutin.
Pokud např. jícnový stent splní svou funkci, je třeba ho vyjmout z těla pacienta, neboť
jeho dlouhodobá přítomnost vede k nežádoucím změnám okolních tkání. Vlastní vyjímání je
pro pacienta proces značně nepříjemný a bolestivý. Z tohoto důvodu se výzkum v této oblasti
soustřeďuje na materiály biodegradovatelné, což znamená, že takový materiál v lidském
organismu po určité době chemicky degraduje za vzniku netoxických korozních produktů.
Mezi biodegradovatelnými materiály zaujímají v současnosti dominantní postavení
polymery. Pro výrobu stentů však polymery nedosahují dostatečných mechanických vlastností
a rovněž produkty jejich rozpadu mohou být někdy problematické. Proto se výzkum obrací ke
kovovým materiálům na bázi hořčíku neboť hořčík je kov netoxický. Vhodnou volbou
legujících prvků lze získat hořčíkové slitiny, které v sobě kombinují dobré mechanické
vlastnosti s dostatečně vysokou korozní rychlostí v lidském organismu.
2. HOŘČÍKOVÉ SLITINY PRO MEDICÍNSKÉ POUŽITÍ
Pro výrobu stentů případně jiných lékařských implantátů jsou uvažovány různé slitinové
systémy na bázi hořčíku, jejichž přehled udává Tab.1. U slitin s hliníkem existují spory
ohledně jeho spojitosti s některými onemocněními mozku. Volba dané slitiny je tedy kromě
jejích mechanických a technologických vlastností ovlivněna zejména toxicitou jednotlivých
komponent. Dávky, od kterých již mohou být některé prvky pro průměrného člověka
považovány za toxické, jsou uvedeny v Tab.2. Ze všech prvků jsou nejméně toxickými hořčík
a vápník.
2
METAL 2005
24.-26.5.2005, Hradec nad Moravicí
___________________________________________________________________________
Tabulka 1. Slitinové systémy uvažované pro výrobu lékařských biodegradovatelných
implantátů (číselné údaje udávají obsah v hm.%) [1]. RE = kovy vzácných zemin (Nd, Ce ..).
slitinový systém
Mg-Al-Zn
Mg-Al-Mn
Mg-Al-RE
Mg-Zn-RE
Mg-Y-RE
Mg-Li-Al-RE
Mg-Y-RE-Li
Mg-Li-RE
Mg-Ca
označení ASTM
AZ
AM
AE
ZE
WE
LAE
WEL
LE
-
příklady slitin
MgAl3Zn1
MgAl5Mn0,5
MgAl2RE1
MgY5Nd3,5
MgLi4Al4RE2
MgY4RE3Li2,4
-
Tabulka 2. Dávky vybraných prvků, které jsou považovány za toxické [1].
prvek
Fe
Mg
Ca
Zn
Mn
Li
toxická dávka
20-30 mg/kg
500 mg/den
2500 mg/den
150 mg
11 mg/den
40 mg/kg
Mechanické a technologické vlastnosti hořčíkových slitin důležité pro výrobu a užití
stentů jsou ovlivněny jejich vnitřní strukturou. Mikrostruktura ovlivňuje rovněž povahu
chemické degradace v lidském organismu, viz kap.4. Žádoucí je, aby korozní napadení
probíhalo pokud možno rovnoměrně po celém povrchu. Pouze v takovém případě lze
předpovědět postup degradace daného stentu. Z tohoto důvodu je přednost dávána slitinám
tvářeným za tepla, u kterých lze očekávat rovnoměrnější rozložení strukturních složek než u
slitin litých. Na obr.2 jsou pro ilustraci porovnány mikrostruktury slitiny AZ91 (MgAl9Zn1)
v litém stavu a ve stavu tvářeném za tepla.
b)
a)
Obr.2. Mikrostruktura slitiny AZ91 (MgAl9Zn1) v: a) litém stavu (gravitačně odlito do
pískové formy) a b) tvářeném stavu (protlačováno z ingotu za tepla).
Fig.2. Microstructure of AZ91 alloy: a) as-cast and b) as-hot extruded.
3
METAL 2005
24.-26.5.2005, Hradec nad Moravicí
___________________________________________________________________________
Litý stav je charakterizován hrubou
strukturou tvořenou primárními dendrity
tuhého roztoku α(Mg), po jejichž hranicích
jsou patrné útvary intermetalické fáze
Mg17Al12. Naproti tomu tvářená slitina
obsahuje téměř rovnoosá rekrystalizovaná
zrna tuhého roztoku α(Mg). Objemový
podíl intermetalické fáze je zde nižší než u
lité slitiny díky jejímu částečnému
rozpuštění při tvářecí teplotě. Zbylé
nerozpuštěné částice jsou uspořádány ve
směru tváření. Na obr.3 je ukázán stent ze
slitiny WE43 vyrobený vyřezáním laserem
z extrudované trubice.
Obr.3. Stent vyrobený ze slitiny WE43
(MgY4RE3) firmou Biotronik [2].
Fig.3. Stent of WE43 alloy (MgY4RE3)
produced by Biotronic [2].
3. MECHANICKÉ VLASTNOSTI HOŘČÍKOVÝCH SLITIN
V Tab.3 jsou porovnány mechanické vlastnosti vybraných hořčíkových slitin s
konvenčními materiály pro výrobu stentů, jako jsou korozivzdorné oceli, titanové slitiny,
nitinol (Ni-Ti) atd. Z porovnání uvedených materiálů plyne, že hořčíkové slitiny se vyznačují
nižšími pevnostmi v tahu a nižšími moduly pružnosti. S tímto faktem je třeba počítat při
konstrukčním návrhu stentů z těchto slitin.
Tabulka 3. Informativní hodnoty mechanických vlastností materiálů používaných pro výrobu
stentů a vybraných hořčíkových slitin: Rm - pevnost v tahu, Rp0,2 – smluvní mez kluzu,
E - modul pružnosti v tahu, A – tažnost, M - maximální elastická deformace [3,4].
Materiál
Rm [MPa]
Rp0,2
[MPa]
E [GPa]
A [%]
M [%]
670
740
827
340
430
448
193
195
193
48
35
45
0,17
0,22
0,23
300
860
1000
200
795
900
107
105
106
30
10
12
0,19
0,72
0,85
1200
1450
900-1000
-
40
40
25
12
1,9
4-6
1400
-
90
14
6-8
CoCr20Ni35Mo10
930
414
233
45
0,18
CoCr20W15Ni10
820-1200
380-780
243
35-55
0,16-0,32
Korozivzdorné oceli
FeCr18Ni14Mo2,5
FeCr21Ni10Mn3,5Mo2,5
FeCr22Ni13Mn5
Titanové slitiny
Ti
TiAl6V4
TiAl6Nb7
Nitinol (Ni-Ti)
martenzitická struktura
tvářený za studena
(deformace 40 %)
superelastický stav
Kobaltové slitiny
4
METAL 2005
24.-26.5.2005, Hradec nad Moravicí
___________________________________________________________________________
Tabulka 3. pokračování
Hořčíkové slitiny
MgAl6Zn1
MgAl3Zn1
MgAl6Mn0,1
305
255
190-250
205
162
120-150
45
45
45
16
10-25
4-14
0,36
0,32
4. CHEMICKÉ VLASTNOSTI HOŘČÍKOVÝCH SLITIN
Má-li být kovový materiál odbourán v prostředí lidského organismu dostatečně rychle (v
řádu týdnů až měsíců), snažíme se, aby jeho korozní rychlost v tomto prostředí byla relativně
vysoká. U stentu s tloušťkou stěny 1 mm to znamená korozní rychlosti v řádu desítek mm/rok.
Hořčík patří mezi poměrně neušlechtilé kovy, jak plyne z porovnání jeho standardního
elektrodového potenciálu s jinými kovy, viz. Tab.4.
Tabulka 4. Standardní elektrodové potenciály E0 vybraných kovů při teplotě 25°C [5].
kov
Li
K
Na
Mg
Al
Zn
Fe
Ni
Sn
Pb
Cu
Ag
Hg
elektrodová reakce
Li+ + e- ↔ Li
K+ + e- ↔ K
Na+ + e- ↔ Na
Mg2+ + 2e- ↔ Mg
Al3+ + 3e- ↔ Al
Zn2+ + 2e- ↔ Zn
Fe2+ + 2e- ↔ Fe
Ni2+ + 2e- ↔ Ni
Sn2+ + 2e- ↔ Sn
Pb2+ + 2e- ↔ Pb
Cu2+ + 2e- ↔ Cu
Ag+ + e- ↔ Ag
Hg2+ + 2e- ↔ Hg
E0 [V]
-3,045
-2,925
-2,714
-2,363
-1,662
-0,763
-0,440
-0,240
-0,136
-0,126
+0,337
+0,799
+0,854
Chování hořčíku v závislosti na oxidačně-redukčních podmínkách a na pH prostředí
popisuje diagram na obr.4. V neutrálním a v zásaditém prostředí se na povrchu hořčíku tvoří
pasivní vrstva Mg(OH)2 [3]:
Mg + 2 OH- → Mg(OH)2 + 2e2 H2O + 2e- → 2 OH- + H2
Tato vrstva však není ve slabě zásaditém a neutrálním prostředí stabilní a nemá tudíž
ochranný účinek (oblast koroze na obr.4). Hydroxidová vrstva má ochranný účinek pouze
v zásaditém prostředí (oblast pasivity). V kyselém prostředí hořčík koroduje (oblast koroze) a
přechází do roztoku ve formě iontů:
Mg + 2 H+ → Mg2+ + H2
5
METAL 2005
24.-26.5.2005, Hradec nad Moravicí
___________________________________________________________________________
Obr.4. Diagram potenciál (E)-pH
pro hořčík při teplotě 25°C [5].
Fig.4. E-pH diagram for Mg at
25°C [5].
Obr.5. Vliv obsahu Fe na korozní rychlost
hořčíku v 3 % roztoku NaCl [5].
Fig.5. Influence of Fe content on the
corrosion rate in 3 wt. % NaCl solution [5].
Koroze hořčíku a jeho slitin je výrazně urychlována přítomností iontů, které porušují
pasivní vrstvu, zejména iontů Cl-. Naproti tomu ionty, které se podílejí na tvorbě pasivní
vrstvy korozi zpomalují (F-).
Korozní rychlost hořčíkových slitin ovlivňuje rovněž jejich chemické složení. Legující
prvky a příměsi lze rozdělit do dvou skupin podle jejich vlivu na korozní chování:
1. Prvky, které výrazně urychlují korozi hořčíkových slitin = Fe, Ni, Cu. Jejich škodlivý vliv
se uplatňuje již při obsazích v řádu setin procent a je dán tvorbou intermetalických fází
tvořících s hořčíkovou matricí galvanické články, které korozi matrice urychlují. Závislost
korozní rychlosti hořčíku v 3 % roztoku NaCl na obsahu železa dokumentuje obr.5. Vidíme,
že korozní rychlost se velmi rychle zvyšuje již při obsazích Fe nad 170 ppm (0,017 %) –
toleranční limit. Toleranční limity železa v hořčíkových slitinách jsou výrazně ovlivněny
dalšími prvky. Jedním z prvků, které negativní vliv Fe částečně eliminují, tzn. které zvyšují
toleranční limit železa, je mangan. U komerčních slitin jsou proto výrobci doporučovány
maximální dovolené poměry obsahu Fe k obsahu Mn (hm.%). Například pro slitinu AZ91
(MgAl9Zn1) je tento poměr roven 0,032, což znamená, že např. pro obsah Mn 0,15 % je
maximální obsah železa roven 0,0048 %.
2. Prvky, které mají malý až střední vliv na korozní rychlost v běžných roztocích = hliník,
mangan, křemík, zirkonium, ytrium, prvky vzácných zemin (Ce, Nd), Zn, Ca a Li. Vliv těchto
prvků se uplatňuje při obsazích v řádu hmotnostních procent. Z těchto prvků je
nejvýznamnější legurou hliník, který mírně zvyšuje korozní odolnost hořčíku jak v atmosféře
tak v běžných vodných roztocích díky tomu, že se stává součástí pasívní vrstvy MgO⋅Al2O3
[6-8]. Korozní odolnost slitin s hliníkem je rovněž závislá na stavu slitiny: Litý stav se obecně
vyznačuje nižší korozní odolností než stav po homogenizačním žíhání. Příčinou je
heterogennější struktura slitiny v litém stavu, kdy jsou vedle tuhého roztoku α přítomny
rovněž poměrně hrubé částice eutektické fáze Mg17Al12. Tato fáze tvoří ve struktuře katodická
místa urychlující anodické rozpouštění hořčíkové matrice, viz. obr.6. Po homogenizačním
žíhání se tato fáze částečně případně zcela rozpustí v tuhém roztoku α. Pro biodegradovatelné
implantáty jsou uvažovány rovněž slitiny legované lithiem a prvky vzácných zemin, viz.
Tab.1. Lithium má na korozní odolnost spíše negativní vliv, a to zejména při vyšších obsazích
6
METAL 2005
24.-26.5.2005, Hradec nad Moravicí
___________________________________________________________________________
[9]. Naproti tomu kovy vzácných zemin, zejména Y a Nd korozní odolnost zvyšují [3], což je
částečně způsobeno jejich zjemňujícím efektem na mikrostrukturu slitin.
Obr.6. Zkorodovaný povrch lité slitiny AZ91 po 333 h expozici v modelovém roztoku slin
(0,4 g/l NaCl, 0,4 g/l KCl, 0,795 g/l CaCl2.2H2O, 0,69 g/l NaH2PO4.H2O, 0,3 g/l KSCN a
1 g/l močoviny) ukazující nerovnoměrné napadení zejména v místech hořčíkové matrice.
Fig.6. Corroded surface of the as-cast AZ91 after 333 h exposition in model saliva
(0,4 g/l NaCl, 0,4 g/l KCl, 0,795 g/l CaCl2.2H2O, 0,69 g/l NaH2PO4.H2O, 0,3 g/l KSCN a
1 g/l urea) showing ununiform corrosion of mainly Mg matrix.
PODĚKOVÁNÍ
Autoři příspěvku děkují Dr. Maisnarovi z firmy Magalco za poskytnutí hořčíkových slitin pro
experimentální práce.
LITERATURA
[1] Vojtěch D.: Možnosti výroby stentů z biodegradovatelných hořčíkových slitin, výzkumná
zpráva, VŠCHT Praha (2004).
[2] Di Mario C. et al.: Journal of Interventional Cardiology 17 (2004) 391-395.
[3] Magnesium Alloys and Technologies, ed. Kainer K. U., WILEY-VCH Verlag GmbH,
Weinheim (2003).
[4] ASM Handbook, Volume 2, Properties and Selection: Nonferrous Alloys and SpecialPurpose Materials, ASM International (1990).
[5] ASM Handbook, Volume 13, Corrosion, ASM International (1992).
[6] Song G., Atrens A. et al.: Cor. Sci. 39 (1998) pp.1769-1791.
[7] Mathieu S., Rapin C. et al.: Cor. Sci. 45 (2003) pp.2741-2755.
[8] Mathieu S., Rapin C. et al.: Cor. Sci. 44 (2002) pp.2737-2756.
[9] Haferkamp H., Boehm R. et. al.: Mat. Trans. 42 (2001) 1160-1166.
7