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
