Page 32 - Реферат_Ткачук

30

оксинітриду титану TiNxO1-x, в якому вміст азоту зменшується, аж до утворення
оксиду титану TiO2. Показано, що керуючи параметрами процесу
оксинітрування, можна формувати оксинітриди титану різного складу за киснем
і азотом, що дозволяє впливати на функціональні характеристики титанових

сплавів медичного призначення. Встановлено, що зі збільшенням вмісту кисню
в оксинітриді титану та появою оксидної фази TiO2 корозійна тривкість
титанового сплаву ВТ6 у фізіологічному середовищі покращується за рахунок
збільшення частки іонності зв’язку у сполуках покриття. Визначено, що
збільшення вмісту кисню в TiNxO1-x призводить до підвищення цитосумісності
титанового сплаву ВТ6, а оксинітридні шари TiN0,42O0,58 та TiN0,36O0,64 можуть
бути рекомендовані для подальшого тестування їх біологічної дії in vivo.

5. Встановлено, що використання електроліту 0,5–2М KOH + гідроксиапатит
(pH=14) за імпульсного режиму осадження дозволяє отримувати порувате ГА
покриття зі сфероїдальною структурою та оптимальним співвідношенням Са/Р
за нижчої напруги осадження порівняно з електролітом
3% H3PO4 + гідроксиапатит (pH=5) (160 В проти 200…220 В), що пов'язано з

його вищою електропровідністю. Визначено концентрацію гідроксиду калію
(1М) в електроліті, що забезпечує формування ГА покриття з необхідною
морфологією поверхні (шорсткістю та поруватістю) та співвідношенням Са/Р,
близьким до кісткової тканини. Показано, що формування гідроксиапатиту на
дентальному імпланті в лужному електроліті (pH=14) забезпечує однорідність
покриття та оптимальне співвідношення Сa/P порівняно з осадженням у кислому

електроліті (pH=5).
6. Встановлено, що формування ГA покриття на нітридному шарі Ti2N
відбувається інтенсивніше, ніж на шарі TiNх, що пов'язано з тим, що для шару
нітриду TiNх процес ПЕО відбувається повільніше через його сильніший
ковалентний зв’язок. Показано, що корозійна тривкість покриття Ti2N+ГA у
розчині Рінгера вища порівняно з TiNх+ГA, що пов’язано з його більшою

товщиною (~ 28 мкм) та меншою поруватістю (16,92%). Встановлено, що ГA
покриття, осаджене на нітридний шар Ti2N, забезпечує нижчі твердість і модуль
Юнга, значення якого наближається до відповідного значення кортикальної
кістки (22 ГПа).
7. Встановлено, що співвідношення Са/P для ГА покриття, сформованого на
попередньо оксинітрованому титановому сплаві ВТ6, зі збільшенням вмісту

кисню в оксинітриді титану змінюється від значення > 2 до співвідношення,
характерного для біологічного ГА, що обумовлює покращення корозійної
тривкості ГА покриття.
8. Запропоновано механізм формування ГА покриттів на попередньо
азотованих і оксинітрованих титанових сплавах медичного призначення. Під час

ПЕО титану з нітридним шаром кисень з електроліту дифундує в неметалеву
підґратку нітриду титану, заміщуючи азот на кисень, формуючи на поверхні
2+
3-
оксинітрид, а потім оксид TiO2. Іони Са і РО4 , які утворюються під час