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简述激光冲击强化在医用领域的应用 Laser Shock Peening In The Medical Sector: An Overview

自1970年代以来,激光冲击强化(Laser Shock Peening, LSP)已被证明是一种创新的表面改性技术。 这项技术自发明起就被用于提高制造零部件的疲劳寿命、抗腐蚀、抗磨损性能。 因此,被广泛应用于航空制造领域。 近年来, 越来越多的研究团队,试图将激光冲击强化技术应用于医疗领域。本文就目前针对激光冲击强化对于医用级金属及其合金表面改性研究情况进行简述。

残余应力与疲劳

将残余压应力引入金属材料表层是应用激光冲击强化技术的最主要原因。 这是因为表面残余压应力对于提高金属材料零部件的性能有很大的益处。表面残余压应力的其中一个益处是:它可以减少金属因疲劳而断裂的几率。 先前有学者已经研究了LSP对厚度为2.0 mm的AA2024铝合金疲劳裂纹产生和扩展的影响[1]。这项研究观察到由于残余压应力导致疲劳裂纹扩展速率显著降低。另外,LSP还用于解决镍基合金的裂纹和断裂问题。在我之前的研究中,经强化后,K403镍合金样品的疲劳寿命得到了提高。在3次LSP冲击下,疲劳寿命提高了244%[2]。通过分析裂纹的断口形貌,发现疲劳裂纹在激光冲击喷丸试样中的传播需要更多的能量。如今,研究人员也开始使用LSP改善医疗植入体的疲劳寿命。然而,一些有限的工作表明,可以对用于生物医学植入物的TC4扁棒进行激光喷丸处理,以产生-300 MPa ~-350 MPa的表面残余压应力[3]。经强化后试样的疲劳负荷率得到了提升。为了研究TC4髋关节置换术的残余应力分布,该团队利用 Abaqus 构建3-D髋关节模型,以模拟植入物失败时引发的裂纹[4]。通过对比拟模型和残余应力实验,激光冲化均在TC4合金表面形成了600 MPa的残余压应力。与Ti-6Al-7Nb相比,TC4对于生物植入物来说,不是一个理想的选择。这是因为钒在人体内释放时具有毒性,而铌对人体环境则无毒。因此,作者先前研究的工作是首次使用Ti-6Al-7Nb合金[5],通过施加3J,5J和7J的激光能量和33%,50%,67%叠加率,从而在材料表面诱导产生41MPa~516 MPa的残余压应力。图1所示的结果表明,激光冲击强化后Ti-6Al-7Nb截面残余应力分布。

图1 激光冲击强化后Ti-6Al-7Nb截面残余应力分布[5]

腐蚀

自从金属被用作生物材料以来,抗腐蚀一直是衡量骨科植入体性能的关键指标。其中,镁及其合金具有优异的生物相容性,已被广泛用于医疗器械的制造。此外,相较于其他传统金属材料(如不锈钢和钛合金),由镁合金制成的植入体可大大降低应力屏蔽效果,因为镁的密度和弹性模量与人体骨骼非常接近(镁密度:1.74~2g/cm3 骨头: 1.8~2.1g / cm3;弹性模量:42~45 GPa对40~57 GPa)。但是,由于镁在生理和富含Cl-离子的溶液中会被快速腐蚀[6]。与此同时,当镁合金腐蚀时,植入体附近会产生氢气气袋。因此,由于镁较差的抗腐蚀能力,导致其在进一步应用于骨科外科植入体中,受到了极大的限制。

因此,大部分研究团队都致力于改善镁的防腐性,其中的一些团队取得了很大的进展。Guo及其团队[7],探索通过激光冲击喷丸调整表面完整性来控制镁钙植入物腐蚀的工艺能力。更具体地说,诸如重叠率之类的一些参数在实验期间具有很大的影响。例如在模拟体溶液(Hank`s溶液)中,在商业纯度的镁合金上施加高重合率,低激光功率密度的强化参数[8]。结果表明,喷丸样品的腐蚀速率至少比未喷丸样品的腐蚀速率低六倍,并且66%的重叠率经1次扫描显示,腐蚀量最少。因此,通过激光冲击强化改善耐蚀性将使金属植入物在人体中具有更长的使用寿命,并且能够降低由腐蚀引起的失效风险。

磨损

耐磨性也是植入物机械性能中最重要的一部分。有报道显示,磨损失效占所有植入物失效的13.6%[9]。 钛合金由于其优异的生物相容性和机械性能,成为了制造医疗器械的优良医疗用金属材料。 但是,其耐磨性相对较低,并且关于激光冲击强化对钛合金滑动磨损的相关研究与报道仍然比较少。 在我们之前进行的激光强化前后Ti-6Al-7Nb的滑动磨损实验工作中,我们有以下发现。 图2显示了磨损实验后Ti-6Al-7Nb合金试样的磨损质量损失比较。 不难推断出,冲击试样的磨损质量损失(16、15、12 * 10-4 g)比未处理过的(25 * 10-4g)轻得多。 随着冲击次数的增加,磨损质量逐渐减少。 因此,多次激光强化可以有效地改善Ti-6Al-7Nb的滑动磨损性能。

图2.Ti-6Al-7Nb合金试样的磨损质量损失[10]

湿润性

与表面特性(例如表面能,宏观和纳米形貌)相集成的生物材料表面的润湿特性在细胞/蛋白质粘附、骨-植入体结合中起着重要作用。 这些表面湿润性能决定了植入物-组织界面上的生物链相互作用(包括蛋白质吸收)软硬组织相互作用以及细胞相互作用(粘附,分化和迁移)。根据最近的研究,Caralapatti等人 [11],研究了高重复率激光冲击喷丸处理对纯Mg润湿性的影响。发现喷丸的镁样品更加疏水,其接触角增加到81.3°。此外,Prabhakaran等[12]也获得了类似的结论。他们使用激光强化改变奥氏体不锈钢表面性能。文中给出未喷丸样品的接触角为34.24°,未喷丸的奥氏体不锈钢本质上是亲水的。但是,在经过1次冲击后,其接触角增加到95.75°,通过激光冲击喷丸处理后变得疏水,并且表面粗糙度也因LSP而增加。我们的小组致力于使用LSP改变钛合金表面润湿特性。在我们团队之前的研究中,探索了LSP的激光能量(3J,5J&7J)和重叠率(33%,50%&67%)对Ti-6Al-7Nb合金的湿润性影响,并通过动态接触角的测量进行了量化。Ti-6Al-7Nb合金在使用蒸馏水测量下的动态接触角如图3所示。未经处理的样品的动态接触角为54.0。相比之下,所有LSPned接触角均高于未处理的接触角。在相同的重叠度下,接触角值随激光能量的增加而增加。同时,在相同的激光能量水平下,接触角随着重叠率的增加而减小。

图3. 未经处理的样品与Ti-6Al-7Nb合金在使用蒸馏水测量下的动态接触角[5]

生物兼容性

目前,关于LSP对于细胞行为影响方面的公开文献相对来说仍然比较少。 一项关于体外细胞培养的研究表明,LSP处理后的AZ321B不会产生细胞毒性[13],并且仍然为该部件提供了良好的强度支持。 使用LSP在钛表面上产生沟槽结构,可以增强植入物与宿主组织的骨结合[14]。 由于LSP改变了表面形态,成骨细胞在Ti-6Al-4V植入物上的粘附和分化也得到了改善。 像其他脐带充质细胞一样,成骨细胞是用户最终在植入手术后,在其恢复阶段最关键的细胞之一。 他们需要依靠“锚固”来生存、扩散和分化, 而这些锚固正是可以通过LSP改性表面来提供。除此之外,还可以产生有利于机械性能的残余压应力。

结论

激光冲击强化在改善生物材料性能上具有巨大的潜力,它不仅可以提高抗疲劳、耐腐蚀、耐磨性,并且还可以产生细胞附着的表面“锚固”。在此基础上,这种表面强化技术对于医用植入体非常有用,因为它不仅可以产生独特的形貌,还可以生成残余压应力对受植入体的病人患者非常有利。此外,与传统的航空和自动化制造相比,医疗行业对于激光冲击喷丸来说将是非常新的应用领域。 我们当前的一些工作仍持续关注细胞在LSP后,钛合金的表面行为。

 

参考文献

  1. N. Kashaev et al. ‘Effects of laser shock peening on the microstructure and fatigue crack propagation behavior of thin AA2024 specimens’. International Journal of Fatigue, 98(2017), 223-233.
  2. C. Wang et al. ‘Effects of laser shock processing on microstructure and mechanical properties of K403 nickel-alloy’. Material and Design 89(2016), 582-588.
  3. S.R. Mannava et al. ‘Application of laser shock peening for spinal implant rods’. International Journal of Structural Integrity, 2(1), 101-113.
  4. C. Correa et al. ‘Eigenstrain simulation of residual stresses induced by laser shock processing in a Ti6Al4V hip replacement’. Materials and Design, 79(2015), 106-114.
  5. X. Shen et al. ‘Altering the wetting properties of orthopaedic titanium alloy (Ti-6Al-7Nb) using laser shock peening’. Journal of Alloys and Compounds, 801(2019) 27-342.
  6. Y. Zhang et al. ‘Effects of laser shock processing on stress corrosion cracking susceptibility of AZ31B magnesium alloy’. Surface and Coating Technology. 204(2010), 3947-3953.
  7. Y. Guo et al. ‘Significant improvement of corrosion resistance of biodegradable metallic implants processed by laser shock peening’. CIRP Annals-Manufacturing Technology, 61(2012), 583-586
  8. V. K. Caralapatti et al.  ‘Analyzing the effect of high repetition laser shock peening on dynamic corrosion rate of magnesium’. Optics and Laser Technology, 93(2017), 165-174.
  9. Department of Health and Welsh Government (2016), National Joint Registry (2016), the 13th Annual Report, UK.
  10. X. Shen et al.  ‘Improvement in mechanical properties of titanium alloy (Ti-6Al-7Nb) subject to multiple laser shock peening’. Surface and Coatings Technology, 327(2017) 101-109.
  11. V. K. Caralapati, et al. ‘Effect of high repetition laser shock peening on biocompatibility and corrosion resistance of magnesium’. Optics and Laser Technology, 88(2017), 75-84.
  12. S. Prabhakaran et al. ‘Laser shock peening without coating induced residual stress distribution, wettability characteristics and enhanced pitting corrosion resistance of austenitic stainless steel’. Applied Surface Science, 428(2018), 17-30.
  13. R. Zhang et al. ‘The effects of laser shock peening on the mechanical properties and biomedical behavior of AZ31B magnesium alloy’. Surface and Coatings Technology. 339(2018), 48-56
  14. M. Khandaker et al ‘Peen treatment on a titanium implant: effect of roughness, osteoblast cell functions, and bonding with bone cement’. International Journal of Nanomedicine, 2016(11), 585-595.
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