Optimierung der spanenden Bearbeitung der molybdänhaltigen Titanlegierung Ti 15Mo für den Einsatz in der Medizintechnik
Zurzeit werden neben verschiedenen Reintitansorten (CP-Ti Grade 2 und CP-Ti Grade 4) in der Knochenheilung vornehmlich (α+β)-Legierungen wie Ti 6Al 4V, Ti 5Al 2,5Fe oder Ti 6Al 7Nb als Implantate im menschlichen Körper eingesetzt. Der Einsatz dieser Legierungen der ersten Generation (z.B. als Hüft- oder Kniegelenkprothese) ist jedoch wegen deren vergleichsweise hohen Elastizitätsmoduli von etwa 110 GPa problematisch, da es an den Kontaktstellen zwischen Implantat und Knochenmaterial (Elastizitätsmodul zwischen 5 GPa und 40 GPa) aufgrund von stress shielding zu Knochenabbau kommen kann. Aus diesem Grund werden seit einigen Jahren vermehrt verschiedene (metastabile) β-Titanlegierungen für ihre Eignung als medizinische Implantate untersucht, da diese einen deutlich geringeren Elastizitätsmodul (zwischen 55 GPa und 85 GPa) aufweisen. Letztendlich kann eine Ausscheidungshärtung durch alpha-Phase zur Festigkeitssteigerung in der Implantattechnik nur in geringem Umfang angewendet werden, da dies anderenfalls zu einer unerwünschten Steigerung des E-Moduls führen würde. Entsprechend werden in der Medizintechnik Legierungen benötigt, die sich durch andere Mechanismen verfestigen lassen, wie beispielsweise durch Mischkristallverfestigung, durch Kornfeinung oder durch Ausscheidungen, die sich nicht negativ auf den E-Modul auswirken. Mischkristallverfestigend in Titan wirken insbesondere Vanadium und Molybdän.
Der Einsatz des β-Stabilisators Vanadium wird aufgrund seiner Toxizität (sowohl reines Vanadium als auch Vanadiumoxid sind toxisch) in der Implantattechnik zunehmend vermieden. Die beta-stabilisierende Wirkung von Molybdän ist deutlich stärker als diejenige von Niob , daher werden maximal 15% Molybdän im Vergleich zu 30% Niob benötigt, um eine entsprechende metastabile beta-Legierung mit niedrigem E-Modul bei vergleichbarer Dichte herzustellen. Molybdän und Niob können dabei teilweise durch Zirkon oder Tantal substituiert werden. Die Korrosionsbeständigkeit molybdänhaltiger Legierungen ist im Vergleich zu niobhaltigen Legierungen besser, was bei einem Einsatz als Implantatwerkstoff aufgrund der korrosiven Wirkung von Körperenzymen und Blut sehr vorteilhaft wäre.
Verschiedene binäre Titan-Molybdän- und Titan-Niob-Legierungen werden zurzeit auf ihre Eignung als Implantatwerkstoffe untersucht. Für die Legierung Ti 15Mo (E-Modul etwa 78 GPa) wurde bereits eine Zulassung für einen Einsatz in der Medizintechnik beantragt und erteilt. Ein Einsatz von (metastabilen) beta-Legierungen in der Implantattechnik ist also in Kürze zu erwarten. Weitere mehrkomponentige Titanlegierungen, wie zum Beispiel Ti 13Nb 13Zr (TNZ, metastabil β), Ti 12Mo 6Zr 2Fe (TMZF, β) oder Ti 35Nb 7Zr 5Ta (TNZT, β) werden intensiv erforscht, zeigen aber bisher bei einem geringen E-Modul (TNZT: E ≈ 55 GPa) noch keine ausreichende Festigkeit (TNZT: Rp ≈ 600 MPa) und/oder Verschleißbeständigkeit.
Das binäre System Titan-Molybdän ist sehr komplex. Bei geringen Molybdängehalten von unter einem Prozent liegt nach dem Abkühlen ein einphasiges α-Gefüge vor. Diese Umwandlung von β-Phase zur α-Phase kann bei hohen Abkühlgeschwindigkeiten martensitisch, das heißt durch einen diffusionslosen Umklappvorgang in die α′-Phase, erfolgen. Bei einem Molybdängehalt zwischen 1% und etwa 10% entsteht beim Abschrecken aus dem Einphasengebiet orthorhombischer α″-Martensit, der bei einer nachfolgenden Wärmebehandlung in ein zweiphasiges (α+β)-Gefüge umwandelt. Bei Molybdängehalten von mehr als 13% bildet sich nach dem Abschrecken ein einphasiges β-Gefüge aus. Eine Auslagerung bei Temperaturen oberhalb 300°C führt bereits nach einer Haltezeit von unter einer Minute zur Bildung einer hexagonalen ω-Phase, deren Molybdängehalt zwischen 7% und 10% liegt. Die ω-Phase ist spröde, führt aber zu einer starken Verfestigung des Materials. Eine Auslagerung bei höheren Temperaturen über 500°C führt zunächst zu einer Vergröberung der ω-Partikel mit einem Rückgang der Festigkeit, die bei längeren Haltezeiten dann in die hexagonale α-Phase umwandeln. Ebenso kann die ω-Phase durch eine spannungsinduzierte, martensitische Umwandlung gebildet werden. Ab einem Molybdängehalt von etwa 20 - 25% liegt eine voll stabilisierte β-Titanlegierung vor, für die keine thermisch aktivierten Phasenumwandlungen bekannt sind. Spannungsinduzierte Phasenumwandlungen, wie sie beispielsweise beim Spanen durch hohe isostatische Drücke entstehen können, wurden bisher nicht untersucht.
Sollten die molybdänhaltigen Titanlegierungen (insbesondere die bereits zugelassene Legierung Ti 15Mo) für die Herstellung von medizinischen Implantaten verwendet werden, müssten geschmiedete Rohlinge durch verschiedene spanabhebende Verfahren bearbeitet werden. Eine thermische und mechanische Beeinflussung der Werkstückrandzone ließe sich dabei nicht vermeiden. Die spanende Bearbeitung von Legierungen aus dem Titan-Molybdän-System wurde bisher jedoch nur wenig erforscht und es liegen nur sehr generelle Empfehlungen zur Bearbeitung vor. Durch die Erhöhung der Temperatur in der Randzone bei der spanenden Bearbeitung sind jedoch je nach Wärmeeintrag und Einwirkdauer Phasenumwandlungen zu erwarten, wenn der Molybdängehalt unterhalb 20% liegt. Da die verschiedenen Phasen unterschiedliche physikalische, chemische und mechanische Eigenschaften haben, ist u. U. mit einer Verminderung der Lebensdauer aufgrund höherer Rissempfindlichkeit durch Kerbwirkung zu rechnen.
Für einen zukünftigen, stärkeren Einsatz von Ti-Mo-Legierungen als Implantatwerkstoff ist es somit essentiell, die Vorgänge bei der Bearbeitung detailliert zu untersuchen, um geeignete Bearbeitungsparameter ableiten zu können. Hierbei ist auch der Einfluss auf das Korrosionsverhalten eingehend zu betrachten.
Untersuchungen am System Ti-Mo ergaben, dass mit zunehmendem Anteil an Molybdän die Korrosionseigenschaften verbessert werden. Es zeigte sich, dass die Passivstromdichte, die ein Maß für die Korrosionsgeschwindigkeit des Systems darstellt, mit zunehmendem Molybdängehalt abnimmt. Das System Ti 15Mo zeigt hierbei auch in chloridhaltigen Lösungen keine Lochfraßkorrosion bei Potentialen bis zu 8 V gegen Normalwasserstoffelektrode. In einer Ringer-Lösung, die hauptsächlich Natriumchlorid, Calciumchlorid und Kaliumchlorid enthält und die als simulierte Körperflüssigkeit dient, konnte für Ti 15Mo eine deutliche Passivierung über einen Zeitraum von 400 h beobachtet werden. Hierbei konnte gezeigt werden, dass das System Ti 15Mo nach 360 h in der Ringerlösung eine erniedrigte Passivstromdichte aufweist. Dies ist durch das Aufwachsen einer schützenden Oxidschicht zu erklären. Die Legierung Ti 20Mo wurde im lösungsgeglühten und gewalzten Zustand in 5-prozentiger Salzsäure korrodiert. Es zeigen sich nur geringe Unterschiede im Korrosionsverhalten zwischen den verschiedenen Bearbeitungszuständen. Je nach Art der Wärmebehandlung der Legierung Ti 15Mo können grobe α-Teilchen entstehen, die zu einer Verringerung der Korrosionsbeständigkeit führen. Die Abhängigkeit der Korrosionseigenschaften von Form, Größe und Verteilung der α-Phase ist bisher nicht ausreichend untersucht worden. Untersuchungen der Korrosionsbeständigkeit der ω-Phase sind nach unserem Wissen an Ti 15Mo bisher nicht durchgeführt worden. Aufgrund der durch Bearbeitung eingebrachten omega-Phase ist es allerdings notwendig, systematische Untersuchungen zum Einfluss dieser Phase auf die Lokalkorrosion durchzuführen. Die Korrosionsuntersuchungen sollten daher sowohl integraler Natur sein, aber auch einen Schwerpunkt auf die lokalen Eigenschaften der ω-Phase setzen, da deren Einfluss von erheblicher Wichtigkeit für die zukünftige Anwendung des Werkstoffsystems Ti-Mo ist.
Ziel des hier beschriebenen Forschungsprojekts ist es, die spanende Bearbeitung molybdänhaltiger Titanlegierungen mit geometrisch bestimmter Schneide (Bohren und Fräsen) zu verstehen und zu optimieren. Dazu soll die binäre Legierung Ti 15Mo, die als eine der wenigen Implantatlegierungen der zweiten Generation bereits für medizintechnische Anwendungen zugelassen ist, verwendet werden.
Angestrebt wird einerseits eine bestmögliche Oberflächenqualität bei guter Korrosionsbeständigkeit mit einer gleichzeitigen Unterdrückung der Bildung der versprödenden ω-Phase. Da die Bildung von α-Phase auch in geringen Mengen bereits zu einer Veränderung der Eigenschaften führt, u. a. zu einer unerwünschten Erhöhung des E-Moduls, soll auch die Ausscheidung von α-Teilchen weitgehend verhindert werden. Dies lässt sich vermutlich nur über einen möglichst geringen Wärmeeintrag in die Bauteiloberfläche erreichen. Eine zusätzliche Lösungsglühung nach der Bearbeitung ist aufgrund möglicher Geometrieänderungen nicht empfehlenswert. Auf der anderen Seite soll die Schnittleistung maximiert werden, um so eine wirtschaftliche Fertigung von Bauteilen der Medizintechnik aus Ti 15Mo zu ermöglichen. Weiterhin sollen auch die Einflüsse der spanenden Bearbeitung und damit einhergehende Mikrostrukturveränderung auf das Korrosionsverhalten untersucht werden.
Metastabile β-Legierungen neigen oberhalb der β-Transus-Temperatur zu verstärktem Kornwachstum. Daher sollen der Legierung Ti 15Mo in den letzten sechs Monaten der Projektlaufzeit geringe Mengen an Lanthan zulegiert werden, um so die Korngrößen bei Umformschritten oberhalb der β-Transus-Temperatur zu stabilisieren und andererseits eine leichte Beabreitbarkeit zu gewährleisten.
Projektleiter: Carsten Siemers
Projektbearbeiter: Florian Brunke
Projektpartner: DECHEMA Forschungsinstitut (Arbeitsgruppe Korrosion)
Projektnummer: IGF 16841 N (AiF)
Projektlaufzeit: 1. März 2012 bis 30. September 2014