Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов

В данном обзоре представлены металлы и сплавы, применяемые в современной стоматологической ортопедии, рассмотрено влияние легирующих примесей и защитных покрытий, а также модификации структуры и химического состояния поверхности на её коррозионные свойства. У даному огляді представлено метали та спл...

Повний опис

Збережено в:

Бібліографічні деталі
Опубліковано в: :	Успехи физики металлов
Дата:	2019
Автори:	Васильев, М.А., Макеева, И.Н., Гурин, П.А.
Формат:	Стаття
Мова:	Російська
Опубліковано:	Інститут металофізики ім. Г.В. Курдюмова НАН України 2019
Онлайн доступ:	https://nasplib.isofts.kiev.ua/handle/123456789/167928
Теги:	Додати тег Немає тегів, Будьте першим, хто поставить тег для цього запису!
Назва журналу:	Digital Library of Periodicals of National Academy of Sciences of Ukraine
Цитувати:	Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов / М.А. Васильев, И.Н. Макеева, П.А. Гурин // Progress in Physics of Metals. — 2019. — Vol. 20, No 2. — P. 310-346. — Bibliog.: 85 titles. — eng.

Репозитарії

Digital Library of Periodicals of National Academy of Sciences of Ukraine

_version_	1859971843923902464
author	Васильев, М.А. Макеева, И.Н. Гурин, П.А.
author_facet	Васильев, М.А. Макеева, И.Н. Гурин, П.А.
citation_txt	Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов / М.А. Васильев, И.Н. Макеева, П.А. Гурин // Progress in Physics of Metals. — 2019. — Vol. 20, No 2. — P. 310-346. — Bibliog.: 85 titles. — eng.
collection	DSpace DC
container_title	Успехи физики металлов
description	В данном обзоре представлены металлы и сплавы, применяемые в современной стоматологической ортопедии, рассмотрено влияние легирующих примесей и защитных покрытий, а также модификации структуры и химического состояния поверхности на её коррозионные свойства. У даному огляді представлено метали та сплави, що застосовуються в сучасній стоматологічній ортопедії, розглянуто вплив леґувальних домішок і захисних покриттів, а також модифікації структури та хімічного стану поверхні на її корозійні властивості. This review deals with alloys used in contemporary dental orthopaedics, concerns the effect of alloying impurities and protective coatings as well as modifying the structure and chemical state of the surface on its corrosion properties.
first_indexed	2025-12-07T16:21:55Z
format	Article
fulltext	310 ISSN 1608-1021. Prog. Phys. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 © М.А. ВАсильеВ, и.Н. МАкееВА, П.А. ГуриН, 2019 https://doi.org/10.15407/ufm.20.02.310 М.А. ВАСильеВ 1, и.Н. МАкееВА 1, П.А. ГуриН 2 1 Институт металлофизики им. Г.В. Курдюмова НАН Украины, бульв. Акад. Вернадского, 36; 03142 Киев, Украина 2 Национальная медицинская академия последипломного образования имени П.Л. Шупика, ул. Дорогожицкая, 9; 04112 Киев, Украина ЭЛЕКТроХИМИчЕСКАя КорроЗИя СТоМАТоЛогИчЕСКИХ СПЛАВоВ В современной стоматологии широко используются металлические материалы, количество которых постоянно увеличивается. к недостаткам таких материалов относятся их электрохимическая и коррозионная активности в полости рта. Электрохимическая деградация стоматологических сплавов может быть вызвана рядом факторов, таких как химический состав, микроструктура, способ изготов- ления, а также обработка поверхности. В данном обзоре представлены металлы и сплавы, применяемые в современной стоматологической ортопедии, рассмотре- но влияние легирующих примесей и защитных покрытий, а также модифика- ции структуры и химического состояния поверхности на её коррозионные свой- ства. Правильно выбранное легирование металлов позволяет не только повысить некоторые коррозионно-механические характеристики, но и, как следствие, пре- дотвратить возникновение патологических проявлений в полости рта. различ- ные виды высокоэнергетических обработок поверхности приводят к специфиче- ским изменениям физико-химического строения тончайшего поверхностного слоя. В обзоре особое внимание уделено методам интенсивной пластической де- формации и лазерной обработки поверхности стоматологических сплавов. По- казано, что улучшение коррозионных свойств стоматологических металлических сплавов в результате ультразвуковой ударной обработки происходит благодаря наноструктурированию поверхности и формированию поверхностного слоя с вы- сокими пассивирующими свойствами. лазерное облучение также повышает кор- розионную стойкость стоматологических сплавов в агрессивных средах и приво- дит к существенному снижению величины потенциала коррозии и, тем самым, минимизирует негативное влияние металлов сплава на организм человека. Одна- ко следует отметить, что работы, направленные на улучшение физико-химических свойств поверхности стоматологических сплавов с помощью лазерной и ультра- звуковой ударной обработок, находятся на начальной стадии своего развития и ещё не получили практического применения в стоматологии. Ключевые слова: электрохимическая коррозия, поверхность, металлические сто- матологические сплавы, ультразвуковая ударная обработка, лазерная обработка, ионная имплантация. ISSN 1608-1021. Usp. Fiz. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 311 Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов 1. Введение В современной ортопедической стоматологии широко используются различные материалы, такие как металлы, металлические сплавы, пластмассы, керамические и композиционные материалы. широкое использование металлов и сплавов в стоматологии обусловлено их высокой прочностью, износостойкостью и сравнительно малой биоло- гической активностью. Однако существует проблема в применении металлических материалов, требующая повышенного внимания не только в медицине, но и в других отраслях промышленности. Одним из основных факторов, который снижает надёжность и выносливость металлоизделий, является коррозия [1]. к числу опасных последствий, которые вызывает коррозия, относится потеря металлом таких важ ных технологических свойств, как механическая прочность, пластичность, твёрдость и другие. В медицинской практике явление коррозии мо- жет привести ещё и к патологическим процессам в организме человека [2–4]. Металлические зубные протезы и металлические пломбы у не- которых пациентов могут вызывать развитие патологического симп- томокомплекса, который нередко обозначается универсальным тер- мином «непереносимость металлических включений в полости рта». В основе данного симптомокомплекса лежат процессы электро хими- ческой коррозии металла в полости рта. Электрохимическая коррозия в полости рта начинается при условии возникновения электрических потенциалов между разнородными металлическими включениями или между зубными протезами и ротовой жидкостью, представляющей собой электролит. Атомы более отрицательного электрода мигрируют в виде ионов с положительным зарядом в электролит, что и вызывает различные патологические явления, например, гальваноз [5–6]. из- вестно, что чем отрицательнее электродный потенциал, тем более рез ко выражено стремление металла к растворению в электролитах [1]. Поэтому измерение электрохимических потенциалов является важ ней шей задачей с точки зрения прогнозирования интенсивности процесса электрохимической коррозии стоматологических изделий в полости рта. В последние годы учёными многих стран уделяется большое вни- мание исследованию электрохимической коррозии стоматологиче- ских сплавов, особенно сплавов на основе неблагородных металлов [3, 7–30]. установлено, что кинетика электрохимических реакций существенно зависит не только от материала электрода, но и от физико-химических свойств его поверхности [2, 6–7, 24–30]. Анализ литературных данных показал, что различные виды механической обработки или воздействие химически активных сред применяемые в зубопротезной технологии, могут приводить к специфическим изме- нениям физико-химического строения тончайшего поверхностного 312 ISSN 1608-1021. Prog. Phys. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 М.А. Васильев, И.Н. Макеева, П.А. Гурин слоя, обуславливающих, в частности, симптомокомплекс неперено- симости металлических сплавов. такие изменения могут влиять на структуру технологических оксидных покрытий и на коррозионное поведение сплавов неблагородных металлов, а поэтому на их биосов- местимость и различные патологические проявления. именно струк- турное и химическое состояние тонкой поверхностной области опре- деляет механизм и кинетику поверхностных процессов [2]. стойкость сплава к коррозии зависит от способа его обработки (ковка, вальцов- ка, штамповка, обжиг, шлифовка, полировка и т.д.). Наличие посто- ронних включений в сплаве, деформация отдельных его участков за счёт механической обработки, гетерогенная структура способствуют возникновению разности потенциалов на его поверхности и развитию коррозии в виде трещин. При этом оксидная плёнка становится като- дом, а оголённые участки — анодом. известны многие способы пре- дотвращения коррозионных разрушений металлов и сплавов. к ним относятся использование химически стойких сплавов, защита поверх- ности покрытиями, модификация поверхностных слоёв путём изме- нения их структуры и химического состава, подвергая их различным обработкам, и другие. В последние годы интенсивно развиваются различные высокоэнергети- ческие методы поверхностной обработки металлических дентальных им- плантатов для улучшения их биосовместимых свойств. Возникли но- вые направления, связанные с применением лазерной технологии [27–28] и ультразвуковой ударной обработки (уЗуО) [6–7, 29] по- верхности стоматологических материалов с целью оптимизации их топографии и физико-химических свойств. Экспериментальные ис- следования показывают, что наличие наноструктурированной по- верхности биоматериала способствует образованию металлооксидных слоёв на его поверхности, что приводит к повышению коррозионной стойкости [6–7, 28–30]. В данном обзоре представлены сплавы, при- меняемые в современной стоматологической ортопедии, рассмотрено влияние легирующих добавок и защитных покрытий, а также моди- фикации структуры и химического состояния поверхности на её кор- розионные свойства. Особое внимание уделено методам интенсивной пластической деформации и лазерной обработки поверхности стома- тологических сплавов. 2. Сплавы, применяемые в ортопедической стоматологии В стоматологии количество применяемых сплавов ограничено специ- фическими требованиями, предъявляемыми к материалам для зубно- го протезирования. тем не менее, используется немалое количество металлических сплавов, которые можно разделить на две группы: благородные и неблагородные (рис. 1). к благородным сплавам от- ISSN 1608-1021. Usp. Fiz. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 313 Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов носят сплавы, содержащие от 25 до 75% масс. золота и/или металлов платиновой группы, к последним относятся: платина, палладий, ро- дий, рутений и осмий. сплавы на основе золота используют с древ- них времён и по сегодняшний день, в основном, в силу их высокой химической стойкости в агрессивных средах и технологичности при изготовлении протезов. Эти сплавы имеют неоспоримые положитель- ные свойства, но, являясь высокотехнологичными в работе, они име- ют ряд недостатков, связанных с их недостаточной твёрдостью, проч- ностью, высокой стоимостью и другими показателями [31]. серебряно-палладиевые сплавы обладают хорошими бактери- цидными свойствами, имеют достаточно высокую устойчивость в агрессивных средах. Однако металлы, которые входят в их состав, приводят к более низкой, чем у сплавов золота, химической стой- кости [31]. Анализ литературных данных свидетельствует, что наиболее ши- рокое использование в мировой стоматологической практике в настоя- щее время имеют неблагородные металлические сплавы. Высокие прочностные характеристики позволяют использовать их при изго- товлении как съёмных, так и несъёмных зубных протезов. В прак- тике ортопедической стоматологии для изготовления зубных проте- зов широко используются нержавеющие стали, такие как 1Х18Н9т (12Х18Н9т), Эи-95, 25Х18Н9с2. Однако протезы, изготовленные из нержавеющей стали, являются многокомпонентными, в результате чего развиваются электрохимические взаимодействия, образуются гальва- нические элементы, генерируется электрический ток и высвобожда- ются продукты электролиза сплавов стоматологических протезов [3]. такие элементы как железо и никель не обеспечивают достаточной индифферентности металлических протезов, чем и объясняется боль- шое количество больных с признаками их невосприятия. Проблема Рис. 1. Металлические сплавы, используемые в стоматологии Fig. 1. Metal alloys used in the dentistry 314 ISSN 1608-1021. Prog. Phys. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 М.А. Васильев, И.Н. Макеева, П.А. Гурин невосприятия металлов в теле человека обусловливает высокую пот- ребность современного медицинского материаловедения в сущест вен- ном улучшении качества протезов, изготавливаемых из недрагоценных металлических сплавов. клинические наблюдения свидетельствуют, что стальные протезы, изготовленные из одинакового состава сплава по аналогичной технологии и находящихся в одинаковых условиях ротовой полости одного и того же больного, могут существенно раз- личаться величинами электрических потенциалов. Это указывает на ведущее влияние структурного и химического состояния поверхно- сти металлических протезов, которое может быть различным из-за действия неодинаковых механических и термических нагрузок во время эксплуатации протезов. В последние десятилетия получили широкое распространение не- съёмные зубные протезы из никель-хромовых и кобальт-хромовых сплавов. удовлетворительные физико-механические свойства и, глав- ное, низкая стоимость способствовали их широкому применению, особенно для цельнолитых металлокерамических протезов. В настоя- щее время предлагается большое количество марок сплавов на основе Ni–cr и co–cr, которые широко используются в стоматологии [6–24, 32–33]. Однако сплавы, в которые входит Ni часто вызывают аллер- гические реакции [13–14, 32–33,]. Во многих цивилизованных стра- нах Ni–cr сплавы были заменены co–cr сплавами из–за растущей обеспокоенности по поводу цитотоксичности. было также установле- но, что сплавы co–cr более устойчивы к коррозии, чем Ni–cr [32– 33]. В последние годы сплавы Ni–cr используются в основном для изготовления металлической конструкции в металлокерамических протезах. co–cr-сплавы широко используются в современной ортопе- дической стоматологии для изготовления съёмных и несъёмных про- тезов, как в чистом виде, так и с нанесением керамического покрытия. Протезы, которые производятся из co–cr-сплавов, крепкие, упругие, отличаются высокой коррозионной стойкостью, практически не про- изводят токсического действия на живые ткани [34]. В качестве при- мера в табл. 1 представлен химический состав некоторых распростра- нённых стоматологических кобальт-хромовых сплавов [35]. Таблица 1. Химический состав Co–Cr стоматологических сплавов [35] Table 1. Chemical composition of Co–Cr dental alloys [35] сплав концентрация элементов, % (масс.) co cr Mo Si Mn c V Nb Ni Fe целлит-П 67,0 24,0 5,0 0,7 0,30 1,0 2,0 bondy-Loy 66,5 27,0 5,0 0,7 0,5 0,30 Vitallium 61,9 27,5 5,5 0,6 0,3 0,25 2,1 1,85 ISSN 1608-1021. Usp. Fiz. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 315 Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов В странах ближнего зарубежья для производства имплантатов используется технически чистый титан марок Вт1-0 и Вт1-00, а так- же титановый сплав Вт6. Аналогами таких материалов в странах дальнего зарубежья являются титановые сплавы Grade-2, Grade-4. Это так называемый «коммерчески чистый» титан и титановые спла- вы: содержащие до 5% (масс.) Al (Grade-4) или до 7% (масс.) Al и 4% (масс.) V (Grade-5). самым прочным из рассмотренных материалов является сплав ti–6Al–4V. титан и его сплавы относятся к материа- лам с отличными показателями биосовместимости и биоинертности в сочетании с превосходными механическими свойствами [36–38.] био- логическая инертность титана превосходит все известные марки не- ржавеющей стали и кобальт-хромовых сплавов. технологически чи- стый титан и его сплавы содержат гораздо меньше примесей, чем другие сплавы, применяемые в медицине. Он хорошо переносится человеческим организмом, обрастает костной и мышечной тканью, практически не поддаётся коррозии в агрессивных средах тела чело- века (в лимфе, крови, желудочном соке), структура окружающей ти- тановый элемент ткани не меняется в течение десятилетий. Все эти свойства титана позволяют его широко использовать в качестве им- плантатов в стоматологической ортопедии. В последние годы большое внимание исследователей уделяется ис- пользованию в стоматологии сплавов на основе циркония [39–44]. Они характеризуются высоким уровнем коррозионной стойкости и био совместимости, а также высокими пластическими свойствами [41]. среди металлов, характеризующихся наибольшей коррозионной стой- костью и биосовместимостью, цирконий почти во всех активных сре- дах превосходит такие металлы, как Nb и ti [42–43]. На воздухе при температуре 3000 °c цирконий инертен благодаря наличию на его по- верхности защитной оксидной плёнки, он также обладает высокими гипоаллергенными свойствами. Однако необходимо отметить, что, несмотря на то, что сплавы на основе циркония являются перспек- тивными для использования в стоматологической имплантологии, они требуют дальнейшего поиска оптимального химического состава и методов обработки. к перспективным сплавам можно отнести но- вый стоматологический сплав cocrNbMoZr с содержанием Nb 6% (масс.) и Zr 0,8% (масс.), который оказался очень стабильным в био- жидкостях с различными значениями рН и обладает высокой био- совместимостью [44]. 316 ISSN 1608-1021. Prog. Phys. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 М.А. Васильев, И.Н. Макеева, П.А. Гурин 3. Методика исследования электрохимической коррозии металлов В настоящее время не существует методов, с помощью которых можно было бы измерить или рассчитать абсолютное значение электродного потенциала. Мож- но лишь измерить относительную величину электродного потенциала, сравнив её с потенциалом электрода, выбранного в качестве эталона. Поэтому стан- дартная электрохимическая ячейка представляет собой трёхэлек- тродную систему, включающую в себя рабочий электрод (образец), электрод сравнения (стандартный хлорсеребряный или каломелевый электрод), по отношению к которому измеряется потенциал, и вспо- могательный электрод (Pt), образующий с рабочим электродом цепь, через которую проходит ток поляризации. Затем строят графики функциональной связи между электрохимической поляризацией и плотностью тока, называемые катодными (при отрицательном откло- нении электродного потенциала от его равновесной величины) и анод- ными (соответственно при положительном отклонении) поляризаци- онными кривыми [1]. стандартная электрохимическая ячейка была использована в большинстве работ зарубежных авторов, представлен- ных в данном обзоре. для измерения потенциалов коррозии авторы данного обзора создали электрохимическую ячейку, состоящую из двухэлектродной систе- мы, включающей в себя рабочий электрод (образец) и электрод срав- нения (стандартный хлорсеребряный электрод), по отношению к ко- торому измеряли потенциал. В качестве электролита использовался раствор искусственной слюны (рН = 7,4) следующего состава: H2o (1 л), Kcl (0,038 г), саcl2 (0,0194 г), NaHco3 (0,021 г), Na2HPo4 (0,1 г). схема двухэлектродной электролитической ячейки приведена на рис. 2. измерение потенциалов проводили без перемешивания в усло- виях естественной аэрации в течение суток при комнатной темпера- Рис. 2. схема измерения электрохимических потенци- алов: 1 — электролит (искус- ственная слюна), 2 — хлорсе- ребряный электрод сравне- ния, 3 — образец Fig. 2. Scheme of elec tro che- mical potentials measu rement: 1 — electrolyte (artificial sa- liva), 2 — silver chloride re- ference electrode, 3 — sample ISSN 1608-1021. Usp. Fiz. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 317 Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов туре. Величина потенциала регистрировалась по показаниям цифро- вого прибора UNI-t Ut70b. При рассмотрении коррозионного поведения металлических ма- териалов основным общепризнанным критерием является потенциал коррозии (Ecorr). Материалы с более отрицательным потенциалом бу- дут испытывать большее влияние коррозии, в то время как положи- тельный потенциал свидетельствует о большей коррозионной стойко- сти. Величина коррозионного тока icorr представляет собой ещё один критерий степени деградации материала при коррозии. чем ниже icorr, тем лучше коррозионные свойства выбранного материала. По- тенциал разрушения окисной плёнки Ebd — это потенциал, при кото- ром сильно повышается анодный ток. интервал потенциалов между Ecorr и Ebd представляет область пассивации, в которой коррозия наи- более слабая. 4. Электрохимические реакции на поверхности стоматологических сплавов в агрессивных средах как уже было сказано выше, широкое использование металлических сплавов при изготовлении зубных протезов связано с наличием суще- ственного недостатка — способностью всех без исключения сплавов отдавать положительно заряженные ионы металлов, входящих в их состав, в окружающую слюну и накапливать на своей поверхности отрицательный заряд. Многокомпонентность металлических конструк- ций (электродов), находящихся в ротовой полости, и их взаимодей- ствие с ротовой жидкостью (электролитом) создают благоприятные условия для возникновения разности потенциалов и гальванических микротоков, которые составляют 3–20 мкА [45]. В результате проис- ходит образование ионов металлов и, как следствие, изменение рН и биохимических показателей ротовой жидкости. В качестве примера, на рис. 3 представлена схема электрохимической коррозии железа при наличии в нём включений, которые выполняют роль катодных участков [45]. каждое самостоятельное металлическое включение в ротовой полости может рассматриваться как отдельный гальваниче- ский полуэлемент [3, 44]. разность потенциалов возникает при на- личии в полости рта не менее двух металлических включений. Воз- никновение и интенсивность электрохимического взаимодействия определяется величиной разности потенциалов между металлически- ми протезами и зависит от ряда электродных и электролитных фак- торов. Электродные факторы в основном определяются природой и количеством элементов, входящих в состав сплава, структурным со- стоянием поверхности и величиной реагирующих поверхностей про- тезов. В частности, неблагородные сплавы имеют более отрицатель- ный электрохимический потенциал на поверхности по сравнению с 318 ISSN 1608-1021. Prog. Phys. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 М.А. Васильев, И.Н. Макеева, П.А. Гурин золотыми или серебряно-палладиевыми сплавами. Неблагородные металлы быстрее отдают свои анионы электролиту, чем благородные, в результате чего на поверхности протезов сосредотачивается избы- точное количество электронов, которые определяют величину элек- трического потенциала данного металлического включения, то есть гальванического полуэлемента. Величина потенциала зависит от ко- личества того или иного металла в составе сплава. чем больше в его составе сплава включений благородных и химически стойких метал- лов, тем более положительная величина электрохимического потен- циала поверхности и наоборот. Проведённые экспериментально-лабораторные исследования [3] свидетельствуют о том, что в электрохимических процессах важную роль играет структурное состояние поверхностного слоя зубного про- теза, который претерпевает изменения, как в процессе технологиче- ского изготовления протеза, так и в процессе длительной его экс- плуатации в полости рта. На рисунке 4 представлены усреднённые кривые зависимости потенциала коррозии от времени для образцов из co–cr-сплава марки кХс и нержавеющих сталей 12Х18Н9т и Эи- 95 в растворе искусственной слюны (Hank’s) [3]. Непрерывная запись величины потенциала на поверхности исследуемого образца в раство- ре искусственной слюны в течение 4,5–5,0 часов позволила контро- лировать начало коррозионного процесса и динамику его протека- ния. Анализ поляризационных кривых позволил сделать вывод, что начало коррозионных процессов сталей 12Х18Н9т, Эи-95, а также Рис. 3. схема электрохимической коррозии железа при на- личии в нём включений [45] Fig. 3. Scheme of iron electrochemical corrosion in the presence of inclusions [45] ISSN 1608-1021. Usp. Fiz. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 319 Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов сплава co–cr наступает сразу после погружения опытных образцов в агрессивную среду. В начальные промежутки времени определяется наибольшая величина отрицательного потенциала. следующие изме- рения величины стационарного потенциала образцов исследуемых сплавов во всех опытах обнаружили постоянное его смещение в по- ложительную область. интенсивность смещения в начальные проме- жутки времени (до 3 мин) характеризуется большой скоростью, за- тем замедляется и после выдержки в течение часа практически ос - таётся на одном уровне. такой характер кривых свидетельствует о пассивации поверхности образцов оксидной плёнкой и замедлении процессов коррозии. из анализа литературных данных следует, что данные по величи- не электрохимических потенциалов протезов из металлических спла- вов имеют различные значения. так, например, крайние значения для протезов из нержавеющей стали Эи-95 составляют от 85 до 250 мВ, а протезов из сплавов co–cr — от 80 до 215 мВ. Эти различия в ве- личине потенциалов объясняются неоднородностью структурного со- стояния поверхности металлических зубных протезов, связанных с нарушениями технологического процесса [3]. В работе [23], была изучена коррозия в зависимости от хими- ческого состава стоматологических сплавов Ni–cr и co–cr. Хими чес- кий состав исследованных сплавов представлен в табл. 2. измерения электрохимических потенциалов проводились по стандартной трёх- Рис. 5. Потенциал коррозии сплавов сo–сr и Ni–cr в зависимости от времени выдержки в растворе искусственной слюны: 1 — co–cr, 2 — Ni–cr, 3 — Ni–cr– 4ti, 4 — Ni–cr–6ti [23] Fig. 5. corrosion potential of co–cr and Ni–cr alloys as a function of time of immer sion in a solution of artificial saliva: 1 — co–cr, 2 — Ni–cr, 3 — Ni–cr–4ti, 4 — Ni–cr–6ti [23] Рис. 4. Потенциал коррозии в зависимости от времени выдержки в растворе искус- ственной слюны: 1 — сталь 12Х18Н9т, 2 — сталь Эи-95, 3 — co–cr сплав [3] Fig. 4. corrosion potential as a function of time of immersion in a solution of artificial saliva: 1 — AISI 321 steel, 2 — eI-95 steel, 3 — co–cr alloy [3] 320 ISSN 1608-1021. Prog. Phys. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 М.А. Васильев, И.Н. Макеева, П.А. Гурин электродной методике при температуре 37 ± 1 °c в растворе Fu sayama (рН = 5,3) следующего состава: Nacl (400 мг/л), Kcl (400 мг/л), cacl2 × × H2o (795 мг/л), NaH2Po4 ⋅ H2o (690 мг/л) г, NaS ⋅ 9H2o (5 мг/л) и мочевина (1000 мг/л). В качестве электрода сравнения использован стандартный каломельный электрод. изменение потенциалов корро- зии (Ecorr), регистрируемых в условиях разомкнутой цепи, для раз- личных сплавов в зависимости от времени выдержки в растворе, по- казано на рис. 5. Общая тенденция для сплавов заключалась в том, что как только образцы погружали в раствор, отрицательные значе- ния потенциалов коррозии слегка увеличивались, а через 30 минут стабилизировались, за исключением сплава Ni–cr–4ti, для которого потенциал постоянно уменьшался со временем выдержки. как пра- вило, высокое отрицательное значение потенциала разомкнутой цепи указывает на высокую склонность к коррозии. В таблице 3 приведе- ны средние значения потенциалов и плотности тока коррозии. Плот- ность тока коррелирует со скоростью коррозии. Высокая плотность тока (ток на поверхности) при соответствующем потенциале указыва- ет на высокую скорость коррозии сплава. измеренные плотности тока коррозии были самыми низкими для стоматологического сплава co–cr (0,02 мкА/см2). Это говорит о том, что стоматологический сплав co–cr более устойчив к коррозии по сравнению со сплавами на основе Ni. Таблица 3. Электрохимические параметры стоматологических сплавов Co–Cr и Ni–Cr [23] Table 3. Electrochemical parameters of Co–Cr and Ni–Cr dental alloys [23] сплав Ecorr (мВ) Icorr (мА/см2) co–cr –300 ± 15,275 0,020 ± 0,005 Ni–cr –132,67 ± 14,746 0,036 ± 0,005 Ni–cr–4ti –189 ± 31,606 0,023 ± 0,011 Ni–cr–6ti –138,34 ± 18,666 0,410 ± 0,018 Таблица 2. Химический состав стоматологических сплавов Co–Cr и Ni–Cr (масс.%) [23] Table 2. Chemical composition of Co–Cr and Ni–Cr dental alloys (wt.%) [23] сплав cr Ni co ti W Mo Nb Si Al другие co–cr 25,00 61,00 5,00 7,00 1,50 Ni–cr 11,50 75,55 3,50 4,25 3,50 2,25 Ni–cr–4ti 20,00 66,00 4,00 10,00 Ni–cr–6ti 12,00 72,00 6,00 4,50 следы ISSN 1608-1021. Usp. Fiz. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 321 Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов 5. Влияние легирующих элементов на коррозионные свойства стоматологических сплавов ранее было отмечено, что к металлическим материалам, применяе- мых в стоматологии, предъявляются повышенные требования к их чистоте. Многие кобальт-хромовые сплавы, не смотря на их преиму- щества, имеют ряд недостатков, таких как неудовлетворительная жидкотекучесть, широкий интервал кристаллизации, осложнённая механическая обработка. Это объясняется недостаточно совершенным технологическим процессом при производстве таких сплавов, а так- же подбором легирующих элементов в них, которые вызывают сни- жение их коррозионной стойкости в биологических средах [35]. Важнейшим легирующим элементом в кобальтовых сплавах яв- ляется хром. согласно диаграмме состояния [46], он хорошо раство- ряется в кобальте, его атом отдаёт по шесть валентных электронов в двухвалентную решётку кобальта, а значит, повышает электронную плотность и силы межатомных связей в растворе. кроме того, хром является активным карбидообразующим элементом, образуя в ко- бальтовых сплавах два основных типа упрочняющих карбидов: cr23с6 и cr7с3. Хром значительно повышает механические характеристики сплава, а также определяет, главным образом, и устойчивость спла- вов к коррозии. сложный характер зависимости окисления двойных сплавов co–cr от содержания хрома в воздушной атмосфере объясня- ется в работе [47] следующим образом. При легировании кобальта хромом до 9% (масс.) скорость окисления возрастает, окалина при этом состоит из закиси соО с незначительной примесью двойного ок- сида соО⋅cr2o3. При 9–25% (масс.) cr в окалине появляется защит- ный оксид cr2o3 и скорость окисления снижается до минимума, а затем снова возрастает при 48% (масс.) cr, причём окалина в этом случае полностью состоит из cr2o3. как считают авторы работы [48], ускорен- ное окисление кобальта при малых (до 9%) добавках хрома можно объ- яснить повышением концентрации дефектов в оксиде. с целью повы- шения прочности (за счёт измельчения зерна) в сплавы co–cr добавляют 4–4,5% (масс.) молибдена. В соответствии с требованиями международ- ного стандарта ISo 6871-87, содержание хрома, кобальта и молибдена в co–cr-сплавах должно быть в сумме не менее 85% (масс.). кобальтовые сплавы легируют никелем главным образом с целью стабилизации Гцк-решётки кобальтовой матрицы и снижения тен- денции перехода её в ГПу-решётку, который происходит при добав- лении в состав тугоплавких металлов [49], причём для стабилизации Гцк-структуры необходимо добавлять от 5 до 25% Ni. Оптимальным для повышения устойчивости к окислению является введение в ко- бальтовые сплавы 8–10% (масс.) Ni. В кобальтовые сплавы вводится в небольших количествах алюминий, главным образом, с целью по- 322 ISSN 1608-1021. Prog. Phys. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 М.А. Васильев, И.Н. Макеева, П.А. Гурин вышения устойчивости этих систем к окислению. Небольшая добав- ка Al к двойным сплавам Ni–cr и co–cr способствует образованию поверхностной защитной плёнки типа cr2o3 при более низкой кон- центрации хрома в сплаве [50]. Необходимо отметить негативную роль углерода на устойчивость к коррозии, а именно: связывание углеродом хрома в карбиды спо- собствует обеднению твёрдого раствора, кроме того, образованный при окислении углерода газообразный co разрыхляет окалину [51]. При исследовании сплавов на кобальт-хромовой основе «Пластокрист» в работе [52] доказано, что оптимальные свойства имеют сплавы с содержанием углерода 0,15–0,25% (масс.), структурной особеннос- тью которых является сильное выделение дисперсных карбидов и формирование полупроницаемой сетки карбидных выделений в мат- рице сплава. исследуемые сплавы с низким, 0,1% (масс.), и средним, 0,15–0,25% (масс.), содержанием углерода характеризуются сеткой карбидных включений и более устойчивы к коррозионным воздей- ствиям. сплавы с высоким содержанием углерода — 0,3% (масс.) — образуют массированную сетку карбидов, что способствует расшире- нию зоны не только поверхностной, но и внутренней коррозии. кроме того, с увеличением содержания углерода в сплавах образуется зна- чительное количество карбидов cr23с6 и твёрдый раствор обедняется хромом, что в свою очередь может привести к понижению устойчиво- сти металлов к коррозии. таким образом, наилучшим сочетанием, при сохранении достаточно высокой коррозионной стойкости, являют- ся сплавы с содержанием углерода 0,15–0,25% (масс.) [52]. Обобщая данные для разных кобальт-хромовых сплавов, было обнаружено, что, хотя степень и характер коррозионных повреждений сущест- венно зависят от схемы легирования сплавов и парамет ров коррози- онного процесса (температуры, давления, продолжительности), на- блюдается определённая закономерность строения поверхностной оксидной плёнки. После окисления в воздушной атмосфере для раз- ного типа сплавов наблюдается незначительная разница в строении оксидного слоя. Поверхностный окислённый слой достаточно тон- кий, состоит, в основном, из coo, cr2o3 или при незначительном со- держании хрома в сплаве — из смешанного оксида coo ⋅ cr2o3. Воз- можно также появление тонкого подслоя Al2o3 для сплавов с 3% (масс.) Al [52]. как было установлено ещё в 1968 году в работе [53], присутствие Nacl в коррозионной среде интенсифицирует процесс коррозионного разрушения и смещает максимум в область более низких темпера- тур. такую ускоренную коррозию объясняют разрушением оксидной плёнки хлоридами и их подавляющим взаимодействием с карбидами по границам зёрен. Nacl способствует коррозии, вызывая растрески- вание cr2o3 за счёт образования летучего оксихлорида хрома. ISSN 1608-1021. Usp. Fiz. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 323 Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов как было отмечено ранее, сплавы на основе Ni в полости рта мо- гут вызывать различные аллергические реакции на ионы Ni. добав- ляя различные элементы, можно модифицировать микроструктуру сплавов на основе Ni и их свойства [13]. cr обычно используется для образования барьера, так как микроструктуры, содержащие оксид- ный слой с cr, предотвращают высвобождение ионов Ni из сплавов. для обычной системы сплавов Ni–cr приблизительно 20% (масс.) cr можно рассматривать как критическую величину для образования компактного оксидного слоя cr2o3 на поверхности. как правило, большое количество слабоосаждаемых оксидов, таких как Nio или Nicr2o4, наблюдаются, когда количество cr ниже критического зна- чения [13]. титан и его сплавы относятся к материалам с отличными показа- телями биосовместимости и биоинертности в сочетании с превосхо- дными механическими свойствами. В результате многих исследова- ний во всём мире специалисты пришли к выводу о том, что самыми эффективными легирующими элементами, которые улучшают физи- ко-химические свойства и в тоже время не понижают биосовмести- мость титановых сплавов, можно назвать Nb, ta, Mo, Zr и Sn [54–59]. таким образом, правильно выбранный легирующий комплекс, кото- рый соединяет в себе биологическую инертность, пластичность, по- вышенную текучесть, будет обеспечивать лучшие свойства стомато- логического сплава. 6. Влияние защитных покрытий на коррозионную стойкость стоматологических сплавов сущность защиты поверхности с помощью разного рода покрытий заключается в изоляции металла от воздействия агрессивной среды. более 40 лет в стоматологии используется метод конечной обработки поверхности металлических зубных протезов с нанесением покрытий нитридом титана (tiN) в вакуумно-плазменных установках типа «бу- лат». В работе [60] было проведено сравнительное исследование кор- розионной стойкости нержавеющей стали 12Х18Н9т и нитрид-ти та- нового покрытия. была изучена коррозионная стойкость 10 стальных заготовок для зубных протезов, 10 стальных коронок и 10 коронок, покрытых нитридом титана. испытания проводились в двух средах искусственной слюны: среда 1 — 3% раствор молочной кислоты в дис тиллированной воде с рН = 2,80; среда 2 — 2% раствор питьевой соды в дистиллированной воде с рН = 8,75. Наблюдения в динамике за значениями электрохимических потенциалов образцов показали, что в молочной кислоте, как стальная заготовка, так и стальная ко- ронка подвержены коррозии, их потенциал увеличивается со време- нем и через 12 месяцев увеличился на −43,3 и −46,7 мВ соответствен- 324 ISSN 1608-1021. Prog. Phys. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 М.А. Васильев, И.Н. Макеева, П.А. Гурин но. Потенциал у коронок с покрытием ниже, чем у стальных, и, кроме того, коронки с покрытием имеют стабильный химический по- тенциал, который через 12 месяцев уменьшается на −20,7 мВ. Это свидетельствует о пассивации поверхности и повышении коррозион- ной стойкости. Электрохимические потенциалы заготовок, которые находились в щелочной среде, равны −84,80 ± 25,31 мВ, для сталь- ных коронок −137,00 ± 21,60 мВ и коронок с покрытием −45,40 ± ± 15,01 мВ. В коронках с покрытием электрохимический потенциал примерно втрое ниже и оставался стабильным в течение всего време- ни исследования. Авторы работы [60] утверждают, что у нитрид- титанового покрытия высокая коррозионная стойкость и биологиче- ская индифферентность, отсутствует местное и общее токсическое воздействие. Однако в последнее время учёные [61–62] выступили с предложением о запрете металлических зубных протезов с нитрид- титановым покрытием. Это связано с тем, что у каждого 4-го из 10 пациентов начинаются развиваться аллергические реакции на ни- трид титана. стальные коронки и мостовидные протезы, покрытые нитридом титана, вызывают реакцию, которая называется гальвани- зация — чувство слабого электрического тока в полости рта. Повы- шенная стойкость покрытия к абразивной стираемости приводит к тому, что размер частиц нитрида титана, снимаемых при каждом ка- сании протеза антагонистом, настолько мал, что эту микрочастичку можно отнести к молекулярному уровню вещества. А частицы таких маленьких размеров легко проникают в кровеносное русло, и, раз- носимые кровью, оседают на клетках любого внутреннего органа. Все выше сказанное касается и сравнительно нового защитно-де кора тив- ного покрытия — нитрида циркония, который стали применять око- ло 6 лет назад и который, по мнению авторов [61], также клинически недостаточно изучен. было установлено [61], что за щитно-деко ратив- ные покрытия нитридом титана и нитридом циркония паяных про- тезов дают положительный эффект — уменьшение разности потен- циалов только в ближайшие сроки после протезирования, а в от да- лённые сроки разности потенциалов больше, чем для нержавеющей стали. для цельнолитых протезов покрытия нитридом титана и ни- тридом циркония не оказывают статистически достоверного влияния на разницу потенциалов в полости рта в ближайшие и отдалённые сроки после протезирования. В то же время защитно-декоративное покрытие паяных протезов нитридом титана и нитридом циркония оказывают отрицательное влияние на эксплуатационное состояние протезов, при этом наибольшее отрицательное влияние оказывает защитно-декоративное покрытие нитридом титана. Авторами работы [63] проведено детальное исследование корро- зионных характеристик электролитических покрытий Al2o3 на по- верхности сплава co–cr. Перед осаждением образцы механически ISSN 1608-1021. Usp. Fiz. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 325 Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов полировались порошком Al2o3 (1 мкм). Электролитическое осажде- ние покрытия Al2o3 (порядка 1 мкм толщины) проводили в растворе 0,1M Al(No3) при катодной плотности тока 0,5 мА·см–2 в течение 300 с. После этого образцы отжигали на воздухе при 800 к в течение 20, 80 и 160 мин. результаты коррозионных испытаний приведены в табл. 4. коррозионной средой служил раствор Hank’s. как видно из табл. 4, после отжига при 800 к покрытие характеризуется высо- кими значениями потенциала Питтинг-коррозии Epit, защитным по- тенциалом Epp, потенциалом коррозии Ecorr и более низким током коррозии icorr. В работе [64] исследовано влияние биоинертного покрытия диок- сида циркония (толщиной 1 мкм и 5 мкм) на изменение коррозион- ной стойкости стоматологических конструкций из кобальт-хромовых и никель-хромовых сплавов, а также структуру и степень адгезии указанного покрытия к поверхности сплавов. Покрытие нанесено ме- тодом высокочастотного магнетронного напыления. установлено, что указанные плёнки являются тетрагональным кристаллическим по- литипом Zro2, который имеет высокие механические характеристи- ки. Возвышения и впадины рельефа конструкций покрываются одно- родным сплошным слоем уже при толщине 1 мкм, что обеспечивает полное отсутствие очагов коррозии. Однако следует отметить, что плёнки имеют лучшую адгезию к никель-хромовым сплавам по срав- нению с кобальт-хромовыми. Полученные результаты позволили ре- комендовать использование покрытия Zro2 для коррозионной защи- ты ортопедических стоматологических конструкций при условии обеспечения их надлежащей адгезии. с целью улучшения химических и физических свойств поверх- ностных слоёв металлических имплантатов широко используют на- несения неорганических покрытий на основе керамических, поли- мерных и углеродных соединений. Применение золь-гелевого метода позволяет получать гибридные покрытия, содержащие органические и неорганические слои [65]. Перед процессом покрытия образцы по- лировались до зеркального блеска порошком Al2o3 (0,3 мкм), а затем окислялись на воздухе при 300 °c (30 мин). для образования покры- тия образцы погружали в коллоидный раствор SіО2, полученный пу- Таблица 4. Электрохимические параметры сплава Co–Cr с различным состоянием поверхности [62] Table 4. Electrochemical parameters of the Co–Cr alloy with different surface states [63] Образец Ecorr, В icorr, мА/см2 Epit, В Epp, В без покрытия –0,2359 40,856 0,4480 0,0281 Покрытие Al2o3 0,0088 23,139 0,06023 0,1770 326 ISSN 1608-1021. Prog. Phys. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 М.А. Васильев, И.Н. Макеева, П.А. Гурин тём гидролиза и поликонденсации тетраетилсиликата и метилтрие- тилкремниевой органики в пропорции 40 : 60. В качестве катали затора использовалась уксусная кислота, растворителем служил этанол. синтез происходил при температуре 400 °c в течение 3-х часов. Об- разцы вынимали из ванны со скоростью 3,5 см/с, затем выжигали в печи при 450 °c (30 мин). для данного гибридного покрытия ха- рактерно присутствие Si–cH3 групп, формирующих органические– неорганические слои. Потенциодинамичные поляризационные кри- вые показали, что для данных покрытий характерно уменьшение то ка коррозии на два порядка величины при неизменном потенциале кор- розии [65]. 7. Влияние поверхностных обработок стоматологических сплавов на их коррозионную стойкость В последнее десятилетие интенсивно развиваются различные методы для обра- ботки металлических поверхностей дентальных и других имплантатов с целью улучшения их биосовместимых свойств. Получили развитие такие методы, как механическое истирание [66], трение в контролируемой среде [67], пескоструйная [68–70] и ультразвуковая ударная обработки [6–7, 29, 68]. данные методы поверхностного упрочнения обеспечивают су щест- венные изменения дислокационной структуры в поверхностном слое, измельчения зёрен до субмикро- и нанометровых размеров. как след- ствие, поверхностное наноструктурирование способствует существен- ному увеличению коррозионной стойкости, прочностных ха рак те рис- тик и других свойств [68]. Возникли новые направления, связанные с применением микроплазменной, ионной и лазерной тех нологии для обработки поверхности биосовместимых металлических материалов. далее будет рассмотрено влияние вышеназванных поверхностных об- работок на коррозионные свойства поверхности стоматологических сплавов. 7.1. Интенсивная пластическая деформация среди методов модификации поверхности интенсивной пластической деформацией будут рассмотрены пескоструйная обработка и ультра- звуковая ударная обработка, которые за счёт многократного ударного действия ударных элементов обеспечивают протекание процесса ин- тенсивной пластической деформации поверхностного слоя, что при- водит к формированию ультрадисперсных и наноразмерных зёрен- ных структур. Авторы работы [69] исследовали разные виды механической по- верхностной обработки на характеристики электрохимической кор- розии сплавов co–cr в 0,9%-ном растворе Nacl. было показано, что коррозионная стойкость улучшается в такой последовательности: пе- ISSN 1608-1021. Usp. Fiz. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 327 Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов скоструйная обработка, шлифование на абразивной бумаге № 600, полирование до зеркального блеска. Последняя процедура рекомен- дуется для оценки коррозионных свойств стоматологических сплавов. При изготовлении протезов с керамическим покрытием одной из важнейших финишных обработок металлической конструкции явля- ется пескоструйная обработка порошком Al2o3 для получения опти- мальной шероховатости. такая обработка может снимать с поверх- ности значительную часть материала (металл, оксидную плёнку), что может влиять на коррозионные свойства. В работе [70] эрозийная воздушная обработка стоматологического сплава ‘bondy-Loy’ (Krupp Medizintechnik GmbH, Германия), состав которого приведён в табл. 1, проводилась на установке Heraues combilabor Kulzer cL-FSG94. диа- метр сопла 2–2,5 мм, рабочее давление воздуха 4 атм. Образцы об- рабатывались стандартным порошком чистого корунда Al2o3 (‘renfer’ codra, Германия), размер частиц — 250 и 125 мкм. учитывая изме- нения скорости эрозии и шероховатости поверхности, оптимальное время пескоструйной обработки зубных протезов перед нанесением керамического покрытия лежит в пределах 3–10 с. было установле- но, что пескоструйная обработка порошком Al2o3 приводит к значи- тельным изменениям физико-химического состояния поверхности. Поверхность обработанных образцов обогащается оксидами алюми- ния Al2o3 до 17% (ат.) и кремния Sio2 до 6% (ат.) содержание основ- ных компонентов сплава значительно уменьшается: со — в 15 раз, cr — в 3 раза, Мо — в 5 раз. После 10 секунд обработки субмикрон- ный поверхностный слой состоит из оксидов кобальта coo, хрома cr2o3, алюминия Al2o3 и кремния Sio2. коррозионные испытания проводились по 2-х электродной методике при температуре 35,5 °c ± ± 0,1 °c, исследуемая площадь составляла 1 см2. состав электролита: H2o (1 л), Kcl (0,038 г), cacl (0,0194 г), NaHco3 (0,021 г), Na2HPo4 (0,1 г) (см. раздел 2). результаты коррозионных испытаний после различного времени эрозийной обработки частицами Al2o3 размером 125 мкм показали, что характер изменения значений поверхностных потенциалов такой же, как и в случае полированной поверхности (рис. 6, а). Примерно за 20 часов обработки значение поверхностного потенциала меняется от −280 мВ до −22 мВ. В то же время, обработка поверхности сплава частицами Al2o3 размером 250 мкм в течение 15 с приводит к значительным изменениям значений поверхностного потенциала (рис. 6, б). В начальный момент контакта с электролитом он составляет −22 мВ, затем за несколько секунд резко повышается, в дальнейшем в течение 5 минут его значение изменяется до −50 мВ. При дальнейшей выдержке значение поверхностного потенциала достаточно медленно меняется, поэтому измерения остановили на уровне –55 мВ. улучшение коррозионных свойств поверхности сплава ‘bondy-Loy’ объясняется тем, что в резуль тате обработки 328 ISSN 1608-1021. Prog. Phys. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 М.А. Васильев, И.Н. Макеева, П.А. Гурин создаётся более совершенный поверхностный слой за счёт нанострук- турирования. Этот же сплав был подвергнут ультразвуковой ударной обработке [7]. для деформационной обработки сплава ‘bondy-Loy’ была исполь- зована ультразвуковая установка, изготовленная в институте метал- лофизики им. Г.В. курдюмова НАН украины [71]. Перед обработкой образцы подвергались нормализующему отжигу, шлифовке и поли- ровке. Обработка проводилась на воздухе в течение 10 и 30 секунд с энергией удара 6 мдж. сила удара — 200 Н, а амплитуда ко лебаний торца — 30 мкм. коррозионные испытания проводились в двухэлек- тродной электрохимической ячейке по методике, описанной выше. данные коррозионных испытаний после уЗуО приведены на рис. 7. В исходном состоянии в начальный момент контакта сплава с элек- тролитом поверхностный потенциал имеет самое низкое значение на Рис. 7. Потенциал коррозии сплава «bondy-Loy» в зависимости от времени выдержки в растворе искусственной слюны в исходном состоянии (1) и по- сле ультразвуковой ударной обработки в течение 10 с (2) и 30 с (3) [7] Fig. 7. corrosion potential of ‘bondy-Loy’ alloy as a function of immersion time in a solution of artificial saliva in the ori- ginal state (1) and after ultrasonic impact treatment for 10 s (2) and 30 s (3) [7] Рис. 6. Потенциал коррозии сплава «bondy-Loy» в зависимости от времени вы- держки в растворе искусственной слюны после пескоструйной обработки в тече- нии 15 с частицами Al2o3 разных размеров: а — 125 мкм, б — 250 мкм [70] Fig. 6. corrosion potential of the ‘bondy-Loy’ alloy as a function of time of immersion in a solution of artificial saliva after sandblasting for 15 s with Al2o3 particles of different sizes: a — 125 µm, б — 250 µm [70] ISSN 1608-1021. Usp. Fiz. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 329 Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов уровне −207 мВ и в дальнейшем увеличивается по экспоненте. После уЗуО кривые изменения поверхностного потенциала от времени име- ют совершенно другой вид. для обоих образцов после уЗуО началь- ные значения поверхностного потенциала становятся заметно более положительными в сравнении с исходным сплавом. у образца после уЗуО в течении 10 с при контакте с электролитом сразу наблюдается максимальное значение поверхностного потенциала –70 мВ, который постепенно уменьшается в течении 105 с, а затем снова увеличивает- ся до достижения устойчивого значения. В случае уЗуО в течении 30 с наблюдаются небольшие колебания при среднем значении поверх- ностного потенциала 120 мВ в течении первых 80 с, затем он посте- пенно увеличивается до достижения устойчивого значения. таким образом, образцы сплава ‘bondy-Loy’ после уЗуО длительностью 10 и 30 с проявляют повышенную стойкость к коррозии в растворе ис- кусственной слюны по сравнению с исходным сплавом. Максималь- ная коррозионная стойкость наблюдается при уЗуО длительностью 10 с. После коррозионных испытаний был проведён анализ химичес- кого состава поверхности. Методами рентгеновской фотоэлектрон - ной спектроскопии (рФЭс) и масс-спектрометрии вторичных ионов (МсВи) было установлено, что уЗуО длительностью до 30 с значи- тельно изменяет состав поверхности, а именно, приводит к окисле- нию поверхности и сегрегации как основных элементов, так и при- месей из объёма. Пассивный поверхностный слой толщиной порядка 2 нм состоит, в основном, из оксидов хрома и кремния. Относитель- ное содержание cr2o3 на поверхности сплава увеличивается с продол- жительностью уЗуО. как примеси, присутствуют оксиды кобальта, молибдена и железа. Железо переходит с ударного стального бойка в сплав в процессе уЗуО (Fe — основной компонент материала бойка). Возможный механизм переноса материала от бойка к сплаву при уЗуО обсуждается в работе [72]. улучшение коррозионных свойств в результате уЗуО объясняется наноструктурированием поверхности и изменением её состава, так как известно, что оксиды хрома и крем- ния обладают высокой способностью к пассивации [7]. ультразвуковая ударная обработка сплава Вт6 (ti–6Al–4V) на воздухе продолжительностью от 30 до 150 с [72] привела к нараста- нию аморфного смешанного оксидного слоя, толщина которого ли- нейно росла со временем обработки, и сопровождалась поглощением азота из атмосферы. Авторами работ [73, 74] было проведено исследование влияния продолжительности уЗуО на коррозионное поведение сплавов на ос- нове циркония: Zr–1 масс.% Nb, Zr–2,5 масс.% Nb и двух β-сплавов: Zr–18 масс.% Nb, Zr–18 масс.% Nb–31 масс.% ti в течение 120 и 240 с. коррозионные исследования проводили по стандартной трёх- электродной методике в растворе 3,5% Nacl при комнатной темпера- 330 ISSN 1608-1021. Prog. Phys. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 М.А. Васильев, И.Н. Макеева, П.А. Гурин туре, с помощью каломельного сравнительного электрода и регистри- рующей платиновой пластинки. изменения потенциала коррозии и ширины области пассивации представлены на рис. 8, а, б. из выше- приведённых результатов изменения коррозионного поведения мож- но сделать вывод, что в исходном закалённом состоянии самая высо- кая величина потенциала коррозии (активного растворения) Ecorr наблюдается для сплава Zr–1 масс.% Nb, но у него самый низкий потенциал разрушения окисной плёнки Ebd по отношению к сплаву Zr–2,5 масс.% Nb и обоим β-сплавам. Область пассивации (∆Ер = Ebd) шире в обоих β-сплавах. Положительное влияние ультразвуковой ударной обработки проявляется в четырёх ключевых моментах: по- сле обработки повышается потенциал в зоне активного растворения Ecorr, повышается потенциал Ebd, расширяя область пассивации ∆Ер, и снижается ток коррозии icorr. При этом оба β-сплава после уЗуО демонстрируют более высокую устойчивость к активному растворе- нию (повышение величины Ecorr) как по отношению к исходному со- стоянию после закалки, так и по отношению к α-сплавам. сплав Zr–2,5 масс.% Nb показал уменьшение Ecorr. устойчивость к разру- шению окисной плёнки (увеличение величины Ebd) повышается в обоих α-сплавах, тогда как β-сплавы показывают худшую устойчи- вость окисной плёнки, что может быть связано как с разницей в плотности кристаллических решёток, так и с разной их склонностью к текстурообразованию. Описанные особенности коррозионного по- ведения исследуемых сплавов после ультразвуковой ударной обра- ботки объясняются изменением их структуры и фазового состояния. Рис. 8. Потенциал коррозии (а) и ширина области пассивации (б) сплавов на ос- нове Zr в зависимости от режима ультразвуковой ударной обработки (уЗуО) [73] Fig. 8. corrosion potential (a) and width of the passivation area (б) of Zr-based alloys as a function of the ultrasonic impact treatment (UIt) (уЗуО) regime [73] ISSN 1608-1021. Usp. Fiz. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 331 Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов 7.2. Микроплазменная обработка и ионная имплантация В работе [75] предложена методика предварительной обработки по- верхностного слоя сплавов co–cr и Ni–cr методом микроплазменной обработки, которая позволяет заменить трудоёмкие процессы песко- струйной обработки, обезжиривания и очищения от примесей. было показано, что микроплазменная обработка вдвое повышает коррози- онную стойкость сплава co–cr в 2 % растворе лимонной кислоты, и в 3 раза повышается коррозионная стойкость сплава Ni–cr в 3 % рас- творе хлорида натрия. Влияние имплантации ионов Si+ с энергией 100 кэВ и плотностью потока частиц 1,5 ·1017, 3,0 ·1017 и 4,5 ·1017 Si+ ион/см2 на коррозион- ную стойкость и структуру сплава co–cr типа Vitallium (химический состав приведён в табл. 1) было изучено авторами работы [76]. уста- новлено, что имплантация ионов кремния приводит к образованию аморфного поверхностного слоя и увеличивает сопротивление к кор- розии в растворе 0,9 % Nacl. коррозионные испытания проводились по стандартной методике при температуре 37 °c относительно кало- мелевого электрода. Отжиг имплантированных образцов при 200 °c ещё более улучшил коррозионную стойкость благодаря образованию фазы cr3co5Si2. толщина оксидного слоя, образующегося при анод- ной поляризации, зависела от дозы имплантированного кремния. Однако, не все так однозначно в случае имплантации кобальт- хромового сплава AStM F-75 (co–28cr–6Mo) ионами азота с энергией 100 кэВ при температуре, близкой к комнатной [77]. чтобы оценить влияние различных доз ионов N+ на свойства поверхности, были вы- браны пять уровней дозы имплантации: 1,5 ⋅ 1017, 2,0 ⋅ 1017, 2,5 ⋅ 1017, 3,5 ⋅ 1017 и 4,0 ⋅ 1017 N+/см2. Электрохимические измерения проводи- лись в обычной трёхэлектродной ячейке c хлорсеребряным электро- дом сравнения. Перед измерениями образцы оставляли для стабили- зации в условиях разомкнутой цепи для достижения стабильного Рис. 9. Поляризационные кривые в бычьей сыворотке неимплантирован- ного co–cr сплава (1) и образцов, имплантированных азотом при раз- личных его дозах: 1,5 ⋅ 1017 (2), 2,0 ⋅ 1017 (3), 2,5 ⋅ 1017 (4), 3,5 ⋅ 1017 (5) и 4,0⋅1017 (6) N+/см2 [76] Fig. 9. Polarization curves in the bo- vine serum of the unimplanted co–cr alloy (1) and the samples implanted with different doses of nitrogen: 1.5 × × 1017 (2), 2.0⋅1017 (3), 2.5 ⋅ 1017 (4), 3.5 × × 1017 (5), and 4.0 ⋅ 1017 (6) N+/cm2 [76] 332 ISSN 1608-1021. Prog. Phys. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 М.А. Васильев, И.Н. Макеева, П.А. Гурин значения потенциала коррозии. Затем проводили потенциодинамичес- кие измерения при частоте сканирования 1 мВ/с, от −800 до 1800 мВ. Электролитом служила бычья сыворотка крови. Потенциодинамиче- ские кривые поляризации показаны на рис. 9. из них следует, что ионная имплантация увеличивает потенциал коррозии с увеличени- ем дозы имплантации ионами N+ по сравнению с необработанным co–cr сплавом. Однако это только первое приближение, а для оцен- ки кинетики коррозии необходимо учитывать и другие параметры, такие как ток коррозии (icorr) и поляризационное сопротивление (Rp). Значения плотности тока коррозии и поляризационного сопротивле- ния, полученных из поляризационных кривых, показаны на рис. 10, а и б соответственно. Можно сделать вывод, что нет чёткой связи между значениями Rp, плотностью тока и дозой имплантации. для дозы менее 3,5 ⋅ 1017 N+/см2 значение тока коррозии постепенно умень- шалось, а сопротивление поляризации постепенно увеличивалось с увеличением дозы внедрения ионов. Однако с увеличением дозы вы- ше 3,5 ⋅ 1017 N+/см2 плотность тока увеличилась, а сопротивление по- ляризации уменьшилось. следовательно, более высокие дозы имплан- тации ионов азота снижают коррозионную стойкость сплава. таким образом, различные дозы имплантации вызывают различные измене- ния характеристик коррозионной стойкости, а образец, имплантиро- ванный с дозой 2,5 ⋅ 1017 N+/см2, обладает наилучшей коррозионной стойкостью. Эффект ухудшения коррозионных свойств образцов, им- плантированного в более высоких дозах, объясняется образованием нанокристаллов crN в аморфной матрице. Рис. 10. ток коррозии (а) и поляризационное сопротивление (б) в зависимости от дозы имплантации ионами азота [76] Fig. 10. corrosion current (a) and polarization resistance (б) as a function of the dose of nitrogen ion implantation [76] ISSN 1608-1021. Usp. Fiz. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 333 Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов 7.3. Лазерная обработка лазерная обработка представляется перспективной как с точки зре- ния обеспечения более высокого качества микроморфологии поверх- ности материалов, так и с точки зрения повышения их коррозионной стойкости [8, 27–28, 78–81]. В работе [78] лазерная обработка ис- пользовалась с целью повышения коррозионной стойкости кобальт- хромового сплава «целлит-П» (co — 42,30%, cr — 27,80%, Ni — 24,90%, Si — 2,14%, Al — 1,50%; Fe — 0,57%; Mn — 0,80%, ti <0,02%; W — <0,01%, Mo — <0,005%). Образцы сплава «целлит-П» перед лазерным воздействием подвергались механическому шлифо- ванию, пескоструйной обработке и электрополировке. лазерная об- работка проводилась на промышленной установке «квант-12» с им- пульсным твердотельным Nd:YAG лазером. измерение поверхностных потенциалов проводилось по двухэлектродной методике. Значения потенциалов получены относительно хлорсеребряного электрода срав- нения ЭВл-1М2. режимы лазерной обработки исследованного сплава подбирались эмпирически на основе ориентировочных расчётов тем- пературных величин и результатов физико-химического контроля состояния поверхности методом рФЭс, а также измерения поверх- ностных потенциалов в растворе модельной слюны. лазерная обра- ботка проводилась при энергии облучения 0,68 дж. Путём измене- ния диаметра лазерного луча обеспечивалась разная плотность мощности: 394 (режим 1), 258 (2), 176 (3) и 135 (4) дж/см2. В табли- це 5 приведены усреднённые данные пяти измерений потенциалов сплава «целлит-П» после электрополировки и различных режимов лазерной обработки (1–4). как видно из данных, приведённых в таб- лице, лазерная обработка приводит к существенному снижению вели- чины потенциалов вплоть до положительного значения для режима 4. Это свидетельствует о формировании под лазерным воздействием но- вого физико-химического состояния поверхности сплава, что обеспе- чивает лучший эффект пассивации. При фазовом анализе методом рФЭс [78] было обнаружено, что после лазерного воздействия по- Таблица 5. Электрохимические потенциалы после лазерной обработки и электрополировки сплава «Целлит-П» [75] Table 5. Electrochemical potentials after laser treatment and electropolishing of the ‘CELLIT-P’ alloy [78] режимы обра ботки Потенциал (Ecorr), мВ режимы обра ботки Потенциал (Ecorr), мВ лазерная обработка Электропо- лировка лазерная обработка Электропо- лировка 1 2 –11 –2 –290 3 4 –22 +44 –290 334 ISSN 1608-1021. Prog. Phys. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 М.А. Васильев, И.Н. Макеева, П.А. Гурин верхностный слой сплава состоит только из оксида хрома cr2o3. именно этот оксид и обеспечивает низкие поверхностные потенциа- лы, так как он обладает высокой способностью к пассивации. Подоб- ные результаты получены при исследовании влияния лазерной об- работки с аналогичными режимами на коррозионную стойкость хром-кобальтового сплава ‘bondy-Loy’ [27]. На рисунке 11 приведе- ны усреднённые данные измерений потенциалов поверхности сплава ‘bondy-Loy’ после электрополировки и различных режимов лазерной обработки. как видно, лазерная обработка приводит к существенно- му снижению отрицательной величины потенциалов. как и в преды- дущем случае, фазовый анализ методом рФЭс показал присутствие на поверхности только оксида хрома cr2o3. таким образом, лазерная обработка приводит к образованию на поверхности сплавов оксидно- го слоя с высокими пассивирующими свойствами. известно, что при лазерном нагреве металлов, находящихся в среде кислорода или воздуха, на их поверхности формируются оксид- ные слои, которые растут даже при воздействии очень коротких им- пульсов лазерного излучения (порядка 100 нс). Поверхностное изо- метрическое окисление металлов происходит в несколько стадий, включая адсорбцию кислорода на поверхности, связывания им сво- бодных электронов металла или оксида, образующуюся диффузию и электроперенос ионов металла и кислорода по дефектам продуктов реакции в межзёренных границах, а также собственно химическую реакцию окисления. Основным фактором, определяющим кинетику Рис. 12. Потенциал коррозии сплава co–cr в зависимости от времени для исхо- дного (1) и обработанного лазером (2) образцов [79] Fig. 12. the corrosion potential for the co–cr alloy vs. the time for the origin (1) and laser-treated (2) samples [79] Рис. 11. Потенциал коррозии сплава «bondy-Loy» после электрополировки и раз- личных режимов лазерной обработки [27] Fig. 11. corrosion potential of the ‘bondy-Loy’ alloy after electropolishing and various modes of laser treatment [27] ISSN 1608-1021. Usp. Fiz. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 335 Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов Рис. 13. Поляризационные кривые для сплава ti–6Al–4V после лазерной обра- ботки (1) и в исходном состоянии (2) [81] Fig. 13. Polarization curves for the ti– 6Al–4V alloy after the laser treatment (1) and in the initial state (2) [81] окисления металла, является те- пловое воздействие лазерного из- лучения на металл и систему металл–оксид. В работе [79] сплав co–cr (co — 64,061% (масс.), cr — 29,83%, Мо — 5,35%, с — 0,38%, S — 0,009%, Fe — 0,37%) был обработан сО2-лазером everlaser 548 в атмосфере N2, чтобы избежать окисления. коррозионные ис- пытания проводились по стандартной методике в электролите сле- дующего состава (в мМ): Na+ 137, K+ 4, ca2+ 6,6, Mg2+ 5,0, cl– 110, ацетат 36,8, рН = 6,7. Непрерывный мониторинг потенциала корро- зии в разомкнутой цепи был проведён в течение 6 суток. Обнаружено изменение состава поверхности, приводящее к обогащению поверх- ностного слоя кислородом и улучшению коррозионной стойкости в физиологическом растворе (рис. 12). В работах [80–85] исследованы возможности лазерного переплава поверхностного слоя с целью повышения коррозионной стойкости титановых имплантатов. Эксперименты показали, что применение YAG : Nd (1,064 мкм) или эксимерного (248 нм) лазера существенно повышает сопротивление коррозии ti и его сплавов. Этот эффект об- условлен процессом интенсивного окисления поверхности и форми- рованием оксидов tio, tio2 и ti2o3. Например, после обработки по- верхности сплава ti–6Al–4V эксимерным лазером [82] потенциал точечной коррозии для необработанного и обработанного образца со- ставляет 3,51 и 5,56 В соответственно. кроме того, критический ток коррозии после лазерного переплава уменьшается в семь раз. Таблица 6. Параметры коррозии сплава Ti—6Al—4V после различных обработок [84] Table 6. Corrosion parameters of Ti–6Al–4V alloy after different surface treatments [84] Обработка Ecorr, мВ icorr, мкА vcorr · 10–6, мм/год Механическая –199 0,003 29 лазерная +50 0,00059 7 336 ISSN 1608-1021. Prog. Phys. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 М.А. Васильев, И.Н. Макеева, П.А. Гурин Авторами работы [81] обработка титановых имплантатов произво- дилась лазером YAG:Nd (λ = 1,064 мкм, t = 5 и 20 мс, f = 10 и 30 Гц, мощность импульса — 10,8 и 20,5 дж, скорость сканирования лазер- ного луча — в пределах 150–1200 мм/м) в атмосфере аргона для ис- ключения окисления в процессе лазерного переплава поверхности. толщина переплавленного слоя и его ширина лежали в пределах 0,5–1 мм и 1,7–2,0 мм, соответственно, в зависимости от режима об- лучения. для коррозионных испытаний поверхность обрабатывалась таким образом, что переплавленные лазером дорожки частично пере- крывались. Непосредственно перед коррозионными испытаниями об- работанная поверхность подвергалась механической полировке для уменьшения шероховатости. коррозионные испытания проводились путём регистрации потенциодинамических поляризационных кри- вых (по стандартной трёхэлектродной методике) для образцов, поме- щённых в 3%-раствор Nacl. из поляризационных кривых, приведён- ных на рис. 13, видно существенное улучшение коррозионной стой - кости после лазерного воздействия. изучено влияние лазерной обработки эксимерным KrF-лазером (λ = 248 нм, t = 25 нс, f = 20 Гц, скорость сканирования — 1 мм/с) на коррозионные свойства титанового сплава ti–6Al–4V [83]. Обработка проводилась в среде аргона. коррозионные испытания проводились в 2М-растворе Nacl. Эксперименты показали, что после лазерного воз- действия критический ток коррозии и критический потенциал кор- розии изменились следующим образом: 6,8 ⋅ 10−8 А/см2 (исходный 9,72 ⋅ 10−8 А/см2), 5,56 В (исходный 3,51 В). По мнению авторов дан- ной работы, улучшение коррозионной стойкости после лазерного воз- действия обусловлено сегрегаций атомов алюминия в пределах α-фазы и формирования боле стойкого слоя оксида алюминия. коррозионные испытания поверхности образцов ti–6Al–4V, со- стоящей из оплавленных и перекрывающихся лазерных дорожек по- сле воздействия лазером YAG : Nd (λ = 1,06 мкм, W = 0,5 кВт, t = 2,6 мс, f = 4 Гц, скорость сканирования — 250 мм/м в среде аргона), были проведены в физиологическом растворе Hank’s [84]. Характеристики коррозии приведены в табл. 6. улучшение коррозионной стойкости после лазерной обработки объясняется плавлением и окислением по- верхности сплава, имеющей благоприятную морфологию оксидного и нижележащего приповерхностного слоя. В работе [85] после воздействия лазером YAG : Nd (λ = 1,06 мкм, t = 200 мкс, f = 2 Гц, q = 0–200 дж/см2) испытания на коррозию в Hank’s растворе образцов сплава ti–6Al–4V дали следующие резуль- таты (для 140 дж/см2): скорость коррозии снизилась в 4 раза, а по- тенциал и ток коррозии снизились приблизительно в 2 и 4 раза соот- ветственно. ISSN 1608-1021. Usp. Fiz. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 337 Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов 8. Выводы Электрохимическую активность стоматологических сплавов опреде- ляет целый ряд факторов, таких как химический состав, микро- структура, способ изготовления, а также обработка поверхности. Правильно выбранное легирование металлов позволяет не только по- высить некоторые коррозионно-механические характеристики, но и (как следствие) предотвратить возникновение патологических про- явлений в полости рта. различные виды механической обработки или воздействие химически активных сред, применяемые в зубопро- тезной технологии металлических сплавов, приводят к специфиче- ским изменениям физико-химического строения тончайшего поверх- ностного слоя. улучшение коррозионных свойств стоматологических металлических сплавов в результате уЗуО происходит благодаря на- ноструктурированию поверхности и формированию поверхностного слоя с высокими пассивирующими свойствами. лазерная обработка приводит к образованию на поверхности сплавов оксидного слоя с высокими пассивирующими свойствами, тем самым минимизирует негативное влияние металлов сплава протеза на организм человека. Однако следует отметить, что работы, направленные на улучшение физико-химических свойств поверхности стоматологических сплавов с помощью лазерной обработки, как и в случае использования уль- тразвуковой ударной обработки, находятся на начальной стадии сво- его развития и ещё не получили практического применения в стома- тологии. цитирОВАННАЯ литерАтурА 1. Ю. Пучков, М. Орлов, с. березина, Теория коррозии и методы защиты метал- лов (Москва: МГту им. баумана: 2014). 2. М.А. Васильев, В.и. беда, П.А. Гурин, Физиологический отклик на состоя- ние поверхности металлических дентальных имплантатов (львов: Гал- дент: 2010). 3. В.с. Онищенко, Непереносність сплавів металів зубних протезів (клініко- лабо раторні дослідження) (Автореф. дис. докт. мед. наук) (київ: Націо- нальний медичний університет ім. О.О. богомольця: 1995). 4. А.и. Воложин, А.А. бабахин, л.В. дубова, д.А. сорокин, Стоматология, № 5: 57 (2004). 5. Г.и. Назаров, л.Г. спиридонов, Стоматология, № 2: 60 (2004). 6. Yu.N. Petrov, G.I. Prokopenko, b.N. Mordyuk, M.A. Vasylyev, S.M. Voloshko, V.S. Skorodzievski, and V.S. Filatova, Mater. Sci. Eng. C, 58: 1024 (2016). 7. S.P. chenakin, V.S. Filatova, I.N. Makeeva, and M.A. Vasylyev, Appl. Surf. Sci., 408: 11 (2017). 8. М.А. Васильев, М.М. Нищенко, П.А. Гурин, Успехи физ. мет., 11: 209 (2010). 9. W.A. Uriciuc, H. Vermeșan, A.b. bosca, and A. Ilea, Curr. Trends Biomed. Eng. Biosci., 14, Iss. 2: 555882 (2018). 10. S. capelo, L. Proenзa, j.c.S. Fernandes, and I.t.e. Fonseca, Int. J. Electrochem. Sci., 9: 593 (2014). 338 ISSN 1608-1021. Prog. Phys. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 М.А. Васильев, И.Н. Макеева, П.А. Гурин 11. d. renita, S. rajendran, and A. chattree, Ind. J. Advanc. Chem. Sci., 4, Iss. 4: 478 (2016). 12. d. rylska, G. Sokołowski, j. Sokołowski, and M. Łukomska-Szymańska, Acta Bioeng. Biomech., 19, Iss. 2: (2017). 13. L. Porojan, c.e. Savencu, L.V. costea, M.L. dan, and S.d. Porojan, Int. J. Electrochem. Sci., 13: 410 (2018). 14. S. Mercieca, M.c. conti, j. buhagiar, and j. camilleri, J. Appl. Biomater. Funct., 16, Iss. 1: 47 (2018). 15. e. Kretz, P. berthod, and t. Schweitzer, J. Dent. Craniofac. Res., 3, Iss. 1: 5 (2018). 16. F. ren, W. Zhu, and K. chu, J. Mech. Behav. Biomed. Mater., 60: 139 (2016). 17. c.e. Savencu, L.V. costea, M.L. dan, and L. Porojan, Int. J. Electrochem. Sci., 13: 3588 (2018). 18. d. Ionita, F. Golgovici, A. Mazare, M. badulescu, I. demetrescu, and G.-r. Pandelea- dobrovicescu, Mater. Corros., 69, Iss. 10: 1403 (2018). 19. W.A. Uriciuc, H. Vermeșan, A.b. boșca, and A. Ilea, Curr. Trends Biomed. Eng. Biosci., 14, Iss. 2: 555882 (2018). 20. W. Zai, M.H. Wong, and H.c. Man, Appl. Surf. Sci., 464: 404 (2019). 21. P. Ming, S. Shao, j. Qiu, Y.Yu, j. chen, j. Yang, W. Zhu, M. Li, and c. tang, RSC Adv., 7: 5843 (2017). 22. j. Nierlich, S.N. Papageorgiou, and c. bourauel, Eur. J. Oral Sci., 124, Iss. 3: 287 (2016). 23. r. Galo, r.F. ribeiro, r.c.S. rodrigues, L.A. rocha, and M.G. chiarello de Mattos, Braz. Dent. J., 23, No. 2: 141 (2012). 24. М.А. Васильев, В.с. Филатова, П.А. Гурин, Журнал функциональных мате- риалов, 1, № 2: 42 (2007). 25. М.О. Васильєв, В.с. Філатова, П.О. Гурін, л.Ф. Яценко, Літопис травма- тології та ортопедії, № № 1–2 (29–30): 243 (2014). 26. t. Yavuz, A. Acar, S. Akman, and A.N. ozturk, Mater. Sci. Appl., 3: 163 (2012). 27. В.І. біда, П.О. Гурин, М.О. Васильєв, В.с. Філатова, Зб. наук. праць співробіт. НМАПО ім. П.Л. Шупика, 21, № 2: 87 (2012). 28. P. Mengucci, G. barucca, A. Gatto, e. bassoli, L. denti, F. Fiori, e. Girardin, P. bastianoni, b. rutkowski, and A. czyrska-Filemonowicz, J. Mech. Behav. Biomed. Mater., 60: 106 (2016). 29. b.N. Mordyuk, G.I. Prokopenko, M.o. Vasiliev, and M.o. Iefimov, Mater. Sci. Eng. A, 458: 253 (2007). 30. X.P. jiang, X.Y. Wang, j.X. Li, d.Y. Li, c.-S. Man, M.j. Shepard, and t. Zhai, Mater. Sci. Eng. A, 429, Iss. 1–2: 30 (2006). 31. Металлы. Справочник (ред. Майкл л. бауччио) (ред. русского изд. Ю.П. солн- цев) (с.-Петербург: 1998). 32. c.M. Wylie, r.M. Shelton, G.j.P. Fleming, and A.j. davenport, Dent. Mater., 23, Iss. 6: 714 (2007). 33. W.c. chen, F.Y. teng, and c.c. Hung, Mater. Sci. Eng. C, 35: 231 (2014). 34. e.j. evans and I.t. thomas, Biomaterials, 7, 1: 25 (1986). 35. В.Н. трезубов, М.З. штейнгарт, л.М. Мишнев, Ортопедическая стоматоло- гия: прикладное материаловедение (с.-Петербург: спецлит: 2001). 36. A. Vadiradj and M. Kamaradj, Trans. Ind. Inst. Met., 63, Iss. 2–3: 217 (2010). 37. K. Muller and e. Valentine-thon, Neuroendocr. Lett., 27: 31 (2006). 38. А.А. ильин, б.А. колачев, и.с. Полькин, Титановые сплавы. Состав, структура, свойства (справочник) (Москва: Вилс-МАти: 2009). 39. K.M. Sherepo and I.A. red’ko, Biomed. Eng., 38, Iss. 2: 77 (2004). ISSN 1608-1021. Usp. Fiz. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 339 Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов 40. K.M. Sherepo, A.b. Parfenov, and I. S. Zusmanovich, Med. Tekh., 5: 14 (1992). 41. Q. chen and G.A. thouas, Mater. Sci. Eng. R, 87: 1 (2015). 42. e. eisenbarth, d. Velten, M. Müller, r. thull, and j. breme, Biomaterials, 25, No 26: 5705 (2004). 43. d. Kuroda, M. Niinomi, M. Morinaga, Y. Kato, and t. Yashiro, Mater. Sci. Eng. A, 43, Iss. 1–2: 244 (1998). 44. S.L. Zelinka, S.V. Glass, ch. r. boardmana, and d. derome, Corros. Sci., 102: 178 (2016). 45. р.р. Ілик, В.с. Онищенко, Новини стоматології, 1: 16 (1999). 46. Диаграммы состояния двойных металлических систем. Справочник (ред. Н.П. лякишев) (Москва: Машиностроение: 1997). 47. О. кубашевский, б. Гопкино, Окисление металлов и сплавов (Москва: Ме- таллургия: 1965). 48. Окисление металлов. Том ІІ (ред. Ж. бернар) (Москва: Металлургия: 1960) (пер. с англ.). 49. Жаропрочные сплавы (ред. ч. симс, В. Хагель) (Москва: Металлургия: 1976) (пер. с англ.). 50. G.N. Irving, j. Stringer, and d.P. Whittle, Corrosion, 33, No. 2: 56 (1977). 51. т.Ф. данилина В.Н. Наумова, А.В. Жидовигов, Литье в ортопедической стоматологии (Волгоград: Волг.ГМу:2011). 52. М.А. Омельчук, Розробка та клініко-експериментальне обґрунтування но- вих кобальт-хромових сплавів «Пластокрист» і «Керадент» в ортопедичній стоматології (Автореф. дис. докт. мед. наук) (київ: Національний медичний університет ім. О.О. богомольця: 1997). 53. M.A. de cresente and N.S. bornsteine, Corrosion, 24, No. 5: 127 (1968). 54. L. Xu, S. Xiao, j. tian, Y. chen, and Y. Huang, Trans. Nonferr. Met. Soc. China, 19, Suppl. 3: s639 (2009). 55. А.А. ильин, с.В. скворцова, А.М. Момонов, В.Н. карпов, О.А. Поляков, Металлы, 3: 97 (2002). 56. j. Kudrman, j. Fousek, V. březina, r. Míková, and j. Veselý, Kovove Mater., 45, 4: 199 (2007). 57. M. Kikuchi, Y. takada, S. Kiyosu, M. Yoda, M. Woldu, Z. cai, o. okuno, and t. okabe, Dent. Mater., 19, Iss. 3: 174 (2003). 58. W.F. Ho, c.P. ju, j.H. chern Lin, Biomaterials, 20, Iss. 22.: 2115 (1999). 59. M. balazic, j. Kopac, M.j. jackson, and W. Ahmed, Int. J. Nano Biomater., 1, No. 1: 3 (2007). 60. Э.Н. Василенко, Клинико-лабораторная методика изготовления зубных про- тезов с нитрид-титановым покрытием и их медико-биологическое исследо- вание (Автореф. дис. канд. мед. наук) (киев: киевский медицинский инсти- тут им. А.А. богомольца: 1989). 61. к.с. котов, А.В. Гуськов, Российский стоматологический журнал, 18, № 6: 43 (2014). 62. т.П. старченко, Влияние зубных протезов с нитрид-титановым покрыти- ем на морфо-функциональное состояние полости рта и верхнего отрезка желудочно-кишечного тракта (Автореф. дис. канд. мед. наук) (краснодар: кубанская государственная медицинская академия: 1996). 63. S.K. Yen and S.W. Hsu, J. Biomed. Mater. Res., 54, Iss. 3: 412 (2001). 64. О.М. Яковин, З.р. Ожоган, О.с. литвин, А.А. корчовий, Укр. стомат. аль- манах, № 6: 65 (2012). 65. L.e. Amato, d.A. Lopez, P.G. Galliano, and S.M. ceré, Mater. Lett., 59, Iss.16: 2026 (2005). 340 ISSN 1608-1021. Prog. Phys. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 М.А. Васильев, И.Н. Макеева, П.А. Гурин 66. K. Lu and j. Lu, Mater. Sci. Eng. A, 375–377: 38 (2004). 67. А.и. Юркова, А.В. белоцкий, Ю.В. Мильман, А.В. бякова, Наносистеми, наноматеріали, нанотехнології, 2, № 2: 633 (2004). 68. М.А. Васильев, Г.и. Прокопенко, В.с. Филатова, Успехи физ. мет., 5, № 3: 345 (2004). 69. t. Kaneko, M. Hattorl, K. Hasegawa, M. Yoshinari, e. Kawada, and Y. oda, Bull. Tokyo Dent. Coll., 41, Iss. 2: 49 (2000). 70. В.с. Онищенко, М.О. Васильєв, В.с. Філатова, П.О. Гурин, І.Ю. савчук, Металлофиз. новейшие технол., 28, № 4: 312 (2006). 71. Г.I. Прокопенко, М.О. Васильєв, б.М. Мордюк, Г.І. кузьміч, О.Ф. луговсь- кий, В.І. чорний, Ультразвуковий пристрій для зміцнення та нано-струк- туризації поверхні металів: Патент україни 9175. MKI В24 В1/04, В24 В39/00. (бюл. № 9) (2005). 72. M.A. Vasylyev, S.P. chenakin, and L.F. Yatsenko, Acta Mater., 103: 761 (2016). 73. Н.и. Хрипта, б.Н. Мордюк, Г.и. Прокопенко, О.П. карасевская, и.А. скиба, Тезисы 49-ой Междунар. конф. «Актуальные проблемы прочности АПП– 2010» (14–18 июня 2010 г., Киев) (киев: 2010), с. 51. 74. b.N. Mordyuk, o.P. Karasevskaya, G.I. Prokopenko, and N.I. Khripta, Surf. Coat. Technol., 210: 54 (2012). 75. В.Ф. Хетагуров, и.Ю. лебеденко, З.с. есенова, Российский стоматологиче- ский журнал, № 1: 9 (2004). 76. M. Kaminski, j. baszkiewicz, j. Kozubowski, A. bednarska, A. barcz, G. Gawlik, and j. jagielski, J. Mater. Sci., 32, Iss. 14: 3727 (1997). 77. Z. Guo, X. Pang, Y. Yan, K. Gao, A.A. Volinsky, and t.-Y. Zhang, Appl. Surf. Sci., 347: 23 (2015). 78. В.с. Онищенко, П.А. Гурин, М.А. Васильев, М.М. Нищенко, А.и. сенкевич, Ортопедическая стоматология, № 1: 119 (2004). 79. r.A. Silva, M.A. barbosa, r. Vilar, o. conde, M. da cunha belo, and I. Suther- land, J. Mater. Sci.: Mater. Med., 5, Iss. 6–7: 353 (1994). 80. e. Gyorgy, A. Perez del Pino, P. Serra, and j.L. Morenza, J. Mater. Res., 18, Iss. 9: 2228 (2003). 81. Z. Sun, I. Annergren, d. Pan, and t.A. Mai, Mater. Sci. Eng. A, 345, Iss. 1–2: 293 (2003). 82. t.M. Yue, j.K. Yu, Z. Mei, and H.c. Man, Mat. Letters, 52, Iss. 3: 206 (2002). 83. d.A. Hollandera, M. von Waltera, t. Wirtzb, r. Sellei, b. Schmidt-rohlfing, o. Paar, and H.j. erli, Biomaterials, 27, Iss. 7: 955 (2006). 84. Y.S. tain, c.Z. chen, S.t. Li, and Q.H. Huo, Appl. Surf. Sci., 242, Iss. 1–2: 177 (2005). 85. M.e. Khosroshahi, M.Mahmoodi, and j. tavakoli, Appl. Surf. Sci., 253, Iss 21: 8772 (2007). Получено 7 февраля 2019 г.; окончательный вариант — 25 апреля 2019 г. reFereNceS 1. Yu. Puchkov, M. orlov, and S. berezina, Teoriya Korrozii i Metody Zashchity Metallov [theory of corrosion and Methods of Protection of Metals] (Moscow: bauman Moscow State tech. University: 2014) (in russian). 2. M.A. Vasiliev, V.I. beda, and P.А. Gurin, Fiziologicheskiy Otklik na Sostoyanie Poverkhnosti Metallicheskikh Dental’nykh Implantov [Physiological response to the Surface condition of Metal dental Implants] (Lvov: Galdent: 2010) (in russian). ISSN 1608-1021. Usp. Fiz. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 341 Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов 3. V.S. onyshchenko, Neperenosnist’ Splaviv Mataliv Zubnykh Proteziv (Kliniko- Laboratorni Doslidzhennia) [Intolerance of Metal Alloys of dentures (clinical and Laboratory Investigations)] (thesis of disser. for dr. Med. Sci.) (Kyiv: o.o. bogomolets National Medical University: 1995) (in Ukrainian). 4. А.I. Volozhin, А.А. babakhin, L.V. dubova, d.А. Sorokin, Stomatologiya, No. 5: 57 (2004) (in russian). 5. G.I. Nazarov and L.G. Spiridonov, Stomatologiya, No. 2: 60 (2004) (in rus- sian). 6. Yu.N. Petrov, G.I. Prokopenko, b.N. Mordyuk, M.A. Vasylyev, S.M. Voloshko, V.S. Skorodzievski, and V.S. Filatova, Mater. Sci. Eng. C, 58: 1024 (2016). https://doi.org/10.1016/j.msec.2015.09.004 7. S.P. chenakin, V.S. Filatova, I.N. Makeeva, and M.A. Vasylyev, Appl. Surf. Sci., 408: 11 (2017). https://doi.org/10.1016/j.apsusc.2017.03.004 8. M.o. Vasyliev, M.M. Nyshchenko, and P.o. Gurin, Usp. Fiz. Met., 11, No. 2: 209 (2010) (in russian). https://doi.org/10.15407/ufm.11.02.209 9. W.A. Uriciuc, H. Vermeșan, A.b. bosca, and A. Ilea, Curr. Trends Biomed. Eng. Biosci., 14, Iss. 2: 555882 (2018). 10. S. capelo, L. Proenзa, j.c.S. Fernandes, and I.t.e. Fonseca, Int. J. Electrochem. Sci., 9: 593 (2014). 11. d. renita, S. rajendran, and A. chattree, Ind. J. Advanc. Chem. Sci., 4, Iss. 4: 478 (2016). 12. d. rylska, G. Sokołowski, j. Sokołowski, and M. Łukomska-Szymańska, Acta Bioeng. Biomech., 19, Iss. 2: (2017). https://doi.org/10.5277/Abb-00600-2016-04 13. L. Porojan, c.e. Savencu, L.V. costea, M.L. dan, and S.d. Porojan, Int. J. Electro- chem. Sci., 13: 410 (2018). https://doi.org/10.20964/2018.01.08 14. S. Mercieca, M.c. conti, j. buhagiar, and j. camilleri, J. Appl. Biomater. Funct., 16, Iss. 1: 47 (2018). https://doi.org/10.5301/jabfm.5000383 15. e. Kretz, P. berthod, and t. Schweitzer, J. Dent. Craniofac. Res., 3, Iss. 1: 5 (2018). https://doi.org/10.21767/2576-392X.100021 16. F. ren, W. Zhu, and K. chu, J. Mech. Behav. Biomed. Mater., 60: 139 (2016). https://doi.org/10.1016/j.jmbbm.2015.12.039 17. c.e. Savencu, L.V. costea, M.L. dan, and L. Porojan, Int. J. Electrochem. Sci., 13: 3588 (2018). https://doi.org/10.1016/j.jmbbm.2015.12.039 18. d. Ionita, F. Golgovici, A. Mazare, M. badulescu, I. demetrescu, and G.-r. Pandelea- dobrovicescu, Mater. Corros., 69, Iss. 10: 1403 (2018). https://doi.org/10.1002/ maco.201810147 19. W.A. Uriciuc, H. Vermeșan, A.b. boșca, and A. Ilea, Curr. Trends Biomed. Eng. Biosci., 14, Iss. 2: 555882 (2018). 20. W. Zai, M.H. Wong, and H.c. Man, Appl. Surf. Sci., 464: 404 (2019). https:// doi.org/10.1016/j.apsusc.2018.09.027 21. P. Ming, S. Shao, j. Qiu, Y. Yu, j. chen, j. Yang, W. Zhu, M. Li, and c. tang, RSC Adv., 7: 5843 (2017). https://doi.org/10.1039/c6rA26727K 22. j. Nierlich, S.N. Papageorgiou, and c. bourauel, Eur. J. Oral Sci., 124, Iss. 3: 287 (2016). https://doi.org/10.1111/eos.12267 23. r. Galo, r.F. ribeiro, r.c.S. rodrigues, L.A. rocha, and M.G. chiarello de Mattos, Braz. Dent. J., 23, No. 2: 141 (2012). https://doi.org/10.1590/S0103- 64402012000200009 24. М.А. Vasiliev, V.S. Filatova, and P.A. Gurin, Zhurnal Funktsionalnykh Mate- rialov, 1, No. 2: 42 (2007) (in russian). 25. М.О. Vasylyev, V.S. Filatova, P.o. Gurin, and L.F. Yatsenko, Litopys Travma- tologii ta Ortopedii, Nos. 1–2 (29–30): 243 (2014) (in Ukrainian). 342 ISSN 1608-1021. Prog. Phys. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 М.А. Васильев, И.Н. Макеева, П.А. Гурин 26. t. Yavuz, A. Acar, S. Akman, and A.N. ozturk, Mater. Sci. Appl., 3: 163 (2012). https://doi.org/10.4236/msa.2012.33025 27. V.І. bida, P.О. Gurin, М.О. Vasylyev, and V.S. Filatova, Zbirnyk Naukovykh Prats’ Spivrobitnykiv NМАPО іm. P.L. Shupyka, 21, No. 2: 87 (2012) (in Ukrainian). 28. P. Mengucci, G. barucca, A. Gatto, e. bassoli, L. denti, F. Fiori, e. Girardin, P. bastianoni, b. rutkowski, and A. czyrska-Filemonowicz, J. Mech. Behav. Biomed. Mater., 60: 106 (2016). https://doi.org/10.1016/j.jmbbm.2015.12.045 29. b.N. Mordyuk, G.I. Prokopenko, M.o. Vasiliev, and M.o. Iefimov, Mater. Sci. Eng. A, 458: 253 (2007). https://doi.org/10.1016/j.msea.2006.12.049 30. X.P. jiang, X.Y. Wang, j.X. Li, d.Y. Li, c.-S. Man, M.j. Shepard, and t. Zhai, Mater. Sci. Eng. A, 429, Iss. 1–2: 30 (2006). https://doi.org/10.1016/j.msea. 2006.04.024 31. Metals. Reference Book (ed. Michael bauccio) (ohio: ASM International: 1993). 32. c.M. Wylie, r.M. Shelton, G.j.P. Fleming, and A.j. davenport, Dent. Mater., 23, Iss. 6: 714 (2007). https://doi.org/10.1016/j.dental.2006.06.011 33. W.c. chen, F.Y. teng, and c.c. Hung, Mater. Sci. Eng. C, 35: 231 (2014). https://doi.org/10.1016/j.msec.2013.11.014 34. e.j. evans and I.t. thomas, Biomaterials, 7, 1: 25 (1986). 35. V.N. trezubov, М.Z. Shteingart, and L.М. Mishnev, Ortopedicheskaya Stomato- logiya: Prikladnoe Materialovedenie [Prosthetic dentistry: Applied Materials Science] (St. Petersburg: SpetsLit: 2001) (in russian). 36. A. Vadiradj and M. Kamaradj, Trans. Ind. Inst. Met., 63, Iss. 2–3: 217 (2010). https://doi.org/10.1007/s12666-010-0030-0 37. K. Muller and e. Valentine-thon, Neuroendocr. Lett., 27: 31 (2006). 38. А.А. Il’yin, b.А. Kolachev, and I.S. Pol’kin, Titanovye Splavy. Sostav, Struktura, Svoistva (Spravochnik) [titanium Alloys. composition, Structure, Properties (reference book)] (Moscow: VILS-MAtI: 2009) (in russian). 39. K.M. Sherepo and I.A. red’ko, Biomed. Eng., 38, Iss. 2: 77 (2004). https://doi. org/10.1023/b:bIeN.0000035726.31175.f8 40. K.M. Sherepo, A.b. Parfenov, and I.S. Zusmanovich, Med. Tekh., 5: 14 (1992). 41. Q. chen and G.A. thouas, Mater. Sci. Eng. R, 87: 1 (2015). https://doi.org/ 10.1016/j.mser.2014.10.001 42. e. eisenbarth, d. Velten, M. Müller, r. thull, and j. breme, Biomaterials, 25, No. 26: 5705 (2004). https://doi.org/10.1016/j.biomaterials.2004.01.021 43. d. Kuroda, M. Niinomi, M. Morinaga, Y. Kato, and t. Yashiro, Mater. Sci. Eng. A, 43, Iss. 1–2: 244 (1998). https://doi.org/10.1016/S0921-5093(97)00808-3 44. S.L. Zelinka, S.V. Glass, ch.r. boardmana, and d. derome, Corros. Sci., 102: 178 (2016). https://doi.org/10.1016/j.corsci.2015.10.007 45. r.r. Ilyk and V.S. onyshchenko, Novyny Stomatologii, 1: 16 (1999) (in Ukrai- nian). 46. Diagrammy Sostoyaniya Dvoinykh Metallicheskikh Sistem. Spravochnik [State diagrams for binary Metal Systems. reference book] (ed. N.P. Liakishev) (Moscow: Mashinostroenie: 1997) (in russian). 47. О. Kubashevskiy and b. Gopkino, Okislenie Metallov i Splavov [oxidation of Metals and Alloys] (Moscow: Metallurgiya: 1965) (in russian). 48. j. bernard, Metallurgical Rev., 9, Iss. 1: 473 (1964). https://doi.org/10.1179/ mtlr.1964.9.1.473 49. The Superalloys (eds. ch.t. Sims and W.c. Hagel) (New York: Wiley-Inter- science: 1972). 50. G.N. Irving, j. Stringer, and d.P. Whittle, Corrosion, 33, No. 2: 56 (1977). https://doi.org/10.5006/0010-9312-33.2.56 ISSN 1608-1021. Usp. Fiz. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 343 Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов 51. т.F. danilina, V.N. Naumova, and А.V. Zhidovigov, Lit’ye v Ortopedicheskoi Stomatologii [casting in orthopedic dentistry] (Volgograd: Volg. State Med. Univ.: 2011) (in russian). 52. M.А. omelchuk, Rozrobka ta Kliniko-Ehksperymental’ne Obgruntuvannia Novykh Kobalt-Khromovykh Splaviv ‘Plastokryst’ i ‘Keradent’ v Ortopedychniy Stoma- tologii [development and clinical and experimental Substantiation of New cobalt–chrome Alloys ‘Plastocrist’ and ‘Keradent’ in orthopedic Stomatology] (thesis of disser. for dr. Med. Sci.) (Kyiv: o.o. bogomolets National Medical University: 1997) (in Ukrainian). 53. M.A. de cresente and N.S. bornsteine, Corrosion, 24, No. 5: 127 (1968). https:// doi.org/10.5006/0010-9312-24.5.127 54. L. Xu, S. Xiao, j. tian, Y. chen, and Y. Huang, Trans. Nonferr. Met. Soc. China, 19, Suppl. 3: s639 (2009). https://doi.org/10.1016/S1003-6326(10)60124-0 55. А.А. Il’yin, S.V. Skvortsova, А.М. Momonov, V.N. Karpov, and О.А. Poliakov, Metally, 3: 97 (2002). 56. j. Kudrman, j. Fousek, V. březina, r. Míková, and j. Veselý, Kovove Mater., 45, 4: 199 (2007). 57. M. Kikuchi, Y. takada, S. Kiyosu, M. Yoda, M. Woldu, Z. cai, o. okuno, and t. okabe, Dent. Mater., 19, Iss. 3: 174 (2003). https://doi.org/10.1016/S0109- 5641(02)00027-1 58. W.F. Ho, c.P. ju, and j.H. chern Lin, Biomaterials, 20, Iss. 22.: 2115 (1999). https://doi.org/10.1016/S0142-9612(99)00114-3 59. M. balazic, j. Kopac, M.j. jackson, and W. Ahmed, Int. J. Nano Biomater., 1, No. 1: 3 (2007). https://doi.org/10.1504/IjNbM.2007.016517 60. eh.N. Vasilenko, Kliniko-Laboratornaya Metodika Izgotovleniya Zubnykh Prote- zov s Nitrid-Titanovym Pokrytiem i Ikh Mediko-Biologicheskoe Issledovanie [clinical and Laboratory Methods for the Manufacture of dental Prostheses with Nitride–titanium coating and their Medical and biological Investigation] (thesis of disser. for cand. Med. Sci.) (Kiev: A.A. bogomolets Kiev Medical Institute: 1989) (in russian). 61. K.S. Kotov and А.V. Gus’kov, Rossiyskiy Stmatologicheskiy Zhurnal, 18, No. 6: 43 (2014) (in russian). 62. т.P. Starchenko, Vliyanie Zubnykh Protezov s Nitrid-Titanovym Pokrytiem na Morfo-Funktsional’noe sostoyanie Polosti Rta i Verkhnego Otrezka Zheludochno- Kishechnogo Trakta [the effect of dentures with Nitride–titanium coating on the Morpho-Functional State of the oral cavity and the Upper Segment of the Gastrointestinal tract] (thesis of disser. for cand. Med. Sci.) (Krasnodar: Kuban’ State Medical Academy: 1996) (in russian). 63. S.K. Yen and S.W. Hsu, J. Biomed. Mater. Res., 54, Iss. 3: 412 (2001). https:// doi.org/10.1002/1097-4636(20010305)54:3%3c412::AId-jbM150%3e3.3. co;2-G 64. О.М. Yakovyn, Z.r. ozhogan, О.S. Lytvyn, and А.А. Korchovyy, Ukr. Stomat. Almanakh, No. 6: 65 (2012) (in Ukrainian). 65. L.e. Amato, d.A. Lopez, P.G. Galliano, and S.M. ceré, Mater. Lett., 59, Iss.16: 2026 (2005). https://doi.org/10.1016/j.matlet.2005.02.010 66. K. Lu and j. Lu, Mater. Sci. Eng. A, 375–377: 38 (2004). https://doi.org/ 10.1016/j.msea.2003.10.261 67. А.I. Yurkova, А.V. belotskiy, Yu.V. Milman, and А.V. byakova, Nanosistemi, Nanomateriali, Nanotehnologii, 2, No. 2: 633 (2004) (in russian). 68. M.o. Vasiliev, G.I. Prokopenko, and V.S. Filatova, Usp. Fiz. Met., 5, No. 3: 345 (2004) (in russian). https://doi.org/10.15407/ufm.05.03.345 344 ISSN 1608-1021. Prog. Phys. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 М.А. Васильев, И.Н. Макеева, П.А. Гурин 69. t. Kaneko, M. Hattorl, K. Hasegawa, M. Yoshinari, e. Kawada, and Y. oda, Bull. Tokyo Dent. Coll., 41, Iss. 2: 49 (2000). https://doi.org/10.2209/ tdcpublication.41.49 70. V.S. onishchenko, М.О. Vasylyev, V.S. Filatova, P.О. Gurin, and І.Yu. Savchuk, Metallofiz. Noveishie Tekhnol., 28, No. 4: 312 (2006) (in Ukrainian). 71. Г.I. Прокопенко, М.О. Васильєв, б.М. Мордюк, Г.І. кузьміч, О.Ф. луговський, В. І. чорний, Ультразвуковий пристрій для зміцнення та наноструктури- зації поверхні металів: Патент україни 9175. MKI В24 В1/04, В24 В39/00. (бюл. № 9) (2005). 72. M.A. Vasylyev, S.P. chenakin, and L.F. Yatsenko, Acta Mater., 103: 761 (2016). http://dx.doi.org/10.1016/j.actamat.2015.10.041 73. N.I. Khripta, b.N. Mordyuk, G.I. Prokopenko, О.P. Karasevskaya, and I.А. Skiba, Abstracts of 49th Int. Conf. ‘Actual Problems of Strength APS–2010’ (14–18 June, 2010, Kyiv) (Kyiv: 2010), p. 51. 74. b.N. Mordyuk, o.P. Karasevskaya, G.I. Prokopenko, and N.I. Khripta, Surf. Coat. Technol., 210: 54 (2012). https://doi.org/10.1016/j.surfcoat.2012.08.063 75. V.F. Khetagurov, I.Yu. Lebedenko, and Z.S. esenova, Rossiiskiy Stomatologi- cheskiy Zhurnal, No. 1: 9 (2004) (in russian). 76. M. Kaminski, j. baszkiewicz, j. Kozubowski, A. bednarska, A. barcz, G. Gawlik, and j. jagielski, J. Mater. Sci., 32, Iss. 14: 3727 (1997). https://doi.org/10.1023/ A:1018607219482 77. Z. Guo, X. Pang, Y. Yan, K. Gao, A.A. Volinsky, and t.-Y. Zhang, Appl. Surf. Sci., 347: 23 (2015). https://doi.org/10.1016/j.apsusc.2015.04.054 78. V.S. onishchenko, P.A. Gurin, M.А. Vasiliev, M.M. Nishchenko, and A.I. Senkevich, Ortopedicheskaya Stomatologiya, No. 1: 119 (2004) (in russian). 79. r.A. Silva, M.A. barbosa, r. Vilar, o. conde, M. da cunha belo, and I. Suther- land, J. Mater. Sci.: Mater. Med., 5, Iss. 6–7: 353 (1994). https://doi.org/ 10.1007/bF00058962 80. e. Gyorgy, A. Perez del Pino, P. Serra, and j.L. Morenza, J. Mater. Res., 18, Iss. 9: 2228 (2003). https://doi.org/10.1557/jMr.2003.0311 81. Z. Sun, I. Annergren, d. Pan, and t.A. Mai, Mater. Sci. Eng. A, 345, Iss. 1–2: 293 (2003). https://doi.org/10.1016/S0921-5093(02)00477-X 82. t.M. Yue, j.K. Yu, Z. Mei, and H.c. Man, Mat. Letters, 52, Iss. 3: 206 (2002). https://doi.org/10.1016/S0167-577X(01)00395-0 83. d.A. Hollandera, M. von Waltera, t. Wirtzb, r. Sellei, b. Schmidt-rohlfing, o. Paar, and H.j. erli, Biomaterials, 27, Iss. 7: 955 (2006). https://doi.org/ 10.1016/j.biomaterials.2005.07.041 84. Y.S. tain, c.Z. chen, S.t. Li, and Q.H. Huo, Appl. Surf. Sci., 242, Iss. 1–2: 177 (2005). https://doi.org/10.1016/j.apsusc.2004.08.011 85. M.e. Khosroshahi, M. Mahmoodi, and j. tavakoli, Appl. Surf. Sci., 253, Iss 21: 8772 (2007). https://doi.org/10.1016/j.apsusc.2007.04.084 received February 7, 2019; in final version, April 25, 2019 ISSN 1608-1021. Usp. Fiz. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 345 Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов М.О. Васильєв 1, І.М. Макеєва 1, П.О. Гурін 2 1 Інститут металофізики ім. Г.В. курдюмова НАН україни, бульв. Акад. Вернадського, 36; 03142 київ, україна 2 Національна медична академія післядипломної освіти імені П.л. шупика, вул. дорогожицька, 9; 04112 київ, україна електрОХІМІчНА кОрОЗІЯ стОМАтОлОГІчНиХ сПлАВІВ у сучасній стоматології широко використовуються металеві матеріали, кількість яких постійно збільшується. до недоліків таких матеріалів відносяться їхні електрохімічна та корозійна активності у порожнині рота. електрохімічну де- ґра дацію стоматологічних сплавів може бути спричинено низкою чинників, та- ких як хімічний склад, мікроструктура, спосіб виготовлення, а також оброблен- ня поверхні. у даному огляді представлено метали та сплави, що застосовуються в су часній стоматологічній ортопедії, розглянуто вплив леґувальних домішок і захисних покриттів, а також модифікації структури та хімічного стану поверхні на її корозійні властивості. Правильно обране леґування металів уможливлює не лише підвищити деякі корозійно-механічні характеристики, а й, як наслідок, запобігти виникненню патологічних проявів у порожнині рота. різні види висо- коенергетичних оброблянь поверхні приводять до специфічних змін фізико-хі- мічної будови найтоншого поверхневого шару. Особливу увагу приділено методам інтенсивної пластичної деформації та лазерного оброблення поверхні стома то- логічних сплавів. Показано, що поліпшення корозійних властивостей сто ма толо- гічних металевих сплавів у результаті ультразвукового ударного оброблення від- бу вається завдяки наноструктуруванню поверхні та формування поверхневого шару з високими пасивувальними властивостями. лазерне опромі нення також підвищує корозійну стійкість стоматологічних сплавів у аґресивних середови- щах і приводить до істотного пониження величини потенціалу корозії і, тим самим, мінімізує неґативний вплив металів сплаву на організм людини. Проте слід зазначити, що роботи, спрямовані на поліпшення фізико-хімічних власти- востей поверхні стоматологічних сплавів за допомогою лазерного й ультразвуко- вого ударного оброблянь, наразі знаходяться на початковій стадії свого розвитку та ще не набули практичного застосування у стоматології. Ключові слова: електрохімічна корозія, поверхня, металеві стоматологічні спла- ви, ультразвукове ударне оброблення, лазерне оброблення, йонна імплантація. M.O. Vasylyev 1, I.M. Makeeva 1, and P.O. Gurin 2 1 G.V. Kurdyumov Institute for Metal Physics of the N.A.S. of Ukraine, 36 Academician Vernadsky blvd., UA-03142 Kyiv, Ukraine 2 P.L. Shupyk National Medical Academy of Postgraduate education, 9 dorohozhytska Str., UA-04112 Kyiv, Ukraine eLectrocHeMIcAL corroSIoN oF deNtAL ALLoYS In the state-of-the-art dentistry, the metal materials are widely used, and their num ber is constantly increases. the disadvantages of such materials include their electrochemical and corrosive activities in the oral cavity. A number of factors, such as chemical composition, microstructure, fabrication method, and surface treatment, can cause the electrochemical degradation of dental alloys. this review deals with alloys used in contemporary dental orthopaedics, concerns the effect of alloying impurities and protective coatings as well as modifying the structure and 346 ISSN 1608-1021. Prog. Phys. Met., 2019, Vol. 20, No. 2 М.А. Васильев, И.Н. Макеева, П.А. Гурин chemical state of the surface on its corrosion properties. Properly chosen alloying of metals allows not only increasing some of the corrosion-mechanical characteris- tics, but also, as a result, to prevent the occurrence of pathological manifestations in the oral cavity. different types of high-energy surface treatments lead to spe- cific changes in the physicochemical structure of the thinnest surface layer. A spe- cial attention concerns the methods of severe plastic deformation and laser treat- ment of the dental alloy surfaces. As shown, the improvement of the corrosion properties of dental metal alloys as a result of ultrasonic impact treatment occurs due to the nanostructuring of the surface and the formation of a surface layer with high-passivating properties. Laser irradiation also increases the corrosion resistance of dental alloys in the corrosive medium and results to a significant decrease in the value of the corrosion potential, thereby minimizing the negative effect of the met- als of the alloy on the human organism. However, we have to note that the works aimed to improve the physicochemical properties of the dental-alloys’ surface via both the laser treatment and the ultrasonic impact processing are currently at the initial stage of their development and has not yet received practical application in the dentistry. Keywords: electrochemical corrosion, surface, metal dental alloys, ultrasonic impact treatment, laser treatment, ion implantation.
id	nasplib_isofts_kiev_ua-123456789-167928
institution	Digital Library of Periodicals of National Academy of Sciences of Ukraine
issn	1608-1021
language	Russian
last_indexed	2025-12-07T16:21:55Z
publishDate	2019
publisher	Інститут металофізики ім. Г.В. Курдюмова НАН України
record_format	dspace
spelling	Васильев, М.А. Макеева, И.Н. Гурин, П.А. 2020-04-16T16:55:56Z 2020-04-16T16:55:56Z 2019 Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов / М.А. Васильев, И.Н. Макеева, П.А. Гурин // Progress in Physics of Metals. — 2019. — Vol. 20, No 2. — P. 310-346. — Bibliog.: 85 titles. — eng. 1608-1021 DOI: https://doi.org/10.15407/ufm.20.02.310 https://nasplib.isofts.kiev.ua/handle/123456789/167928 В данном обзоре представлены металлы и сплавы, применяемые в современной стоматологической ортопедии, рассмотрено влияние легирующих примесей и защитных покрытий, а также модификации структуры и химического состояния поверхности на её коррозионные свойства. У даному огляді представлено метали та сплави, що застосовуються в сучасній стоматологічній ортопедії, розглянуто вплив леґувальних домішок і захисних покриттів, а також модифікації структури та хімічного стану поверхні на її корозійні властивості. This review deals with alloys used in contemporary dental orthopaedics, concerns the effect of alloying impurities and protective coatings as well as modifying the structure and chemical state of the surface on its corrosion properties. ru Інститут металофізики ім. Г.В. Курдюмова НАН України Успехи физики металлов Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов Електрохімічна корозія стоматологічних сплавів Electrochemical Corrosion of Dental Alloys Article published earlier
spellingShingle	Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов Васильев, М.А. Макеева, И.Н. Гурин, П.А.
title	Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов
title_alt	Електрохімічна корозія стоматологічних сплавів Electrochemical Corrosion of Dental Alloys
title_full	Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов
title_fullStr	Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов
title_full_unstemmed	Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов
title_short	Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов
title_sort	электрохимическая коррозия стоматологических сплавов
url	https://nasplib.isofts.kiev.ua/handle/123456789/167928
work_keys_str_mv	AT vasilʹevma élektrohimičeskaâkorroziâstomatologičeskihsplavov AT makeevain élektrohimičeskaâkorroziâstomatologičeskihsplavov AT gurinpa élektrohimičeskaâkorroziâstomatologičeskihsplavov AT vasilʹevma elektrohímíčnakorozíâstomatologíčnihsplavív AT makeevain elektrohímíčnakorozíâstomatologíčnihsplavív AT gurinpa elektrohímíčnakorozíâstomatologíčnihsplavív AT vasilʹevma electrochemicalcorrosionofdentalalloys AT makeevain electrochemicalcorrosionofdentalalloys AT gurinpa electrochemicalcorrosionofdentalalloys

Электрохимическая коррозия стоматологических сплавов

Репозитарії

Схожі ресурси