用于内假体的生物溶蚀性镁合金微结构的制作方法
【技术领域】
[0001] 本发明涉及用于在内假体中使用的生物溶蚀性镁合金的微结构以及形成这种微 结构的方法。
【背景技术】
[0002] 内假体可用于替代缺少的生物结构、支撑损坏的生物结构和/或加强现有的生物 结构。往往，为完成医疗目的所必需的仅仅是使内假体在体内暂时存在。然而，用于移除内 假体的手术干预会导致并发症且可能甚至是不可能的。为了避免内假体的全部或部分的永 久存在的一种方法是用生物溶蚀性材料形成内假体的全部或部分。如本文所使用的，术语 "生物溶蚀性"被理解为仅由于内假体在体内的存在而导致的微生物程序或过程的总和，其 导致由生物溶蚀性材料制成的结构的逐渐溶蚀。
[0003] 在特定的时间，包括生物溶蚀性材料的内假体或内假体的至少一部分失去了其机 械完整性。溶蚀产品主要是被人体吸收，然而在某些条件下仍会留下小的残留。多种不同 的生物溶蚀性聚合物（天然的和合成的）以及生物溶蚀性金属（特别是镁和铁）已被开发 出来并被考虑作为用于特定类型的内假体的候选材料。然而，许多这些生物溶蚀性材料都 具有显著的缺点。这些缺点包括溶蚀产品在类型和释放速率方面的缺点以及材料的机械性 能。
【发明内容】
[0004] 本文提供的一种生物溶蚀性内假体包括生物溶蚀性镁合金，其具有通过平均粒径 为小于或等于5微米的等轴富Mg固溶相晶粒（即，a相晶粒）以及在位于等轴富Mg固溶 相晶粒之间的晶粒边界中的第二相沉淀物所限定的微结构。P相沉淀物可具有0.5微米或 更小的平均最长尺寸。本文所提供的具有微结构的生物溶蚀性镁合金可具有适于内假体， 如支架的改进的机械性能。
[0005] 本文所提供的一种加工用于内假体的生物溶蚀性镁合金的方法可包括下列步骤： 形成镁合金的锭或坯以及对锭或坯进行至少一个高应变过程以形成本文所提供的晶粒和 沉淀物的形态和大小。在一些情况下，加工可包括将锭或坯保持在固溶线温度以上的温度 上（例如，400°C _450°C )至少2小时以在进行至少一个高应变过程前使锭或坯均质化。 至少一个高应变过程可以是等通道高应变过程且可在低于固溶线温度的温度（例如，低于 400°C的温度）进行。在一些情况下，使用随后较低的温度进行多个等通道高应变过程。
[0006] 在本文提供的生物溶蚀性内假体中可使用能够具有提供阴极保护或促进形成对 晶粒的保护膜的富镁固溶晶粒和第二相沉淀物的任何合适的生物溶蚀性镁合金构成。在 一些情况下，生物溶蚀性镁合金包括铝且在等轴富Mg固溶相晶粒之间的晶粒边界中形成 含铝的P相沉淀物（例如，Mg 17Al12)。在一些情况下，生物溶蚀性镁合金可包括错、锌、钙、 锰、锡、钕、钇、铈、镧、钆或其组合。例如，生物溶蚀性镁合金可包括大于85重量百分比的 镁、5-11重量百分比的铝、0. 1-3. 0重量百分比的锌、小于或等于0. 3重量百分比的锰以及 0.6-1. 5重量百分比的钕。
[0007] 内假体还包括涂层。在一些情况下，涂层具有20nm的最大厚度。在一些情况下， 涂层包括钛氧化物、氧化铝或其组合。内假体还包括治疗剂。
[0008] 内假体可以是支架。
[0009] 本文所提供的包括具有微结构的生物溶蚀性镁合金的内假体的一个优点是可调 整所形成的内假体的机械性能和降解速率以在所需的时间段内保持所需的机械性能和最 佳的生物溶蚀速率。与具有不同微结构的类似合金相比，本文所提供的具有微结构的生物 溶蚀性镁合金可具有改善的延展性。
[0010] 在下面的附图和说明中阐述了一个或多个实施例的细节。根据说明书、附图和权 利要求，其他特性、目的和优点将变得显而易见。
【附图说明】
[0011] 图1为一种代表性支架的立体图。
[0012] 图2a和2b示出蚀刻AZ80改性合金支架的金相图。
[0013] 图3示出本文所提供的一种示例性微结构。
[0014] 图4示出镁铝合金的相图。
[0015] 图5a_5d示出示例性等通道转角挤压模具。
【具体实施方式】
[0016] 图1中所示的支架20为内假体的一个实例。支架20包括一种互连支柱的模式， 其形成接触体腔壁以保持体腔的畅通性的结构。例如，支架20可具有由多个箍带22和在 相邻箍带之间延伸并进行连接的多个接头24所限定的管状构件。在使用期间，箍带22可 从初始的小直径扩张为较大的直径以使支架20接触抵靠血管壁，从而保持血管的畅通性。 接头24可使支架20具有允许支架适应血管轮廓的柔性和顺应性。内假体的其他实例包括 覆膜支架和支架-移植物。
[0017] 支架20的至少一个支柱可适应生理条件下的溶蚀。在一些情况下，支架20是可 完全生物溶蚀的。支架20可包括额外元素的浓度相对较小的生物溶蚀性镁铝合金，其具有 通过平均粒径为小于或等于5微米（在金相横截面平面中的最长尺寸）的相对等轴富镁固 溶相晶粒以及在位于等轴富Mg固溶相晶粒之间的晶粒边界中的细微的不连续或连续的第 二相沉淀物所限定的微结构。图4中示出了相图。
[0018] P相沉淀物可具有0. 5微米或更小的平均最长尺寸且主要位于晶粒边界中而不 是在晶粒中（例如，在以100-300倍的放大倍数进行检查的给定的所制备的金相横截面平 面中，第二相沉淀物的组合区域中50%以上是位于晶粒边界上）。例如，图3示出本文所提 供的一种示例性微结构。如图3所示，第二相沉淀物中的大部分（即，0相）位于在晶粒 边界中而不是在富Mg固溶相晶粒内。本文所提供的具有微结构的镁合金可具有适于内假 体，如支架的改进的机械性能。
[0019] 虽然在过去镁及镁合金已被开发作为用于生物溶蚀性内假体的候选材料，但镁及 镁合金的机械性能已呈现出某些困难，即在某些内假体，如支架中使用生物溶蚀性镁金属 或合金是不切实际的。特别地，由于在六角密堆积（HCP)晶格中缺乏可用的滑移面（slip planes)，镁合金可具有有限的延展性。滑移面可适应塑性变形。有限的延展性可使依赖塑 性变形的某些用途复杂化。例如，由于在这些塑性变形期间支架断裂的可能性增加，因此有 限的延展性可使支架的卷曲和支架的扩张更加复杂。此外，镁合金通常具有比铁合金（如 不锈钢合金）更低的拉伸强度。然而，本文所提供的具有微结构的生物溶蚀性镁合金可具 有改善的延展性和拉伸强度。
[0020] 为了识别具有合适的生物溶蚀速率和延展性的镁合金，检测了某些镁合金。例如， Llc和WE43(在下面的表1中进行说明）是原型的且是作为支架进行检测的，但却发现其生 物溶蚀速率在进行体内和体外检测时太快。然而，本文所提供的具有微结构的Llc和/或 WE43合金却可能具有用于内假体的合适的生物溶蚀速率。
[0021]表1
[0022]
[0023] 已开发出AZ80合金（见下面的表1I)的某些改性以试图找到具有比Llc更优越 的耐腐蚀性，但也具有充分延展性的镁合金。虽然这些AZ80改性合金的初始机械测试显示 出其与Llc相比在机械和腐蚀性能中的改进，但AZ80改性合金支架却会在公称扩张直径发 生破裂和断裂。
[0024]表1I
[0025]
[0026] 对支架的分析识别出有害于延展性的大的外在金属间粒子，例如，氧化物夹杂物 和粗的Mg固溶粒度的存在。低的材料延展性可导致支架破裂，特别是在球囊可扩张支架被 卷曲至球囊导管上、通过长的曲折路径进行引导以及进行扩张以填充动脉直径的情况下。 图2A和2B示出蚀刻AZ82合金支架的金相图。参照图2A，成圈的区域为接近该名义扩张 (nominally expanded)的支架的支柱顶峰的拉伸和压缩区域。这些成圈区域显示结对、破 裂和空穴成核。参照图2,在变形期间形成空穴。如图2A和2B所示的具有微结构的镁可被 描述为具有大的第二相沉淀物的粗粒度。
[0027] 本文所提供的微结构和工艺通过生产具有低得多的外在夹杂物含量（或至少小 得多的夹杂物）的原料合金和具有细化Mg固溶粒度以使晶粒纹理随机化的支架材料而消 除了低材料延展性和支架破裂的这种根源，通过粒度细化形成额外的滑移系统并且由于曲 折的晶粒边界网络的存在提高了发起破裂所需的活化能。可调整本文所提供的微结构和工 艺以在球囊可扩张支架中显示充分的延展性，从而Mg合金支架将允许支架被卷曲至球囊 导管上、通过长的曲折路径摆动并进行扩张以填充动脉直径而不发生破裂。
[0028] 镁合金的微结构依赖于加工技术和参数。合金的晶粒（即晶体）可使其本身与其 平行于加工材料流的方向的基面相对齐，与垂直于流方向的方向相比，这会产生在流方向 上的不同机械性能。在挤出包括表1I中合金的支架管件的情况下，所产生的管可能具有很 强的优选晶体取向，这会在挤出方向（extrusion direction)上对齐基面，这会在管件的挤 出方向上产生增加的延展性，但却在垂直于挤出方向的方向上具有较少的延展性。然而，支 架的扩张依赖于在所有方向均具有合适延展性的材料。沿晶粒的C-晶轴分量具有不利载 荷的强的晶粒纹理在较低的应变下会产生结对和空穴成核。图2A和2B中所示的具有空穴 成核的结对可以是最终材料失效的开始。支架管挤出也可能产生不具有优选取向的随机化 晶体结构，其产生更加各向同性的机械性能，但仍具有上面所讨论的延展性的问题。
[0029] 本文所提供的微结构可提供在多个方向上的优越的延展性以及其他机械性能。如 图3所示，晶粒边界均饰有沉淀物。本文所提供的微结构的