CN105142687B - 用于内假体的生物溶蚀性镁合金微结构 - Google Patents

用于内假体的生物溶蚀性镁合金微结构 Download PDF

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Abstract

一种生物溶蚀性内假体包括生物溶蚀性镁合金。所述生物溶蚀性镁合金具有微结构，其包括平均粒径为小于或等于5微米的等轴富Mg固溶相晶粒以及在位于所述等轴富Mg固溶相晶粒之间的晶粒边界中的第二相沉淀物。所述β相沉淀物具有0.5微米或更小的平均最长尺寸。可通过进行一个或多个等通道高应变过程形成所述微结构。

Description

用于内假体的生物溶蚀性镁合金微结构
技术领域
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
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。
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
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，α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。β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。
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℃-450℃)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℃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。
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β相沉淀物(例如，Mg17Al12)。在一些情况下，生物溶蚀性镁合金可包括铝、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。
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。
内假体可以是支架。
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。
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
图1为一种代表性支架的立体图。
图2a和2b示出蚀刻AZ80改性合金支架的金相图。
图3示出本文所提供的一种示例性微结构。
图4示出镁铝合金的相图。
图5a-5d示出示例性等通道转角挤压模具。
具体实施方式
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。
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。
β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，β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。
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(slipplanes)，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。
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，L1c和WE43(在下面的表I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L1c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。
表I
已开发出AZ80合金(见下面的表II)的某些改性以试图找到具有比L1c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L1c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。
表II
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。
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。
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II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。
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特征可在于多个方式。在一些情况下，当使用X射线衍射以500倍进行查看时，本文所提供的微结构有不多于3％的区域填充有金属间(“IM”)粒子。在一些情况下，本文所提供的微结构有不多于2％的区域填充有IM粒子。在一些情况下，最大的IM粒子尺寸将为30微米或更小。在一些情况下，最大的IM粒子尺寸将为20微米或更小、10微米或更小、5微米或更小或1微米或更小。
本文所提供的微结构可包括等轴富Mg固溶相晶粒，其具有位于平滑且等轴的α相晶粒边界内的第二相沉淀物。在一些情况下，等轴富Mg固溶相晶粒具有20微米或更小、15微米或更小、10微米或更小、7.5微米或更小、5微米或更小或4微米或更小的平均粒度。在一些情况下，等轴富Mg固溶相晶粒具有0.1微米-10微米、0.5微米-5微米或1微米-4微米之间的平均粒度。在一些情况下，可沿α相晶粒边界找到至少90％(体积)的β相粒子。在一些情况下，平均β相个体粒径或最长尺寸为5微米或更小、3微米或更小、1微米或更小或0.5微米或更小。在一些情况下，平均β相个体粒径或最长尺寸为0.05微米-5微米、0.1微米-3微米或0.2微米-1微米之间。本文所提供的微结构可具有数量减少的双箍带。在一些情况下，少于15％的α晶粒将具有双箍带。在一些情况下，当切割和卷曲支架时，具有双箍带的α晶粒的数量可小于10％、小于5％或小于1％。
本文所提供的微结构可加强延展性。本文所提供的微结构可通过使晶粒取向随机化而克服基面对齐的问题并产生各向同性的机械性能。更细的晶粒也会使晶粒边界的区域增加，这可提供更多的晶粒边界的滑移。沉淀物直径的细化也可允许额外的晶粒边界的滑移。此外，沿晶粒边界的β相沉淀物的均匀分散会使沉淀增强和耐腐蚀性最大化。在一些情况下，沉淀物可基本上居中在晶粒边界上，但却大于晶粒边界的宽度。例如，镁合金中的铝含量可发生反应以在暴露的晶粒边界上形成耐腐蚀的氧化物以保护每个晶粒免受腐蚀。此外，每个均通过形成耐腐蚀的氧化物而进行保护的较小晶粒可进一步减缓本文所提供的生物溶蚀性镁合金的总结构的腐蚀。此外，β相沉淀物可足够细微，从而使其不会显著阻碍延展性。
具有本文所提供的微结构的由采用下面表III中所示的目标配方的AZNd合金制成的管状体(例如，支架管件材料)可具有39-44GPa的弹性模量、150-350MPa的0.2％补偿屈服强度、225-400MPa的极限拉伸强度以及30％-80％的拉伸断面收缩率(RIA)。在一些情况下，本文所提供的支架管件材料可具有45％-80％的拉伸RIA。在一些情况下，本文所提供的支架管件材料在将管件存储在20℃-25℃之间的温度和小于30％的相对湿度下180天后可在+/-10％内保持其初始的弹性模量、屈服强度、极限拉伸强度和拉伸RIA。
表III
本文所提供的具有微结构的生物溶蚀性镁合金可进行抛光以具有平滑的表面光洁度。在一些情况下，本文所提供的内假体可具有包括生物溶蚀性镁合金的表面，该生物溶蚀性镁合金具有小于0.5微米、小于0.4微米、小于0.3微米或小于0.2微米的表面粗糙度Ra。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耐腐蚀性，其可提供更慢的生物溶蚀速率。本文所提供的具有微结构的生物溶蚀性镁合金的支架本体在非流动的搅动的模拟体液(以60rpm进行搅动)中于37℃连续浸泡28天后可具有小于200μm/年的体外腐蚀渗透速率，其中模拟体液(“SBF”)的存在量至少为支架材料初始体积的10倍。在表4中示出被添加至水中的SBF的成分。
表4：SBF成分
化合物 质量/体积
NaCl 5.403g
NaHCO3 0.504g
Na2CO3 0.426g
KCl 0.225g
K2HPO4·3H2O 0.230g
MgCl2·6H2O 0.311g
0.2M NaOH 100mL
HEPES 17.892g
CaCl2 0.293g
Na2SO4 0.072g
在一些情况下，镁合金包括铝。在一些情况下，Mg17Al12β相可在本文所提供的生物溶蚀性镁合金中发生沉淀。Mg17Al12β相可比其它合金系统所形成的相态具有更少的阴极性，相对于具有更多阴极性沉淀的合金而言这可提供改进的耐腐蚀性。沉淀物可比Mg晶粒更贵重且可沿晶粒边界形成耐腐蚀屏障，从而作为“晶粒涂层”保护晶粒内部。铝也可沿晶粒边界形成天然氧化物层，其可充当晶粒的保护层并延缓晶粒间腐蚀的发生。较小的粒度也可降低腐蚀速率，这是因为腐蚀在越过每个已腐蚀的晶粒的保护氧化层后必须重新开始。
本文所提供的微结构可通过下列材料处理而制成：(1)溶液处理坯以使最初在合金凝固期间形成的第二相沉淀物固溶；(2)在固溶化后进行控制冷却以沿晶粒边界形成细微的不连续或连续的沉淀物的分布；和(3)在冷却后或期间对材料进行热机械变形以使富镁固溶粒度细化并产生大致等轴的晶粒形态。
例如，生物溶蚀性镁合金的坯可被成型或机加工成实心或空心杆、进行匀质化、进行高应变过程以细化微结构以及接着被成形或机加工成用于将支架制造成最终尺寸(例如，支架本体的尺寸)的支架管件。
包括生物溶蚀性镁合金的坯可使用任何合作的工艺制造。例如，坯可以是直径为2厘米-1米的生物溶蚀性镁合金。在一些情况下，所需生物溶蚀性镁合金的锭可通过在模具(液体铸造)、触变成形(半固体加工)或粉末冶金法(固体加工)中常规的熔化和凝固而制成。随后，锭被机加工成将充当后续加工和成型的原料的坯的所需尺寸。在一些情况下，所需生物溶蚀性镁合金的坯可在不使用额外的机加工过程的情况下制成。为了从坯形成内假体(例如，支架本体)，坯可被转换成具有较小直径的杆或空心管。在一些情况下，在对锭或坯进行均质化后，将其转换成杆或空心管。在一些情况下，杆或空心管可具有1厘米-6厘米的外径。在采用支架的情况下，本文所提供的具有微结构的生物溶蚀性镁合金的空心管可进一步的减小其直径并进行切割以形成各支架本体，其包括位于支架支柱之间的窗孔。在一些情况下，支架支柱可具有小于1.2的宽厚比。在一些情况下，空心管和支架支柱的厚度可以是80微米-160微米。
在一些情况下，锭或坯可通过对生物溶蚀性镁合金的元素进行触变成形而制成。触变成形涉及将固体成分混合成液相中组合物的一部分并随后冷却该混合物以达到完全的固态。触变成形可减少在合金中脆的金属间(IM)粒子的数量和大小。例如，触变成形可使用类似于注塑模的机器。室温镁合金屑片和其他合金成分的屑片可通过定体积给料器被送入加热的桶中。加热的桶可填充有惰性气体(例如，氩气)以防止镁屑片的氧化。随着其被加热至半固体的温度范围，位于桶内的螺杆给料机可将镁屑片和其他合金成分向前送入。例如，可以将混合物加热至约442℃的温度。螺杆旋转可提供可进一步减小IM粒子大小的剪切力。一旦已积聚足够的料浆，螺杆则可前进以将料浆注入具有锭或坯的形状的钢模中。
在一些情况下，锭或坯可通过使用粉末冶金法结合生物溶蚀性镁合金的元素而制成。粉末冶金法涉及元素或预合金粉末粒子的固态烧结。在烧结过程中使用细粉末可避免粗IM粒子的形成。例如，镁和其他合金成分的细粉末可被混合成均匀的混合物，压缩成所需的形状(例如，铸锭或坯的形状)并在压缩的同时进行加热以将粉末粘结在一起。烧结可以在惰性气氛(例如，氩气)中进行以避免镁的氧化。
包括生物溶蚀性镁合金的所有所需元素的锭或坯可进行均质化以减少元素的浓度梯度。锭或坯可通过将锭或坯加热至位于合金的液线温度以下的升高温度并将锭或坯保持在该温度上一段足够长的时间以允许在锭或坯中进行元素扩散从而降低在锭或坯内的元素的浓度梯度的方式而进行均质化。
使锭或坯均质化可使金属间(IM)第二相沉淀物粒子固溶，这是因为均质化温度超出高温单一的固相(α)和在Mg-Al相图上的两相场边界之间的相边界(固溶相线温度)。在一些情况下，可使用在相图内的相同或相似位置上的后续固溶化处理以细化沉淀物结构。例如，如果未充分控制均质化处理的冷却以调整第二相沉淀物的大小和位置，则可使用后续的固溶化处理。在一些情况下，在将锭或坯保持在升高温度后快速冷却锭或坯以形成相对微细的IM第二相沉淀物。例如，可经强制气体冷却或液体淬火将锭或坯从升高的所保持的温度冷却。锭或坯可在惰性气氛(例如，在氩气氛)或开放的气氛中进行均质化，只要表面的氧化物被去除即可。在一些情况下，本文所提供的锭或坯可在400℃-450℃的温度下进行均质化。在一些情况下，将锭或坯保持在400℃-450℃的温度下至少2小时、至少3小时或至少4小时。在一些情况下，在升高温度下所保持的时间为4小时-24小时。例如，直径约为15厘米的生物溶蚀性镁合金锭可被加热至440℃的温度至少6小时以使锭均质化，随后则在冷却的氩气流中对锭进行淬火。
锭或坯可进行一个或多个高应变过程以将微结构细化成本文所提供的微结构。在一些情况下，高应变过程可包括一个或多个等通道高应变过程。等通道高应变过程包括等通道转角挤出(“ECAE”)和等通道转角挤压(“ECAP”)。ECAE为挤出过程，其产生显著的形变应变而不会减少片材的横截面面积。ECAE可通过围绕一个拐角挤出合金(例如，合金的坯)而完成。例如，本文所提供的生物溶蚀性镁合金的坯可受力通过具有90度角的通道。通道的横截面在入口和出口上可以是相等的。随着金属围绕该拐角流动，金属的复杂变形会产生非常高的应变。在一些情况下，在ECAE过程前，锭可被机加工成具有ECAE模具的通道的精确尺寸的坯。由于横截面可以保持不变，坯可进行多次挤出，其中每个通过均引入额外的应变。使用每个ECAE过程，可改变坯的取向以沿不同的平面引入应变。在一些情况下，ECAE模具可包括多个弯曲部。例如，图5A-5D示出多种ECAE模具。
本文所提供的锭或坯可通过一个或多个ECEA模具(例如，如在图5A-5D中所示的)在低于均质化温度的温度下进行挤出。在随后较低的温度下可进行多个等通道高应变挤出。等通道高应变过程可产生具有主要位于沿晶粒边界处的细的β相沉淀物(即，IM粒子)的细粒度。在一些情况下，在下降的温度下由连续的等通道高应变挤出导致的晶粒细化的动态再结晶会将更多的应变引入材料中并导致与冷加工和退火步骤相比更细的粒度。在一些情况下，锭或坯在两个不同的顺次降低的温度下进行至少两个ECAE过程。在一些情况下，锭或坯在不同的顺次降低的温度下进行至少三个ECAE过程。
例如，包括镁铝合金的坯可通过两个ECAE过程进行加工，其中第一个ECAE过程发生在比第二个ECAE过程更高的温度上。每个过程可通过具有单个90°拐角的ECAE模具，如在图5A中所示的发生。第一个ECAE过程可在250℃-400℃的温度下进行以允许铝良好地扩散至晶粒边界，在该边界其可以Mg17Al12β相的形式沉淀。Mg17Al12β相可以是球形的并可具有约1微米或更小的直径。其它β相也可朝着晶粒边界移动并在那里发生沉淀，这取决于特定的合金组成。第一个ECAE过程可产生具有15微米或更小的平均粒径的微结构。第二个ECAE过程可在150℃-300℃的温度下进行。第二个ECAE过程可进一步地细化粒度并避免粗化。由于第一个ECAE过程可用于在晶粒边界附近形成含Al的β相，较低温度下的ECAE过程仍可允许Al扩散至形成额外的第二相沉淀物的晶粒边界。第二个ECAE过程可产生5微米或更小的平均粒径。β相沉淀物可具有1微米或更小的平均直径。
在图5A中所示的ECAE过程中，锭或先前加工的坯30a通过包括两个通道部分32a和33a的通道31a进行挤出，通道部分32a和33a的横截面面积大致相同，具有位于角35a的各自中心线。如图所示，角35a可以是约90°。在一些情况下，角35a可以是45°-170°、50°-160°、60°-135°、70°-120°、80°-100°或85°-95°。坯30a可具有任何适当的横截面并进行机加工以提供至入口通道部分32a的适贴配合。在一些情况下，坯30a可具有圆形的横截面形状。撞击器38a可使用合适的挤出撞击压力迫使坯30a通过通道31a。被施加在坯30a上的应变为角35a的函数。
在图5B中所示的ECAE过程中，锭或先前加工的坯30b通过包括三个通道部分32b、33b和34b的通道31b进行挤出，三个通道部分32b、33b和34b的横截面面积大致相同，具有位于角35b和36b的各自中心线。如图所示，角35b和36b可以是约90°。在一些情况下，角35b和36b可以是45°-170°、50°-160°、60°-135°、70°-120°、80°-100°或85°-95°。坯30b可具有任何适当的横截面并进行机加工以提供至入口通道部分32b的适贴配合。在一些情况下，坯30b可具有圆形的横截面形状，在其他情况下，可具有方形的横截面形状。撞击器38b可使用合适的挤出撞击压力迫使坯30b通过通道31b。被施加在坯30b上的应变为角35b和36b的函数。
在图5C中所示的ECAE过程中，锭或先前加工的坯30c通过包括三个通道部分32c、33c和34c的通道31c进行挤出，三个通道部分32c、33c和34c的横截面面积大致相同，具有位于角35c和36c的各自中心线。如图所示，角35c和36c可以是约90°且位于单独的平面中。在一些情况下，角35c和36c可以是45°-170°、50°-160°、60°-135°、70°-120°、80°-100°或85°-95°。坯30c可具有任何适当的横截面并进行机加工以提供至入口通道部分32c的适贴配合。如图所示，坯30c可具有圆形的横截面形状。撞击器38c可使用合适的挤出撞击压力迫使坯30c通过通道31c。被施加在坯30c上的应变为角35c和36c的函数。此外，在不同平面中具有通道部分32c、33c和34c可在单次通过中沿着不同平面施加剪切力。
在图5D中所示的ECAE过程中，锭或先前加工的坯30d通过包括三个通道部分32d、33d和34d的通道31d进行挤出，三个通道部分32d、33d和34d的横截面面积大致相同，具有位于角35d和36d的各自中心线。如图所示，角35d和36d可以是约90°且位于相对的方向上。在一些情况下，角35d和36d可以是45°-170°、50°-160°、60°-135°、70°-120°、80°-100°或85°-95°。坯30b可具有任何适当的横截面并进行机加工以提供至入口通道部分32d的适贴配合。例如，坯30d可具有圆形的横截面形状。撞击器38d可使用合适的挤出撞击压力迫使坯30d通过通道31d。被施加在坯30d上的应变为角35d和36d的函数。
在一个或多个高应变过程后，坯可被成型为具有缩小的外径的杆或空心管。从坯拉制出管或杆可发生在多个步骤中，具有可选的中间和最终的退火步骤，从而减小直径。可控制拉制和退火过程以保持在一个或多个高应变过程中形成的微结构。在一些情况下，材料在小于300℃的温度下进行退火。在一些情况下，材料在150℃-300℃、150℃-250℃或150℃-200℃的温度下进行退火。退火步骤可用于允许以有限的再结晶实现恢复并避免晶粒生长或在沉淀物的体积分数和形态中的改变。退火步骤还可在晶粒边界保持β相沉淀物的均匀分散。
接着，可使用任何合适的技术切割各支架本体，包括切割在支架支柱之间的窗孔。例如，可使用激光切割窗孔。
本文所提供的具有微结构的生物溶蚀性镁合金可包括与额外元素的任何合适组合进行合金化的镁。在一些情况下，本文所提供的具有微结构的生物溶蚀性镁合金可包括铝。在一些情况下，本文所提供的具有微结构的生物溶蚀性镁合金可包括锌。在一些情况下，本文所提供的具有微结构的生物溶蚀性镁合金可包括钙。在一些情况下，本文所提供的具有微结构的生物溶蚀性镁合金可包括锡。在一些情况下，本文所提供的具有微结构的生物溶蚀性镁合金可包括锰。在一些情况下，本文所提供的具有微结构的生物溶蚀性镁合金可包括钕。例如，本文所提供的具有微结构的生物溶蚀性镁合金可包括至少85重量百分比的镁、5-11重量百分比的铝、0.1-3重量百分比的锌、0.05-0.3重量百分比的锰、0.6-1.5重量百分比的钕、高达100ppm的铜和高达175ppm的铁。其他可能的生物溶蚀性镁合金包括在上面表I和II中所列的那些。其它合适的生物溶蚀性镁合金的实例可在美国专利申请公开号2012/0059455，特别是描述具体生物溶蚀性镁合金的部分中找到，其通过引用整体并入本文。
本文所提供的具有微结构的生物溶蚀性镁合金可包括多种不同的额外元素。在一些情况下，生物溶蚀性镁合金包括总量小于5重量百分比的除镁、铝、锌和锰之外的元素。在一些情况下，生物溶蚀性镁合金包括总量小于2重量百分比的除镁、铝、锌和锰之外的元素。生物溶蚀性镁合金可基本上由镁、铝、锌、锰和钕所组成。如本文所使用的，“基本上由......组成”是指合金还可包括通常与组成元素的市售形式相关联的杂质，其量对应于在组成元素的市售形式中发现的量。在一些情况下，铁、铜、镍、钴、金、镉、铋、硫、磷、硅、钙、锡、铅和钠的潜在杂质元素中的每一个均保持在小于1000ppm的水平。在其他的实施例中，铁、铜、镍、金、镉、铋、硫、磷、硅、钙、锡、铅和钠的潜在杂质元素中的每一个均保持在小于200ppm的水平上。铁、镍、铜和钴在镁中具有低固溶性且可充当活性阴极位点并使镁在生理环境中的溶蚀速率加速。在其他的实施例中，铁、镍、铜和钴中的每一个均被保持在小于50ppm的水平。例如，在表II中列出的前五个合金中的每一个具有不多于35ppm的铁。
可选地，本文所提供的生物溶蚀性镁合金可包括一种或多种稀土金属。在一些情况下，生物溶蚀性镁合金包括0.1-1.5重量百分比的第一稀土金属。在一些情况下，第一稀土金属为钇、钕、镧或铈。生物溶蚀性镁合金还可包括0.1-1.5重量百分比的第二稀土金属。例如，本文所提供的生物溶蚀性镁合金可包括约0.5重量百分比的钇和0.6重量百分比的钕。在一些情况下，生物溶蚀性镁合金包括三种或多种稀土金属。在一些情况下，在生物溶蚀性镁合金内的稀土金属的总量被保持在小于10.0重量百分比的水平。在一些情况下，在生物溶蚀性镁合金内的稀土金属的总量被保持在小于2.5重量百分比的水平。
在本文所提供的内假体的生物溶蚀性镁合金上可涂覆涂层。例如，本文所提供的支架可包括由本文所提供的包括微结构的生物溶蚀性镁合金制成的支架本体和在支架本体表面上覆的涂层。在放置在生理环境中后，涂层可通过充当在Mg合金和环境之间的临时屏障而减缓或延迟生物溶蚀性镁合金的初始降解。例如，延迟生物溶蚀的过程可允许身体通路痊愈并允许支架在支架的强度被减小至在与在体腔内(例如，在血管内)驻存相关联的载荷下支架失效的点之前成为内皮化(被腔壁的组织细胞所围绕)。当内皮化的支架分段时，支架的片段可通过腔壁组织所容纳且从而不太可能被释放至血流中。内皮化也可阻挡血流的富氧湍流以免与内假体相接触，从而进一步地降低内假体的溶蚀速率。在一些情况下，本文所提供的支架可包括涂层，其包括氧化钛、氧化铝或其组合。合适涂层的实例可在整体通过引用并入本文的美国专利申请公开号2012/0059455，特别是描述通过原子层沉积所形成的涂层的部分中找到。
可选地，内假体可包括治疗剂。在一些情况下，涂层可包括治疗剂。在一些情况下，涂层可包括聚合物(例如，生物溶蚀性聚合物)。例如，药物洗脱聚合物涂层可被涂覆至本文所提供的支架本体上。在一些情况下，本文所提供的支架可基本上是不含聚合物的(其允许存在已在制造过程中附带引入的任何少量的聚合物材料，从而本领域的普通技术人员仍然认为该涂层是不含任何聚合物材料的)。治疗剂可以是任何药学上可接受的药剂(如药物)、生物分子、小分子或细胞。示例性药物包括抗增殖剂，如紫杉醇、西罗莫司(雷帕霉素)、他克莫司、依维莫司、比奥莫司(biolimus)和佐他莫司(zotarolimus)。示例性生物分子包括肽、多肽和蛋白质；抗体；寡核苷酸；核酸如双或单链DNA(包括裸的和cDNA)、RNA、反义核酸如反义DNA和RNA、小干扰RNA(siRNA)和核酶；基因；碳水化合物；包括生成因子的血管生成因子；细胞周期抑制剂；和抗再狭窄剂。示例性的小分子包括激素、核苷酸、氨基酸、糖、脂质和分子量小于100kD的化合物。示例性的细胞包括干细胞、祖细胞、内皮细胞、成体心肌细胞和平滑肌细胞。
本文所提供的支架可包括一个或多个成像标记。成像标记可帮助医生放置支架。成像标记可以是不透射线的标记以允许实现支架的X射线可视化。
支架20可被配置用于血管，如冠状动脉和外周脉管或非血管内腔。例如，其可被配置成用于食道或前列腺中。其他内腔包括胆腔、肝腔、胰腺腔和尿道腔。
支架20可具有所需的形状和大小(例如，冠状动脉支架、大动脉支架、外周血管支架、胃肠支架、泌尿支架、气管/支气管支架和神经支架)。根据应用，支架可具有例如约1mm至约46mm的直径。在某些实施例中，冠状动脉支架可具有约2mm至约6mm的扩张直径。在一些情况下，外周血管支架可具有约4mm至约24mm的扩张直径。在某些实施例中，胃肠和/或泌尿支架可具有约6mm至约30mm的扩张直径。在一些情况下，神经支架可具有约1mm至约12mm的扩张直径。腹主动脉瘤(AAA)的支架和胸主动脉瘤(TAA)的支架可具有约20mm至约46mm的直径。支架可以是球囊可扩张的、自扩张的或其组合(例如，见美国专利号6,290,721)。
可包括本文所提供的包括微结构的生物溶蚀性镁合金的其他内假体的非限制性实例包括支架移植物、心脏瓣膜和人工心脏。这种内假体被植入或以其他方式用于身体结构、体腔或内腔如脉管系统、胃肠道、腹部、腹膜、气道、食道、气管、结肠、直肠、胆道、泌尿道、前列腺、脑、脊柱、肺、肝、心脏、骨骼肌、肾、膀胱、肠、胃、胰腺、卵巢、子宫、软骨、眼、骨、关节等。
本文所提及的所有公开、专利申请、专利和其他参考文献均通过引用整体并入本文。
更进一步的实施例仍位于下列权利要求的范围中。

Claims (26)

1.一种生物溶蚀性内假体，其包括：
包括镁和一种以上额外合金元素的生物溶蚀性镁合金，所述合金元素选自铝、锌、钙、锰、钕、锡、钇、铈、镧、钆或其组合，
其中所述合金具有微结构，该微结构包括平均粒径为小于或等于5微米的等轴富Mg固溶相晶粒以及在位于所述富Mg固溶相晶粒之间的晶粒边界中的连续或不连续的第二相沉淀物，所述第二相沉淀物具有0.5微米或更小的平均最长尺寸。
2.根据权利要求1所述的内假体，其中，当在金相平面上以200-500倍的放大倍数进行查看时，所述第二相沉淀物主要居中在所述晶粒边界上且从所述晶粒边界延伸至富Mg固溶相晶粒内部的距离不大于1微米。
3.根据权利要求1所述的内假体，其中所述等轴富Mg固溶相晶粒具有小于或等于1微米的平均粒径且所述第二相沉淀物具有0.2微米或更小的平均最长尺寸。
4.根据权利要求1所述的内假体，其中小于50％的所述等轴富Mg固溶相晶粒具有双箍带。
5.根据权利要求1所述的内假体，其中小于15％的所述等轴富Mg固溶相晶粒具有双箍带。
6.根据权利要求1所述的内假体，其中所述生物溶蚀性镁合金包括位于所述晶粒边界外的β相沉淀物，其中所述β相沉淀物的总量的至少50％位于在所述等轴富Mg固溶相晶粒之间的晶粒边界中。
7.根据权利要求1所述的内假体，其中所述生物溶蚀性镁合金包括位于所述晶粒边界外的β相沉淀物，其中所述β相沉淀物的总量的至少65％位于在所述等轴富Mg固溶相晶粒之间的晶粒边界中。
8.根据权利要求1所述的内假体，其中所述生物溶蚀性镁合金包括位于所述晶粒边界外的β相沉淀物，其中所述β相沉淀物的总量的至少80％位于在所述等轴富Mg固溶相晶粒之间的晶粒边界中。
9.根据权利要求1所述的内假体，其中所述合金具有39GPa-44GPa的弹性模量、150MPa-350MPa的0.2％补偿屈服强度、250MPa-400MPa的极限拉伸强度以及至少30％的拉伸断面收缩率。
10.根据权利要求1所述的内假体，其中所述生物溶蚀性镁合金包括铝。
11.根据权利要求10所述的内假体，其中所述第二相晶粒边界沉淀物包括Mg17Al12。
12.根据权利要求1所述的内假体，其中所述生物溶蚀性镁合金包括5-11重量百分比的铝、0.1-3.0重量百分比的锌、高达0.3重量百分比的锰和0.6-1.5重量百分比的钕，其余为镁。
13.根据权利要求1所述的内假体，其中所述内假体为包括多个支柱的支架，其中所述支柱具有小于1.2的宽厚比。
14.根据权利要求1所述的内假体，其中所述内假体具有Ra表面粗糙度小于0.5微米的表面光洁度。
15.根据权利要求1所述的内假体，其中所述生物溶蚀性内假体在非流动的搅动的模拟体液中于37℃连续浸泡28天后具有小于10％的质量损失，其中所述模拟体液具有至少为所述支架初始体积10倍的体积。
16.一种加工用于支架的生物溶蚀性镁合金的方法，所述生物溶蚀性镁合金含有至少85重量百分比的镁，该方法包括：
形成包括镁合金的锭或坯，所述镁合金包括镁和一种或多种合金元素；以及
对所述锭或坯进行至少一个高应变过程以形成微结构，所述微结构包括平均粒径为小于或等于5微米的等轴富Mg固溶相晶粒以及在位于所述等轴富Mg固溶相晶粒之间的晶粒边界中的连续或不连续的第二相沉淀物，所述第二相沉淀物具有0.5微米或更小的平均最长尺寸，
对所述锭或坯进行至少一个高应变过程之后，由所述锭或坯形成杆或中空管，包括在150℃-300℃的温度执行中间退火步骤。
17.根据权利要求16所述的方法，其还包括将所述锭或坯保持在位于相图的固溶线和液线边界之间的温度上至少2小时以在对所述锭或坯进行所述至少一个高应变过程前使所述锭或坯均质化。
18.根据权利要求16所述的方法，其中所述至少一个高应变过程为在低于400℃的温度下进行的等通道高应变过程。
19.根据权利要求18所述的方法，其中在不同的温度下通过至少两个等通道高应变过程加工所述锭或坯，其中第一次发生的第一等通道高应变过程是在比在所述第一次后的第二次发生的第二等通道高应变过程高的温度下进行的。
20.根据权利要求19所述的方法，其中所述第一等通道高应变过程是在250℃-400℃的温度下进行的，且所述第二等通道高应变过程是在150℃-300℃的温度下进行的。
21.根据权利要求16所述的方法，其中所述镁合金包括铝且所述第二相沉淀物包括Mg17Al12。
22.根据权利要求16所述的方法，其中所述镁合金包括锌且所述第二相沉淀物包括Mg7Zn3。
23.根据权利要求16所述的方法，其中所述镁合金包括钙且所述第二相沉淀物包括Mg2Ca。
24.根据权利要求16所述的方法，其中所述镁合金包括锡且所述第二相沉淀物包括Mg2Sn。
25.根据权利要求16所述的方法，其中，当在金相平面上以200-500倍的放大倍数进行查看时，所述第二相沉淀物主要居中在所述晶粒边界上且从所述晶粒边界延伸至富Mg固溶相晶粒内部的距离不大于1微米。
26.根据权利要求16所述的方法，其中所述等轴富Mg固溶相晶粒具有小于或等于1微米的平均粒径且所述第二相沉淀物具有0.2微米或更小的平均最长尺寸。
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Families Citing this family (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2014126958A1 (en) 2013-02-15 2014-08-21 Boston Scientific Scimed, Inc. Bioerodible magnesium alloy microstructures for endoprostheses
US9155637B2 (en) * 2013-03-13 2015-10-13 Medtronic Vascular, Inc. Bioabsorbable stent with hydrothermal conversion film and coating
ES2817048T3 (es) * 2013-03-15 2021-04-06 Thixomat Inc Aleaciones de magnesio de elevada resistencia y bioabsorbibles
CA2929046A1 (en) 2013-10-29 2015-05-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Bioerodible magnesium alloy microstructures for endoprostheses
US10689740B2 (en) 2014-04-18 2020-06-23 Terves, LLCq Galvanically-active in situ formed particles for controlled rate dissolving tools
US20170268088A1 (en) 2014-02-21 2017-09-21 Terves Inc. High Conductivity Magnesium Alloy
CN106029255B (zh) 2014-02-21 2018-10-26 特维斯股份有限公司 溶解速率受控材料的制备
US11167343B2 (en) 2014-02-21 2021-11-09 Terves, Llc Galvanically-active in situ formed particles for controlled rate dissolving tools
US10150713B2 (en) 2014-02-21 2018-12-11 Terves, Inc. Fluid activated disintegrating metal system
US10758974B2 (en) 2014-02-21 2020-09-01 Terves, Llc Self-actuating device for centralizing an object
CN106460133B (zh) 2014-04-18 2019-06-18 特维斯股份有限公司 用于受控速率溶解工具的电化活性的原位形成的颗粒
US20160175084A1 (en) * 2014-12-19 2016-06-23 Volcano Corporation Biodegradable filter and support frame
CN107427603A (zh) * 2015-03-11 2017-12-01 波士顿科学国际有限公司 用于内假体的生物溶蚀性镁合金微结构
KR20170115429A (ko) * 2016-04-07 2017-10-17 랩앤피플주식회사 생체분해성 금속을 이용한 마이크로 니들
CN108300918B (zh) 2017-01-11 2020-05-12 北京科技大学 一种具有高室温成形性能含钙稀土镁合金板材及制备方法
CA3012511A1 (en) 2017-07-27 2019-01-27 Terves Inc. Degradable metal matrix composite
CN109554645B (zh) * 2017-09-25 2021-04-13 中国宝武钢铁集团有限公司 一种室温超成形性镁或镁合金及其制造方法
CN107999551A (zh) * 2017-11-30 2018-05-08 江苏沣沅医疗器械有限公司 镁合金型材及其制备方法及应用
CN108145380B (zh) * 2017-12-07 2019-09-06 北京大学深圳研究院 一种可降解吸收支架用镁合金薄壁管的加工方法
CN107974567A (zh) * 2018-01-30 2018-05-01 山东建筑大学 一种可控的医用降解镁合金的制备工艺与方法
CN115011852A (zh) * 2022-04-20 2022-09-06 青岛科技大学 一种海水电池用镁合金阳极材料及其制备方法

Family Cites Families (64)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4542539A (en) 1982-03-12 1985-09-24 Artech Corp. Surgical implant having a graded porous coating
FR2651244B1 (fr) * 1989-08-24 1993-03-26 Pechiney Recherche Procede d'obtention d'alliages de magnesium par pulverisation-depot.
WO1993019803A1 (en) 1992-03-31 1993-10-14 Boston Scientific Corporation Medical wire
US20030086975A1 (en) 2001-11-08 2003-05-08 Timothy Ringeisen Method for making a porous Polymeric material
US6544357B1 (en) 1994-08-01 2003-04-08 Franz Hehmann Selected processing for non-equilibrium light alloys and products
US5769884A (en) 1996-06-27 1998-06-23 Cordis Corporation Controlled porosity endovascular implant
US6240616B1 (en) 1997-04-15 2001-06-05 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method of manufacturing a medicated porous metal prosthesis
US5843172A (en) 1997-04-15 1998-12-01 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Porous medicated stent
US10028851B2 (en) 1997-04-15 2018-07-24 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coatings for controlling erosion of a substrate of an implantable medical device
DE19731021A1 (de) 1997-07-18 1999-01-21 Meyer Joerg In vivo abbaubares metallisches Implantat
US7713297B2 (en) 1998-04-11 2010-05-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Drug-releasing stent with ceramic-containing layer
DE59913189D1 (de) 1998-06-25 2006-05-04 Biotronik Ag Implantierbare, bioresorbierbare Gefässwandstütze, insbesondere Koronarstent
JP3721393B2 (ja) 2000-04-28 2005-11-30 国立大学法人広島大学 多孔質プリフォーム、金属基複合材料及びそれらの製造方法
US6716444B1 (en) 2000-09-28 2004-04-06 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Barriers for polymer-coated implantable medical devices and methods for making the same
US6770086B1 (en) 2000-11-02 2004-08-03 Scimed Life Systems, Inc. Stent covering formed of porous polytetraflouroethylene
US20040220660A1 (en) 2001-02-05 2004-11-04 Shanley John F. Bioresorbable stent with beneficial agent reservoirs
WO2004029313A1 (ja) 2002-09-30 2004-04-08 Nano Technology Institute, Inc 高硬度・高強度で強靭なナノ結晶金属バルク材及びその製造方法
US20060271168A1 (en) 2002-10-30 2006-11-30 Klaus Kleine Degradable medical device
US20060121080A1 (en) 2002-11-13 2006-06-08 Lye Whye K Medical devices having nanoporous layers and methods for making the same
US20050119723A1 (en) 2003-11-28 2005-06-02 Medlogics Device Corporation Medical device with porous surface containing bioerodable bioactive composites and related methods
US8137397B2 (en) 2004-02-26 2012-03-20 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices
US7758892B1 (en) 2004-05-20 2010-07-20 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices having multiple layers
US9468704B2 (en) * 2004-09-07 2016-10-18 Biotronik Vi Patent Ag Implant made of a biodegradable magnesium alloy
US20060199876A1 (en) 2005-03-04 2006-09-07 The University Of British Columbia Bioceramic composite coatings and process for making same
CA2885981A1 (en) 2005-04-05 2006-10-12 Elixir Medical Corporation Degradable implantable medical devices
DE102005060203B4 (de) * 2005-12-14 2009-11-12 Gkss-Forschungszentrum Geesthacht Gmbh Biokompatibler Magnesiumwerkstoff, Verfahren zu seiner Herstellung und seiner Verwendung
US8840660B2 (en) 2006-01-05 2014-09-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Bioerodible endoprostheses and methods of making the same
DE102006015457A1 (de) 2006-03-31 2007-10-04 Biotronik Vi Patent Ag Magnesiumlegierung und dazugehöriges Herstellungsverfahren
CN101484599A (zh) * 2006-04-28 2009-07-15 生物镁系统有限公司 生物可降解的镁合金及其用途
US20070264303A1 (en) 2006-05-12 2007-11-15 Liliana Atanasoska Coating for medical devices comprising an inorganic or ceramic oxide and a therapeutic agent
EP2032091A2 (en) 2006-06-29 2009-03-11 Boston Scientific Limited Medical devices with selective coating
WO2008016150A1 (fr) * 2006-08-03 2008-02-07 National Institute For Materials Science Alliage de magnésium et son procédé de fabrication
US8057534B2 (en) 2006-09-15 2011-11-15 Boston Scientific Scimed, Inc. Bioerodible endoprostheses and methods of making the same
JP2010503491A (ja) 2006-09-15 2010-02-04 ボストン サイエンティフィック リミテッド 生物学的安定性無機層を有する生浸食性エンドプロスシーシス
EP2068964B1 (en) 2006-09-15 2017-11-01 Boston Scientific Limited Medical devices and methods of making the same
CA2675633A1 (en) 2007-01-26 2008-07-31 Boston Scientific Limited Implantable medical endoprostheses
WO2008098927A2 (en) 2007-02-13 2008-08-21 Cinvention Ag Degradable reservoir implants
DK2000551T3 (da) * 2007-05-28 2011-01-10 Acrostak Corp Bvi Magnesium-baserede legeringer
US8052745B2 (en) 2007-09-13 2011-11-08 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprosthesis
US8998978B2 (en) 2007-09-28 2015-04-07 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Stent formed from bioerodible metal-bioceramic composite
JP2009178293A (ja) * 2008-01-30 2009-08-13 Terumo Corp 医療用インプラント
US7998192B2 (en) 2008-05-09 2011-08-16 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprostheses
US8236046B2 (en) 2008-06-10 2012-08-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Bioerodible endoprosthesis
EP2303350A2 (en) 2008-06-18 2011-04-06 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprosthesis coating
US20100004733A1 (en) 2008-07-02 2010-01-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Implants Including Fractal Structures
US7985252B2 (en) 2008-07-30 2011-07-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Bioerodible endoprosthesis
US8382824B2 (en) 2008-10-03 2013-02-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical implant having NANO-crystal grains with barrier layers of metal nitrides or fluorides
JP5289904B2 (ja) * 2008-11-18 2013-09-11 三協立山株式会社 マグネシウム合金押出形材の製造方法
EP2224032A1 (en) 2009-02-13 2010-09-01 Nederlandse Organisatie voor toegepast -natuurwetenschappelijk onderzoek TNO Process for manufacturing magnesium alloy based products
US8435281B2 (en) 2009-04-10 2013-05-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Bioerodible, implantable medical devices incorporating supersaturated magnesium alloys
US20110022158A1 (en) 2009-07-22 2011-01-27 Boston Scientific Scimed, Inc. Bioerodible Medical Implants
WO2011051424A1 (en) * 2009-10-30 2011-05-05 Acrostak Corp Bvi, Tortola Biodegradable implantable medical devices formed from super - pure magnesium-based material
US20110160839A1 (en) 2009-12-29 2011-06-30 Boston Scientific Scimed, Inc. Endoprosthesis
CN102933730B (zh) * 2010-03-17 2015-12-02 独立行政法人物质·材料研究机构 镁合金
EP2550032B1 (en) 2010-03-25 2013-11-20 Biotronik AG Implant made of a biodegradable magnesium alloy
WO2012003502A2 (en) 2010-07-02 2012-01-05 University Of Florida Research Foundation, Inc. Bioresorbable metal alloy and implants made of same
US20120059455A1 (en) 2010-09-07 2012-03-08 Boston Scientific Seimed, Inc. Bioerodible Magnesium Alloy Containing Endoprostheses
JP5757105B2 (ja) * 2011-02-24 2015-07-29 住友電気工業株式会社 マグネシウム合金材及びその製造方法
US20130090741A1 (en) * 2011-10-07 2013-04-11 Medtronic Vascular, Inc. Magnesium Alloys for Bioabsorbable Stent
RU2754035C2 (ru) 2012-06-26 2021-08-25 Биотроник Аг Магниевый сплав, способ его производства и использования
WO2014126958A1 (en) 2013-02-15 2014-08-21 Boston Scientific Scimed, Inc. Bioerodible magnesium alloy microstructures for endoprostheses
EP3038666B1 (en) * 2013-08-28 2018-04-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Bioerodible composites for endoprostheses
CA2929046A1 (en) * 2013-10-29 2015-05-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Bioerodible magnesium alloy microstructures for endoprostheses
CN107427603A (zh) 2015-03-11 2017-12-01 波士顿科学国际有限公司 用于内假体的生物溶蚀性镁合金微结构

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