ES2912456T3 - Aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico y método de preparación de la misma - Google Patents

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Abstract

Una aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico, en donde la composición de los componentes de la aleación de magnesio comprende del 1,5 al 2,5 % de Nd, del 0,4 al 0,8 % de Zn, del 0,4 al 0,6 % de Ca, del 0,4 al 0,8 % de Zr y el resto de Mg, con respecto al peso total de la aleación de magnesio del 100 %.

Description

DESCRIPCIÓN
Aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico y método de preparación de la misma
Campo de la invención
La presente invención se refiere a una aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico y al método de preparación de la misma, que pertenece al campo de las técnicas de preparación de material médico.
Antecedentes de la invención
En la actualidad, las endoprótesis vasculares usadas clínicamente se elaboran principalmente de materiales metálicos inertes, tales como el acero inoxidable, las aleaciones de níquel-titanio y las aleaciones de cobalto-cromo. La implantación de tales endoprótesis en el cuerpo humano puede proporcionar un soporte mecánico duradero para los vasos sanguíneos en la lesión, evitar la retracción elástica de los vasos sanguíneos y reducir la tasa de reestenosis de los vasos sanguíneos. Sin embargo, una endoprótesis elaborada de materiales metálicos inertes como cuerpo extraño causa una hiperplasia excesiva de la íntima de los vasos sanguíneos después de la implantación, lo que no solo causa reestenosis vascular y trombosis tardía, sino que también requiere terapia antiplaquetaria a largo plazo. En los últimos años, el uso de endoprótesis farmacoactivas ha reducido la tasa de reestenosis de los vasos sanguíneos hasta aproximadamente el 5 %. Sin embargo, tras completar la liberación de fármaco, el cuerpo de la endoprótesis se queda permanentemente en el cuerpo. Existe una gran diferencia en las propiedades mecánicas entre la endoprótesis como cuerpo extraño y los tejidos vasculares, lo que puede causar daño crónico al vaso sanguíneo y, en una fase tardía, atrofia de las capas vasculares medias e hiperplasia de la íntima y, finalmente, conducir a la reestenosis de los vasos sanguíneos. En el caso de los pacientes pediátricos, la implantación de una endoprótesis de tamaño fijo dificultará el agrandamiento paulatino del vaso sanguíneo, resultando incluso más difícil adaptarse a las necesidades de su crecimiento y desarrollo. En vista de las razones anteriores, el desarrollo de endoprótesis vasculares biodegradables se ha convertido en un proyecto de investigación candente en diversos países.
Existen dos tipos de endoprótesis vasculares degradables que han obtenido certificados de registro o han entrado en ensayos clínicos: uno como endoprótesis de polímero degradables y el otro como endoprótesis de aleación de magnesio degradables. Las endoprótesis de polímero degradables tienen los problemas de propiedades mecánicas bajas, dificultad en el procesamiento y productos de degradación in vivo que fácilmente pueden causar inflamación e hinchazón. Una gran cantidad de datos clínicos muestra que los pacientes tienen una probabilidad de hasta el 16 % de desarrollar reestenosis avanzada después de la implantación de una endoprótesis de polímero. En comparación con las endoprótesis de polímero degradables, las endoprótesis de aleación de magnesio degradables tienen principalmente las siguientes ventajas: (1) esta se puede degradar por completo después de implantarse en el cuerpo humano. Una endoprótesis de aleación de magnesio puede ser absorbida por completo por el cuerpo, generalmente, dentro de los 4 meses posteriores a la implantación. La característica de degradabilidad completa de las endoprótesis de aleación de magnesio no solo puede mejorar el cumplimiento y la naturalidad del vaso sanguíneo hasta cierto punto, sino que también puede reintroducir una endoprótesis en el mismo sitio de la lesión en un vaso sanguíneo sin causar la superposición de la endoprótesis, lo que resulta especialmente adecuado para el tratamiento de enfermedades cardiovasculares en bebés y niños pequeños; (2) una buena biocompatibilidad. Dado que el magnesio es un elemento esencial para que el cuerpo humano mantenga las funciones fisiológicas normales, aunque la endoprótesis del vaso sanguíneo tiene un tamaño diminuto (una forma tubular hueca con un diámetro de aproximadamente 2 mm, un espesor de pared de aproximadamente 0,1 a 0,2 mm y una longitud de aproximadamente 15 mm), y libere una pequeña cantidad de iones metálicos en el proceso de degradación, la pequeña cantidad de iones de magnesio liberados durante la degradación de la endoprótesis de aleación de magnesio no solo no causa daño al cuerpo humano, sino que más bien complementaría el magnesio al cuerpo, para satisfacer la necesidad de magnesio para las funciones fisiológicas normales del cuerpo; (3) debido a que el cuerpo puede absorber por completo la endoprótesis de aleación de magnesio, el examen no invasivo se puede realizar durante los seguimientos posteriores a la implantación de la endoprótesis; y (4) una fuerza de soporte adecuada. La aleación de magnesio como material de endoprótesis vascular no tiene el problema de la fuerza insuficiente que tienen los materiales poliméricos, lo que permite que la endoprótesis vascular tenga una fuerza de soporte adecuada.
Sin embargo, el potencial de electrodo estándar bajo de las aleaciones de magnesio (-2,36 V de SCE) conduce a una resistencia a la corrosión deficiente y la corrosión resulta particularmente grave en un entorno corrosivo en el que los iones de cloruro (Cl-) están presentes o cuando el medio tiene un pH <11,5. Como materiales de bioimplantación, las aleaciones de magnesio deben cumplir estrictamente los requisitos mecánicos y morfológicos necesarios durante el servicio y, por lo tanto, no deben tener una velocidad de degradación por corrosión demasiado rápida. El entorno in vivo tiene un pH de aproximadamente 7,4, con una gran cantidad de iones de cloruro presentes en los fluidos corporales, lo que, además de la complicada naturaleza corrosiva del entorno in vivo, puede conducir a un cambio en la velocidad de corrosión de las aleaciones de magnesio en el cuerpo. Por estas razones, se han desarrollado aleaciones de magnesio resistentes a la corrosión médicas, tales como la aleación de magnesio resistente a la corrosión médica divulgada en el documento CN101062427A y la aleación de magnesio resistente a la corrosión y de alta fuerza y tenacidad médica divulgada en el documento CN101288776A.
Otro factor que limita el uso generalizado de las aleaciones de magnesio radica en su baja plasticidad a temperatura ambiente y la dificultad en el procesamiento de deformación. Esto se debe a que el magnesio pertenece a un metal de una estructura cristalina hexagonal densamente empaquetada, con pocos sistemas de deslizamiento independientes a temperatura ambiente, a excepción del deslizamiento de base. En vista del problema de la plasticidad deficiente a temperatura ambiente de las aleaciones de magnesio, se han desarrollado aleaciones de magnesio de alta fuerza, tales como la aleación de magnesio de alta fuerza y alta plasticidad y el método de preparación de la misma divulgados en el documento CN101643872A y la aleación de magnesio de alta plasticidad y el método de preparación de la misma divulgados en el documento CN101985714A.
La mayoría de las aleaciones de magnesio en los documentos de patente anteriores contienen el elemento Al y elementos pesados de tierras raras (Y, Gd, etc.). Se sabe bien que el elemento Al puede causar algunas enfermedades neurológicas degenerativas, tales como el síndrome de encefalopatía por diálisis y la demencia senil, y se considera que es un elemento neurotóxico nocivo para el cuerpo humano. Aunque el Y, el Gd y otros elementos pesados de tierras raras pueden aumentar la fuerza y la resistencia a la corrosión de las aleaciones de magnesio, sus efectos biológicos aún no están claros y, generalmente, se cree que la acumulación de elementos pesados de tierras raras en el cuerpo manifiesta una acción tóxica.
El documento CN101629260A divulga una aleación de magnesio de Mg-Zn-Mn-Ca absorbible médica. Los componentes y porcentajes en peso en la aleación de magnesio son: del 1,0 al 5,0 % de Zn, del 0,2 al 2,0 % de Mn, del 0,1 al 3,0% de Ca y el resto de Mg. La aleación de magnesio tiene buenas propiedades mecánicas y de biocompatibilidad y se puede convertir en dispositivos implantables, tales como clavos para huesos y placas para huesos. Sin embargo, la aleación de magnesio no se puede usar para la preparación de endoprótesis vasculares, principalmente por las razones que incluyen: (1) un rendimiento resistente a la corrosión alterado de la aleación de magnesio debido a la adición del elemento Mn con un contenido relativamente alto, lo que da como resultado una velocidad de degradación demasiado rápida y la aparición frecuente de una degradación desigual local; y (2) una ductilidad deficiente de la aleación y dificultad en el procesamiento plástico, lo que dificulta el logro de un moldeado secundario.
El documento CN103184379A divulga una aleación de magnesio de tipo Mg-Gd-Zn-Ag-Zr biodegradable y el método de preparación de la misma. Los componentes y porcentajes en peso de la aleación de magnesio son: del 5 al 10 % de Gd, del 0,5 al 3 % de Zn, del 0,1 al 1 % de Ag, del 0,1 al 1 % de Zr y el resto de Mg. La aleación de magnesio se puede usar como material de implante con una velocidad de degradación baja y una corrosión uniforme. Sin embargo, la deficiencia de esta aleación de magnesio radica en el contenido relativamente alto del elemento pesado de tierras raras Gd en los componentes (>5 %), si bien el elemento Gd se considera tóxico y desventajoso en la mejora de la biocompatibilidad de la aleación. Además, la aleación de magnesio contiene el costoso elemento Ag y requiere estrictas condiciones de conservación y fundición, lo que aumenta, de ese modo, el coste.
El documento DE102012108090A1 divulga una aleación de magnesio que contiene el 0,2-2 % en peso de zinc, el 0,1­ 1 % en peso de neodimio y, opcionalmente, el 0,1-1 % en peso de circonio, siendo el resto magnesio. La aleación de magnesio no contiene lantánidos y la cantidad de metal de tierras raras contenida en la aleación de magnesio es del 0,1-2% en peso.
El documento WO 2011/160534A1 divulga una aleación de magnesio que se usa para el material de endoprótesis degradable in vivo y el método de preparación de la misma. Los componentes y su relación en peso de la aleación de magnesio son: Nd al 1-2,49%, Zn al 0,1-2%, Zr al 0-0,6%, impurezas al 0-0,2% y Mg el resto. La aleación de magnesio tiene mejores propiedades mecánicas y propiedades de deformación plástica que la WE43, una resistencia a la corrosión uniforme deseada y una biocompatibilidad buena. La aleación de magnesio se puede aplicar para preparar el soporte luminal que se usa para la intervención terapéutica a corto plazo del vaso, el conducto biliar, el conducto pancreático y el esófago, etc.
El documento CN104232972A divulga un biomaterial de magnesio y aleación de magnesio degradable, abierto y poroso y un método de preparación del mismo. El biomaterial de magnesio y aleación de magnesio está en una estructura completamente abierta, la forma y el tamaño de los orificios son controlables, los orificios se comunican en virtud de los orificios comunicantes y el número y el tamaño de los orificios comunicantes en las paredes de los orificios son controlables; los orificios se distribuyen uniformemente y la porosidad es ajustable. El proceso de preparación de este biomaterial de aleación es sencillo, cómodo de realizar y está libre de contaminación; la estructura porosa abierta preparada está provista de los orificios comunicados y uniformemente distribuidos, es controlable en cuanto a la forma y el tamaño de los orificios, es relativamente alta en cuanto a la porosidad y fuerza, está libre de residuos de poros anteriores y del fenómeno de cierre de poros y es ajustable en cuanto a la velocidad de degradación y puede servir como andamio de ingeniería de tejido óseo degradable de nueva generación.
En resumen, resulta urgente desarrollar una aleación de magnesio biomédica novedosa que sea no tóxica, sea totalmente degradable, tenga una buena resistencia a la corrosión, una alta fuerza y ductilidad y explore la posibilidad de su aplicación en endoprótesis intravasculares.
Sumario de la invención
A fin de resolver los problemas técnicos anteriores, un objeto de la presente invención consiste en proporcionar una aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico y un método de preparación de la misma. La aleación de magnesio tiene las ventajas de ser no tóxica y totalmente degradable, con buena resistencia a la corrosión, así como alta fuerza y tenacidad y similares, y se puede usar para la preparación de una endoprótesis vascular.
Con el fin de lograr el objeto anterior, la presente invención proporciona, en primer lugar, una aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico, en donde la composición de los componentes de la aleación de magnesio comprende del 1,5 al 2,5 % de Nd, del 0,4 al 0,8 % de Zn, del 0,4 al 0,6 % de Ca, del 0,4 al 0,8 % de Zr y el resto de Mg, con respecto al peso total de la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico de acuerdo con la presente invención del 100 %. El contenido de los componentes de esta aleación de magnesio preferida permite que se logren, de ese modo, un mejor rendimiento mecánico global y un mejor rendimiento frente a la corrosión biológica.
En la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad anterior para uso biomédico, preferentemente, con respecto al peso total de la aleación de magnesio del 100 %, la cantidad total de elementos de inclusión distintos de Mg, Nd, Zn, Ca y Zr contenidos en la aleación de magnesio es del 0,05 % o menos. En la presente invención, mediante el control estricto de los contenidos de Fe, Cu, Ni y otras impurezas, se le puede conferir a la aleación de magnesio un mejor rendimiento mecánico global y un mejor rendimiento frente a la corrosión biológica.
De acuerdo con una realización específica de la presente invención, preferentemente, la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico se prepara mediante al menos la etapa de: preparar un lingote de aleación de magnesio de acuerdo con los componentes y el porcentaje en peso en la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico, en donde las materias primas usadas comprenden al menos: Zn puro, una aleación maestra de Mg-Nd y magnesio puro. Más preferentemente, las materias primas usadas comprenden, además, Ca puro y/o una aleación maestra de Mg-Zr. Más preferentemente, el Zn puro usado tiene una pureza del 99,99 % en peso o más, el Ca puro usado tiene una pureza del 99,99 % en peso o más, la aleación maestra de Mg-Nd usada es una aleación maestra de Mg-30 % en peso de Nd, la aleación maestra de Mg-Zr usada es una aleación maestra de Mg-30 % en peso de Zr y el magnesio puro usado tiene una pureza del 99,99 % en peso o más. Además, el lingote de aleación de magnesio resultante puede tener un tamaño de 0110 a 150 mm de diámetro y de 2.200 a 2.600 mm de longitud.
De acuerdo con una realización específica de la presente invención, preferentemente, la preparación anterior de la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico comprende, además: cortar el lingote de aleación de magnesio resultante a una determinada longitud y someterlo a un tratamiento en solución sólida antes de la extrusión, para obtener la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico. En este caso, más preferentemente, la temperatura del tratamiento en solución sólida es de 480 a 540 °C, la duración del tratamiento en solución sólida es de 8 a 12 horas, la extrusión se realiza a una relación de extrusión de 5 a 30 en un entorno a entre 280 y 420 °C y la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico se obtiene después de la extrusión en forma de una varilla redonda con un diámetro de 020 a 40 mm.
Las funciones de cada elemento en la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico proporcionada mediante la presente invención son las siguientes, respectivamente: la incorporación de Nd aporta un excelente efecto de fortalecimiento por precipitación de envejecimiento y fortalecimiento en solución sólida a la aleación de magnesio, ya que el Nd forma una fase de fortalecimiento Mg2Nd en la aleación de magnesio y esta fase de fortalecimiento puede aumentar la fuerza y plasticidad de la aleación. Asimismo, la incorporación de Nd puede aumentar en gran medida el potencial de electrodo del sustrato de aleación de magnesio y reducir la diferencia en cuanto al potencial eléctrico entre la corrosión galvánica del sustrato y la segunda fase, mejorando, de ese modo, significativamente la resistencia a la corrosión de la aleación de magnesio. Además, el Nd pertenece a los elementos ligeros de tierras raras y tiene una buena seguridad biológica.
El Zn es un elemento que tiene una influencia significativa en el crecimiento y desarrollo celular y es un elemento de micronutriente necesario en el cuerpo humano. El Zn puede mejorar la inmunidad en el cuerpo humano y mantener el crecimiento y desarrollo en el cuerpo. Los experimentos in vitro mostraron que el Zn puede mantener la función de barrera de las membranas de las células endoteliales vasculares. En vista de las propiedades mecánicas de las aleaciones de magnesio, el Zn tiene una solubilidad sólida del 6,2 % en la aleación de magnesio y desempeña una función en el fortalecimiento en solución sólida de la aleación de magnesio, al tiempo que promueve eficazmente la aparición de deslizamiento superficial no basal en la aleación de magnesio a temperatura ambiente y que mejora la procesabilidad plástica de la aleación de magnesio. El Zn es otro elemento de aleación altamente eficaz, además del Al. Además, cuando el contenido de Zn es menor del 2 %, la corrosión local en la aleación de magnesio tiende a reducirse, lo que mejora eficazmente la resistencia a la corrosión de la aleación de magnesio.
La inclusión de Ca puede refinar los granos en la aleación de magnesio, lo que resulta eficaz en el fortalecimiento de los granos finos, y mejorar significativamente la moldeabilidad y la fuerza de la aleación de magnesio. El Ca también puede suprimir la oxidación del metal fundido durante la fundición de la aleación de magnesio y reducir los defectos internos en los lingotes. El Ca puede reducir el efecto de microbatería en una aleación de magnesio y aumentar la resistencia a la corrosión de la aleación de magnesio. En paralelo, el Ca es también uno de los elementos más abundantes en el cuerpo humano y aproximadamente el 99 % del Ca está presente en la médula ósea y los dientes in vivo, con el resto distribuido principalmente en los fluidos corporales para la participación en determinadas reacciones enzimáticas importantes. El Ca desempeña una función importante en el mantenimiento de la contracción normal del corazón, la excitabilidad neuromuscular, la coagulación y la secreción normal de las hormonas endocrinas, así como en el mantenimiento de la integridad de la membrana celular y similares.
El Zr tiene un fuerte efecto de fortalecimiento en solución sólida y puede aumentar significativamente la fuerza de una aleación de magnesio. El Zr es también el agente refinador de granos más eficaz hasta la fecha y tiene un fuerte efecto de refinado de granos. Además, el Zr puede mejorar significativamente la fuerza a la tracción de la aleación de magnesio a temperatura ambiente, mejorar la resistencia a la corrosión y reducir la susceptibilidad a la corrosión bajo tensión. La adición de Zr a una aleación de magnesio que contiene Zn puede reducir la tendencia a la fragilización y la fragilización por templado en la aleación de magnesio y también puede reducir los contenidos de Fe, Al, Si y otras impurezas en la aleación. Amplios estudios nacionales y extranjeros muestran que la adición de Zr en una pequeña cantidad a una aleación de magnesio no es citotóxica.
Por otra parte, la presente invención también proporciona un método de preparación de la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico que se ha descrito anteriormente, que comprende al menos la etapa de: preparar un lingote de aleación de magnesio por medio de colada semicontinua al vacío y de acuerdo con los componentes y el porcentaje en peso en la aleación de magnesio mencionada anteriormente, en donde las materias primas usadas comprenden al menos: Zn puro, una aleación maestra de Mg-Nd, Ca puro, una aleación maestra de Mg-Zr y magnesio puro.
En el método de preparación anterior, preferentemente, el Zn puro usado tiene una pureza del 99,99 % en peso o más, el Ca puro usado tiene una pureza del 99,99 % en peso o más, la aleación maestra de Mg-Nd usada es una aleación maestra de Mg-30 % en peso de Nd, la aleación maestra de Mg-Zr usada es una aleación maestra de Mg-30 % en peso de Zr y el magnesio puro usado tiene una pureza del 99,99 % en peso o más.
En el método de preparación anterior, preferentemente, la colada semicontinua al vacío comprende las siguientes etapas:
(1) las materias primas se funden en un horno de fundición al vacío con una temperatura de fundición controlada a entre 740 y 760 °C durante la fundición y, después de que las materias primas se hayan fundido por completo, se introduce un gas inerte para la agitación por gas en un entorno de vacío con un tiempo de agitación de 30 a 45 min;
(2) después de que se haya completado la agitación, un gas mixto de SF6 y CO2 se introduce en la superficie de la masa fundida para la protección, al tiempo que la temperatura de la masa fundida se eleva hasta entre 760 y 780 °C y se mantiene durante 30 a 40 min, y, a continuación, la temperatura de la masa fundida se reduce hasta entre 700 y 720 °C y la masa fundida se deja reposar durante entre 90 y 120 min;
(3) a continuación, se lleva a cabo la colada en una máquina de colada semicontinua; durante el proceso de colada semicontinua, se usa una mezcla de gas de SF6 y CO2 para la protección, la temperatura de la masa fundida en el horno de fundición al vacío se controla a entre 700 y 720 °C, con la temperatura de la masa fundida en un cristalizador a entre 680 y 690 °C y la velocidad de estirado de lingotes de 30 a 50 mm/min, y se aplica enfriamiento por agua a alta presión a entre 300 y 500 mm cerca del cristalizador, al tiempo que se aplica enfriamiento por aire en una región más baja, obteniendo, de ese modo, el lingote de aleación de magnesio.
En el método de preparación anterior, preferentemente, el lingote de aleación de magnesio resultante tiene un tamaño de 0110 a 150 mm de diámetro y de 2.200 a 2.600 mm de longitud y más preferentemente de 0120 x 2.400 mm. De acuerdo con una realización específica de la presente invención, preferentemente, el método de preparación anterior comprende, además, las siguientes etapas: cortar el lingote de aleación de magnesio obtenido a una determinada longitud y someterlo a un tratamiento en solución sólida antes de la extrusión, para obtener la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico. En este caso, más preferentemente, la temperatura del tratamiento en solución sólida es de 480 a 540 °C (más preferentemente de 520 °C), la duración del tratamiento en solución sólida es de 8 a 12 horas (más preferentemente de 10 horas), la extrusión se realiza a una relación de extrusión de 5 a 30 (más preferentemente de 25) en un entorno a entre 280 y 420 °C (más preferentemente de 330 °C) y la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico se obtiene después de la extrusión en forma de una varilla redonda con un diámetro de 020 a 40 mm (más preferentemente de 025 mm).
En comparación con las aleaciones de magnesio existentes para endoprótesis vasculares degradables, la presente invención tiene las siguientes ventajas:
1. La aleación de magnesio de la presente invención tiene una resistencia a la corrosión ideal in vivo y se erosiona y degrada uniformemente, para evitar el fallo prematuro de los materiales de implante debido a la corrosión local excesiva, logrando, de ese modo, un efecto de soporte ideal de un material biodegradable.
2. La presente invención evita la neurotoxicidad causada por el elemento Al en las aleaciones de magnesio que contienen Al en el diseño de la composición y no contiene elementos pesados de tierras raras (Y, Gd, etc.), al tiempo que los elementos de aleación y microaleación seleccionados son todos no citotóxicos dentro del intervalo de composición propuesto y tienen una buena biocompatibilidad.
3. En las mismas condiciones en el proceso de preparación, en comparación con las aleaciones de magnesio existentes para endoprótesis vasculares degradables, en la aleación de magnesio de la presente invención, los contenidos de elementos de aleación, especialmente de elementos de tierras raras, son más bajos que los de la aleación WE43, lo que no solo mejora en gran medida la compatibilidad con la sangre de la aleación, sino que también conduce a una menor segregación de elementos en la aleación, una mejor resistencia a la corrosión, una velocidad de corrosión notablemente reducida y una corrosión relativamente uniforme.
4. La fase cuasicristalina que se produce en la aleación de magnesio preparada mediante el método de la presente invención tiene una excelente resistencia a la corrosión, lo que mejora en gran medida la resistencia a la corrosión de la aleación. Aunque la aparición de la fase cuasicristalina mejora significativamente la resistencia a la corrosión de las aleaciones de magnesio, la rigidez de la aleación de magnesio también se puede mejorar hasta cierto punto debido a las propiedades especiales de los cuasicristales, lo que resuelve el problema de la rigidez insuficiente de la aleación de magnesio como endoprótesis de vasos sanguíneos degradable.
5. La aleación de magnesio de la presente invención tiene excelentes propiedades mecánicas integrales, una excelente resistencia a la corrosión y una buena biocompatibilidad después de procesarse mediante extrusión. La aleación de magnesio preparada mediante la presente invención tiene una fuerza a la tracción de 246 a 289 MPa, un límite elástico de 207 a 232 MPa y una tasa de alargamiento del 25 al 34 %, lo que cumple los requisitos de las propiedades mecánicas de los materiales de endoprótesis intravascular. Su velocidad de corrosión en plasma artificial puede llegar hasta entre 0,22 y 0,26 mm/año, lo que cumple el requisito de la resistencia a la corrosión de los materiales de endoprótesis intravascular. Además, la aleación de magnesio no tiene una citotoxicidad evidente y tiene una buena compatibilidad con la sangre, lo que cumple los requisitos de la biocompatibilidad de los materiales de endoprótesis intravascular.
Descripción detallada de la invención
Para una comprensión más clara de las características técnicas, los objetos y las ventajas de la presente invención, a continuación, se describirán con detalle las soluciones técnicas de la presente invención, pero no se deben interpretar como limitantes del alcance de la presente invención.
Ejemplo 1
Este ejemplo proporciona una aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico. La composición de la aleación de magnesio comprende, con respecto al peso total de la aleación de magnesio del 100 %, el 1,5 % de Nd, el 0,4 % de Zn, el 0,4 % de Ca, el 0,4 % de Zr y el resto de Mg.
La aleación de magnesio se preparó mediante las siguientes etapas:
(1) En un horno de fundición al vacío, se fundieron, sucesivamente, magnesio puro que tenía una pureza del 99,99 % en peso o más, Zn puro que tenía una pureza del 99,99 % en peso o más, Ca puro que tenía una pureza del 99,99 % en peso o más, una aleación maestra de Mg-30 % en peso de Nd y una aleación maestra de Mg-30 % en peso de Zr y la temperatura de fundición durante la fundición se controló a entre 740 y 760 °C. Después de que las materias primas se fundieran por completo, se introdujo gas argón para realizar la agitación por gas en un entorno de vacío con un tiempo de agitación de 40 min.
(2) Después de que se completara la agitación, se introdujo un gas mixto de SF6 y CO2 (siendo la relación en volumen de SF6:CO2 en este gas mixto de 1:100) en la superficie de la masa fundida para la protección y, al mismo tiempo, la temperatura de la masa fundida se elevó hasta entre 760 y 780 °C y se mantuvo durante 30 min.
Después del aislamiento a alta temperatura, se apagó el horno de fundición y se controló la temperatura de la masa fundida a entre 700 y 720 °C y se dejó reposar la masa fundida durante 90 min.
(3) Posteriormente, se usó un cristalizador de cobre para la colada de lingotes en una máquina de colada semicontinua. La masa fundida de aleación de magnesio se introdujo en una placa desviadora colocada en el núcleo del manguito interno del cristalizador y se desvió mediante la placa desviadora al espacio formado mediante el manguito interno de metal y la barra ficticia del cristalizador. Al mismo tiempo, el anillo de gas protector se abrió para proporcionar un gas mixto de SF6 y CO2 (siendo la relación en volumen de SF6:CO2 en este gas mixto de 1:100) a la masa fundida de aleación para la protección. Durante el proceso de colada semicontinua, la temperatura de la masa fundida en el horno de fundición al vacío se controló a entre 700 y 720 °C, la temperatura de la masa fundida en el cristalizador fue de 680 a 690 °C y la velocidad de estirado de lingotes fue de 40 mm/min. Se aplicó enfriamiento por agua a alta presión a 400 mm cerca del cristalizador y se aplicó enfriamiento por aire en una región más baja.
(4) El lingote semicontinuo de aleación de magnesio de Mg-Nd-Zn-Ca-Zr obtenido a partir de la colada tuvo un tamaño de 0120 x 2.400 mm. El lingote presentó un aspecto libre de grietas y arrugamientos, con una superficie lisa y limpia, estructuras finas y uniformes y sin segregación de solutos.
(5) El lingote de aleación de magnesio de Mg-Nd-Zn-Ca-Zr resultante se cortó a una determinada longitud, se sometió a un tratamiento en solución sólida a 520 °C durante 10 horas y, a continuación, se extruyó a 330 °C para formar una varilla redonda que tenía un diámetro de 025 mm y, por tanto, se obtuvo la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico.
La aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico tuvo una fuerza a la tracción de 246 MPa, un límite elástico de 207 MPa y un alargamiento del 34 %, así como buenas propiedades de plasticidad y mecánicas. La velocidad de corrosión de la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico en plasma artificial fue de 0,26 mm/año, en una forma de corrosión uniforme. Los resultados de ensayo biológico mostraron que el material no tenía una citotoxicidad evidente y tenía una buena compatibilidad con la sangre, lo que cumplía los requisitos para materiales de endoprótesis intravascular.
Ejemplo 2
Este ejemplo proporciona una aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico. La composición de la aleación de magnesio comprende, con respecto al peso total de la aleación de magnesio del 100 %, el 2,0 % de Nd, el 0,6 % de Zn, el 0,5 % de Ca, el 0,6 % de Zr y el resto de Mg.
La aleación de magnesio se preparó mediante las siguientes etapas:
(1) En un horno de fundición al vacío, se fundieron, sucesivamente, magnesio puro que tenía una pureza del 99,99 % en peso o más, Zn puro que tenía una pureza del 99,99 % en peso o más, Ca puro que tenía una pureza del 99,99 % en peso o más, una aleación maestra de Mg-30 % en peso de Nd y una aleación maestra de Mg-30 % en peso de Zr y la temperatura de fundición durante la fundición se controló a entre 740 y 760 °C. Después de que las materias primas se fundieran por completo, se introdujo gas argón para realizar la agitación por gas en un entorno de vacío con un tiempo de agitación de 40 min.
(2) Después de que se completara la agitación, se introdujo un gas mixto de SF6 y CO2 (siendo la relación en volumen de SF6:CO2 en este gas mixto de 1:100) en la superficie de la masa fundida para la protección y, al mismo tiempo, la temperatura de la masa fundida se elevó hasta entre 760 y 780 °C y se mantuvo durante 30 min. Después del aislamiento a alta temperatura, se apagó el horno de fundición y se controló la temperatura de la masa fundida a entre 700 y 720 °C y se dejó reposar la masa fundida durante 90 min.
(3) Posteriormente, se usó un cristalizador de cobre para la colada de lingotes en una máquina de colada semicontinua. La masa fundida de aleación de magnesio se introdujo en una placa desviadora colocada en el núcleo del manguito interno del cristalizador y se desvió mediante la placa desviadora al espacio formado mediante el manguito interno de metal y la barra ficticia del cristalizador. Al mismo tiempo, el anillo de gas protector se abrió para proporcionar un gas mixto de SF6 y CO2 (siendo la relación en volumen de SF6:CO2 en este gas mixto de 1:100) a la masa fundida de aleación para la protección. Durante el proceso de colada semicontinua, la temperatura de la masa fundida en el horno de fundición al vacío se controló a entre 700 y 720 °C, la temperatura de la masa fundida en el cristalizador fue de 680 a 690 °C y la velocidad de estirado de lingotes fue de 40 mm/min. Se aplicó enfriamiento por agua a alta presión a 400 mm cerca del cristalizador y se aplicó enfriamiento por aire en una región más baja.
(4) El lingote semicontinuo de aleación de magnesio de Mg-Nd-Zn-Ca-Zr obtenido a partir de la colada tuvo un tamaño de 0120 x 2.400 mm. El lingote presentó un aspecto libre de grietas y arrugamientos, con una superficie lisa y limpia, estructuras finas y uniformes y sin segregación de solutos.
(5) El lingote de aleación de magnesio de Mg-Nd-Zn-Ca-Zr resultante se cortó a una determinada longitud, se sometió a un tratamiento en solución sólida a 520 °C durante 10 horas y, a continuación, se extruyó a 330 °C para formar una varilla redonda que tenía un diámetro de 025 mm y, por tanto, se obtuvo la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico.
La aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico tuvo una fuerza a la tracción de 277 MPa, un límite elástico de 224 MPa y un alargamiento del 28 %, así como buenas propiedades de plasticidad y mecánicas. La velocidad de corrosión de la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico en plasma artificial fue de 0,24 mm/año, en una forma de corrosión uniforme. Los resultados de ensayo biológico mostraron que el material no tenía una citotoxicidad evidente y tenía una buena compatibilidad con la sangre, lo que cumplía los requisitos para materiales de endoprótesis intravascular.
Ejemplo 3
Este ejemplo proporciona una aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico. La composición de la aleación de magnesio comprende, con respecto al peso total de la aleación de magnesio del 100 %, el 2,5 % de Nd, el 0,8 % de Zn, el 0,6 % de Ca, el 0,8 % de Zr y el resto de Mg.
La aleación de magnesio se preparó mediante las siguientes etapas:
(1) En un horno de fundición al vacío, se fundieron, sucesivamente, magnesio puro que tenía una pureza del 99.99 % en peso o más, Zn puro que tenía una pureza del 99,99 % en peso o más, Ca puro que tenía una pureza del 99,99 % en peso o más, una aleación maestra de Mg-30 % en peso de Nd y una aleación maestra de Mg-Zr al 30 % en peso y la temperatura de fundición durante la fundición se controló a entre 740 y 760 °C. Después de que las materias primas se fundieran por completo, se introdujo gas argón para realizar la agitación por gas en un entorno de vacío con un tiempo de agitación de 40 min.
(2) Después de que se completara la agitación, se introdujo un gas mixto de SF6 y CO2 (siendo la relación en volumen de SF6:CO2 en este gas mixto de 1:100) en la superficie de la masa fundida para la protección y, al mismo tiempo, la temperatura de la masa fundida se elevó hasta entre 760 y 780 °C y se mantuvo durante 30 a 40 min. Después del aislamiento a alta temperatura, se apagó el horno de fundición y se controló la temperatura de la masa fundida a entre 700 y 720 °C y se dejó reposar la masa fundida durante 90 min.
(3) Posteriormente, se usó un cristalizador de cobre para la colada de lingotes en una máquina de colada semicontinua. La masa fundida de aleación de magnesio se introdujo en una placa desviadora colocada en el núcleo del manguito interno del cristalizador y se desvió mediante la placa desviadora al espacio formado mediante el manguito interno de metal y la barra ficticia del cristalizador. Al mismo tiempo, el anillo de gas protector se abrió para proporcionar un gas mixto de SF6 y CO2 (siendo la relación en volumen de SF6:CO2 en este gas mixto de 1:100) a la masa fundida de aleación para la protección. Durante el proceso de colada semicontinua, la temperatura de la masa fundida en el horno de fundición al vacío se controló hasta entre 700 y 720 °C, la temperatura de la masa fundida en el cristalizador fue de 680 a 690 °C y la velocidad de estirado de lingotes fue de 40 mm/min. Se aplicó enfriamiento por agua a alta presión a 400 mm cerca del cristalizador y se aplicó enfriamiento por aire en una región más baja.
(4) El lingote semicontinuo de aleación de magnesio de Mg-Nd-Zn-Ca-Zr obtenido a partir de la colada tuvo un tamaño de 0120 x 2.400 mm. El lingote presentó un aspecto libre de grietas y arrugamientos, con una superficie lisa y limpia, estructuras finas y uniformes y sin segregación de solutos.
(5) El lingote de aleación de magnesio de Mg-Nd-Zn-Ca-Zr resultante se cortó a una determinada longitud, se sometió a un tratamiento en solución sólida a 520 °C durante 10 horas y, a continuación, se extruyó a 330 °C para formar una varilla redonda que tenía un diámetro de 025 mm y, por tanto, se obtuvo la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico.
La aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico tuvo una fuerza a la tracción de 289 MPa, un límite elástico de 232 MPa y un alargamiento del 25 %, así como buenas propiedades de plasticidad y mecánicas. La velocidad de corrosión de la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico en plasma artificial fue de 0,22 mm/año, en una forma de corrosión uniforme. Los resultados de ensayo biológico mostraron que el material no tenía una citotoxicidad evidente y tenía una buena compatibilidad con la sangre, lo que cumplía los requisitos para materiales de endoprótesis intravascular.
Ejemplo 4 (no de acuerdo con la invención)
Este ejemplo proporciona una aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico. La composición de la aleación de magnesio comprende, con respecto al peso total de la aleación de magnesio del 100 %, el 1,5 % de Nd, el 0,4 % de Zn, el 0,4 % de Zr y el resto de Mg.
La aleación de magnesio se preparó mediante las siguientes etapas:
(1) En un horno de fundición al vacío, se fundieron, sucesivamente, magnesio puro que tenía una pureza del 99.99 % en peso o más, Zn puro que tenía una pureza del 99,99 % en peso o más, una aleación maestra de Mg-30 % en peso de Nd y una aleación maestra de Mg-30 % en peso de Zr y la temperatura de fundición durante la fundición se controló a entre 740 y 760 °C. Después de que las materias primas se fundieran por completo, se introdujo gas argón para realizar la agitación por gas en un entorno de vacío con un tiempo de agitación de 40 min.
(2) Después de que se completara la agitación, se introdujo un gas mixto de SF6 y CO2 (siendo la relación en volumen de SF6:CO2 en este gas mixto de 1:100) en la superficie de la masa fundida para la protección y, al mismo tiempo, la temperatura de la masa fundida se elevó hasta entre 760 y 780 °C y se mantuvo durante 30 min.
Después del aislamiento a alta temperatura, se apagó el horno de fundición y se controló la temperatura de la masa fundida a entre 700 y 720 °C y se dejó reposar la masa fundida durante 90 min.
(3) Posteriormente, se usó un cristalizador de cobre para la colada de lingotes en una máquina de colada semicontinua. La masa fundida de aleación de magnesio se introdujo en una placa desviadora colocada en el núcleo del manguito interno del cristalizador y se desvió mediante la placa desviadora al espacio formado mediante el manguito interno de metal y la barra ficticia del cristalizador. Al mismo tiempo, el anillo de gas protector se abrió para proporcionar un gas mixto de SF6 y CO2 (siendo la relación en volumen de SF6:CO2 en este gas mixto de 1:100) a la masa fundida de aleación para la protección. Durante el proceso de colada semicontinua, la temperatura de la masa fundida en el horno de fundición al vacío se controló a entre 700 y 720 °C, la temperatura de la masa fundida en el cristalizador fue de 680 a 690 °C y la velocidad de estirado de lingotes fue de 40 mm/min. Se aplicó enfriamiento por agua a alta presión a 400 mm cerca del cristalizador y se aplicó enfriamiento por aire en una región más baja.
(4) El lingote semicontinuo de aleación de magnesio de Mg-Nd-Zn-Zr obtenido a partir de la colada tuvo un tamaño de 0120 x 2.400 mm. El lingote presentó un aspecto libre de grietas y arrugamientos, con una superficie lisa y limpia, estructuras finas y uniformes y sin segregación de solutos.
(5) El lingote de aleación de magnesio de Mg-Nd-Zn-Zr resultante se cortó a una determinada longitud, se sometió a un tratamiento en solución sólida a 520 °C durante 10 horas y, a continuación, se extruyó a 330 °C para formar una varilla redonda que tenía un diámetro de 025 mm y, por tanto, se obtuvo la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico.
La aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico tuvo una fuerza a la tracción de 223 MPa, un límite elástico de 188 MPa y un alargamiento del 24%. La velocidad de corrosión de la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico en plasma artificial fue de 0,32 mm/año. Los resultados de ensayo biológico mostraron que el material no tenía una citotoxicidad evidente y tenía una buena compatibilidad con la sangre, lo que cumplía los requisitos de la biocompatibilidad de los materiales de endoprótesis intravascular.
Ejemplo 5 (no de acuerdo con la invención)
Este ejemplo proporciona una aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico. La composición de la aleación de magnesio comprende, con respecto al peso total de la aleación de magnesio del 100 %, el 1,5 % de Nd, el 0,4 % de Zn, el 0,4 % de Ca y el resto de Mg.
La aleación de magnesio se preparó mediante las siguientes etapas:
(1) En un horno de fundición al vacío, se fundieron, sucesivamente, magnesio puro que tenía una pureza del 99,99 % en peso o más, Zn puro que tenía una pureza del 99,99 % en peso o más, Ca puro que tenía una pureza del 99,99 % en peso o más y una aleación maestra de Mg-30 % en peso de Zr y la temperatura de fundición durante la fundición se controló a entre 740 y 760 °C. Después de que las materias primas se fundieran por completo, se introdujo gas argón para realizar la agitación por gas en un entorno de vacío con un tiempo de agitación de 40 min.
(2) Después de que se completara la agitación, se introdujo un gas mixto de SF6 y CO2 (siendo la relación en volumen de SF6:CO2 en este gas mixto de 1:100) en la superficie de la masa fundida para la protección y, al mismo tiempo, la temperatura de la masa fundida se elevó hasta entre 760 y 780 °C y se mantuvo durante 30 min.
Después del aislamiento a alta temperatura, se apagó el horno de fundición y se controló la temperatura de la masa fundida a entre 700 y 720 °C y se dejó reposar la masa fundida durante 90 min.
(3) Posteriormente, se usó un cristalizador de cobre para la colada de lingotes en una máquina de colada semicontinua. La masa fundida de aleación de magnesio se introdujo en una placa desviadora colocada en el núcleo del manguito interno del cristalizador y se desvió mediante la placa desviadora al espacio formado mediante el manguito interno de metal y la barra ficticia del cristalizador. Al mismo tiempo, el anillo de gas protector se abrió para proporcionar un gas mixto de SF6 y CO2 (siendo la relación en volumen de SF6:CO2 en este gas mixto de 1:100) a la masa fundida de aleación para la protección. Durante el proceso de colada semicontinua, la temperatura de la masa fundida en el horno de fundición al vacío se controló a entre 700 y 720 °C, la temperatura de la masa fundida en el cristalizador fue de 680 a 690 °C y la velocidad de estirado de lingotes fue de 40 mm/min. Se aplicó enfriamiento por agua a alta presión a 400 mm cerca del cristalizador y se aplicó enfriamiento por aire en una región más baja.
(4) El lingote semicontinuo de aleación de magnesio de Mg-Nd-Zn-Ca obtenido a partir de la colada tuvo un tamaño de 0120 x 2.400 mm. El lingote presentó un aspecto libre de grietas y arrugamientos, con una superficie lisa y limpia, estructuras finas y uniformes y sin segregación de solutos.
(5) El lingote de aleación de magnesio de Mg-Nd-Zn-Ca resultante se cortó a una determinada longitud, se sometió a un tratamiento en solución sólida a 520 °C durante 10 horas y, a continuación, se extruyó a 330 °C para formar una varilla redonda que tenía un diámetro de 025 mm y, por tanto, se obtuvo la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico.
La aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico tuvo una fuerza a la tracción de 228 MPa, un límite elástico de 196 MPa y un alargamiento del 21 %. La velocidad de corrosión de la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico en plasma artificial fue de 0,36 mm/año. Los resultados de ensayo biológico mostraron que el material no tenía una citotoxicidad evidente y tenía una buena compatibilidad con la sangre, lo que cumplía los requisitos de la biocompatibilidad de los materiales de endoprótesis intravascular.
Ejemplo 6 (no de acuerdo con la invención)
Este ejemplo proporciona una aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico. La composición de la aleación de magnesio comprende, con respecto al peso total de la aleación de magnesio del 100 %, el 1,5 % de Nd, el 2,0 % de Zn, el 0,4 % de Ca, el 0,4 % de Zr y el resto de Mg.
La aleación de magnesio se preparó mediante las siguientes etapas:
(1) En un horno de fundición al vacío, se fundieron, sucesivamente, magnesio puro que tenía una pureza del 99,99 % en peso o más, Zn puro que tenía una pureza del 99,99 % en peso o más, Ca puro que tenía una pureza del 99,99 % en peso o más, una aleación maestra de Mg-30 % en peso de Nd y una aleación maestra de Mg-30 % en peso de Zr y la temperatura de fundición durante la fundición se controló a entre 740 y 760 °C. Después de que las materias primas se fundieran por completo, se introdujo gas argón para realizar la agitación por gas en un entorno de vacío con un tiempo de agitación de 40 min.
(2) Después de que se completara la agitación, se introdujo un gas mixto de SF6 y CO2 (siendo la relación en volumen de SF6:CO2 en este gas mixto de 1:100) en la superficie de la masa fundida para la protección y, al mismo tiempo, la temperatura de la masa fundida se elevó hasta entre 760 y 780 °C y se mantuvo durante 30 min.
Después del aislamiento a alta temperatura, se apagó el horno de fundición y se controló la temperatura de la masa fundida a entre 700 y 720 °C y se dejó reposar la masa fundida durante 90 min.
(3) Posteriormente, se usó un cristalizador de cobre para la colada de lingotes en una máquina de colada semicontinua. La masa fundida de aleación de magnesio se introdujo en una placa desviadora colocada en el núcleo del manguito interno del cristalizador y se desvió mediante la placa desviadora al espacio formado mediante el manguito interno de metal y la barra ficticia del cristalizador. Al mismo tiempo, el anillo de gas protector se abrió para proporcionar un gas mixto de SF6 y CO2 (siendo la relación en volumen de SF6:CO2 en este gas mixto de 1:100) a la masa fundida de aleación para la protección. Durante el proceso de colada semicontinua, la temperatura de la masa fundida en el horno de fundición al vacío se controló a entre 700 y 720 °C, la temperatura de la masa fundida en el cristalizador fue de 680 a 690 °C y la velocidad de estirado de lingotes fue de 40 mm/min. Se aplicó enfriamiento por agua a alta presión a 400 mm cerca del cristalizador y se aplicó enfriamiento por aire en una región más baja.
(4) El lingote semicontinuo de aleación de magnesio de Mg-Nd-Zn-Ca-Zr obtenido a partir de la colada tuvo un tamaño de 0120 x 2.400 mm. El lingote presentó un aspecto libre de grietas y arrugamientos, con una superficie lisa y limpia, estructuras finas y uniformes y sin segregación de solutos.
(5) El lingote de aleación de magnesio de Mg-Nd-Zn-Ca-Zr resultante se cortó a una determinada longitud, se sometió a un tratamiento en solución sólida a 520 °C durante 10 horas y, a continuación, se extruyó a 330 °C para formar una varilla redonda que tenía un diámetro de 025 mm y, por tanto, se obtuvo la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico.
La aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico tuvo una fuerza a la tracción de 256 MPa, un límite elástico de 219 MPa y un alargamiento del 18%. La velocidad de corrosión de la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico en plasma artificial fue de 0,44 mm/año. Los resultados de ensayo biológico mostraron que el material no tenía una citotoxicidad evidente y tenía una buena compatibilidad con la sangre, lo que cumplía los requisitos de la biocompatibilidad de los materiales de endoprótesis intravascular.
Ejemplo comparativo 1
Este Ejemplo comparativo proporciona una aleación de magnesio biomédica. La composición de la aleación de magnesio comprende, con respecto al peso total de la aleación de magnesio del 100 %, el 1,5 % de Y, el 0,4 % de Zn, el 0,4 % de Zr y el resto de Mg.
La aleación de magnesio se preparó mediante las siguientes etapas:
(1) En un horno de fundición al vacío, se fundieron, sucesivamente, magnesio puro que tenía una pureza del 99.99 % en peso o más, Zn puro que tenía una pureza del 99,99 % en peso o más, una aleación maestra de Mg-30 % en peso de Y y una aleación maestra de Mg-30 % en peso de Zr y la temperatura de fundición durante la fundición se controló a entre 740 y 760 °C. Después de que las materias primas se fundieran por completo, se introdujo gas argón para realizar la agitación por gas en un entorno de vacío con un tiempo de agitación de 40 min. (2) Después de que se completara la agitación, se introdujo un gas mixto de SF6 y CO2 (siendo la relación en volumen de SF6:CO2 en este gas mixto de 1:100) en la superficie de la masa fundida para la protección y, al mismo tiempo, la temperatura de la masa fundida se elevó hasta entre 760 y 780 °C y se mantuvo durante 30 min. Después del aislamiento a alta temperatura, se apagó el horno de fundición y se controló la temperatura de la masa fundida a entre 700 y 720 °C y se dejó reposar la masa fundida durante 90 min.
(3) Posteriormente, se usó un cristalizador de cobre para la colada de lingotes en una máquina de colada semicontinua. La masa fundida de aleación de magnesio se introdujo en una placa desviadora colocada en el núcleo del manguito interno del cristalizador y se desvió mediante la placa desviadora al espacio formado mediante el manguito interno de metal y la barra ficticia del cristalizador. Al mismo tiempo, el anillo de gas protector se abrió para proporcionar un gas mixto de SF6 y CO2 (siendo la relación en volumen de SF6:CO2 en este gas mixto de 1:100) a la masa fundida de aleación para la protección. Durante el proceso de colada semicontinua, la temperatura de la masa fundida en el horno de fundición al vacío se controló a entre 700 y 720 °C, la temperatura de la masa fundida en el cristalizador fue de 680 a 690 °C y la velocidad de estirado de lingotes fue de 40 mm/min. Se aplicó enfriamiento por agua a alta presión a 400 mm cerca del cristalizador y se aplicó enfriamiento por aire en una región más baja.
(4) El lingote semicontinuo de aleación de magnesio de Mg-Y-Zn-Zr obtenido a partir de la colada tuvo un tamaño de 0120 x 2.400 mm. El lingote presentó un aspecto libre de grietas y arrugamientos, con una superficie lisa y limpia, estructuras finas y uniformes y sin segregación de solutos.
(5) El lingote de aleación de magnesio de Mg-Y-Zn-Zr resultante se cortó a una determinada longitud, se sometió a un tratamiento en solución sólida a 520 °C durante 10 horas y, a continuación, se extruyó a 330 °C para formar una varilla redonda que tenía un diámetro de 025 mm y, por tanto, se obtuvo la aleación de magnesio biomédica, resistente a la corrosión y de alta fuerza y tenacidad.
La aleación de magnesio biomédica tuvo una fuerza a la tracción de 216 MPa, un límite elástico de 176 MPa y un alargamiento del 19%. La velocidad de corrosión de la aleación de magnesio biomédica en plasma artificial fue de 0,37 mm/año.
Ejemplo comparativo 2
Este Ejemplo comparativo proporciona una aleación de magnesio biomédica. La composición de la aleación de magnesio comprende, con respecto al peso total de la aleación de magnesio del 100 %, el 1,5 % de Y, el 0,4 % de Zn, el 0,4 % de Ca y el resto de Mg.
La aleación de magnesio se preparó mediante las siguientes etapas:
(1) En un horno de fundición al vacío, se fundieron, sucesivamente, magnesio puro que tenía una pureza del 99.99 % en peso o más, Zn puro que tenía una pureza del 99,99 % en peso o más, Ca puro que tenía una pureza del 99,99 % en peso o más y una aleación maestra de Mg-30 % en peso de Y y la temperatura de fundición durante la fundición se controló a entre 740 y 760 °C. Después de que las materias primas se fundieran por completo, se introdujo gas argón para realizar la agitación por gas en un entorno de vacío con un tiempo de agitación de 40 min. (2) Después de que se completara la agitación, se introdujo un gas mixto de SF6 y CO2 (siendo la relación en volumen de SF6:CO2 en este gas mixto de 1:100) en la superficie de la masa fundida para la protección y, al mismo tiempo, la temperatura de la masa fundida se elevó hasta entre 760 y 780 °C y se mantuvo durante 30 min. Después del aislamiento a alta temperatura, se apagó el horno de fundición y se controló la temperatura de la masa fundida a entre 700 y 720 °C y se dejó reposar la masa fundida durante 90 min.
(3) Posteriormente, se usó un cristalizador de cobre para la colada de lingotes en una máquina de colada semicontinua. La masa fundida de aleación de magnesio se introdujo en una placa desviadora colocada en el núcleo del manguito interno del cristalizador y se desvió mediante la placa desviadora al espacio formado mediante el manguito interno de metal y la barra ficticia del cristalizador. Al mismo tiempo, el anillo de gas protector se abrió para proporcionar un gas mixto de SF6 y CO2 (siendo la relación en volumen de SF6:CO2 en este gas mixto de 1:100) a la masa fundida de aleación para la protección. Durante el proceso de colada semicontinua, la temperatura de la masa fundida en el horno de fundición al vacío se controló a entre 700 y 720 °C, la temperatura de la masa fundida en el cristalizador fue de 680 a 690 °C y la velocidad de estirado de lingotes fue de 40 mm/min. Se aplicó enfriamiento por agua a alta presión a 400 mm cerca del cristalizador y se aplicó enfriamiento por aire en una región más baja.
(4) El lingote semicontinuo de aleación de magnesio de Mg-Y-Zn-Ca obtenido a partir de la colada tuvo un tamaño de 0120 x 2.400 mm. El lingote presentó un aspecto libre de grietas y arrugamientos, con una superficie lisa y limpia, estructuras finas y uniformes y sin segregación de solutos.
(5) El lingote de aleación de magnesio de Mg-Y-Zn-Ca resultante se cortó a una determinada longitud, se sometió a un tratamiento en solución sólida a 520 °C durante 10 horas y, a continuación, se extruyó a 330 °C para formar una varilla redonda que tenía un diámetro de 025 mm y, por tanto, se obtuvo la aleación de magnesio biomédica.
La aleación de magnesio biomédica tuvo una fuerza a la tracción de 213 MPa, un límite elástico de 172 MPa y un alargamiento del 22 %. La velocidad de corrosión de la aleación de magnesio biomédica en plasma artificial fue de 0,43 mm/año.
Ejemplo comparativo 3
Este Ejemplo comparativo proporciona una aleación de magnesio biomédica. La composición de la aleación de magnesio comprende, con respecto al peso total de la aleación de magnesio del 100 %, el 1,5 % de Y, el 2,0 % de Zn, el 0,4 % de Ca y el resto de Mg.
La aleación de magnesio se preparó mediante las siguientes etapas:
(1) En un horno de fundición al vacío, se fundieron, sucesivamente, magnesio puro que tenía una pureza del 99,99 % en peso o más, Zn puro que tenía una pureza del 99,99 % en peso o más, Ca puro que tenía una pureza del 99,99 % en peso o más, una aleación maestra de Mg-30 % en peso de Y y una aleación maestra de Mg-30 % en peso de Zr y la temperatura de fundición durante la fundición se controló a entre 740 y 760 °C. Después de que las materias primas se fundieran por completo, se introdujo gas argón para realizar la agitación por gas en un entorno de vacío con un tiempo de agitación de 40 min.
(2) Después de que se completara la agitación, se introdujo un gas mixto de SF6 y CO2 (siendo la relación en volumen de SF6:CO2 en este gas mixto de 1:100) en la superficie de la masa fundida para la protección y, al mismo tiempo, la temperatura de la masa fundida se elevó hasta entre 760 y 780 °C y se mantuvo durante 30 min.
Después del aislamiento a alta temperatura, se apagó el horno de fundición y se controló la temperatura de la masa fundida a entre 700 y 720 °C y se dejó reposar la masa fundida durante 90 min.
(3) Posteriormente, se usó un cristalizador de cobre para la colada de lingotes en una máquina de colada semicontinua. La masa fundida de aleación de magnesio se introdujo en una placa desviadora colocada en el núcleo del manguito interno del cristalizador y se desvió mediante la placa desviadora al espacio formado mediante el manguito interno de metal y la barra ficticia del cristalizador. Al mismo tiempo, el anillo de gas protector se abrió para proporcionar un gas mixto de SF6 y CO2 (siendo la relación en volumen de SF6:CO2 en este gas mixto de 1:100) a la masa fundida de aleación para la protección. Durante el proceso de colada semicontinua, la temperatura de la masa fundida en el horno de fundición al vacío se controló a entre 700 y 720 °C, la temperatura de la masa fundida en el cristalizador fue de 680 a 690 °C y la velocidad de estirado de lingotes fue de 40 mm/min. Se aplicó enfriamiento por agua a alta presión a 400 mm cerca del cristalizador y se aplicó enfriamiento por aire en una región más baja.
(4) El lingote semicontinuo de aleación de magnesio de Mg-Y-Zn-Ca-Zr obtenido a partir de la colada tuvo un tamaño de 0120 x 2.400 mm. El lingote presentó un aspecto libre de grietas y arrugamientos, con una superficie lisa y limpia, estructuras finas y uniformes y sin segregación de solutos.
(5) El lingote de aleación de magnesio de Mg-Y-Zn-Ca-Zr resultante se cortó a una determinada longitud, se sometió a un tratamiento en solución sólida a 520 °C durante 10 horas y, a continuación, se extruyó a 330 °C para formar una varilla redonda que tenía un diámetro de 025 mm y, por tanto, se obtuvo la aleación de magnesio biomédica.
La aleación de magnesio biomédica tuvo una fuerza a la tracción de 236 MPa, un límite elástico de 204 MPa y un alargamiento del 17%. La velocidad de corrosión de la aleación de magnesio biomédica en plasma artificial fue de 0,48 mm/año.
Tabla 1. Com osición de la aleación de ma nesio ro iedades relacionadas
Figure imgf000012_0001
(continuación)
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Tal como se puede observar a partir de la Tabla 1, la aleación de magnesio preparada mediante la implementación de las realizaciones más preferidas de la presente invención tiene una fuerza a la tracción de 246 a 289 MPa, un límite elástico de 207 a 232 MPa y una tasa de alargamiento de hasta entre el 25 y el 34 %, lo que cumple los requisitos de las propiedades mecánicas de los materiales de endoprótesis intravascular. Su velocidad de corrosión en plasma artificial puede llegar hasta entre 0,22 y 0,26 mm/año, lo que cumple el requisito de la resistencia a la corrosión de los materiales de endoprótesis intravascular. Además, la aleación de magnesio no tiene una citotoxicidad evidente y tiene una buena compatibilidad con la sangre, lo que cumple los requisitos de la biocompatibilidad de los materiales de endoprótesis intravascular.

Claims (16)

REIVINDICACIONES
1. Una aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico, en donde la composición de los componentes de la aleación de magnesio comprende del 1,5 al 2,5 % de Nd, del 0,4 al 0,8 % de Zn, del 0,4 al 0,6 % de Ca, del 0,4 al 0,8 % de Zr y el resto de Mg, con respecto al peso total de la aleación de magnesio del 100 %.
2. La aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico de acuerdo con la reivindicación 1, en donde la cantidad total de elementos de inclusión distintos de Mg, Nd, Zn, Ca y Zr contenidos en la aleación de magnesio es del 0,05 % o menos, con respecto al peso total de la aleación de magnesio del 100 %.
3. La aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico de acuerdo con la reivindicación 1, que se prepara mediante al menos la etapa de: preparar un lingote de aleación de magnesio por medio de colada semicontinua al vacío y de acuerdo con los componentes y el porcentaje en peso en la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico, en donde las materias primas usadas comprenden al menos: Zn puro, una aleación maestra de Mg-Nd y magnesio puro.
4. La aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico de acuerdo con la reivindicación 3, en donde las materias primas usadas comprenden, además, Ca puro y/o una aleación maestra de Mg-Zr.
5. La aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico de acuerdo con la reivindicación 3, en donde el Zn puro usado tiene una pureza del 99,99 % en peso o más, la aleación maestra de Mg-Nd usada es una aleación maestra de Mg-30 % en peso de Nd y el magnesio puro usado tiene una pureza del 99,99 % en peso o más.
6. La aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico de acuerdo con la reivindicación 4, en donde el Ca puro usado tiene una pureza del 99,99 % en peso o más y la aleación maestra de Mg-Zr usada es una aleación maestra de Mg-30 % en peso de Zr.
7. La aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico de acuerdo con la reivindicación 3, en donde el lingote de aleación de magnesio resultante tiene un tamaño de 0110 a 150 mm de diámetro y de 2.200 a 2.600 mm de longitud.
8. La aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico de acuerdo con la reivindicación 3, en donde la preparación de la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico comprende, además: cortar el lingote de aleación de magnesio resultante a una determinada longitud y someterlo a un tratamiento en solución sólida antes de la extrusión, para obtener la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico.
9. La aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico de acuerdo con la reivindicación 8, en donde la temperatura para el tratamiento en solución sólida es de 480 a 540 °C, la duración del tratamiento en solución sólida es de 8 a 12 horas, la extrusión se realiza a una relación de extrusión de 5 a 30 en un entorno a entre 280 y 420 °C y la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico se obtiene después de la extrusión en forma de una varilla redonda con un diámetro de 020 a 40 mm.
10. Un método de preparación de la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico de acuerdo con la reivindicación 1, que comprende al menos la etapa de: preparar un lingote de aleación de magnesio por medio de colada semicontinua al vacío y de acuerdo con los componentes y el porcentaje en peso en la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico, en donde las materias primas usadas comprenden al menos: Zn puro, una aleación maestra de Mg-Nd, Ca puro, una aleación maestra de Mg-Zr y magnesio puro.
11. El método de preparación de acuerdo con la reivindicación 10, en donde el Zn puro usado tiene una pureza del 99.99 % en peso o más, la aleación maestra de Mg-Nd usada es una aleación maestra de Mg-30 % en peso de Nd y el magnesio puro usado tiene una pureza del 99,99 % en peso o más.
12. El método de preparación de acuerdo con la reivindicación 10, en donde el Ca puro usado tiene una pureza del 99.99 % en peso o más y la aleación maestra de Mg-Zr usada es una aleación maestra de Mg-30 % en peso de Zr.
13. El método de preparación de acuerdo con la reivindicación 10, en donde la colada semicontinua al vacío comprende las siguientes etapas:
(1) las materias primas se funden en un horno de fundición al vacío con una temperatura de fundición controlada a entre 740 y 760 °C durante la fundición y, después de que las materias primas se hayan fundido por completo, se introduce un gas inerte para la agitación por gas en un entorno de vacío con un tiempo de agitación de 30 a 45 min;
(2) después de que se haya completado la agitación, se introduce un gas mixto de SF6 y CO2 en la superficie de la masa fundida para la protección, al tiempo que la temperatura de la masa fundida se eleva hasta entre 760 y 780 °C y se mantiene durante 30 a 40 min, y, a continuación, la temperatura de la masa fundida se reduce hasta entre 700 y 720 °C y la masa fundida se deja reposar durante entre 90 y 120 min;
(3) a continuación, se lleva a cabo la colada en una máquina de colada semicontinua; durante el proceso de colada semicontinua, se usa una mezcla de gas de SF6 y CO2 para la protección, la temperatura de la masa fundida en el horno de fundición al vacío se controla a entre 700 y 720 °C, con la temperatura de la masa fundida en un cristalizador a entre 680 y 690 °C y una velocidad de estirado de lingotes de 30 a 50 mm/min, y se aplica enfriamiento por agua a alta presión a entre 300 y 500 mm cerca del cristalizador, al tiempo que se aplica enfriamiento por aire en una región más baja, obteniendo, de ese modo, el lingote de aleación de magnesio.
14. El método de preparación de acuerdo con la reivindicación 10, en donde el lingote de aleación de magnesio resultante tiene un tamaño de 0110 a 150 mm de diámetro y de 2.200 a 2.600 mm de longitud.
15. El método de preparación de acuerdo con la reivindicación 10, que comprende, además, las siguientes etapas: cortar el lingote de aleación de magnesio obtenido a una determinada longitud y someterlo a un tratamiento en solución sólida antes de la extrusión, para obtener la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico.
16. El método de preparación de acuerdo con la reivindicación 15, en donde la temperatura para el tratamiento en solución sólida es de 480 a 540 °C, la duración del tratamiento en solución sólida es de 8 a 12 horas, la extrusión se realiza a una relación de extrusión de 5 a 30 en un entorno a entre 280 y 420 °C y la aleación de magnesio degradable, resistente a la corrosión y de alta fuerza y ductilidad para uso biomédico se obtiene después de la extrusión en forma de una varilla redonda con un diámetro de 020 a 40 mm.
REFERENCIAS CITADAS EN LA DESCRIPCIÓN
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