專利名稱：生物可吸收的醫療器械部件的制作方法
技術領域：
本實用新型涉及一種生物可吸收的醫療器械部件，尤其涉及一種經過滲氮處理的生物可吸收的醫療器械(如鐵基血管支架)部件上的多層結構。
背景技術：
1977年Gruentzig進行首例經皮腔內冠狀動脈成形術(PTCA)，打破了藥物和外科手術的治療格局，開創了介入心臟病學的新紀元。冠心病的介入治療發展以來，共經歷了球囊擴張時代(PTCA)，裸金屬支架(BMS)時代和藥物洗脫支架(DES)時代。藥物支架將血管再狹窄率從單純球囊擴張的50%、金屬裸支架的20-30%，降低到了 10%以下，特別是小血管病變或病變較長的時候，藥物支架的優勢是非常明顯的。 臨床常用的冠脈支架，分為裸金屬支架和藥物洗脫支架這兩大類。目前在中國，藥物洗脫支架的市場占有率達到95%，但是在國外，裸支架的市場仍有30-50%。這是因為，盡管DES可減少再狹窄及再次血運重建率，但現有的聚合物載體藥物支架仍有一定局限性，主要表現為晚期及極晚期支架內血栓問題，內皮愈合延遲和管腔丟失的晚期追趕，而聚合物載體引起的炎癥反應是主要原因，這一問題和解決問題的有效手段一直為國際研究領域廣泛爭論。開發完全生物可降解聚合物涂層載藥支架是一個研究方向。另一個開發方向是避免使用聚合物涂層，即無載體藥物支架。但是由于基體材料屬于永久性植入物，其遠期的潛在風險仍然存在。嬰幼兒先天性血管狹窄(主動脈縮窄和肺動脈狹窄)的治療方法包括外科手術治療、球囊血管成形術和支架植入術。盡管外科手術是一種好的方法，但是它需要開胸、創傷大；同時它很難解決肺動脈分支的狹窄和外科術后的再狹窄。球囊血管成形術和血管支架植入術是安全的經導管介入治療方法，具有創傷小、住院時間短等優點；但因球囊血管成形術帶來較高的并發癥發生率，特別是在嬰兒身上，故支架植入被證實為是一種較好的選擇。然而嬰幼兒具有進一步生長發育的特性，植入的非吸收支架在血管生長的后期會造成再狹窄，盡管通過再擴張方法可以使支架直徑與血管生長相一致，但是嬰幼兒血管較細小沒法植入成人直徑大小的支架。目前生物可吸收的血管支架已經成為研究的熱點，具有普通支架不具有的優勢不會阻礙血管的進一步生長和后續血管的外科治療；當生物可吸收支架完全被人體吸收后，狹窄血管將恢復成為健康自然的具有生理舒縮能力的正常血管；由于支架能被吸收至完全消失，可避免支架長期帶來的慢性損傷和炎癥反應，減少了晚發支架內血栓形成而不必長期服用抗血小板藥物；這種支架一旦完全吸收，對血管不具有潛在的遠期不良影響，且不增加再次PCI或外科血運重建的手術難度，尤其是對處在生長發育期的小孩的血管，具有重大的意義。生物可吸收支架主要包括聚合物為基的生物可吸收支架和金屬基的生物可吸收支架。但前者存在生物力學性能不盡如人意的地方，同時這種支架釋放過程的復雜性遠高于傳統的球囊擴張金屬支架。后者目前主要有鎂合金支架以及鐵支架。鎂合金支架存在腐蝕速度過快，在血管重建完成前不能起到有效支撐的作用。故鎂合金支架的研發重點在于如何降低其腐蝕速度。純鐵應用于生物可吸收支架的主要不足之處是其力學性能較低，而腐蝕速度過慢。現有技術中，通過物理氣相沉積在純鐵等生物可吸收金屬材料表面制備一層含鍶或鈣或二者皆有的復合涂層，來加速并控制材料的腐蝕速度。另外，還可通過在復合涂層上濺射一層酸性環境下降解的聚合物涂層來進一步加速材料的腐蝕。但是此類方法未能解決純鐵材料力學性能偏低的問題。且涂層和基體純鐵并非一體化的結構，二者之間存在結合是否牢固的問題。針對純鐵支架存在的問題，當前的研究主要集中在研制新型鐵基合金、尋找新的鐵材料制備方法，或者在純鐵材料表面制備鐵合金層以及對純鐵材料進行改性這幾個方面。其中，通過對純鐵支架進行 表面合金化處理(滲碳、滲氮、碳氮共滲)，得到滲透深度可以調節的復合擴散層，從而提高支架的強度，同時加快了支架的腐蝕速度，縮短支架吸收周期。支架表面合金化后，具有不連續、彌散的復合擴散層。通過控制擴散層的分布，形狀和深度，使屈服強度和延伸率可以在很大的范圍內調節，以達到支架所需的強度和吸收周期。其所述的復合擴散層包括氮元素在鐵中的固溶體和Fe4N。以純鐵和鎂合金為代表的生物可吸收金屬，除了用于制作生物可吸收的血管支架，還可用于制造其它的植入式醫療器械。現有技術采用滲氮、滲碳或者碳氮共滲的表面處理方法再經拋光后的血管支架具有滲透深度可調的復合擴散層。如何在此基礎上優化這種結構以提高可吸收支架的綜合性能(徑向強度、柔順性(flexibility)、耐疲勞性和腐蝕速率),是懸而未決的技術問題。此處支架的徑向強度被定義為支架徑向發生10%變形時所需要的壓強。對于外徑1.6mm的冠脈支架，一般用球囊將外徑擴至3. Omm再測量徑向強度。316L不銹鋼冠脈支架的壁厚通常在100 μ m左右，徑向強度在110-150KPa的范圍內；鈷鉻合金的力學性能稍好于316L不銹鋼，鈷鉻合金冠脈支架的壁厚通常在80 μ m左右，徑向強度在140_185KPa的范圍內。人體血管走向通常是彎折或扭曲的，尤其是病變血管段。支架的柔順性是指支架順應彎曲血管的能力，支架柔順性越好，則支架通過血管的能力越強。根據對支架的有限元分析，支架的壁厚是影響支架柔順性的主要因素，也是反應支架的綜合性能的關鍵參數之一。同時，支架壁厚被認為是介入手術治療血管病變后的晚期管腔喪失(血管再狹窄)的一個獨立預測因素，循證醫學的觀點一致認為薄壁支架的再狹窄率要低于厚壁支架的再狹窄率。但是，支架壁厚的降低是以損失支架徑向強度為代價的，故支架壁厚受到臨床要求的嚴格限制。常用的冠脈支架都是永久植入式的，包括金屬裸支架和藥物洗脫支架，一般以316L不銹鋼或鈷基合金為基體材料，而支架的力學性能取決于基體材料和支架結構設計，也就是說藥物基本不會影響冠脈支架的力學性能。在保證臨床治療效果的前提下，目前永久植入式的冠脈支架的壁厚只能減至65 μ m，而且該支架的基體材料為鈷鉻合金。在同等的力學性能要求下，雖然鐵基冠脈支架的壁厚明顯小于采用其它的生物可吸收材料制成的冠脈支架，但是，利用現有技術得到的生物可吸收鐵基冠脈支架壁厚只能減至90 μ m左右，未達到永久植入式冠脈支架的最小壁厚65 μ m。如何在滿足延伸率、徑向強度等力學性能要求和提高支架腐蝕速度的前提下，將生物可吸收鐵基支架的壁厚盡可能的減薄？現有技術并未解決這個技術問題[0012]鐵基材料(包括純鐵、鋼或其它鐵合金)的表面滲氮工藝，如離子滲氮，一般都會在鐵基材料的表面形成比較致密的化合物層。根據已知的研究結果，化合物層是Y’相(以Fe4N為主)或由Y’相和ε相(成分變化范圍Fe2_3N)混合組成，其中Y ’相所占質量比例為50 100%。Y ’相的含氮質量比在6%左右，而ε相的含氮質量比例約為8 11%，因此化合物層中的氮原子濃度很高，氮原子通過高溫擴散到材料的內部。鐵基支架經過表面滲氮處理后就很容易在其表面形成化合物層，而化合物層會加大材料的脆性，且其耐蝕性能遠高于純鐵基體，因此必須在保證支架性能的前 提下完全去除化合物層。現有技術中的方法制備鐵基支架時，如果等離子體放電偏壓過低(600V以下)，所述化合物層的平均厚度一般都會超過ΙΟμπι。鐵基支架溫度過高(550°C以上)，則其表面局部的化合物層呈枝狀或片狀延伸到材料內部，導致化合物層的厚度很不均勻。現有技術使用經拉拔和機械拋光后的純鐵管材，由于加工硬化，晶界處于紊亂的高能量狀態，同時管材內部殘余應力比較高，位錯等缺陷也比較多，為氮原子擴散提供了較多的快捷通道，化合物層將沿晶界或位錯密集區延伸到鐵管材料內部深處，表現出向內的枝狀形貌。雖然對純鐵管材進行充分退火就能夠顯著減少表面的晶體缺陷，但是這不利于氮離子的滲入，因此難以解決問題。鑒于后續的表面拋光處理的不精確和不均勻(拋光去除的厚度越多則越不利)，這樣的支架表面經過拋光處理以后很可能還遺留一定厚度的或者殘余覆蓋率較高的化合物層，因此可能無法達到提高鐵基支架腐蝕速率的目的。可吸收的支架被植入血管后，必須在最初的一段時間內(幾個月或更長)保持足夠的力學性能，順應血管的彎曲形狀，阻擋病變血管的塌陷，在血管塑形穩定之后才被逐漸吸收。如果支架的局部應變超過一定限度，就會先在一部分支撐桿或連接部的表面產生微裂紋。由于血管脈動和血液流動，支架的金屬疲勞會逐漸積累，此時微裂紋會從支架表面逐漸向內部擴展，成為破壞支架結構的較大裂縫，直至支架局部斷裂，而薄壁支架更有必要防止微裂紋的擴展。因此需要對現有技術進行優化，要保證滲氮之后的支架基體內部仍保留足夠的純鐵或氮含量低的區域，以降低支架表面裂紋擴展和支架過早脆斷(在血管塑形穩定之前)的風險，故滲氮層的深度與支架壁厚的比例不能太大。為了更優的生物組織相容性，冠脈支架的內外表面都應當盡可能減小粗糙度。現有技術采用普通的電化學拋光，對支架內壁的拋光效果不夠好，表面粗糙度只能控制在O.1 μ m以下，不能達到接近鏡面光亮的效果(表面粗糙度< O. 01 μ m);而且現有技術的拋光去除量(在拋光前后的支架壁厚的差值)達到40 μ m以上才能使支架表面光亮平整，這使得拋光處理的不精確和不均勻的固有缺點更加明顯，尤其不利于薄壁的冠脈支架的質量控制。與此相關的一個重要技術問題是，現有技術難以用于薄壁的管材(壁厚小于100 μ m)。如果支架管材的原始管壁就很薄，這樣一來滲氮層勢必更薄。但是，要達到預期的拋光效果，現有技術的拋光方法都需要較大的拋光去除量，不僅會去除最靠近表面的化合物層，也會去除一部分滲氮層，剩余的滲氮層就會非常薄。而滲氮層厚度的均勻性受到現有技術的限制，支撐桿的不同區域的拋光去除量也不夠均勻，兩種不均勻性疊加在一起，導致剩余的滲氮層的厚度更加不均勻。如果剩余的滲氮層太薄，支撐桿的某些部分的滲氮層就會幾乎完全消失，帶來嚴重的不利影響。滲氮層能夠有效提高支架徑向強度，這對薄壁支架尤其關鍵，若滲氮層厚度很不均勻，支架各部分的力學性能很不一致，支架的徑向強度將達不到設計要求。此外，如果滲氮層很薄而且厚度不均勻，支撐桿的某些部分因含氮量太少而被腐蝕的太慢，支架也達不到設計要求。進一步考慮實際制作中的工藝誤差，相距較遠的支撐桿或連接部之間的差異會更加明顯，上述的力學性能不一致或局部含氮量太少的問題都會更加嚴重。因此需要改進現有技術中的拋光工藝，以適應壁厚小于100 μ m的薄壁管材。

實用新型內容本實用新型要解決的技術問題在于提供一種生物可吸收的醫療器械部件，以解決現有技術中的生物可吸收的醫療器械部件的腐蝕速率、徑向強度，柔順性和壁厚這幾個相互矛盾的特征難以達到一個相對完美的平衡點的問題。解決本實用新型的技術問題所采用的技術方案是提供一種生物可吸收的醫療器械部件，其包括對鐵基原材料的預制部件進行離子滲氮處理而制成的可吸收部件，所述可吸收部件內部的物質成分隨著距表面的深度而變化，所述可吸收部件包括至少第一部分和第二部分，所述第一部分包圍所述第二部分，所述第一部分的硬度高于第二部分的硬度，所述第一部分與第二部分之間具有一界面，在所述第一部分內產生的裂紋向所述第二部分擴展時受到所述界面的阻礙。作為本實用新型的進一步改進，所述可吸收部件包括從表面開始連續分布的彌散層但不包括耐腐蝕的化合物層，所述彌散層包括低氮固溶體和高氮顆粒，所述高氮顆粒彌散于所述低氮固溶體之中，所述可吸收部件還包括被所述彌散層包圍的固溶層，所述第一部分包括整個彌散層，所述第二部分包括整個固溶層，所述彌散層與固溶層分別處于所述界面的兩側。作為本實用新型的進一步改進，所述可吸收部件包括從表面開始連續分布的彌散層但不包括耐腐蝕的化合物層，所述彌散層包括低氮固溶體和高氮顆粒，所述高氮顆粒彌散于所述低氮固溶體之中，所述第一部分和所述界面都位于所述彌散層的內部。作為本實用新型的進一步改進，所述彌散層的硬度高于220HV且不超過320HV并且隨深度遞減。作為本實用新型的進一步改進,大多數的所述高氮顆粒的尺寸在30nm 500nm之 間。作為本實用新型的進一步改進，所述彌散層的厚度占所述可吸收部件的厚度的75% 90%ο作為本實用新型的進一步改進，所述可吸收部件還包括芯層，所述固溶層包圍芯層，所述固溶層的硬度比所述預制部件的未經滲氮處理的鐵基原材料硬度提高IOHV以上，所述彌散層的厚度占所述生物可吸收的醫療器械部件的厚度的50% 70%，所述固溶層的厚度占所述生物可吸收的醫療器械部件的厚度的15% 25%。作為本實用新型的進一步改進，所述生物可吸收的醫療器械為可吸收的血管支架，所述可吸收部件包括多個支撐桿，所述多個支撐桿連接而成管狀網格，所述血管支架由壁厚均勻的鐵基管材經過雕刻和離子滲氮處理而制成，所述血管支架的壁厚為60 300 μ m;在相同的管狀網格和壁厚的條件下，所述血管支架的徑向強度比所述鐵基原材料預制的未經滲氮處理的血管支架的徑向強度增加30%以上。相對于現有技術，本實用新型提供的生物可吸收的醫療器械部件具有以下優點[0026]1、本實用新型提供的生物可吸收的醫療器械中的可吸收部件內部具有多層結構，以可吸收支架為實施例，使支架的腐蝕速率、徑向強度，柔順性和壁厚這幾個相互矛盾的特征能達到一個相對完美的平衡點。本實用新型的技術方案還提供了可吸收醫療器械的制作方法，確定了優選的工藝參數及其對應的性能效果。2、采用優選的混合氣體流量比、氣壓、部件溫度、偏壓、滲氮時間和部件溫度，可控制部件的內部結構，并且部件表面的化合物層的厚度在5 μ m以下，再經過優選的電化學及化學拋光處理確保了化合物層能被完全除掉，并且以低的拋光去除量使部件的內外表面均達到鏡面光亮的效果，最終可以獲得內部結構不同的可吸收部件。3、本實用新型提供的優化的滲氮工藝和拋光工藝可以確保，在同樣的支架網格設計和壁厚下，鐵基可吸收血管支架(支架壁厚可降低到60 μ m)的支撐力媲美鈷鉻合金支架。在冠脈支架和外周支架上，都可以獲得這種效果，徑向強度相對于純鐵支架提高31. 5 94. 4%ο4、本實用新型提供了一種生物可吸收的醫療器械部件，以鐵基可吸收血管支架為 實施例，包括具有梯度性能的多層結構，可以同時提高支架支撐力和柔順性，降低耐腐蝕性，既能減少疲勞裂紋在表面的發生率，又能抑制表面微裂紋向金屬內部擴展，使得可吸收的醫療器械在體內植入的早期具有更高的抗疲勞斷裂性能。因為多數疲勞裂紋都先在金屬表面形成，提高部件表面硬度和細化晶粒都能阻止疲勞裂紋萌生。另一方面，提高部件內部的塑性，則有利于抑制裂紋的擴展，因此在部件內部保留較低硬度的固溶層或芯層可有效抑制裂紋向部件內部擴展。純鐵部件表面滲氮后，由于彌散層中的第二相高氮顆粒的強化作用，具有高強度和高硬度，能有效提高支架的支撐性能；固溶層和芯層則保持著類似純鐵的較高的延伸率和良好塑性。5、本實用新型生物可吸收醫療器械部件的腐蝕速度相對純鐵醫療器械能提高一倍左右，在模擬體液PBS中的腐蝕速度相對純鐵能夠提高180%，彌散層的外表面硬度控制在230 270HV0. 01時，彌散層中的第二相高氮顆粒越細小，其腐蝕速度相對更快。因為彌散層中一定數量的第二相高氮顆粒的存在使材料在正常腐蝕時，還易于發生電偶腐蝕，從而縮短醫療器械被人體吸收所需的時間。

下面將結合附圖及實施例對本實用新型作進一步說明，附圖中圖1為滲氣后的鐵材料表面的截面不意圖；圖2為圖1所不的表面經過一段時間拋光后的截面不意圖；圖3為圖2所不的表面進一步拋光后的截面不意圖；圖4為滲氮后的鐵材料拋光到符合要求的程度時的截面示意圖；圖5為實施例一中制作完成的血管支架的支撐桿的橫截面示意圖；圖6為本實用新型實施例中的血管支架被球囊過度擴張20%時的支撐桿表面的電子顯微鏡照片(微裂紋被限制在表面);圖7為制作完成的另一種血管支架的支撐桿的橫截面示意圖；圖8為經過長時間滲氮處理而完成的另一種血管支架的支撐桿的橫截面示意圖；圖9為血管支架的局部彎折形成的一個狹縫的示意圖；[0041]圖10為圖9中的血管支架的狹縫被均勻腐蝕的示意圖；圖11為圖9或圖10中的狹縫被非均質腐蝕而導致的局部外形畸變。
具體實施方式
為了使本實用新型的目的、技術方案及優點更加清楚明白，
以下結合附圖及實施例，對本實用新型進行進一步詳細說明。應當理解，此處所描述的具體實施例僅僅用以解釋本實用新型，并不用于限定本實用新型。以下主要以球囊擴張式支架為例來詳細描述本實用新型的實質，這種包括多個部件的支架是由圓管材料經過激光雕刻(預制)再進一步處理而來，通常由很多支撐桿連接成整體的支架網格而構成管狀側壁。預制支架的支撐桿的橫截面近似為矩形，支架成品的支撐桿的橫截面會失去棱角(更接近橢圓形或圓形)，可吸收支架的支撐桿就是可吸收部件的一個實例。支撐桿厚度是指支撐桿的沿支架直徑方向的寬度，同一個支架的支撐桿厚度是 大致相同的，也即是支架的壁厚。在多個支撐桿的交匯處可能還有薄片狀的連接部，該連接部處的壁厚與支架的其它部分(如支撐桿)的壁厚是相同的。本實用新型可以采用現有技術中的離子滲氮設備來處理醫療器械的純鐵預制部件(如預制后的純鐵支架)。本實用新型的方法也能用于其他的可吸收的植入式器械(如封堵器)或者植入式醫療器械上的可吸收部件，還可以采用鐵合金(鐵錳合金、鐵鎂合金等二元或多元鐵合金)以優化可吸收醫療器械的性能。基于本實用新型的方法，對于一般的植入式醫療器械的可吸收部件厚度和性能要求，預制部件的初始厚度應當比產品部件的相應厚度大 ο μ m以上，預制部件的滲氮時間在10 200分鐘之間選擇。偏壓電源的正極與離子滲氮設備真空腔體相連，或者，在夾持臺的附近設置一個基本不阻礙氣流的正極，而預制部件與偏壓電源的負極相連。一般過程為，抽真空到2Pa以下，緩慢地通入N2和H2的混合氣體，氣壓維持穩定，可在40 150Pa之間選擇，優選的較低氣壓范圍如50 lOOPa。開啟偏壓電源，使支架表面維持異常輝光放電，氣體電離產生的氮離子轟擊預制部件表面使其升溫。H2與N2的流量比可在1:2 1:9范圍內選擇，也可以替換為NH3或者H2和NH3的混合氣體，根據公知技術容易維持在大致相同的偏壓和相應的氣壓下的輝光放電。支架的最高溫度限制為550°C，為了使支架溫度快速升至500 550°C，可通過一個輔助加熱裝置來加熱夾持臺以間接加熱整個支架，還可以在開啟偏壓電源之前預熱夾持臺。調節輔助加熱裝置的功率，使預制部件溫度穩定，氣體放電也達到穩定，此時偏壓的優選范圍為600 650V (最高為800V)，預制部件表面電流密度為O. 5 O. 8mA/cm2較佳。實施例一根據公知的一種支架網格設計，用激光雕刻純鐵管材的表面，預制成外徑3. 6mm、原始壁厚220 μ m、長度18mm的純鐵血管支架。當此支架被球囊擴張到12mm時，支架表面的金屬網格對支架側壁的覆蓋率約為9. 6%。然后，按照以下步驟處理所述支架。首先對預制的純鐵支架進行清洗將純鐵支架浸入電化學拋光液中，通入1. 6A電流，電壓約12 14V，在室溫下進行約30秒的電化學清洗。所述電化學拋光液的配方為，無水乙酸和質量濃度約70%的高氯酸，以體積比85 15混合均勻。當采用其它圖案的支架網格設計時，可能會改變支架表面的金屬覆蓋率，此時只需根據金屬覆蓋率的變化而調整上述電流值即可。經過所述的清洗步驟，純鐵支架的壁厚減少大約5μπι (內外壁分別減薄2.5 μ m)，目的是完全清除純鐵支架表面的污染物(包括氧化物)，以保證后續處理步驟的效果。實驗證明，支架表面減薄1. 5-3 μ m,即可保證獲得一個新鮮干凈的表面，以使純鐵基體材料的外表面完全暴露，因此，所述清洗步驟的實施例也能被替換為等效的公知技術手段，這是本領域的技術人員易于實現的。經過清洗的純鐵支架，送去進行表面滲氮處理，將清洗之后用無水乙醇脫水的支架置于離子滲氮設備的絕緣夾持臺上。滲氮時，支架表面形成一定厚度的致密而富氮的化合物層50，高溫下的化合物層50中的氮原子向支架內部擴散而形成彌散層10，而且化合物層50的耐腐蝕性能遠遠超過含氮較少的彌散層10，支架局部剖面如圖1所示。由于支架材料為多晶態的金屬，很不規則的晶界遍布其中，化合物層50的外表面附近的氮原子(離子)較容易從晶界附近滲入彌散層10而生成氮化物，導致化合物層50與彌散層10的界面向內部推進，所述界面呈丘陵狀起伏。化合物層50的氮原子濃度高，而彌散層10之內的氮原子濃度低很多，因此氮原子必然從化合物層50向彌散層10的內部擴散，氮原子的分布取決于濃度梯度、擴散系數、溫度和時間。本實施例優選以下參數，支架溫度為500 520°C，偏壓600V左右，氮氫流量比為1:3，氣壓60Pa，滲氮處理30分鐘，在支架表面形成的化合物層50的平均厚度在2 μ m左右。適當降低活性氮離子濃度(氮勢)，例如調整氮氫流量比而其它參 數不變，可以有效地控制化合物層50的產生及其厚度。而且，氮離子在較高偏壓下獲得較大的動能，此時氮離子對化合物層50的表面濺射效應更明顯，就會持續剝蝕化合物層50的外表面。故較低的氮氫流量比(1:3至1:5)及稍高的偏壓(600 650V)，有助于抑制化合物層50的出現或增厚。當偏壓增大，到達支架表面的氮離子的動能增大，離子轟擊加熱效應增強，為了保持支架溫度不變，一般要相應地減小輔助加熱裝置的功率。在保持支架溫度500-550°C的前提下，減小輔助加熱電源功率，適當提高偏壓至700 800V (這時支架表面電流過大也容易產生電弧而損壞支架)，得到的化合物層50的厚度會更薄更均勻。經滲氮處理后的支架，接著還要經過拋光處理，主要目的是完全去除化合物層50，并保證支架表面平整光潔。將所述的支架放入前述配方的電化學拋光液中，溫度20 25°C，電流為2. 8A，電壓約20 23V。在此過程中，最好是變換支架的電極夾持方向，以保證支架的各部分的壁厚被均勻去除。電化學拋光處理過程分為三個階段。第一階段為化合物層50的一部分厚度被均勻去除，直至化合物層50的最薄處剛好被完全腐蝕，化合物層50的界面凸起部分仍然與彌散層10共存，如圖2所示。第二階段，拋光繼續進行，殘留的化合物層50逐漸變薄而出現缺孔，并且進一步變成不連續的島狀而繼續縮小；同時，由于彌散層10的耐蝕性很差，腐蝕得比化合物層50更快，彌散層10暴露的外表面被優先腐蝕。其結果是，相對于殘余的化合物層50的外表面，彌散層10的外表面局部向內凹陷，使支架外表面變得很不平整，如圖3所示。第三階段，殘余的化合物層50被完全去除后，支架表面只有凹凸不平的彌散層10，由于彌散層10的凸起部分比凹陷部分優先繼續腐蝕，支架外表面逐漸恢復平整，直至達到要求的表面粗糙度(微觀上仍不平整)，如圖4所示。由此可見，由于化合物層50和彌散層10的耐腐蝕性能的極大差異，電化學拋光處理的最終去除量必須遠大于化合物層50的最大厚度。實驗表明，去除平均厚度5 μ m左右的化合物層50，且要達到接近鏡面的拋光效果，使表面粗糙度Ra低于O. 01 μ m,支架表面被電化學拋光去除的總厚度(去除量)至少為20 μ m。若血管支架的內壁表面和外壁表面各有20 μ m厚度被去除，則實際被去除的厚度為40 μ m,也就是說，為了保證電化學拋光達到鏡面效果，純鐵管材的壁厚應比成品支架壁厚增加40 μ m以上。本實施例中，對支架壁厚的預期要求為170 μ m，經過滲氮前的清洗處理的支架壁厚減為215 μ m，再采用滲氮后的電化學拋光處理，應當去除45 μ m的厚度(內外壁分別減薄22. 5 μ m),因而拋光時間設為110 120秒。顯然,拋光處理不僅限于垂直于支架管壁的方向，支架的每個部件在平行于支架管壁的方向也有約45 μ m厚度被去除。由于拋光處理在兩側相對的方向上同時進行，分別在每一側去除的厚度實際為22. 5 μ m。如果將上述的電化學拋光處理的第二階段替換為化學拋光方法，則化合物層50與彌散層10的腐蝕速率都會顯著增加而兩種速率的差異減小，只需幾秒鐘就能去除約10 μ m的壁厚，而且圖3中的彌散層10的外表面的凹陷會變淺一些，上述第二階段中的支架表面不平整的形成過程就會被抑制到最低的程度，相應地第三階段的彌散層10所需的去除量也會少很多，整個拋光處理的去除量就可以減小，拋光時間也相應地縮短，可以選用更薄的純鐵管材。例如，為了將拋光處理的壁厚方向的總去除量減為25 μ m，拋光時間也縮短大約一半，得到壁厚170μπι的 支架，可以改用200μπι壁厚的純鐵管材，提高生產效率并降低生產成本。拋光處理結束，然后取出支架，在純化水中超聲清洗之后再自然干燥，優選地，為了避免支架表面潮濕氧化，也可在無水乙醇中用超聲波清洗10分鐘。優選地，在無水乙醇清洗之前先用堿性溶液清洗，將拋光后的支架放入質量百分比為2% 8%的氫氧化鈉溶液中清洗5分鐘左右。在顯微鏡下觀察經過上述拋光處理的支架表面，其表面粗糙度Ra可達到O. 01 μ m以下。作為初步的示例，完全去掉化合物層50之后的支架的支撐桿的橫截面(簡化為圓形)如圖5所示，由于特定的表面滲氮效果，由外到內依次為彌散層10、固溶層20和芯層30，彌散層10的外周直徑(即支撐桿橫截面的輪廓直徑)相當于支架的壁厚，彌散層10包圍固溶層20，而固溶層20包圍芯層30。實際上，血管支架的各部分的橫截面輪廓還可以是矩形、梯形、橢圓形等，由于滲氮和拋光都基本垂直于外表面而向內同步進行，從而彌散層10、固溶層20和芯層30的邊界形狀應與橫截面的輪廓相似，根據此處的初步示例及其原理和效果，對于其它形狀的橫截面加以類推顯然是有效的。所述表面滲氮處理，使得鐵基醫療器械內部的不同區域的顯微硬度有差別，導致所述不同區域的技術效果也明顯不同，也就是說彌散層10、固溶層20和芯層30的顯微硬度值的相對范圍滿足預設條件。顯微硬度的測量采用維氏硬度檢驗法，具體參照GB/T11345-2005，但由于所述支架尺寸很小，無法經受通常要求的O. 3千克力(2· 94N)的試驗力，故減小為O. 01千克力(O. 098N)。本實施例采用的支架原材料均為通過拉拔成型的純鐵管，其維氏顯微硬度值的平均值約為170HV0. 01(在樣品表面施加O. 01千克力并保壓15秒測得的顯微硬度值)，其實際硬度值宜在165 175HV0. 01之間。以下所稱的純鐵管材顯微硬度都是指測量多個樣品得到的平均值，由于拉拔成型時的冷作硬化，純鐵管材顯微硬度比退火處理過的純鐵材料(80 140HV0. 01)稍有提聞。其中，芯層30距離彌散層10的外表面最遠，在選定的參數條件下能夠擴散到這里的氮原子還非常少，因此，芯層30的成分類似于原始的純鐵管材，芯層30的各部位的顯微硬度與純鐵管材顯微硬度的差值都小于10HV0. 01，靠近橫截面中心的硬度較低。通常以延伸率和斷面收縮率來定量表征材料的塑性，而芯層30的延伸率接近原始純鐵管材(延伸率30% 50%)，因此，芯層30具有類似純鐵管材的良好塑性，非常有利于防止支架表面裂紋向芯層30的內部擴展。金屬塑性變形在微觀上的主要方式是滑移，越容易產生滑移則塑性也越好，滑移的結果是在晶體表面形成臺階，使臺階附近的原子之間保持結合力，這就不會產生表面裂紋。對于壁厚較大的支架，例如外周血管支架，芯層30的塑性對于防止支架疲勞斷裂尤其重要。根據公知常識，氮原子在鐵材料中形成固溶體，若氮原子濃度超過飽和濃度，則析出含氮量較高的氮化物顆粒。含氮質量比例低于1%形成低氮固溶體，超過1%形成高氮顆粒。固溶層20介于彌散層10與芯層30之間，此處已有一定數量的氮原子擴散到鐵晶體中而形成了近似飽和的低氮固溶體，或者未飽和的低氮固溶體(未達到室溫下的飽和固溶度)，使其硬度明顯提高，固溶層20的各部位的顯微硬度與純鐵管材顯微硬度的差值都在10HV0. 01至50HV0. 01之間，固溶層20的硬度也隨深度遞減，即靠近橫截面中心的硬度較低。固溶層20的延伸率也接近原始純鐵管材，這有利于防止支架表面裂紋向固溶層20的內部擴展。彌散層10在支撐桿橫截面的外圍，有大量的氮原子在高溫時擴散進來，遠遠超過氮原子在鐵晶體中的飽和固溶度。在滲氮過程中，直至冷卻到室溫下，彌散層10中的相 變導致其硬度顯著提高，彌散層10的各部位的顯微硬度與純鐵管材顯微硬度的差值都在50HV0. 01以上。若未經滲氮處理的管材的顯微硬度為170HV0. 1，則彌散層10的顯微硬度的優選范圍是220 280HV0. 01，硬度最高值出現在表面附近。彌散層10是富氮的第二相呈顆粒狀彌散在第一相的區域內而形成的；所述的第一相是由氮原子擴散到鐵晶體中而形成的飽和低氮固溶體或近似飽和的低氮固溶體，所述低氮固溶體含氮的質量比例低于1% (—般不超過O. 1%)，而且第一相連續填充整個彌散層10的區域；所述的第二相包括Y ’相(以Fe4N為主)和/或α ”相(Fe16N2),第二相的含氮比例都高于1%，Y ’相的含氮質量比例可達6%左右，α ”相的含氮質量比例可達3%左右，而且第二相占彌散層10的質量比例不超過63%。根據擴散規律，彌散層10中的氮原子濃度隨著從表面向內的深度(距離)增加而降低，從所述第一相中析出的第二相數量也隨著深度增加而減少，而彌散的第二相高氮顆粒能夠提高材料的整體硬度，因此彌散層10的硬度和塑性也依梯度漸變，從外向內逐漸降低硬度提高塑性，逐層釋放應力，從而一定程度上起到抗裂紋擴展作用。此時，彌散層10的靠近支架表面的部分具有較高硬度，而距支架表面較遠(較深)的部分具有較低硬度，實際上，硬度較高的部分包圍了硬度較低的部分。在支架表面附近產生的裂紋會向內部擴展，但是，其中的一定的初始應力由于硬度梯度而逐漸被釋放掉。從硬度較高的部分向硬度較低的部分擴展的裂紋會停止在一定位置，此處可被視為硬度較高的部分與硬度較低的部分之間的界面，因此，裂紋的進一步擴展受到該界面的阻礙。同時由于彌散層10的外表面具有最高硬度，能有效地阻止表面微裂紋的萌生。本實施例中，在滲氮時選擇支架溫度約500 520°C、1:3的氮氫流量比、氣壓60Pa和600V左右的偏壓，滲氮30分鐘后再拋光處理，制得圖5中的彌散層10的外表面的硬度值為260HV0.01左右，其中第二相高氮顆粒大小一般為30nm 2μπι，彌散層10在模擬體液PBS中的電化學腐蝕電流密度為22 μ A/cm2左右，較純鐵支架(未經過本實施例方法處理)的10μ A/cm2快了一倍多。優選地，將滲氮的支架溫度降低到約500°C，氮氫流量比降低到1:5 1: 7，維持氣壓60Pa和偏壓600V左右，則會減緩氮原子的擴散以及第二相高氮顆粒的聚集長大，彌散層10的含氮質量比例處于優選范圍1. 0% 3. 7%之內，大量細小而彌散的第二相高氮顆粒尺寸基本都在優選范圍30nm 500nm之內，彌散層10在模擬體液PBS中的電流腐蝕密度提高到26 μ A/cm2左右。若彌散層10的氮含量過低(質量比例小于1. 0%)，則形成的第二相數量太少，微電偶腐蝕只在散點狀的小范圍內進行，腐蝕速率與純鐵相比不會有太大提高；若彌散層10的氮含量過高(質量比大于3. 7%)，且尺寸大于500nm的第二相高氮顆粒占了明顯比例， 導致彌散層10的外表面的硬度高于350HV0.01，則彌散層10外表面的電偶腐蝕速率反而比較低，因此彌散層10的表面硬度都不宜超過350HV0. 01并且硬度應向內部遞減。可能是因為第二相高氮顆粒較難腐蝕，較多的大尺寸的第二相高氮顆粒最終會阻礙腐蝕的深入。本實施例提供的制作方法和優選參數大大提高了鐵基支架的腐蝕速率，因而所述支架被人體吸收所需的時間將被大幅縮短，這對于規格(外徑和壁厚)較大的外周血管支架尤其重要。由于固溶層20和芯層30的顯微硬度都遠遠低于彌散層10，如果固溶層20和芯層30占支撐桿總體積的比重太大，就不利于提高支架的徑向強度。另一方面，彌散層10的外表面具有較高的顯微硬度因而有助于阻止微裂紋的萌生，但是彌散層10的塑形較差而易使已在外表面形成的微裂紋向內擴展，如果彌散層10占支撐桿總體積的比重太大，則會降低支架的抗疲勞性能。為了兼顧支架的徑向強度和抗疲勞性，同時對表面微裂紋的萌生和和微裂紋向內擴展均達到很好的抑制效果，本實施例得到的彌散層10的厚度(從其外表面到其內側邊界之間的平均距離)與支撐桿半徑的優選比值約為53%，固溶層20的厚度(從其外側邊界到其內側邊界之間的平均距離)與支撐桿半徑的優選比值約為20%，芯層30的厚度(從其外側邊界到其中心的平均距離)與支撐桿半徑的優選比值約為27%，此處的支撐桿半徑相當于支架壁厚的一半。本實施例中的支架用球囊擴張到12mm后測試其徑向強度為66KPa，相對于同樣形狀和尺寸(壁厚也是170 μ m)的純鐵支架(未經過本實施例方法處理)的徑向強度45KPa，本實施例提高46. 7%。滲氮時的支架溫度是滲氮過程中一個非常重要的參數，決定了氮原子的擴散速度，而滲氮時間則直接影響彌散層10和固溶層20的厚度。本實施例中，若維持滲氮溫度和滲氮時間不變，降低氮氫流量比為1:5，同時加大偏壓至650 700V或增加氣壓至65 75Pa,以使滲氮電流密度仍維持基本不變，仍能得到與圖5類似的結構和性能效果。進一步降低氮氫流量比為1:7，同時加大偏壓至750 800V或增加氣壓至120 130Pa，此時滲氮電流密度變化不大，也能得到與圖5類似的結構和性能效果。當氣壓超過150Pa，即使氮氫流量比降為1:9，支架表面電流密度還是過大，因支架的質量很小而使其急劇升溫，即使關閉輔助加熱裝置也不能保持所需的支架溫度，因此氣壓的上限為150Pa。氮氫流量比的最大值可為1:2，氣壓可以減小到40Pa左右，此時具有化學活性的氮離子濃度接近最高限度(氮勢較高)，滲氮的表面電流密度偏高，容易導致支架表面的輝光放電的不均勻，而且支架局部溫度可能偏高，因此氣壓的下限為40Pa。采用本實施例提供的方法及參數范圍，得到的鐵基支架的支撐桿的橫截面大致如圖5所示，其優選特征為彌散層10占總厚度(或支撐桿半徑)的比例為50% 70%而固溶層20占總厚度(或支撐桿半徑)的比例為15% 25%，能夠使支架的初始腐蝕速率、抗疲勞性能和徑向強度都得到明顯的優化，有利于降低支架被驟然擴張和支架彎曲疲勞導致的表面微裂紋向內部擴展而致支架斷裂的風險。圖6為電子顯微鏡下觀察到的支架的一個支撐桿。原設計的支架應當用球囊擴張到外徑3mm，此處，支架被過度擴張至外徑3. 6mm，受到應力后在外表面出現了微裂紋，但是沒有直接向支撐桿的內部擴展。支撐桿外表面出現的大量滑移帶表明發生了典型的塑性變形，微裂紋僅沿著外表面撕裂開。由于芯層30或固溶層20的塑性較好，以及彌散層的硬度梯度和適中的表面硬度(不超過280HV0. 01)，表面微裂紋并不向支撐桿的內部擴展，從而很好地降低了疲勞裂紋擴展可能帶來的支撐桿斷裂的風險。也就是說，彌散層10屬于硬度較高的部分，而固溶層20屬于硬度較低的部分，彌散層10包圍了固溶層20，這兩個部分被一個界面分隔開。基于前述的理由，在彌散層10中的裂紋向固溶層20延伸時，會受到這個界面的阻礙而停止擴展。實施例二根據公知的一種支架網格設計，用激光雕刻純鐵管材的表面，預制成外徑1. 6mm、原始壁厚100 μ m、長度18mm的純鐵冠脈支架。當此支架被球囊擴張到3mm時,支架表面的金屬網格對支架側壁的覆蓋率約為13%。然后，按照以下步驟處理所述支架。采用實施例一所述的清洗步驟，只不過將電流換成O. 7A，電壓約8 10V，電化學·清洗時間換為15秒，得到與實施例一類似的清洗效果。可選的，增大電流至O. 9A，從而減少電化學清洗時間至10秒，去除量約5 μ m (內外壁分別減薄2. 5 μ m)。清洗之后進行離子滲氮處理，離子滲氮處理的設備及一部分參數與實施例一類同，與實施例一不同的參數只是470 500°C的支架溫度和氣壓55Pa，在支架表面形成的化合物層50的厚度在2 μ m左右。經滲氮處理后的支架，接著還要經過拋光處理，主要目的是完全去除化合物層50，支架的支撐桿的橫截面變成如圖7所示，并保證支架表面平整光潔。但由于冠脈支架原始壁厚很薄，要保證一定厚度的彌散層10和固溶層20，則必須在較低的拋光去除量時就獲得期望的表面粗糙度。因此本實施例采用兩步拋光法，先利用電化學拋光的均勻性，易于控制而不容易導致局部過度拋光的優點，再利用化學拋光去除量低、拋光效率高、短時間內整平和增亮效果明顯的優點，在壁厚方向20 μ m左右(內外壁分別減薄10 μ m)的去除量時即達到接近鏡面光亮的拋光效果，不超過30微米的去除量時即達到鏡面光亮的拋光效果。進行第一步的拋光，將所述的支架放入由無水乙酸和質量濃度為約70%的高氯酸以體積比85 15混合均勻的電化學拋光液中，溫度20 25°C下，電流為O. 7A，電壓約8 10V，拋光30秒。在此過程中，最好是變換支架的電極夾持方向，以保證支架的各部分的壁厚被均勻去除。然后取出支架放入質量比為2% 8%的氫氧化鈉溶液中清洗5分鐘后,再在無水乙醇中超聲清洗10分鐘。然后，進行第二步的拋光處理，為化學拋光。優選地，采用主要成分為磷酸、磷酸和硝酸的三酸體系拋光液，含有30% 55%的H3P04、20% 45%的H2S04、5% 15%的HNO3和15% 30%的水。用適當濃度(質量百分含量)的磷酸、磷酸和硝酸，按適當的體積比例均勻混合，可配制上述成分范圍內的三酸體系拋光液。在本實施例中，用濃度(質量百分含量)約80%的磷酸、質量百分含量約90%的硫酸、質量百分含量約60%的硝酸，按5 3 2的體積比配置三酸體系拋光液。將支架浸入三酸體系拋光液中，于120°C下拋光4 6秒(可選100 180°C之間)，然后取出支架準備清洗。雖然較高溫度下的硝酸具有很強的揮發性，因為支架的每一次拋光時間很短，此時三酸體系拋光液的成分比例仍能維持在上述的有效范圍內。此處可用較好的清洗方法，比如將拋光好的支架用純化水清洗之后再在無水乙醇中用超聲波清洗10分鐘。優選地，在無水乙醇清洗之前先用堿性溶液清洗，即將拋光后的支架放入質量濃度為2% 8%的氫氧化鈉溶液中清洗5分鐘左右。為了表面粗糙度Ra可達到O. 01 μ m以下，采用兩步拋光就只需要去除壁厚約20 μ m,比單步電化學拋光減少一半以上，這很有利于優化支架的工藝質量。根據需要，上述第一步拋光的時間設為25 35秒，第二步拋光的時間設為3 8秒，精確選擇合適的兩步拋光時間，或者在上述范圍內調整三酸體系拋光液濃度和溫度，可將去除的壁厚控制在15 25 μ m (含內外壁)。如果滲氮后只做化學拋光處理而省去電化學拋光這一步，為了先去除化合物層10,要增加化學拋光時間約2 3秒(以上述的三酸體系拋光液和溫度范圍為例),在內外壁去除的總厚度約15 μ m,而表面粗糙度只比兩步拋光處理的略差一些，但是，持續時間過長的單步化學拋光會導致如圖9-11所示的不利結果。通常，雕刻成的血管支架會包含一些迂回的細密花紋，圖9為血管支架的一段U形支撐桿在拋光處理之前的示意圖，狹小彎折部101形成的U形間隙可能小到200 μ m。無水乙酸與高氯酸混合后的酸性不是很強，而且常溫下的電化學拋光過程比較緩和，即使電化學拋光時間稍長，在狹小彎折部101的間隙處也會保持各向基本均勻的腐蝕。經過60秒連續的電化學拋光后，血管支架的支撐桿變細，但是狹小彎折部101的輪廓基本不變形，如圖10所示。電化學拋光時間延長至150秒，此處的局部變形也不很顯著。而化學拋光液一般為強酸體系，其在較高溫度下的腐蝕性極強，因此化學拋光過程通常比電化學拋光更劇烈。在加熱的化學拋光過程中，金屬表面會迅速產生氮氧化物氣體，在拋光液中形成大量急劇膨脹的氣泡。在狹小彎折部101附近也聚集大量氣泡，這些氣泡不容易從間隙中溢出，氣泡膨脹和相互碰撞后就在間隙內破裂。由于不斷有大量氣泡破裂，對狹小彎折部101產生持續的劇烈沖擊，導致其間隙內的額外的沖擊腐蝕。當化學拋光時間過長時，氣泡聚集而導致的沖擊腐蝕就很嚴重，使狹小彎折部101受到非均質的腐蝕。例如，化學拋光持續4 6秒后，狹小彎折部101就具有如圖10所示的輪廓。化學拋光持續10秒以上，狹小彎折部101的局部過度腐蝕就容易嚴重變形，如圖11所示。采用上述的兩部拋光處理，即第一步為較易控制的較緩和的電化學拋光，第二步為時間8秒以內的高效率的化學拋光，這就比單步化學拋光更利于防止局部過度腐蝕所致的支架局部變形，達到鏡面拋光效果所需的拋光去除量也比單步電化學拋光的去除量小很多。本實施例中，完全去除掉化合物層50后的支架壁厚為75 μ m,比原始的純鐵管材的壁厚減少了 25 μ m,支架的質量約為12mg。支架的支撐桿的橫截面(簡化為圓形)如圖7所示，由于特定參數下的表面滲氮效果，由外到內依次為彌散層10和固溶層20。得到的彌散層10所占比例為86. 7%左右，固溶層20所占比例約為13. 3%，彌散層10的外表面硬度為270HV0. 01，其中彌散的第二相高氮顆粒大小為30nm 2 μ m。本實施例的冠脈支架在模擬體液PBS中的電化學腐蝕電流密度為22 μ A/cm2左右，較純鐵的10 μ A/cm2快了一倍多。此冠脈支架用球囊擴張到3mm后測試其徑向強度為142kPa，相對于同樣設計和尺寸的純鐵支架的徑向強度108KPa，提高31. 5%。固溶層20對表面微裂紋的擴展也具有很好的抑制作用，效果參見圖6。彌散層10中第二相高氮顆粒的優選尺寸為30nm 500nm，可通過將滲氮的支架溫度降低到470°C左右，氮氫流量比降低到1:5 1:7，維持氣壓約55Pa和偏壓約600V來控制，此時大多數的第二相高氮顆粒的尺寸為30nm 500nm(平均尺寸也在此范圍)，支架表面的電化學腐蝕電流密度可達到26 μ A/cm2左右。如果氮氫流量比降為1:5，同時加大偏壓至650 750V或氣壓增至65 70Pa，維持支架溫度470 500°C和滲氮時間30分鐘，此時滲氮電流密度仍維持在O. 5 O. 8mA/cm2范圍內，可以得到與圖7類似的結構和性能效果。可選地，氮氫流量比降為1:7，同時加大偏壓至750 800V或氣壓增至85 lOOPa，也得到與圖7類似的結構和性能效果。基于本實施例提供的方法，得到如圖7所示的支撐桿的橫截面，其中固溶層20占總厚度(或支撐桿半徑)的優選比例為10% 25%，而彌散層10的厚度占75% 90%，能夠使支架的初始腐蝕速率、抗疲勞性能和徑向強度都得到明顯的優化，尤其是前面兩項性能。實施例三采用實施例一所述的相應步驟，制作同樣的純鐵血管支架，清洗之后進行離子滲氮處理。本實施例中，離子滲氮處理的設備及一部分參數與實施例一相同，與實施例一不同的參數設置如下保持470 500°C的滲氮溫度，滲氮60分鐘，在支架表面形成的化合物層50的厚度在3 4 μ m。經滲氮處理后的支架，接著還要經過拋光處理，主要目的是完全去除化合物層50，并保證支架表面平整光潔。采用實施例一所述的拋光處理的步驟，只是將拋光時間延長10秒，以均勻去除支架的厚度約50 μ m,其表面粗糙度也達到O. 01 μ m以下。本實施例中，經過清洗、滲氮并經拋光完全除掉化合物層50后的支架壁厚為165 μ m,比原始的純鐵管材的壁厚減少了 55 μ m,支架的支撐桿的橫截面(簡化為圓形)如圖 8所示。由于持續滲氮的時間比實施例一更長，大量氮原子擴散到達鐵基體內部的最深處，鐵基體全部變成了含氮的飽和低氮固溶體，過剩的氮原子導致第二相從飽和低氮固溶體中析出，第二相高氮顆粒已經彌散分布在飽和低氮固溶體的所有區域，因此支撐桿的橫截面只剩下了彌散層10。本實施例得到的彌散層10的表面的顯微硬度大約是270HV0. 01，而在彌散層10距表面的不同深度處有不同的氮原子濃度，由外向內的氮原子濃度逐漸降低，彌散層10的中心區域具有氮原子濃度的最小值因而此處的顯微硬度約為230HV0. 01，仍然比純鐵管材的顯微硬度提高了 60HV0. 01。由于彌散層10具有較高的硬度，本實施例的支架被球囊擴張到12mm后測得的徑向強度約為65kPa，而同樣形狀和尺寸(165 μ m壁厚)的純鐵支架約為40kPa，徑向強度提高了 60%以上。彌散層10的靠近表面的區域具有硬度高而塑性較差的特點，而彌散層10的中心區域的硬度稍低但塑性較好(略差于純鐵材料)，因此，本實施例的支架仍具有較好的抗疲勞性能，也就是抑制表面微裂紋的萌生和微裂紋向內部擴展，這種效果已通過實施例一做了清楚闡述。本實施例的彌散層10中的第二相高氮顆粒大小為30nm 2μπι，彌散層10在模擬體液PBS中的電化學腐蝕電流密度為15 μ A/cm2左右，較純鐵的10 μ A/cm2提高約50%。優選地，可將滲氮的支架溫度降低到470°C，氮氫流量比降低到1:5 1:7,則第二相高氮顆粒尺寸基本都在優選范圍30nm 500nm之內，所述優選范圍能夠明顯加快彌散層10在體內環境中的電偶腐蝕，其在模擬體液PBS中的電化學腐蝕電流密度為18 μ A/cm2左右。本實施例中支架整體都是彌散層10，也就是說支架各部分(包括內部)含氮量都較高，支撐桿內部的硬度超過實施例一中的支撐桿，大大提高了支架的整體強度，且支架整體上具有易于電偶腐蝕的優點。綜上所述，本實施例最有利于提高支架的徑向強度并縮短支架被吸收的時間，同時還保證了抗疲勞性能和更小的壁厚，具有較好的綜合性能。實施例四采用實施例二所述的相應步驟，制作同樣的純鐵冠脈支架，清洗之后進行離子滲氮處理。本實施例中，離子滲氮處理的設備及一部分參數與實施例二相同，與實施例二不同的參數設置如下保持450 480°C的滲氮支架溫度，滲氮60分鐘，在支架表面形成的化合物層50的厚度在3 4 μ m。經滲氮處理后的支架，接著還要經過拋光處理，主要目的是完全去除化合物層50，并保證支架表面平整光潔。采用實施例二所述的兩步拋光法，鑒于電化學拋光處理的時間更易于精確控制，只是將其中的電化學拋光時間延長15秒，以均勻去除支架的厚度約25 μ m,其表面粗糙度也達到O. Ol μ m以下。本實施例中，經過清洗、滲氮并拋光后的支架壁厚為70 μ m,比原始的純鐵管材的壁厚減少了 30μπι，支架的支撐桿的橫截面(簡化為圓形)如圖8所示。由于滲氮過程持續了比實施例二更長的時間，大量氮原子到達鐵基體內部的最深處，鐵基體全部變成了含氮的飽和低氮固溶體，第二相高氮顆粒已經彌散分布在飽和低氮固溶體的所有區域，因此支撐桿的橫截面只剩下了彌散層10。本實施例得到的彌散層10具有如下特征在彌散層10的距表面的不同深度處都具有氮原子濃度梯度，彌散層10表面的維氏顯微硬度大約是280HV0. 01，而彌散層10的中心區域氮原子濃度最低，此處的顯微硬度約為230HV0. 01 (仍·然比純鐵管材的顯微硬度提高了 60HV0.01)。因此，本實施例的支架仍具有較好的抗疲勞性能，也就是抑制表面微裂紋的萌生和微裂紋向內部擴展，這種效果已通過上述幾個實施例做了清楚闡述。此支架用球囊擴張到3mm后測試其徑向強度為140kPa，相對于同樣設計和尺寸的純鐵支架(壁厚為7(^111)的徑向強度92砂&，提高73.9%。此支架的彌散層中第二相高氮顆粒大小為30nm 2 μ m，具有此特征結構的支架在模擬體液PBS中的電化學腐蝕電流密度為15 μ A/cm2左右，較純鐵的10 μ A/cm2提高約50%。通過將滲氮的支架溫度降低到450°C，氮氫流量比降低到1:5 1:7，可控制第二相高氮顆粒大小具有優選的尺寸30nm 500nm，此時支架在模擬體液PBS中的電化學腐蝕電流密度可增大到18 μ A/cm2左右。本實施例中，在維持450-480°C溫度滲氮60分鐘的前提下，可以降低氮氫流量比為1: 5，同時加大偏壓至700 750V或氣壓增至70 75Pa ；也可以降低氮氫流量比為1:7，同時加大偏壓至750 800V或氣壓增至90 IOOPa ;此時滲氮電流密度仍維持在O. 5 O. 8mA/cm2范圍內，仍能得到與上述滲氮處理后類似的結構和性能效果。綜上所述，本實施例比實施例二更有利于提高支架的徑向強度并縮短支架被吸收的時間，同時還保證了抗疲勞性能和更小的壁厚，具有較好的綜合性能。實施例五采用實施例一所述的相應步驟，制作同樣的純鐵血管支架，清洗之后進行離子滲氮處理。本實施例中，離子滲氮處理的設備及一部分參數與實施例一相同，與實施例一不同的參數設置如下保持450 470°C的滲氮支架溫度，滲氮120分鐘，在支架表面形成的化合物層50的厚度在5 μ m左右。經滲氮處理后的支架，接著還要經過拋光處理，主要目的是完全去除化合物層50，并保證支架表面平整光潔。采用實施例一所述的拋光處理的步驟，只是將拋光時間延長20秒，以均勻去除支架的厚度約55 μ m，其表面粗糙度Ra也達到O. 01 μ m以下。本實施例中，經過清洗、滲氮并拋光后的支架壁厚為160 μ m,比原始的純鐵管材的壁厚減少了 60 μ m，支架的支撐桿的橫截面(簡化為圓形)如圖8所示。由于滲氮過程進行得很徹底，大量氮原子到達鐵基體內部的最深處，彌散層10內的氮原子濃度基本均勻，第二相高氮顆粒已經比較均勻分布在彌散層10的所有區域，也就是說，支撐桿的橫截面只剩下了比較均勻的彌散層10。本實施例得到的彌散層10的各區域的顯微硬度基本在280 310HV0. 01之間，對微裂紋的萌生具有很好的抑制作用。本實施例中得到的支架被球囊擴張到12mm后測得的徑向強度為65kPa，而同樣形狀和尺寸(160μπι壁厚)的純鐵支架約為35kPa，徑向強度提高了 80%以上。此種滲氮工藝條件下得到的彌散層10中的第二相高氮顆粒的大小基本在30nm 2μπι范圍內，但由于2小時的長時間滲氮，彌散層10的氮含量偏高(質量比例2. 7% 3. 7%)，硬度偏高，其中的第二相聚集長大，尺寸集中在I 2μπι的范圍內，減小了微電偶腐蝕的陰極面積；同時，長時間滲氮對支架起到一定程度地退火作用，原先由于拉拔等冷加工帶來的扭曲紊亂的晶界、高的殘余應力和位錯密度得到一定程度降低甚至完全回復，從而由原始組織帶來的腐蝕速率加快的這部分影響被消除，故其腐蝕速率反而不及硬度值在280HV0. 01以下的彌散層10。實驗測得此支架在模擬體液PBS中的電化學腐蝕電流密度為12 μ A/cm2左右，較純鐵的10 μ A/cm2有小幅的提高。由于支架整體都是比較均勻的彌散層10，而彌散層10比未滲氮的純鐵更易于電偶腐蝕，因此能夠提高支架整體的腐蝕速率。綜上所述，在盡量減小壁厚的前提下，本實施例最有利于提高支架的徑向強度，并在一定程度上縮短支架被吸收的時間。實施例六采用實施例二所述的相應步驟，制作同樣的純鐵血管支架，清洗之后進行離子滲氮處理。本實施例中，離子滲氮處理的設備及一部分參數與實施例二相同，與實施例二不同的參數設置如下保持430 450°C滲氮支架溫度，滲氮120分鐘，在支架表面形成的化合物層50的厚度在5 μ m左右。經滲氮處理后的支架，接著還要經過拋光處理，主要目的是完全去除化合物層50，并保證支架表面平整光潔。采用實施例二所述的兩步拋光法，只是將其中的電化學拋光時間延長30秒，以均勻去除支架的厚度約30 μ m，其表面粗糙度Ra達到O. 01 μ m以下。本實施例中，經過清洗、滲氮并拋光后的支架壁厚為65 μ m,比原始的純鐵管材的壁厚減少了 35μπι，支架的支撐桿的橫截面(簡化為圓形)如圖8所示。由于滲氮過程進行得很徹底，大量氮原子到達鐵基體內部的最深處，彌散層10內的氮原子濃度基本均勻，第二相高氮顆粒已經均勻彌散分布在彌散層10的所有區域，也就是說，支撐桿的橫截面只剩下了彌散層10。本實施例得到的彌散層10的各區域的顯微硬度基本在290 320HV0. 01之間，對微裂紋的萌生具有很好的抑制作用。本實施例的支架被球囊擴張到3mm后測得的徑向強度為135kPa，而同樣形狀和尺寸(65μπι壁厚)的純鐵支架約為68kPa，徑向強度提高近100%。此種滲氮工藝條件下得到的彌散層10中的第二相高氮顆粒的大小基本在30nm 2μπι范圍內，其腐蝕速率慢于硬度值在280HV0.01以下的彌散層10，這一點已經在實施例五中詳細闡述了。實驗測得此支架在模擬體液PBS中的電化學腐蝕電流密度為12yA/cm2左右，較純鐵的10 μ A/cm2有小幅的提高。同樣地，可以采用實施例四中的優選工藝，則第二相高氮顆粒尺寸基本都在優選范圍30nm 500nm之內，得到的彌散層10的電化學腐蝕電流密度可提到15 μ A/cm2左右。支架整體都是比較均勻的彌散層10，而彌散層10比未滲氮的純鐵更易于電偶腐蝕，故能夠提高支架整體的腐蝕速率。綜上所述，在盡量減小壁厚的前提下，本實施例最有利于提高支架的徑向強度，并在一定程度上縮短支架被吸收的時間，適用于要求很高徑向強度的薄壁的可吸收冠脈支架的情況。本實用新型使鐵基的植入式醫療器械或其部件(例如支架的支撐桿)在滲氮之后可具有圖5、圖7和圖8之一所示的橫截面，其中的層狀結構可以具有優選的相對厚度(從中心向外測量)，以最有利于產生外硬內韌的效果。硬度較高的彌散層10有助于提高結構強度，塑性很好的芯層30和固溶層20則能提高抗疲勞性能。本實用新型的方法能控制氮原子在鐵基體中的濃度分布和擴散程度，實現彌散層10與固溶層20的優選厚度，使支架支撐桿的內部能保留一定厚度的固溶層20甚至芯層30，以提高支架支撐桿的塑性。而且，在不降低支架的徑向強度的前提下，滲氮后的支架可以具有更小的壁厚，例如冠脈支架壁厚60 75 μ m，較小的外周支架壁厚120 130 μ m,較大的外周支架壁厚160 170 μ m。薄壁的支架不僅能夠提高支架的柔順性，大大改善在復雜病變血管中的彎曲性能，而且能縮短生物可吸收支架的整個腐蝕周期，減少支架的金屬量進而減少鐵離子在組織局部的積累,這類血管支架的總質量約5 lOOmg。最大的血管支架壁厚可達300 μ m，本實用新型也可以使厚壁支架的力學性能和腐蝕速度得到兼顧和優化。本實用新型提供的幾種多層結構可以應 用于冠脈支架、外周支架和非血管支架，或者包含可吸收部件的其它植入式醫療器械，所選用的原始管材材料為純鐵或含鐵質量比例高于99%的鐵合金。基于本實用新型的處理方法，純鐵或鐵合金預制部件的厚度應比產品的相應部件的相應厚度大10 100 μ m。預制部件比可吸收部件的厚度大10 μ m以上，由于滲氮時在預制部件表面形成了化合物層50，對滲氮后的預制部件進行電化學或化學拋光處理，應去除所述預制部件的至少5 μ m厚度的表面(包括整個化合物層50和少量彌散層10)，厚度一般減少20 60 μ m。本實用新型重點涉及到可吸收的鐵基醫療器械或其可吸收的部件的多層結構性能及制備方法的優化，尤其適合于可吸收的血管支架，在保證支架徑向強度的前提下，減小鐵基支架的壁厚，提高支架腐蝕速率以及柔順性，并且使所述的多層結構有更廣的適應性。由于介入類醫療器械尤其是支架類產品，其柔順性和強度是兩個相互矛盾的因素，必須根據病變部位的特性和治療要求，合理兼顧柔順性和強度。以血管支架為例，在實際的臨床應用中，病變血管情況的復雜多樣，對血管支架的柔順性和徑向強度的要求也不盡相同。鈣化嚴重的病變血管段要求徑向強度較高的支架，而在復雜、彎曲的血管段，柔順性較高的支架會比較適用。同時對于可吸收的鐵基材料的醫療器械而言，腐蝕降解性能也是最為關鍵的性能之一。腐蝕降解性能與其它性能之間需要相互調和以使醫療器械的綜合性能更加有針對性地適應于某種特定的臨床癥狀，故本實用新型給出了可滿足不同應用需求的鐵基可吸收醫療器械的多層結構，如圖5、圖7或圖8所示。本實用新型提供了一種處理方法，用于對生物可吸收鐵基醫療器械進行離子滲氮和拋光處理。為了避免滲氮后的化合物層呈枝狀或片狀延伸到鐵基材料的內部，滲氮時可選取較低的支架溫度，如550°C以下。為了防止出現較厚的化合物層，滲氮時的偏壓最好在600V以上。表面滲氮處理步驟的實施方式不同，得到的鐵基器械的材料內部結構也不同。以支架為例，在上述范圍內調整滲氮工藝參數，讓支架再經過后續的處理步驟，支架的支撐桿的橫截面具有圖5、圖7或圖8之一所示的結構，并且各層所占比例達到優化的范圍。其中彌散層10中的第二相高氮顆粒的優選尺寸為30nm 500nm，彌散層10的顯微硬度處于優選范圍220 320HV0. 01，且彌散層的氮含量的質量比例優選為1. O 3. 7%，能夠顯著加快鐵基可吸收部件在體內環境中的電偶腐蝕，電化學腐蝕速率比本實用新型方法處理前的純鐵材料提高一倍左右。現有技術中，滲氮后采用的電化學拋光有明顯缺點，對支架壁厚的去除量達到40 μ m才能獲得較平整光亮的表面，且拋光后的表面粗糙度只能控制在O.1 μ m以下。為改善拋光處理的效果，本實用新型針對純鐵滲氮后的拋光工藝做了改進，而且針對薄壁的支架(原始壁厚< IOOym)給出了兩步拋光步驟，使得在支撐桿壁厚去除量達到20 μ m時，就能在支架內外表面實現O. 01 μ m以下的表面粗糙度，獲得接近鏡面光亮的效果。與現有技術相比，本實用新型提供的生物可吸收的醫療器械部件具有以下優
占-
^ \\\ ·1、本實用新型提供的生物可吸收的醫療器械中的可吸收部件內部具有多層結構，以可吸收支架為實施例，使支架的腐蝕速率、徑向強度，柔順性和壁厚這幾個相互矛盾的特征能達到一個相對完美的平衡點。本實用新型的技術方案還提供了可吸收醫療器械的制作方法，確定了優選的工藝參數及其對應的性能效果。2、采用優選的混合氣體流量比、氣壓、部件溫度、偏壓、滲氮時間和部件溫度，可控制部件的內部結構，并且部件表面的化合物層的厚度在5 μ m以下，再經過優選的電化學及 化學拋光處理確保了化合物層能被完全除掉，并且以低的拋光去除量使部件的內外表面均達到鏡面光亮的效果，最終可以獲得內部結構不同的可吸收部件。3、本實用新型提供的優化的滲氮工藝和拋光工藝可以確保，在同樣的支架網格設計和壁厚下，鐵基可吸收血管支架(支架壁厚可降低到60 μ m)的支撐力媲美鈷鉻合金支架。在冠脈支架和外周支架上，都可以獲得這種效果，徑向強度相對于純鐵支架提高31. 5 94. 4%ο4、本實用新型提供了一種生物可吸收的醫療器械部件，以鐵基可吸收血管支架為實施例，包括具有梯度性能的彌散層、固溶層和芯層的多層結構，可以同時提高支架支撐力和柔順性，降低耐腐蝕性，既能減少疲勞裂紋在表面的發生率，又能抑制表面微裂紋向金屬內部擴展，使得可吸收的醫療器械在體內植入的早期具有更高的抗疲勞斷裂性能。純鐵部件表面滲氮后，由于彌散層中的第二相高氮顆粒的強化作用，具有高強度和高硬度，能有效提高支架的支撐性能；固溶層和芯層則保持著類似純鐵的較高的延伸率和良好塑性。因為多數疲勞裂紋都先在金屬表面形成，提高部件表面硬度和細化晶粒都能阻止疲勞裂紋萌生。另一方面，提高部件內部的塑性，則有利于抑制裂紋的擴展，因此在部件內部保留較低硬度的固溶層或芯層可有效抑制裂紋向部件內部擴展。5、本實用新型生物可吸收醫療器械部件的腐蝕速度相對純鐵醫療器械能提高一倍左右，在模擬體液PBS中的腐蝕速度相對純鐵能夠提高180%，彌散層的外表面硬度控制在230 270HV0. 01時，彌散層中的第二相高氮顆粒越細小，其腐蝕速度相對更快。因為彌散層中一定數量的第二相高氮顆粒的存在使材料在正常腐蝕時，還易于發生電偶腐蝕，從而縮短醫療器械被人體吸收所需的時間。以上所述僅為本實用新型的較佳實施例而已，并不用以限制本實用新型，凡在本實用新型的精神和原則之內所作的任何修改、等同替換和改進等，均應包含在本實用新型的保護范圍之內。
權利要求1.一種生物可吸收的醫療器械部件，其包括對鐵基原材料的預制部件進行離子滲氮處理而制成的可吸收部件，所述可吸收部件內部的物質成分隨著距表面的深度而變化，其特征在于，所述可吸收部件包括至少第一部分和第二部分，所述第一部分包圍所述第二部分，所述第一部分的硬度高于第二部分的硬度，所述第一部分與第二部分之間具有一界面，在所述第一部分內產生的裂紋向所述第二部分擴展時受到所述界面的阻礙。
2.如權利要求1所述的生物可吸收的醫療器械部件，其特征在于，所述可吸收部件包括從表面開始連續分布的彌散層但不包括耐腐蝕的化合物層，所述彌散層包括低氮固溶體和高氮顆粒，所述高氮顆粒彌散于所述低氮固溶體之中，所述可吸收部件還包括被所述彌散層包圍的固溶層，所述第一部分包括整個彌散層，所述第二部分包括整個固溶層，所述彌散層與固溶層分別處于所述界面的兩側。
3.如權利要求1所述的生物可吸收的醫療器械部件，其特征在于，所述可吸收部件包括從表面開始連續分布的彌散層但不包括耐腐蝕的化合物層，所述彌散層包括低氮固溶體和高氮顆粒，所述高氮顆粒彌散于所述低氮固溶體之中，所述第一部分和所述界面都位于所述彌散層的內部。
4.如權利要求3所述的生物可吸收的醫療器械部件，其特征在于，所述彌散層的硬度高于220HV且不超過320HV并且隨深度遞減。
5.如權利要求3所述的生物可吸收的醫療器械部件，其特征在于，大多數的所述高氮顆粒的尺寸在30nm 500nm之間。
6.如權利要求2所述的生物可吸收的醫療器械部件，其特征在于，所述彌散層的厚度占所述可吸收部件的厚度的75% 90%。
7.如權利要求2所述的生物可吸收的醫療器械部件，其特征在于，所述可吸收部件還包括芯層，所述固溶層包圍芯層，所述固溶層的硬度比所述預制部件的未經滲氮處理的鐵基原材料硬度提高IOHV以上，所述彌散層的厚度占所述生物可吸收的醫療器械部件的厚度的50% 70%，所述固溶層的厚度占所述生物可吸收的醫療器械部件的厚度的15% 25%。
8.如權利要求1或2或3所述的生物可吸收的醫療器械部件，其特征在于，所述生物可吸收的醫療器械為可吸收的血管支架，所述可吸收部件包括多個支撐桿，所述多個支撐桿連接而成管狀網格，所述血管支架由壁厚均勻的鐵基管材經過雕刻和離子滲氮處理而制成，所述血管支架的壁厚為60 300 μ m;在相同的管狀網格和壁厚的條件下，所述血管支架的徑向強度比所述鐵基原材料預制的未經滲氮處理的血管支架的徑向強度增加30%以上。
專利摘要本實用新型涉及一種生物可吸收的醫療器械部件，其包括對鐵基原材料的預制部件進行離子滲氮處理而制成的可吸收部件，所述可吸收部件內部的物質成分隨著距表面的深度而變化，所述可吸收部件包括至少第一部分和第二部分，所述第一部分包圍所述第二部分，所述第一部分的硬度高于第二部分的硬度，所述第一部分與第二部分之間具有一界面，在所述第一部分內產生的裂紋向所述第二部分擴展時受到所述界面的阻礙。本實用新型在保證支架徑向強度的前提下，減小鐵基支架的壁厚，提高支架腐蝕速率以及柔順性，并且具有更廣的適應性。
文檔編號A61L31/02GK202821735SQ20122015394
公開日2013年3月27日 申請日期2012年4月12日 優先權日2012年4月12日
發明者張德元, 林文嬌, 劉香東, 王文斌 申請人:先健科技(深圳)有限公司