【正文】 ......................................................................... 9 金相組織分析（ OM） .............................................................................. 9 掃描電鏡（ SEM）和能譜（ EDS）分析 ........................................... 10 腐蝕性能分析 .................................................................................................... 10 腐蝕形貌觀察 ........................................................................................... 11 3 實驗結(jié)果及分析 .......................................................................................................... 12 不同擠壓工藝對 MgZnY Nd 合金顯微組織的影響 .................................. 12 金相組織分析 ........................................................................................ 12 掃描電鏡及能譜分析 ............................................................................ 13 黃河科技學(xué)院畢業(yè)論文 第 IV 頁 不同擠壓工藝對 MgZnY Nd 合金拉伸性能的影響 ................................ 14 不同擠壓工藝對 MgZnY Nd 合金腐蝕性能的影響 ................................ 15 腐蝕形貌分析 ..................................................................................................... 16 結(jié) 論 .............................................................................................................................. 18 致 謝 .............................................................................................................................. 19 參考文獻(xiàn) .......................................................................................................................... 20 黃河科技學(xué)院畢業(yè)論文 第 1 頁 1 緒 論 前言 晶粒細(xì)化及織構(gòu)控制是改善、提高金屬材料性能的有效途徑之一。采用傳統(tǒng)的鍛造、擠壓、軋制以及隨后的再結(jié)晶退火處理工藝，盡管其晶粒尺寸最小可達(dá) 10um 并形成變形織構(gòu)或再結(jié)晶織構(gòu)，但仍難以滿足對高性能材料的要求。采用大塑性變形 (Severe Plastic Deformation， SPD)技術(shù)制備的材料通常具有超細(xì)晶 (UltraFine Grained， UFG)組織，可獲得晶粒尺寸小于 1um 的 UFG 材料并形成一些特殊的織構(gòu)組分，因此具有優(yōu)異的力學(xué)性能和使用性能，這主要是由 SPD 技術(shù)的變形特征所決定的。 SPD 技術(shù)的一個根本出發(fā)點就是材料在發(fā)生大塑性變形的同時其形狀、尺寸基本不發(fā)生改變。盡管上述的 SPD 工藝未必都能制得 UFG 材料，但可引起材料組織的其它變化，如織構(gòu)發(fā)生改變，從而引起材料性能的改變。因此，在采用 SPD 工藝時，應(yīng)根據(jù)實際需要 ，結(jié)合這些工藝的優(yōu)缺點，進(jìn)行合理選擇甚至組合，從而獲得所需的組織結(jié)構(gòu)以滿足其使用性能的要求。近些年 SPD 技術(shù)已經(jīng)得到廣大研究者和工業(yè)界的重視，研究者也提出了多種 SPD 工藝，并對其進(jìn)行了大量的研究 [1] 選題的背景和意義 近年來，隨著人們生活水平的不斷提高，各種心血管疾病的發(fā)病率正呈逐年升高趨勢。血管支架的植入能夠為血管提供支撐，使已經(jīng)堵塞或者狹窄的血管完成血運重建，實現(xiàn)其正常生理功能。隨著血管內(nèi)治療技術(shù)的發(fā)展，血管內(nèi)支架植入術(shù)已經(jīng)成為了治療心血管疾病最有效的方法之一。 在早期的臨床應(yīng)用中，常用 的血管支架材料包括了不銹鋼、鎳鈦、鈷鉻合金等生物惰性材料，這些支架材料作為異物雖然能夠長期存在于人體內(nèi)，但會引起內(nèi)膜的過度增生，造成 15% ～ 30% 的術(shù)后再狹窄。除了術(shù)后再狹窄，這些不可降解的惰性金屬支架還能夠產(chǎn)生內(nèi)皮功能紊亂、凝血、慢性炎癥、血管與支架機(jī)械性能不匹配等生物相容性問題，這在一定程度上限制了金屬血管支架在臨床中的應(yīng)用。 理想的金屬血管支架在體內(nèi)存在的時間應(yīng)該與血管功能的修復(fù)時間一致，一般需要 黃河科技學(xué)院畢業(yè)論文 第 2 頁 6 ～ 12 個月［ 6－ 7］，超過這個時間后，金屬支架的存在沒有任何意義。在臨床應(yīng)用中人們希望該金屬 血管支架能夠在血管功能重建的過程中逐漸降解，最后被人體完全吸收。因此，完全可降解的金屬血管支架是治療心血管疾病比較理想的選擇。 隨著生物醫(yī)用可降解材料研究的不斷深入與發(fā)展，由于鎂基合金具有良好的生物相容性、生物可降解性以及力學(xué)性能，逐漸引起了人們的廣泛關(guān)注。鎂是人體內(nèi)必需的微量金屬元素，具有良好的生物相容性和生物可降解性。其降解釋放的鎂離子相比于人體內(nèi)鎂離子濃度 ( 0. 7～ 1. 0 mol /L) 可以忽略不計，對人體無毒性。在臨床應(yīng)用中發(fā)現(xiàn)鎂的性質(zhì)過于活潑，其在體內(nèi)降解速度過快，力學(xué)性能過早喪失，往往達(dá) 不到臨床應(yīng)用的要求。動物實驗結(jié)果顯示，鎂合金支架耐蝕性較差，在體內(nèi)降解速率過快。 大塑性變形技術(shù)的研究與發(fā)展現(xiàn)狀 大塑性變形技術(shù)（ Severe Plastic Deformation,SPD）被認(rèn)為是目前制備大塊納米材料的主要方法 [24]。往復(fù)擠壓技術(shù)（ Cyclic Extrusion Compress,CEC）、等通道擠壓（ Equal Channel Angular Pressing,ECAP）、高壓扭轉(zhuǎn)技術(shù)（ High pressure Torion,HPT）是比較傳統(tǒng)的大塑性變形工藝，除此之外， 還有一些新的 SPD 技術(shù)，如扭曲擠壓（ Twist Extrusion,TE）、剪切擠壓（ Simple Shear Extrusion,SSE ）和雙向等徑角擠壓（ Dual Equal ChannelLateral Extrusion,DECLE）等技術(shù)。大塑性變形技術(shù)通過對材料施加很大的應(yīng)力，能夠?qū)⒉牧系木Я３叽缂?xì)化到 1181。m 以下，獲得顯微組織均勻的超細(xì)晶組織，同時還能夠?qū)⒑辖饍?nèi)部的增強(qiáng)相充分破碎，并且均勻分布，顯著提高了材料的力學(xué)性能。近年來，大塑性變形技術(shù)已經(jīng)收到了材料科學(xué)家的廣泛關(guān)注并得到了 迅速的發(fā)展，已經(jīng)成功制備出了很多超細(xì)晶材料 [5]。本文主要對其中的往復(fù)擠壓工藝和等通道角擠壓工藝展開介紹。 鎂合金作為血管支架材料的研究現(xiàn)狀及發(fā)展趨勢 可降解鎂合金血管支架研究現(xiàn)狀 生物醫(yī)用鎂合金最早在 1907 年就有報道， 1944 年，鎂合金應(yīng)用于治療骨折， 20xx 年 Zartner Peter[6]等人首次將直徑 3mm 的鎂合金支架成功植入到嬰兒左肺動脈中，隨 黃河科技學(xué)院畢業(yè)論文 第 3 頁 后的四個月內(nèi)，左肺功能逐漸得到恢復(fù)，在這期間鎂合金支架完全降解，臨床試驗表明，支架在體內(nèi)的降解行為是可以被人體所承受的。同時， 鎂合金支架的力學(xué)特性和可降解性能對于先天性封閉的左肺動脈的再灌住是安全可行的。 在 20xx 年的美國心臟學(xué)會科學(xué)大會上，德國 Essen 大學(xué) Raimund Erbel 醫(yī)對以鎂為基礎(chǔ)的冠狀動脈血管支架在人體內(nèi)的研究結(jié)果進(jìn)行了報道，在植入人體 4 個月后，檢查發(fā)現(xiàn)血管內(nèi)支架降解 [7]。在 17 屆國際血管治療研討會上，比利時醫(yī)生 Deloose 對一種用鎂合金制作的外周血管支架做了報告，結(jié)果表明鎂合金直接在有效改善閉塞血管再通率的同時降低了血管再狹窄率 [8]。 20xx 年，中國科學(xué)院金屬研究所與中國醫(yī) 科大學(xué)第一附屬醫(yī)院合作，成功將鎂合金血管支架植入到動物（兔）體內(nèi)，實驗結(jié)果表明，支架植入到病變部位，在保證血管通暢的同時，沒有形成血栓。支架植入到動物體內(nèi)一個月后，經(jīng) X 射線顯示，支架形態(tài)完整，擴(kuò)張作用完全； 2 個月后，支架發(fā)生部分降解，支撐作用逐漸消失； 4 個月后，血管支架完全降解。這是國內(nèi)首次報道鎂合金支架植入到動物體內(nèi)。 鎂合金經(jīng)大塑性變形后作為血管材料支架的發(fā)展現(xiàn)狀及趨勢 傳統(tǒng)血管支架的主要缺點是有較高的再狹窄風(fēng)險，支架在完成支撐任務(wù)后能夠自