【正文】 DS）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。 （ 2）擠壓后合金結(jié)構(gòu)相的組成和分布發(fā)生明顯的變化。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。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。 黃河科技學(xué)院畢業(yè)論文 第 I 頁 不同加工工藝對醫(yī)用鎂鋅釔釹合金顯微組織的影響 摘 要 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。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。 而本文主要通過對醫(yī)用 鎂鋅釔釹合金的研究，采取不同的加工工藝以獲得相應(yīng)的結(jié)果，并通過相應(yīng)的實驗獲得了下面相應(yīng)的結(jié)果，實驗表明： （ 1）普通凝固態(tài) MgZnY Nd 合金經(jīng)過三種不同擠壓工藝擠壓后，合金的晶粒發(fā)生顯著細(xì)化。 （ 3）擠壓工藝在細(xì)化晶粒的同 時會降低合金的耐腐蝕性能。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。 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。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。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。 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。 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。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。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。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。 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]。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。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]。 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。 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]。 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。這是國內(nèi)首次報道鎂合金支架植入到動物體內(nèi)。因為這樣，支架的質(zhì)量隨著時間的延長而降 低，在控制腐蝕速率和降解速率的同時，允許機械載荷逐漸轉(zhuǎn)移到周圍的組織上去。 對于鎂合金來說， 細(xì)化晶粒是一種可以同時提高力學(xué)性能和腐蝕性能的有效方法。由 AlvarezLopez 和 Argade 等人研究的經(jīng)過等通道轉(zhuǎn)角擠壓處理后的 AZ31 鎂合金有很好的腐蝕行為，在長期的浸泡過程中，展現(xiàn)出較低的初始腐蝕電位和較高的電荷轉(zhuǎn)移電阻。然后， ZM21 合金在 150℃ 時被加工成外徑為 4mm 內(nèi)徑為 2mm 圓柱形細(xì)管作為支架的前體。鎂及鎂合金由于在較濕潤的環(huán)境中有相對較低的耐腐蝕性能，且鎂本身和其在降解過程中生成的腐蝕產(chǎn)物都具有良好 的生物相容性，因此成為最具有發(fā)展前景的可降解生物器械 [1011]。因此，在生物可降解支架成為人們關(guān)注的焦點和熱點的大趨勢下，鎂合金由于具有一系列的優(yōu)勢，將逐漸成為血管支架材料的發(fā)展趨勢。鎂 合金的密排六方結(jié)構(gòu)使其變形能力較差，冷加工困難，鎂擠壓產(chǎn)品普遍存在表面粗糙、易于出現(xiàn)裂紋、擠壓通路易堵塞等問題。往復(fù)擠壓工藝具有以下特點 [66]： （ 1）可獲得較大的應(yīng)變，晶粒細(xì)化能力強； （ 2）擠壓與壓縮同時進(jìn)行，可以使材料獲得任意大的應(yīng)變而沒有破裂的危 險； 黃河科技學(xué)院畢業(yè)論文 第 5 頁 （ 3）反復(fù)變形后，材料的形狀和尺寸不變； （ 4）材料在變形過程中基本處于壓應(yīng)力狀態(tài)，有利于消除材料初始組織的各種缺陷。高溫變形過程中位錯的大量產(chǎn)生及運動可提高變形作用力，而且有利于高應(yīng)變速率的實現(xiàn)。往復(fù)擠壓可以看成是正向擠壓和鐓粗過程的復(fù)合。隨擠壓道次的增加，材料發(fā)生強烈塑性變形，產(chǎn) 生大量的位錯和劇烈的晶界扭曲，從而動態(tài)再結(jié)晶提供了驅(qū)動力。另外，擠壓破碎的細(xì)小第二相顆粒也可成為動態(tài)再結(jié)晶的晶核，加快再結(jié)晶形核并阻止再結(jié)晶晶粒的長大。在變形開始階段形成的亞組織中位錯密度很高，且亞晶尺寸很小，胞壁中有較多位錯纏結(jié)，在一定的應(yīng)力和變形溫度下，當(dāng)材料在變形中儲存能積累到足夠高時，就會導(dǎo)致動態(tài)再結(jié)晶的發(fā)生。因此，鎂合金很容易發(fā)生再結(jié)晶