腔內可植入表面和其制造方法
【專利摘要】本發明提供一種制造腔內可植入表面、支架或移植物的方法，所述方法包括以下步驟：提供具有內壁表面、外壁表面和壁厚度的腔內可植入表面、支架或移植物，和在所述腔內可植入表面、支架或移植物中形成圖案設計。通過對所述內表面施用激光加工方法而在可植入醫療裝置的內表面中產生至少一個凹槽。
【專利說明】腔內可植入表面和其制造方法
【技術領域】【背景技術】
[0001]本發明涉及用于制造醫療裝置的方法和設備，其中所述醫療裝置具有經處理以促進內皮細胞遷移的表面。
[0002]可植入腔內裝置以及其它血管再形成程序(包括繞道手術和球囊血管成形術)的一個問題是動脈再狹窄。造成支架放置位點處這種可能的再閉塞的一個重要因素是動脈內腔的天然非血栓形成性內襯，即內皮的損傷和損失。內皮損失、暴露血栓形成性動脈壁基質蛋白以及修復材料的一般血栓形成性質引發了血小板沉積和凝血級聯活化。依據眾多因素(例如纖維蛋白溶解系統的活性、抗凝劑的使用和病變底物的性質)而定，此過程的結果可能是從小附壁血栓(mural thrombus)變成閉塞性血栓(occlusive thrombus)。其次，介入位點處的內皮損失對所述位點處的最終內膜增生的發展和程度可能是關鍵的。因此，本發明嘗試解決這些問題以及其它問題。

【發明內容】

[0003]在一個實施例中，呈現一種制造腔內可植入表面的方法。所述方法包括以下步驟:提供具有內壁表面、外壁表面和壁 厚度的腔內可植入表面、支架或移植物，所述壁厚度介于約5微米與約75微米之間，或者介于約10微米與60微米之間；和在所述腔內可植入表面、支架或移植物中形成圖案設計。所述方法進一步包括通過對所述內表面施用激光加工方法而在血管內支架的內表面中產生至少一個凹槽的步驟。
[0004]在另一實施例中，呈現一種制造腔內可植入表面的方法。所述方法包括以下步驟:提供具有內壁表面和外壁表面的腔內可植入表面、支架或移植物，和在所述腔內可植入表面、支架或移植物中形成圖案設計。所述方法進一步包括以下步驟:通過對內壁和外壁表面中的至少一個施用激光加工方法以產生所需圖案的圖像來預構造至少一個壁表面，和在所需圖案的圖像上方真空沉積材料以產生覆蓋至少一個表面并包括所需圖案的圖案化表面。包括覆蓋至少一個表面的圖案化表面的壁厚度經測量介于約5微米與約75微米之間，或者介于約10微米與60微米之間。
[0005]在又一個實施例中，呈現一種制造腔內可植入表面、支架或移植物的方法。所述方法包括以下步驟:提供具有內壁表面和外壁表面的腔內可植入表面、支架或移植物，和在所述腔內可植入表面、支架或移植物中形成圖案設計。所述方法進一步包括以下步驟:通過對內壁和外壁表面中的至少一個施用光學光刻法以產生所需圖案的圖像來預構造至少一個壁表面，和在所需圖案的圖像上方真空沉積材料以產生覆蓋至少一個表面并包括所需圖案的圖案化表面。包括覆蓋所述至少一個表面的圖案化表面的壁厚度經測量介于約5微米與約75微米之間。
[0006]當與用于制造這些支架的目前已知方法比較時，用于制造血管內支架的方法和其設備使內皮細胞在血管內支架的內表面上的遷移速率增加。【專利附圖】

【附圖說明】[0007]圖1是嵌入患者動脈壁內的血管內支架的一部分的部分橫截面透視圖。
[0008]圖2是圖1的框線部分的分解圖，表示為圖2。
[0009]圖3是經過一段時間之后對應于圖1的部分橫截面透視圖。
[0010]圖4是圖3的框線部分的分解圖，表示為圖4。
[0011]圖5是再經過一段時間之后圖1和圖3的支架和動脈的部分橫截面圖。
[0012]圖6是圖5的框線部分的分解圖,表不為圖6。
[0013]圖7是沿著圖5的線7-7取得的圖5的支架和動脈的部分橫截面圖，并且說明快速內皮化產生覆蓋支架的薄新生內膜層。
[0014]圖8是根據一個實施例的未擴張的血管內支架的內部部分的平面圖。
[0015]圖9A是血管內支架的實施例的側視圖；圖98是圖9A中的區域A的放大圖；圖9〇是由長脈沖激光加工引起的熱影響區的示意圖；圖90是無熱影響區的飛秒激光加工的示意圖；和圖9E是支架制造方法的一個實施例的流程圖。
[0016]圖10-17是沿著圖8的線10-10取得的凹槽的分解圖的各種實施例，說明根據一個實施例的凹槽的各種實施例的各種橫截面構型和特性。
[0017]圖18是根據一個實施例的如從襯底釋放的血管內支架的內部部分的平面圖。
[0018]圖19是根據一個實施例用于制造支架的壓延設備的分解透視圖。
[0019]圖20是朝心軸的縱軸向下看的根據一個實施例用于制造支架的沖壓設備的部分橫截面圖。
[0020]圖21是根據一個實施例使用壓印輥來制造支架的設備的分解透視圖。
[0021]圖22是根據一個實施例用于制造支架的脹開式心軸設備的分解透視圖。
[0022]圖23是沿著圖22的線21_21取得的圖22的心軸的部分橫截面圖。
[0023]圖24是根據一個實施例使用錐形心軸來制造支架的設備的分解透視圖。
[0024]圖25A是根據一個實施例使用化學去除方法來制造支架的設備的分解透視圖；圖25B說明圖25A的設備的一部分的實施例；和圖25C說明圖25A的設備的一部分的另一實施例。
[0025]圖26A是根據一個實施例使用旋轉同軸光源在完整的管狀支架內雕刻微槽的設備的分解透視圖；和圖26B是根據一個實施例使用旋轉遮罩和固定光源在完整的管狀支架內雕刻微槽的設備的分解透視圖。
[0026]圖27是根據一個實施例用于制造支架的放電加工設備的分解透視圖。
[0027]圖28是根據一個實施例的血管內支架的內部部分的平面圖。
[0028]圖29是根據一個實施例使用激光器和鏡/棱鏡在完整的管狀支架內雕刻微槽的設備的分解透視圖。
【具體實施方式】
[0029]參看圖1和圖2，說明血管內支架200是安置在動脈290內與動脈壁210接合。僅出于說明性目的，圖1-6中所示的血管內支架200是Palmaz?球囊擴張支架，如所屬領域中已知，支架200具有內表面201和外表面202。圖1和圖2說明在支架200已放置在動脈290內之后和在支架200已嵌入動脈壁210中之后不久的支架200，如所屬領域中已知。圖1和圖2說明什么一般可以表征為血管內支架的正確放置。支架200優選地包括多個金屬構件或支柱203，其可以由不銹鋼或其它金屬材料制造，如所屬領域中已知。如圖1和圖2所說明，支架200的正確放置使得在支柱203已經嵌入動脈壁210中之后組織隆起211突出在支柱203之間。支柱203還在動脈壁210中形成槽或線性凹陷204。根據動脈290的阻斷程度和在放置支架200之前所用的儀器的類型和數量而定，組織隆起211可以保留內皮細胞(圖中未示)。
[0030]參看圖3和圖4，經過一段時間之后，血栓215的薄層迅速地填充凹陷204并且覆蓋支架200的內表面201。如圖4中所見，血栓215的邊緣216朝向突出在支柱203之間的組織隆起211羽化。保留在組織隆起211上的內皮細胞可以提供動脈壁210的再內皮化。
[0031]參看圖5和圖6，動脈壁210的內皮再生以多中心方式進行，如箭頭217所說明，其中內皮細胞遷移到由血栓215覆蓋的支架200的支柱203并且覆蓋它。假定支架200已經恰當地植入或放置，如圖1和圖2所說明，令人滿意的快速內皮化產生薄組織層218，如圖7中所示。如所屬領域中已知，為了獲得支架200的恰當放置或嵌入，支架200必須略微過度擴張。在支架200是球囊擴張支架的情況下，針對支架200的最終擴張所選擇的球囊直徑必須是比與植入位點相鄰的動脈或血管的匹配直徑大10%到15%。如圖7中所示,動脈290的內腔219的直徑Di是令人滿意的。如果在支架放置之前或在支架放置期間動脈壁210的再內皮化因支架的擴張不足或因動脈壁的過度剝脫而削弱，那么再內皮化會較緩慢地進行。這使得血栓沉積增加，肌肉細胞增殖和因形成較厚新生內膜層而內腔直徑Di減小。
[0032]參看圖8，說明根據一個實施例的血管內支架300。血管內支架或支架300具有內表面301和外表面302，外表面302 (參見圖1)通常以鄰接關系嵌入動脈壁210中(參見圖1-3、5和7)。僅出于說明性目的，血管內支架300的結構是按Palmaz?球囊擴張支架說明，如所屬領域中已知，以其初始未擴張構型說明。應了解，如下文將描述，人們相信一個實施例的改良適用于具有任何構造或由任何材料制成的任何血管內支架、支架移植物、移植物、心臟瓣膜、靜脈瓣膜、過濾器、閉塞裝置、導管、骨植入物、可植入避孕用具、可植入抗腫瘤球或棒、分流通管和貼片或其它可植入醫療裝置。醫療裝置是儀器、設備、植入物、體外試劑或其它類似或相關的物品，其打算用于診斷疾病或其它病狀，或用于治愈、緩解、治療或預防疾病，或打算影響身體的結構或任何功能，并且不是通過在體內或體表的化學作用來實現任何其主要預期目的。類似地，如下文還將描述，人們也相信用于制造血管內支架的方法的實施例的改良可適用于制造任何類型的血管內醫療裝置、支架移植物、移植物、心臟瓣膜、靜脈瓣膜、過濾器、閉塞裝置、導管、骨植入物、可植入避孕用具、可植入抗腫瘤球或棒、分流通管和貼片、起搏器、用于任 何類型醫療裝置的醫療線或醫療管、或其它可植入醫療裝置。起搏器(或人工起搏器，以免與心臟的天然起搏器混淆)是一種使用通過接觸心臟肌肉的電極傳遞的電脈沖來調控心臟跳動的醫療裝置。這些電極可以由管形材料或其它材料覆蓋，所述材料包括上面可能需要內皮化和凹槽的表面。
[0033]參看圖9A和9B，在一個實施例中，血管內支架350 —般由具有支架壁的管狀圓柱形元件組成，所述支架壁界定支架350的內表面301和外表面302。支架壁包括在內表面301與外表面302之間所測量的壁厚度。在一個實施例中，所述壁厚度包括至少一個真空沉積材料層。第一結構元件310圍繞支架350的圓周軸314分布并且大致平行于支架350的縱軸316延伸。如下文所述，第一結構元件310與第一結構元件310的多重結構328連接。第一結構元件310的另一多重結構338與第一結構元件310的多重結構328縱向相鄰安置。第二結構元件312的多重結構與相鄰的第一結構元件310的多重結構對(例如第一結構元件310的多重結構328、338)互連。
[0034]在這個實施例中，第一結構元件310的每一多重結構都具有大致正弦構型，其中多個峰310a和多個谷310b是安置在相鄰第一結構元件310之間。多個峰310a和多個谷310b可以沿著第一結構元件310的多重結構中的每一個的圓周軸314具有規則或不規則周期性。另外，多個峰310a和多個谷310b可以縱向沿著第一結構元件310的多重結構(例如縱向沿著多重結構328、338等)具有規則或不規則周期性。
[0035]或者，第一結構元件310的多重結構中的每一個可以沿著其圓周軸314或縱向沿著第一結構元件310的多重結構(例如縱向沿著多重結構328、338等)具有規則周期性區域和不規則周期性區域。在這個實施例中，第二結構元件312的多重結構中的每一個優選地包含線性元件，其將安置在第一多重結構(例如第一結構元件310的多重結構328)上的一對第一結構元件310之間的峰310a與安置在相鄰多重結構(例如第一結構元件310的多重結構338)上的一對第一結構元件310之間的谷310b互連。在其它實施例中，當對于特定應用需要、適當或適用時，第一結構元件310和第二結構元件312所具有的形狀和/或構型可以不同于上文關于圖9A和9B所述的那些形狀和/或構型。
[0036]包括第一結構元件310和第二結構元件312的血管內支架300、350優選地由針對其生物相容性、材料性質(即抗張強度、屈服強度)如其沉積簡易性所選擇的材料制成。合適的材料包括選自由以下組成的材料群組的那些材料:元素鈦、釩、鋁、鎳、鉭、鋯、鉻、銀、金、娃、鎂、銀、鈧、鉬、鈷、鈕、猛、鑰和其合金(例如鋯鈦合金、鎳鈦諾(nitinol)和不銹鋼)、生物相容性聚合物。聚合物是由重復結構單元構成的大分子(巨分子)。塑料材料是各種可塑的合成或半合成有機固 體中的任一種。塑料通常是具有高分子質量的有機聚合物，但其經常含有其它物質，這些物質通常是合成的，最常來源于石化產品，但許多是部分天然的。或者，所述材料可以是可以被活的生物體分解的任何生物可降解的天然或合成材料，包括(但不限于)生物可降解的有機物質、生物可降解的聚合物物質(聚(乳酸)PLA、聚(L-乳酸)(PLLA)、聚(乳酸-共-乙醇酸)PLGA、聚(乙醇酸)(PGA)、聚乙二醇PEG、聚四氟乙烯(PTFE)等)、肽或蛋白質、碳水化合物、核酸、脂肪酸、含碳化合物、納米粒子、微粒、生物復合材料、溶膠-凝膠涂層、水凝膠、水溶性生物活性劑和聚(氰基丙烯酸烷基酯)聚合物涂層；通過電噴霧形成的納米粒子涂層；基于聚(檸檬酸二醇酯)的涂層；天然的生物可降解的疏水性多糖涂層、親水性聚合物等。或者，可以使用其它材料，例如金、其它金屬、肝素、碳化硅、氮氧化鈦、磷酰膽堿和其它醫療裝置涂層。
[0037]第一結構元件310和第二結構元件312中的每一個可以由相同材料或不同材料制成并且具有相同材料性質或具有不同材料性質。術語材料性質打算涵蓋物理性質,包括(例如且不限于)彈性、抗張強度、機械性質、硬度、整體和/或表面晶粒大小、晶粒組成、晶界大小和晶內與晶間沉淀。
[0038]類似地，為第一結構元件310和第二結構元件312所選擇的材料可以選擇為具有相同或不同的化學性質。術語化學性質打算涵蓋所述材料在植入體內之后可能經歷的任何化學反應和狀態變化以及在植入之后身體對所述材料的生理反應。
[0039]血管內支架300、350優選地由在其內表面301上具有受控不均勻性的材料制成。如2002年4月30日頒予的共同轉讓美國專利第6，379，383號(其以引用的方式并入本文中)中所述，不均勻性是通過制造具有限定的整體和/或表面晶粒大小、晶粒組成、晶界大小以及化學和晶內與晶間沉淀的支架材料來控制的。受控不均勻性允許加強在沉積膜表面上的激光加工技術，借此沉積膜表面允許在激光加工期間減少熱影響區、爐渣、重鑄物和微觀結構損壞。
[0040]血管內支架的特性上合意的材料性質是:(a)與監管審批準則一致或優于它的最佳機械性質，(b)使例如破裂或針孔缺陷的缺陷減到最少，(C)如通過模擬加速測試所測量的4億次循環的疲勞壽命，(d)腐蝕和/或腐蝕-疲勞抗性，(e)生物相容性而在材料中不具有生物學上重要的雜質，(f)有助于通過用于支架引入的經導管技術進行無創傷血管交叉和追蹤的實質上非摩擦離腔表面，(g)在所選擇的位點處射線透不過和MRI可相容，(h)具有關于表面能和表面細微結構學進行優化的內腔表面，(i)符合實現所需材料性質的最低制造和材料成本，和(i)高工藝產率。
[0041]血管內支架300、350的上述性質是通過采用真空沉積技術來實現的，例如真空沉積、離子束輔助蒸發沉積和濺鍍技術。在離子束輔助蒸發沉積中，優選的是采用雙重同步熱電子束蒸發，其中使用惰性氣體(例如氬氣、氙氣、氮氣或氖氣)對襯底進行同步離子轟擊。用惰性氣體(例如氬氣)轟擊用以通過在沉積期間增加沉積材料中的原子堆積密度來降低空隙含量。降低沉積材料中的空隙含量允許所述沉積材料的機械性質類似于塊狀材料性質。使用離子束輔助蒸發沉積技術可實現高達20nm / sec的沉積速率。
[0042]當采用濺鍍技術時，可以在約四小時沉積時間內沉積200微米厚的不銹鋼膜。關于濺鍍技術，優選的是采用圓柱形濺鍍靶，即同軸地圍繞襯底的單一圓周來源，所述襯底固定在所述來源內的同軸位置中。可以用來形成血管內支架的替代沉積方法是陰極電弧和直接離子束沉積。還可以采用平面磁控管源或靶。在二極管濺鍍中，并不是從靶逸出的所有電子都有助于電離等離子體輝光區域。浪費的電子在腔室周圍飛散造成輻射和其它問題，例如加熱靶。磁控濺鍍源通過將磁體放置在靶的后面和有時放置在靶的側面來解決電子問題。這些磁體捕獲逸出的電子并且限制其緊鄰著靶。使離子流(擊中靶的電離氬原子的密度)增加超過常規二極管濺鍍系統的數量級，從而在較低壓力下產生較快沉積速率。腔室中的較低壓力有助于產生較干凈的膜。在磁控濺鍍時靶溫度較低，從而促進高質量膜的沉積。
[0043]在真空沉積期間，控制腔室壓力、沉積壓力和工藝氣體的分壓以優化所需物質在襯底上的沉積。控制反應性和非反應性氣體，并且引入沉積腔室中的惰性或非反應性氣體物質通常是氬氣和氮氣。襯底可以是固定的或可移動的，圍繞其縱軸旋轉或相對于反應器內的縱軸縱向或徑向移動，從而有助于材料沉積在襯底上。
[0044]使材料在襯底上或在塊狀材料上真空沉積成膜或層。所述襯底可以是金屬管狀襯底、消耗性金屬管狀襯底或可重復使用的陶瓷或玻璃襯底。在一個實施例中，血管內支架300、350可以包含在自撐結構中形成的一個或一個以上真空沉積材料層。在另一實施例中，血管內支架300、350包括塊狀材料，單獨的塊狀材料或由一個或一個以上真空沉積生物相容性材料層覆蓋的塊狀材料。當對于特定應用需要、適當或適用時，可以包括任何數目的真空沉積材料層。
[0045]優選地,真空沉積金屬薄膜的壁厚度是約5 μ m到約75 μ m,或者介于約10 μ m到約60μπι之間。可以在襯底與血管內支架300、350的中間沉積材料的消耗層，例如碳或鋁。所述消耗層可以包含可以通過化學、電化學或機械手段選擇性溶解或以其它方式從真空沉積金屬薄膜中去除的任何涂層。在每一個優選實施例中，血管內支架300、350是通過采用需要在襯底上真空沉積形成支架的金屬的真空沉積技術來制造的，其中所沉積的形成支架的金屬的壁厚度是約5 μ m到約75 μ m,或者介于約10 μ m到約60 μ m之間。
[0046]—個或一個以上真空沉積材料層在需要或適當時可以具有相同或不同的厚度。每一層可以具有的厚度是在約I納米到約75微米、約I納米到約20微米、約I納米到約10微米、約I納米到約5微米或約I納米到約3微米的范圍內。
[0047]血管內支架300、350可以在支架形成之后通過各種方法中的任一種從襯底去除。舉例來說，可以通過化學手段(例如蝕刻或溶解)，通過消融，通過加工或通過超聲波能量去除襯底。或者，由于材料膨脹系數的差異，可以通過機械手段去除襯底。所產生的血管內支架300、350然后可以經受沉積后處理，例如通過退火來改變晶體結構，或例如通過蝕刻來改變表面構形，從而影響并且控制支架內腔表面上的不均勻性。
[0048]可以使用激光加工方法來實現支架圖案設計的并入，包括(例如且不限于)使用飛秒激光器、使用準分子激光器、使用微水刀激光器(Laser Micro Jet)(水輔助)、激光輔助化學加工、纖維激光器啁啾脈沖放大器或其它激光器組合。適當時，可以采用如下文關于圖25A-26B所述的光學光刻法結合化學、電化學、反應性離子蝕刻(reactive ionetch, RIE)微加工技術來代替激光加工方法對支架圖案設計進行加工。在一個實施例中，通過激光加工工藝或方法采用飛秒激光器產生微米尺寸化的結構而無材料的線性光學吸收使支架300、350圖案化，材料的線性光學吸收經常會導致熱沉積、微裂紋和對周圍區域的小附帶損害。激光輔助化學加工還可以包括非激光形式的光源，例如超發光二極管(superluminescent diode, SLD)等。這種技術可以描述為使用例如紫外光(UV light)作為催化劑來活化/引發暴露區域中的化學反應的光催化或光活化的化學加工。
[0049]在示范性激光加工工藝期間，可以通過氣動控制的3C夾頭系統來固定血管內支架300、350，其中標準夾頭大小是在0.5mm到12mm的范圍內。舉例來說，使用飛秒激光器將圖案設計切割成支架300、350。示范性飛秒激光器在以下條件下操作:約1552nm的波長，介于約10與IOOyJ+ / -約5%之間的每一脈沖能量，介于約2.5瓦到15瓦或約7.5瓦之間的平均功率，小于約1.0皮秒(ps)、通常介于約200到950飛秒(fs)之間的脈沖寬度，大于約50MW的峰值功率，介于約1-5J / cm2之間的脈沖損壞臨界值，無光束擴張，介于約4.5mm+ / -10%之間的光束直徑和約IOOkHz到約150kHz的重復頻率。材料去除速率是約30-50納米/脈沖并且最大脈沖速率介于IOOkHz-1MHz之間，其中切割尺寸的均一性是1%。
[0050]飛秒激光器是以遠低于Ips (超短脈沖)，即在數飛秒(lfS=10_15S)范圍內的持續時間發射光脈沖的激光器。飛秒激光器可以包括塊體激光器、纖維激光器、染料激光器、半導體激光器、鈦-藍寶石激光器等。被動鎖模固態離散激光器可以介于30fs與30ps之間的典型持續時間發射高質量超短脈沖。各種二極管泵浦激光器(例如基于摻釹或摻鐿的增益介質)在這種狀態下操作，其中典型的平均輸出功率介于IOOmW與IW之間。具有先進的色散補償的鈦-藍寶石激光器適用于低于IOfs且低到約5fs的脈沖持續時間。即使對于較高脈沖能量存在具有數兆赫的低重復頻率型式以及具有數十千兆赫的小型激光器，脈沖重復頻率還是介于約50MHz與500MHz之間。
[0051]各種類型的超快纖維激光器在大多數情況下也是被動鎖模的，通常提供介于約50與500fs之間的脈沖持續時間，介于約10與IOOMHz之間的重復頻率，和數毫瓦的平均功率。實質上更高的平均功率和脈沖能量是可能的，例如在展寬脈沖纖維激光器的情況下或在類似激光器的情況下，或與纖維放大器組合。染料激光器包括允許脈沖持續時間約為IOfs的增益帶寬，并且不同的激光染料適于在各種波長下(經常在可見光譜范圍內)發射。一些鎖模二極管激光器可以飛秒持續時間產生脈沖。直接在激光輸出下，脈沖持續時間通常是至少數百飛秒，但在外部脈沖壓縮的情況下，可以實現短得多的脈沖持續時間。垂直外腔表面發射激光器(vertical external-cavity surface-emitting laser, VECSEL)可以是被動鎖模的，它可以傳遞短脈沖持續時間、高脈沖重復頻率和有時高平均輸出功率的組合。其它類型的飛秒激光器是色心激光器和自由電子激光器，其中可以使后者發射甚至呈X射線形式的飛秒脈沖。
[0052]可以使用飛秒激光器在支架300、350上產生高精度、準確、無熱的切割。這些切割是通過使用花崗巖超級結構實現的，所述結構提供極佳的熱膨脹和振動阻尼特性。在用示范性飛秒激光器進行激光加工之后，在支架300、350上產生粉末狀殘留物。使用超聲波攪拌或類似手段易于從切割表面去除所述殘留物，這使得易于進行激光后清潔而無需對支架300,350進行機械拋光或如下文所指示的其它后處理步驟。
[0053]可以使用激光加工在真空沉積的金屬支架中產生具有高尺寸準確度和精確度的特征，所述支架例如壁厚度在約5μπ?到約75 μ m范圍內、或者介于約ΙΟμ--與60μπι之間的支架300、350。在一個實施例中，使用飛秒激光器進行激光加工溶解出3微米寬的凹槽，其中運動系統的精確度是±0.5微米(X和Y方向)。可在支架300、350中激光切割各種圖案中的任一個。參看圖9Β (例如且不限于)，圍繞圓周軸314分布并且具有含多個峰310a和谷310b的大致正弦構型的第一結構元件310的多重結構328可以使用激光加工方法來形成。另外，可以使用激光加 工來形成與第一結構元件310的相鄰多重結構對互連的第二結構元件312的多重結構，如圖9B所說明。
[0054]飛秒激光器對金屬進行加工而未在側面上留下任何可觀量的熱影響區(Heat-Affected Zone，HAZ)，這展示于圖9C中。HAZ產生金屬微觀結構中的不均勻切割和裂紋，這還在頂表面上留下熱熔融殘留物。然而，飛秒激光加工機由于產生無熱消融或冷消融的飛秒激光器所用的物理性質而不留下任何HAZ或微觀結構裂紋。在飛秒激光加工之后，在金屬表面上產生粉末狀殘留物，使用超聲波攪拌或類似手段易于從切割部分的表面去除所述粉末狀殘留物。激光后清潔無需機械拋光或處理，在頂表面上留下熱熔融殘留物的其它激光器需要所述機械拋光或處理。激光消融特征是干凈的并且不含任何爐渣或重鑄物，如圖9D中所示。
[0055]可以通過飛秒激光器通過使用聚焦透鏡并改變靶與工件之間的距離，由此調整激光器的焦點位置，調整焦點透鏡長度、理論光斑大小或光束寬度、切割速度和功率強度，從而對凹槽進行加工。可以將焦點位置調整在約-2.5到約7之間以改變凹槽寬度或鋸縫寬度(凹槽或切口的深度)。還可以通過將焦點位置移到更靠近金屬表面來調整凹槽寬度并且當精確地聚焦在樣品表面上時，所述寬度可能最窄。使激光束聚焦在樣品表面上，可以調整凹槽的深度。可以通過使光束聚焦在頂表面上并且將焦點位置調整在約-0.8與+0.8之間來調整錐角，借此錐角可以在約45度與90度之間。焦點透鏡可以調整在約20mm與200mm之間。功率強度可以調整在約IOOmW到700mW之間，從而提供更寬的凹槽，增加凹槽深度或增加凹槽深寬比的縱橫比。可以通過使功率強度增加到介于約IOOnm與70 μ m之間來增加深度。理論光斑大小可以介于約5與IOOym之間，借此基于臨界值的消融能夠產生小于光斑大小的特征。因此，所測量的凹槽的鋸縫寬度可以介于約IOOnm與35μπι之間。
[0056]連續波激光器通過局部加熱靶晶格、接著相變或燃燒的熱力學過程來進行消融。飛秒脈沖激光器傳遞介于約700-800飛秒脈沖之間的數十微焦耳能量。當聚焦于從介于約30微米之間下降到衍射極限的光斑大小時，超快激光器產生高光學強度。優選地，超快脈沖激光器包括小于5皮秒的脈沖寬度Τ。與高光學強度結合的是能夠引發靶的多光子電離的電場。光電離使得等離子體形成，接著靜電噴射靶離子。電離、等離子體形成和庫侖爆炸的整個過程必須以比熱可以擴散超出所消融的材料體積之外更短的時間尺度發生。
[0057]超快激光器的每一脈沖比所產生 的熱可以從所述局部體積擴散到材料附近更快地去除指定量的材料。皮秒和納秒脈沖激光器可以引發多光子電離；然而，較長的脈沖允許由激光器所給予的熱擴散超出消融體積之外并且進入圍繞靶的晶格中。擴散到金屬中的熱對微觀結構產生熱損壞和變化，所述微觀結構例如熱影響區(HAZ)、熔融區域、重鑄物、爐渣或浮洛。可以使用掃描電子顯微鏡(Scanning Electron Microscope, SEM)、能量色散X射線光譜(Energy-dispersive X-ray spectroscopy,EDX)和X射線衍射(X_ray diffraction,XRD)來分析金屬表面上的微觀結構變化、熱影響區、重鑄物、浮渣或爐渣。
[0058]因此，可以通過飛秒激光器實現對厚度介于約5微米與75微米之間的支架進行激光加工的圖。圖9E展示制造支架1000的方法的流程圖，從制備用于沉積的靶的步驟1010和制備用于如上文所指示的沉積的襯底的步驟1012開始。然后步驟1014進行管狀支架結構的物理氣相沉積或上述任何其它沉積技術。然后步驟1016進行管狀支架結構的激光處理或加工。使用如上文所述的飛秒激光加工技術，可以在用于襯底去除的步驟1018中去除襯底而無任何后處理步驟。這些后處理步驟是熱處理1020和表面修整1022。
[0059]實例I
[0060]使用飛秒激光器在真空沉積的金屬支架中切割圖案設計，所述金屬支架呈未擴張狀態，具有約50 μ m的壁厚度。參看圖9A和9B，如上文所述，圖案設計包括通過第二結構元件312的多重結構連接的第一結構元件310的多重結構。使用飛秒激光器有助于對以下尺寸中的每一個的準確和精確控制:例如圖9A和9B中所說明的310c、312a、318、320、322、324,326,330 和 332。
[0061]這些尺寸包括例如第一結構元件310和第二結構元件312各自的寬度310c和312a ;第一結構元件310減去峰和谷的長度318 ;沿著圓周軸314測量的峰到峰或谷到谷的長度320 ;在第一結構元件310的相鄰多重結構之間的縱向間距的長度322 ;從第一結構元件的第一個的峰到第一結構元件324的第二個的峰縱向測量的長度324，其中第一個和第二個第一結構元件310是安置在由第一結構元件310的多重結構隔開的第一結構元件310的多重結構中；峰或谷寬度326 ;支架350的長度330 ;和支架350的直徑332。
[0062]上述特征是在呈未擴張狀態的支架350上制造的。上述尺寸具有大約下表1中所指示的值。
[0063]表1.呈未擴張狀態的支架350的激光切割元件的示范性大小
[0064]
【權利要求】
1.一種制造腔內可植入醫療裝置的方法，所述方法包含以下步驟: a.提供具有壁表面、外壁表面和介于約10微米與約60微米之間的壁厚度的腔內可植入表面； b.在所述腔內可植入表面中形成圖案設計； c.通過對所述內表面施用激光加工方法而在所述內表面中產生至少一個凹槽。
2.根據權利要求1所述的方法，其中所述產生步驟進一步包括以下步驟: a.沿著所述可植入醫療裝置的縱軸安置激光束； b.使所述激光束與沿著所述縱軸安置的鏡對準；和 c.使所述激光束重定向在所述內壁表面。
3.根據權利要求2所述的方法，其中所述重定向步驟進一步包括相對于所述內壁表面移動和旋轉所述鏡中的至少一個動作。
4.根據權利要求1所述的方法，其中所述激光加工方法是選自由以下組成的激光加工方法群組:使用飛秒激光器、使用準分子激光器、使用水輔助激光器和激光輔助化學加工。
5.根據權利要求1所述的方法，其中所述形成步驟進一步包含施用第二激光加工方法來形成所述圖案設計，所述第二激光加工方法是選自由以下組成的激光加工方法群組:使用飛秒激光器、使用準分子激光器、使用水輔助激光器和激光輔助化學加工。
6.根據權利要求1所述的方法，其中所述形成步驟進一步包含施用光學光刻法來形成所述圖案設計。
7.根據權利要求1所述的方法，其中所述提供步驟進一步包含提供呈擴張構型的所述腔內可植入表面。
8.根據權利要求1所述的方法，其中所述壁厚度包括至少一個真空沉積金屬層。
9.一種制造腔內可植入表面的方法，所述方法包含以下步驟: a.提供具有內壁表面和外壁表面的腔內可植入表面； b.在所述腔內可植入表面中形成圖案設計；和 c.通過對所述內壁表面和所述外壁表面中的至少一個施用激光加工方法以產生所需圖案的圖像來預構造所述至少一個壁表面；和 d.在所述所需圖案的圖像上方真空沉積材料，以產生覆蓋所述至少一個表面并且包括所述所需圖案的圖案化表面； e.其中包括覆蓋所述至少一個表面的所述圖案化表面的壁厚度經測量介于約10微米與約60微米之間。
10.根據權利要求9所述的方法，其中對所述內壁和所述外壁表面均施用所述預構造和真空沉積步驟以使得在所述內壁和外壁表面中的每一個上包括圖案化表面的所述壁厚度經測量介于約10微米與約60微米之間。
11.根據權利要求9所述的方法，其中所述激光加工方法是選自由以下組成的激光加工方法群組:使用飛秒激光器、使用準分子激光器、使用水輔助激光器和激光輔助化學加工。
12.根據權利要求9所述的方法，其中所述形成步驟進一步包含施用第二激光加工方法來形成所述圖案設計，所述第二激光加工方法是選自由以下組成的激光加工方法群組:使用飛秒激光器、使用準分子激光器、使用水輔助激光器和激光輔助化學加工。
13.根據權利要求9所述的方法，其中所述形成步驟進一步包含施用光學光刻法來形成所述圖案設計。
14.根據權利要求13所述的方法，其中所述光學光刻法包括以下步驟: a.用感光性材料涂布所述可植入醫療裝置的表面； b.在涂布有所述感光性材料的所述表面上方附著遮罩； c.用光源照射所述表面； d.從所述表面去除所述遮罩；和 e.化學蝕刻所述表面以形成所述圖案設計。
15.根據權利要求14所述的方法，其中所述光源是在單一平面內具有多個光束的同軸光源。
16.根據權利要求14所述的方法，其中所述照射步驟進一步包括用光源照射所述表面，其中在所述照射步驟期間，使所述光源和所述表面相對于彼此進行移動和旋轉中的至少一個動作。
17.—種制造腔內可植入表面的方法，所述方法包含以下步驟: a.提供具有內壁表面和外壁表面的腔內可植入表面； b.在所述腔內可植入表面中形成圖案設計；和 c.通過對所述內壁表面和·所述外壁表面中的至少一個施用光學光刻法以產生所需圖案的圖像來預構造所述至少一個壁表面；和 d.在所述所需圖案的圖像上方真空沉積材料，以產生覆蓋所述至少一個表面并且包括所述所需圖案的圖案化表面； e.其中包括覆蓋所述至少一個表面的所述圖案化表面的壁厚度經測量介于約10微米與約60微米之間。
18.根據權利要求17所述的方法，其中對所述內壁表面和所述外壁表面均施用所述預構造和真空沉積步驟以使得在所述內壁和外壁表面中的每一個上包括圖案化表面的所述壁厚度經測量介于約10微米與約60微米之間。
19.根據權利要求17所述的方法，其中所述形成步驟進一步包含施用激光加工方法來形成所述圖案設計，所述激光加工方法是選自由以下組成的激光加工方法群組:使用飛秒激光器、使用準分子激光器、使用水輔助激光器和激光輔助化學加工。
20.根據權利要求17所述的方法，其中所述形成步驟進一步包含施用第二光學光刻法來形成所述圖案設計。
【文檔編號】A61F2/01GK103582466SQ201280027736
【公開日】2014年2月12日 申請日期:2012年5月3日 優先權日:2011年5月3日
【發明者】朱利奧·C·帕爾馬斯, 阿曼多·加扎 申請人:帕爾瑪茲科學公司