Vues : 0 Auteur : Éditeur du site Heure de publication : 2026-09-15 Origine : Site
Les progrès rapides de la chirurgie mini-invasive reposent en grande partie sur des matériaux capables de survivre à des déformations extrêmes et à des environnements de fatigue élevée sans défaillance mécanique. Lorsque les ingénieurs conçoivent des cathéters ou des stents auto-expansibles de nouvelle génération, ils sont confrontés à des contraintes matérielles strictes. Spécifier une composition d’alliage, une finition de surface ou une tolérance dimensionnelle incorrecte pour les tubes médicaux peut entraîner une défaillance catastrophique du dispositif, un rejet réglementaire ou de graves goulots d’étranglement de fabrication. Évaluation Les tubes en nitinol de qualité médicale nécessitent une compréhension rigoureuse de leurs propriétés thermomécaniques uniques, de leurs cas d'utilisation spécifiques et des normes de conformité strictes régissant leur utilisation dans les dispositifs médicaux de classe II et III. Vous devez tenir compte des températures exactes de transformation de phase requises pour que l'appareil fonctionne à l'intérieur du corps humain. De plus, la compréhension des différences métallurgiques entre les masses fondues standard et de haute pureté conditionne la survie à long terme des implants permanents soumis à une contrainte pulsatile continue.
Unicité du matériau : Les caractéristiques de superélasticité et de mémoire de forme du nitinol en font une exigence non négociable pour les implants cardiovasculaires auto-expansibles et les systèmes de pose hautement flexibles.
La pureté dicte la performance : Le choix entre le nitinol standard et le nitinol de haute pureté a un impact direct sur la durée de vie, servant de point de décision critique pour les implants permanents à cycle élevé comme les valvules cardiaques.
Réalités du traitement : l'état de surface et les tolérances dimensionnelles (en particulier la concentricité) dictent le succès du traitement en aval, tel que la découpe au laser pour les petits composants et la définition des formes.
Stratégie d'approvisionnement : la sélection d'un partenaire de fabrication nécessite d'évaluer les capacités de bout en bout, de la traçabilité des lingots bruts (conformité ASTM F2063) aux opérations secondaires, en passant par les capacités d'assemblage et la documentation réglementaire.
Table des matières
Le nitinol médical présente une composition presque équiatomique. Il contient environ 50,8 % de nickel atomique, le reste étant constitué de titane. Ce rapport spécifique détermine le comportement mécanique unique de l'alliage. Même les variations microscopiques du rapport nickel/titane modifient considérablement les propriétés du matériau. Un changement de seulement 0,1 % de la teneur en nickel modifie la température de transformation de phase d'environ 10 °C. Les fabricants doivent contrôler la chimie de fusion avec une extrême précision pour garantir que le tube final se comporte de manière prévisible à l’intérieur du corps humain.
Les transformations de phase à l'état solide restent essentielles au fonctionnement de l'alliage. Le nitinol existe sous deux structures cristallines primaires en fonction de la température et du stress. L'austénite est la phase à haute température. Il présente une structure cristalline cubique B2 rigide et hautement ordonnée. La martensite est la phase à basse température, possédant une structure cristalline monoclinique B19'. La phase martensitique est hautement déformable et supporte des contraintes importantes grâce à un processus appelé jumelage. Le matériau passe entre ces deux phases en fonction des changements thermiques ou des contraintes mécaniques appliquées. Cette transformation réversible à l'état solide sépare le nitinol des métaux médicaux conventionnels comme l'acier inoxydable ou le cobalt-chrome, qui reposent entièrement sur une déformation élastique standard.
La superélasticité repose entièrement sur la martensite induite par la contrainte. Vous appliquez une contrainte mécanique au tube alors qu'il reste en phase austénitique à température corporelle. La charge mécanique force le réseau cristallin à se transformer temporairement en martensite. Ce déphasage permet au tube de subir jusqu'à 8 % de déformation récupérable sans déformation plastique permanente. Une fois la contrainte supprimée, le matériau devient thermodynamiquement instable sous forme de martensite, revient à l'austénite et reprend immédiatement sa forme d'origine. Cette propriété s’avère essentielle pour les dispositifs nécessitant une flexibilité extrême, tels que les fils-guides naviguant dans une anatomie tortueuse.
L’effet thermique à mémoire de forme opère sur un déclencheur différent. Vous déformez le matériau pendant qu'il repose dans la phase martensitique à basse température. L'appareil conserve cette forme comprimée ou altérée tant qu'il reste froid. Vous introduisez ensuite l'appareil dans le corps humain. La chaleur corporelle élève la température de la matière au-dessus de son seuil de transformation. Le tube reprend sa structure austénitique rigide et se dilate jusqu'à prendre une forme prédéterminée lorsqu'il atteint 37°C. Les ingénieurs utilisent cette propriété pour concevoir des stents auto-expansibles qui se compressent en cathéters de pose à profil bas et se déploient automatiquement dès leur libération.
Comparaison des propriétés thermomécaniques du nitinol |
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Propriété |
Mécanisme de déclenchement |
Séquence de déphasage |
Application médicale primaire |
|---|---|---|---|
Superélasticité |
Contrainte mécanique |
Austénite → Martensite induite par contrainte → Austénite |
Fils de guidage, tiges de cathéter flexibles, arcs orthodontiques. |
Mémoire de forme |
Énergie thermique (chaleur) |
Martensite déformée → Austénite |
Stents auto-expansibles, agrafes osseuses, récupérateurs de caillots. |
Les tailles et la distribution des inclusions diffèrent considérablement entre les masses fondues standard et de haute pureté. Au cours du processus de fusion initial, le titane réagit facilement avec le carbone et l'oxygène. Cette réaction forme des carbures de titane (TiC) et des inclusions d'oxydes intermétalliques (Ti4Ni2Ox). Les masses fondues de nitinol standard, souvent produites par refusion à l'arc sous vide (VAR) simple ou double, contiennent des inclusions plus grosses et plus fréquentes. Ces inclusions mesurent généralement jusqu'à 39 microns. Ils ne posent pas de problème pour les applications statiques ou les appareils à faible cycle comme les outils chirurgicaux. Cependant, ils créent de fortes concentrations de contraintes sous un chargement dynamique continu.
Le nitinol de haute pureté est soumis à des processus de fusion spécialisés, combinant la fusion par induction sous vide (VIM) avec plusieurs étapes VAR. Ces processus font baisser les niveaux d’oxygène et de carbone, minimisant strictement la taille et la distribution des inclusions. Le nitinol de haute pureté est strictement spécifié pour les applications à forte fatigue. Les cadres de valvules cardiaques transcathéter nécessitent ce matériau de haute pureté. Le cœur humain bat environ 40 millions de fois par an. Un implant permanent doit survivre à des centaines de millions de cycles au cours de sa durée de vie. Les produits fondus de haute pureté atténuent l'initiation et la propagation des microfissures au niveau des sites d'inclusion. Ils garantissent que l'appareil survit à son cycle de vie prévu sans défaillance structurelle catastrophique.
Les ingénieurs utilisent largement les tubes en nitinol dans les stents périphériques et neurovasculaires auto-expansibles. Ces dispositifs nécessitent une force radiale précise et continue pour maintenir les vaisseaux malades ouverts. Le processus de fabrication commence par la découpe au laser d'un motif géométrique spécifique dans le tube. Le stent est ensuite étendu sur une série de mandrins de plus en plus grands et thermofixé dans un bain de sel de baryum fluidisé. Au cours de la procédure, le stent se comprime pour former un cathéter de pose à profil bas. Le médecin dirige le cathéter vers la lésion cible. Lors du déploiement, le stent se dilate vers l'extérieur, appliquant une pression constante vers l'extérieur contre la paroi du vaisseau pour rétablir un flux sanguin normal.
Une résistance élevée à la fatigue garantit la longévité de l’appareil. Le système vasculaire soumet les implants à une contrainte pulsatile continue. Les artères se dilatent et se contractent à chaque battement de cœur. Les artères périphériques, telles que l'artère fémorale superficielle (AFS), subissent également de graves flexions, torsions et compressions axiales dues aux mouvements musculo-squelettiques pendant la marche. Les tubes de haute pureté résistent à cette charge biomécanique complexe. Cela s’avère particulièrement critique pour les petits composants fonctionnels. Les entretoises de stent découpées au laser mesurent souvent moins de 100 microns de largeur. Tout défaut de matériau ou inclusion surdimensionnée à cette échelle entraîne une fracture rapide du support et une réocclusion ultérieure du vaisseau.
La résistance au pliage et l’extrême flexibilité sont des nécessités absolues pour la conception moderne de cathéters. Les médecins naviguent dans les cathéters de pose à travers des voies vasculaires très tortueuses, telles que l'artère carotide interne. Les hypotubes traditionnels en polymère ou en acier inoxydable se plient souvent lorsqu'ils sont pliés autour de rayons serrés, ce qui endommage efficacement le dispositif et arrête la procédure. Le tube en nitinol se plie considérablement sans se plier ni s'effondrer. Il maintient une lumière interne ouverte pour le passage du dispositif, l'injection de produit de contraste ou l'administration de fluide, même lors de virages à 180 degrés dans le système vasculaire.
Les tubes capillaires ultra-fins jouent un rôle majeur dans les applications neurovasculaires. Les contraintes spatiales dans le cerveau sont sévères, les vaisseaux sanguins cibles se rétrécissant jusqu'à quelques millimètres de diamètre. Les ingénieurs conçoivent des micro-cathéters utilisant des tubes en nitinol à paroi ultra fine pour atteindre ces emplacements distaux. Ces microtubes délivrent en toute sécurité des spirales emboliques ou des dérivateurs de flux profondément dans le système neurovasculaire.
Les tubes en nitinol offrent des capacités de transmission de couple exceptionnelles. Lorsque les médecins font pivoter l’extrémité proximale du cathéter à l’extérieur du patient, ils s’attendent à ce que l’extrémité distale à l’intérieur du corps tourne exactement de la même manière. Le nitinol offre une maniabilité de 1:1 lors des procédures mini-invasives. Ce contrôle précis permet aux médecins de diriger les dispositifs avec précision dans des branches anatomiques complexes sans que le cathéter ne fouette ou ne stocke d'énergie de rotation.
Les applications de meulage créent des profils de rigidité variables dans les fils de guidage superélastiques et les systèmes de distribution. Les fabricants prennent du fil de nitinol solide ou des tubes à paroi épaisse et les traitent via des rectifieuses sans centre. Ils meulent le diamètre extérieur pour créer des cônes et des marches spécifiques. L'extrémité proximale reste épaisse et rigide pour permettre une poussée depuis l'extérieur du corps. L'extrémité distale devient ultra fine et souple, évitant ainsi les traumatismes du navire pendant la navigation. Les systèmes d'administration utilisent des profils de tubes rectifiés similaires pour optimiser les transitions de flexibilité entre la poignée rigide et l'embout distal flexible.
Les applications orthopédiques utilisent la délivrance d’une force constante de nitinol à mémoire de forme. Les agrafes osseuses et les implants rachidiens en représentent des exemples courants. Les chirurgiens insèrent l'agrafe sur une fracture osseuse alors que le matériau est dans son état martensitique. Lorsque la chaleur corporelle active l’effet mémoire de forme, l’agrafe tente de se rapprocher de sa forme programmée d’origine. Il ne peut pas se fermer complètement en raison de la présence de l'os. Au lieu de cela, il applique une compression continue et dynamique sur le site de fracture. Cette compression constante des tissus ou des os accélère la guérison, améliore les taux de fusion et empêche le matériel de se desserrer au fil du temps.
La variation de l’épaisseur de la paroi a un impact direct sur la précision de la découpe laser. Les systèmes de découpe laser concentrent l’énergie thermique précisément sur la surface du tube. Si l'épaisseur de la paroi varie sur la circonférence du tube, les paramètres du laser deviennent instables. Le laser peut ne pas pénétrer proprement à travers des sections épaisses, laissant des scories ou des matériaux non coupés. À l’inverse, il pourrait pénétrer excessivement dans les sections minces et endommager la paroi interne opposée du tube. La variation de l'épaisseur de la paroi affecte également l'intégrité structurelle du dispositif final. Les points minces dans le tube deviennent des points faibles dans une entretoise de stent découpée au laser, se défaisant rapidement sous la charge de fatigue.
Vous devez spécifier soigneusement les tolérances du diamètre intérieur (ID) et du diamètre extérieur (OD). Les attentes de base concernant les tubes médicaux nécessitent souvent des tolérances de +/- 0,0005 pouces à +/- 0,001 pouces, en fonction de la taille nominale. Des tolérances strictes garantissent une intégration transparente avec les composants correspondants. Les cathéters nécessitent souvent plusieurs couches de tubes, de tresses et de gaines en polymère. Le tube en nitinol doit s'insérer parfaitement dans cet empilement d'assemblage. Une mauvaise concentricité entraîne une force radiale inégale et un déploiement imprévisible du dispositif.
L’inspection à réception pour la précision dimensionnelle nécessite des protocoles spécifiques :
Mesurez le diamètre extérieur en continu à l’aide d’un micromètre laser multi-axes pour détecter l’ovalité.
Vérifiez le diamètre intérieur à l’aide de jauges à broches de précision de classe X pour garantir la perméabilité de la lumière.
Calculez la concentricité en prenant des mesures transversales de l’épaisseur de la paroi à intervalles de 90 degrés sous un comparateur optique.
Les tubes médicaux se présentent sous plusieurs états de surface courants, chacun adapté à différents processus en aval. Le tube tel qu'étiré présente une couche d'oxyde sombre et lourde. Cette couche se forme naturellement lors des étapes d’étirage et de recuit à haute température dans le broyeur. Les tubes rectifiés sans centre éliminent mécaniquement cette couche d'oxyde, laissant une surface brillante et texturée avec des lignes de meulage visibles. Les finitions électropolies offrent la surface la plus lisse possible. Le processus élimine la matière par voie électrochimique dans un bain d'acide sulfurique méthanolique, lissant ainsi les pics et les creux microscopiques.
L’état de surface affecte directement la biocompatibilité et la résistance à la corrosion. La couche d'oxyde sombre est généralement inacceptable pour les implants permanents car elle peut s'écailler ou abriter des contaminants. L'électropolissage crée une couche de dioxyde de titane (TiO2) uniforme et hautement résistante à la corrosion, généralement d'une épaisseur de 200 à 500 Angstroms. Cette surface lisse empêche l’accumulation de sang et réduit le risque de thrombose. Une finition de surface impeccable prolonge également la durée de vie en fatigue du composant médical final en éliminant les rayures microscopiques de surface qui servent de sites d'initiation des fissures.
Comparaison des finitions de surface des tubes en nitinol |
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Finition de surface |
Apparence visuelle |
Rugosité de surface (Ra) |
Cas d'utilisation médicale primaire |
|---|---|---|---|
Tel que dessiné (oxyde foncé) |
Gris foncé/noir |
Élevé (> 1,0 µm) |
Matière première pour d'autres usinages lourds ; outils non implantaires. |
Sol sans centre |
Lignes de meulage métalliques brillantes et visibles |
Moyen (0,4 - 0,8 µm) |
Noyaux de fil guide, mandrins, composants nécessitant des adhésifs. |
Électropoli |
Similaire à un miroir, hautement réfléchissant |
Très faible (< 0,1 µm) |
Implants cardiovasculaires permanents, stents, armatures de valvules cardiaques. |
La spécification de la température de finition austénitique (Af) est essentielle pour les composants en nitinol car elle détermine le moment où le matériau se transforme complètement en phase austénitique. Pour les dispositifs médicaux superélastiques, Af est généralement réglé en dessous de la température corporelle, souvent entre 15°C et 30°C, pour garantir des performances fiables à 37°C. Les tests DSC mesurent les températures de transformation de phase, tandis que les tests de flexion et de récupération vérifient la récupération de forme fonctionnelle. Les essais de traction sont également importants pour évaluer la résistance à la traction, l'allongement et les contraintes de plateau, qui influencent directement la force radiale et les performances structurelles du dispositif.
Le nitinol est difficile à usiner en raison de son écrouissage rapide et de sa grande élasticité, ce qui peut provoquer l'usure des outils, une mauvaise précision dimensionnelle et la casse des outils. Pour les petits composants médicaux, la découpe laser et l'électroérosion sont couramment utilisées car elles évitent les forces de coupe traditionnelles. Cependant, la découpe laser peut créer une zone affectée par la chaleur (ZAT) qui modifie les propriétés locales du matériau. Les lasers femtoseconde aident à minimiser ces dommages thermiques, tandis que l'électropolissage peut éliminer les matériaux de surface affectés après une découpe laser conventionnelle. Un montage précis et un traitement thermique contrôlé sont également essentiels lors de la mise en forme pour maintenir des performances matérielles constantes.
Le soudage de tubes en nitinol de qualité médicale sur des métaux différents présente de graves difficultés métallurgiques. Vous ne pouvez pas facilement souder du nitinol à l’acier inoxydable ou au titane en utilisant le soudage TIG ou laser standard. La chaleur élevée du soudage mélange les métaux, formant des composés intermétalliques cassants (comme TiFe2) dans le bain de soudure. Le joint devient très sensible à la rupture par fatigue et à la fissuration sous une contrainte minimale. Le soudage par fusion directe est généralement évité pour les joints soumis à de fortes contraintes dans les dispositifs médicaux.
Les ingénieurs évaluent des méthodes d'assemblage alternatives pour surmonter cette limitation. Le sertissage mécanique offre une méthode fiable d’assemblage à froid.
Sélectionnez une bande de marquage radio-opaque en platine-iridium ou en tantale.
Placez la bande sur le joint où le tube de nitinol rencontre le composant d'accouplement.
Appliquez une compression radiale uniforme à l’aide d’un outil de sertissage spécialisé pour verrouiller mécaniquement les composants ensemble.
Les techniques spécialisées de soudage laser utilisent des matériaux intermédiaires. Vous pouvez souder du nitinol à une couche intermédiaire de tantale, puis souder le tantale à l'acier inoxydable, empêchant ainsi la formation d'intermétalliques fragiles. Les adhésifs de qualité médicale constituent une autre option viable pour les assemblages de cathéters. Les époxy durcis aux UV lient efficacement le nitinol aux tiges des cathéters en polymère, à condition que la surface du nitinol soit correctement rendue rugueuse ou apprêtée.
La libération de nickel est une considération de sécurité importante car le nitinol contient un pourcentage élevé de nickel. Une passivation et un traitement de surface appropriés créent une couche protectrice de dioxyde de titane (TiO₂) qui aide à limiter la libération de nickel et à améliorer la biocompatibilité. La conformité à la norme ASTM F2063 est également essentielle pour le nitinol de qualité médicale, car elle définit les exigences en matière de composition chimique, d'inclusions et de propriétés mécaniques. Les tests et certifications documentés des matériaux sont donc essentiels pour soutenir les soumissions réglementaires et la sécurité des appareils à long terme.
Le nitinol est nettement plus cher que l’acier inoxydable 304V standard en raison du coût de sa matière première et de son traitement spécialisé. Cependant, sa superélasticité et sa résistance à la torsion sont essentielles pour les dispositifs médicaux critiques, dont une défaillance peut entraîner des conséquences cliniques et financières bien plus importantes. Pendant le développement, des tubes disponibles dans le commerce sont souvent utilisés pour un prototypage plus rapide, tandis que des tubes personnalisés offrent une épaisseur de paroi précise et un contrôle de la température Af pour la production finale. Bien que les analyses personnalisées impliquent des délais de livraison plus longs et des commandes minimales plus élevées, elles offrent la cohérence requise pour les applications cliniques exigeantes.
Établissez la certification ISO 13485 comme exigence de base. Cette certification prouve que le fournisseur maintient un système complet de gestion de la qualité spécifique à la fabrication de dispositifs médicaux. Ne vous associez pas à des fournisseurs ne disposant pas de cette certification. La fabrication de dispositifs médicaux nécessite un contrôle strict des documents, une gestion des risques et une validation des processus. Un fournisseur certifié ISO 13485 garantit que chaque étape de la production de tubes est contrôlée, documentée et reproductible.
La traçabilité complète du lingot au tube est primordiale. Vous devez retracer chaque morceau de tube jusqu'à sa matière première d'origine fondue. Différents lingots présentent de légères variations chimiques, même dans le cadre de la spécification ASTM F2063. Ces variations affectent les propriétés mécaniques et thermiques finales. La traçabilité garantit la cohérence d'un lot à l'autre. En cas de défaillance sur le terrain, la traçabilité vous permet d'identifier le lingot spécifique, d'isoler la cause première et de mettre immédiatement en quarantaine les lots concernés afin d'éviter tout risque supplémentaire pour le patient.
Évaluez la réduction des risques liés à la chaîne d’approvisionnement en partenariat avec des fournisseurs intégrés. Recherchez des partenaires qui proposent des opérations secondaires en interne. Envoyer des tubes bruts à un fournisseur pour la découpe au laser, à un autre pour la mise en forme et à un troisième pour l'électropolissage crée des risques logistiques énormes. Cela complique également la responsabilité en matière de qualité si un défaut est détecté en fin de chaîne. Les fournisseurs intégrés gèrent la découpe laser, la mise en forme, l'électropolissage et le meulage sans centre sous un même toit, garantissant un contrôle qualité plus strict et des délais d'exécution plus rapides.
Évaluez les capacités des fournisseurs en matière de manipulation de tubes capillaires ultra-fins. Les appareils miniatures de nouvelle génération nécessitent une précision microscopique. Renseignez-vous auprès des fournisseurs potentiels sur leurs épaisseurs de paroi minimales réalisables et sur leurs méthodes d'inspection des micro-tubes. Renseignez-vous sur leurs tolérances de micro-usinage et leur expérience en matière de découpe laser femtoseconde. Les fournisseurs capables de gérer des dimensions ultrafines soutiendront efficacement vos futures feuilles de route de développement de produits à mesure que les appareils continuent de se miniaturiser.
Demandez des fiches techniques complètes aux fournisseurs potentiels pour vérifier la conformité à la norme ASTM F2063 et examiner les distributions de tailles d'inclusion.
Commandez des prototypes de tubes standard disponibles dans le commerce pour accélérer les tests de faisabilité initiaux et valider les concepts d'administration de cathéters.
Consultez directement un métallurgiste spécialisé pour définir les exigences en matière de dessin personnalisé, les épaisseurs de paroi exactes et les températures Af spécifiques pour les cycles de production.
Auditez les installations des fournisseurs pour confirmer la conformité à la norme ISO 13485, la traçabilité des lingots de bout en bout et les capacités internes d’opération secondaire.
Exiger des validations de processus documentées (IQ/OQ/PQ) pour toutes les opérations secondaires, en se concentrant spécifiquement sur les paramètres de découpe laser et d'électropolissage.
R : Le nitinol standard contient des inclusions non métalliques plus grandes et plus fréquentes formées lors de la fusion. Le nitinol de haute pureté subit une fusion sous vide spécialisée pour minimiser la taille et la distribution des inclusions. Un matériau de haute pureté est strictement requis pour les implants permanents à forte fatigue, comme les valvules cardiaques, afin d'éviter les microfissures et d'assurer la survie à long terme.
R : La température de finition austénite active (Af) détermine le moment où le matériau passe complètement à son état rigide et superélastique. Pour les dispositifs médicaux auto-expansibles, la température Af doit être réglée en dessous de la température du corps humain (37°C). Cela garantit que le dispositif se dilate complètement et reste superélastique une fois déployé à l'intérieur du patient.
R : Oui, c’est sûr lorsqu’il est traité correctement. Le nitinol contient plus de 50 % de nickel, ce qui peut provoquer des réactions allergiques. Cependant, des processus de passivation et d’électropolissage appropriés créent une couche superficielle robuste de dioxyde de titane. Cette couche empêche le lessivage du nickel, ce qui rend le matériau hautement biocompatible et sûr pour une implantation permanente.
R : Les tolérances standard pour les tubes capillaires médicaux sont extrêmement strictes pour garantir la précision du dispositif. Les tolérances sur le diamètre extérieur (OD) et le diamètre intérieur (ID) vont généralement de +/- 0,0005 pouces à +/- 0,001 pouces. Des tolérances de concentricité strictes sont également requises pour garantir une épaisseur de paroi uniforme pour la découpe laser.
R : Le soudage par fusion directe sur des métaux différents comme l’acier inoxydable est très problématique. Il forme des composés intermétalliques fragiles qui se détériorent sous l'effet des contraintes. Les ingénieurs utilisent des méthodes alternatives telles que le sertissage mécanique, les adhésifs de qualité médicale ou le soudage laser spécialisé utilisant des matériaux intermédiaires comme le tantale pour créer des joints fiables.
R : L'électropolissage élimine la couche d'oxyde sombre et les zones affectées par la chaleur créées lors de la fabrication. Il crée une finition de surface microscopique semblable à un miroir. Cette surface lisse améliore la résistance à la corrosion, améliore la biocompatibilité en empêchant l’accumulation de sang et prolonge considérablement la durée de vie du dispositif en éliminant les micro-rayures de surface.
