CN104245006B - 用于增强导丝转向响应的由基本不含钛之合金制成的导丝芯丝 - Google Patents

用于增强导丝转向响应的由基本不含钛之合金制成的导丝芯丝 Download PDF

Info

Publication number
CN104245006B
CN104245006B CN201380007318.6A CN201380007318A CN104245006B CN 104245006 B CN104245006 B CN 104245006B CN 201380007318 A CN201380007318 A CN 201380007318A CN 104245006 B CN104245006 B CN 104245006B
Authority
CN
China
Prior art keywords
section
alloy
guide wire
titanium
wire apparatus
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
CN201380007318.6A
Other languages
English (en)
Other versions
CN104245006A (zh
Inventor
约翰·A·辛普森
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Abbott Cardiovascular Systems Inc
Original Assignee
Abbott Cardiovascular Systems Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Abbott Cardiovascular Systems Inc filed Critical Abbott Cardiovascular Systems Inc
Publication of CN104245006A publication Critical patent/CN104245006A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN104245006B publication Critical patent/CN104245006B/zh
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/01—Introducing, guiding, advancing, emplacing or holding catheters
    • A61M25/09—Guide wires
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/95—Instruments specially adapted for placement or removal of stents or stent-grafts
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L29/00—Materials for catheters, medical tubing, cannulae, or endoscopes or for coating catheters
    • A61L29/02—Inorganic materials
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
    • A61L31/02—Inorganic materials
    • A61L31/022—Metals or alloys
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L31/00—Materials for other surgical articles, e.g. stents, stent-grafts, shunts, surgical drapes, guide wires, materials for adhesion prevention, occluding devices, surgical gloves, tissue fixation devices
    • A61L31/14—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B21—MECHANICAL METAL-WORKING WITHOUT ESSENTIALLY REMOVING MATERIAL; PUNCHING METAL
    • B21F—WORKING OR PROCESSING OF METAL WIRE
    • B21F45/00—Wire-working in the manufacture of other particular articles
    • B21F45/008—Wire-working in the manufacture of other particular articles of medical instruments, e.g. stents, corneal rings
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C21—METALLURGY OF IRON
    • C21D—MODIFYING THE PHYSICAL STRUCTURE OF FERROUS METALS; GENERAL DEVICES FOR HEAT TREATMENT OF FERROUS OR NON-FERROUS METALS OR ALLOYS; MAKING METAL MALLEABLE, e.g. BY DECARBURISATION OR TEMPERING
    • C21D7/00—Modifying the physical properties of iron or steel by deformation
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C22—METALLURGY; FERROUS OR NON-FERROUS ALLOYS; TREATMENT OF ALLOYS OR NON-FERROUS METALS
    • C22C—ALLOYS
    • C22C19/00—Alloys based on nickel or cobalt
    • C22C19/03—Alloys based on nickel or cobalt based on nickel
    • C22C19/05—Alloys based on nickel or cobalt based on nickel with chromium
    • C22C19/051—Alloys based on nickel or cobalt based on nickel with chromium and Mo or W
    • C22C19/055—Alloys based on nickel or cobalt based on nickel with chromium and Mo or W with the maximum Cr content being at least 20% but less than 30%
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C22—METALLURGY; FERROUS OR NON-FERROUS ALLOYS; TREATMENT OF ALLOYS OR NON-FERROUS METALS
    • C22C—ALLOYS
    • C22C19/00—Alloys based on nickel or cobalt
    • C22C19/03—Alloys based on nickel or cobalt based on nickel
    • C22C19/05—Alloys based on nickel or cobalt based on nickel with chromium
    • C22C19/051—Alloys based on nickel or cobalt based on nickel with chromium and Mo or W
    • C22C19/056—Alloys based on nickel or cobalt based on nickel with chromium and Mo or W with the maximum Cr content being at least 10% but less than 20%
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C22—METALLURGY; FERROUS OR NON-FERROUS ALLOYS; TREATMENT OF ALLOYS OR NON-FERROUS METALS
    • C22C—ALLOYS
    • C22C19/00—Alloys based on nickel or cobalt
    • C22C19/07—Alloys based on nickel or cobalt based on cobalt
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C22—METALLURGY; FERROUS OR NON-FERROUS ALLOYS; TREATMENT OF ALLOYS OR NON-FERROUS METALS
    • C22C—ALLOYS
    • C22C30/00—Alloys containing less than 50% by weight of each constituent
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C22—METALLURGY; FERROUS OR NON-FERROUS ALLOYS; TREATMENT OF ALLOYS OR NON-FERROUS METALS
    • C22F—CHANGING THE PHYSICAL STRUCTURE OF NON-FERROUS METALS AND NON-FERROUS ALLOYS
    • C22F1/00—Changing the physical structure of non-ferrous metals or alloys by heat treatment or by hot or cold working
    • C22F1/10—Changing the physical structure of non-ferrous metals or alloys by heat treatment or by hot or cold working of nickel or cobalt or alloys based thereon
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/01—Introducing, guiding, advancing, emplacing or holding catheters
    • A61M25/09—Guide wires
    • A61M2025/09058—Basic structures of guide wires
    • A61M2025/09083—Basic structures of guide wires having a coil around a core
    • A61M2025/09091—Basic structures of guide wires having a coil around a core where a sheath surrounds the coil at the distal part
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/01—Introducing, guiding, advancing, emplacing or holding catheters
    • A61M25/09—Guide wires
    • A61M2025/09108—Methods for making a guide wire
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/01—Introducing, guiding, advancing, emplacing or holding catheters
    • A61M25/09—Guide wires
    • A61M2025/09133—Guide wires having specific material compositions or coatings; Materials with specific mechanical behaviours, e.g. stiffness, strength to transmit torque
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/01—Introducing, guiding, advancing, emplacing or holding catheters
    • A61M25/09—Guide wires
    • A61M2025/09175—Guide wires having specific characteristics at the distal tip
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10T—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER US CLASSIFICATION
    • Y10T29/00—Metal working
    • Y10T29/49—Method of mechanical manufacture
    • Y10T29/49826—Assembling or joining

Abstract

导丝装置及其制造方法。导丝装置包含细长导丝构件，所述细长导丝构件包含由基本不含钛的Co-Ni-Cr-Mo合金制造的至少一个区段。所述基本不含钛的Co-Ni-Cr-Mo合金与不锈钢(如304V不锈钢)和镍-钛(Ni-Ti)相比表现出更好的刚度(即更大的杨氏模量和剪切模量)，并且与不锈钢相比表现出更大的屈服强度。提高杨氏模量和剪切模量可显著改善导丝装置的扭矩传递和可转向性，并且提高屈服强度可显著改善导丝装置的抗扭结性。

Description

用于增强导丝转向响应的由基本不含钛之合金制成的导丝芯丝
相关申请的交叉引用
本申请要求于2012年2月2日提交的美国申请No.13/364,548的优先权，其全部内容通过引用全文并入本文。
背景技术
导丝(guidewire)用于引导用于治疗血管内部位(如经皮腔内冠状动脉成形术(PercutaneousTransluminalCoronaryAngioplasty，“PTCA”))或用于检查(如心血管造影术)的导管。例如，将用于PTCA的导丝与球囊导管一起插入目标血管狭窄部分附近，并对其进行操作以将球囊导管的远端部分引导至目标血管狭窄部分。
为了有助于引导导丝通过患者的脉管解剖结构(例如，从外部进入点至血管内治疗部位)，导丝需要满足多个性能标准。例如，导丝需要适当的柔性，用于将操纵力由近端部分传递至远端的可推性(pushability)和扭矩传递性能，以及抗扭结性(kinkresistance)(针对急剧弯曲的抗性)。
发明概述
本公开内容描述了导丝装置及其制造方法。本公开内容所描述的导丝装置包含细长导丝构件(elongateguidewiremember)，其包括由基本不含钛的Co-Ni-Cr-Mo合金制造的至少一个区段。与不锈钢(如304V不锈钢)和镍-钛(Ni-Ti)相比，名称为和35N的基本不含钛的Co-Ni-Cr-Mo合金展现出更好的刚度(sniffness)(即更大的杨氏模量(Young'smodulus)和剪切模量(shearmodulus))，并且与不锈钢相比表现出更大的屈服强度。提高杨氏模量和剪切模量可显著改善导丝装置的扭矩传递和可转向性，并且提高屈服强度可显著改善导丝装置的抗扭结性。
在一个实施方案中，描述了导丝装置。所述导丝装置包含具有近端区段和远端区段的细长导丝构件，其中所述细长导丝构件的近端区段或远端区段中的至少一个由基本不合钛(例如，按重量计小于约0.05％的钛)的钴-镍-铬-钼(Co-Ni-Cr-Mo)合金制造。
在另一个实施方案中，导丝装置包含具有近端区段和远端区段的细长导丝构件，其中所述细长导丝构件的近端区段或远端区段中的至少一个由基本不含钛的Co-Ni-Cr-Mo合金制造，所述合金的杨氏模量为至少约230GPa，剪切模量为至少约80Gpa，并且屈服强度为约1GPa至约2GPa。用于制造导丝装置的Co-Ni-Cr-Mo合金的杨氏模量和剪切模量高于不锈钢，并且显著高于奥氏体(austentic)Ni-Ti或马氏体(martensitic)Ni-Ti。屈服强度显著高于不锈钢。丝径分布(wirediameterprofile)、杨氏模量和剪切模量是导丝装置所提供的扭矩传递和导管支持力的合理预测因素，而屈服强度是其抗扭结性的合理预测因素。
在又一个实施方案中，公开了一种用于制造导丝装置的方法。所述方法包括(1)制造具有近端区段和远端区段的细长导丝构件，其中所述近端区段或远端区段中的至少一个由基本不合钛的Co-Ni-Cr-Mo合金制造，以及(2)磨削远端区段至远端渐缩截面直径为约0.3mm至约0.05mm。所述方法还包括(3)将螺旋线圈区段设置在远端区段的至少远端部分周围，(4)在近端位置将螺旋线圈与细长导丝构件相连接，(5)在螺旋线圈的远端上形成圆帽区段，以及(6)在细长导丝构件的至少一部分上施加至少一个润滑的外涂层以形成导丝装置。
在本文中公开的导丝装置和方法的一些实施方案中，所述近端区段由不锈钢合金(例如，304V或316L不锈钢)制造，所述远端区段由Co-Ni-Cr-Mo合金制造，并且所述近端区段与所述远端区段通过焊接接合(weldedjoint)、钎焊接合(brazedjoint)或粘合接合(adhesivejoint)中的一种或更多种彼此连接。在本文中公开的导丝装置和方法的另一个方面中，所述近端区段和所述远端区段由Co-Ni-Cr-Mo合金制造。在又一个方面中，所述近端区段是Co-Ni-Cr-Mo合金，并且所述远端区段是超弹性或线弹性的镍钛合金(nitinol)。
本公开内容的这些和其他目的和特征通过以下说明和所附权利要求将变得更加明显，或者可通过实施如下文所述的本发明实施方案而获知。
附图简述
为了进一步阐明本公开内容的上述和其他优点及特征，将参照附图中举例说明的本发明的一些具体实施方案对本发明进行更具体的描述。应理解，这些附图仅描述了所举例说明的本发明的一些实施方案，因此不应认为是限制本发明的范围。通过利用附图更具体且详细地描述和解释了本公开内容，其中：
图1举例说明了根据本发明的一个实施方案的导丝装置的局部剖视图；以及
图2为根据本公开内容一个实施方案的在递送导管周围设置有支架的身体管腔内之递送导管的局部截面侧面立视图。
发明详述
I.引言
本公开内容描述了导丝装置及其制造方法。本公开内容中描述的导丝装置包括细长导丝构件，其包括由基本不含钛的Co-Ni-Cr-Mo合金制造的至少一个区段。与不锈钢(如304V不锈钢)和镍-钛相比，名称为或35N的基本不合钛的Co-Ni-Cr-Mo合金表现出更好的刚度(即，更大的杨氏模量和剪切模量)，并且与不锈钢相比具有更大的屈服强度。提高杨氏模量和剪切模量可显著改善导丝装置的扭矩传递和可转向性(steerability)，并且提高屈服强度可显著改善导丝装置的抗扭结性。
因为导丝装置被设计成通过患者的脉管追踪，例如，导丝装置可以是相当长(例如，长度为约150cm至约300cm)且细的。导丝装置需要足够长以由患者身体外的进入点行进至治疗部位，并且需要足够窄以自由通过患者脉管。例如，冠状动脉用的典型导丝装置的总体直径为约0.2mm至约0.5mm。更大直径的导丝可用于外周动脉和其他身体管腔。导丝装置的直径影响其柔性、支持力和扭矩。较细的丝更具柔性并且能够进入较窄的血管，而较大直径的丝则提供较大的支持力和扭矩传递。
导丝装置的一些典型实例由超弹性Ni-Ti合金芯丝和所谓的全不锈钢“芯至尖端(coretotip)”导丝设计构造，所述超弹性Ni-Ti合金芯丝是包含由焊接、钎焊或其他方式与不锈钢近端芯区段连接的二元Ni-Ti远端芯区段的两部分丝。
超弹性Ni-Ti合金因其柔性和极大的抗扭结性而受到关注，但Ni-Ti芯丝在需要高水平扭矩传递时可能更难操控。尽管超弹性Ni-Ti导丝芯具有优点(例如，相当大幅度弯曲而不引起永久变形的能力)，但是典型的Ni-Ti导丝一般不有效传递由近端轴施加的扭矩，因为Ni-Ti合金的剪切模量和杨氏模量远远低于不锈钢的剪切模量和杨氏模量。因此，与扭矩从一端直接传递至另一端不同，超弹性Ni-Ti易于“卷缠”或存储扭转。提高导丝芯丝的抗弯刚度和扭转刚度的一种方式是提高其直径。然而，芯丝直径受导丝的设计规格限制，而所述设计规格进而受旨在与导丝一起使用的那些导管的管腔尺寸限制。虽然超弹性Ni-Ti芯丝的远端磨削轮廓通常大于不锈钢的远端磨削轮廓，但是对于由未超过产品尺寸要求的超弹性Ni-Ti芯丝可获得的扭矩传递存在固有限制。
相比于Ni-Ti，不锈钢合金因其刚度和扭矩能力而在许多应用中是期望的。不锈钢导丝芯目前由例如316L或304V等级的不锈钢制成。不锈钢的刚度远远大于Ni-Ti，因而更易转向通过患者的脉管，这是因为扭矩可很好地从丝的近端传递至其远端。因此，不锈钢导丝芯一般可制作得比相当的Ni-Ti芯丝更细。然而，虽然不锈钢“芯至尖端”导丝可制作得比Ni-Ti丝细得多，但是当丝脱垂时或者当引导其通过曲折解剖结构时，不锈钢远远更容易扭结。如果发生扭结，导丝性能通常由于“绞缠(whipping)”而大幅减小，在绞缠中弹性缠绕在邻近扭结的区段中形成直至足够的扭矩导致扭结区域突然旋转完整一周。这种行为使得导丝远端难以(如果不是不可能的话)精密操控。
相比于Ni-Ti或不锈钢，本公开内容涉及基本不合钛的钴-镍-铬-钼(Co-Ni-Cr-Mo)合金材料(称为或35N)的用途，与常用的不锈钢和Ni-Ti相比，所述合金表现出更好的刚度(即，更大的杨氏模量和剪切模量)，并且与不锈钢相比表现出更大的屈服强度。这样的材料表现出不锈钢和Ni-Ti的多个最佳性能而没有缺点。例如，由于其较高的杨氏模量和剪切模量，相比于Ni-Ti和不锈钢(较小的程度上)，预计这种材料将表现出改善的转向响应，因为转向力更可能沿着导丝长度方向直接传送。同样地，虽然MP35NLT可比不锈钢扭转和转向得甚至更好，但是预计其因其较高的屈服强度而不太可能扭结。
表1-3说明了MP35NLT相比于Ni-Ti合金和不锈钢的一些物理性质。
表1
表2
近似地，杨氏模量和剪切模量(记录为吉帕斯卡(gigaPascal)或“GPa”)分别是材料的抗拉刚度和扭转刚度的度量。一般来说，具有较高杨氏模量和剪切模量的材料更易于转向通过患者的解剖结构，因为所述材料将施加于近端的扭矩传递至远端，而不是形成显著的弹性缠绕。由表1和表2可见，MP35NLT的杨氏模量和剪切模量与304V相当但比其更高，并且远高于Ni-Ti。一般来说，具有由MP35NLT制成的芯丝的导丝应更易于转向通过患者的解剖结构，因为相比于不锈钢或Ni-Ti，所述材料将更有效地将施加于近端的扭矩传递至远端。
表3(如下)举例说明了MP35NLT相比于304V不锈钢的屈服强度。材料的屈服强度或屈服点定义为材料开始发生弹性形变时的应力(记录为GPa)。在屈服点之前所述材料将响应于所施加的应力而发生弹性变形，而不是发生永久扭结，当移除所施加的应力后将恢复其初始形状。然而，一旦超过屈服点，一些部分的变形将是永久的并且是不可逆的。
由表3示出的数据可见，在所有的冷加工水平下，MP35NLT的屈服强度都高于304V不锈钢。因此，相比于不锈钢，由MP35NLT制造的导丝芯丝在通过曲折解剖结构时能够承受更剧烈的弯曲应力而不发生永久变形。虽然MP35NLT的抗扭结性不如Ni-Ti，但是MP35NLT具有更大的抗弯刚度和扭转刚度，使得其在许多应用中比超弹性Ni-Ti更理想。
表3
本文中公开的基本不含钛的Co-Ni-Cr-Mo合金(即MP35NLT)是具有镍和钴的面心立方矩阵(face-centeredcubicmatrix)的基于镍-钴的合金，其中铬和钼在高温下是可溶的。面心立方结构在冷却至室温及更低温度后得到保留。
常规制备的MP35N合金包含多达约1％的钛作为故意添加的合金元素。认为钛的添加可为合金提供为一些制品的制造商所青睐的性质。然而，由于在熔化过程期间暴露于碳和氮，所以钛具有形成碳化物和氮化物的强大趋势。所得碳化物和氮化物夹杂物可降低导丝芯用丝的疲劳寿命。例如，碳化钛和氮化钛夹杂物易碎且不可延展，这与本体Co-Ni-Cr-Mo材料的性质相反，因此其可成为导丝芯用细丝裂纹形成的原因。
当将钛降低至极低的水平(例如，低于0.05wt％)时，碳化钛和氮化钛夹杂物的尺寸和总量可大幅度降低(例如，从常规MP35N的约550,000夹杂物/平方英寸减小至MP35NLT的约35,000夹杂物/平方英寸)。夹杂物数量的这种降低可显著降低导丝芯丝因在导丝穿过患者解剖结构时所经历的扭矩力和弯曲力而破损的可能性。
在一个实施方案中，本文中公开的基本不含钛Co-Ni-Cr-Mo的合金(即，MP35NLT)包含约31.5wt％至约39wt％的钴、约33wt％至约37wt％的镍、约19wt％至约21wt％的铬、约9wt％至约10.5wt％的钼和小于约0.05wt％的钛。在另一个实施方案中，本文中公开的MP35NLT合金包含约35wt％的钴、约35wt％的镍、约20.5wt％的铬、约9.5wt％钼和小于约0.05wt％的钛。优选地，MP35NLT包含小于约0.01wt％的钛、小于约0.005wt％的钛或小于约0.001wt％的钛。
为了形成基本不合钛的Co-Ni-Cr-Mo合金，可对四种主要元素(即，钴、镍、铬和钼)的每一种进行精炼以形成基本不含钛和其他污染元素的炉用进料。将所精炼的主要元素通过真空感应熔化组合到合金熔体中。均匀化和最终精炼在真空电弧熔化炉中进行。与故意包含按重量计多达1.0％的钛的常规加工的MP35N相比，以这种方式产生的Co-Ni-Cr-Mo合金材料通常包含小于0.05wt％的钛、小于约0.01wt％的钛、小于约0.005wt％的钛或小于约0.001wt％的钛。
在真空电弧精炼和冷却之后，可通过常规冷加工法将MP35NLT加工为丝用于形成导丝芯，所述常规冷加工法包括拉伸(drawing)、环锻(swaging)、冷轧(coldrolling)、冲压(stamping)、挤出(extrusion)、锻造(forging)或其他合适冷加工法中的一种或更多种。使用方法(例如本文列举的那些方法)对MP35NLT合金进行冷加工可使强度显著提高(参见例如表3)。在一个实施方案中，MP35NLT合金的屈服强度为约1GPa至约2.3GPa，其由至少约10％至约95％的冷加工，约10％至约60％的冷加工或约20％至约50％的冷加工获得。
为了进一步提高屈服强度，通过在至少约430℃至约650℃的温度下热处理经冷加工的MP35N或MP35NLT合金约30分钟至约240分钟可使所述合金时效硬化。这样的热处理通过稳定冷加工期间产生的位错结构而用来强化合金。虽然时效硬化热处理被用于多种合金体系以导致阻碍位错运动的极细沉淀颗粒的形成，从而使强度提高并仅对延性(ductility)产生适度影响，但是在MP35N和MP35NLT中发生的冶金反应涉及另一种机制——堆垛层错的组织和稳定。在导丝应用中提供高屈服强度所需的现有冷加工的高水平下，MP35N或MP35NLT的故意时效硬化可导致延性严重受损，因此一般并不推荐。
II.导丝装置
如本文中其他地方更详细讨论的，导丝装置通常由不锈钢、常规加工的超弹性Ni-Ti合金或者二者的组合制成。对于给定的丝径而言，不锈钢的刚度比超弹性Ni-Ti大很多，并且一般扭矩传递更好。然而，不锈钢在通过曲折解剖结构时易于扭结。相反地，超弹性Ni-Ti不太易受扭结影响但其并不有效的传递扭矩。
在普通应用中，两种材料之间柔性的差异可容易地通过尺寸改变来补偿。换言之，例如，常规加工的超弹性Ni-Ti的卷缠倾向通常可通过提高丝直径来补偿，从而获得与更具刚度的丝材料相比时同等的曲挠行为。然而，导丝装置通常面临着由总体产品外形、上覆线圈或聚合夹套内的容许空间和/或待进入解剖结构的尺寸所施加的固有尺寸约束。因此，使用表现出更好刚度(即更大的杨氏模量和剪切模量)和更大屈服强度的基本不含钛的Co-Ni-Cr-Mo合金，显著扩大了可在给定特征的导线中实现的扭转刚度或抗弯刚度的最大范围。
在一个实施方案中，导丝装置包含具有近端区段和远端区段的细长导丝构件。所述细长导丝构件的至少一部分由基本不含钛(例如，按重量计小于约0.05％的钛)的钴-镍-铬-钼(Co-Ni-Cr-Mo)合金制造。
在另一个实施方案中，导丝装置包含具有近端区段和远端区段的细长导丝构件，其中所述细长导丝构件的近端区段或远端区段中的至少一个由基本不含钛的Co-Ni-Cr-Mo合金制造，所述合金的杨氏模量为至少约230GPa，剪切模量为至少约80Gpa，并且屈服强度为约1GPa至约2GPa。用于制造导丝装置的Co-Ni-Cr-Mo合金的杨氏模量和剪切模量高于不锈钢，并且显著高于奥氏体Ni-Ti或马氏体Ni-Ti。屈服强度显著高于不锈钢。杨氏模量和剪切模量是导丝装置操控性(navigability)的合理预测因素，而屈服强度是导丝装置抗扭结性的合理预测因素。
现参照图1，举例说明了导丝装置100的一个实例的局部剖视图。所述导丝装置100可适于插入患者身体管腔内，例如动脉或另外的血管内。所述导丝装置100包含细长的近端部分102和远端部分104。在一个实施方案中，所述细长的近端部分102和远端部分104均可由本文中公开的基本不含钛的Co-Ni-Cr-Mo合金中的任意一种形成。在另一个实施方案中，所述细长的近端部分102可由第一材料如不锈钢(如304V或316L不锈钢)或Ni-Ti合金形成，并且所述远端部分可由第二材料如本文中公开的基本不含钛的Co-Ni-Cr-Mo合金中的任意一种形成。在其中细长的近端部分102和远端部分104由不同材料形成的一些实施方案中，所述细长的近端部分102和远端部分104可通过焊接、钎焊或粘合接合116彼此连接，从而将近端部分102和远端部分104连接为扭矩传递关系。
值得注意的是，MP35NLT是一种非常耐腐蚀的合金，并且在某些条件下，将MP35NLT与金属如不锈钢连接可导致不锈钢的电偶腐蚀。这对于并非设计成长期植入体内的导丝而言不是一个问题。然而，只有当丝长期(即数天或数周或更久)留在体内时电偶腐蚀可能成为一个问题。
在一个实施方案中，可通过以下方法来加工导丝装置100的所选部分或整个导丝装置100：冷加工一个或更多个近端和远端部分，然后通过任选的时效步骤以得到基本不合钛的Co-Ni-Cr-Mo合金，其杨氏模量为至少约230GPa的，剪切模量为至少约80GPa，并且屈服强度为约1GPa至约2GPa。如本文中其他部分所讨论的，提高冷加工的水平然后进行时效处理可在有限程度上影响杨氏模量和剪切模量，并且可显著提高合金的屈服强度，但是这将在导丝应用的延性方面付出很大的代价。
在一个实施方案中，可对导丝装置100的所选部分或整个导丝装置100进行冷加工以表现出约10％至约95％的冷加工，约10％或约60％的冷加工、或约20％至约50％的冷加工。冷加工之后可在至少约430℃至约650℃的温度下进行时效处理约30分钟至约240分钟。
再次参照图1，在所说明的实施方案中，远端部分104具有至少一个向远端方向变小的渐缩区段106。渐缩远端芯区段106的长度和直径可例如影响导丝装置100的可追踪性。通常，渐变渐缩或长渐缩产生具有较小支持力但是较强可追踪性的导丝装置，而骤然渐缩或短渐缩产生不仅提供较大支持力而且提供在转向时较大脱垂(即扭结)趋势的导丝装置。远端区段106的长度可例如影响导丝装置100的可转向性。在一个实施方案中，所述远端区段106的长度为约10cm至约40cm。
所述导丝装置的近端区段102的直径为约0.3mm至约1.0mm。在一个实施方案中，渐缩远端区段可通过将远端部分104磨削至末端直径为约0.1mm至约0.05mm，从而形成向远端渐缩的区段106的尾稍108。即，渐缩区段106逐渐由约0.3mm至约0.5mm的直径逐渐变细至导丝装置100远端(如108)的约0.1mm至约0.05mm的末端直径。
在通常并非设计成长期放入体内或植入体内的一次性使用产品的导丝中，抗疲劳性(即长期耐用性)一般不是所关心的问题。然而，耐久性的短期度量，如拉伸断裂载荷的一致性及转向失败(扭转延性)是非常重要的。因为所述向远端渐缩的区段106截面被磨削至如此小的直径，所以在该区段中具有相当大的夹杂物可因以下事实而对这些性能属性中的任一个产生不利影响：导丝的拉伸断裂载荷和转向失败值主要取决于远端被磨削至最小直径的数厘米。
在所说明的实施方案中，渐缩远端芯区段106包括可成形的极远端区段108，其因为MP35NLT的屈服强度特征与不锈钢类似而是可变形的，因而使用者可用手弯曲远端区段。因此，可将可成形末端区段整合至所示导丝装置100，或者其可以是作为导丝装置100远端的一部分包含在内的单独部件(未示出)。具有可成形的极远端区段108可允许从业者将导丝装置100的远端塑造为期望的形状(如J-弯曲)，用以通过患者的脉管追踪。
如图1所举例说明的，导丝装置100包含螺旋线圈区段110。螺旋线圈区段110影响导丝装置的支持力、可追踪性和可见性，并且提供触觉反馈。螺旋线圈区段110的最远端区段是由不透射线的金属如铂或铂合金(如铂镍合金)制成，以利于在其置入患者体内时进行射线照相观察。如所举例说明的，螺旋线圈区段110设置在远端部分104的至少一部分周围，并在其远端具有圆形的非损伤性帽区段120。通过合适的技术，例如但不限于焊合、钎焊、焊接或粘合，将螺旋线圈区段110在近端位置114和中间位置112处固定至远端部分104。
在一个实施方案中，导丝装置100的部分涂覆有润滑材料(例如聚四氟乙烯(PTFE)(以商标名Teflon由duPont，deNemours&Co.出售))涂层118，或者其他合适的润滑涂层如聚硅氧烷涂层、聚乙烯吡咯烷酮(PVP)等。
现参照图2，示出了导丝装置100被构造成有利于展开支架210。图2提供了导丝装置100可用于通过患者脉管追踪的方式的更多细节，其中所述导丝装置100可用于促进治疗装置的展开，所述治疗装置例如但不受限于支架210。图2举例说明了根据本公开内容一个实施方案的在其附近设置有支架210的递送导管200的局部截面侧面立视图。由图2可见，所说明的导丝装置100的一部分包含远端部分104、螺旋线圈区段110和非创伤性帽区段120。递送导管200具有可扩张构件或球囊202以使身体管腔204如动脉内的支架210扩张，支架210安装在所述可扩张构件或球囊202上。
递送导管200可以是常用于血管成形术操作的常规球囊扩张导管。球囊202可由例如聚乙烯、聚对苯二甲酸乙二醇酯、聚氯乙烯、尼龙、PebaxTM或另一种合适的聚合材料形成。为了在递送至身体管腔204内的损害部位时帮助支架210保留在球囊202上的适当位置处，可将支架210压缩到球囊202上。也可使用将支架210固定在球囊202上的其他技术，例如在球囊202的工作部分(即圆柱形部分)边缘上设置轴环(collar)或脊(ridge)。
在使用时，可将支架210安装到递送导管200最远端的可膨胀球囊202上。可使球囊202略微膨胀以将支架210固定到球囊202外部。通过引导导管206使用常规的经股动脉穿刺术(Seldingertechnique)可将导管/支架组件引入活的对象内。所述导丝100可被设置成跨过具有分离或切开衬里207的受损动脉段，然后所述导管/支架组件可基于导丝208被推进到身体管腔204内直至支架210定位于目标位置207。导管200的球囊202可扩张，例如通过支架210的永久塑性变形而扩张支架210以抵靠在限定出身体管腔204的内表面。在展开时，支架210在撤除导管200和球囊202后仍保持打开身体管腔204。
III.制造导丝装置的方法
在另一个实施方案中，公开了一种用于制造导丝装置的方法。所述方法包括(1)制造具有近端区段和远端区段的细长导丝构件，其中所述近端或远端区段中的至少一个由本文中公开的基本不含钛的Co-Ni-Cr-Mo合金中的任意一种制造，以及(2)磨削远端区段至远端渐缩截面直径为约0.1mm至约0.05mm。所述方法还包括(3)将螺旋线圈区段设置在远端区段的至少远端部分周围，(4)在近端位置连接螺旋线圈与细长导丝构件，(5)在螺旋线圈的远端上形成圆帽区段，以及(6)在细长导丝构件的至少一部分上施加至少一个润滑性外涂层以形成导丝装置。
为了形成基本不含钛的Co-Ni-Cr-Mo合金，可对四主要元素(即钴、镍、铬和钼)的每一种进行精炼以形成基本不合钛和其他污染元素的炉用进料。将所精炼的主要元素通过真空感应熔化组合到合金熔体中。均匀化和最终精炼在真空电弧熔化炉中进行。与包含按重量计多达1.0％的钛的常规加工的MP35N相比，以这种方法产生的Co-Ni-Cr-Mo合金材料通常包含小于0.05wt％的钛、小于约0.01wt％的钛、小于约0.005wt％的钛或小于约0.001wt％的钛。
在真空电弧精炼和冷却之后，可通过常规冷加工法将MP35NLT加工为丝用于形成导丝芯，所述常规冷加工法包括拉伸、环锻、冷轧、冲压、挤出、锻造和其他本技术领域研究人员所熟知的冷加工法。使用方法(例如本文列举的那些方法)对MP35NLT合金进行冷加工可使强度显著提高(参见例如表3)。在一个实施方案中，MP35NLT合金的屈服强度为约1GPa至约2.3GPa，其由至少约10％至约95％的冷加工获得。优选地，MP35NLT合金包括约10％至约60％的冷加工，或约20％至约50％的冷加工。
为了进一步增大屈服强度，通过在至少约430℃至约650℃的温度下热处理经冷加工的合金约30分钟至约240分钟可使所述合金沉淀硬化或“时效老化”。然而，在导丝的应用中提供高屈服强度所需的现有冷加工的高水平下，MP35N或MP35NLT的故意时效硬化可导致延性严重受损，因此一般并不推荐。
在一个实施方案中，本文中公开的方法还包括(a)由Co-Ni-Cr-Mo合金制造细长导丝构件的远端区段，(b)冷加工Co-Ni-Cr-Mo合金的至少一部分以得到表现出至少约50％冷加工的经冷加工区段。
在另一个实施方案中，本文中公开的方法还包括(a)由本文中公开的基本不合钛的Co-Ni-Cr-Mo合金中的任意一种制造细长导丝构件的近端和远端区段，(b)冷加工Co-Ni-Cr-Mo合金的至少一部分以得到表现出至少约80％冷加工的经冷加工区段。
本发明可以以其他具体形式实施而不脱离其精神或基本特征。所描述的实施方案在各个方面都应被认为是仅是举例说明性而并非限制性的。因此，本发明的范围由所附权利要求而不是由以上说明书指明。在所述权利要求等价的含义和范围内的所有改变都应包括在本发明范围内。

Claims (11)

1.导丝装置，其包含：
具有近端区段和远端区段的细长导丝构件，其中所述近端区段具有第一截面尺寸，其截面直径为0.3mm至1mm，并且所述远端区段具有磨削表面，所述磨削表面限定出更小的第二截面尺寸以及设置在所述近端区段与远端区段之间的向远端渐缩的区段，所述第二截面尺寸的截面直径为0.1mm至0.05mm，
其中所述细长导丝构件的至少所述远端区段由钴-镍-铬-钼(Co-Ni-Cr-Mo)合金制造，所述合金包含的钛小于0.05wt％，其中所述远端区段通过50％至95％的冷加工获得的杨氏模量为至少230GPa，剪切模量为至少80GPa，并且屈服强度为1GPa至2GPa。
2.权利要求1所述的导丝装置，其中所述近端区段由不锈钢合金制造，所述远端区段由所述Co-Ni-Cr-Mo合金制造，并且所述近端区段与所述远端区段通过焊接接合、钎焊接合或粘合接合中的一个或更多个彼此连接。
3.权利要求1所述的导丝装置，其中所述近端区段和所述远端区段由所述Co-Ni-Cr-Mo合金制造。
4.权利要求1所述的导丝装置，其中所述Co-Ni-Cr-Mo合金包含的钛小于0.001wt％。
5.权利要求1所述的导丝装置，其中所述Co-Ni-Cr-Mo合金包含：
31.5wt％至39wt％的钴；
33wt％至37wt％的镍；
19wt％至21wt％的铬；
9wt％至10.5wt％的钼；和
小于0.05wt％的钛。
6.权利要求5所述的导丝装置，其中所述Co-Ni-Cr-Mo合金包含的钛小于0.001wt％。
7.导丝装置，其包含：
具有近端区段和远端区段的细长导丝构件，
其中所述远端区段具有与所述近端区段相比更高的杨氏模量和剪切模量以及更大的屈服强度，
其中所述细长导丝构件的所述远端区段渐缩至0.1mm至0.05mm的直径并且由钴-镍-铬-钼(Co-Ni-Cr-Mo)合金制造，所述合金包含的钛小于0.05wt％，所述钴-镍-铬-钼合金通过至少50％至95％的冷加工获得的杨氏模量为至少230GPa，剪切模量为至少80GPa，并且屈服强度为1GPa至2GPa，并且
其中所述近端区段由不锈钢合金制造，并且所述近端区段与所述远端区段通过焊接接合、钎焊接合或粘合接合中的一个或更多个连接。
8.权利要求7所述的导丝装置，其中所述Co-Ni-Cr-Mo合金包含：
31.5wt％至39wt％的钴；
33wt％至37wt％的镍；
19wt％至21wt％的铬；
9wt％至10.5wt％的钼；和
小于0.05wt％的钛。
9.权利要求8所述的导丝装置，其中所述Co-Ni-Cr-Mo合金包含的钛小于0.001wt％。
10.权利要求7所述的导丝装置，其中所述Co-Ni-Cr-Mo合金表现出80％至95％的冷加工。
11.权利要求7所述的导丝装置，其中所述近端区段的截面直径为0.3mm至0.5mm，并且所述远端区段具有磨削表面，所述磨削表面限定出更小的第二截面尺寸和截面直径为0.1mm至0.05mm的向远端渐缩的区段。
CN201380007318.6A 2012-02-02 2013-01-30 用于增强导丝转向响应的由基本不含钛之合金制成的导丝芯丝 Expired - Fee Related CN104245006B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US13/364,548 2012-02-02
US13/364,548 US9061088B2 (en) 2012-02-02 2012-02-02 Guide wire core wire made from a substantially titanium-free alloy for enhanced guide wire steering response
PCT/US2013/023914 WO2013116379A1 (en) 2012-02-02 2013-01-30 Guide wire core wire made from a substantially titanium-free alloy for enhanced guide wire steering response

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN104245006A CN104245006A (zh) 2014-12-24
CN104245006B true CN104245006B (zh) 2016-06-29

Family

ID=47714577

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201380007318.6A Expired - Fee Related CN104245006B (zh) 2012-02-02 2013-01-30 用于增强导丝转向响应的由基本不含钛之合金制成的导丝芯丝

Country Status (5)

Country Link
US (2) US9061088B2 (zh)
EP (1) EP2782611A1 (zh)
JP (1) JP2015511833A (zh)
CN (1) CN104245006B (zh)
WO (1) WO2013116379A1 (zh)

Families Citing this family (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9061088B2 (en) 2012-02-02 2015-06-23 Abbott Cardiovascular Systems, Inc. Guide wire core wire made from a substantially titanium-free alloy for enhanced guide wire steering response
US9636485B2 (en) 2013-01-17 2017-05-02 Abbott Cardiovascular Systems, Inc. Methods for counteracting rebounding effects during solid state resistance welding of dissimilar materials
US9119904B2 (en) 2013-03-08 2015-09-01 Abbott Laboratories Guide wire utilizing a nickel—titanium alloy having high elastic modulus in the martensitic phase
US10335580B2 (en) 2013-09-30 2019-07-02 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Guidewire with varying properties
US10543344B2 (en) * 2014-08-15 2020-01-28 Jaafer Golzar Double-ended wire guide and method of use thereof
CN105695909B (zh) * 2016-03-25 2017-11-24 中国科学院宁波材料技术与工程研究所 一种钴基合金丝的时效处理方法
JP6399460B2 (ja) * 2016-09-30 2018-10-03 株式会社エフエムディ 医療用ガイドワイヤ
EP3395393A1 (en) 2017-04-27 2018-10-31 Lake Region Medical, Inc. Guidewire made from a drawn filled tube of a sheath and a core
AT520359B1 (de) * 2017-07-11 2019-09-15 Sw Automatisierung Gmbh Drahthandlingvorrichtung
WO2019200046A1 (en) * 2018-04-11 2019-10-17 Fort Wayne Metals Research Products Corp A wire for a high density and biostable microelectrode array for neural electrode stimulation and recording
CN110042263A (zh) * 2019-04-23 2019-07-23 丹阳市海威电热合金有限公司 镍铬高温合金丝的制备方法
US11684759B2 (en) 2020-01-22 2023-06-27 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Guidewire having varying diameters and method of making

Family Cites Families (60)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE2538295A1 (de) 1975-08-28 1977-03-10 Bosch Gmbh Robert Verfahren zum herstellen einer elektrisch leitenden und mechanisch festen verbindung von aluminiumleitern an kupferkommutatoren
US4358658A (en) 1980-12-05 1982-11-09 The United States Of America As Represented By The United States Department Of Energy Laser weld jig
CH660882A5 (de) 1982-02-05 1987-05-29 Bbc Brown Boveri & Cie Werkstoff mit zweiweg-gedaechtniseffekt und verfahren zu dessen herstellung.
US4922924A (en) * 1989-04-27 1990-05-08 C. R. Bard, Inc. Catheter guidewire with varying radiopacity
JPH03243296A (ja) 1990-02-22 1991-10-30 Kobe Steel Ltd ステンレス鋼用フラックス入りワイヤ
US5135503A (en) 1990-05-16 1992-08-04 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Shaping ribbon for guiding members
EP0491349B1 (en) 1990-12-18 1998-03-18 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method of manufacturing a Superelastic guiding member
EP0508414B1 (en) 1991-04-09 1996-07-24 The Furukawa Electric Co., Ltd. Joined parts of Ni-Ti alloys with different metals and joining method therefor
US5354623A (en) 1991-05-21 1994-10-11 Cook Incorporated Joint, a laminate, and a method of preparing a nickel-titanium alloy member surface for bonding to another layer of metal
US5415178A (en) * 1991-08-26 1995-05-16 Target Therapeutics Extendable guidewire assembly
US5630840A (en) * 1993-01-19 1997-05-20 Schneider (Usa) Inc Clad composite stent
US5720300A (en) * 1993-11-10 1998-02-24 C. R. Bard, Inc. High performance wires for use in medical devices and alloys therefor
US5488959A (en) 1993-12-27 1996-02-06 Cordis Corporation Medical guidewire and welding process
US6736843B1 (en) 1994-07-25 2004-05-18 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Cylindrically-shaped balloon-expandable stent
US5916178A (en) * 1995-03-30 1999-06-29 Medtronic, Inc. Steerable high support guidewire with thin wall nitinol tube
US5724989A (en) * 1995-06-20 1998-03-10 The Microspring Company, Inc. Radiopaque medical devices
US6000601A (en) 1996-10-22 1999-12-14 Boston Scientific Corporation Welding method
US5980471A (en) 1997-10-10 1999-11-09 Advanced Cardiovascular System, Inc. Guidewire with tubular connector
US5951886A (en) 1997-12-23 1999-09-14 Ptr Precision Technologies Apparatus for electron beam welding at atmospheric pressure
US20060047223A1 (en) 2004-08-31 2006-03-02 Ryan Grandfield Apparatus and method for joining stainless steel guide wire portion to nitinol portion, without a hypotube
US6306105B1 (en) 1998-05-14 2001-10-23 Scimed Life Systems, Inc. High performance coil wire
US6387060B1 (en) 1998-06-17 2002-05-14 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Composite radiopaque intracorporeal product
US6267776B1 (en) * 1999-05-03 2001-07-31 O'connell Paul T. Vena cava filter and method for treating pulmonary embolism
US6645159B1 (en) 1999-11-30 2003-11-11 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Wire joint and method
JP2004517732A (ja) 2000-06-21 2004-06-17 シーメンス　アクチエンゲゼルシヤフト 形状記憶材と鋼材又は銅材との間の結合方法
US6669652B2 (en) 2000-12-21 2003-12-30 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Guidewire with tapered distal coil
JP2003049249A (ja) * 2001-08-09 2003-02-21 Hitachi Metals Ltd ガイドワイヤ用材料及びその製造方法
JP4199446B2 (ja) 2001-09-12 2008-12-17 株式会社日立製作所 摩擦攪拌接合装置
US6918882B2 (en) 2001-10-05 2005-07-19 Scimed Life Systems, Inc. Guidewire with stiffness blending connection
CA2462335C (en) * 2001-10-05 2010-12-07 Boston Scientific Limited Composite guidewire
US6702762B2 (en) 2001-12-27 2004-03-09 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Apparatus and method for joining two guide wire core materials without a hypotube
JP4136370B2 (ja) 2001-12-28 2008-08-20 トクセン工業株式会社 医療用ガイドワイヤ用芯材の製造方法および医療用ガイドワイヤ
JP4809575B2 (ja) 2002-03-29 2011-11-09 太平洋セメント株式会社 土木構造物用セメント組成物及びこれを用いたコンクリート製品
US6968237B2 (en) * 2002-05-22 2005-11-22 Pacesetter, Inc. Implantable coronary sinus lead and lead system
JP4203358B2 (ja) 2002-08-08 2008-12-24 テルモ株式会社 ガイドワイヤ
JP4375951B2 (ja) 2002-08-08 2009-12-02 テルモ株式会社 ガイドワイヤ
JP2004065796A (ja) * 2002-08-08 2004-03-04 Terumo Corp ガイドワイヤ
US7722551B2 (en) 2002-08-09 2010-05-25 Terumo Kabushiki Kaisha Guide wire
JP4138582B2 (ja) 2002-08-23 2008-08-27 テルモ株式会社 ガイドワイヤ
EP1545679B1 (en) 2002-10-04 2010-02-17 Abbott Cardiovascular Systems, Inc. Radiopaque nitinol alloys for medical devices
US6866642B2 (en) 2002-11-25 2005-03-15 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Enhanced method for joining two core wires
US7182735B2 (en) * 2003-02-26 2007-02-27 Scimed Life Systems, Inc. Elongated intracorporal medical device
JP4416421B2 (ja) 2003-03-18 2010-02-17 テルモ株式会社 ガイドワイヤおよびその製造方法
JP4677205B2 (ja) * 2003-07-17 2011-04-27 テルモ株式会社 ガイドワイヤ
US8048369B2 (en) * 2003-09-05 2011-11-01 Ati Properties, Inc. Cobalt-nickel-chromium-molybdenum alloys with reduced level of titanium nitride inclusions
US7785273B2 (en) * 2003-09-22 2010-08-31 Boston Scientific Scimed, Inc. Guidewire with reinforcing member
CN100558423C (zh) * 2003-12-18 2009-11-11 泰尔茂株式会社 导向线
US7824345B2 (en) 2003-12-22 2010-11-02 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical device with push force limiter
US7998090B2 (en) * 2004-08-31 2011-08-16 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Guide wire with core having welded wire segments
US20060259063A1 (en) * 2005-04-25 2006-11-16 Bates Brian L Wire guides having distal anchoring devices
US8267872B2 (en) * 2005-07-07 2012-09-18 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Steerable guide wire with torsionally stable tip
US20070185415A1 (en) * 2005-07-07 2007-08-09 Ressemann Thomas V Steerable guide wire with torsionally stable tip
US20070244413A1 (en) * 2006-04-12 2007-10-18 Medtronic Vascular, Inc. Medical guidewire tip construction
JP4917900B2 (ja) 2007-01-12 2012-04-18 テルモ株式会社 ガイドワイヤ用中間部材およびガイドワイヤ
WO2008123402A1 (ja) 2007-03-29 2008-10-16 Fukui Prefectural Government 異種金属接合体及びその接合方法
JP4277117B2 (ja) 2007-03-29 2009-06-10 福井県 ニッケル・チタン合金材料及び純チタン材料の異種金属接合体並びにその接合方法
JP5927405B2 (ja) * 2008-09-19 2016-06-01 フォート ウェイン メタルス リサーチ プロダクツ コーポレーション 耐疲労損傷性ワイヤおよびその製造方法
US20120305533A1 (en) 2011-06-02 2012-12-06 Taylor Winfield Technologies, Inc. Forced freeze welding of advanced high strength steels
US9061088B2 (en) 2012-02-02 2015-06-23 Abbott Cardiovascular Systems, Inc. Guide wire core wire made from a substantially titanium-free alloy for enhanced guide wire steering response
US9636485B2 (en) 2013-01-17 2017-05-02 Abbott Cardiovascular Systems, Inc. Methods for counteracting rebounding effects during solid state resistance welding of dissimilar materials

Also Published As

Publication number Publication date
US20130204163A1 (en) 2013-08-08
EP2782611A1 (en) 2014-10-01
US20150231370A1 (en) 2015-08-20
US9061088B2 (en) 2015-06-23
JP2015511833A (ja) 2015-04-23
WO2013116379A1 (en) 2013-08-08
CN104245006A (zh) 2014-12-24

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN104245006B (zh) 用于增强导丝转向响应的由基本不含钛之合金制成的导丝芯丝
US8022331B2 (en) Method of making elongated medical devices
US20180296805A1 (en) Intravascular guidewire
US6482166B1 (en) High strength member for intracorporeal use
US7771388B2 (en) Steerable catheter system
EP0550258B1 (en) Small-diameter superelastic wire guide
US6685720B1 (en) Catheter having improved shaped retention
EP1601404B1 (en) Elongated intracorporal medical device
EP1303329B1 (en) Guide wire stiffness transition element
US8226577B2 (en) Composite guidewire withdrawn and filled tube construction
US7597830B2 (en) Method of forming catheter distal tip
EP2389973A1 (en) Balloon catheter
CN101652156A (zh) 形状记忆医疗器械及其生产方法
KR20060014368A (ko) 제한된 종방향 연장을 가진 카테터
US20150148706A1 (en) Medical devices for accessing body lumens
EP3849648A1 (en) Variable flexibility catheter support frame
US11426560B2 (en) Guidewire made from a drawn filled tube of a stainless steel sheath and nitinol core
EP1948281A1 (en) Rapid exchange balloon catheter and method for making same
WO2015020724A1 (en) Guide wire with core made from low-modulus cobalt-chromium alloy
EP2091603B1 (en) Steerable catheter system
KR20080085160A (ko) 티타늄 몰리브덴 합금 가이드 와이어

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20160629

Termination date: 20170130

CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee