包含多相铁基钢的内置假体
阅读：696发布：2020-05-24
专利汇可以提供包含多相铁基钢的内置假体专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且一种用多相 铁 基 钢 制造的内置 假体 。内置假体可包括各种器械，如U形钉、正畸线、 心脏瓣膜 、滤器和 支架 ，其中许多器械是可径向膨胀的器械。多相铁基钢包括 双相钢 和 相变 诱发塑性钢 （TRIP钢）。，下面是包含多相铁基钢的内置假体专利的具体信息内容。
包含多相铁基钢的内置假体
[0001] 相关申请的交叉参考
[0002] 本申请要求2009年12月31日提交的临时申请USSN 61/291497的优先权。
技术领域
[0003] 本发明涉及内置假体领域，特别涉及可径向膨胀的内置假体领域。
[0004] 发明背景
[0005] 过去有许多类型的金属材料用于植入性医疗器械。316L或316LVM型不锈钢、钴铬合金、市售纯钛和钛合金是用于可植入器械的典型金属。植入环境和方法决定了某些具有特定生物相容性和材料性质的原材料的使用。这些材料通常拥有具体应用所必需的物理性质，如拉伸强度、耐疲劳性、弹性回缩性和屈服强度。
[0006] 常常需要使这些金属材料形成复杂的形状（包括可径向膨胀的形状），如人工心脏瓣膜、支架和滤器。这些类型的应用通常要求金属材料具有接近于316L或316LVM不锈钢的强度性质以及类似于316L或316LVM的弹性回缩性。经常有一些应用要求这些复杂形状能够扩大尺寸（例如通过球囊），以适应或顺应某些几何形状，如解剖几何形状或受器械影响的几何形状。在这些应用中，选择的金属材料具有较低的屈服强度，以便于膨胀。这些器械当中，一些器械（例如冠状动脉支架）的目标植入环境通常要求金属材料具有较高的强度。
[0007] 器械的几何形状、递送的方法和环境常常迫使人们在选择金属材料时舍弃以下四个方面的重要物理性质之一：拉伸强度、耐疲劳性、弹性回缩性或屈服强度。出于这些原因，为特定应用选择金属材料经常是具有挑战性的，不得不采取折中方案。
[0008] 关于其他的先进高强度钢，具有多个相的钢（即多相钢）在给定的强度水平上表现出更好的延性。作为多相钢的一个例子，双相钢的可成形性之所以提高，其根源在于原料中存在铁素体相和马氏体相的组合。双相钢具有高加工硬化速率，使其在冲压或成形工艺中能够表现稳定。双相钢可购自供应商如AK钢公司[美国俄亥俄州西彻斯特（West Chester,OH），45069]。
[0009] 作为多相钢的另一个例子，TRIP（相变诱发塑性）钢的提高的可成形性来自塑性变形过程中残留奥氏体（延性，铁的高温相）向马氏体（韧性，非平衡相）的相变。提高的可成形性还源自高加工硬化速率，它使金属在冲压或成形工艺中能够表现稳定。由于这种增强的可成形性，与其他高强度钢相比，TRIP钢可用来形成更复杂的形状。TRIP钢可购自供应商如美国钢公司[美国宾夕法尼亚州匹兹堡（Pittsburgh,PA）]或阿塞洛米塔尔公司（ArcelorMittal）（巴西）。
[0010] 与316L或316LVM型不锈钢和维他灵（Vitallium）铸造合金相比，含4%Mo的TRIP钢已被评价为用作可植入材料的潜在材料，用于整形外科应用。TRIP钢与316L不锈钢在这些应用中的体内评价结果显示，TRIP钢容易发生应力腐蚀破裂，更容易发生缝隙腐蚀。
发明内容
[0011] 第一个实施方式提供了由多相（多个相）铁基不锈钢组成的内置假体（即内置于体内的假体）。多相铁基不锈钢（也称作先进高强度钢或者AHSS）定义为在微结构中存在超过一个相（例如奥氏体、铁素体、贝氏体或马氏体）的任何铁基钢。多相铁基不锈钢包括这样的钢，如双相钢、复相钢（微结构中存在的相超过两个）、二联钢（duplex steel）、TRIP钢、TWIP（孪生诱发塑性）钢和Q&P（淬火-配分）钢。
[0012] 第二个实施方式提供了制备内置假体的方法，包括以下步骤：使多相钢材如TRIP不锈钢成形（例如冲压、绕丝或激光切割）为所需型材，使所需型材成形为管状形体，将所述管状形体压接（例如附连/固定）到基于球囊的血管内递送系统上，将所述的所需型材递送到治疗区，通过使球囊胀开，使所述的所需型材在治疗区膨胀。附图说明
[0013] 图1呈现了L605、316L或316LVM、双相钢和TRIP钢的应力-应变曲线。
[0014] 图2是显示L605、316L或316LVM的回缩变化的图形。
[0015] 图3A和3B是多相铁基不锈钢内置假体的一个实施方式在径向膨胀前后的透视图。
[0016] 图4显示了安装在典型的球囊递送系统上并借助该系统径向膨胀的多相铁基不锈钢内置假体的纵截面视图。
[0017] 图5是可借助血管内递送的球囊膨胀的多相铁基不锈钢心脏瓣膜的一个实施方式的透视图。
[0018] 图6显示了可通过外科手术植入、含多相铁基不锈钢的心脏瓣膜的一个实施方式的透视图。
[0019] 图7显示了可植入滤器的侧视图。
[0020] 图8显示了另一种由多相铁基钢制成、可借助球囊膨胀的支架的侧视图。
[0021] 图9显示了由多相铁基钢片制成的图8所示支架的视图。
[0022] 图10显示了利用多个图8所示类型的可借助球囊膨胀的支架的支架移植物。
具体实施方式
[0023] 图1呈现了比较L605钴铬合金、双相钢、TRIP钢和316L或316LVM不锈钢的典型性质的应力-应变曲线。如图所示，L605具有较高的屈服强度（YS）100和高极限拉伸强度（UTS）108，而316L或316LVM具有较低的屈服强度106和较低的极限拉伸强度114。双相钢（102）和TRIP钢（104）的屈服强度通常低于L605(100)的屈服强度，这提高了可成形性，并且易于膨胀。值得指出，双相钢（102）和TRIP钢（104）的极限拉伸强度高于316L或316LVM（114）的极限拉伸强度。
[0024] 图2显示了应力-应变曲线，指出了内置假体中使用的典型L605和316L或316LVM钢的回缩变化。316L或316LVM钢的回缩变化示为应变量200，而L605的回缩变化示为应变量204。应变量204显示了高模量、高屈服强度金属如L605的典型回缩量。应变量200显示了低模量、低屈服强度金属如316L或316LVM的典型回缩量。双相或TRIP钢的回缩变化将落在这两个值之间。若用作内置假体的材料具有这样的优点，也就是既具有316L或316LVM那样的较小回缩量，又保持L605那样的高极限拉伸强度和高模量，那将是有利的。
[0025] MRI（磁共振成像）相容性是为可植入假体选用的任何金属的重要性质。二联不锈钢具有顺磁性奥氏体和铁磁性铁素体的精细微结构，每个相的微结构比通常约为50%。像316LVM这样的不锈钢被视为具有MRI相容性，因为它们的微结构是100%的奥氏体，因此是顺磁性的。像普通碳钢这样的材料具有铁素体微结构，是铁磁性的。因为铁磁性材料受磁场的强烈影响，所以不认为它们具有MRI安全性或MRI相容性。研究显示，二联不锈钢中铁素体的体积分数可通过热处理减小。例如，在真空炉中将二联钢样品热处理至1300℃的温度，然后（在炉内）缓慢冷却至1000℃，接着从炉中取出，在空气中冷却至室温。此处理技术将微结构中铁素体的体积分数从50%减至约11%，而没有形成任何脆性二次σ相。然后利用热磁分析法测试此样品，结果它具有非常差的铁磁信号，因为其铁素体含量低。热磁曲线被视为顺磁性材料的典型曲线。
[0026] 第一个实施方式提供了由多相铁基钢组成的内置假体。这些多相铁基内置假体可通过用常规材料制造这种器械所用的任何已知方法（其中一些在下文描述）制造。这种内置假体的一个例子是冠状动脉支架。冠状动脉支架通常用钴铬合金制造，以获得布放后的强度，或者用316L或316LVM不锈钢制造，以获得顺应性、跟踪性、最小弹性回缩性和成形便利性。由这些金属中的任何金属制成的支架常常做成复杂的几何设计形式。所述设计形式通常用各种方法形成。一些设计形式是用金属丝形成总体上呈管形的型材。更复杂的设计是从平面状金属薄片上切下样材，然后将切下的样材弯折成管子，或者直接从薄的管状形体切下样材。不管哪种方法，然后都要将支架沿径向压缩，将支架固定到球囊导管上。图案的切割可通过本领域公知的各种方法进行，包括但不限于放电加工、化学蚀刻、冲压或激光切割。由于在制造支架和将支架递送到所需植入位置的过程中有独特的机械应力作用于冠状动脉支架上，最广泛使用的金属材料是316L或316LVM不锈钢。由于对被布放的器械有机械要求，用来制造市售冠状动脉支架的这些预切金属通常格外薄。多相铁基钢的性质能使同样的器械的壁做得更薄，同时仍能提供良好的强度性质。
[0027] 冠状动脉支架通常附着在球囊导管外面，经皮递送至所需植入位置。载有支架的导管被遣送通过患者的脉管系统，所述脉管系统往往复杂而曲折。若为支架选择的金属材料具有高强度特性，如钴铬合金，则其成功通过曲折的解剖通道的能力将下降，并且在布放之后，它将发生固有的回缩。考虑到冠状动脉支架的植入环境和机械需求，使用多相钢将更理想地满足在成形、递送过程中和布放后对支架设计的要求，纠正前面所述的许多折中考虑所带来的缺陷。
[0028] 图3A和3B是多相铁基不锈钢内置假体10（例如支架12）的一个实施方式在径向膨胀前后的透视图，直径差异可从各图中d和d’看出。
[0029] 图4显示了多相铁基不锈钢内置假体10（例如支架12）的纵截面图，所述内置假体安装在胀开的导管球囊16上并借助该球囊沿径向膨胀，所述球囊全部是典型的球囊递送系统14的一部分。
[0030] 内置假体的另一个例子是肾支架，所述肾支架可用与上述冠状动脉支架相同的方式形成，并具有相同的基本形状。多数肾支架由两个独立部分构成，开口病变区（ostial lesion）和远端部分，以顺应不同的解剖需求。肾支架的开口区具有高径向强度要求，通常由更厚的壁和更多的纵向连接体构成。肾支架的远端部分需要比开口区具有更好的柔性，通常由更薄的壁和更少的连接体构成。整个支架要棱角少，以获得最佳的跟踪性，能够准确放置，必须设计成能快速、方便地胀开，不能对动脉造成丝毫的堵塞。这些相互冲突的设计要求决定了材料选择上的折中考虑。最易得的肾支架由316L或316LVM不锈钢制成。同上面讨论的其他支架和骨架（frame）一样，316L或316LVM可实现更大的跟踪性、可成形性和最小的弹性回缩性。为了实现这些性能目标，支架必须设计成两个独立部分，这增加了制造难度。
[0031] 若使用多相钢，可使设计匀称，不会损失所需的高径向强度、柔性、跟踪性和球囊膨胀便利性等属性。可用薄壁和更少的连接体完成整个设计。
[0032] 许多其他类型的可径向膨胀支架在制造中可受益于多相铁基钢的使用。这些可包括用于外周、颈动脉、脑（神经）、胆、肝、大动脉和胸应用的支架。同样，这些也可通过已知方法制造。这些类型的支架器械中的任何或所有支架器械均可通过支架移植物的形式提供，其中支架骨架部分或完全用修复性移植物材料如达可纶（dacron）或ePTFE（膨体聚四氟乙烯）覆盖（支架的外部表面和/或内部表面）。
[0033] 内置假体的又一个例子是经导管递送的假心脏瓣膜50，如图5和6所示的那些心脏瓣膜。考虑到材料的可成形性、跟踪特性和最小弹性回缩性，经导管递送的心脏瓣膜通常选用医疗级不锈钢骨架制成。考虑到材料的机械强度，也可选用钴镍合金或钴铬合金制造它们。这些经导管递送的心脏瓣膜直接布放在现有的坏心脏瓣膜的位置，所以它们占据了可用于血液流动的空间。形成心脏瓣膜骨架52的方法类似于形成支架所用的方法，这些方法在前面已经讨论过。骨架52常设计成环形，由几排Z型或正弦波型（图5）形状组成，各排之间有纵向连接体。或者，它们可由菱形元件形成，所述元件连接到一起，形成环。可为经导管递送的心脏瓣膜50的骨架52设想许多其他的形状。
[0034] 骨架52连有瓣膜材料。用于瓣膜54的材料可以是同种异体移植物（供体移植物）、同体移植物[通常利用罗斯（Ross）手术]、异体移植物或异种移植物（最常见的是来自牛或猪供体的动物组织移植物），或者来自任何生物相容材料如PTFE（聚四氟乙烯）或ePTFE（膨体聚四氟乙烯）。这些材料可利用本领域公知的各种方法连接到骨架上，如直接缝合到骨架上，或者先缝合到另一种材料[例如达可纶 或聚酯]的边缘，再缝合或通过化学作用结合到骨架上。
[0035] 这些心脏瓣膜50利用球囊导管通过两种方法布放：经心尖或经股；最常用的递送路径是经股。此递送方法要求器械能够附连到球囊导管，足够柔软，以跟踪相当长的、可能曲折的解剖通道。这种跟踪性要求常常决定了医疗级不锈钢在心脏瓣膜骨架方面的应用。
[0036] 若为心脏瓣膜50的骨架52选择典型的医疗级不锈钢，则骨架52必须比选用强度更高的材料如钴铬合金或钴镍合金时厚一些。在心脏搏动的环境中，瓣膜骨架52受到的机械应力是相当大的。使用钴合金会妨碍递送器械的典型方法，并且使布放的准确性降低。换句话说，为了有利于血液流动，骨架需要薄一些，但其强度必须足够高，以承受搏动的心脏带来的机械应力。多相钢能满足经导管递送的心脏瓣膜的独特机械要求。
[0038] 可植入滤器，如图7所示的植入血管72的滤器70，也可有效地用本文所述的多相铁基不锈钢制造。这些滤器可包括下腔静脉滤器和栓滤器。用于这些应用的滤器常制成能够径向膨胀，以便先插入身体导管，然后在所需位置膨胀。
[0039] 二联不锈钢的其他医疗应用是在医用导线（lead）领域。医用起搏导线具有电连接器部件，所述部件具有可压缩部分，该可压缩部分膨胀后接受插入的导线，然后收缩或者压接到导线周围，为导线同时提供电连接和弹簧样机械连接。理想情况是，这种压接连接体非常薄，而且直到压接完成之前都具有柔性，但同时该压接连接体具有足够的强度，能经受植入和植出过程中带给导线的高拉伸力。对于这种应用，诸如二联不锈钢这样的材料是最佳选择。
[0040] 导向线（guidewire）也可用多相铁基钢制造。
[0041] 正畸修复，特别是弓丝（arch wire），是多相铁基金属的另一个应用领域。弓丝必须能够用非常小的力成形，但必须能施加恒定的力（由牙医选择，要足以引起牙齿移动，但不疼痛），而应变最多为5%。这种恒定的力必须保持，并且不能有太多的回缩。由于负荷可通过机械方式施加，所以需要强度高且容易成形的材料。
[0042] 在制造上述任何器械时，可增加额外的加工步骤。例如，在形成器械型材之后，可增加改善疲劳寿命的步骤。此步骤可包括对成形器械的选定部分进行预拉紧，对成形器械进行电抛光，或者对成形器械进行介质喷射，在金属表面形成压缩残余应力。若要为多相铁基金属提供退火表面，此加工步骤可在器械成形之前进行。为了改善涂料结合强度或覆盖层附着力，还可增加另一个加工步骤。此步骤类似于改善疲劳寿命的步骤，但结果是改善结合寿命。与改善疲劳寿命一样，根据所提供的原料，此步骤可在器械成形之前或之后进行。
[0043] 可为上述内置假体提供各种生物活性物质（治疗剂）涂层，如血液稀释剂或抗生素。这些可通过适合所需生物活性剂的各种已知方法结合到这种器械上。根据具体应用的需要，也可任选给它们涂覆各种聚合物，所述聚合物任选包含治疗剂。合适的涂料可包括含氟聚合物，如氟化乙烯丙烯（FEP）、聚四氟乙烯（PTFE）、ePTFE，以及四氟乙烯和聚烷基乙烯基醚如聚烷基甲基醚的共聚物（TFE/PMVE）。
[0044] 实施例1
[0045] 图8显示了一类可借助气囊膨胀的管状内置假体80的例子，它可用多相铁基钢制成。为清楚起见，图8仅示出了该器械最靠近观察者的一侧，省去了该管状形体的背侧（离观察者最远的一侧），因为这种器械在观察者看来，通常像在该器械的管状形体内部插入了心轴或其他圆柱体。图8显示的内置假体80看上去像刚用导管气囊使其沿径向发生部分膨胀。这类器械用6.35mm厚的钢板形式的二联级（Duplex Grade）S2205[购自宾夕法尼亚州费城桑德梅尔钢公司（Sandmeyer Steel Co.,Philadelphia PA）]制造。收到的钢板具有以下性质：
[0046] UTS：845MPa
[0047] 0.2%YS：644MPa
[0048] 伸长率(%)：29
[0049] 奥氏体体积分数：56.4%，铁素体体积分数：43.6%。
[0051] 在1300℃对钢板进行热处理，然后将炉子冷却至1000℃。达到1000℃后，在环境空气中将板冷却至室温。热处理之后的钢板具有以下性质：
[0052] UTS：781MPa
[0053] 0.2%YS：485MPa
[0054] 伸长率(%)：34
[0055] 模量：216GPa
[0056] 奥氏体体积分数：41.4%，铁素体体积分数：58.6%。
[0057] 拉伸测试按照ASTM E8完成。将来自经过热处理的不锈钢板的拉伸样品机械加工成螺纹拉伸条。从316LVM和L605管材上切割激光切割拉伸带，同样进行拉伸测试。316LVM的机械性质如下：
[0058] UTS：661MPa
[0059] 0.2%YS：340MPa
[0060] 伸长率(%)：53
[0061] 模量：126GPa
[0062] L605比较样品的机械性质如下：
[0063] UTS：1079MPa
[0064] 0.2%YS：567MPa
[0065] 伸长率(%)：56
[0066] 模量：235GPa
[0067] 此项测试显示，经过热处理的二联不锈钢的弹性模量、屈服强度和极限拉伸强度处于上述两种合金之间，而总伸长率小于316LVM和L605。
[0068] 热处理之后，通过线切割EDM（放电加工机）[三菱线切割EDM（Mitsubishi Wire EDM），FA205型]从该不锈钢板加工海波管（hypotube）。这些海波管的外径为4.57mm，壁厚度为0.254mm。由于EDM管的长度太小，不能进行激光切割，所以制备不锈钢管延伸器，压入海波管两端。然后利用激光从海波管上切割出图8所示类型的支架环；直径和壁厚度不受影响。激光切割在内置假体的膨胀直径（即在该器械发生典型的气囊膨胀之后，该器械将具有的直径）上进行，使得其外观一般如图8所示。从316LVM合金制备相同类型和相同尺寸的激光切割支架环。二联环和316LVM合金环经模拟卷压至1.5mm。然后，用锥形心轴使环沿径向膨胀至10mm，将环放入布洛克怀兹J压握机[型号RJAT，亚利桑那州菲尼克斯市布洛克怀兹工程有限公司（Blockwise Engineering LLC,Phoenix AZ）]。将J压握机安装到英斯特朗拉伸测试机[型号5564，马萨诸塞州诺伍德市英斯特朗公司（Instron Corp.,Norwood MA）]中，将环逐一放入机械圈孔（iris）。然后，在圈孔中将环逐一沿径向挤压至中间尺寸（外径1.65mm），通过英斯特朗蓝山（Bluehill）软件确定环的强度。结果显示，二联环的强度约比316LVM环的强度大20%。
[0069] 利用以下程序测量二联激光切割环的回缩量。按照类似于前面所述的方法，用经过热处理的二联S2205钢、316LVM和L605制造上述类型的内置假体环（支架环）。用圆柱端部最大直径为12.80mm的锥形不锈钢心轴使这些环沿径向膨胀。使这些环膨胀至内径为12.80mm，然后从锥形心轴上取下。这些12.80mm的直径被认为与这种设计的支架环的功能有关。径向膨胀和从锥形心轴上取下之后，用尼康（Nikon）视觉系统（型号VMR3020，3型）测量每根环的内径。在支架内径周围均匀分开的十个不同位置测量每根环的直径，并求平均值。这些测量显示，316LVM支架环的回缩量为0.051mm，二联钢支架环的回缩量为0.152mm，L605支架环的回缩量为0.279mm。这些数据表明，与经过热处理的二联环相比，L605环具有更高程度的弹性回缩性，因此可成形性更低。
[0070] 除了如上面所概述的那样用钢坯机械加工外，图8所示类型的支架环也可用片材机械加工。用于这种支架的机械加工图案90如图9所示。对片材进行机械加工之后，接着利用锥形心轴使所得平面状形体90成形为管子。心轴的小直径必须能够被插入平面状形体90的中心孔92。心轴的最大直径应等于部分膨胀的支架形式的目标内径；此最大直径包括邻近的等直径圆柱段。将心轴细端插入平面状形体90的中心孔92，将心轴整个推过平面状形体90，得到如图8所示的管状形体80。
[0071] 用经过加热的二联S2205钢如上所述制备多根支架环。将八根环80接到移植物材料如ePTFE管102的外表面上，形成如图10所示的支架-移植物100。美国公开的专利申请第2008/0119943号描述了这类支架-移植物的制造，该文献通过参考结合于此。将得到的长约40mm、可借助球囊膨胀的支架-移植物100装到球囊导管上，供后面递送到患者的脉管系统中，随后借助球囊膨胀。应当理解，图10所示的支架-移植物100仅为示例，结合了由多相铁基钢制成的支架的支架-移植物可以有许多形式。同样应当理解，支架可连接到移植物材料的外表面、移植物材料的内腔表面，或者可夹在移植物材料的内外层之间。此外，移植物材料可根据需要包含穿孔，用于特定的应用，如治疗胆。
[0072] 虽然已经说明二联S2205不锈钢合金为制造可借助气囊膨胀的内置假体提供了良好的强度性质和良好的成形能力，特别是在如上所述经过热处理时，但发明人相信，甚至有更好的合金可用于医疗器械，特别是可膨胀内置假体。表1显示了一种这样的合金的组成。应当理解，与这种组成有小偏差也可提供一些优于二联S2205合金的改进。
[0073] 表1
[0074]元素 重量%
C 最高0.03
Mn 最高2.0
Si 最高0.75
Cr 16.0-18.0
Ni 6.0-8.0
Mo 0.6-0.9
P 最高0.03
S 最高0.02
N 0.2-0.25
Fe 平衡量
W 0.8-1.2
C 最高0.03
Mn 最高2.0
Si 最高0.75
Cr 16.0-18.0
Ni 6.0-8.0
Mo 0.6-0.9
P 最高0.03
S 最高0.02
N 0.2-0.25
Fe 平衡量
W 0.8-1.2
[0075] 除了涉及上文所描述和下面要求专利权的实施方式外，本发明还涉及具有上面所描述和下面要求专利权的特征的不同组合的实施方式。因此，本发明还涉及具有下面要求专利权的从属特征的其他任意组合的其他实施方式。
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