CN101262835B - 轴向嵌套的滑动-锁止膨胀装置 - Google Patents

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Abstract

本发明公开一种轴向嵌套的滑动-锁止膨胀装置。本发明大致涉及用于支撑体腔的可扩张医学植入物；并且更具体地，涉及轴向嵌套的、可直径地膨胀的用于扩张堵塞的血管部分的滑动-锁止装置。轴向嵌套的血管装置希望实现竞争性横剖面，同时保持其它关键特征，例如，径向强度和腔开放性。即使收缩轮廓制得很薄，也不会损坏径向强度。因此，血管装置能够有利地无困难地展开到达区域或血管。这种轴向嵌套基本消除配合的结构元件之间的径向重叠，因而理想地允许小的、均匀的轮廓。

Description

轴向嵌套的滑动-锁止膨胀装置
技术领域
本发明大致涉及用于支撑体腔的可扩张医学植入物；并且更具体地，涉及轴向嵌套的、可直径地膨胀的用于扩张体腔部分的滑动-锁止装置。
背景技术
支架或可膨胀支架被植入诸如血管的体腔内，以维持腔开放。这些体腔，无论大小，可以是血管或非血管。这些装置典型地通过使用导管腔地植入，该导管插入到容易到达的位置，然后前进到展开部位。支架起初处于径向地压缩或收缩状以便能够通过腔。一旦位于适当位置，根据它的构造，支架可自动地或手动地展开，例如球囊充气，支架通过它携带在导管上。
一种重要和经常使用的支架是当血管壁的一部分或狭窄块堵塞或阻碍血管流体流动时使用的血管治疗支架。球囊导管经常用于皮冠状动脉腔内成形术中以便扩大血管的阻塞部分。然而，阻塞的扩大会导致动脉粥样硬化块裂缝和损坏内皮和下面的平滑的肌肉细胞层，潜在地导致血管壁凸出结构或穿孔，以及扩张血管的再狭窄的长期问题。支架的植入能够为这些问题提供支撑，并防止血管的再闭合或为穿孔的血管提供修补。进一步地，支架可克服血管壁收缩的趋势，因而在血管中保持更通畅的血流动。支架现在还用于其它临床情况，例如不稳定的容易受伤的病人。
支架通常用于使堵塞的、收缩的或闭塞的腔保持开放，支架在膨胀状态下必须具有足够的径向或周向强度，以便克服预期力。然而，同时需要支架在收缩状态下尽量小，以便于在腔中前进。结果，有利的是支架具有尽可能大的膨胀比。
其它考虑是装置的纵向柔性。这种特性不仅在把支架调整到适当位置(其可需要血管的大致回旋的横断物)方面很重要，而且在更好地适应展开部位的血管曲率方面也是很重要的。同时，然而，需要支架具有足够的径向强度，以便展开时为腔壁提供支撑。
现有支架构造中的另一个固有问题是当这种结构径向膨胀时常面临的纵向收缩问题。这不仅降低了展开状态下的支架的有效长度，而且在膨胀期间导致在血管壁上造成摩损伤害。
为了实现这些不同要求，已经发明了许多不同的方法。通常的方法为全部由线构造的支架。这种线是弯曲的、编织的和/或卷绕的，以便限定大致的圆柱结构，该结构具有承受径向膨胀的能力。使用线具有多个缺点，例如它的基本恒定不变的截面，这可导致沿支架在一定位置处集中比理想量大或少的材料。此外，线具有形状方面的限制，因此限制了最终可获得的膨胀比，作用区域，柔性和强度。
作为线基结构的替换，提出了一种纸管构造的支架。通过从这种管状材料选择性去除材料，可给结构赋予期望的程度的柔性和膨胀性。蚀刻技术和激光切割方法用于从该管去除材料。激光切割提供了高精度，这能够很好地限定从管去除材料的图案，以便留下精确限定的完好的材料图案。这种支架的性能在保留的材料图案(例如设计)方面和材料厚度方面很有功效。特定图案的选择对获得的支架的作用区域、膨胀比和强度、以及膨胀期间的它的纵向柔性和总行尺寸稳定性方面具有深远影响。
尽管管基支架相对于线基设计具有许多优点，但是期望提高这种设计，以便进一步提高径向膨胀期间的纵向柔性和纵向尺寸稳定性，而不牺牲径向带强度。
Fordenbacher公开了一种支架设计，请参见美国专利No.5,549,662和5,733,328，其采用多个细长平行支架元件和延伸的多个相对的圆周元件或指状物，每个细长平行支架元件具有纵向主干，该主干横跨整个支架轴向长度。从每个支架元件延伸的圆周元件编织进相邻的支架元件的纵向主干的成对插槽中。这种编织状的互锁构造，其中圆周元件穿过一对插槽中的第一插槽，然后编织到该对插槽中的另一个插槽中，这对于实现Fordenbacher的目的是很重要的，以便允许径向膨胀，而没有材料变形。此外，Fordenbacher支架中的足够数量的圆周元件提供了足够的搭架。不幸的是，圆周元件具有从成对插槽凸出的自由端。此外，编织进成对插槽中的圆周元件还需要与腔壁隔离的隔离件。自由端和隔离件具有导致血栓症和/或再狭窄的危险。
一些支架采用“jelly roll”设计，其中薄片在收缩状态下，薄片卷起，具有高程度的重叠；在支架展开到膨胀状态时，重叠降低。下列美国专利文献公开了这种设计：Lau的美国专利No.5,421,955；Khosravi的美国专利No.5,441,515和5,618,299；和Sigwart的美国专利No.5,443,500。这些设计的缺点是它们的纵向柔性很差。在变化的设计中，具有改进的纵向柔性，多个短卷被纵向连接。请参见Campbell的美国专利No.5,649,977；Carpenter的美国专利No.5,643,314和5,735,872。然而，这些连接的卷在相邻的卷之间缺少血管支撑。进一步地，这些设计具有过多的多层支架元件重叠，这导致输送轮廓相当厚。
各种类型的支架，包括上述的支架，常基于它们的膨胀装置来说明。对于其它信息，下列文献公开了各种类型的支架：Balcon et al.，“Recommendations on Stent Manufacture，Implantation andUtilization”European Heart Journal(1997)，vol.18，pages1536-1547；Phillips，et al.，“The Stenter’s Notebook”Physician’s Press(1998)，Birmingham，Michigan。
球囊膨胀支架在收缩状态下制造，并且利用球囊膨胀到期望直径。可膨胀支架结构可通过例如Palmaz的美国专利No.4,733,665所教导的支架的机械变形来保持在膨胀状态下。可选地，球囊膨胀支架可通过彼此的支架壁的接合来保持在膨胀状态下，例如美国专利所公开的：Kreamer的美国专利No.4,740,207；Beck et al.，的美国专利No.4,877,030；和Derbyshire的美国专利No.5,007,926。进一步地，支架可通过支架壁与生长进支架中的组织的单向接合来保持在膨胀状态下，例如Stack et al.的美国专利No.5,059,211所公开。
尽管球囊膨胀支架是临床广泛应用的首选支架类型，但是球囊膨胀支架具有各种缺陷，这会限制它在许多重要应用中的效果。例如，球囊膨胀支架常在充气球囊的放气之后会立刻回缩(即，直径减小)。因此，在支架展开期间需要给球囊过分充气以便补偿随后的回缩。这是个缺点，因为已经发现过分充气会损伤血管。进一步地，展开的球囊膨胀支架随着时间具有缓慢回缩，因而减小了腔的开放性。更进一步地，球囊膨胀支架常在膨胀期间缩短(长度减小)，这导致沿血管壁的不期望的应力，并造成支架定位不精确。更进一步地，许多球囊膨胀支架，例如起初的Palmaz-Schatz支架和随后的变型，构造有可膨胀网，该膨胀网具有相对参差不齐的终端头，这增加损伤血管，血栓症和/或再狭窄的风险。
自膨胀支架制成其直径大致等于或大于血管直径，并且以更小的直径收缩和缩小，用于输送到治疗部位。自膨胀支架通常放置在套或壳中，以便在输送期间把支架约束在收缩状态。在到达治疗部位后，约束机构去除，支架自膨胀到膨胀状态。更普通地，自膨胀支架由镍钛诺或其它形状记忆合金制成。临床首用的自膨胀支架中的一个是编织的“WallStent”，如WallStent的美国专利No.4,954,126所述。自膨胀支架的另一个实例是Wall的美国专利No.5,192,307中公开的，其中支架状修补物由塑性片或金属片形成，其可膨胀或收缩定位。
加热膨胀支架与自膨胀支架本质相似。然而，这种类型的支架利用热量来产生支架结构的膨胀。这种类型的支架可由形状记忆合金形成，例如镍钛诺或其它材料制成，例如聚合物，这些材料需要经过热过渡以便实现尺寸变化。热膨胀支架常常输送到能够接收加热流体的导管的作用区域。加热盐或其它流体可通过支架已定位在其上的导管的一部分，因而热量传递到支架，并导致支架膨胀。然而，热膨胀支架不能广泛应用，因为装置太复杂，膨胀不稳定和在膨胀状态下难以保持支架。更进一步地，已经发现在支架展开期间加热会损坏血管。
总之，尽管已经说明了数年来用于保持体腔的开放性的各种支架，但是没有一个能够克服上述大部分或全部问题。结果，临床医生在选择特定应用要使用的支架类型时被迫衡量优缺点。因此，仍然需要一种改进的支架：当收缩时小型并且柔性，以便简单地输送到作用区域；当展开时足够柔软以便与作用的体腔的形状一致；均匀膨胀到期望直径，而长度不变化；保持膨胀尺寸，而无显著回缩；和具有足够的搭架以便提供通畅的通腔。
发明内容
为了总结本发明，上面已经对本发明的特定方面、优点和新颖特征进行了说明。当然，可以理解的是不必要实现本发明的任何特定实施例的所有优点。因此，本发明可以实现或优化这里所教导或暗示的一组优点中的一个优点来体现和执行，而不需要这里教导或暗示的其它优点。
一些实施例提供了一种直径地膨胀、滑动-锁止血管装置，修补物或支架，其包括在径向方向上基本不重叠的元件或构件，即在展开状态下彼此不放置(嵌套)在一起。在嵌套(非膨胀、非展开、膨胀前)的位置，两个重叠元件的径向厚度大约小于额定材料厚度的两倍。非展开状态下的重叠通常是可以接受的，只要能够实现适当的横剖面，同时，在展开状态下期望重叠较小、最小或基本没有。
在轴向嵌套实施例的制造和组装期间，装置结构元件在膨胀前或非膨胀状态下基本大部分或几乎并排(轴向)定位，以便使未展开(非膨胀、扩张前)和展开(膨胀、扩张)状态下装置横剖面和体积充分减小或最小。有利地，通过使径向嵌套装置设计所遇到过大体积被充分减小或最小，本发明的实施例能够使用各种厚度的各种材料实现竞争性装置和横剖面，因此理想地允许优化装置设计和性能。
许多传统的滑动-锁止血管装置包括在径向方向上彼此重叠的元件，即彼此放置在一起。该特征能够限制能够采用的材料厚度，和能够限制能够采用的元件的数量。当厚度或元件数量增加时，装置的竞争特征可包括，例如横剖面。为了提供可接受的横剖面，这些径向嵌套装置中使用的元件的厚度和数量常被减小，这对可靠性和装置径向强度方面的特征产生影响。
本发明的实施例提供了一种轴向嵌套血管装置，以便实现竞争横剖面(competitive crossing profiles)，同时保持其它关键特征，例如径向强度和腔开放性。有利地，一种轴向嵌套装置设计允许使用较厚材料来保持需要和期望的径向强度。
本发明的实施例能够使用许多特征来产生滑动-锁止机构，这允许控制和预测装置膨胀。例如，能够采用可偏移和不可偏移元件和构件来实现期望展开和锁定性能。熟练技术人员容易知道各种机构、特征和/或几何形状能够实现期望的展开和锁定性能。例如，结合大结构元件的机构，或能够使用定位的子元件。
一些实施例提供一种滑动-锁止支架，其包括管状构件，所述管状构件可从收缩状态膨胀到膨胀状态。所述管状构件包括至少一个滑动-锁止分段，所述滑动-锁止分段包括分离的第一和第二轴向地嵌套的、滑动地连接的结构元件，所述结构元件中的至少一个包括可偏移结构，所述可偏移结构构造成在从收缩状态膨胀到膨胀状态的膨胀期间可偏移，因而阻止回缩，并且其中所述结构元件中的任一个没有一部分编织进另一个结构元件中的成对插槽中。
在优选变化例中，所述可偏移结构构造成轴向地偏移。可选地，所述可偏移结构构造成径向地偏移。
一些实施例提供一种滑动-锁止支架，包括管状构件。所述管状构件可从收缩直径膨胀到膨胀直径。所述管状构件包括第一圆周滑动-锁止分段和第二圆周滑动-锁止分段，所述滑动-锁止分段纵向地设置并联接。每个所述滑动-锁止分段包括第一轴向元件和第二轴向元件。每个所述滑动-锁止分段的对应的轴向元件空间地偏移并通过互锁联接机构连接。每个所述第一轴向元件包括具有至少一个轴向朝外延伸齿的第一肋，所述第二轴向元件包括具有至少一个轴向朝内延伸齿的第二肋。其中在膨胀期间所述朝外延伸齿和所述朝内延伸齿相互接合，并构造成允许第一和第二轴向元件之间的单向滑动，从而使得在从收缩直径膨胀到膨胀直径的膨胀期间对应的第一和第二肋中的至少一个轴向地偏移。
一些实施例提供一种滑动-锁止支架，包括管状构件。所述管状构件可从第一直径膨胀到第二直径，所述管状构件包括第一圆周分段和第二圆周分段，所述圆周分段纵向地设置。柔性联接分段，所述柔性联接分段连接所述圆周分段。每个圆周分段包括第一滑动-锁止元件和第二滑动-锁止元件，每个圆周分段的对应的滑动-锁止元件通过可滑动联接机构径向地连接。所述第一滑动-锁止元件中的每个包括至少一个齿，所述第二滑动-锁止元件中的每个包括至少一个径向延伸齿，并且在膨胀期间，第一滑动-锁止元件的齿与第二滑动-锁止分段的对应的径向延伸齿接合，所述齿构造成允许对应的第一和第二滑动-锁止元件之间的单向滑动，从而使得对应的第一和第二滑动-锁止元件的至少一部分在从第一直径膨胀到第二直径的膨胀期间径向地偏移。
一些实施例提供一种滑动-锁止支架，包括管状构件。所述管状构件可从收缩状态膨胀到膨胀状态，并包括腔。所述管状构件包括至少一个滑动-锁止分段。所述滑动-锁止分段包括至少一个第一结构元件和至少一个第二结构元件，所述至少一个第一结构元件和至少一个第二结构元件利用联接机构径向地互锁，以便在第一结构元件和第二结构元件之间提供相对运动。联接机构构造成允许第一结构元件和第二结构元件之间的单向滑动，从而使得第一结构元件的至少一部分和/或第二结构元件的至少一部分在从收缩状态膨胀到膨胀状态期间弹性地偏移。有利地，结构元件之间的径向互锁基本消除径向重叠，并允许基本通畅的通腔，从而使得在收缩或膨胀状态下基本没有结构凸出到腔中。
在本发明的实施例中，结构元件能够联接在一起，并通过各种技术互锁元件能够抓取它。例如，产生或增加通道来允许元件在其中滑动。其它的粒子包括但不限于：抓取带、悬挂元件、盖子、舌形槽结构和其它适当的几何结构，这可通过广泛的各种技术来实现，以便联接和抓取元件。
本发明的实施例提供一种支架：当收缩时足够小足够柔软，以便允许简单地输送到作用区域；展开时足够柔软，以便与作用的体腔的形状一致；均匀地膨胀到期望直径，而长度无变化；保持膨胀尺寸，而无明显回缩；具有足够搭架以便提供通畅的通腔；支撑内皮或利用血管衬覆盖支架，这使血栓症的风险最小；和具有更大的输送治疗剂的能力，以便使受伤、再狭窄和其它血管疾病最小化。
本发明的实施例的支架可使用各种制造方法、技术和过程来制造或生产。这包括但不限于：发射激光、激光器加工、磨削、压印、成型、铸造、模制、层压、结合、焊接、粘附性固定等。
在一些实施例中，支架特征和机构通常以两维几何形状制造，并进一步地加工成三维设计和特征，例如通过使用但不限于：结合、层压等。在其它实施例中，支架特征和机构直接制成三维形状，例如通过使用但不限于：注模等方法。
在上述支架的优选变化例中，支架还包括从金属和聚合物组成的组中选择的材料。优选地，聚合物包括生物吸收聚合物。更优选地，聚合物包括辐射透不过聚合物。在一个方面中，聚合物在支架的至少一部分上形成涂层。聚合物涂层可还包括适用于提高所选择的生物响应的生物相容、生物再吸收聚合物。
本发明的另一实施例公开了再治疗体腔的方法。该方法包括步骤：把上述任一支架配置到所述体腔的区域，其中所述支架由生物再吸收聚合物制成，并在所述区域处留驻一段时期；和在一段时期之后，对所述区域执行第二次治疗，例如，从任何种类的第二支架术、血管成形术、关节切除术、外科旁路术、辐射术、切除术、局部药物注射术等或其它随后的干预和治疗组成的组中选择的治疗技术。
在上述支架的优选变化例中，支架还包括层状材料。优选地，层状材料包括生物再吸收聚合物。
滑动-锁止血管装置的实施例的一个关键设计方面是它的展开比，即，最终的最大直径与最初的收缩直径的比率。根据从事和应用的特定设计，展开比可变化。有利地，本发明的实施例的支架允许许多元件增加或减少，即，根据需要和要求变化，以便使展开比、装置性能、横剖面、柔性等的优化。这期望地增加了装置的通用性和实用性。
在上述支架的优选变化例中，支架的至少一部分的截面几何形状是锥形的，以便当支架放置在血管中时产生大致期望的血液流动特性。
在上述支架的优选变化例中，支架还包括可回缩的套，该套的尺寸适用于在输送到治疗部位时包裹管状构件。
在上述支架的优选变化例中，支架还包括固体壁区域。所述固体壁区域还可包括开口。
在上述支架的优选变化例中，支架还包括聚合套。
还公开一种用于治疗血管内的部位的系统，包括具有展开装置(deployment means)的导管和上述任一个支架，其中所述导管适用于把支架输送到所述部位，并且所述展开装置适用于展开支架。在优选变化例中，导管从线上导管、同轴快速交换导管和多交换输送导管组成的组中选择。
所有这些实施例都在本发明公开的范围内。根据下面参考附图的优选实施例的说明，对于本领域技术人员而言，本发明的这些和其它实施例将变得显然，但是本发明不限于公开的任何特定的优选实施例。
附图说明
由于总结了本发明的总体特征，因此根据下面参考附图的优选实施例的说明，对于本领域技术人员而言，本发明的一些特征和优点、特定优选实施例和变化例将变得显然。
图1A是显示本发明的实施例的特征和优点的轴向嵌套的滑动-锁止支架的简化示意端视图；
图1B是显示本发明的另一实施例的特征和优点的轴向嵌套的滑动-锁止支架的简化示意侧视图；
图2是显示本发明的实施例的特征和优点的轴向嵌套的滑动-锁止支架的简化立体图；
图3是显示本发明的实施例的特征和优点的图2的支架的未展开分段的简化立体分解图；
图4是显示本发明的实施例的特征和优点的图2的支架的展开分段的简化立体分解图；
图5是显示本发明的实施例的特征和优点的图2的支架的分段的简化二维立体图；
图6是显示本发明的实施例的特征和优点的图2的支架的分段的简化二维立体局部图；
图7是显示本发明的另一实施例的特征和优点的、具有抓取机构的图2的支架的分段的简化二维立体图；
图8是图7的抓取机构的简化二维立体放大图；
图9是显示本发明的实施例的特征和优点的支架联接几何结构的简化二维立体图；
图10是显示本发明的另一实施例的特征和优点的支架联接几何结构的简化二维立体图；
图11是显示本发明的实施例的特征和优点的、具有轴向偏移臂机构的轴向嵌套的滑动-锁止支架分段的简化二维立体局部图；
图12是显示本发明的另一实施例的特征和优点的、具有轴向偏移臂机构的轴向嵌套的滑动-锁止支架分段的简化二维立体局部图；
图13A和13B是显示本发明的另一实施例的特征和优点的、具有轴向偏移臂机构的轴向嵌套的滑动-锁止支架分段的简化二维立体局部图；
图14A和14B是显示本发明的另一实施例的特征和优点的、具有轴向偏移臂机构的轴向嵌套的滑动-锁止支架分段的简化二维立体局部图；
图15是显示本发明的实施例的特征和优点的、具有径向偏移臂机构的轴向嵌套的滑动-锁止支架分段的简化二维立体局部图；
图16是显示本发明的另一实施例的特征和优点的、具有径向偏移臂机构的轴向嵌套的滑动-锁止支架分段的简化二维立体局部图；
图17是显示本发明的另一实施例的特征和优点的、图16的支架分段的简化二维立体放大局部图；
图18是显示本发明的实施例的特征和优点的、显示径向肋偏移的图16的支架分段的简化二维立体放大局部图；
图19是显示本发明的实施例的特征和优点的、处于收缩状态的具有轴向偏移机构的轴向嵌套的滑动-锁止支架分段的简化二维立体放大局部图；
图20是显示本发明的实施例的特征和优点的、处于膨胀状态的图19的轴向嵌套的滑动-锁止支架分段的简化二维立体放大局部图；
图21是显示本发明的实施例的特征和优点的、处于展开状态的轴向嵌套的滑动-锁止支架的简化立体图；
图22是显示本发明的实施例的特征和优点的、处于未展开状态的轴向嵌套的滑动-锁止支架的简化立体图；
图23A和23B是显示本发明的实施例的特征和优点的、处于未展开状态的轴向嵌套的滑动-锁止支架的简化立体图；
图24是显示本发明的实施例的特征和优点的、图23B的支架的简化端视图；
图25是显示本发明的实施例的特征和优点的、处于展开状态的图22的支架的简化立体图；
图26A和26B是显示本发明的实施例的特征和优点的、处于展开状态的图23A和23B的相应支架的简化立体图；
图27是显示本发明的实施例的特征和优点的、图26B的简化端视图；
图28是显示本发明的实施例的特征和优点的、处于部分展开状态的轴向嵌套的滑动-锁止支架的简化二维立体图；
图29是显示本发明的实施例的特征和优点的、处于几乎完全展开状态的轴向嵌套的滑动-锁止支架的简化二维立体图；
图30是显示本发明的实施例的特征和优点的、处于收缩状态的轴向嵌套的滑动-锁止支架的简化二维平面图；
图31是显示本发明的实施例的特征和优点的、处于收缩状态的轴向嵌套的滑动-锁止支架分段的简化二维局部图；
图32是显示本发明的实施例的特征和优点的、处于完全膨胀状态的轴向嵌套的滑动-锁止支架分段的简化二维平面图；
图33是显示本发明的实施例的特征和优点的、处于部分膨胀状态的轴向嵌套的滑动-锁止支架分段的简化二维局部图；
图34是显示本发明的实施例的特征和优点的、处于几乎完全膨胀状态的轴向嵌套的滑动-锁止支架分段的简化二维平面图；
图35是显示本发明的实施例的特征和优点的、处于几乎完全膨胀状态的轴向嵌套的滑动-锁止支架分段的简化二维局部图；
图36是显示本发明的实施例的特征和优点的、处于几乎完全膨胀状态的轴向嵌套的滑动-锁止支架分段的另一简化二维局部图；
图37是显示本发明的实施例的特征和优点的、处于几乎完全膨胀状态的轴向嵌套的滑动-锁止支架分段的简化二维立体局部图；
图38是显示本发明的实施例的特征和优点的、在制造和组装期间的轴向嵌套的滑动-锁止支架的简化二维立体图；
图39是显示本发明的实施例的特征和优点的、处于压缩状态的轴向嵌套的滑动-锁止支架的简化二维平面图；
图40是显示本发明的实施例的特征和优点的、处于膨胀状态的图39的支架的简化二维平面图；
图41是显示本发明的实施例的特征和优点的、图39的支架的简化二维立体局部图；
图42是显示本发明的实施例的特征和优点的、图39的支架的结构元件的简化二维立体放大图；
图43是显示本发明的实施例的特征和优点的、处于部分膨胀状态的轴向嵌套的滑动-锁止支架的简化二维立体图；
图44是显示本发明的另一实施例的特征和优点的、处于部分膨胀状态的轴向嵌套的滑动-锁止支架的简化二维立体图；
图45是显示本发明的另一实施例的特征和优点的、图44的支架的滑动-锁止联接机构的简化二维放大立体图；
图46是显示本发明的另一实施例的特征和优点的、制造和组装期间的图43或图44的支架的简化二维立体局部图；
图47是显示本发明的实施例的特征和优点的、处于膨胀状态的轴向嵌套的滑动-锁止支架的简化二维立体图；
图48是显示本发明的另一实施例的特征和优点的、处于部分膨胀状态的轴向嵌套的滑动-锁止支架的简化二维立体图；
图49是显示本发明的实施例的特征和优点的、制造和组装期间的图47的支架的简化二维立体局部图；
图50是显示本发明的另一实施例的特征和优点的、制造和组装期间的图47的支架的简化二维立体局部图；
图51是显示本发明的实施例的特征和优点的、处于部分膨胀状态的轴向嵌套的滑动-锁止支架的结构元件的二维立体概念图；
图52是显示本发明的另一实施例的特征和优点的、处于部分膨胀状态的轴向嵌套的滑动-锁止支架的结构元件的二维立体概念图；
图53是显示本发明的另一实施例的特征和优点的、处于部分膨胀状态的轴向嵌套的滑动-锁止支架的结构元件的二维立体概念图；
图54是显示本发明的另一实施例的特征和优点的、处于部分膨胀状态的轴向嵌套的滑动-锁止支架的结构元件的二维立体概念图；
图55是显示本发明的另一实施例的特征和优点的、处于部分膨胀状态的轴向嵌套的滑动-锁止支架的结构元件的二维立体概念图；
图56是显示本发明的另一实施例的特征和优点的、处于部分膨胀状态的轴向嵌套的滑动-锁止支架的结构元件的二维立体概念图；
图57是显示本发明的实施例的特征和优点的、轴向嵌套的滑动-锁止支架的简化二维立体图；
图58是显示本发明的实施例的特征和优点的、处于收缩状态的图57的支架的简化二维立体图；
图59是显示本发明的实施例的特征和优点的、处于收缩状态的图57的支架的简化二维平面图；
图60是显示本发明的实施例的特征和优点的、处于膨胀状态的图57的支架的简化二维平面图；
图61是显示本发明的实施例的特征和优点的、图57的支架的滑动-锁止联接机构的简化二维立体顶视图；
图62是显示本发明的实施例的特征和优点的、图57的支架的滑动-锁止联接机构的简化二维立体底视图；
图63是显示本发明的实施例的特征和优点的、处于膨胀状态的轴向嵌套的滑动-锁止支架的简化二维立体图。
具体实施方式
尽管说明了各种实施例的细节，但是可以知道的是，说明仅用于解释，而不应是对本发明的限制。进一步地，对于本领域熟练技术人员而言，本发明的各种应用和变化也包括在本文描述的概念中。
这里所用的术语“支架”是指下列腔中的放置实施例：(1)血管体腔(即动脉和/或静脉)，例如冠状动脉、肾动脉、外围(髂骨、股骨、腿弯部、锁骨下)动脉；(2)非血管体腔，例如当前治疗的消化腔(胃与肠、十二指肠、胆管、食道)，呼吸腔(气管和支气管)，和泌尿腔(尿道)；(3)其它身体系统的腔中使用的其它实施例，例如生殖、内分泌、造血和/或外皮、骨骼/整形外科和神经系统(包括听觉和视觉应用)；和(4)最后，支架实施例可用于膨胀堵塞的腔和用于诱导堵塞物(例如动脉瘤的情况)。
在本发明的一下说明中，术语“支架”可以与术语“修补物”(假体)交叉过渡使用，并应被宽泛地解释以包括用于一段支撑身体通路构造的多种装置。此外，应该理解：术语“身体通路”包括诸如这里描述的那些身体内的任何腔或导管，以及任何其它动脉、静脉或血管。
此外，应该理解：术语“形状记忆材料”是一个宽泛的术语，包括诸如镍-钛合金的多种已知形状记忆合金以及在进行基本可塑性变形后返回到先前确定的形状的任何其它材料。
在本发明的一个优选实施例中，组装的支架通常包括管状构件，所述管状构件具有尺寸确定为用于插入体腔内的沿纵向轴线的长度和沿径向轴的直径。所述管状构件优选地形成有“通畅的通腔”，所述管状构件被确定具有在收缩或膨胀状态中很少或没有突出进入腔内的结构。
在这里显示和说明的许多实施例中，内腔支架优选地设置有“滑动-锁止元件”，这里通常将“滑动-锁止元件”称为“轴向元件”。轴向元件以支架从轴向收缩状态膨胀到轴向膨胀状态的单向轴向膨胀方式与圆周相邻轴向元件相互连接，例如在使用时。轴向元件优选地构造成实现棘轮效果，从而使得在应用于身体通道中之后支架保持(即锁定)在膨胀直径。更具体地，结构(例如轴向元件)可弯折或弯曲；然而，与传统的球囊膨胀支架不同，在支架从收缩直径膨胀到膨胀直径时不需要元件的塑性变形。这种类型的元件通常称为“不变形元件”。因此，术语“不变形元件”通常描述在支架的布置期间大体上保持其最初尺寸(即，长度和宽度)的结构。每个轴向元件优选地形成为被切割的扁平的片或形成以提供滑动或锁定机构。
术语“编织进成对插槽(weaves through paired slots)”具有美国专利No.5,549,662和5,733,328中描述的含义。如这里所使用，该术语说明支架元件之间的特定的可滑动的连接或联接，其中一个支架元件的一部分通过另一个支架元件的一对插槽中的一个，然后返回通过该对插槽中的第二个，因此产生编织状的互锁结构。本发明的优选实施例在支架元件之间采用可滑动的连接或联接，以避免编织状的结构，从而在优选实施例中，支架元件没有一部分编织进另一个支架元件的成对插槽中。
这里使用的术语“径向强度”描述了不会出现临床显著损伤的支架能够承受的外部压力。由于其高径向强度，球囊膨胀支架通常用在冠状动脉中以确保脉管开放。在布置在体腔内期间，球囊的充气能够得到调节用于将支架膨胀成特定期望的直径。因此，球囊膨胀支架通常优选地用于其中精确放置和尺寸确定很重要的应用中。球囊膨胀支架也通常用于直接支撑，其中血管在支架布置前无预扩大过程(例如血管成形)。更确切地说，在直接支撑期间，可充气球囊的膨胀扩大了血管，同时也膨胀了支架。
在另一个优选实施例中，支架还包括由生物相容聚合物形成的管状构件，优选地由生物再吸收聚合物形成的管状构件，例如未审查的美国专利申请No.10/952,202中所描述的那些管状构件，它的全部内容通过引用结合到本文中。还可以理解的是，采用的各种聚合物公式可以包括同聚物和杂聚物，其包括异构体。这里使用的同聚物是指由两种以上不同类型的单体组成的聚合物，其也称作共聚物。杂聚物或共聚物可以是已知类型，如块的、随机的和交互的。对于进一步的各种聚合物公式，根据本发明的实施例的产品可以由同聚物、杂聚物和/或这种聚合物的混合组成。
这里所使用的术语“生物再吸收”是指生物降解的(通过水和/或酶的作用化学地降解)、并且至少一些降解产品是可以被身体消除和/或吸收的聚合物。这里所使用的术语“辐射透不过”是指通过用于成像的vivo分析技术可看见的物品或包括该物品的材料，前述分析技术例如但不限于：X射线照相法、荧光透视法、其它形式的辐射、MRI、电磁能、结构成像(例如计算或计算机X线断层摄影术)、和功能成像术(例如超声波检查法)。这里所使用的术语“固有的辐射透不过”是指由于聚合物卤素的共价键造成固有的辐射透不过的聚合物。因此，术语包括卤素简单结合的聚合物或其它辐射透不过制剂。例如金属和它们的组合物。
在另一个优选变化例中，支架还包括一定量的治疗剂(例如，药物制剂和/或生物制剂)。这里使用的术语“药物制剂”包含意欲刺激起具体生理性(例如新陈代谢)反应的疾病缓解、治疗或防止的物质。这里使用的术语“生物制剂”包含维持生物系统中的结构和/或功能活性的任何物质，包括但不局限于：基于器官、组织或细胞的衍生物；细胞；病毒；载体；任何顺序和大小的天然和重组和原始合成的核酸(例如，动物、植物、微生物和病毒)；抗体，多聚核苷酸；寡核苷酸；cDNA’s；癌基因；蛋白质；肽；氨基酸；脂蛋白；糖蛋白；脂质；碳水化合物；多糖；脂质；脂质体；或其它细胞成份；或例如受体和配体的细胞器官。此外，这里使用的术语“生物制剂”包括适用于人体疾病或损伤的防止、治疗或治愈的病毒、血清、毒素、抗毒素、疫苗、血液、血液成份或衍生物、过敏性产物；或类似产物；或胂凡纳明或其衍生物(或任何三价的有机砷化合物)(按照Section 351(a)of the Public Health Service Act(42U.S.C.262(a))。此外，术语“生物制剂”可包括下述：1)如这里使用的“生物分子”，包括：生物活性肽；蛋白质；碳水化合物；维生素；脂质；或产生和纯化自由天然发生或重组的有机体的核酸；抗体；组织或细胞系，或这些分子的合成类似物；2)如这里使用的“遗传物质”，包括：核酸(或者脱氧核糖核酸(DNA)或核糖核酸(RNA))；遗传元素；基因；因子；等位基因；操纵子；结构基因；调节基因；操纵基因；基因补足物；基因组；遗传密码；密码子；反密码子；信使RNA(mRNA)、转移RNA(tRNA)；核糖体染色体外遗传元素；细胞质基因；质粒；转座子；基因突变；基因序列；外显子；内含子；和3)如这里使用的“处理的生物制品”，诸如已进行处理的细胞、组织或器官。治疗剂可包括维生素或矿物质或其它天然元素。
在一些实施例中，轴向元件的设计特征能够变化，以便定制成满足强度、柔性、展开曲率半径和膨胀比等功能特征。在一些实施例中，支架包括再吸收材料，当它完成工作后就消失。在一些实施例中，支架用作治疗输送平台。
支架优选地包括至少一种纵向模块，其由一系列轴向元件组成，包括一个以上滑动-锁止轴向元件，可选地一个以上被动轴向元件，通过柔性连接部分在纵向轴线上联接。优选地，两个以上相似纵向模块的轴向元件滑动地连接到圆周相邻的轴向元件。当然，单个模块(或jellyroll型)实施例也包括在本发明公开的范围内。每个模块优选地是不伸展的离散的、整体结构，在支架布置期间具有任何大的永久变形。
一些实施例涉及一种用于开放或膨胀体腔中的目标区域的轴向膨胀支架。在一些实施例中，组装的支架包括管状构件，该管状构件具有适于插入体腔的适当尺寸，即纵向轴线上的长度和圆周或轴线上的直径。根据结构元件的数量和构造，在不同选择的目标腔中布置的管状构件的长度或直径可显著变化。管状构件在从至少第一收缩直径到至少第二膨胀直径的范围内可调节。一个以上的止动件和接合元件或凸起结合到管状构件的结构元件中，因此使回缩(即从膨胀直径到更收缩的收缩直径)最小化到小于约5％。
根据一些实施例的管状构件具有“通畅的通腔”，其用于限定在收缩或膨胀直径时无结构元件凸出到腔内。进一步地，管状构件具有平滑的边缘以便使边缘损伤最小化。管状构件优选地是薄壁的(壁厚取决于所选的材料，对于塑性和可降解材料，厚度可小于约0.010英寸；并且对于金属材料，可小于约0.002英寸)并且柔性的(例如，小于约0.01牛顿力/毫米偏移)，以便于输送到小血管并通过蜿蜒的脉管系统。
根据本发明的支架优选地形成有壁，用于提供低横剖面(crossingprofile)并用于实现优异的纵向柔性。在优选实施例中，壁厚约0.0001英寸到约0.0250英寸，并且更优选地约0.0010英寸到约0.0100英寸。然而，壁厚至少部分地取决于所选择的材料。例如，对于塑料和可降解材料，厚度可小于约0.0080英寸；并且对于金属材料，可小于约0.0020英寸。更具体地，当使用塑料材料时，厚度优选地在约0.0040英寸或约0.0085英寸的范围中。然而，具有各种直径的支架可采用不同厚度，用于胆管和其它外围血管应用。对于包括组装和布置的装置的所有方面，上述厚度范围已被发现提供优选的特征。此外，将认识到：上述厚度范围不应限制本发明的范围，并且本发明的教导可应用于具有这里未讨论的尺寸的装置。
未审查的美国专利申请No.11/016,269；60/601,526；10/655,338；10/773,756；10/897,235还公开了本发明的一些方面，因此它们公开的全部内容结合到本文中。
本发明的优选实施例大致涉及用于保持体腔支撑的膨胀的医学植入物，具体地，涉及用于扩大血管的堵塞部分的轴向嵌套的、直径地膨胀的、滑动-锁止血管装置。
尽管说明详细说明了本发明的各种实施例，但是可以知道的是，说明仅用于解释，而不应是对本发明的限制。进一步地，对于本领域熟练技术人员而言，本发明的各种应用和变化也包括在本文描述的概念中。
一些实施例涉及具有多个纵向布置的分段、区段或框架的膨胀支架。该分段具有多个轴向嵌套的滑动-锁止元件，该轴向嵌套的滑动-锁止元件允许元件从收缩直径到膨胀/展开直径的单向滑动，但限制从膨胀直径的回缩。在一些实施例中，支架包括聚合物，并通过层压和激光切割多层的组合制造。有利地，支架使结构元件之间的充分减小或最小，因此理想地减小了支架的有效壁厚。另一个优点是支架设计元件和互锁能够变化，以便适应强度、柔性、展开的曲率半径和膨胀比等功能特征。在一些实施例中，支架包括再吸收材料，当再吸收材料完成工作时就消失。在一些实施例中，支架用作治疗剂(例如药物化合物或生物材料)的输送平台。
一些实施例涉及一种用于开放或膨胀体腔中的目标区域的径向可膨胀支架。一些实施例涉及用作药物输送平台以便治疗血管病症的径向可膨胀支架。在一些实施例中，组装的支架包括管状构件，该管状构件具有适于插入体腔的适当尺寸，即纵向轴线上的长度和径向轴向上的直径。根据结构元件的数量和构造，在不同选择的目标腔中布置的管状构件的长度或直径可显著变化。管状构件在从至少第一收缩直径到至少第二膨胀直径的范围内可调节。一个以上的止动件、齿、插槽或沟槽和接合元件、凸起、齿或舌状物结合到管状构件的结构元件中，因此使回缩(即从膨胀直径到更收缩的收缩直径)最小化到小于约5％。
根据一些实施例的管状构件具有“通畅的通腔”，其用于限定在收缩或膨胀直径时无结构元件凸出到腔内。进一步地，管状构件具有平滑的边缘以便使边缘损伤最小化。管状构件优选地是薄壁的(壁厚取决于所选的材料，对于塑性和可降解材料，厚度可小于约0.009英寸；并且对于金属材料，可小于约0.0008英寸)并且柔性的，以便于输送到小血管中并通过蜿蜒的脉管系统。薄壁设计还能够使血涡流最小化，因此使血栓症的风险最小化。根据一些实施例的展开的管状构件的薄截面轮廓还便于支架的更快速内皮化。
在一些实施例中，管状构件的壁包括至少一个分段，其包括至少一个滑动-所示结构元件。优选地，多个分段在纵向轴线上经联接元件连接，联接元件连接相邻分段的至少一些结构元件。结构元件构造在每个分段中，以便大致限定管状构件的圆周。在一些实施例中，分段中的每个结构元件是离散的、整体结构。在一些实施例中，管状构件包括整体单元，该整体单元包括一个以上分段，该分段具有一个以上结构元件。在一些实施例中，每个结构元件包括在径向轴线上弯曲的一个以上圆周肋，以便形成管状构件的整个圆周的一部分。
至少一些结构元件具有至少一个联接机构(例如偏移或不可偏移)，用于在相邻圆周偏移的结构元件之间和/或相邻的轴向偏移结构元件之间提供滑动接合。在一个实施例中，联接机构包括舌状物和沟槽结构。结构元件之间的联接使得形成锁止或棘轮机构，因而相邻元件可在一个方向上圆周地滑动，但基本防止相反方向上的圆周滑动。因此，管状构件可从较小直径径向膨胀到较大直径，但有利地，通过锁止机构，使回缩到较小直径被最小化。能够回缩一定量以便于通过调节联接锁止机构的构造的应用。在一个实施例中，回缩小于约5％。
Steinke的美国专利No.6,033,436；6,224,626；和6,623,521公开了支架的实施例的一些特征和布置结构，因此它们公开的全部内容通过引用结合到本文中。
装置的实施例和设计特征
图1A示意地显示了血管装置、修补物(prostheses)或支架(stent)10’的一个实施例的端视图，该支架10’通常包括一个或更多个纵向布置的分段、区段或框架12’。每个分段12’包括两个或更多个结构元件14’，该结构元件14’通过单向滑动-锁止联接机构16’径向地或圆周地连接到相同分段12’的其它结构元件14’。
联接机构16’允许分段12’从第一收缩直径向第二膨胀直径单向膨胀。在膨胀期间，通常具有如箭头18’所示的结构元件14’之间的圆周的相对运动，从而使得结构元件14’中的一个或两者滑动地移开。
如下面更详细的说明，尽管相同分段12’的结构元件14’径向地或圆周地连接，但是分段12’和结构元件14’被设计和构造成使得在非膨胀状态和膨胀状态下结构元件14’之间在径向或圆周方向上的重叠最小或减小。因此，结构元件14’被称作轴向地、纵向地或非径向地嵌套。
图1B示意地显示了血管装置、修补物(prostheses)或支架(stent)10”的另一个实施例的侧视图，该支架10”通常包括两个或更多个纵向布置的分段、区段或框架12”。每个分段12”包括一个或更多个结构元件14”。相邻分段12”的结构元件14”通过单向滑动-锁止联接机构16”轴向地或纵向地连接到另一个结构元件14”。
联接机构16”允许分段12”从第一收缩直径向第二膨胀直径单向膨胀。在膨胀期间，通常具有如箭头18”所示的结构元件14”之间的圆周的相对运动，从而使得结构元件14’中的一个或两者滑动地运动。
如下面更详细的说明，相邻分段12”的结构元件14”之间的轴向或纵向连接、分段12”和结构元件14”设计和构造成使得在非膨胀状态和膨胀状态下结构元件14”之间在径向或圆周方向上的重叠最小或减小。因此，结构元件14”被称作轴向地、纵向地或非径向地嵌套。
有利地，这里教导或建议的图1A和1B的轴向嵌套的实施例和其它允许合适的横截轮廓(例如腔大小)，同时保持期望的径向强度和腔展开性(luminal patency)。在非膨胀状态下，使结构元件之间的重叠最小或减小，从而使得腔尺寸便于插入导管球囊(guiding catheter balloon)以便膨胀血管装置。收缩轮廓也能够很小，而不危害径向强度。因此，本发明的支架的实施例能够应用在小的并且难以到达的血管，例如到颈动脉的颅腔血管末梢和微细冠状动脉血管。
这里教导或建议的图1A和1B的轴向地嵌套的实施例和其它显著地减小径向堆叠(重叠)，结果导致非展开和展开结构中的材料厚度更小，并因此期望地减小展开的支架的有效壁厚。换言之，支架基本消除匹配的结构元件之间的径向重叠，因而期望地允许简单、均匀的轮廓。
图2显示轴向地嵌套的滑动-锁止血管装置、修补物(prostheses)或支架10的一个实施例，该支架10呈管状并具有管壁，该管壁包括多个大致纵向地布置连接的圆周分段、区段或框架12a，12s。支架10具有贯通的腔20，该腔20可从第一直径膨胀到第二直径。支架10和/或腔20具有大致纵向的轴线24。
支架10包括交替地设置的滑动-锁止分段12a和联接分段12s。每个分段12a包括一对凸结构元件14m1，14m2和一对凹结构元件14f1，14f2，一对凸结构元件14m1，14m2和一对凹结构元件14f1，14f2分别通过相应的互锁联接机构16mf1，16mf2滑动地配合。在变化实施例中，根据需要和要求，可有效地使用更少或更多的结构元件。
每个联接分段12s包括包括一对弹性元件22s1，22s2，弹性元件22s 1连接到相邻的凹结构元件14f1，14f2，弹性元件22s2连接到相邻的凸结构元件14m1，14m2。如下面进一步的详细说明，弹性元件22能够允许联接分段12s膨胀，并允许在支架膨胀期间结构元件14的肋的偏移。弹性元件22还允许在非展开和展开状态下的柔性。在变化实施例中，根据需要和要求，可有效使用更少或更多的弹性元件。
在支架膨胀期间，箭头18大致表示了配合的凸结构元件14m1，14m2和凹结构元件14f1，14f2之间的圆周相对运动。配合的凸-凹结构元件14m1，14f1和14m2，14f2中的一个或两者可滑动地移动开。
图3和4是一个滑动-锁止分段12a的部分分解视图。图3显示滑动-锁止分段12a在收缩或非展开状态，图4显示滑动-锁止分段12a在膨胀或展开状态。
凹结构元件14f1通常包括一对间隔肋或臂26f1以便在它们之间形成间隙30f1。每个肋26f1包括朝内延伸的末端止动件、齿或凸起32f1，该末端止动件、齿或凸起32f1与凸结构元件14m1接合。
凹结构元件14f2通常包括一对间隔肋或臂26f2以便在它们之间形成间隙30f2。每个肋26f2包括朝内延伸的末端止动件、齿或凸起32f2，该末端止动件、齿或凸起32f2与凸结构元件14m2接合。
凹结构元件14f1，14f2具有共同的末端部分28，肋26f1和26f2连接到末端部分28。在一个实施例中，凹结构元件14f1，14f2组成整体单元。在变化实施例中，根据需要和要求，凹结构元件14f1，14f2可通过其它技术有效地连接起来。
凸结构元件14m1通常包括一对间隔肋或臂36m1以便在它们之间形成间隙40m1。在收缩状态(见图3)，肋36m1延伸到凹肋26f1之间的间隙30f1中。每个肋36m1包括多个朝外延伸的间隔止动件、齿或凸起42m1，该间隔止动件42m1与凹结构元件14f1和它的止动件32f1接合。
凸结构元件14m2通常包括一对间隔肋或臂36m2以便在它们之间形成间隙40m2。在收缩状态(见图3)，肋36m2延伸到凹肋26f2之间的间隙30f2中。每个肋36m2包括多个朝外延伸的间隔止动件、齿或凸起42m2，该间隔止动件42m2与凹结构元件14f2和它的止动件32f2接合。
凸结构元件14m1，14m2具有共同的末端部分38，肋36m1和36m2连接到末端部分38。在一个实施例中，凸结构元件14m1，14m2组成整体单元。在变化实施例中，根据需要和要求，凸结构元件14m1，14m2可通过其它技术有效地连接起来。
在膨胀期间，一套凸肋36m1和一套凹26f1之间具有圆周相对运动，一套凸肋36m1和一套凹26f1中的一个或两者滑动地移动开。相似地，一套凸肋36m2和一套凹肋26f2之间具有圆周相对运动，一套凸肋36m2和一套凹肋26f2中的一个或两者滑动地移动开。该运动大致用箭头18表示。
如图3和4所示，在膨胀期间，止动件32f1，32f2和相应的止动件42m1，42m2相互交叉，这通过使用轴向偏移机构来实现。因此，在“交叉过渡(cross-over)”时，凸肋36m1和/或凹肋26f1分别朝外和朝内偏移，然后恢复到它们初始未偏移位置。轴向运动大致用箭头44表示。
相似地，在“交叉过渡(cross-over)”时，凸肋36m2和/或凹肋26f2分别朝外和内偏移，然后恢复到它们初始未偏移位置，轴向运动大致用箭头44表示。在一个实施例中，通过提供弹性偏压机构，弹性元件22s1，22s2便于肋偏移，以便实现大致弹性肋偏移或变形。
如上所示，凸肋36m1，36m2和凹肋26f1，26f2中的任一个或两者或肋的其它适当组合可轴向地偏移以便实现期望的膨胀和其它展开特征。通过当凹止动件32f1，32f2和相应的凸止动件42m1，42m2相互滑动通过、接合或抵靠时产生的大致轴向或纵向力来产生轴向偏移。如下面进一步详细的说明，在完全膨胀时，设置抓取机构(capture mechanism)来限制进一步的支架膨胀。
有利地，在收缩状态(见图3)和膨胀状态(见图4)下嵌套的凸结构元件14m1，14m2和相应的凹结构元件14f1，14f2之间的重叠基本没有或最小。给定的分段12a的凸肋36m1，36m2和相应的凹肋26f1，26f2彼此轴向地和/或径向地移动开，并且移开相邻分段的肋或元件。因此，结构元件14被称作轴向地嵌套的，因为它们的径向重叠被基本减小或最小。
图5显示连接到相邻联接分段12s的主动滑动-锁止分段12a的平面视图。联接分段12s包括三个元件22s1’，22s 1”和22s2，这三个元件中的一些或全部可以是弹性元件。
在图5所示的实施例中，联接分段12s的两个独立的弹性元件22s 1’，22s1”连接到凹结构元件14f1，14f2中相应的一个，联接分段12s的一个弹性元件22s2连接到两个凸结构元件14m1，14m2。在变化实施例中，根据需要或期望，可有效地将任何适当数量的弹性元件22s和/或刚性元件连接到凸和凹结构元件14m，14f，以便控制肋的偏移和支架展开特性。
凹止动件32f1，32f2构造成使得它们具有大致平坦的相应末端表面46f1，46f2以便使回缩(recoil)充分减小或最小，并且具有大致锥形相应接合表面48f1，48f2以便于单向滑动。相似地，凸止动件42m1，42m2构造成使得它们具有大致平坦的相应末端表面50m1，50m2以便使回缩充分减小或最小，并且具有大致锥形相应接合表面52m1，52m2以便于单向滑动。根据需要和要求，可使用抑制不期望的回缩和便于单向膨胀的其它适合结构。
图6显示凹结构元件14f1的一个实施例，该凹结构元件14f1包括抓取机构、装置或带54f1’，以便在支架膨胀期间提供轮廓抓取、保持或控制。相似的或其它适合的抓取机构也能够与另一个凹结构元件14f2联合使用。
抓取带54f1’连接到凹肋26f1，并在凹肋26f1之间延伸。在一个实施例中，包括抓取带54f1’的凹结构元件14f1组成整体单元。在变化实施例中，根据需要或要求，抓取带、构件或元件54f1’可通过其它技术有效地连接到肋26f1。
在图6所示实施例中，抓取带54f1’定位成大致邻近间隙30f1的开口端并大致邻近末端止动件32f1，间隙30f1的开口端形成在凹肋26f1之间。抓取带54f1’允许它自身(因而凹结构元件14f1)和凸结构元件14m1之间的滑动相对运动，从而使得凸肋36m1在支架展开期间理想地不跳出它们的轨道。
凹末端止动件32f1和凸末端止动件42m1’构造成提供一种接合，该接合阻止进一步的支架膨胀。末端止动件42m1’定位成邻近肋36m1之间形成的间隙40m1的开口端之间。可使用任一种锁止或锁住机构来控制最大支架膨胀，例如使用舌和槽结构等。
图7和8显示抓取机构、装置或带54f1”的另一个实施例，该抓取带54f1”结合有凹结构元件14f1以便在非展开或收缩状态下提供轮廓控制(profile control)。相似的或其它适合的抓取机构也能够与另一个凹结构元件14f2联合使用。根据需要和要求，抓取带54f1”可与抓取带54f1’联合使用(图6)或独立使用。
抓取带54f1”连接到凹肋26f1，并在凹肋26f1之间延伸。在一个实施例中，包括抓取带54f1”的凹结构元件14f1组成整体单元。在变化实施例中，根据需要或要求，抓取带54f1”能够通过其它技术有效地连接到肋26f1。
在图7和8所示的实施例中，抓取带、构件或元件54f1”定位成大致邻近凹肋26f1之间形成的间隙30f1的闭合端并大致位于末端部分28。抓取带54f1”在展开状态下把凸肋36f1保持在位，防止它们跳出。这理想地保持支架轮廓。
在图7和8的实施例中，末端部分抓取带54f1”包括一对间隔插槽或槽56f1”，相应的凸肋36m1通过该插槽56f1”延伸。插槽56f1”构造成允许肋36m1和插槽56f1”之间的可滑动相对运动，因而允许末端止动件42m1”在支架膨胀或展开期间穿过。槽或轨道可设置在支架膨胀期间接合凸止动件42m1，42m1”的凹肋26f1的朝内表面上，因而防止凸肋36m1跳出并干扰支架轮廓。
凹末端止动件32f1和凸末端止动件42m1”构造成提供阻止进一步的支架膨胀的接合。末端止动件42m1”定成邻近肋36m1之间形成的间隙40m1的开口端。可使用任何一种适当的锁止或锁住机构来控制最大支架膨胀，例如舌和槽结构等。
图9显示根据一个实施例的连接或联接相邻元件14m1’，14f1’的凸结构元件14m1’和凹结构元件14f1’之间的抓取和/或联接几何形状。凹肋26f1’包括沟槽、插槽、凹陷或轨道58f1’，在支架膨胀期间凸肋36m1’的一部分、止动件、齿或凸起42m1’滑动通过沟槽、插槽、凹陷或轨道58f1’。有利地，这防止凸肋36m1’从它的轨道跳出并干扰支架轮廓。滑动或膨胀方向大致由箭头18表示。槽58f1’在收缩状态下还把凸肋36m1’保持在适当位置。
图10显示根据另一个实施例的、连接或联接相邻元件14m1”，14f1”的凸结构元件14m1”和凹结构元件14f1”之间的抓取和/或联接几何形状。凹肋26f1”包括沟槽、插槽、凹陷或轨道58f1”，凸肋36m1”的一部分、止动件、齿或凸起42m1”在支架膨胀期间滑动通过沟槽、插槽、凹陷或轨道58f1”。有利地，这防止凸肋36m1”从它的轨道跳出并干扰支架轮廓。滑动或膨胀方向大致由箭头18表示。在支架收缩状态中沟槽58f1”还把凸肋36m1”保持在适当位置。
图11显示根据一个实施例的轴向嵌套的可膨胀的支架分段、区段或框架112’的一部分。分段112’通常包括通过滑动或锁止联接机构116mf’径向地或圆周地连接的凸结构元件14m1’和凹结构元件14f1’。在支架膨胀期间，配合的凸结构元件14m1’和凹结构元件14f1’之间的圆周相对运动大致由箭头118’表示。配合的凸结构元件14m1’和凹结构元件14f1’中的一个或两者可滑动地移动开。
凹结构元件14f1’通常包括被间隙130f’间隔开的一对肋或臂126f’。在收缩状态下，凸结构元件114m’的至少一部分在间隙130f’中延伸。凸结构元件114m’通常包括被间隙140m’间隔开的一对肋或臂136m’。
在图11的实施例中，每个凹肋126f’包括与凸结构元件114m’接合的多个朝内延伸的间隔开的止动件、齿或凸起132f’，每个凸肋136m’包括与凹结构元件14f1’接合的朝外延伸的末端止动件、齿或凸起142m’。止动件132f’和142m’构造成允许凸结构元件14m1’和凹结构元件14f1’之间的单向滑动相对运动。
在支架膨胀期间，止动件132f’和止动件142m’相互交叉。这通过轴向偏转机构来实现。因此，在“交叉过渡”期间，凹肋126f’和/或凸肋136m’分别朝外和朝内偏转，然后恢复到它们的初始未偏转位置。该轴向运动通常由箭头144’表示。在一实施例中，通过提供弹性偏压机构，弹性元件便于肋偏转以便实现大致弹性肋偏转或变形。
如上所述，凹肋126f’和凸肋136m’中任一个或两者，或者肋的任何其它适当组合可轴向地偏转以便实现期望的膨胀和其它展开特性。通过凹止动件132f’和相应的凸止动件142m’相互滑动过、接合或抵靠时产生的大致轴向或纵向力来导致轴向偏转。如这里所述，在完全膨胀时，设置硬止动件或末端抓取机构来限制进一步的支架膨胀。
有利地，在支架收缩状态和支架膨胀状态中，嵌套的凸结构元件114m’和凹结构元件114f’之间的重叠基本没有或最小，特别是在膨胀状态下。给定分段112’的凹肋126f’和凸肋136m’轴向地和/或径向地相互移动开和从相邻分段的肋或元件移动开。因此，结构元件114’被称作轴向地嵌套，因为它们的径向重叠被充分减小或最小。多个滑动-锁止分段112’可通过包括如上和如下所述的弹性元件的适当联接分段来轴向地连接。
图12显示根据另一个实施例的轴向地嵌套的可膨胀支架分段、区段或框架112”的一部分。该实施例显示附加齿和锁止点的实施，下面进一步说明。
在一个实施例中，图12显示两个并排的轴向或纵向支架分段112a”和112b”(由虚箭头线表示)。因此，轴向地嵌套的支架分段112a”、112b”和结构元件114f”、114m”轴向地或纵向地连接。
分段112”通常包括通过滑动-锁止联接机构116mf”连接的凹结构元件114f”和凸结构元件114m”。在支架膨胀期间，配合的凸结构元件114m”和凹结构元件114f”之间的圆周相对运动大致由箭头118”表示。凸结构元件114m”和凹结构元件114f”中的一个或两者可滑动地移动开。
凹结构元件114f”通常包括一对间隔开的肋或臂126f”(仅显示一个)。凸结构元件114m”的至少一部分在凹臂126f”之间延伸。凸结构元件114m”通常包括一对间隔开的肋或臂136m”(仅显示一个)。
在图12的实施例中，每个凹肋126f”包括与凸结构元件114m”接合的多个朝内延伸的间隔开的止动件、齿或凸起132f”，每个凸肋136m”包括与凹结构元件114f”接合的多个朝外延伸的间隔开的止动件、齿或凸起142m”。止动件132f”和142m”构造成允许凸结构元件114m”和凹结构元件114f”之间的单向滑动相对运动。
在支架膨胀期间，止动件132f”和止动件142m”相互交叉。这通过轴向偏转机构来实现。因此，在“交叉过渡”期间，凹肋126f”和/或凸肋136m”分别朝外和朝内偏转，然后恢复到它们的初始未偏转位置。该轴向运动通常由箭头144”表示。在一实施例中，通过提供弹性偏压机构，弹性元件便于肋偏转以便实现大致弹性肋偏转或变形。
如上所述，凹肋126f”和凸肋136m”中任一个或两者，或者肋的任何其它适当组合可轴向地偏转以便实现期望的膨胀和其它展开特性。通过凹止动件132f”和相应的凸止动件142m”相互滑动过、接合或抵靠时产生的大致轴向或纵向力来导致轴向偏转。如这里所述，在完全膨胀时，设置硬止动件或末端抓取机构来限制进一步的支架膨胀。
有利地，在支架收缩状态和支架膨胀状态中，嵌套的凸结构元件114m”和凹结构元件114f”之间的重叠基本没有或最小，特别是在膨胀状态下。给定分段112”的凹肋126f”和凸肋136m”轴向地和/或径向地相互移动开和从相邻分段的肋或元件移动开。因此，结构元件114”被称作轴向地嵌套，因为它们的径向重叠被充分减小或最小。滑动-锁止分段112”可通过包括如上和如下所述的弹性元件的适当联接分段来轴向地连接。
图13A和13B显示根据一个实施例的一对纵向地布置和轴向地嵌套的膨胀支架分段、区段或框架212a’、212b’。每个分段212a’、212b’分别包括至少一个结构元件214a’、214b’。相应的相邻分段212a’、212b’的结构元件214a’、214b’通过单向滑动-锁止联接机构216ab’相互轴向地或纵向地连接。如下面进一步的说明，设置一个或更多个抓取翼，该抓取翼保持通常并排连接的结构元件214a’、214b’。
在支架膨胀期间，配合的结构元件214a’和结构元件214b’之间的圆周相对运动大致由箭头218’表示。结构元件214a’和结构元件214b’中的一个或两者可滑动地移动开。
结构元件214a’通常包括被末端部分228a’间隔开的一对肋或臂226a’、236a’。结构元件214b’通常包括被末端部分228b’间隔开的一对肋或臂226b’、236b’。肋236a’和肋226b’轴向地或纵向地连接。
肋236a’包括插槽260a’，插槽260a’大致沿肋236a’的整个长度以便产生可偏转构件262a’。可偏转构件262a’具有与结构元件214b’的肋226b’接合的多个间隔开的止动件、齿或凸起242a’。肋226b’具有在支架膨胀期间与相对的止动件242a’接合的多个间隔开的止动件、齿或凸起232b’。止动件242a’和232b’构造成允许结构元件214a’和214b’之间的单向可滑动相对运动。
在支架膨胀期间，止动件242a’和止动件232b’相互交叉。这通过轴向偏转机构来实现。因此，在“交叉过渡”期间，可偏转构件262a’偏转，然后恢复到它的初始未偏转位置。该轴向运动通常由箭头244’表示。通过止动件242a’和相应的止动件232b’相互滑动过、接合或抵靠时产生的大致轴向或纵向力来导致轴向偏转。在一变化实施例中，通过提供弹性偏压机构，弹性元件便于肋偏转以便实现大致弹性肋偏转或变形。
肋226b’还包括重叠的抓取翼或元件264b’和266b’，抓取翼或元件264b’和266b’轴向地或纵向地连接肋226b’和236a’。抓取翼264b’相对于止动件242a’、232b’凸起并在可偏转构件262a’之上延伸。抓取翼266b’相对于止动件242a’、232b’下降并在可偏转构件262a’之下延伸。根据需要或要求，可有效使用任何数量的抓取翼。
抓取翼264b’和266b’保持结构元件214a’、214b’之间的连接，并在收缩状态下把它们保持在大致并排的平面内，支架膨胀时也是如此。如这里所述，在完全膨胀时，设置硬止动件或末端抓取机构来限制进一步的支架膨胀。
肋226a’与肋226b’大致相似，并包括止动件、齿或凸起232a’，与抓取翼或元件264a’和266a’重叠。肋236b’与肋236a’大致相似，并包括止动件、齿或凸起242b’，插槽260b’和可偏转构件262b’。
有利地，在支架收缩状态和支架膨胀状态中，轴向地嵌套的结构元件214a’和214b’之间的重叠基本没有或最小，特别是在膨胀状态下。轴向相邻结构元件214a’、214b’的联接肋236a’、226b’相互轴向地移动开。同样，给定分段212’的肋和元件轴向地和/或径向地相互移动开和从相邻分段的肋或元件移动开。因此，结构元件214’被称作轴向地嵌套，因为它们的径向重叠被充分减小或最小。滑动-锁止分段212’也可通过包括如上和如下所述的弹性元件的适当联接分段来轴向地连接。
图14A和14B显示根据另一个实施例的一对纵向地布置和轴向地嵌套的膨胀支架分段、区段或框架212a”、212b”。每个分段212a”、212b”分别包括至少一个结构元件214a”、214b”。相应的相邻分段212a”、212b”的结构元件214a”、214b”通过单向滑动-锁止联接机构216ab”相互轴向地或纵向地连接。如下面进一步的说明，设置一个或更多个抓取翼，该抓取翼保持通常并排连接的结构元件214a”、214b”。
在支架膨胀期间，配合的结构元件214a”和结构元件214b”之间的圆周相对运动大致由箭头218”表示。结构元件214a”和结构元件214b”中的一个或两者可滑动地移动开。
结构元件214a”通常包括被末端部分228a”间隔开的一对肋或臂226a”、236a”。结构元件214b”通常包括被末端部分228b”间隔开的一对肋或臂226b”、236b”。肋236a”和肋226b”轴向地或纵向地连接。
肋236a”具有与结构元件214b”的肋226b”接合的多个间隔开的止动件、齿或凸起242a”。肋226b”具有在支架膨胀期间与相对的止动件242a”接合的多个间隔开的止动件、齿或凸起232b”。止动件242a”和232b”构造成允许结构元件214a”和214b”之间的单向可滑动相对运动。
图14A和14B的实施例利用大致轴向偏转机构，在支架膨胀期间结构元件214a”、214b”和/或分段212a”、212b”大致在它们的整个上可偏转。这可通过使用弹性联接元件等来实现，通过提供弹性偏压机构，弹性联接元件便于元件偏转以便实现大致弹性偏转或变形。
在支架膨胀期间，止动件242a”和止动件232b”相互交叉。这通过使用轴向偏转机构来实现。因此，在“交叉过渡”期间，结构元件236a”偏转，然后恢复到它的初始未偏转位置。该轴向运动通常由箭头244”表示。通过大致刚性止动件242a”和相关的大致刚性止动件232b”相互滑动过、接合或抵靠时产生的大致轴向或纵向力来导致轴向偏转。
肋226b”还包括重叠的抓取翼或元件264b”和266b”，抓取翼或元件264b”和266b”轴向地或纵向地连接肋226b”和236a”。抓取翼264b”相对于止动件242a”、232b”凸起并在肋236a”之上延伸。抓取翼266b”相对于止动件242a”、232b”下降并在肋236a”之下延伸。根据需要或要求，可有效使用任何数量的抓取翼。
抓取翼264b”和266b”保持结构元件214a”、214b”之间的连接，并在收缩状态下把它们保持在大致并排的平面内，支架膨胀时也是如此。如这里所述，在完全膨胀时，设置硬止动件或末端抓取机构来限制进一步的支架膨胀。
肋226a”与肋226b”在结构上大致相似，并包括止动件、齿或凸起232a”，与抓取翼或元件264a”和266a”重叠。肋236b”与肋236a”在结构上大致相似，并包括止动件、齿或凸起242b”。
有利地，在支架收缩状态和支架膨胀状态中，轴向地嵌套的结构元件214a”和214b”之间的重叠基本没有或最小，特别是在膨胀状态下。轴向相邻结构元件214a”、214b”的联接肋236a”、226b”相互轴向地移动开。同样，给定分段212”的肋和元件轴向地和/或径向地相互移动开和从相邻分段的肋或元件移动开。因此，结构元件214”被称作轴向地嵌套，因为它们的径向重叠被充分减小或最小。滑动-锁止分段212”也可通过包括如上和如下所述的弹性元件的适当联接分段来轴向地连接。
图15显示根据一个实施例的轴向地嵌套的可膨胀支架分段的一部分。分段312’通常包括被滑动或锁止联接机构316mf’径向地或圆周地连接的凸结构元件314m’和凹结构元件314f’。在支架膨胀期间，配合的凸结构元件314m’和凹结构元件314f’之间的圆周相对运动大致由箭头318’表示。配合的凸结构元件314m’和凹结构元件314f’中的一个或两者可滑动地移动开。
凹结构元件314f’通常包括一对间隔开的肋或臂326f’(仅显示一个)。凸结构元件314m’的至少一部分在凹肋326f’之间延伸。凸结构元件314m’通常包括一对间隔开的肋或臂336m’(仅显示一个)。
在图15的实施例中，每个凹肋326f’包括与凸结构元件314m’接合的多个间隔开的止动件、齿或凸起332f’，每个凸肋336m’包括与凹结构元件314f’和它的止动件332f’接合的多个间隔开的止动件、齿或凸起342m’。止动件332f’和342m’构造成允许凸结构元件314m’和凹结构元件314f’之间的单向滑动相对运动。
在支架膨胀期间，止动件332f’和止动件342m’相互交叉穿过或滑动过。这通过使用径向偏转机构来实现。因此，在“交叉过渡”期间，凹肋326f’和/或凸肋336m’径向地偏转，然后恢复到它们的初始未偏转位置。该径向运动通常由箭头344’表示。在一实施例中，通过提供弹性偏压机构，弹性元件便于肋偏转以便实现大致弹性肋偏转或变形。
如上所述，凹肋326f’和凸肋336m’中任一个或两者，或者肋的任何其它适当组合可径向地偏转以便实现期望的膨胀和其它展开特性。通过凹止动件332f’和相应的凸止动件342m’相互滑动过、接合或抵靠时产生的大致径向力来导致径向偏转。如这里所述，在完全膨胀时，设置硬止动件或末端抓取机构来限制进一步的支架膨胀。
有利地，在支架收缩状态和支架膨胀状态中，嵌套的凸结构元件314m’和凹结构元件314f’之间的重叠基本没有或最小，特别是在膨胀状态下。重叠的止动件或元件332f’、342m’的径向厚度大约在支架材料额定厚度和支架材料额定厚度的两倍之间。给定分段312’的凹肋326f’和凸肋336m’大致轴向地和/或径向地相互移动开和从相邻分段的肋或元件移动开。因此，结构元件314’被称作轴向地嵌套，因为它们的径向重叠被充分减小或最小。滑动-锁止分段312’可通过包括如上和如下所述的弹性元件的适当联接分段来轴向地连接。
在一个实施例中，图15显示两个大致并排、轴向或纵向支架分段312a’和312b’(由虚箭头线表示)。因此，轴向地嵌套的支架分段312a’、312b’和结构元件314f’、314m’轴向地或纵向地连接，具有最小的径向重叠。重叠的止动件、齿或元件332f’、342m’的径向厚度大约在支架材料额定厚度和支架材料额定厚度的两倍之间。
图16显示根据另一个实施例的轴向地嵌套的可膨胀支架分段、区段或框架312”的一部分。图17是锁止位置的轴向、纵向或非径向重叠设计机构的放大视图。图18是显示在滑动位置的径向肋偏转的放大视图。
分段312”包括通过相应的互锁联接机构316mf1”、316mf2”分别滑动地配合的一对凸结构元件314m1”、314m2”和凹结构元件314f1”、314f2”。在变化实施例中，根据需要和要求，可有效地使用更少或更多结构元件。
在支架膨胀期间，配合的凸结构元件314m1”、314m2”和凹结构元件314f1”、314f2”之间的圆周相对运动大致由箭头318”表示。配合的凸结构元件314m1”、314m2”和凹结构元件314f1”、314f2”中的一个或两者可滑动地移动开。
凹结构元件314f1”通常包括一对间隔开的肋或臂326f1”以便在一对间隔开的肋或臂326f1”之间形成间隙330f1”。每个肋326f1”包括与凸结构元件314m1”接合的多个间隔开的径向延伸止动件、齿或凸起332f1”。
凹结构元件314f2”通常包括一对间隔开的肋或臂326f2”以便在一对间隔开的肋或臂326f2”之间形成间隙330f2”。每个肋326f2”包括与凸结构元件314m2”接合的多个间隔开的径向延伸止动件、齿或凸起332f2”。
凹结构元件314f1”、314f2”具有共同的末端部分328”，肋326f1”和326f2”连接到该末端部分328”。在一个实施例中，凹结构元件314f1”、314f2”组成整体单元。在变化实施例中，根据需要和要求，凹结构元件314f1”、314f2”能够通过其它技术有效地连接。
凸结构元件314m1”通常包括肋或臂336m1”，肋或臂336m1”具有与凹结构元件314f1”和它的止动件332f1”接合的一对轴向地延伸的止动件、齿、凸起或翼342m1”。在收缩和部分膨胀的状态下，肋336m1”延伸进凹肋326f1”之间的间隙330f1”。止动件332f1”、342m1”构造成允许凸结构元件314m1”和凹结构元件314f1”之间的单向可滑动相对运动。
凸结构元件314m2”通常包括肋或臂336m2”，肋或臂336m2”具有与凹结构元件314f2”和它的止动件332f2”接合的一对轴向地延伸的止动件、齿、凸起或翼342m2”。在收缩和部分膨胀的状态下，肋336m2”延伸进凹肋326f2”之间的间隙330f2”。止动件332f2”、342m2”构造成允许凸结构元件314m2”和凹结构元件314f2”之间的单向可滑动相对运动。
凸结构元件314m1”、314m2”具有共同的末端部分，肋326m1”和326m2”连接到该末端部分。在一个实施例中，凸结构元件314m1”、314m2”组成整体单元。在变化实施例中，根据需要和要求，凸结构元件314m1”、314m2”能够通过其它技术有效地连接。
在支架膨胀期间，凹肋326f1”和凸肋336m1”之间存在圆周相对运动，凹肋326f1”和凸肋336m1”中的一个或两者滑动地移动开。相似地，凹肋326f2”和凸肋336m2”之间存在圆周相对运动，凹肋326f2”和凸肋336m2”中的一个或两者滑动地移动开。该运动大致由箭头318”表示。
凹止动件332f1”、332f2”构造成使得它们具有大致平坦的相应端表面346f1”、346f2”以便使回缩充分地减小或最小，并且具有大致锥形的相应接合表面348f1”、348f2”以便于单向滑动。凸止动件342m1”、342m2”也相似地构造成使回缩充分地减小或最小并便于单向滑动。根据需要和要求，可有效地使用能够抑制不期望的回缩和便于单向滑动的其它适当构造。
在支架膨胀期间，止动件332f1”和止动件342m1”相互交叉穿过或滑动过。这通过使用径向偏转机构来实现。因此，如图17和18所示，在“交叉过渡”期间，凹肋326f1”和/或凸肋336m1”径向地偏转，然后恢复到它们的初始未偏转位置。该径向运动通常由箭头344”表示。
相似地，在支架膨胀期间，止动件332f2”和止动件342m2”相互交叉穿过或滑动过。这通过使用径向偏转机构来实现。因此，在“交叉过渡”期间，凹肋326f2”和/或凸肋336m2”径向地偏转，然后恢复到它们的初始未偏转位置。该径向运动通常由箭头344”表示。在一实施例中，通过提供弹性偏压机构，弹性元件便于肋偏转以便实现大致弹性肋偏转或变形。
如上所述，凹肋326f1”、326f2”和凸肋336m1”、336m2”中任一个或两者，或者肋的任何其它适当组合可径向地偏转以便实现期望的膨胀和其它展开特性。通过凹止动件332f1”、332f2”和相应的凸止动件342m1”、342m2”相互滑动过、接合或抵靠时产生的大致径向力来导致径向偏转。如这里所述，在完全膨胀时，设置硬止动件或末端抓取机构来限制进一步的支架膨胀。
有利地，在支架收缩状态和支架膨胀状态中，嵌套的凸结构元件314m1”、314m2”和相应的凹结构元件314f1”、314f2”之间的重叠基本最小，特别是在膨胀状态下。重叠的元件314m1”、314f1”和314m2”、314f2”的径向厚度大约在支架材料额定厚度和支架材料额定厚度的两倍之间。给定分段312”的凹肋326f”和凸肋336m”大致轴向地和/或径向地相互移动开和从相邻分段的肋或元件移动开。因此，结构元件314”被称作轴向地嵌套，因为它们的径向重叠被充分减小或最小。滑动-锁止分段312”可通过包括如上和如下所述的弹性元件的适当联接分段来轴向地连接。
图19和20显示根据一个实施例的轴向地嵌套的可膨胀的支架分段、区段或框架412。图19显示支架收缩状态，图20显示支架膨胀状态。
分段412通常包括被滑动或锁止联接机构416mf径向地或圆周地连接的凸结构元件414m和凹结构元件414f。在支架膨胀期间，配合的凸结构元件414m和凹结构元件414f之间的圆周相对运动大致由箭头418表示。配合的凸结构元件414m和凹结构元件414f中的一个或两者可滑动地移动开。
凹结构元件414f通常包括被末端部分428间隔开的一对肋或臂426f以便在一对肋或臂426f之间形成间隙430f。在收缩状态下，凸结构元件414m的至少一部分延伸进间隙430f。
凸结构元件414m通常包括主肋或臂436，该主肋或臂436分叉或分成两个肋或臂436m。肋436m被近端部分438m1和远端部分438m2间隔开以便在肋436m之间形成间隙440m。
在图19和20的实施例中，每个凹肋426f包括延伸进间隙430f的、多个朝内延伸间隔开的可偏转的指状物或元件431f。指状物431f以与凸结构元件414m接合的止动件、齿或凸起432f为终端。
每个凸肋436m包括与凹结构元件414f和它的止动件432f接合的朝外延伸的末端止动件、齿或凸起442m。止动件432f和442m构造成允许凸结构元件414m和凹结构元件414f之间的单向滑动相对运动。止动件432f以交替的重复图案或交错图案布置，用于高分辨力(enhancedresolution)和较广的选择性和膨胀尺寸的适应性。
凹止动件432f构造成使得它们具有大致平坦的相应端表面446f以便使回缩充分减小或最小，并具有大致锥形的相应接合表面448f以便于单向滑动。相似地，凸止动件442m也构造成使得它们具有大致平坦的相应端表面450m以便使回缩充分地减小或最小，并具有大致锥形的相应接合表面452m以便于单向滑动。根据需要和要求，可有效地使用能够抑制不期望的回缩和便于单向滑动的其它适当构造。
在支架膨胀期间，止动件432f和止动件442m相互交叉。这通过使用轴向偏转机构来实现。因此，在“交叉过渡”期间，凸止动件接合指状物431f大致轴向地朝外偏转，然后恢复到它们的初始未偏转位置。该轴向运动通常由箭头444表示。可选地，或另外，可偏转的指状物或元件可设置在凸结构元件414m上。
通过凹止动件432f和相应的凸止动件442m相互滑动过、接合或抵靠时产生的大致轴向或纵向力来导致轴向偏转。如这里所述，在完全膨胀时，设置硬止动件或末端抓取机构来限制进一步的支架膨胀。
有利地，在支架收缩状态和支架膨胀状态中，嵌套的凸结构元件414m和相应的凹结构元件414f之间的重叠基本没有或最小，特别是在膨胀状态下。给定分段412的凹肋426f和凸肋436、436m轴向地和/或径向地相互移动开和从相邻分段的肋或元件移动开。因此，结构元件414被称作轴向地嵌套，因为它们的径向重叠被充分减小或最小。多个滑动-锁止分段412可通过包括如上和如下所述的弹性元件的适当联接分段来轴向地连接。
一些支架实施例
图21-27显示展开和非展开状态下的可轴向地嵌套的滑动-锁止血管装置、修补物(prostheses)或支架510的实施例的概念视图。支架510具有管状，支架510的壁包括多个大致纵向布置联接的圆周分段、区段或框架512a，512s。支架510具有通腔520，该通腔520可从第一直径膨胀到第二直径。支架510和/或腔520具有大致纵向轴线524。
有利地，支架510的轴向嵌套的实施例允许适当的横剖面(例如腔尺寸)，同时保持期望的径向强度和腔开放。在非膨胀状态下，还使结构元件之间的重叠减小或最小，从而使得腔尺寸便于导管球囊等的插入，从而膨胀血管装置。
支架510包括交替地布置的滑动-锁止分段512a和联接分段512s。每个分段512a包括一对凸结构元件514m1、514m2和一对凹结构元件514f1、514f2，每个凹结构元件514f1、514f2经相应的互锁联接机构516mf1、516mf2与凸结构元件514m1、514m2滑动地配合。(每个结构元件514也可说成包括两个结构元件，因为每个结构元件在两个圆周位置处配合)。
如图21所示，联接机构可包括径向偏移锁止机构516r(箭头544r)或轴向(侧向)偏移锁止机构516a(箭头544a)。根据需要和要求，分段中的结构元件的数量和/或支架中的分段的数量可有效地变化和选择。
相邻分段512a的结构元件之间的轴向或纵向接合，相同的分段512a的结构元件之间的径向接合，和分段512和结构元件514的设计和构造使得在非膨胀和膨胀状态下结构元件514之间的径向或圆周方向上的重叠减小或最小。因此，结构元件514、分段512和/或支架510被称作轴向地、纵向地或非径向地嵌套。(在非展开和展开状态下相同的和相邻的分段512s的联接元件522之间的重叠也最小或被减小)。
支架分段512a’中的一个通常包括凸结构元件514m1’、514m2’和凹结构元件514f1’、514f2’。邻近的支架512a”通常包括凸结构元件514m1”、514m2”和凹结构元件514f1”、514f2”。(分段512a’和512a”结构上大致相似，除了角度偏移外，该术语用在一些例子中以便提供更清楚的说明——512a的使用包括512a’和512a”中的一个或两者，‘标号’和“双标号”的其它相似使用也是如此)。
凹结构元件514f1’通常包括被末端部分528f11’、528f12’间隔开的一对肋或臂526f1’。如上和如下所述，末端部分528f11’、528f12’具有与相应的凸结构元件514m1’、514m2’接合的滑动-锁止联接机构(例如舌形槽结构止动件、凸起或齿)，以便为支架膨胀和锁止提供径向和/或轴向偏移机构。
凹结构元件514f2’通常包括被末端部分528f21’、528f22’间隔开的一对肋或臂526f2’。如上和如下所述，末端部分528f21’、528f22’具有与相应的凸结构元件514m1’、514m2’接合的滑动-锁止联接机构(例如舌形槽结构止动件、凸起或齿)，以便为支架膨胀和锁止提供径向和/或轴向偏移机构。
凸结构元件514m1’通常包括肋或臂536m11’和一对间隔开的在与肋536m11’相反的方向上延伸的肋或臂536m12’。肋536m11’、536m12’具有共同的末端部分538m1’。在支架收缩状态下，凸肋536m11’延伸到凹肋526f1’之间的间隙中，凸肋536m12’延伸到凹肋526f2’之间的间隙中。
如上和如下所述，肋536m11’、536m12’具有与相应的凹结构元件514f1’、514f2’接合的滑动-锁止联接机构(例如舌形槽结构止动件、凸起或齿)，以便为支架膨胀和锁定提供径向和/或轴向偏移机构。更具体地，肋536m11’、536m12’与相应的凹末端部分528f11’、528f22’接合。
凸结构元件514m2’通常包括肋或臂536m21’和一对间隔开的在与肋536m21’相反的方向上延伸的肋或臂536m22’。在支架收缩状态下，凸肋536m21’延伸到凹肋526f2’之间的间隙中，凸肋536m22’延伸到凹肋526f1’之间的间隙中。
如上和如下所述，肋536m21’、536m22’具有与相应的凹结构元件514f2’、514f1’接合的滑动-锁止联接机构(例如舌形槽结构止动件、凸起或齿)，以便为支架膨胀和锁定提供径向和/或轴向偏移机构。更具体地，肋536m21’、536m22’与相应的凹末端部分528f21’、528f12’接合。
凹结构元件514f1”通常包括被末端部分528f11”、528f12”间隔开的一对肋或臂526f1”。如上和如下所述，末端部分528f11”、528f12”具有与相应的凸结构元件514m2”、514m1”接合的滑动-锁止联接机构(例如舌形槽结构止动件、凸起或齿)，以便为支架膨胀和锁止提供径向和/或轴向偏移机构。
凹结构元件514f2”通常包括被末端部分528f21”、528f22”间隔开的一对肋或臂526f2”。如上和如下所述，末端部分528f21”、528f22”具有与相应的凸结构元件514m1”、514m2”接合的滑动-锁止联接机构(例如舌形槽结构止动件、凸起或齿)，以便为支架膨胀和锁定提供径向和/或轴向偏移机构。
凸结构元件514m1”通常包括肋或臂536m11”和一对间隔开的在与肋536m11”相反的方向上延伸的肋或臂536m12”。肋536m11”、536m12”具有共同的末端部分538m1”。在支架收缩状态下，凸肋536m11”延伸到凹肋526f2”之间的间隙中，凸肋536m12”延伸到凹肋526f1”之间的间隙中。
如上和如下所述，肋536m11”、536m12”具有与相应的凹结构元件514f2”、514f1”接合的滑动-锁止联接机构(例如舌形槽结构止动件、凸起或齿)，以便为支架膨胀和锁定提供径向和/或轴向偏移机构。更具体地，肋536m11”、536m12”与相应的凹末端部分528f21”、528f12”接合。
凸结构元件514m2”通常包括肋或臂536m21”和一对间隔开的在与肋536m21”相反的方向上延伸的肋或臂536m22”。在支架收缩状态下，凸肋536m21”延伸到凹肋526f1”之间的间隙中，凸肋536m22”延伸到凹肋526f2”之间的间隙中。
如上和如下所述，肋536m21”、536m22”具有与相应的凹结构元件514f1”、514f2”接合的滑动-锁止联接机构(例如舌形槽结构止动件、凸起或齿)，以便为支架膨胀和锁定提供径向和/或轴向偏移机构。更具体地，肋536m21”、536m22”与相应的凹末端部分528f11”、528f22”接合。
每个联接分段512s包括多个元件522并连接相邻的支架分段512a’和512a”。一个或更多个联接元件522可包括弹性元件。弹性元件522提供柔性并允许联接分段512s随支架膨胀而膨胀。在支架膨胀到展开状态时，弹性元件522还允许径向和/或轴向肋偏移。通过提供弹性偏压机构，弹性元件522便于这种肋偏移，以便实现基本的弹性肋偏移或变形。
在一个实施例中，每个联接分段512s通常包括四个联接元件522m1、522m2、522f1、522f2。在变化实施例中，根据需要或要求，可有效地使用更少或更多个联接元件。
联接元件522m1轴向地或纵向地连接凸结构元件514m1(514m1’，514m1”)。在一个实施例中，联接元件522m1和凸结构元件514m1组成整体单元。在变化实施例中，根据需要和要求，联接元件522m1和凸结构元件514m1能够通过其它技术有效地连接。
联接元件522m2轴向地或纵向地连接凸结构元件514m2(514m2’，514m2”)。在一个实施例中，联接元件522m2和凸结构元件514m2组成整体单元。在变化实施例中，根据需要和要求，联接元件522m2和凸结构元件514m2能够通过其它技术有效地连接。
联接元件522f1轴向地或纵向地连接凹结构元件514f1(514f1’，514f1”)。在一个实施例中，联接元件522f1和凹结构元件514f1组成整体单元。在变化实施例中，根据需要和要求，联接元件522f1和凹结构元件514f1能够通过其它技术有效地连接。
联接元件522f2轴向地或纵向地连接凹结构元件514f2(514f2’，514f2”)。在一个实施例中，联接元件522f2和凹结构元件514f2组成整体单元。在变化实施例中，根据需要和要求，联接元件522f2和凹结构元件514f2能够通过其它技术有效地连接。
在支架膨胀期间，配合的凸结构元件514m1、514m2和凹结构元件514f1、514f2之间的圆周相对运动大致由箭头518表示。凸结构元件514m1、514m2中的一个或两个，凹结构元件514f1、514f2中的一个或两个，所有凸和凹结构元件514m1、514m2、514f1、514f2，或者它们的任何适当组合可滑动地移动开。
更具体地，在膨胀期间：凹肋526f1’和凸肋536m11’之间存在圆周相对运动，凹肋526f1’和凸肋536m11’中的一个或两者滑动地移动开；凹肋526f1’和凸肋536m22’之间存在圆周相对运动，凹肋526f1’和凸肋536m22’中的一个或两者滑动地移动开；凹肋526f2’和凸肋536m21’之间存在圆周相对运动，凹肋526f2’和凸肋536m21’中的一个或两者滑动地移动开；凹肋526f2’和凸肋536m12’之间存在圆周相对运动，凹肋526f2’和凸肋536m12’中的一个或两者滑动地移动开。该运动大致由箭头518表示。
相似地，在膨胀期间：凹肋526f1”和凸肋536m21”之间存在圆周相对运动，凹肋526f1”和凸肋536m21”中的一个或两者滑动地移动开；凹肋526f1”和凸肋536m12”之间存在圆周相对运动，凹肋526f1”和凸肋536m12”中的一个或两者滑动地移动开；凹肋526f2”和凸肋536m11”之间存在圆周相对运动，凹肋526f2”和凸肋536m11”中的一个或两者滑动地移动开；凹肋526f2”和凸肋536m22”之间存在圆周相对运动，凹肋526f2”和凸肋536m22”中的一个或两者滑动地移动开。该运动大致由箭头518表示。
如下所述，在完全膨胀时，设置硬止动件或末端抓取机构来限制进一步的支架膨胀。每个分段512a能够包括防止配合的凸和凹结构元件514m和514f之间进一步膨胀的一个或更多个末端抓取机构(例如硬止动件、凸起或其它适当装置)。
有利地，在收缩状态和膨胀状态下，嵌套的凸结构元件514m和关联的凹结构元件514f之间的重叠基本没有或最小，特别是在膨胀状态下。例如，对于给定的支架分段512a’，在收缩状态下，凹肋526f1’和凸肋536m11’、536m22’基本轴向地或纵向地移动或偏移，同时在膨胀状态下，凹肋526f1’和凸肋536m11’、536m22’基本径向地或圆周地移动或偏移，因此使收缩和膨胀状态下的径向重叠最小。
同样，对于轴向移动支架分段512a’和512a”，例如，凹肋526f1’和凸肋536m11”从凹肋526f1”和凸肋536m12”基本轴向地或纵向地移动或偏移。因此，支架510、它的分段512a和/或结构元件514被称作轴向嵌套，因为在收缩和膨胀状态下它们的径向重叠被充分减小或最小。
特别参考图24和27，支架510具有：小的内收缩直径Di-collapsed，大的外收缩直径Do-collapsed，小的内膨胀直径Di-expanded，大的外膨胀直径Do-expanded。当支架510膨胀时支架壁的曲率减小，但是曲率半径增加。
支架壁具有最小厚度Tmin和最大厚度Tmax。在收缩和膨胀状态下，厚度Tmin厚度Tmax保持基本不变。在一个实施例中，最小厚度Tmin是凸结构元件514m的厚度，最大厚度Tmax是凹结构元件514f的厚度。如果厚度Tmin被认为额定材料厚度，那么在一个实施例中，最大壁厚度设定如下，其中k是实施例的变量：
Tmin＜Tmax≤kTmin
在一个实施例中，k大约是2。在另一个实施例中，k在大约1.5～大约3的范围内，包括所有数值和所有数值之间的子范围。在又一实施例中，k在大约1.25～大约5的范围内，包括所有数值和所有数值之间的子范围。在变化实施例中，根据需要和要求，可有效使用其它适当的数值和/或范围。
本发明的实施例提供一种轴向地嵌套的血管装置510以便实现竞争的横剖面(例如腔尺寸)，同时保持其它特征，例如径向强度和腔开放性。有利地，根据需要或要求，轴向嵌套装置设计允许使用更厚的材料来保持径向强度。
最大厚度Tmax在收缩和膨胀状态下基本相同。因此，在收缩状态下，结构元件(例如514m，514f)之间的重叠也最小或被减小，从而使得腔尺寸便于导管球囊等的插入，以便膨胀血管装置。
在轴向地嵌套的实施例的制造和组装期间，装置结构元件(例如514m，514f)和/或肋(例如凹肋526f1’和凸肋536m11’，536m22’)在扩张前或非膨胀状态下并排地(轴向地)定位，以便使装置横剖面和体积在非展开(非膨胀，扩张前)和展开(膨胀，扩张)状态下充分减小或最小。有利地，通过充分减小或消除径向嵌套装置设计所遭遇的过大体积，本发明的实施例能够利用各种厚度的广泛种类的材料来实现竞争性装置和横剖面，因此理想地允许优化装置设计和性能。
图28-37显示了轴向地嵌套的滑动-锁止血管装置、修补物(prostheses)或支架510的不同视图。这些图显示根据支架510的一些实施例的在完全膨胀时联接滑动-锁止机构、偏移臂机构和抓取机构的特征和其它方面。
凸肋536m11’包括在肋536m11’的两侧上延伸的多个朝外延伸的止动件、凸起或齿542m11’。止动件542m11’以单向滑动-锁止联接运动与凹结构元件514f1’接合。
凸止动件542m11’构造成使得它们具有大致平坦的端表面550m11’以便使回缩充分减小或最小，并具有大致锥形的接合表面552m11’以便于单向滑动(请参见例如图31和33)。根据需要或要求，可使用能够抑制不期望的回缩和便于单向膨胀的其它适当构造。
凸肋536m11’还包括一对朝外延伸的末端止动件、凸起、翼或齿542m11e’，每个末端止动件、凸起、翼或齿542m11e’在肋536m11’的每侧上延伸。末端止动件542m11e’与凹结构元件514f1’的抓取机构接合以便控制和限制最大支架膨胀。
末端止动件542m11e’具有大致平坦的接合表面552m11e’，该大致平坦的接合表面552m11e’便于在完全膨胀处锁定和抓取(请参见例如图31和33)。根据需要和要求，可使用其它适当的锁定和抓取构造。
每个凸肋536m12’包括多个朝外延伸的止动件、凸起或齿542m12’。止动件542m12’以单向滑动-锁止联接运动与凹结构元件514f2’接合。
凸止动件542m12’构造成使得它们具有大致平坦的端表面550m21’以便使回缩充分减小或最小，并具有大致锥形的接合表面552m21’以便于单向滑动(请参见例如图34)。根据需要或要求，可使用能够抑制不期望的回缩和便于单向膨胀的其它适当构造。
在一个实施例中，凸肋536m12’中的一个或两个包括一个或更多个朝内延伸的止动件、凸起或齿542m12i’(请参见例如图34)。这些止动件542m12i’构造成仅允许单向滑动和提供使回缩充分减小或最小的机构。
每个凸肋536m12’还包括朝外延伸的末端止动件、凸起、翼或齿542m12e’。止动件542m12e’与凹结构元件514f2’的抓取机构接合以便控制和限制最大支架膨胀。
末端止动件542m12e’具有大致平坦的接合表面552m12e’，该大致平坦的接合表面552m12e’便于在完全膨胀处锁定和抓取(请参见例如图34)。根据需要和要求，可使用其它适当的锁定和抓取构造。
每个凸肋536m21’包括在肋536m21’的两侧上延伸的多个朝外延伸的止动件、凸起或齿542m21’。止动件542m21’以单向滑动-锁止联接运动与凹结构元件514f2’接合。
凸止动件542m21’构造成使得它们具有大致平坦的端表面550m21’以便使回缩充分减小或最小，并具有大致锥形的接合表面552m21’以便于单向滑动(请参见例如图34)。根据需要或要求，可使用能够抑制不期望的回缩和便于单向膨胀的其它适当构造。
凸肋536m21’还包括一对朝外延伸的末端止动件、凸起、翼或齿542m21e’，每个末端止动件、凸起、翼或齿542m21e’在凸肋536m21’的每侧上延伸。止动件542m21e’与凹结构元件514f2’的抓取机构接合以便控制和限制最大支架膨胀。
末端止动件542m21e’具有大致平坦的接合表面552m21e’以便于完全膨胀时的锁定和抓取(请参见例如图32)。根据需要或要求，可使用其它适当的锁定和抓取构造。
每个凸肋536m22’包括多个朝外延伸的止动件、凸起或齿542m22’。止动件542m22’以单向滑动-锁止联接运动与凹结构元件514f1’接合。
凸止动件542m12’构造成使得它们具有大致平坦的端表面550m22’以便使回缩充分减小或最小，并具有大致锥形的接合表面552m22’以便于单向滑动(请参见例如图31和33)。根据需要或要求，可使用能够抑制不期望的回缩和便于单向膨胀的其它适当构造。
在一个实施例中，凸肋536m22’中的一个或两个包括一个或更多个朝内延伸的止动件、凸起或齿542m22i’(请参见例如图34)。这些止动件542m22i’构造成仅允许单向滑动和提供使回缩充分减小或最小的机构。
每个凸肋536m22’还包括朝外延伸的末端止动件、凸起、翼或齿542m22e’。止动件542m22e’与凹结构元件514f1’的抓取机构接合以便控制和限制最大支架膨胀。
末端止动件542m22e’具有大致平坦的接合表面552m22e’，该大致平坦的接合表面552m22e’便于在完全膨胀处锁定和抓取(请参见例如图31和33)。根据需要和要求，可使用其它适当的锁定和抓取构造。
凹结构元件514f1’和514f2’的构造大致相似，支架510的其它凹结构元件也是如此。因此，为了简洁，下面根据联接、锁定和抓取特征来更详细地说明凹结构元件514f1’。可以理解的是，支架510的其它凸结构元件514m也包括相似布置结构。
凹结构元件514f1’的末端部分528f11’与凸肋536m11’滑动地联接，如箭头518所示。末端部分528f11’还有利地在完全支架膨胀时为凸肋536m11’的肋联接和抓取提供内部保护锁止机构。
末端部分528f11’包括一对间隔开的可偏移的元件、指状物、止动件或凸起531f11’。在膨胀期间，可偏移元件531f11’和相应的止动件542m11’相互交叉。这通过使用轴向偏移机构实现。
因此，在“交叉过渡”期间，可偏移元件531f11’朝外偏移，然后恢复到它们初始未偏移位置。该轴向、纵向或横向运动大致由箭头544表示。通过可偏移元件531f11’和相应的止动件542m11’相互滑动过、接合或抵靠时产生的大致轴向或纵向力来导致轴向偏移。
锁定和抓取机构包括一个或更多个间隔开的末端止动件、凸起或齿532f11e’，末端止动件532f11e’在完全支架膨胀时与凸肋536m11’的相应的硬末端止动件542m11e’接合，并防止进一步的膨胀。因此把支架膨胀控制和限制到预定展开直径。
凸起的抓取带或装置554f11’和关联的插槽、间隙或凹陷556f11’能够靠近硬止动件532f11e’设置。抓取带554f11’用于保护和/或对准凸肋536m11’、联接机构和锁定机构，还防止凸肋536m11’从它的轨道跳出。内部被保护的联接和锁止机构有利地允许在外部支架周边存在余隙空间，其遮蔽并保护机构免受外表面干扰。
插槽556f11’在硬末端止动件532f11e’之间延伸，并允许凸肋联接止动件542m11’通过，但是防止凸肋硬末端止动件532m11e’通过，因此期望地实现锁定和抓取机构。插槽556f11’还能够为凸肋536m11’和它的接合机构提供保护、余隙空间和/或对准，并且还防止凸肋536m11’从它的轨道跳出。
在一些实施例中，末端部分528f11’包括防护屏和对准带、装置或元件570f11’(例如见图35和36)。凸起的元件570f11’为凸肋536m11’和它的接合机构提供保护、余隙空间和/或对准，并且还防止凸肋536m11’从它的轨道跳出。
末端部分528f11’还能够包括一个或更多个间隔间隙元件、空间、间隙或凹陷572f11’。有利地，元件572f11’的凸起部分为凸肋536m22’提供保护、余隙空间和/或对准，特别是在收缩状态和支架膨胀初始阶段期间。
凹结构元件514f1’的末端部分528f12’与凸肋536m22’滑动地联接，如箭头518大致所示。末端部分528f12’还有利地在完全支架膨胀时为肋536m22’的肋联接和抓取提供内部保护锁止机构。
末端部分528f12’包括一对间隔开的可偏移的元件、指状物、止动件或凸起531f12’。在膨胀期间，可偏移元件531f12’和相应的止动件542m22’相互交叉。这通过使用轴向偏移机构实现。
因此，在“交叉过渡”期间，可偏移元件531f12’朝外偏移，然后恢复到它们初始未偏移位置。该轴向、纵向或侧向运动大致由箭头544表示。通过可偏移元件531f12’和相应的凸止动件542m22’相互滑动过、接合或抵靠时产生的大致轴向或纵向力来导致轴向偏移。
锁定和抓取机构包括一个或更多个间隔开的末端止动件、凸起或齿532f12e’，末端止动件532f12e’在完全支架膨胀时与凸肋536m22’的相应的硬末端止动件542m22e’接合，并防止进一步的膨胀。因此把支架膨胀控制和限制到预定展开直径。
一对凸起的抓取带或装置554f12’和关联的插槽、间隙或凹陷556f12’能够靠近相应的硬止动件532f12e’设置。抓取带554f12’用于保护和/或对准凸肋536m22’、联接机构和锁定机构，还防止凸肋536m22’从它的轨道跳出。内部被保护的联接和锁止机构有利地允许在外部支架周边存在余隙空间，其遮蔽并保护机构免受外表面干扰。
插槽556f12’在硬末端止动件532f12e’之间延伸，并允许凸肋联接止动件542m22’通过，但是防止凸肋硬末端止动件532m22e’通过，因此期望地实现锁定和抓取机构。插槽556f12’还能够为相应的凹肋536f22’和它们的接合机构提供保护、余隙空间和/或对准，并且还防止凸肋536m22’从它们的轨道跳出。
在一些实施例中，末端部分528f12’包括防护屏和对准带、装置或元件570f12’(例如见图35和36)。凸起的元件570f12’构造成为凹肋536f22’和它们的接合机构提供保护、余隙空间和/或对准。凸起的元件570f12’的形状被形成为当支架510卷绕起或卷起时提供附加支架强度和便于弯曲结构。装置570f12’的形状为“盒”形的抓取元件构造和结构提供支撑和/或为中心部分提供刚度和支撑。
末端部分528f12’还能够包括间隙元件、空间、间隙或凹陷572f12’。有利地，元件572f12’的凸起部分为凸肋536m11’提供保护、余隙空间和/或对准，特别是在收缩状态和支架膨胀初始阶段期间。
进一步参考图30，在一个实施例中，未展开长度Lundeployed大约5.1mm(0.2英寸)，未展开的支架直径大约1.6mm(0.064英寸)。在其它实施例中，根据需要和要求，未展开长度和未展开直径可更大或更小。
进一步参考图32，在一个实施例中，展开长度Ldeployed大约10.6mm(0.419英寸)，展开的支架直径大约3.4mm(0.133英寸)。在其它实施例中，根据需要和要求，展开长度和展开直径可更大或更小。
图38显示制造和组装期间的可膨胀的支架510。在一些实施例中，支架510使用层压和激光切割工艺来形成以便产生图38所示的结构。支架510然后卷成收缩状态的管状。
在一些实施例中，轴向延伸行513f1，513m1，513f2，513m2的每个能够形成整体单元，然后连接并卷成收缩状态的管状形状。这可通过使用注模技术或其它技术来实现。行513f1包括通过联接元件522f1连接的凹结构元件514f1，行513m1包括通过联接元件522m1连接的凸结构元件514m1，行513f2包括通过联接元件522f2连接的凹结构元件514f2，行513m2包括通过联接元件522m2连接的凸结构元件514m2。
一些更多的支架实施例
图39-42显示包括展开和非展开状态的可膨胀的轴向嵌套的滑动-锁止血管装置、修补物(prostheses)或支架610的视图。在卷起的构造中，支架610具有管状，支架610的壁包括多个大致纵向布置的联接的圆周分段、区段或框架612a，612s。支架610可从第一直径膨胀到第二直径。
有利地，支架610的轴向嵌套的实施例允许适当的横剖面(例如腔尺寸)，同时保持期望的径向强度和腔开放性。在非膨胀状态下，还使结构元件之间的重叠减小或最小，从而使得腔尺寸便于导管球囊等的插入，从而膨胀血管装置。
支架610包括交替地布置的滑动-锁止分段612a和联接分段612s。每个分段612a包括三个凸结构元件614mf1、614mf2、614mf3，每个凸结构元件经相应的互锁联接机构616mf1、616mf2、616mf3相互滑动地配合(每个结构元件614也可说成包括两个结构元件——一个凸的和一个凹的，因为每个结构元件在两个圆周位置处配合)。
每个联接分段612s包括三个元件622mf1、622mf2、622mf3。联接元件622mf1连接结构元件614mf1以便形成支架元件行613mf1。联接元件622mf2连接结构元件614mf2以便形成支架元件行613mf2。联接元件622mf3连接结构元件614mf3以便形成支架元件行613mf3。根据需要和要求，分段或行中的元件的数量和支架中的分段和行的数量可变化和选择。
联接元件622中的一个或更多个可包括弹性元件。弹性元件622提供柔性，并且允许联接分段612s随支架膨胀而膨胀。在支架膨胀到展开状态时，弹性元件622还允许径向和/或轴向元件或构件偏移。通过提供弹性偏压机构，弹性元件622便于这种偏移，以便实现基本的弹性偏移或变形。
联接元件622mf1轴向地或纵向地连接结构元件614mf1。在一个实施例中，联接元件622mf1和结构元件614mf1组成整体单元，即，支架行613mf1组成整体单元。在变化实施例中，根据需要和要求，联接元件622mf1和结构元件614mf1能够通过其它技术有效地连接。
联接元件622mf2轴向地或纵向地连接结构元件614mf2。在一个实施例中，联接元件622mf2和结构元件614mf2组成整体单元，即，支架行613mf2组成整体单元。在变化实施例中，根据需要和要求，联接元件622mf2和结构元件614mf2能够通过其它技术有效地连接。
联接元件622mf3轴向地或纵向地连接结构元件614mf3。在一个实施例中，联接元件622mf3和结构元件614mf3组成整体单元，即，支架行613mf3组成整体单元。在变化实施例中，根据需要和要求，联接元件622mf3和结构元件614mf3能够通过其它技术有效地连接。
在一些实施例中，轴向延伸行613mf1、613mf2、613mf3中的每个首先形成可以是独立整体单元的独立单元。然后，轴向延伸行613mf1、613mf2、613mf3连接并卷成收缩状态的管状。
相邻分段612a的结构元件614之间的轴向或纵向连接，相同分段612a的结构元件614之间的径向连接，和分段612和结构元件614的设计和构造使得在非膨胀和膨胀状态下结构元件614之间的径向或圆周方向上的重叠减小或最小。因此，结构元件614、分段612和/或支架610被称作轴向地、纵向地或非径向地嵌套。(在非膨胀和膨胀状态下相同或相邻分段612s的联接元件622之间的径向重叠也最小或减小)。
在支架膨胀期间，配合的结构元件614mf1、614mf2、614mf3之间的圆周相对运动大致由箭头618表示。结构元件614mf1、614mf2、614mf3中的一个或更多个或全部可以任何适当组合滑动地移动开。
结构元件614mf1通常包括具有一对间隔的肋或臂626f1的凹部分和具有一对间隔的肋或臂636m12的凸部分，肋636m12以单个肋或臂636m11为终端。末端结构元件614mf1可包括侧部延伸或支撑622mf1e。如上和如下所述，结构元件614mf1具有与相应的连接结构元件614mf2，614mf3接合的一个或更多个滑动-锁止联接机构(例如舌形槽结构止动件、凸起或齿)以便为支架膨胀和锁定提供径向偏移机构。
凹肋626f1被末端部分628f1间隔开。每个肋626f1包括凹穴674f1，多个径向可偏移的元件、止动件、凸起或齿632f1在凹穴674f1中延伸。每个肋626f1还包括插槽654f1，插槽654f1容纳相邻结构元件614mf2的配合部分。每个插槽654f1在相应的一个硬末端止动件632f1e处的末端部分628f1处终止，相应的一个硬末端止动件632f1e把最大支架膨胀控制和限制到预定直径。
可偏移元件632f1在单向滑动-锁止联接运动中与径向连接的结构元件614mf2的凸部分接合。可偏移元件632f1构造成使得它们具有大致平坦的端表面646f1以便使回缩充分减小或最小，并具有大致锥形的接合表面648f1以便于单向滑动(请参见例如图42)。根据需要或要求，可使用能够抑制不期望的回缩和便于单向膨胀的其它适当构造。
结构元件614mf1的凸部分具有连接肋636m12和肋636m11的大致中心部分638m1。如下面的进一步说明，中心部分638m1用作支架收缩状态的硬止动件。
每个肋636m12包括插槽654m12，插槽654m12容纳相邻结构元件614mf2的配合部分。每个插槽654m12连接到至少一个相应的凹部分插槽654f1或与至少一个相应的凹部分插槽654f1连通。凸肋636m11还可包括插槽654m11，插槽654m11与插槽654m12连接或连通。
凸肋636m11包括一对朝外延伸的末端止动件、凸起、翼或齿642m11e，每个止动件642m11e在肋636m11的每侧上延伸。止动件642m11e以单向滑动-锁止联接运动与相邻结构元件614mf3的凹部分接合。止动件642m11e构造成使得它们具有大致平坦的端表面650m11e以便使回缩充分减小或最小。根据需要或要求，可使用能够抑制不期望的回缩的其它适当构造。
如下面进一步的说明，末端止动件642m11e与配合的结构元件的抓取机构接合以便控制和限制最大支架膨胀。末端止动件642m11e构造成具有便于在完全膨胀时锁定和抓取的大致平坦的接合表面652m11e，同时允许膨胀期间的单向滑动-锁止运动。根据需要或要求，可使用其它适当的锁定和抓取构造。
末端翼642m11e被大致中心凸起的部分642m11c间隔开。如下面进一步的说明，中心部分642m11c用作支架收缩状态下的硬止动件。
末端止动件642m11e具有便于在完全膨胀时锁定和抓取的大致平坦的接合表面652m11e(例如，见图42)。根据需要或要求，可使用其它适当的锁定和抓取构造。
结构元件614mf1、614mf2、614mf3的结构大致相似。因此，为了简洁，下面根据联接、锁定和抓取特征来更详细地说明结构元件614mf1的特征。可以理解的是，支架610的其它结构元件614mf2、614mf3也包括相似布置结构，并且使用了相同参考标记。
因此，例如，如果结构元件614mf1的凹肋用626f1表示，那么结构元件614mf2和614mf3的凹肋分别用626f2、626f3表示，等等。相似地，如果结构元件614mf1的凸肋用636m11表示，那么结构元件614mf2和614mf3的凸肋分别用636m21、636m31表示，等等。
有利地，在收缩状态和膨胀状态下，嵌套的结构元件614mf1、614mf2和614mf3之间的重叠基本没有或最小，特别是在膨胀状态下。因此，支架610，它的分段612a和/或结构元件614称作轴向地嵌套。
本发明的实施例提供一种轴向地嵌套的血管装置610以便实现竞争性的横剖面(例如腔尺寸)，同时保持其它关键特征，例如径向强度和腔开放性。有利地，根据需要或要求，轴向嵌套装置设计允许使用较厚材料来保持径向强度。
在轴向嵌套实施例的制造和组装期间，装置结构元件(例如614mf1，614mf2)和/或肋(例如凹肋626m1和凸肋636m12)在扩张前或非膨胀状态下并排地定位，以便使装置横剖面和体积在非展开(非膨胀，扩张前)和展开(膨胀，扩张)状态下充分减小或最小。有利地，通过充分减小或消除径向嵌套装置设计所遭遇的过大体积，本发明的实施例能够利用各种厚度的广泛种类的材料来实现竞争性装置和横剖面，因此理想地允许优化装置设计和性能。
下面将说明给定分段612a的结构元件614mf1和614mf2之间的联接。对于熟练技术人员可知，相似的联接可应用到支架610的其它配合的结构元件中。因此，为了简洁，这里不再重复。
在收缩状态下(图39)，结构元件614mf2的凸部分与结构元件614mf1配合。更具体地，凸肋636m21延伸进肋636m12之间的间隙中，翼642m21e延伸到相应的插槽654m12中，并且凸起的硬止动件642m21c抵靠凸起的部分638m1。有利地，在收缩状态下，配合的结构元件614mf1和614mf2之间至少部分地轴向嵌套，因为相应的肋636m12和636m21相互轴向地或纵向地移动或偏移。
在收缩状态下，凸肋636m22延伸进凹肋626f1之间的间隙中。有利地，在收缩状态下，配合的结构元件614mf1和614mf2之间至少部分地轴向嵌套，因为相应的凹肋626f1和凸肋636m22相互轴向地或纵向地移动或偏移。
在支架膨胀期间，结构元件614mf2的凸肋636m21、636m22和结构元件614mf1的肋636m12、626f1之间的圆周相对运动大致由箭头618表示。凸肋636m21从肋636m12之间的间隙退出，凸肋636m22从肋626f1之间的间隙退出。翼642m21e在相应的插槽654m11中滑动，从而使得它们的相对运动朝向凹肋626f1。
肋636m21一开始从肋636m12之间的间隙延伸出，并延伸进入肋626f1之间的间隙中，肋636m22一开始从肋626f1之间的间隙延伸出，翼642m21e滑动到相应的插槽654m11和凹穴674f1中。翼642m21e与相应的可偏移元件、指状物、止动件或凸起632f1接合。因此，在膨胀期间，可偏移元件632f1和相应的翼642m21e相互交叉。这通过使用大致的径向偏移机构来实现。
因此，在“交叉过渡”期间，可偏移元件632f1径向朝内偏移，然后恢复到它们初始未偏移位置。该径向运动大致由箭头644表示。通过可偏移元件632f1和相应的翼642m21e相互滑动过、接合或抵靠时产生的大致径向力来导致该径向偏移。
可偏移元件632f1的锥形表面648f1便于在一个方向上的滑动。可偏移元件632f1的大致平坦的端表面646f1和翼642m21e的大致平坦的端表面理想地使回缩充分减小或最小。
在完全膨胀时，翼642m21e的硬止动件652m21e与结构元件部分628f1的相应硬末端止动件632f1e相互接触、接合或抵靠，并防止进一步支架膨胀。该锁定和抓取机构把支架膨胀控制和限制到预定展开直径。
支架610的内部保护联接和锁止机构有利地在外部支架周边存在间隙空间，其遮蔽和保护机构免受外部表面干扰。结构元件614mf的凸起的和凹陷的部分提供了这种保护，例如，凹肋626f1的顶部分。结构元件614mf还构造成便于在配合元件之间对准。
更进一步的支架实施例
图43和44显示可膨胀的轴向嵌套的滑动-锁止血管装置、修补物(prostheses)或支架710(710’和710”)的视图。图45显示支架710”的联接和锁定机构716mf1的放大视图。
在卷起的结构中，支架710具有管状形状，支架710的壁包括多个大致纵向地布置的联接的圆周分段、区段或框架712a、712s。支架710可从第一直径膨胀到第二直径。(如下面进一步的说明，根据本发明的实施例的轴向嵌套的支架710’和710”在整体设计上大致相似，只是它们的联接和锁定机构具有不同的结构)。
有利地，支架710的轴向地嵌套的实施例允许适当的横剖面(例如腔尺寸)，同时保持期望的径向强度和腔开放性。在非膨胀状态下，结构元件之间的重叠还最小或被减小，从而使得腔尺寸便于导管球囊等的插入，以便膨胀血管装置。
支架710包括交替地布置的滑动-锁止分段712a和联接分段712s。每个分段712a包括一对凸结构元件714m1、714m2和一对凹结构元件714f1、714f2，每个凸结构元件714m1、714m2经相应的互锁联接机构716mf1、716mf2与凹结构元件714f1、714f2滑动地配合。(每个结构元件714也可说成包括两个结构元件，因为每个结构元件在两个圆周位置处配合)。
如下面进一步的说明，联接机构716包括大致纵向地(侧向地)偏移的锁止机构。根据需要和要求，分段中的结构元件的数量和/或支架中的分段的数量可变化和选择。
相邻分段712a的结构元件714之间的轴向或纵向连接，相同的分段712a的结构元件714之间的径向连接，和分段712和结构元件714的设计和构造使得在非膨胀和膨胀状态下结构元件714之间的径向或圆周方向上的重叠减小或最小。因此，结构元件714、分段712和/或支架710被称作轴向地、纵向地或非径向地嵌套。(在非展开和展开状态下相同的和相邻的分段712s的联接元件722之间的重叠也最小或被减小)。
每个联接分段712s通常包括联接元件722m1、722f1、722m2、722f2，联接元件722m1、722f1、722m2、722f2连接到对应的结构元件714m1、714f1、714m2、714f2。支架行713m1通常包括元件714m1和722m1，支架行713f1通常包括元件714f1和722f1，支架行713m2通常包括元件714m2和722m2，支架行713f2通常包括元件714f2和722f2。
凹结构元件714f1通常包括与一对侧肋或臂726f11，726f12间隔开的大致的中心肋、臂或部分726f1。末端部分728f11，728f12连接肋726f1、726f11、726f22。如上和如下所述，凹结构元件714f1和它的一个或更多个肋726f1、726f11、726f22具有与凸结构元件714m1，714m2接合的滑动-锁止联接机构(例如舌形槽结构止动件、凸起、翼或齿)以便为支架膨胀和锁定提供轴向偏移机构。
凹结构元件714f2通常包括与一对侧肋或臂726f21，726f22间隔开的大致的中心肋、臂或部分726f2。末端部分728f21，728f22连接肋726f2、726f21、726f22。如上和如下所述，凹结构元件714f2和它的一个或更多个肋726f2、726f21、726f22具有与凹结构元件714f1，714f2接合的滑动-锁止联接机构(例如舌形槽结构止动件、凸起、翼或齿)以便为支架膨胀和锁定提供轴向偏移机构。
凸结构元件714m1通常包括第一肋或臂736m11和在相反方向上延伸的第二肋或臂736m12。肋736m11和736m12具有共同的末端部分738m1。在支架收缩状态下，凸肋736m11在凹肋726f1、726f11之间的间隙中延伸和/或与凹肋726f1、726f11接合，凸肋736m12在凹肋726f2、726f22之间的间隙中延伸和/或与凹肋726f2、726f22接合。如上和如下所述，肋736m11、736m12具有与相应的凹结构元件714f1，714f2接合的滑动-锁止联接机构(例如舌形槽结构止动件、凸起、翼或齿)以便为支架膨胀和锁定提供轴向偏移机构。
凸结构元件714m2通常包括第一肋或臂736m21和在相反方向上延伸的第二肋或臂736m22。肋736m21和736m22具有共同的末端部分738m2。在支架收缩状态下，凸肋736m21在凹肋726f1、726f12之间的间隙中延伸和/或与凹肋726f1、726f12接合，凸肋736m22在凹肋726f2、726f21之间的间隙中延伸和/或与凹肋726f2、726f21接合。如上和如下所述，肋736m21、736m22具有与相应的凹结构元件714f1，714f2接合的滑动-锁止联接机构(例如舌形槽结构止动件、凸起、翼或齿)以便为支架膨胀和锁定提供轴向偏移机构。
每个联接分段712s包括多个元件(722m1，722f1，722m2，722f2)并连接相邻的支架分段712a。一个或更多个联接元件722可包括弹性元件。在图43和44的实施例中，弹性元件提供装置柔性，并且能够允许联接分段712s随支架膨胀而膨胀。
联接元件722m1轴向地或纵向地连接凸结构元件714m1。在一个实施例中，联接元件722m1和凸结构元件714m1组成整体单元，即支架行713m1组成整体单元。在变化实施例中，根据需要和要求，联接元件722m1和凸结构元件714m1能够通过其它技术有效地连接。
联接元件722m2轴向地或纵向地连接凸结构元件714m2。在一个实施例中，联接元件722m2和凸结构元件714m2组成整体单元，即支架行713m2组成整体单元。在变化实施例中，根据需要和要求，联接元件722m2和凸结构元件714m2能够通过其它技术有效地连接。
联接元件722f1轴向地或纵向地连接凹结构元件714f1。在一个实施例中，联接元件722f1和凹结构元件714f1组成整体单元，即支架行713f1组成整体单元。在变化实施例中，根据需要和要求，联接元件722f1和凹结构元件714f1能够通过其它技术有效地连接。
联接元件722f2轴向地或纵向地连接凹结构元件714f2。在一个实施例中，联接元件722f2和凹结构元件714f2组成整体单元，即支架行713f2组成整体单元。在变化实施例中，根据需要和要求，联接元件722f2和凹结构元件714f2能够通过其它技术有效地连接。
在支架膨胀期间，配合的凸结构元件714m1、714m2和凹结构元件714f1、714f2之间的圆周相对运动大致由箭头718表示。凸结构元件714m1、714m2中的一个或两个，凹结构元件714f1、714f2中的一个或两个，所有凸和凹结构元件714m1、714m2、714f1、714f2，或者它们的任何适当组合可滑动地移动开，以便实现期望的和预定的膨胀。
更具体地，在膨胀期间：凹肋726f1、726f11和凸肋736m11之间存在圆周相对运动，凹肋726f1、726f11和凸肋736m11中的一个或两者滑动地移动开；凹肋726f1、726f12和凸肋736m21之间存在圆周相对运动，凹肋726f1、726f12和凸肋736m21中的一个或两者滑动地移动开；凹肋726f2、726f21和凸肋736m22之间存在圆周相对运动，凹肋726f2、726f21和凸肋736m22中的一个或两者滑动地移动开；凹肋726f2、726f22和凸肋736m12之间存在圆周相对运动，凹肋726f2、726f22和凸肋736m12中的一个或两者滑动地移动开。该运动大致由箭头718表示。
如这里所述，在完全膨胀时，抓取机构限制进一步的支架膨胀以便把支架膨胀限制到预定展开直径。每个分段712a和/或结构元件714能够包括一个或更多个抓取机构(例如带、硬止动件和其它适当装置等)，前述抓取机构防止配合的凸和凹结构元件714m和714f之间的进一步膨胀并控制最大膨胀。根据需要或要求，这里所公开、教导或暗示的任何抓取机构可与支架710和任何其它支架实施例结合使用。
有利地，在收缩状态和膨胀状态下，嵌套的凸结构元件714m和关联的凹结构元件714f之间的重叠基本没有或最小，特别是在膨胀状态下。例如，对于给定的支架分段712a，在收缩状态下，凹肋726f1，726f11，726f12和凸肋736m11，736m21基本轴向地或纵向地移动或偏移，同时在膨胀状态下，凹肋726f1，726f11，726f12和凸肋736m11，736m21基本径向地或圆周地移动或偏移，因此使收缩和膨胀状态下的径向重叠最小。因此，支架710、它的分段712和/或结构元件714被称作轴向嵌套，因为在收缩和膨胀状态下它们的径向重叠被充分减小或最小。
本发明的实施例提供一种轴向地嵌套的血管装置710以便实现竞争性的横剖面(例如腔尺寸)，同时保持其它关键特征，例如径向强度和腔开放性。有利地，根据需要或要求，轴向嵌套装置设计允许使用更厚的材料来保持径向强度。
在轴向地嵌套的实施例的制造和组装期间，装置结构元件(例如714m，714f)和/或肋(例如凹肋726f1、726f11、726f12和凸肋736m11，736m21)在扩张前或非膨胀状态下并排地(轴向地)定位，以便使装置横剖面和体积在非展开(非膨胀，扩张前)和展开(膨胀，扩张)状态下充分减小或最小。有利地，通过充分减小或消除径向嵌套装置设计所遭遇的过大体积，本发明的实施例能够利用各种厚度的广泛种类的材料来实现竞争性装置和横剖面，因此理想地允许优化装置设计和性能。
下面将说明给定分段712a的结构元件714m1和714f2之间的联接。对于熟练技术人员可知，相似的联接可应用到支架710的其它配合的结构元件和/或肋中。因此，为了简洁，这里不再重复。
特别参考图43，即支架710’，凸肋736m11包括一对朝外延伸的可偏移元件、止动件、凸起、翼或齿742m’，每个可偏移元件、止动件、凸起、翼或齿742m’在凸肋736m11的每侧上延伸。止动件742m’以单向滑动-锁止联接运动与凹肋726f1，726f11的相应止动件、凸起或齿732f’接合。这通过使用大致轴向偏移机构来实现。
因此，在“交叉过渡”期间，可偏移翼742m’轴向朝内偏移，然后恢复到它们初始未偏移位置。该轴向运动大致由箭头744表示。通过可偏移翼742m’和相应的齿732f’相互滑动过、接合或抵靠时产生的大致轴向力来导致该轴向偏移。
止动件742m’、732f’构造成便于单向滑动相对运动，如箭头718大致所示。止动件742m’、732f’还构造成使回缩充分减小或最小。根据需要和要求，可使用能够抑制不期望的回缩和便于单向运动的其它适当结构。
在完全膨胀时，凸肋736m11的硬止动件742me’与结构元件部分728f11的安全硬止动件732fe’相互接触、接合或抵靠，并防止进一步的支架膨胀。该锁定和抓取机构把支架膨胀控制和限制到预定展开直径。安全止动件742me’还防止凸肋736m11在展开期间从凹肋726f1，726f11跳出，并将肋736m11保持它适当的轨道中。
特别参考图44和45，即支架710”，凸肋736m11包括一对朝外延伸的可偏移元件、止动件、凸起、翼或齿742m”，每个可偏移元件、止动件、凸起、翼或齿742m”在凸肋736m11的每侧上延伸。在收缩状态下，翼742m”定位在凹肋726f1，726f11之间的凹穴774f”中。
在支架膨胀期间，翼742m”以单向滑动-锁止联接运动与凹肋726f1，726f11的相应内部止动件、凸起或齿732f”接合。这通过使用大致轴向偏移机构来实现。
因此，在“交叉过渡”期间，可偏移翼742m”轴向朝内偏移，然后恢复到它们初始未偏移位置。该轴向运动大致由箭头744表示。通过可偏移翼742m”和相应的齿732f”相互滑动过、接合或抵靠时产生的大致轴向力来导致该轴向偏移。
止动件742m”、732f”构造成便于单向滑动相对运动，如箭头718大致所示。止动件742m”、732f”还构造成使回缩充分减小或最小。根据需要和要求，可使用能够抑制不期望的回缩和便于单向运动的其它适当结构。
齿732f”定位在相应的插槽754f”中并在相应的凹肋726f1，726f11的相应的凸起部分或顶部分756f”下面。因此，翼742m”还延伸到插槽754f”中。有利地，顶部分756f”防止凸肋736m11在展开期间从凹肋726f1，726f11跳出，并将肋736m11保持它适当的轨道中。
在完全膨胀时，结构元件部分728f11的一个或更多个硬止动件732fe”与翼742m”相互接触、接合或抵靠，并防止进一步的支架膨胀。该锁定和抓取机构把支架膨胀控制和限制到预定展开直径。
图46显示用于制造根据本发明的实施例的支架行713f1，713f2的模具776。可使用注模或其它工艺来形成作为整体单元的支架行713f1，713f2。相似地，支架行713m1，713m2也可作为整体单元形成。然后轴向延伸行713f1，713m1，713f2，713m2被连接并被卷成收缩状态的管状形状。
再进一步的支架实施例
图47和48显示可膨胀的轴向嵌套的滑动-锁止血管装置、修补物(prostheses)或支架810(810’和810”)的视图。在卷起的结构中，支架810具有管状形状，支架810的壁包括多个大致纵向地布置的联接的圆周分段、区段或框架812a、812s。支架810可从第一直径膨胀到第二直径。(如图所示，根据本发明的实施例的轴向嵌套的支架810’和810”在整体设计上大致相似，只是它们的联接和锁定机构具有稍微不同的结构)。
有利地，支架810的轴向地嵌套的实施例允许适当的横剖面(例如腔尺寸)，同时保持期望的径向强度和腔开放性。在非膨胀状态下，结构元件之间的重叠还最小或被减小，从而使得腔尺寸便于导管球囊等的插入，以便膨胀血管装置。
支架810包括交替地布置的滑动-锁止分段812a和联接分段812s。每个分段812a包括一对凸结构元件814m1、814m2和一对凹结构元件814f1、814f2，每个凹结构元件814f1、814f2经相应的互锁联接机构816mf1、816mf2与凸结构元件814m1、814m2滑动地配合。(每个结构元件814也可说成包括两个结构元件，因为每个结构元件在两个圆周位置处配合)。
如下面进一步的说明，联接机构816包括大致径向地偏移的锁止机构。根据需要和要求，分段中的结构元件的数量和/或支架中的分段的数量可变化和选择。
相邻分段812a的结构元件814之间的轴向或纵向连接，相同的分段812a的结构元件814之间的径向连接，和分段812和结构元件814的设计和构造使得在非膨胀和膨胀状态下结构元件814之间的径向或圆周方向上的重叠减小或最小。因此，结构元件814、分段812和/或支架810被称作轴向地、纵向地或非径向地嵌套。(在非展开和展开状态下相同的和相邻的分段812s的联接元件822之间的重叠也最小或被减小)。
每个支架联接分段812s通常包括联接元件822m1、822f1、822m2、822f2，联接元件822m1、822f1、822m2、822f2连接到相应的结构元件814m1、814f1、814m2、814f2。支架行813m1通常包括元件814m1和822m1，支架行813f1通常包括元件814f1和822f1，支架行813m2通常包括元件814m2和822m2，支架行813f2通常包括元件814f2和822f2。
凹结构元件814f1通常包括与一对侧肋或臂826f11，826f12间隔开的大致的中心肋、臂或部分826f1。末端部分828f11，828f12连接肋826f1、826f11、826f22。如上和如下所述，凹结构元件814f1和它的一个或更多个肋826m1、826m11、826m22具有与凸结构元件814m1，814m2接合的滑动-锁止联接机构(例如舌形槽结构止动件、凸起、翼或齿)以便为支架膨胀和锁定提供径向偏移机构。
凹结构元件814f2通常包括与一对侧肋或臂826f21，826f22间隔开的大致的中心肋、臂或部分826f2。末端部分828f21，828f22连接肋826f2、826f21、826f22。如上和如下所述，凹结构元件814f2和它的一个或更多个肋826f2、826f21、826f22具有与凸结构元件814m1，814m2接合的滑动-锁止联接机构(例如舌形槽结构止动件、凸起、翼或齿)以便为支架膨胀和锁定提供径向偏移机构。
凸结构元件814m1通常包括第一肋或臂836m11和在相反方向上延伸的第二肋或臂836m12。肋836m11和836m12具有共同的末端部分838m1。在支架收缩状态下，凸肋836m11在凹肋826f1、826f11之间的间隙中延伸和/或与凹肋826f1、826f11接合，凸肋836m12在凹肋826f2、826f22之间的间隙中延伸和/或与凹肋826f2、826f22接合。如上和如下所述，肋836f11、836f12具有与相应的凹结构元件814f1，814f2接合的滑动-锁止联接机构(例如舌形槽结构止动件、凸起、翼或齿)以便为支架膨胀和锁定提供径向偏移机构。
凸结构元件814m2通常包括第一肋或臂836m21和在相反方向上延伸的第二肋或臂836m22。肋836m21和836m22具有共同的末端部分838m2。在支架收缩状态下，凸肋836m21在凹肋826f1、826f12之间的间隙中延伸和/或与凹肋826f1、826f12接合，凸肋836m22在凹肋826f2、826f21之间的间隙中延伸和/或与凹肋826f2、826f21接合。如上和如下所述，肋836m21、836m22具有与相应的凹结构元件814f1，814f2接合的滑动-锁止联接机构(例如舌形槽结构止动件、凸起、翼或齿)以便为支架膨胀和锁定提供径向偏移机构。
每个联接分段812s包括多个元件822(822m1，822f1，822m2，822f2)并连接相邻的支架分段812a。一个或更多个联接元件822可包括弹性元件。在图47和48的实施例中，弹性元件822提供装置柔性，并且能够允许联接分段812s随支架膨胀而膨胀。
联接元件822m1轴向地或纵向地连接凸结构元件814m1。在一个实施例中，联接元件822m1和凸结构元件814m1组成整体单元，即支架行813m1组成整体单元。在变化实施例中，根据需要和要求，联接元件822m1和凸结构元件814m1能够通过其它技术有效地连接。
联接元件822m2轴向地或纵向地连接凸结构元件814m2。在一个实施例中，联接元件822m2和凸结构元件814m2组成整体单元，即支架行813m2组成整体单元。在变化实施例中，根据需要和要求，联接元件822m2和凸结构元件814m2能够通过其它技术有效地连接。
联接元件822f1轴向地或纵向地连接凹结构元件814f1。在一个实施例中，联接元件822f1和凹结构元件814f1组成整体单元，即支架行813f1组成整体单元。在变化实施例中，根据需要和要求，联接元件822f1和凹结构元件814f1能够通过其它技术有效地连接。
联接元件822f2轴向地或纵向地连接凹结构元件814f2。在一个实施例中，联接元件822f2和凹结构元件814f2组成整体单元，即支架行813f2组成整体单元。在变化实施例中，根据需要和要求，联接元件822f2和凹结构元件814f2能够通过其它技术有效地连接。
在支架膨胀期间，配合的凸结构元件814m1、814m2和凹结构元件814f1、814f2之间的圆周相对运动大致由箭头818表示。凸结构元件814m1、814m2中的一个或两个，凹结构元件814f1、814f2中的一个或两个，所有凸和凹结构元件814m1、814m2、814f1、814f2，或者它们的任何适当组合可滑动地移动开，以便实现期望的和预定的膨胀。
更具体地，在膨胀期间：凹肋826f1、826f11和凸肋836m11之间存在圆周相对运动，凹肋826f1、826f11和凸肋836m11中的一个或两者滑动地移动开；凹肋826f1、826f12和凸肋836m21之间存在圆周相对运动，凹肋826f1、826f12和凸肋836m21中的一个或两者滑动地移动开；凹肋826f2、826f21和凸肋836m22之间存在圆周相对运动，凹肋826f2、826f21和凸肋836m22中的一个或两者滑动地移动开；凹肋826f2、826f22和凸肋836m12之间存在圆周相对运动，凹肋826f2、826f22和凸肋836m12中的一个或两者滑动地移动开。该运动大致由箭头818表示。
如这里所述，在完全膨胀时，抓取机构限制进一步的支架膨胀以便把支架膨胀限制到预定展开直径。每个分段812a和/或结构元件814能够包括一个或更多个抓取机构(例如带、硬止动件和其它适当装置等)，前述抓取机构防止配合的凸和凹结构元件814m和814f之间的进一步膨胀并控制最大膨胀。根据需要或要求，这里所公开、教导或暗示的任何抓取机构可与支架810和任何其它支架实施例结合使用。
有利地，在收缩状态和膨胀状态下，嵌套的凸结构元件814m和关联的凹结构元件814f之间的重叠基本没有或最小，特别是在膨胀状态下。例如，对于给定的支架分段812a，在收缩状态下，凹肋826f1，826f11，826f12和凸肋836m11，836m21基本轴向地或纵向地移动或偏移，同时在膨胀状态下，凹肋826f1，826f11，826f12和凸肋836m11，836m21基本径向地或圆周地移动或偏移，因此使收缩和膨胀状态下的径向重叠最小。因此，支架810、它的分段812和/或结构元件814被称作轴向嵌套，因为在收缩和膨胀状态下它们的径向重叠被充分减小或最小。
本发明的实施例提供一种轴向地嵌套的血管装置810以便实现竞争性的横剖面(例如腔尺寸)，同时保持其它关键特征，例如径向强度和腔开放性。有利地，根据需要或要求，轴向嵌套装置设计允许使用更厚的材料来保持径向强度。
在轴向地嵌套的实施例的制造和组装期间，装置结构元件(例如814m，814f)和/或肋(例如凹肋826f1、826f11、826f12和凸肋836m11，836m21)在扩张前或非膨胀状态下并排地(轴向地)定位，以便使装置横剖面和体积在非展开(非膨胀，扩张前)和展开(膨胀，扩张)状态下充分减小或最小。有利地，通过充分减小或消除径向嵌套装置设计所遭遇的过大体积，本发明的实施例能够利用各种厚度的广泛种类的材料来实现竞争性装置和横剖面，因此理想地允许优化装置设计和性能。
下面将说明给定支架分段812a的结构元件814m1和814f2之间的联接。对于熟练技术人员可知，相似的联接可应用到支架810的其它配合的结构元件和/或肋中。因此，为了简洁，这里不再重复。
特别参考图47，即支架810’，凸肋836m11包括一对朝外延伸的止动件、凸起、翼或齿842m’，每个止动件、凸起、翼或齿842m’在肋836m11的每侧上延伸。凸肋836m11还具有径向朝内指向的隆起、止动件、凸起或齿842mb’。
在支架膨胀期间，隆起842mb’以单向滑动-锁止联接运动与凹肋826f1，826f11的相应止动件、凸起或齿832f’接合。这通过使用大致径向偏移机构来实现。
因此，在“交叉过渡”期间，凸肋836m11径向朝外偏移，然后恢复到它的初始未偏移位置。该径向运动大致由箭头844表示。通过隆起842mb’和相应的齿832f’相互滑动过、接合或抵靠时产生的大致径向力来导致该径向偏移。
止动件842m’、832f’构造成便于单向滑动相对运动，如箭头818大致所示。止动件842m’、832f’还构造成使回缩充分减小或最小。根据需要和要求，可使用能够抑制不期望的回缩和便于单向运动的其它适当结构。
翼842m”延伸到凹肋826f1，826f11中的一个或两个的侧部插槽中。有利地，这防止凸肋836m11在展开期间从凹肋826f1，826f11跳出，并将肋836m11保持它适当的轨道中。
在完全膨胀时，结构元件部分828f11的一个或更多个硬止动件832fe’与翼842m’接触、接合或抵靠，并防止进一步的支架膨胀。该锁定和抓取机构把支架膨胀控制和限制到预定展开直径。
特别参考图48，即支架810”，凸和凹结构元件814m，814f之间的联接与支架810’中说明的大致相似。因此，对于熟练技术人员是知道的，因此这里不再重复。
图49显示根据一个实施例的支架行813f1、813f2中的两个。可使用注模或其它工艺来形成作为整体单元的支架行813f1，813f2。相似地，支架行813m1，813m2也可作为整体单元形成。然后轴向延伸行813f1，813m1，813f2，813m2被连接并被卷成收缩状态的管状形状。
图50显示根据一个实施例的通过层压工艺的用于制造支架行813(813f1，813f2)的层叠片878的分解视图。支架行813m1，81mf2也能够相似地形成。轴向延伸行813f1，813m1，813f2，813m2然后能够被连接并被卷成收缩状态的管状形状。
层叠片878通常包括三个片或盘878f1，878f2，878f3，在三个片或盘878f1，878f2，878f3上例如通过激光切割、蚀刻等形成有期望的特征。盘878f1，878f2，878f3对准并连接，例如，通过粘结、焊接等形成一个单元。多余材料(例如侧边和尾端)被去除以便形成行813(813f1，813f2)。
盘878f1包括与通过联接凹肋接合的止动件对应的特征。盘878f2包括与在收缩和完全展开状态下控制和限制直径的硬止动件对应的特征。盘878f3包括与对准和保持联接肋在适当位置的齿对应的特征。
图51-56显示根据本发明的实施例的轴向地嵌套的单向滑动-锁止支架几何形状和构造的各种概念视图。嵌套使用“望远镜”概念。附图显示具有结构元件914mf的支架分段、区段或框架912a的实施例。支架分段包括联接机构，该联接机构可包括径向偏移锁止机构或轴向(侧向)偏移锁止机构。这些滑动-锁止联接机构可包括为支架膨胀和锁定提供径向和/或轴向偏移机构的舌形槽结构止动件、凸起、翼或齿。根据需要和要求，可使用这里所公开、教导或暗示的任何联接机构，包括图51-56的实施例公开、教导或暗示的任何联接机构。
图51-56的实施例能够包括用于把支架膨胀控制和限制到预定展开直径的抓取机构。每个分段912和/或结构元件914能够包括一个或更多个抓取机构(例如带、硬止动件和其它适当装置等)，前述抓取机构防止配合的结构元件914之间的进一步膨胀并控制最大膨胀。根据需要或要求，这里所公开、教导或暗示的任何抓取机构可与图51-56的实施例结合使用。
一些其它支架实施例
图57-62显示包括展开和非展开状态的可膨胀的轴向嵌套的滑动-锁止血管装置、修补物(prostheses)或支架1010。在卷起的结构中，支架1010具有管状形状，支架1010的壁包括多个大致纵向地布置的联接的圆周分段、区段或框架1012a、1012s。支架1010可从第一直径膨胀到第二直径。支架1010的大致设计可概括地说成单向滑动“望远镜型(telescopelike)”结构。
有利地，支架1010的轴向地嵌套的实施例允许适当的横剖面(例如腔尺寸)，同时保持期望的径向强度和腔开放性。在非膨胀状态下，结构元件之间的重叠还最小或被减小，从而使得腔尺寸便于导管球囊等的插入，以便膨胀血管装置。
支架1010包括交替地布置的滑动-锁止分段1012a和联接分段1012s。每个分段1012a包括三个结构元件1014mf1、1014mf2、1014mf3，每个结构元件经相应的互锁联接机构1016mf1、1016mf2、1016mf3相互滑动地配合(每个结构元件1014也可说成包括两个结构元件——一个凸的和一个凹的，因为每个结构元件在两个圆周位置处配合)。
每个联接分段1012s包括三个元件1022mf1、1022mf2、1022mf3。联接元件1022mf1连接结构元件1014mf1以便形成支架元件行1013mf1。联接元件1022mf2连接结构元件1014mf2以便形成支架元件行1013mf2。联接元件1022mf3连接结构元件1014mf3以便形成支架元件行1013mf3。根据需要和要求，分段或行中的元件的数量和支架中的分段和行的数量可变化和选择。
联接元件1022中的一个或更多个可包括弹性元件。弹性元件1022提供装置柔性，并且允许联接分段1012s随支架膨胀而膨胀。在支架膨胀到展开状态时，弹性元件1022还允许径向和/或轴向元件或构件偏移。通过提供弹性偏压机构，弹性元件1022便于这种偏移，以便实现基本的弹性偏移或变形。
联接元件1022mf1轴向地或纵向地连接结构元件1014mf1。在一个实施例中，联接元件1022mf1和结构元件1014mf1组成整体单元，即，支架行1013mf1组成整体单元。在变化实施例中，根据需要和要求，联接元件1022mf1和结构元件1014mf1能够通过其它技术有效地连接。
联接元件1022mf2轴向地或纵向地连接结构元件1014mf2。在一个实施例中，联接元件1022mf2和结构元件1014mf2组成整体单元，即，支架行1013mf2组成整体单元。在变化实施例中，根据需要和要求，联接元件1022mf2和结构元件1014mf2能够通过其它技术有效地连接。
联接元件1022mf3轴向地或纵向地连接结构元件1014mf3。在一个实施例中，联接元件1022mf3和结构元件1014mf3组成整体单元，即，支架行1013mf3组成整体单元。在变化实施例中，根据需要和要求，联接元件1022mf3和结构元件1014mf3能够通过其它技术有效地连接。
在一些实施例中，轴向延伸行1013mf1、1013mf2、1013mf3中的每个首先形成可以是独立整体单元的独立单元。然后，支架行1013mf1、1013mf2、1013mf3连接并卷成收缩状态的管状。
相邻分段1012a的结构元件1014之间的轴向或纵向连接，相同分段1012a的结构元件1014之间的径向连接，和分段1012和结构元件1014的设计和构造使得结构元件1014之间的径向或圆周方向上的重叠减小或最小，特别是在膨胀或展开状态下。因此，结构元件1014、分段1012和/或支架1010被称作轴向地、纵向地或非径向地嵌套。(在非展开和展开状态下相同或相邻分段1012s的联接元件1022之间的径向重叠也最小或减小，特别是在展开状态下)。
在支架膨胀期间，配合的结构元件1014mf1、1014mf2、1014mf3之间的圆周相对运动大致由箭头1018表示。结构元件1014mf1、1014mf2、1014mf3中的一个或更多个或全部可以任何适当组合滑动地移动开。
每个结构元件1014mf1、1014mf2、1014mf3具有大致相似的结构，每个包括凸部分和凹部分。因此，为了简洁，下面仅详细说明结构元件1014mf1的凸部分和结构元件1014mf2的凹部分和它们的联接、锁定和抓取特征。
可以理解的是，支架1010的其它结构元件1014也包括大致相似布置结构，并且这里使用相似参考标记。因此，例如，如果结构元件1014mf1的凸肋用1036m1表示，那么结构元件1014mf2和1014mf3的凸肋分别用1036m2、1036m3表示，等等。
结构元件1014mf1的凸部分以单向滑动方式与结构元件1014mf2的凹部分配合或联接。相似地，结构元件1014mf2的凸部分以单向滑动方式与结构元件1014mf3的凹部分配合或联接。同样，相似地，结构元件1014mf3的凸部分以单向滑动方式与结构元件1014mf1的凹部分配合或联接。如上和如下所述，结构元件1014的滑动-锁止联接机构包括为支架膨胀和锁定提供轴向偏移机构的特征，例如可偏移元件或构件、舌形槽结构止动件、凸起或齿。
结构元件1014mf1的凸部分通常包括一对间隔开的肋或臂1036m1，在一对间隔开的肋或臂1036m1之间具有间隙。凸肋1036m1相互靠近地会聚以便在共同的末端部分1038m1处终止和连接。
由图61和62可清楚地看出，末端部分1038m1包括径向朝内延伸的末端凸起、齿或止动件1042me1，止动件1042me1在一对朝外且轴向地延伸的凸起、齿、止动件或翼1042m1处终止。如下面进一步的说明，末端止动件1042me1以单向滑动-锁止联接运动与相邻结构元件1014mf2的凹部分接合。末端止动件1042me1构造成使回缩充分减小或最小。
如下面进一步所述，末端止动件1042me1还用作收缩状态和完全支架膨胀状态下的安全硬止动件。在完全膨胀时，末端止动件1042me1与配合结构元件1014mf2的抓取机构接合以便把最大支架膨胀控制和限制到预定展开直径。根据需要和要求，可使用其它适当的锁定和抓取结构。
特别参考图61和62，结构元件1014mf2的凹部分通常包括一对间隔开的肋或臂1026f2，一对间隔开的肋或臂1026f2在凸肋1036m2之间的间隙中。凹肋1026f2相对于凸肋1036m2径向朝内凹陷以便在收缩状态和支架膨胀期间为配合的凸肋1036m1提供间隙空间。凹肋1026f1通过末端部分1028f1连接，末端部分1028f1具有一个或更多个硬止动件1032fe2，硬止动件1032fe2把最大支架膨胀控制和限制道预定直径。
每个肋1026f2包括一对间隔开的子肋、子臂或杆1026f21，1026f22。杆1026f21轴向地可偏移并具有多个朝内轴向地延伸的止动件、凸起或齿1032f2。如下面进一步的说明，齿1032f2以单向滑动-锁止联接运动与径向连接的结构元件1014mf1的凸部分接合，并且在一个实施例中，齿1032f2是包括偏移的。
齿1032f2构造成使得它们具有大致平坦的端表面以便使回缩充分减小或最小，并具有大致锥形的接合表面以便于单向滑动。根据需要或要求，可使用能够抑制不期望的回缩和便于单向膨胀的其它适当构造。
每个肋1026f22包括轴向偏移控制装置、隆起或凸起1032f22b，凸起1032f22b与可偏移的杆或肋1026f21中的相应一个间隔开预定量。有利地，隆起1032f22b用于控制杆或肋1026f21的最大偏移，从而使得它们变形或弯曲不超过预定范围。隆起1032f22b也理想地作为“速度限制器(speedbumps)”以便控制展开和保持均匀展开。
有利地，在收缩状态和膨胀状态下，嵌套的结构元件1014mf1、1014mf2和1014mf3之间的重叠基本没有或最小，特别是在膨胀状态时。因此，深湛起1010、它的分段1012a和/或结构元件1014称作轴向地嵌套。收缩状态下的任何重叠使得仍能够实现适当的横剖面。
本发明的实施例提供一种轴向地嵌套的血管装置1010以便实现竞争性的横剖面(例如腔尺寸)，同时保持其它关键特征，例如径向强度和腔开放性。有利地，根据需要或要求，轴向嵌套装置设计允许使用较厚材料来保持径向强度。
在轴向嵌套实施例的制造和组装期间，装置肋中的至少一些(例如凸肋1036m1和凸肋1036m1)在扩张前或非膨胀状态下并排地(轴向地)定位，以便使装置横剖面和体积在非展开(非膨胀，扩张前)和展开(膨胀，扩张)状态下充分减小或最小。有利地，通过充分减小或消除径向嵌套装置设计所遭遇的过大体积，本发明的实施例能够利用各种厚度的广泛种类的材料来实现竞争性装置和横剖面，因此理想地允许优化装置设计和性能。
下面将说明给定支架分段1012a的结构元件1014mf1和1014mf2之间的联接。对于熟练技术人员可知，相似的联接可应用到支架1010的其它配合的结构元件中。因此，为了简洁，这里不再重复。
在支架膨胀期间，结构元件1014mf1的肋和结构元件1014mf1的肋之间的圆周相对运动大致由箭头1018表示。凸肋1036m1从肋1036m2之间的间隙退出。
末端止动件1042me1在凹肋1026f21之间的间隙中滑动，翼1042m1沿凹齿形肋1026f21的下表面或径向朝内的表面滑动。有利地，肋1026f21和/或翼1042m1防止凸肋1036m1从它们的轨道中跳出，并把它们保持在适当位置。
止动件1042me1与凹肋1026f21的齿1032f2接合。因此，在膨胀期间，可偏移的凹肋1026f21的齿1032f2和止动件1042me1相互交叉。这通过使用大致轴向偏移机构来实现。
因此，在“交叉过渡”期间，可偏移凹肋1026f21轴向朝外偏移，然后恢复到它们的初始未偏移位置。该轴向运动大致由箭头1044表示。通过齿1032f2和止动件1042me1相互滑动过、接合或抵靠时产生的大致轴向力来导致该轴向偏移。有利地，轴向偏移控制隆起1032f22b充分防止不期望的或过度的偏移，并控制展开以便保持支架均匀展开。
在完全膨胀时，安全硬止动件1042me1与结构元件部分1028f2的相应硬止动件1032fe2相互接触、接合或抵靠，并防止进一步的支架膨胀。该锁定和抓取机构把支架膨胀控制和限制到预定展开直径。
支架1010的内部保护联接和锁止机构有利地在外部支架周边存在间隙空间，其遮蔽和保护机构免受外部表面干扰。结构元件1014mf的凸起的和凹陷的部分能够提供这种保护，结构元件1014mf还构造成便于在配合元件之间对准。
图63显示根据另一个实施例的可膨胀的轴向嵌套滑动-锁止血管装置、修补物(prostheses)或支架1010’。支架1010’与支架1010大致相似，除了联接分段1012s’具有变化的结构外。
每个联接分段1012s’包括相互大致相似的元件1022mf’。每个联接元件1022mf’通常包括多个相互连接的子元件1022mfs’。根据需要或要求，一个或更多个联接元件1022mf’和/或子元件1022mfs’可包括弹性元件。
金属支架和制造方法
用于制造根据本发明的一些实施例的支架的优选材料包括钴铬合金、316不锈钢、钽、钛、钨、金、铂、铱、铑和它们的合金或者热解碳(pyrolyticcarbon)。在进一步的其它替换实施例中，支架可由可腐蚀材料形成。例如镁合金。尽管根据传统的球筒膨胀支架说明了优选支架的实施例，但是熟练技术人员很容易知道本发明的支架结构也可由各种其它材料形成以便制成变形可恢复的支架。例如，在替换实施例中，例如自膨胀支架、镍钛诺和Elastinite等形状记忆合金可用于本发明的实施例。
优选地，在形成单独的支架元件前，加工硬化薄片以便增加强度。加工硬化的方法在本领域是公知的。薄片在张力下卷起，在热作用下退火，然后再加工。这可继续到获得期望的硬度系数。目前大部分商用支架采用0％～10％加工硬化材料，以便允许“更软的”材料变形到较大直径。相反，因为本发明的实施例的滑动-锁止径向元件的膨胀依赖于滑动，而不是材料变形，因此优选的是使用较硬的材料，优选地使用大约25％～95％范围的加工硬化材料，以便允许更薄的支架厚度。更优选地，支架材料具有50％～90％的加工硬化材料，最优选地，支架材料具有80％～85％的加工硬化材料。
由金属薄片形成独立的元件的优选方法可以是激光切割、激光切除、模具切割、化学蚀刻、等离子蚀刻和冲压和管或平薄片材料的喷水切割或本领域公知的能够制造高分辨率元件的其它方法。在一些实施例中，制造方法取决于形成支架的材料。化学蚀刻以相对低成本提供高分辨率元件，特别是与高成本的激光切割的竞争产品相比。一些方法允许不同的前和后蚀刻图案，这导致削边，这可理想地有助于提高锁定的接合。另一个方法可使用等离子蚀刻或使用本领域公知的能够制造高分辨率和抛光的元件的其它方法。本发明不限于制造这些支架和支架元件的装置。
一旦实现了基础几何形状，元件能够以多个方法组装。点焊、粘结、机械附接(咬合在一起和/或编织组合在一起)和其它公知的附接方法可用于固定单独的元件。一些方法允许不同的前和后蚀刻图案，这能够导致削边，这可期望地有助于提高锁定接合。在一个优选的制造方法中，支架的元件可在各种期望曲率下热固。例如，支架可设定成具有等于缩小的球筒的直径、展开时的最大直径、或大于最大直径的直径。在另一实施例中，元件能够用电解法抛光然后组装，或用电解法抛光、涂覆然后组装，或组装然后用电解法抛光。
在另一实施例中，特别是具有形状记忆合金时，支架在超过最大直径时热固，然后固定在中等直径，然后放置在导管之上，并反向锁定和锁止成较小直径，并利用主动抓取保持机构保持到导管上，以便实现小轮廓和优异的保持力。
聚合支架
尽管金属支架具有一定的期望的特性，支架的使用寿命在6～9月的范围内，在该时间内支架内部再狭窄稳定，并且康复稳定。与金属支架相比，生物再吸收支架(bioresorbable stent)也许不能长久地在血管中使用。此外，生物再吸收支架可用于输送更大剂量的治疗剂(therapeuticagent)，可在相同时刻或在它的生命周期内的不同时刻输送多种治疗剂，以便治疗血管病中的特定方面或问题。此外，生物再吸收支架还可允许血管的相同近似区域的重复治疗。因此，开发临时(例如生物再吸收和/或辐射透不过的)支架来保持这些重要的未能满足的要求，其中用于制造这些支架的聚合材料具有期望的金属品质(例如足够的径向强度和辐射透不过性等)，同时规避或减轻了使用永久金属支架相关的缺点或限制。
在一个优选实施例中，支架可由生物再吸收的(例如生物腐蚀或生物降解的)生物相容聚合物(biocompatible material)形成。生物再吸收材料优选地从水降解的和/或酶促降解的生物材料组成的组中选择。适合的可降解聚合物的实例包括但不局限于：聚羟基丁酸酯/聚羟戊酸酯共聚物(PHV/PHB)；聚酰胺酯类；聚乳酸(polylactic acid)；羟基酸(即，丙交酯，乙交酯；羟基丁酸酯)；聚羟基乙酸；内脂基聚合物；聚己酸内酯；聚(丙烯延胡索酸酯-共-乙二醇)共聚物(aka延胡索酸酐)；聚酰胺类；聚酐酯类；聚酐类；具有磷酸钙玻璃的聚乳酸/聚羟基乙酸；聚原酸酯类(polyorthoesters)；丝-弹性蛋白聚合物；聚磷腈；聚乳酸和聚羟基乙酸和聚己酸内酯的共聚物；脂肪族聚氨酯类；多羟基酸类；聚酐酯类；聚酯类；聚羟烷基酮(polydepsidpetides)；多糖类；聚羟基链烷酸酯类；及其共聚物。
在一个模式中，可降解材料从下列材料组成的组中选择：聚(醣脂-三甲烯碳酸盐)，聚(亚烃基草酸盐)，聚冬氨酸，聚氨基酸聚合物，聚-p-二黄嘌呤(dioxanone)，聚-β-黄嘌呤，不对称3，6-替代聚合-1，4-二恶烷盐-2，5-聚脂，聚烷基-2-氰基丙烯酸酯，聚羟烷基酮(氨基乙酸-DL-丙交酯共聚物)，聚二氢核吡(polydihydropyranes)，聚烷基-2-氰基丙烯酸酯，聚-β-顺丁烯二酸(PMLA)，聚烷(polyalkanotes)和聚-β-烷酸(alkanoic acids)。公知技术中还有许多其它可降解材料。(例如，请参见文献，Biomaterials Science：AnIntroduction to Materials in Medicine(29 July，2004)Ratner，Hoffman，Schoen，and Lemons；and Atala，A.，Mooney，D.SyntheticBiodegradable Polymer Scaffolds.1997 Birkhauser，Boston；这些文献的内容结合到本文中)。
更进一步地，在更优选的实施例中，支架可由聚碳酸酯材料形成，例如：衍生于酪氨酸的聚碳酸酯类；衍生于酪氨酸的多芳基化合物；衍生于碘化和/或溴化酪氨酸的聚碳酸酯类；衍生于碘化和/或溴化酪氨酸的多芳基化合物。有关其它信息，参见美国专利No.5,099,060、No.5,198,507、No.5,587,507、No.5,658,995、No.6,048,521、No.6,120,491、No.6,319,492、No.6,475,477、No.5,317,077和No.5,216,115，这些专利中的每一个通过引用结合到本文中。在另一优选实施例中，聚合物是美国专利申请No.60/601,526，60/586,796，10/952,202中公开的生物可相容的、生物可吸收的、辐射透不过的聚合物中的任一种，通过引用它们的全部内容结合到本文中。
天然聚合物(生物聚合物)包括蛋白质或缩氨酸。优选的生物聚合物可以从下列材料组成的组中选择：藻酸盐；纤维素和酯；壳聚糖；胶原质；右旋糖苷；弹性蛋白；纤维蛋白；白明胶；透明质酸；羟磷灰石；蜘蛛丝；棉花；其它多肽和蛋白质；和它们的任何组合。
在另一可选实施例中，形状-转换聚合物可用于制成根据本发明构造的支架。适合的形状-转换聚合物可从下述材料组成的组中选择：多羟基酸类；聚原酸酯类；聚酐酯类；聚酯类；聚酰胺类；聚酯酰胺类；聚羟烷基酮(polydepsidpetides)；脂肪族聚氨酯类；多糖类；聚羟基链烷酸酯类；及它们的共聚物。有关生物可降解形状转变聚合物，参见美国专利No.6,160,084，其通过参考并入这里。有关形状记忆聚合物的另外披露内容，参见美国专利No.6,388,043和No.6,720,402，它们通过参考并入这里。此外，转变温度温度可被设置，以便支架在正常的身体温度时处于收缩状态。然而，通过诸如经热球筒导管或热流体(例如，盐水)灌注系统施加热量，所述支架膨胀以在身体腔中呈现其最终直径。当使用热记忆合金材料时，可提供变形可恢复结构。
此外，支架可由生物稳定的生物相容性(例如，非降解或非腐蚀的)聚合物形成。适合的非降解材料的实例包括但不局限于：聚氨酯；迭尔林(Delrin)；高密度聚乙烯、聚丙烯和聚(二甲基硅氧烷)。
在一些实施例中，层可包括或包含任一种热塑性塑料的实例，例如：氟化乙烯-丙烯；聚(2-羟乙基异丁烯酸酯(aka pHEMA))；聚(乙烯对苯二酸酯)纤维(aka Dacron)或膜(Mylar)；聚(甲基丙烯酸甲酯(aka PMMA))；聚(聚四氟乙烯)(aka PTFE和ePTFE和Gore-Tex)；聚(乙烯基氰)；聚丙烯酸酯和聚丙烯腈(PAN)；聚酰胺(aka尼龙)；聚碳酸酯和聚碳酸聚氨脂；聚乙烯和聚(乙烯-共-乙酸乙烯)；聚乙烯；聚乙烯；聚苯乙烯；聚砜；Pellethane和Estane等聚亚安酯和聚醚乙烷(polyetherurethane)；硅橡胶；硅氧烷；聚二甲基硅氧烷(aka PDMS)；Silastic；硅聚亚安酯。
制造和组装聚合支架的方法
当使用塑性和/或可降解材料时，制造元件的方法包括：利用网、模版或掩模的激光消融；溶剂铸造(solvent casting)；冲压成型，压纹，压模，向心旋转铸造和模制(centripetal spin casting and molding)；挤出或切割，使用实体自由成型制造技术的三维快速模型，立体平版印刷，选择性激光烧结等；包括等离子蚀刻的蚀刻技术；包括铺装，编织，或编织组合的纺织制造技术；包括热熔沉积成型，注射成型，室温硬化成型，或硅橡胶成型的模制成型技术；包括利用溶剂铸造，直接壳式生产铸造，熔模铸造的铸造技术；压模铸造；树脂喷射；树脂加工电铸；或喷射成型或反应喷射成型。本发明聚合物的特定优选实施例可以通过上述两种以上方法的组合等来形成为支架。
这种加工方法还可包括两维制造方法，例如通过激光切割、蚀刻、机械切割、或其它方法切割聚合物的挤出片，并把获得的切割部分组装成支架，或可包括装置的实体成型三维制造的相似方法。对于其它信息，请参见美国专利申请No.10/655,338，通过引用它的内容结合到本文中。
支架的优选实施例是用以全伸展长度或两个以上地连接或附接的部分伸展长度预制的元件制造的。如果使用部分长度，两个以上的元件可连接或附接成全长支架。在该布置结构中，部件被组装以便产生开口。组装的全长或部分长度部件和/或模块可在各种状态(从收缩状态、到部分膨胀状态、到膨胀状态)下通过相互编织来组装。
进一步地，元件可通过溶剂或热结合或通过机械结合来连接或附接。如果采用结合方法，优选的结合方法包括使用超声波射频或其它热方法，并通过溶剂或粘结剂或紫外硬化过程或感光过程。这些元件可通过下面的方法卷起：热成型、冷成型、溶剂稀释成型和蒸发、或在联接前预成型部件。
制造的另一个方法允许已经被切割并组装成平坦的连续径向元件的支架组件的组装。纵向相邻连续的径向元件之间的联接元件可连接(例如通过焊接，相互编织框架元件等)，材料的平坦薄片被卷起以便形成管状构件。从连接元件浮凸的连接臂和末端部分可连接(例如通过焊接)以便保持管状。在不包括连接元件的实施例中，连续的顶部和底部径向元件的末端部分可连接。可选地，当期望在整个圆周上滑动时，能够在顶部径向元件的末端部分和底部径向元件的肋/杆之间制成滑动-锁止联接(例如通过点焊，热接合(heat-staking)或扣合在一起)。相似地，可在底部径向元件的末端部分合顶部径向元件的肋/杆之间制成对应的联接。
卷起平坦的连续模块以便形成管状构件，这能够通过本领域任何公知方法来实现，这些方法包括在两个板之间卷起，每个板垫在侧边上与支架元件接触。一个板保持稳定，另一个板相对于另一个可侧向移动。因此，通过多个板相互之间的相对运动，夹在多个板之间的支架元件可绕心轴卷起。可选地，可用本领域公知的3-心轴方法来卷成管状。可使用在本发明中的其它卷起方法包括例如美国专利No.5,421,955，5,441,515，5,618,299，5,443,500，5,649,977，5,643,314和5,735,872中公开的“jelly-roll”设计所使用的方法，它们公开的内容通过引用结合到本文中。
这行形式的滑动-锁止支架的结构与现有技术相比提供了大量优点。锁止机构的结构极大地独立于材料。这允许支架的结构包括高强度材料，而不需要使用变形材料来完成锁止机构。这些材料的结合将允许材料所需的厚度减小，同时保持较厚的支架的强度特性。在优选实施例中，在所选周边元件上频繁出现的抓取件、止动件或齿防止膨胀后支架的不必要回缩。
辐射透不过性
给医学产品增加辐射透不过性的传统方法包括使用金属带，插入物和/或标记器，电化学沉积(即电镀)，或涂覆。通过以任何制造方法把辐射透不过材料附加到该元件上，通过吸收到或喷射到装置的部分或全部表面上，来实现便于跟踪和定位支架的辐射透不过器(例如辐射透不过材料)的附加。辐射透不过程度可通过元件成分改变。
对于塑料和涂层，可使用包括碘的单体或聚合物或其它辐射透不过元件(即固有的辐射透不过材料)来注入辐射透不过性。共同的辐射透不过材料包括硫酸钡，亚石炭铋和二氧化锆。其它的辐射透不过元件包括：镉，钨，金，钽，铋，铂，铱和铑。在一个优选实施例中，碘和/或溴等卤素可用于它的辐射透不过性和抗菌特性。
多材料血管修补物
在另一可选实施例中，各种材料(例如金属，聚合物，陶瓷，和治疗剂)可用于制造支架实施例。该实施例可包括：1)产生层叠材料(材料可以任何结构堆叠，例如平行，交错结构等)的微分层材料(通过竖直后径向轴线)；2)沿支架体的长轴线和/或厚度可变化的空间定位材料；3)混合或热熔以便产生组合支架体的材料；4)层压(涂覆)在支架体的表面上的材料的实施例(请参见具有功能特性的支架表面涂层以及支架输送的治疗剂)；和5)由两个以上部件组成的支架，其中至少一个部件的材料不同于另一个部件；或上述实施例的任意组合。
能够对具有两种以上材料的滑动-锁止多材料支架进行精加工。每个材料的厚度可相对于其它材料变化。根据需要和要求，该方法允许整个结构构件以每个具有有助于修复功能的一种以上功能的材料制成，这些功能包括但不限于：1)实现由最终张力特性、屈服强度，杨氏没两，屈服时的伸长，断裂时的伸长和泊松比限定的支架性能的机械特性；2)实现基底的厚度，几何形状(例如分叉，可变的表面覆盖)；3)实现承担材料性能的材料化学特性和物理状态，例如降解和吸收速率(其也许影响治疗剂的输送)，玻璃过渡温度，熔融温度，分子重量；4)实现辐射透不过性或其它形式的可见性和检测；5)实现辐射发射；6)实现治疗剂的输送(请参见通过支架输送治疗剂)；和7)实现支架保持和/或其它功能特性(请参见具有功能特性的支架表面涂层)。
在一些实施例中，材料可包括承载特性，弹性特性，特定方向和方位的机械强度特性，例如，平行于另一个材料和/或支架的长轴线，或垂直于另一个材料和/或支架的均匀强度。材料可包括刚硬物，例如硼或炭纤维，热解碳。进一步地，支架可由至少一个再加强物构成，例如纤维，毫微粒子等。
在本发明的另一优选实施例中，支架至少部分由可降解聚合材料制成。使用可降解支架的原因是支架的机械支撑仅需要几个星期。在一些实施例中，可采用具有不同再吸收速率的生物再吸收材料。对于其它信息，请参见美国专利申请No.10/955,202和60/601,526，它们的内容通过引用结合到本文中。如果支架还通过输送药物制剂(pharmaceutical agent)来控制再狭窄和血栓症时，可降解聚合支架材料会特别有用。可降解材料很适用于治疗剂输送(请参见通过支架输送的治疗剂)。
在一些实施例中，材料可包括或包含前述定义的任何等级的可降解聚合物。随时间变化的降解和/或再吸收，可降解聚合物可具有期望的其它品质。例如，在一些实施例中，材料可包括或包含天然聚合物(生物聚合物)和/或通过水和酶降解的那些物质的任意实例。在一些实施例中，材料可包括或包含会或不会可逆水凝的水凝胶的任意实例，或光或能量硬化材料的任意实例，或磁可激发(响应)材料。这些响应中的每个用于特定的官能度。
在一些实施例中，材料可包括辐射透不过材料或由辐射透不过材料制成，可选地为：能够通过X射线照相法、荧光透视法、超声波法、MRI、或Imatron电子束X线断层摄影术(EBT)而可见的材料。
在一些实施例中，可选地，材料可包括具有一些辐射透不过材料的成分或由具有一些辐射透不过材料制成。在一个实施例中，材料能够利用β射线充电。在另一实施例中，材料能够利用γ射线充电。在再一实施例中，材料能够利用β射线和γ射线的组合充电。可使用的支架同位素包括但不限于：103Pd和32P(磷-32)和两个中子活化实例，65Cu和87Rb20，(90)Sr，钨-188(188)。
在一些实施例中，一个以上的材料可包括或包含治疗剂。该治疗剂可以具有唯一，输送动力学，作用模式，剂量，半寿期，目的等。在一些实施例中，一个以上的材料包括为治疗提供作用模式和位置的药物制剂，例如细胞外间隔，细胞膜，细胞质，细胞核和/或其它细胞内细胞器中的作用模式。此外，药物制剂用作化学引诱物，该化学引诱物用于特定细胞类型以便影响组织形成和细胞响应，例如宿主生物材料相互作用(hostbiomaterial interaction)，包括抗癌效果。在一些实施例中，一个以上的材料以任何形式或培养状态或初始状态输送细胞。这能够例如包裹在可降解的微球中，直接与聚合物混合，或水凝，并用作药物输送用的载体。活细胞能够用于连续地输送药物类型的分子，例如，细胞活素类和生长因子。无生命细胞可用作有限的释放系统。对于治疗剂输送的其它概念，请参见标题为支架输送的治疗剂的部分。
支架输送的治疗剂
在另一个优选变化例中，支架还包括足以实现所选的治疗效果的量的治疗剂(如前述定义的用于药物制剂和/或生物制剂)。在支架(例如聚合物支架和多材料支架)的一些优选实施例中，当治疗剂与聚合物混合或通过本领域公知的其它方法混合时，治疗剂包含在支架中。在支架的另一优选实施例中，治疗剂从支架表面上的聚合物涂层输送。在支架的一个优选实施例中，治疗剂定位在或围绕装置的特定结构面定位。
在另一优选变化例中，治疗剂通过非聚合物涂层的方法输送。在支架的另一优选实施例中，治疗剂从支架的至少一个区域或一个表面输送。治疗剂能够化学地结合到用于从支架的至少一个区域输送治疗剂的聚合物或载体上，和/或治疗剂能够化学地结合到包括支架体的至少一个部分的聚合物上。在一个优选实施例中，可输送超过一种的治疗剂。
治疗机的量优选地足以抑制再狭窄或血栓症，或影响扩张的组织的一些其它状态，例如，治疗创伤块，和/或防止破裂或促进内皮化(endothelialization)或限制其它类型细胞增生扩散和防止产生和沉积细胞外基质分子(matrix molecules)。根据本发明优选实施例的治疗剂可从下列药物制剂组成的组中选出：抗类风湿剂，抗发炎剂，抗-基质金属蛋白(anti-matrix metal loproteinase)，和低脂，胆固醇调节剂，抗血栓和抗血小板剂。这些优选的用于改善血管开放性的类风湿剂中的一些包括但不限于：紫杉醇；雷帕霉素；ABT-578；everolimus；地塞米松；用于内皮功能的一氧化氮调控分子；他克莫斯；雌二醇；麦考酚酸分；C6-神经酰胺；放线菌素-D和epothilones；和每个的衍生物和类似物。
用作抗血小板、抗凝血酶的优选制剂中的一些化合成治疗其它病理事件和/或血管疾病。各种治疗剂可根据它们在宿主中的作用部位来分类：在细胞外或在具体的细胞膜受体部位产生作用的制剂；在质膜上，细胞质和/或细胞核中作用的制剂。
此外，治疗剂可包括用于治疗身体腔的其它药物制剂和/或生物制剂，而不是用于治疗动脉和/或静脉。治疗剂可特定用于治疗非血管体腔，例如消化腔(例如肠胃，十二指肠和食道，胆汁管)，呼吸腔(例如气管，支气管)，和泌尿腔(例如尿道)。此外，这些实施例对于其它身体系统的腔也许是有用的，例如生殖，内分泌，造血和/或外皮，肌骨骼/整形和神经系统(包括听力和眼科应用)。最后，具有治疗剂的支架实施例可用于膨胀阻塞的腔并用于诱导阻塞物(例如动脉瘤的情况)。
利用受控释放机制、扩散、通过静脉内注射、气雾剂或口服传送的与另一制剂的相互作用，可以进行释放。通过施加磁场、电场或使用超声波也可以发生释放。
具有功能特性的支架表面涂层
除了输送治疗剂的支架外，例如，还有输送支架上的排斥的磷酸胆碱等的生物聚合物，该支架可涂覆有预定的用于提高体腔内的生物响应其它生物再吸收聚合物，用于特定的临床效果。进一步地，该涂层可用于掩饰(临时地或永久地)支架实施例使用的聚合物的表面特性。涂层可从广泛种类的任何生物相容的生物再吸收聚合物中选择，前述生物相容的生物再吸收聚合物可包括卤化物和/或非卤化物中的任一个或组合，前述卤化物和/或非卤化物可包括或不包括任何聚(亚烃基乙二醇)。这些聚合物可包括组成变体，该组成变体包括同聚物和杂聚物，立体异构和/或这种聚合物的混合物。这些聚合物可包括但不限于：聚碳酸酯；聚己酸内酯；聚(酯酰胺)，聚(氨基碳酸)，三甲烯碳酸盐，聚己内酰胺，聚羟基丁酸，聚羟基戊酸酯，聚糖酯，聚丙交酯和立体异构体和它们的共聚物，例如糖酯/丙交酯的共聚物。在优选实施例中，支架涂覆有聚合物，该聚合物具有负电荷，其排斥带负电的红血球外细胞膜，因此减小血凝结形成的风险。在另一优选实施例中，支架涂覆有聚合物，该聚合物具有细胞(内皮细胞)亲合力以便提高治疗。在又一优选实施例中，支架涂覆有聚合物，该聚合物具有排斥特定细胞的附接和/或增生，例如动脉纤维原细胞和/或平滑的肌肉细胞，以便减轻再狭窄和/或发炎细胞，例如巨噬细胞。
本发明的上述支架可变化涂层以便实现支持生物响应的功能特性。一些涂层或具有治疗剂的组合材料可形成在支架上或在制造支架体的过程中利用浸渍，喷涂，交联组合等技术形成在支架上。这种涂层或组合材料还可用作非输送治疗剂的目的，例如，在支架安装在球囊系统上以便把支架保持在收缩结构之后，当涂层内部开放地布置在支架体上和/或整个装置之上时，提高支架在球囊上的保持性能。当使用任何聚合材料，本领域的技术人员可知道其它目的。
在本发明的一个方面中，支架将具有应用涂层，该涂层具有特定的机械特性。这些特性可包括inter alia厚度，张力强度，玻璃过渡温度，和表面光洁度。优选地，在支架最后卷曲或应用到导管之前应用涂层。支架然后可应用到导管，系统可以压缩方式加热或加压或加热和加压。在该过程中，涂层可与导管和其它支架表面形成脆弱结合。用可靠的方法对结合处理，随着时间产生扩张张力和保持扩张横剖面。一旦施加球囊展开压力，结合将破坏。涂层将是比基底低的Tg，以便确保基底无变化。
支架展开
首先，导管设置在可膨胀构件中，优选地可膨胀的球囊，例如血管成形球囊，沿远端部分设置。授予Palmaz的美国专利No.4,733,665公开了支架用的球囊导管的一个实例，它的内容通过引用结合到本文中。导管上的支架通常一起称为支架系统。导管包括但不限于：线上导管(over-the-wire catheters)，同轴快速交换设计(coaxial rapid-exchange designs)导管，和新的输送平台技术(Medtronic Zipper Technology)导管。这种导管可包括，例如下列专利文献公开的导管：Bonzel的美国专利No.4,762,129和5,232,445，以及Yock的美国专利No.4,748,982；5,496,346；5,626,600；5,040,548；5,061,273；5,350,395；5,451,233和5,749,888。此外，例如导管还可包括下列专利文献公开的导管：美国专利No.4,762,129；5,092,877；5,108,416；5,197,978；5,232,445；5,300,085；5,445,646；5,496,275；5,545,135；5,545,138；5,549,556；5,755,708；5,769,868；5,800,393；5,836,965；5,989,280；6,019,785；6,036,715；5,242,399；5,158,548；和6,007,545。上述专利公开的全部内容通过引用结合到本文中。
导管可具有高柔软的聚合物，并用于各种目的，例如产生超声波效果、电场、磁场、光和/或温度效果。加热导管例如可包括下列文献中公开的导管：美国专利No.5,151,100；5,230,349；6,447,508；6,562,021；和WO9014046A1。红外线发射导管例如可包括下列文献中公开的导管：美国专利No.5,910,816；和5,423,321。上述专利或专利申请公开的全部内容通过引用结合到本文中。
可膨胀构件，例如充气球囊，优选地用于在治疗部位展开支架。当球囊膨胀时，球囊的径向力克服约束机构的初始阻力，因此允许支架膨胀。当球囊充气时，径向元件相互沿球囊的表面滑动直至支架已经膨胀到期望直径。
本发明的支架的实施例适用于用本领域公知的方法展开，并采用经由皮肤穿腔的导管装置(percutaneous transluminal catheter devices)。这包括通过球囊膨胀设计的体腔展开，因此通过球囊膨胀驱动体腔膨胀。可选地，支架可安装在保持支架的导管上，导管通过体腔输送，然后并释放支架，并允许它自膨胀到接触体腔。阻止装置可包括可移除套和/或支架设计的机械方面。
本发明的一些实施例可用于冠状动脉、颈动脉、脉管动脉瘤(当覆盖着护套)、肾动脉、外围(髂骨、股骨、腿弯部、锁骨下)动脉。其它非脉管应用包括胃与肠、十二指肠、胆管、食道、尿道、气管和支气管。这些应用需要或不需要覆盖支架的套。
优选地支架以均匀方式径向地膨胀。可选地，膨胀直径是可变的并由内部直径和要处理的身体通道的解剖组织构造确定。因此，在展开期间，支架受控均匀和可变的膨胀，因此不可能出现身体通道的破裂。进一步地，支架将防止回缩，因为锁止装置阻止配合元件的滑动。因此，膨胀的腔支架将给身体通道壁连续施加朝外的径向力，并因此不会离开期望的位置。
根据前述说明，可以知道的是，已经公开了膨胀腔的新颖方法。尽管以特定程度说明了本发明的元件、技术和方面，但是在不脱离本发明的精神和保护范围的情况下，可对特定设计、结构和方法进行变化。
尽管已经详细说明了本发明的一些优选实施例和变化例，但对于本领域的熟练技术人员而言，其它修改和使用方法以及医学应用是显然的。因此，可以理解的是，在不脱离本发明的精神和权利要求的保护范围的情况下，各种应用、修改、材料和替换可由等同物制成。
对于本领域的熟练技术人员而言，在不脱离本发明的精神和保护范围的情况下，本发明的各种变化和应用是显然的。可以理解的是，本发明不限于这里提出的用于说明的实施例，而是由所附权利要求限定，包括它的每个元件的等同物的全部范围。
参考文献
这里所引用的一些参考文献列举如下，它们的全部内容通过引用结合到本文中：
·Charles R，Sandirasegarane L，Yun J，Bourbon N，Wilson R，Rothstein RP，et al.Ceramide-Coated Balloon Catheters Limit Neointimal Hyperplasia after StretchInjury in Carotid Arteries.Circ Res 2000；87(4)：282-288.
·Coroneos E，Martinez M，McKenna S，Kester M.Differential regulation ofsphingomyelinase and ceramidase activities by growth factors and cytokines.Implications for cellular proliferation and differentiation.J Biol Chem1995；270(40)：23305-9.
·Coroneos E，Wang Y，Panuska JR，Templeton DJ，Kester M.Sphingolipidmetabolites differentially regulate extracellular signal-regulated kinase and stress-activated protein kinase cascades.Biochem J 1996；316(Pt 1)：13-7.
·Jacobs LS，Kester M.Sphingolipids as mediators of effects of platelet-derived growthfactor in vascular smooth muscle cells.Am J Physiol 1993；265(3 Pt 1)：C740-7.
·Tanguay JF，Zidar JP，Phillips HR，3rd，Stack RS.Current status of biodegradablestents.Cardiol Clin 1994；12(4)：699-713.
·Nikol S，Huehns TY，Hofling B.Molecular biology and post-angioplasty restenosis.Atherosclerosis 1996；123(1-2)：17-31.
·Bionatials Science：An Introduction to Materials in Medicine(29 July，2004)Ratner，Hoffman，Schoen，and Lemons

Claims (32)

1.一种滑动-锁止支架，包括：
管状构件，所述管状构件可从收缩状态膨胀到膨胀状态，
所述管状构件包括至少一个滑动-锁止分段，
所述滑动-锁止分段包括分离的轴向地嵌套的、滑动地连接的第一、第二和第三结构元件，所述第一、第二和第三结构元件每一个都包括：
凹部分，所述凹部分具有间隔开的一对肋，所述间隔开的一对肋中的每一个在其内包括插槽；
可偏移结构，所述可偏移结构径向延伸到所述插槽中；
翼，其中所述第一、第二和第三结构元件中的一个结构元件的翼被构造成穿过所述第一、第二和第三结构元件中与所述翼所在的结构元件相互嵌套的另一结构元件的插槽以允许所述一个结构元件相对于与之相互嵌套的所述另一结构元件的单向运动，
所述另一结构元件的可偏移结构被构造成在所述支架从收缩状态膨胀到膨胀状态的膨胀期间当所述一个结构元件的翼穿过所述另一结构元件的插槽时由于接触所述一个结构元件的翼而径向偏移，
所述另一结构元件的可偏移结构还被构造成返回到未偏移位置以与所述一个结构元件的翼接合因而阻止所述支架回缩。
2.根据权利要求1的所述滑动-锁止支架，其中所述第一结构元件、第二结构元件和第三结构元件中的每一个还包括凸部分，所述凸部分具有间隔开的一对肋，该凸部分的所述间隔开的一对肋终止于单个肋。
3.根据权利要求1的所述滑动-锁止支架，其中所述第一结构元件包括多个可偏移结构。
4.根据权利要求1的所述滑动-锁止支架，其中所述支架还包括至少一个以上的滑动-锁止分段。
5.根据权利要求4的所述滑动-锁止支架，其中所述多个滑动-锁止分段彼此大致相同。
6.根据权利要求4的所述滑动-锁止支架，其中所述支架还包括至少一个柔性联接分段，所述至少一个柔性联接分段连接相邻的滑动-锁止分段以便于弹性偏移。
7.根据权利要求1的所述滑动-锁止支架，其中所述支架包括生物相容材料。
8.根据权利要求7的所述滑动-锁止支架，其中所述支架包括生物再吸收聚合物。
9.根据权利要求1的所述滑动-锁止支架，其中所述支架包括治疗剂。
10.根据权利要求9的所述滑动-锁止支架，其中所述治疗剂包括药物制剂。
11.根据权利要求9的所述滑动-锁止支架，其中所述治疗剂包括生物制剂。
12.根据权利要求1的所述滑动-锁止支架，其中所述支架包括辐射透不过材料。
13.根据权利要求1的所述滑动-锁止支架，其中所述回缩小于大约5％。
14.根据权利要求1的所述滑动-锁止支架，其中锁定机构控制最大支架膨胀。
15.根据权利要求1的所述滑动-锁止支架，其中所述支架还包括聚合物制成的套。
16.一种滑动-锁止支架，包括：
管状构件，所述管状构件可从第一直径膨胀到第二直径，所述管状构件包括第一圆周分段和第二圆周分段，所述圆周分段纵向地设置；
柔性联接分段，所述柔性联接分段连接所述圆周分段，
每个圆周分段包括第一滑动-锁止元件、第二滑动-锁止元件和第三滑动-锁止元件，每个圆周分段的对应的滑动-锁止元件通过可滑动联接机构径向地连接，第一滑动-锁止元件、第二滑动-锁止元件和第三滑动-锁止元件中的每一个滑动-锁止元件包括：
凸部分，所述凸部分包括纵向间隔开的一对肋，所述一对肋会聚而形成单个肋；
凹部分，所述凹部分包括一对肋，该凹部分的一对肋中的每一个在其内包括插槽，所述插槽沿所述凹部分的一对肋延伸；
径向延伸到所述插槽中的多个可偏移结构，
第一滑动-锁止元件、第二滑动-锁止元件和第三滑动一锁止元件中的每一个滑动-锁止元件的所述单个肋能够位于第一滑动-锁止元件、第二滑动-锁止元件和第三滑动-锁止元件中与所述单个肋所在的滑动-锁止元件相互嵌套的另外的滑动-锁止元件的凹元件的所述一对肋之间，
第一滑动-锁止元件、第二滑动-锁止元件和第三滑动一锁止元件中的每一个滑动-锁止元件的所述单个肋具有一对翼，所述一对翼构造成穿过第一滑动-锁止元件、第二滑动-锁止元件和第三滑动-锁止元件中与所述单个肋所在的滑动-锁止元件相互嵌套的另外的滑动-锁止元件的所述插槽，以与所述可偏移结构接合并允许在所述支架膨胀期间在对应的相互嵌套的滑动-锁止元件之间的单向滑动。
17.根据权利要求16的所述滑动-锁止支架，其中所述第一滑动一锁止元件和对应的第二滑动-锁止元件轴向地嵌套，以便基本消除配合的滑动-锁止元件之间的径向重叠，因而当支架膨胀到第二直径时允许基本均匀的厚度轮廓。
18.根据权利要求16的所述滑动-锁止支架，其中所述管状构件包括腔，并且对应的滑动-锁止元件之间的互锁基本消除径向重叠并允许基本通畅的通腔，从而使得当支架膨胀到第二直径时基本无结构凸出到腔中。
19.根据权利要求16的所述滑动-锁止支架，其中所述联接分段包括至少一个弹性元件。
20.根据权利要求16的所述滑动-锁止支架，其中所述支架还包括硬止动件，以便控制最大支架膨胀。
21.根据权利要求16的所述滑动-锁止支架，其中所述第一滑动一锁止元件的所述一对肋和所述第二滑动-锁止元件的所述单个肋便于所述支架的圆周分段的对准。
22.根据权利要求16的所述滑动-锁止支架，其中所述支架包括金属。
23.根据权利要求16的所述滑动-锁止支架，其中所述支架包括合金。
24.根据权利要求16的所述滑动-锁止支架，其中所述支架包括聚合材料。
25.根据权利要求24的所述滑动-锁止支架，其中所述支架包括生物再吸收材料。
26.根据权利要求24的所述滑动-锁止支架，其中所述支架包括生物稳定材料。
27.根据权利要求16的所述滑动-锁止支架，其中所述支架通过层压方法制造。
28.根据权利要求16的所述滑动-锁止支架，其中所述支架通过激光切割方法制造。
29.根据权利要求16的所述滑动-锁止支架，其中所述支架还包括改变支架的物理特性的涂层。
30.根据权利要求16的所述滑动-锁止支架，其中所述支架还包括聚合物制成的套。
31.一种用于治疗血管内的部位的系统，包括具有展开装置的导管和权利要求1或16中的任一个支架，其中所述导管适用于把支架输送到所述部位，并且所述展开装置适用于展开支架。
32.根据权利要求31的系统，其中所述导管从线上导管、同轴快速交换导管和多交换输送导管组成的组中选择。
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WO (1) WO2007016409A1 (zh)

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9173751B2 (en) 2004-12-17 2015-11-03 Reva Medical, Inc. Slide-and-lock stent
US9314354B2 (en) 2007-11-30 2016-04-19 Reva Medical, Inc. Axially-radially nested expandable device
US9408732B2 (en) 2013-03-14 2016-08-09 Reva Medical, Inc. Reduced-profile slide and lock stent
US9452068B2 (en) 2010-04-10 2016-09-27 Reva Medical, Inc. Expandable slide and lock stent
US9545322B2 (en) 2007-12-12 2017-01-17 Intact Vascular, Inc. Device and method for tacking plaque to blood vessel wall

Families Citing this family (108)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20070142901A1 (en) * 1998-02-17 2007-06-21 Steinke Thomas A Expandable stent with sliding and locking radial elements
US6623521B2 (en) 1998-02-17 2003-09-23 Md3, Inc. Expandable stent with sliding and locking radial elements
US6951053B2 (en) * 2002-09-04 2005-10-04 Reva Medical, Inc. Method of manufacturing a prosthesis
US11278398B2 (en) 2003-12-23 2022-03-22 Boston Scientific Scimed, Inc. Methods and apparatus for endovascular heart valve replacement comprising tissue grasping elements
US8603160B2 (en) 2003-12-23 2013-12-10 Sadra Medical, Inc. Method of using a retrievable heart valve anchor with a sheath
US8828078B2 (en) 2003-12-23 2014-09-09 Sadra Medical, Inc. Methods and apparatus for endovascular heart valve replacement comprising tissue grasping elements
US7381219B2 (en) 2003-12-23 2008-06-03 Sadra Medical, Inc. Low profile heart valve and delivery system
US9526609B2 (en) 2003-12-23 2016-12-27 Boston Scientific Scimed, Inc. Methods and apparatus for endovascularly replacing a patient's heart valve
US9005273B2 (en) 2003-12-23 2015-04-14 Sadra Medical, Inc. Assessing the location and performance of replacement heart valves
US8840663B2 (en) 2003-12-23 2014-09-23 Sadra Medical, Inc. Repositionable heart valve method
US20120041550A1 (en) 2003-12-23 2012-02-16 Sadra Medical, Inc. Methods and Apparatus for Endovascular Heart Valve Replacement Comprising Tissue Grasping Elements
US8328868B2 (en) 2004-11-05 2012-12-11 Sadra Medical, Inc. Medical devices and delivery systems for delivering medical devices
US7959666B2 (en) 2003-12-23 2011-06-14 Sadra Medical, Inc. Methods and apparatus for endovascularly replacing a heart valve
US8579962B2 (en) 2003-12-23 2013-11-12 Sadra Medical, Inc. Methods and apparatus for performing valvuloplasty
US20050137687A1 (en) 2003-12-23 2005-06-23 Sadra Medical Heart valve anchor and method
DE102004003093B4 (de) * 2004-01-21 2009-01-29 Admedes Schuessler Gmbh Stent zum Einsetzen und Expandieren in einem Lumen
US7763065B2 (en) * 2004-07-21 2010-07-27 Reva Medical, Inc. Balloon expandable crush-recoverable stent device
US8747879B2 (en) 2006-04-28 2014-06-10 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method of fabricating an implantable medical device to reduce chance of late inflammatory response
US7731890B2 (en) 2006-06-15 2010-06-08 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Methods of fabricating stents with enhanced fracture toughness
US20140107761A1 (en) 2004-07-26 2014-04-17 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Biodegradable stent with enhanced fracture toughness
US7971333B2 (en) 2006-05-30 2011-07-05 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Manufacturing process for polymetric stents
DE102005003632A1 (de) 2005-01-20 2006-08-17 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Katheter für die transvaskuläre Implantation von Herzklappenprothesen
US7962208B2 (en) 2005-04-25 2011-06-14 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for pacing during revascularization
US9149378B2 (en) * 2005-08-02 2015-10-06 Reva Medical, Inc. Axially nested slide and lock expandable device
US7914574B2 (en) * 2005-08-02 2011-03-29 Reva Medical, Inc. Axially nested slide and lock expandable device
US8562666B2 (en) * 2005-09-28 2013-10-22 Nitinol Development Corporation Intraluminal medical device with nested interlocking segments
US20070213813A1 (en) 2005-12-22 2007-09-13 Symetis Sa Stent-valves for valve replacement and associated methods and systems for surgery
EP1988851A2 (en) 2006-02-14 2008-11-12 Sadra Medical, Inc. Systems and methods for delivering a medical implant
US8888800B2 (en) 2006-03-13 2014-11-18 Pneumrx, Inc. Lung volume reduction devices, methods, and systems
US8157837B2 (en) 2006-03-13 2012-04-17 Pneumrx, Inc. Minimally invasive lung volume reduction device and method
US9402633B2 (en) 2006-03-13 2016-08-02 Pneumrx, Inc. Torque alleviating intra-airway lung volume reduction compressive implant structures
WO2007134266A2 (en) * 2006-05-12 2007-11-22 Electroformed Stents, Inc. Exclusion device and system for delivery
US8460364B2 (en) * 2006-07-20 2013-06-11 Orbusneich Medical, Inc. Bioabsorbable polymeric medical device
WO2008011614A2 (en) * 2006-07-20 2008-01-24 Orbusneich Medical, Inc. Bioabsorbable polymeric medical device
EP3009477B1 (en) 2006-07-20 2024-01-24 Orbusneich Medical Pte. Ltd Bioabsorbable polymeric composition for a medical device
US9585743B2 (en) 2006-07-31 2017-03-07 Edwards Lifesciences Cardiaq Llc Surgical implant devices and methods for their manufacture and use
AU2007281553B2 (en) 2006-07-31 2013-09-19 Edwards Lifesciences Cardiaq Llc Sealable endovascular implants and methods for their use
US9408607B2 (en) 2009-07-02 2016-08-09 Edwards Lifesciences Cardiaq Llc Surgical implant devices and methods for their manufacture and use
US7959942B2 (en) * 2006-10-20 2011-06-14 Orbusneich Medical, Inc. Bioabsorbable medical device with coating
US8691321B2 (en) 2006-10-20 2014-04-08 Orbusneich Medical, Inc. Bioabsorbable polymeric composition and medical device background
US7704275B2 (en) 2007-01-26 2010-04-27 Reva Medical, Inc. Circumferentially nested expandable device
EP2957264A1 (en) 2007-04-09 2015-12-23 Covidien LP Stretchable stent and delivery system
US7896915B2 (en) 2007-04-13 2011-03-01 Jenavalve Technology, Inc. Medical device for treating a heart valve insufficiency
US8002817B2 (en) * 2007-05-04 2011-08-23 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Stents with high radial strength and methods of manufacturing same
US20110130822A1 (en) * 2007-07-20 2011-06-02 Orbusneich Medical, Inc. Bioabsorbable Polymeric Compositions and Medical Devices
US9814611B2 (en) 2007-07-31 2017-11-14 Edwards Lifesciences Cardiaq Llc Actively controllable stent, stent graft, heart valve and method of controlling same
US9566178B2 (en) * 2010-06-24 2017-02-14 Edwards Lifesciences Cardiaq Llc Actively controllable stent, stent graft, heart valve and method of controlling same
US8128677B2 (en) 2007-12-12 2012-03-06 Intact Vascular LLC Device and method for tacking plaque to a blood vessel wall
US10166127B2 (en) 2007-12-12 2019-01-01 Intact Vascular, Inc. Endoluminal device and method
US9375327B2 (en) 2007-12-12 2016-06-28 Intact Vascular, Inc. Endovascular implant
US10022250B2 (en) 2007-12-12 2018-07-17 Intact Vascular, Inc. Deployment device for placement of multiple intraluminal surgical staples
US9603730B2 (en) 2007-12-12 2017-03-28 Intact Vascular, Inc. Endoluminal device and method
ES2903231T3 (es) 2008-02-26 2022-03-31 Jenavalve Tech Inc Stent para el posicionamiento y anclaje de una prótesis valvular en un sitio de implantación en el corazón de un paciente
US9044318B2 (en) 2008-02-26 2015-06-02 Jenavalve Technology Gmbh Stent for the positioning and anchoring of a valvular prosthesis
DE102008016363A1 (de) 2008-03-29 2009-10-01 Biotronik Vi Patent Ag Medizinisches Stützimplantat, insbesondere Stent
US10028747B2 (en) 2008-05-01 2018-07-24 Aneuclose Llc Coils with a series of proximally-and-distally-connected loops for occluding a cerebral aneurysm
US10716573B2 (en) 2008-05-01 2020-07-21 Aneuclose Janjua aneurysm net with a resilient neck-bridging portion for occluding a cerebral aneurysm
US9173669B2 (en) 2008-09-12 2015-11-03 Pneumrx, Inc. Enhanced efficacy lung volume reduction devices, methods, and systems
EP2349125B1 (en) * 2008-10-10 2017-04-05 OrbusNeich Medical, Inc. Bioabsorbable polymeric medical device
US7947071B2 (en) * 2008-10-10 2011-05-24 Reva Medical, Inc. Expandable slide and lock stent
AU2013204977B2 (en) * 2008-10-10 2014-01-16 Reva Medical, Inc. Expandable slide and lock stent
WO2010042952A1 (en) * 2008-10-11 2010-04-15 Orbusneich Medical, Inc. Bioabsorbable polymeric compositions and medical devices
CN102573700B (zh) 2009-05-18 2014-12-17 纽姆克斯股份有限公司 细长的肺减容装置在部署过程中的横截面变化
US9358140B1 (en) 2009-11-18 2016-06-07 Aneuclose Llc Stent with outer member to embolize an aneurysm
US20110153001A1 (en) * 2009-12-18 2011-06-23 Chang Gung University Biodegradable stent
US8568471B2 (en) 2010-01-30 2013-10-29 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Crush recoverable polymer scaffolds
US8808353B2 (en) 2010-01-30 2014-08-19 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Crush recoverable polymer scaffolds having a low crossing profile
WO2011126572A2 (en) * 2010-04-07 2011-10-13 Office Of Technology Transfer An expandable stent that collapses into a non-convex shape and expands into an expanded, convex shape
JP2013526388A (ja) 2010-05-25 2013-06-24 イエナバルブ テクノロジー インク 人工心臓弁、及び人工心臓弁とステントを備える経カテーテル搬送体内プロテーゼ
DE102010026088A1 (de) * 2010-07-05 2012-01-05 Acandis Gmbh & Co. Kg Medizinische Vorrichtung und Verfahren zur Herstellung einer derartigen medizinischen Vorrichtung
JP5931880B2 (ja) 2010-09-10 2016-06-08 シメティス・ソシエテ・アノニムＳｙｍｅｔｉｓ Ｓａ 弁置換装置、弁置換装置とその送達装置とを備えるシステム、および弁置換装置の製造方法
EP2638883A4 (en) * 2010-11-12 2014-10-08 Xin Hua Hospital Affiliated To Shanghai Jiao Tong University School Of Medicine BIOABSORBABLE ENDOPROTHESIS WITH ZIP AND APPLICATION THEREOF
WO2012135141A2 (en) 2011-03-25 2012-10-04 Redyns Medical Llc Suture anchor
US10285831B2 (en) 2011-06-03 2019-05-14 Intact Vascular, Inc. Endovascular implant
EP2731550B1 (en) 2011-07-12 2016-02-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Coupling system for a replacement valve
US8726483B2 (en) 2011-07-29 2014-05-20 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Methods for uniform crimping and deployment of a polymer scaffold
US9827093B2 (en) 2011-10-21 2017-11-28 Edwards Lifesciences Cardiaq Llc Actively controllable stent, stent graft, heart valve and method of controlling same
EP2806826B1 (en) 2012-01-25 2020-01-08 Intact Vascular, Inc. Endoluminal device
US9770350B2 (en) 2012-05-15 2017-09-26 Endospan Ltd. Stent-graft with fixation elements that are radially confined for delivery
EP2852353B1 (en) * 2012-05-21 2018-05-09 University Of Cincinnati Methods for making magnesium biodegradable stents for medical implant applications
US9480475B2 (en) 2012-08-15 2016-11-01 DePuy Synthes Products, Inc. Bone plate suture anchor
CN107456297A (zh) 2013-01-08 2017-12-12 恩多斯潘有限公司 在植入期间支架移植物迁移的最小化
EP2988704B1 (en) * 2013-04-25 2019-01-16 Reva Medical, Inc. Expandable deformable slide and lock stent
US9907684B2 (en) 2013-05-08 2018-03-06 Aneuclose Llc Method of radially-asymmetric stent expansion
EP2999429B1 (en) * 2013-05-23 2018-07-04 Endospan Ltd. Ascending aorta stent-graft system
JP6563394B2 (ja) 2013-08-30 2019-08-21 イェーナヴァルヴ テクノロジー インコーポレイテッド 人工弁のための径方向に折り畳み自在のフレーム及び当該フレームを製造するための方法
CN105311732B (zh) * 2014-07-25 2018-09-25 北京派尔特医疗科技股份有限公司 一种肛肠手术辅助装置
US10390838B1 (en) 2014-08-20 2019-08-27 Pneumrx, Inc. Tuned strength chronic obstructive pulmonary disease treatment
US10117761B2 (en) * 2014-12-19 2018-11-06 Boston Scientific Scimed, Inc. Stent with anti-migration features
US9375336B1 (en) 2015-01-29 2016-06-28 Intact Vascular, Inc. Delivery device and method of delivery
US9433520B2 (en) 2015-01-29 2016-09-06 Intact Vascular, Inc. Delivery device and method of delivery
WO2016167002A1 (ja) * 2015-04-17 2016-10-20 株式会社カネカ 医療用管状体
EP4403138A3 (en) 2015-05-01 2024-10-09 JenaValve Technology, Inc. Device and method with reduced pacemaker rate in heart valve replacement
US10596660B2 (en) * 2015-12-15 2020-03-24 Howmedica Osteonics Corp. Porous structures produced by additive layer manufacturing
US10993824B2 (en) 2016-01-01 2021-05-04 Intact Vascular, Inc. Delivery device and method of delivery
CN109475419B (zh) 2016-05-13 2021-11-09 耶拿阀门科技股份有限公司 用于通过引导鞘和装载系统来递送心脏瓣膜假体的心脏瓣膜假体递送系统和方法
US10201416B2 (en) 2016-05-16 2019-02-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Replacement heart valve implant with invertible leaflets
US11197754B2 (en) 2017-01-27 2021-12-14 Jenavalve Technology, Inc. Heart valve mimicry
CN107280826B (zh) * 2017-06-01 2019-07-12 北京工业大学 榫卯结构支撑筋血管支架
KR101806081B1 (ko) * 2017-07-25 2017-12-07 한양대학교 산학협력단 스텐트 전달 장치
US11660218B2 (en) 2017-07-26 2023-05-30 Intact Vascular, Inc. Delivery device and method of delivery
CN108433852B (zh) * 2018-04-27 2023-10-24 陈智 一种可后扩张的肺动脉支架
EP3801310A1 (en) 2018-06-11 2021-04-14 Boston Scientific Scimed Inc. Sphincterotomes and methods for using sphincterotomes
WO2020160326A1 (en) * 2019-01-30 2020-08-06 The Regents Of The University Of Colorado, A Body Corporate Health sticker: a modular adhesive platform monitoring vital signals
US11877751B2 (en) 2019-08-29 2024-01-23 Emory University Methods and devices configured to prevent aspiration
US11944557B2 (en) 2020-08-31 2024-04-02 Boston Scientific Scimed, Inc. Self expanding stent with covering
CN113262089B (zh) * 2021-06-08 2022-10-04 中南大学湘雅医院 一种气管支架
CN114533352A (zh) * 2022-03-23 2022-05-27 苏州卓欣雅科技有限公司 颈动脉3d打印可降解支架

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5797951A (en) * 1995-08-09 1998-08-25 Mueller; Edward Gene Expandable support member
CN1529572A (zh) * 2000-12-14 2004-09-15 雷瓦医疗公司 带滑动而锁定的径向元件的可膨胀支架
WO2006010636A1 (en) * 2004-07-30 2006-02-02 Angiomed Gmbh & Co. Medizintechnik Kg Flexible intravascular implant
WO2006107608A1 (en) * 2005-04-05 2006-10-12 Medtronic Vascular, Inc. Intraluminal stent, delivery system, and method of treating a vascular condition

Family Cites Families (273)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US2361506A (en) 1941-11-28 1944-10-31 Lewis W Chubb Jr Adjustable strap
US3620218A (en) 1963-10-31 1971-11-16 American Cyanamid Co Cylindrical prosthetic devices of polyglycolic acid
US4383555A (en) * 1976-04-20 1983-05-17 Plastiflex Company International Helically wound hose from co-extruded profile with reinforcing ribs interlocked at adjacent convolutions
US5876419A (en) * 1976-10-02 1999-03-02 Navius Corporation Stent and method for making a stent
US5643314A (en) 1995-11-13 1997-07-01 Navius Corporation Self-expanding stent
US4261390A (en) * 1979-03-06 1981-04-14 Parker-Hannifin Corporation Hose construction
CA1204643A (en) 1981-09-16 1986-05-20 Hans I. Wallsten Device for application in blood vessels or other difficulty accessible locations and its use
SE445884B (sv) 1982-04-30 1986-07-28 Medinvent Sa Anordning for implantation av en rorformig protes
US4576532A (en) * 1983-09-06 1986-03-18 Hanlock, Inc. Insulation stud
US5232445A (en) 1984-11-23 1993-08-03 Tassilo Bonzel Dilatation catheter
DE3442736C2 (de) 1984-11-23 1987-03-05 Tassilo Dr.med. 7800 Freiburg Bonzel Dilatationskatheter
US4733665C2 (en) * 1985-11-07 2002-01-29 Expandable Grafts Partnership Expandable intraluminal graft and method and apparatus for implanting an expandable intraluminal graft
US4714508A (en) 1986-03-25 1987-12-22 Alopex Industries, Inc. Fixture and method for making spiral wound hose
DE3640745A1 (de) * 1985-11-30 1987-06-04 Ernst Peter Prof Dr M Strecker Katheter zum herstellen oder erweitern von verbindungen zu oder zwischen koerperhohlraeumen
US5040548A (en) 1989-06-01 1991-08-20 Yock Paul G Angioplasty mehtod
US5350395A (en) 1986-04-15 1994-09-27 Yock Paul G Angioplasty apparatus facilitating rapid exchanges
US5061273A (en) 1989-06-01 1991-10-29 Yock Paul G Angioplasty apparatus facilitating rapid exchanges
US4740207A (en) * 1986-09-10 1988-04-26 Kreamer Jeffry W Intralumenal graft
US4748982A (en) * 1987-01-06 1988-06-07 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Reinforced balloon dilatation catheter with slitted exchange sleeve and method
US4817600A (en) * 1987-05-22 1989-04-04 Medi-Tech, Inc. Implantable filter
US5527337A (en) 1987-06-25 1996-06-18 Duke University Bioabsorbable stent and method of making the same
US5059211A (en) * 1987-06-25 1991-10-22 Duke University Absorbable vascular stent
US4788751A (en) 1987-10-09 1988-12-06 All-States Inc. Cable tie
US5266073A (en) 1987-12-08 1993-11-30 Wall W Henry Angioplasty stent
US5192307A (en) * 1987-12-08 1993-03-09 Wall W Henry Angioplasty stent
US6974475B1 (en) 1987-12-08 2005-12-13 Wall W Henry Angioplasty stent
US4877030A (en) 1988-02-02 1989-10-31 Andreas Beck Device for the widening of blood vessels
US5264537A (en) 1988-07-14 1993-11-23 Rutgers, The State University Polyiminocarbonate synthesis
US5140094A (en) 1988-07-14 1992-08-18 Rutgers, The State University Polyiminocarbonate synthesis
US4980449A (en) 1988-07-14 1990-12-25 Rutgers, The State University Polyiminocarbonate synthesis
US5092877A (en) * 1988-09-01 1992-03-03 Corvita Corporation Radially expandable endoprosthesis
CA1322628C (en) * 1988-10-04 1993-10-05 Richard A. Schatz Expandable intraluminal graft
US5151100A (en) 1988-10-28 1992-09-29 Boston Scientific Corporation Heating catheters
US5230349A (en) 1988-11-25 1993-07-27 Sensor Electronics, Inc. Electrical heating catheter
CH678393A5 (zh) 1989-01-26 1991-09-13 Ulrich Prof Dr Med Sigwart
US5007926A (en) * 1989-02-24 1991-04-16 The Trustees Of The University Of Pennsylvania Expandable transluminally implantable tubular prosthesis
US5035694A (en) 1989-05-15 1991-07-30 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Dilatation catheter assembly with heated balloon
US5108416A (en) * 1990-02-13 1992-04-28 C. R. Bard, Inc. Stent introducer system
US5545208A (en) 1990-02-28 1996-08-13 Medtronic, Inc. Intralumenal drug eluting prosthesis
US6004346A (en) 1990-02-28 1999-12-21 Medtronic, Inc. Intralumenal drug eluting prosthesis
US5344426A (en) 1990-04-25 1994-09-06 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method and system for stent delivery
US5242399A (en) 1990-04-25 1993-09-07 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method and system for stent delivery
US5158548A (en) 1990-04-25 1992-10-27 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Method and system for stent delivery
US5099060A (en) * 1990-06-12 1992-03-24 Rutgers, The State University Of New Jersey Synthesis of amino acid-derived bioerodible polymers
US5587507A (en) 1995-03-31 1996-12-24 Rutgers, The State University Synthesis of tyrosine derived diphenol monomers
US5216115A (en) 1990-06-12 1993-06-01 Rutgers, The State University Of New Jersey Polyarylate containing derivatives of the natural amino acid L-tyrosine
US5198507A (en) * 1990-06-12 1993-03-30 Rutgers, The State University Of New Jersey Synthesis of amino acid-derived bioerodible polymers
US5108417A (en) * 1990-09-14 1992-04-28 Interface Biomedical Laboratories Corp. Anti-turbulent, anti-thrombogenic intravascular stent
US5194570A (en) * 1990-11-05 1993-03-16 Rutgers, The State University Of New Jersey Poly(N-substituted iminocarbonate)
US5242997A (en) 1990-11-05 1993-09-07 Rutgers, The State University Of New Jersey Poly(N-phenyl urethane) from poly(N-substituted iminocarbonate)
US5317426A (en) * 1990-11-26 1994-05-31 Konica Corporation Color estimation method for expanding a color image for reproduction in a different color gamut
US5893840A (en) * 1991-01-04 1999-04-13 Medtronic, Inc. Releasable microcapsules on balloon catheters
US5197978B1 (en) * 1991-04-26 1996-05-28 Advanced Coronary Tech Removable heat-recoverable tissue supporting device
CA2068483A1 (en) 1991-05-15 1992-11-16 Motasim Mahmoud Sirhan Low profile dilatation catheter
US5591172A (en) 1991-06-14 1997-01-07 Ams Medinvent S.A. Transluminal implantation device
US5314472A (en) 1991-10-01 1994-05-24 Cook Incorporated Vascular stent
US5464450A (en) 1991-10-04 1995-11-07 Scimed Lifesystems Inc. Biodegradable drug delivery vascular stent
WO1993006792A1 (en) 1991-10-04 1993-04-15 Scimed Life Systems, Inc. Biodegradable drug delivery vascular stent
CA2079417C (en) 1991-10-28 2003-01-07 Lilip Lau Expandable stents and method of making same
US5484449A (en) * 1992-01-07 1996-01-16 Medtronic, Inc. Temporary support for a body lumen and method
US5507767A (en) 1992-01-15 1996-04-16 Cook Incorporated Spiral stent
CA2087132A1 (en) 1992-01-31 1993-08-01 Michael S. Williams Stent capable of attachment within a body lumen
US5683448A (en) * 1992-02-21 1997-11-04 Boston Scientific Technology, Inc. Intraluminal stent and graft
US6059825A (en) 1992-03-05 2000-05-09 Angiodynamics, Inc. Clot filter
US5282823A (en) 1992-03-19 1994-02-01 Medtronic, Inc. Intravascular radially expandable stent
DE69326631T2 (de) 1992-03-19 2000-06-08 Medtronic, Inc. Intraluminales Erweiterungsgerät
US5591224A (en) * 1992-03-19 1997-01-07 Medtronic, Inc. Bioelastomeric stent
US5599352A (en) 1992-03-19 1997-02-04 Medtronic, Inc. Method of making a drug eluting stent
US5571166A (en) 1992-03-19 1996-11-05 Medtronic, Inc. Method of making an intraluminal stent
US5405378A (en) * 1992-05-20 1995-04-11 Strecker; Ernst P. Device with a prosthesis implantable in the body of a patient
US5342387A (en) 1992-06-18 1994-08-30 American Biomed, Inc. Artificial support for a blood vessel
US5306294A (en) * 1992-08-05 1994-04-26 Ultrasonic Sensing And Monitoring Systems, Inc. Stent construction of rolled configuration
US5643339A (en) 1992-08-06 1997-07-01 William Cook Europe A/S Prosthetic device for sustaining a blood-vessel or hollow organ lumen
US6251920B1 (en) 1993-05-13 2001-06-26 Neorx Corporation Prevention and treatment of cardiovascular pathologies
US5449382A (en) 1992-11-04 1995-09-12 Dayton; Michael P. Minimally invasive bioactivated endoprosthesis for vessel repair
US5578075B1 (en) 1992-11-04 2000-02-08 Daynke Res Inc Minimally invasive bioactivated endoprosthesis for vessel repair
US5549556A (en) 1992-11-19 1996-08-27 Medtronic, Inc. Rapid exchange catheter with external wire lumen
US5383926A (en) * 1992-11-23 1995-01-24 Children's Medical Center Corporation Re-expandable endoprosthesis
US6491938B2 (en) 1993-05-13 2002-12-10 Neorx Corporation Therapeutic inhibitor of vascular smooth muscle cells
US5423321A (en) 1993-02-11 1995-06-13 Fontenot; Mark G. Detection of anatomic passages using infrared emitting catheter
WO1994021196A2 (en) 1993-03-18 1994-09-29 C.R. Bard, Inc. Endovascular stents
US5607463A (en) * 1993-03-30 1997-03-04 Medtronic, Inc. Intravascular medical device
US5441515A (en) * 1993-04-23 1995-08-15 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Ratcheting stent
US6197789B1 (en) * 1995-06-07 2001-03-06 Neorx Corporation Prevention and treatment of cardiovascular pathologies with tamoxifen analogues
EP0662806B1 (en) 1993-07-23 2001-04-11 Cook Incorporated A flexible stent having a pattern formed from a sheet of material
US6689158B1 (en) * 1993-09-30 2004-02-10 Endogad Research Pty Limited Intraluminal graft
WO1995008966A1 (en) 1993-09-30 1995-04-06 White Geoffrey H Intraluminal graft
US5490962A (en) * 1993-10-18 1996-02-13 Massachusetts Institute Of Technology Preparation of medical devices by solid free-form fabrication methods
US5445646A (en) 1993-10-22 1995-08-29 Scimed Lifesystems, Inc. Single layer hydraulic sheath stent delivery apparatus and method
US5989280A (en) 1993-10-22 1999-11-23 Scimed Lifesystems, Inc Stent delivery apparatus and method
US5402554A (en) * 1993-12-09 1995-04-04 Hans Oetiker Ag Maschinen- Und Apparatefabrik Clamp structure with sawtooth-like locking arrangement
US5643312A (en) 1994-02-25 1997-07-01 Fischell Robert Stent having a multiplicity of closed circular structures
US5545138A (en) 1994-02-28 1996-08-13 Medtronic, Inc. Adjustable stiffness dilatation catheter
US5556413A (en) * 1994-03-11 1996-09-17 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Coiled stent with locking ends
US5476508A (en) 1994-05-26 1995-12-19 Tfx Medical Stent with mutually interlocking filaments
US5629077A (en) 1994-06-27 1997-05-13 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Biodegradable mesh and film stent
US5397355A (en) * 1994-07-19 1995-03-14 Stentco, Inc. Intraluminal stent
US5575816A (en) 1994-08-12 1996-11-19 Meadox Medicals, Inc. High strength and high density intraluminal wire stent
US5649977A (en) 1994-09-22 1997-07-22 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Metal reinforced polymer stent
US5836965A (en) 1994-10-19 1998-11-17 Jendersee; Brad Stent delivery and deployment method
US5545135A (en) 1994-10-31 1996-08-13 Boston Scientific Corporation Perfusion balloon stent
US5549662A (en) 1994-11-07 1996-08-27 Scimed Life Systems, Inc. Expandable stent using sliding members
AU3783195A (en) 1994-11-15 1996-05-23 Advanced Cardiovascular Systems Inc. Intraluminal stent for attaching a graft
US5716358A (en) * 1994-12-02 1998-02-10 Johnson & Johnson Professional, Inc. Directional bone fixation device
US5755708A (en) 1994-12-09 1998-05-26 Segal; Jerome Mechanical apparatus and method for deployment of expandable prosthesis
US5904697A (en) * 1995-02-24 1999-05-18 Heartport, Inc. Devices and methods for performing a vascular anastomosis
US5681345A (en) 1995-03-01 1997-10-28 Scimed Life Systems, Inc. Sleeve carrying stent
US5603722A (en) * 1995-06-06 1997-02-18 Quanam Medical Corporation Intravascular stent
US5910816A (en) 1995-06-07 1999-06-08 Stryker Corporation Imaging system with independent processing of visible an infrared light energy
US5833707A (en) 1995-07-05 1998-11-10 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Removable stent and method of deployment
CA2179083A1 (en) 1995-08-01 1997-02-02 Michael S. Williams Composite metal and polymer locking stents for drug delivery
EP0850030B1 (en) 1995-08-24 2004-07-21 Bard Peripheral Vascular, Inc. Method of assembly of a covered endoluminal stent
US6283983B1 (en) 1995-10-13 2001-09-04 Transvascular, Inc. Percutaneous in-situ coronary bypass method and apparatus
US5735872A (en) * 1995-11-13 1998-04-07 Navius Corporation Stent
US5658995A (en) 1995-11-27 1997-08-19 Rutgers, The State University Copolymers of tyrosine-based polycarbonate and poly(alkylene oxide)
US5741293A (en) * 1995-11-28 1998-04-21 Wijay; Bandula Locking stent
US5843117A (en) * 1996-02-14 1998-12-01 Inflow Dynamics Inc. Implantable vascular and endoluminal stents and process of fabricating the same
US5707387A (en) * 1996-03-25 1998-01-13 Wijay; Bandula Flexible stent
US6702846B2 (en) * 1996-04-09 2004-03-09 Endocare, Inc. Urological stent therapy system and method
JP4636634B2 (ja) 1996-04-26 2011-02-23 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッド 脈管内ステント
US5951586A (en) 1996-05-15 1999-09-14 Medtronic, Inc. Intraluminal stent
US5855802A (en) * 1996-05-30 1999-01-05 International Business Machines Corporation Method and apparatus for forming a tubular article having a perforated annular wall
US6280473B1 (en) 1996-08-19 2001-08-28 Macropore, Inc. Resorbable, macro-porous, non-collapsing and flexible membrane barrier for skeletal repair and regeneration
US6391032B2 (en) 1996-08-23 2002-05-21 Scimed Life Systems, Inc. Stent delivery system having stent securement means
US5944726A (en) 1996-08-23 1999-08-31 Scimed Life Systems, Inc. Stent delivery system having stent securement means
US5807404A (en) 1996-09-19 1998-09-15 Medinol Ltd. Stent with variable features to optimize support and method of making such stent
US6086610A (en) * 1996-10-22 2000-07-11 Nitinol Devices & Components Composite self expanding stent device having a restraining element
WO1998022073A2 (en) 1996-11-05 1998-05-28 Duke University Radionuclide production using intense electron beams
US6048521A (en) * 1997-11-07 2000-04-11 Rutgers, The State University Copolymers of tyrosine-based polyarlates and poly(alkylene oxides)
US6120491A (en) 1997-11-07 2000-09-19 The State University Rutgers Biodegradable, anionic polymers derived from the amino acid L-tyrosine
US6319492B1 (en) 1996-11-27 2001-11-20 Rutgers, The State University Copolymers of tyrosine-based polyarylates and poly(alkylene oxides)
JP4410857B2 (ja) 1997-02-18 2010-02-03 ラットガーズ ザ ステイト ユニヴァーシティ ヒドロキシ酸から誘導されたモノマー及びそれから調製されたポリマー
US6582472B2 (en) 1997-02-26 2003-06-24 Applied Medical Resources Corporation Kinetic stent
FR2760351B1 (fr) 1997-03-04 1999-05-28 Bernard Glatt Dispositif formant endoprothese helicoidale et son procede de fabrication
US5800393A (en) 1997-03-07 1998-09-01 Sahota; Harvinder Wire perfusion catheter
US6425915B1 (en) 1997-03-18 2002-07-30 Endotex Interventional Systems, Inc. Helical mesh endoprosthesis and methods of use
US5824052A (en) 1997-03-18 1998-10-20 Endotex Interventional Systems, Inc. Coiled sheet stent having helical articulation and methods of use
US6048360A (en) 1997-03-18 2000-04-11 Endotex Interventional Systems, Inc. Methods of making and using coiled sheet graft for single and bifurcated lumens
US6015387A (en) * 1997-03-20 2000-01-18 Medivas, Llc Implantation devices for monitoring and regulating blood flow
US6273913B1 (en) 1997-04-18 2001-08-14 Cordis Corporation Modified stent useful for delivery of drugs along stent strut
US6776792B1 (en) 1997-04-24 2004-08-17 Advanced Cardiovascular Systems Inc. Coated endovascular stent
EP0884029B1 (en) 1997-06-13 2004-12-22 Gary J. Becker Expandable intraluminal endoprosthesis
US7329277B2 (en) * 1997-06-13 2008-02-12 Orbusneich Medical, Inc. Stent having helical elements
EP0991693B1 (en) * 1997-06-27 2003-09-03 Integra Lifesciences I, Ltd. Biphasic polymerization process
US5855600A (en) * 1997-08-01 1999-01-05 Inflow Dynamics Inc. Flexible implantable stent with composite design
US5921952A (en) 1997-08-14 1999-07-13 Boston Scientific Corporation Drainage catheter delivery system
IT238354Y1 (it) 1997-09-12 2000-10-16 Invatec Srl Catetere di dilatazione per l'introduzione di stent espandibili
US5976181A (en) 1997-09-22 1999-11-02 Ave Connaught Balloon mounted stent and method therefor
US6093157A (en) 1997-10-22 2000-07-25 Scimed Life Systems, Inc. Radiopaque guide wire
US6132457A (en) 1997-10-22 2000-10-17 Triad Vascular Systems, Inc. Endovascular graft having longitudinally displaceable sections
US6602497B1 (en) 1997-11-07 2003-08-05 Rutgers, The State University Strictly alternating poly(alkylene oxide ether) copolymers
EP1702914B1 (en) 1997-11-07 2011-04-06 Rutgers, The State University Radio-opaque polymeric biomaterials
US6156062A (en) 1997-12-03 2000-12-05 Ave Connaught Helically wrapped interlocking stent
US6241691B1 (en) 1997-12-05 2001-06-05 Micrus Corporation Coated superelastic stent
US5957975A (en) 1997-12-15 1999-09-28 The Cleveland Clinic Foundation Stent having a programmed pattern of in vivo degradation
US6562021B1 (en) 1997-12-22 2003-05-13 Micrus Corporation Variable stiffness electrically conductive composite, resistive heating catheter shaft
US6224626B1 (en) 1998-02-17 2001-05-01 Md3, Inc. Ultra-thin expandable stent
US20070142901A1 (en) 1998-02-17 2007-06-21 Steinke Thomas A Expandable stent with sliding and locking radial elements
US6033436A (en) * 1998-02-17 2000-03-07 Md3, Inc. Expandable stent
CA2316945A1 (en) * 1998-02-23 1999-08-26 Mnemoscience Gmbh Shape memory polymers
US6160084A (en) 1998-02-23 2000-12-12 Massachusetts Institute Of Technology Biodegradable shape memory polymers
US6659105B2 (en) 1998-02-26 2003-12-09 Senorx, Inc. Tissue specimen isolating and damaging device and method
US6063111A (en) * 1998-03-31 2000-05-16 Cordis Corporation Stent aneurysm treatment system and method
US6015433A (en) 1998-05-29 2000-01-18 Micro Therapeutics, Inc. Rolled stent with waveform perforation pattern
US6171334B1 (en) * 1998-06-17 2001-01-09 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Expandable stent and method of use
DE19829701C1 (de) 1998-07-03 2000-03-16 Heraeus Gmbh W C Radial aufweitbare Stützvorrichtung IV
US6143021A (en) 1998-07-10 2000-11-07 American Medical Systems, Inc. Stent placement instrument and method of assembly
US6159239A (en) 1998-08-14 2000-12-12 Prodesco, Inc. Woven stent/graft structure
WO2000010623A1 (en) 1998-08-25 2000-03-02 Tricardia, L.L.C. An implantable device for promoting repair of a body lumen
US6196230B1 (en) 1998-09-10 2001-03-06 Percardia, Inc. Stent delivery system and method of use
US6458092B1 (en) 1998-09-30 2002-10-01 C. R. Bard, Inc. Vascular inducing implants
US6019779A (en) * 1998-10-09 2000-02-01 Intratherapeutics Inc. Multi-filar coil medical stent
US6042597A (en) 1998-10-23 2000-03-28 Scimed Life Systems, Inc. Helical stent design
US6190403B1 (en) * 1998-11-13 2001-02-20 Cordis Corporation Low profile radiopaque stent with increased longitudinal flexibility and radial rigidity
US6125523A (en) 1998-11-20 2000-10-03 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent crimping tool and method of use
US6503270B1 (en) * 1998-12-03 2003-01-07 Medinol Ltd. Serpentine coiled ladder stent
US6350277B1 (en) * 1999-01-15 2002-02-26 Scimed Life Systems, Inc. Stents with temporary retaining bands
US7018401B1 (en) 1999-02-01 2006-03-28 Board Of Regents, The University Of Texas System Woven intravascular devices and methods for making the same and apparatus for delivery of the same
WO2000044309A2 (en) 1999-02-01 2000-08-03 Board Of Regents, The University Of Texas System Woven bifurcated and trifurcated stents and methods for making the same
US6248122B1 (en) 1999-02-26 2001-06-19 Vascular Architects, Inc. Catheter with controlled release endoluminal prosthesis
CA2359507C (en) 1999-02-26 2005-03-29 Vascular Architects, Inc. Catheter assembly with endoluminal prosthesis and method for placing
US6287333B1 (en) 1999-03-15 2001-09-11 Angiodynamics, Inc. Flexible stent
US6214037B1 (en) * 1999-03-18 2001-04-10 Fossa Industries, Llc Radially expanding stent
US6258117B1 (en) 1999-04-15 2001-07-10 Mayo Foundation For Medical Education And Research Multi-section stent
AU772969B2 (en) 1999-04-15 2004-05-13 Smart Therapeutics, Inc. Intravascular stent and method of treating neurovascualr vessel lesion
US6689153B1 (en) * 1999-04-16 2004-02-10 Orthopaedic Biosystems Ltd, Inc. Methods and apparatus for a coated anchoring device and/or suture
US6309350B1 (en) 1999-05-03 2001-10-30 Tricardia, L.L.C. Pressure/temperature/monitor device for heart implantation
US6375676B1 (en) 1999-05-17 2002-04-23 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Self-expanding stent with enhanced delivery precision and stent delivery system
CA2371780C (en) 1999-05-20 2009-10-06 Boston Scientific Limited Stent delivery system with nested stabilizer and method of loading and using same
US6368346B1 (en) * 1999-06-03 2002-04-09 American Medical Systems, Inc. Bioresorbable stent
US6447508B1 (en) 1999-06-16 2002-09-10 Hugh R. Sharkey Stent inductive heating catheter
US6287329B1 (en) 1999-06-28 2001-09-11 Nitinol Development Corporation Stent keeper for a self-expanding stent delivery system
US6364904B1 (en) * 1999-07-02 2002-04-02 Scimed Life Systems, Inc. Helically formed stent/graft assembly
US6183503B1 (en) * 1999-09-17 2001-02-06 Applied Medical Resources Corporation Mesh stent with variable hoop strength
US6302907B1 (en) 1999-10-05 2001-10-16 Scimed Life Systems, Inc. Flexible endoluminal stent and process of manufacture
US6264672B1 (en) * 1999-10-25 2001-07-24 Biopsy Sciences, Llc Emboli capturing device
US6652555B1 (en) 1999-10-27 2003-11-25 Atritech, Inc. Barrier device for covering the ostium of left atrial appendage
US20040054400A1 (en) * 1999-11-12 2004-03-18 Granada Vuan Fernando Conformable vascular stent
US6585758B1 (en) 1999-11-16 2003-07-01 Scimed Life Systems, Inc. Multi-section filamentary endoluminal stent
US6322586B1 (en) 2000-01-10 2001-11-27 Scimed Life Systems, Inc. Catheter tip designs and method of manufacture
JP3869177B2 (ja) 2000-02-14 2007-01-17 セントラル硝子株式会社 オクタフルオロ［２，２］パラシクロファンの製造方法
EP1132060A2 (en) 2000-03-09 2001-09-12 LPL Systems Inc. Expandable stent
US6736838B1 (en) 2000-03-22 2004-05-18 Zuli Holdings Ltd. Method and apparatus for covering a stent
US6620356B1 (en) 2000-04-18 2003-09-16 Integra Lifesciences Corp. Porous constructs fabricated by gas induced phase inversion
IL136213A0 (en) * 2000-05-17 2001-05-20 Xtent Medical Inc Selectively expandable and releasable stent
JP2003533335A (ja) * 2000-05-22 2003-11-11 オーバス メディカル テクノロジーズ インク． 自己拡張形ステント
US20020077693A1 (en) 2000-12-19 2002-06-20 Barclay Bruce J. Covered, coiled drug delivery stent and method
US6585760B1 (en) 2000-06-30 2003-07-01 Vascular Architects, Inc AV fistula and function enhancing method
US6569191B1 (en) 2000-07-27 2003-05-27 Bionx Implants, Inc. Self-expanding stent with enhanced radial expansion and shape memory
US20020123791A1 (en) 2000-12-28 2002-09-05 Harrison William J. Stent design with increased vessel coverage
US6709449B2 (en) 2001-01-12 2004-03-23 Mayo Foundation For Medical Education And Research Stent treatment apparatus and method
US6749627B2 (en) 2001-01-18 2004-06-15 Ev3 Peripheral, Inc. Grip for stent delivery system
US6623491B2 (en) 2001-01-18 2003-09-23 Ev3 Peripheral, Inc. Stent delivery system with spacer member
US6964680B2 (en) 2001-02-05 2005-11-15 Conor Medsystems, Inc. Expandable medical device with tapered hinge
US6623518B2 (en) 2001-02-26 2003-09-23 Ev3 Peripheral, Inc. Implant delivery system with interlock
KR100457630B1 (ko) 2001-04-04 2004-11-18 (주) 태웅메디칼 형상기억합금을 이용한 가변상태 유지형 확장기구의제조방법과 이에 의해 제조된 확장기구
US20030045923A1 (en) * 2001-08-31 2003-03-06 Mehran Bashiri Hybrid balloon expandable/self expanding stent
GB0121980D0 (en) 2001-09-11 2001-10-31 Cathnet Science Holding As Expandable stent
DE50105476D1 (de) 2001-09-18 2005-04-07 Abbott Lab Vascular Entpr Ltd Stent
JP4043216B2 (ja) * 2001-10-30 2008-02-06 オリンパス株式会社 ステント
US20040186551A1 (en) 2003-01-17 2004-09-23 Xtent, Inc. Multiple independent nested stent structures and methods for their preparation and deployment
AU2002359554A1 (en) 2001-12-03 2003-06-17 Intek Technology L.L.C. Temporary, repositionable or retrievable intraluminal devices
US20030176914A1 (en) 2003-01-21 2003-09-18 Rabkin Dmitry J. Multi-segment modular stent and methods for manufacturing stents
US7537607B2 (en) 2001-12-21 2009-05-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Stent geometry for improved flexibility
US20030211135A1 (en) 2002-04-11 2003-11-13 Greenhalgh Skott E. Stent having electrospun covering and method
US7271234B2 (en) 2002-04-24 2007-09-18 Rutgers, The State University Of New Jersey Polyarylates for drug delivery and tissue engineering
EP1503700B1 (en) 2002-05-08 2012-09-26 Abbott Laboratories Endoprosthesis having foot extensions
US7887575B2 (en) 2002-05-22 2011-02-15 Boston Scientific Scimed, Inc. Stent with segmented graft
US7255710B2 (en) 2002-08-06 2007-08-14 Icon Medical Corp. Helical stent with micro-latches
US7141063B2 (en) 2002-08-06 2006-11-28 Icon Medical Corp. Stent with micro-latching hinge joints
US6878162B2 (en) * 2002-08-30 2005-04-12 Edwards Lifesciences Ag Helical stent having improved flexibility and expandability
WO2004019820A1 (en) 2002-08-30 2004-03-11 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Stent with nested rings
US6951053B2 (en) 2002-09-04 2005-10-04 Reva Medical, Inc. Method of manufacturing a prosthesis
EP1542615A2 (en) 2002-09-17 2005-06-22 Tricardia, L.L.C. Vascular compliance device and method of use
US6786922B2 (en) * 2002-10-08 2004-09-07 Cook Incorporated Stent with ring architecture and axially displaced connector segments
US20050033410A1 (en) * 2002-12-24 2005-02-10 Novostent Corporation Vascular prothesis having flexible configuration
US7846198B2 (en) 2002-12-24 2010-12-07 Novostent Corporation Vascular prosthesis and methods of use
US20050165469A1 (en) 2002-12-24 2005-07-28 Michael Hogendijk Vascular prosthesis including torsional stabilizer and methods of use
US6916868B2 (en) 2003-01-23 2005-07-12 Integra Lifesciences Corporation Selective modification of pendent functionalities of polymers
US20040224003A1 (en) 2003-02-07 2004-11-11 Schultz Robert K. Drug formulations for coating medical devices
US6869143B2 (en) * 2003-04-01 2005-03-22 Bae Industries, Inc. Recliner clutch mechanism for vehicle seat
US7648526B2 (en) 2003-04-30 2010-01-19 Nipro Corporation Extendable soft stent with excellent follow-up capability to blood vessel
KR100561713B1 (ko) 2003-05-23 2006-03-20 (주) 태웅메디칼 가변상태 유지형 스텐트의 제조방법과 이에 의해 제조된가변상태 유지형 스텐트
US20050038503A1 (en) * 2003-05-29 2005-02-17 Secor Medical, Llc Filament based prosthesis
DE10325128A1 (de) 2003-06-04 2005-01-05 Qualimed Innovative Medizin-Produkte Gmbh Stent
JP5186109B2 (ja) 2003-09-25 2013-04-17 ラトガース，ザ ステート ユニバーシティ 塞栓治療のための本質的に放射線不透過性であるポリマー生産物
GB0402736D0 (en) 2004-02-06 2004-03-10 Tayside Flow Technologies Ltd A drug delivery device
CA2813136A1 (en) 2004-02-27 2005-09-15 Aortx, Inc. Prosthetic heart valve delivery systems and methods
US7553377B1 (en) 2004-04-27 2009-06-30 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Apparatus and method for electrostatic coating of an abluminal stent surface
US7766960B2 (en) 2004-04-30 2010-08-03 Novostent Corporation Delivery catheter that controls foreshortening of ribbon-type prostheses and methods of making and use
JP2008501042A (ja) * 2004-05-19 2008-01-17 ワイス 免疫グロブリン産生の調節とアトピー性疾患
US8703113B2 (en) 2004-07-08 2014-04-22 Reva Medical Inc. Side-chain crystallizable polymers for medical applications
CN1997686B (zh) 2004-07-08 2010-06-30 雷瓦医药公司 用于医疗应用的侧链可结晶聚合物
US7763065B2 (en) * 2004-07-21 2010-07-27 Reva Medical, Inc. Balloon expandable crush-recoverable stent device
CN101014642B (zh) * 2004-08-13 2010-04-21 雷瓦医药公司 用于多种应用的固有不透射线的可生物再吸收的聚合物
US20060034769A1 (en) * 2004-08-13 2006-02-16 Rutgers, The State University Radiopaque polymeric stents
US7780721B2 (en) 2004-09-01 2010-08-24 C. R. Bard, Inc. Stent and method for manufacturing the stent
GB2418362C (en) 2004-09-22 2010-05-05 Veryan Medical Ltd Stent
US7914570B2 (en) 2004-10-07 2011-03-29 Boston Scientific Scimed, Inc. Non-shortening helical stent
US20060115449A1 (en) 2004-11-30 2006-06-01 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Bioabsorbable, biobeneficial, tyrosine-based polymers for use in drug eluting stent coatings
US8292944B2 (en) * 2004-12-17 2012-10-23 Reva Medical, Inc. Slide-and-lock stent
US7476232B2 (en) * 2005-03-04 2009-01-13 Boston Scientific Scimed, Inc. Access catheter having dilation capability and related methods
WO2006108010A2 (en) 2005-04-04 2006-10-12 Burpee Materials Technology, Llc Flexible stent
US7637939B2 (en) 2005-06-30 2009-12-29 Boston Scientific Scimed, Inc. Hybrid stent
US7279664B2 (en) 2005-07-26 2007-10-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Resonator for medical device
US7914574B2 (en) * 2005-08-02 2011-03-29 Reva Medical, Inc. Axially nested slide and lock expandable device
US9149378B2 (en) * 2005-08-02 2015-10-06 Reva Medical, Inc. Axially nested slide and lock expandable device
US20070250148A1 (en) 2005-09-26 2007-10-25 Perry Kenneth E Jr Systems, apparatus and methods related to helical, non-helical or removable stents with rectilinear ends
JP2007185363A (ja) 2006-01-13 2007-07-26 Homuzu Giken:Kk ステント及びステントの製造方法
US7704275B2 (en) 2007-01-26 2010-04-27 Reva Medical, Inc. Circumferentially nested expandable device
EP2211773A4 (en) 2007-11-30 2015-07-29 Reva Medical Inc AXIAL-RADIAL NESTED EXPANDABLE DEVICE
US7947071B2 (en) 2008-10-10 2011-05-24 Reva Medical, Inc. Expandable slide and lock stent
AU2011237303B2 (en) 2010-04-10 2013-10-31 Reva Medical, Inc Expandable slide and lock stent

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5797951A (en) * 1995-08-09 1998-08-25 Mueller; Edward Gene Expandable support member
CN1529572A (zh) * 2000-12-14 2004-09-15 雷瓦医疗公司 带滑动而锁定的径向元件的可膨胀支架
WO2006010636A1 (en) * 2004-07-30 2006-02-02 Angiomed Gmbh & Co. Medizintechnik Kg Flexible intravascular implant
WO2006107608A1 (en) * 2005-04-05 2006-10-12 Medtronic Vascular, Inc. Intraluminal stent, delivery system, and method of treating a vascular condition

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9173751B2 (en) 2004-12-17 2015-11-03 Reva Medical, Inc. Slide-and-lock stent
US9314354B2 (en) 2007-11-30 2016-04-19 Reva Medical, Inc. Axially-radially nested expandable device
US9545322B2 (en) 2007-12-12 2017-01-17 Intact Vascular, Inc. Device and method for tacking plaque to blood vessel wall
US9452068B2 (en) 2010-04-10 2016-09-27 Reva Medical, Inc. Expandable slide and lock stent
US9408732B2 (en) 2013-03-14 2016-08-09 Reva Medical, Inc. Reduced-profile slide and lock stent

Also Published As

Publication number Publication date
CA2615708A1 (en) 2007-02-08
EP1909711B1 (en) 2016-11-16
AU2006275662A1 (en) 2007-02-08
AU2006275662B2 (en) 2012-09-13
WO2007016409A1 (en) 2007-02-08
US20070032857A1 (en) 2007-02-08
CA2615708C (en) 2012-04-17
RU2008107557A (ru) 2009-09-10
JP5230419B2 (ja) 2013-07-10
CN101262835A (zh) 2008-09-10
US8617235B2 (en) 2013-12-31
EP1909711A1 (en) 2008-04-16
JP2009502428A (ja) 2009-01-29
RU2433805C2 (ru) 2011-11-20
US7914574B2 (en) 2011-03-29
US20110172759A1 (en) 2011-07-14

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