CN103582466B - 腔内可植入表面和其制造方法 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种制造腔内可植入表面、支架或移植物的方法，所述方法包括以下步骤：提供具有内壁表面、外壁表面和壁厚度的腔内可植入表面、支架或移植物，和在所述腔内可植入表面、支架或移植物中形成图案设计。通过对所述内表面施用激光加工方法而在可植入医疗装置的内表面中产生至少一个凹槽。

Description

腔内可植入表面和其制造方法

技术领域

背景技术

本发明涉及用于制造医疗装置的方法和设备，其中所述医疗装置具有经处理以促进内皮细胞迁移的表面。

可植入腔内装置以及其它血管再形成程序(包括绕道手术和球囊血管成形术)的一个问题是动脉再狭窄。造成支架放置位点处这种可能的再闭塞的一个重要因素是动脉内腔的天然非血栓形成性内衬，即内皮的损伤和损失。内皮损失、暴露血栓形成性动脉壁基质蛋白以及修复材料的一般血栓形成性质引发了血小板沉积和凝血级联活化。依据众多因素(例如纤维蛋白溶解系统的活性、抗凝剂的使用和病变底物的性质)而定，此过程的结果可能是从小附壁血栓(mural thrombus)变成闭塞性血栓(occlusive thrombus)。其次，介入位点处的内皮损失对所述位点处的最终内膜增生的发展和程度可能是关键的。因此，本发明尝试解决这些问题以及其它问题。

发明内容

在一个实施例中，呈现一种制造腔内可植入表面的方法。所述方法包括以下步骤：提供具有内壁表面、外壁表面和壁厚度的腔内可植入表面、支架或移植物，所述壁厚度介于约5微米与约75微米之间，或者介于约10微米与60微米之间；和在所述腔内可植入表面、支架或移植物中形成图案设计。所述方法进一步包括通过对所述内表面施用激光加工方法而在血管内支架的内表面中产生至少一个凹槽的步骤。

在另一实施例中，呈现一种制造腔内可植入表面的方法。所述方法包括以下步骤：提供具有内壁表面和外壁表面的腔内可植入表面、支架或移植物，和在所述腔内可植入表面、支架或移植物中形成图案设计。所述方法进一步包括以下步骤：通过对内壁和外壁表面中的至少一个施用激光加工方法以产生所需图案的图像来预构造至少一个壁表面，和在所需图案的图像上方真空沉积材料以产生覆盖至少一个表面并包括所需图案的图案化表面。包括覆盖至少一个表面的图案化表面的壁厚度经测量介于约5微米与约75微米之间，或者介于约10微米与60微米之间。

在又一个实施例中，呈现一种制造腔内可植入表面、支架或移植物的方法。所述方法包括以下步骤：提供具有内壁表面和外壁表面的腔内可植入表面、支架或移植物，和在所述腔内可植入表面、支架或移植物中形成图案设计。所述方法进一步包括以下步骤：通过对内壁和外壁表面中的至少一个施用光学光刻法以产生所需图案的图像来预构造至少一个壁表面，和在所需图案的图像上方真空沉积材料以产生覆盖至少一个表面并包括所需图案的图案化表面。包括覆盖所述至少一个表面的图案化表面的壁厚度经测量介于约5微米与约75微米之间。

当与用于制造这些支架的目前已知方法比较时，用于制造血管内支架的方法和其设备使内皮细胞在血管内支架的内表面上的迁移速率增加。

附图说明

图1是嵌入患者动脉壁内的血管内支架的一部分的部分横截面透视图。

图2是图1的框线部分的分解图，表示为图2。

图3是经过一段时间之后对应于图1的部分横截面透视图。

图4是图3的框线部分的分解图，表示为图4。

图5是再经过一段时间之后图1和图3的支架和动脉的部分横截面图。

图6是图5的框线部分的分解图，表示为图6。

图7是沿着图5的线7-7取得的图5的支架和动脉的部分横截面图，并且说明快速内皮化产生覆盖支架的薄新生内膜层。

图8是根据一个实施例的未扩张的血管内支架的内部部分的平面图。

图9A是血管内支架的实施例的侧视图；图9B是图9A中的区域A的放大图；图9C是由长脉冲激光加工引起的热影响区的示意图；图9D是无热影响区的飞秒激光加工的示意图；和图9E是支架制造方法的一个实施例的流程图。

图10-17是沿着图8的线10-10取得的凹槽的分解图的各种实施例，说明根据一个实施例的凹槽的各种实施例的各种横截面构型和特性。

图18是根据一个实施例的如从衬底释放的血管内支架的内部部分的平面图。

图19是根据一个实施例用于制造支架的压延设备的分解透视图。

图20是朝心轴的纵轴向下看的根据一个实施例用于制造支架的冲压设备的部分横截面图。

图21是根据一个实施例使用压印辊来制造支架的设备的分解透视图。

图22是根据一个实施例用于制造支架的胀开式心轴设备的分解透视图。

图23是沿着图22的线21-21取得的图22的心轴的部分横截面图。

图24是根据一个实施例使用锥形心轴来制造支架的设备的分解透视图。

图25A是根据一个实施例使用化学去除方法来制造支架的设备的分解透视图；图25B说明图25A的设备的一部分的实施例；和图25C说明图25A的设备的一部分的另一实施例。

图26A是根据一个实施例使用旋转同轴光源在完整的管状支架内雕刻微槽的设备的分解透视图；和图26B是根据一个实施例使用旋转遮罩和固定光源在完整的管状支架内雕刻微槽的设备的分解透视图。

图27是根据一个实施例用于制造支架的放电加工设备的分解透视图。

图28是根据一个实施例的血管内支架的内部部分的平面图。

图29是根据一个实施例使用激光器和镜/棱镜在完整的管状支架内雕刻微槽的设备的分解透视图。

具体实施方式

参看图1和图2，说明血管内支架200是安置在动脉290内与动脉壁210接合。仅出于说明性目的，图1-6中所示的血管内支架200是PalmazTM球囊扩张支架，如所属领域中已知，支架200具有内表面201和外表面202。图1和图2说明在支架200已放置在动脉290内之后和在支架200已嵌入动脉壁210中之后不久的支架200，如所属领域中已知。图1和图2说明什么一般可以表征为血管内支架的正确放置。支架200优选地包括多个金属构件或支柱203，其可以由不锈钢或其它金属材料制造，如所属领域中已知。如图1和图2所说明，支架200的正确放置使得在支柱203已经嵌入动脉壁210中之后组织隆起211突出在支柱203之间。支柱203还在动脉壁210中形成槽或线性凹陷204。根据动脉290的阻断程度和在放置支架200之前所用的仪器的类型和数量而定，组织隆起211可以保留内皮细胞(图中未示)。

参看图3和图4，经过一段时间之后，血栓215的薄层迅速地填充凹陷204并且覆盖支架200的内表面201。如图4中所见，血栓215的边缘216朝向突出在支柱203之间的组织隆起211羽化。保留在组织隆起211上的内皮细胞可以提供动脉壁210的再内皮化。

参看图5和图6，动脉壁210的内皮再生以多中心方式进行，如箭头217所说明，其中内皮细胞迁移到由血栓215覆盖的支架200的支柱203并且覆盖它。假定支架200已经恰当地植入或放置，如图1和图2所说明，令人满意的快速内皮化产生薄组织层218，如图7中所示。如所属领域中已知，为了获得支架200的恰当放置或嵌入，支架200必须略微过度扩张。在支架200是球囊扩张支架的情况下，针对支架200的最终扩张所选择的球囊直径必须是比与植入位点相邻的动脉或血管的匹配直径大10％到15％。如图7中所示，动脉290的内腔219的直径Di是令人满意的。如果在支架放置之前或在支架放置期间动脉壁210的再内皮化因支架的扩张不足或因动脉壁的过度剥脱而削弱，那么再内皮化会较缓慢地进行。这使得血栓沉积增加，肌肉细胞增殖和因形成较厚新生内膜层而内腔直径Di减小。

参看图8，说明根据一个实施例的血管内支架300。血管内支架或支架300具有内表面301和外表面302，外表面302(参见图1)通常以邻接关系嵌入动脉壁210中(参见图1-3、5和7)。仅出于说明性目的，血管内支架300的结构是按PalmazTM球囊扩张支架说明，如所属领域中已知，以其初始未扩张构型说明。应了解，如下文将描述，人们相信一个实施例的改良适用于具有任何构造或由任何材料制成的任何血管内支架、支架移植物、移植物、心脏瓣膜、静脉瓣膜、过滤器、闭塞装置、导管、骨植入物、可植入避孕用具、可植入抗肿瘤球或棒、分流通管和贴片或其它可植入医疗装置。医疗装置是仪器、设备、植入物、体外试剂或其它类似或相关的物品，其打算用于诊断疾病或其它病状，或用于治愈、缓解、治疗或预防疾病，或打算影响身体的结构或任何功能，并且不是通过在体内或体表的化学作用来实现任何其主要预期目的。类似地，如下文还将描述，人们也相信用于制造血管内支架的方法的实施例的改良可适用于制造任何类型的血管内医疗装置、支架移植物、移植物、心脏瓣膜、静脉瓣膜、过滤器、闭塞装置、导管、骨植入物、可植入避孕用具、可植入抗肿瘤球或棒、分流通管和贴片、起搏器、用于任何类型医疗装置的医疗线或医疗管、或其它可植入医疗装置。起搏器(或人工起搏器，以免与心脏的天然起搏器混淆)是一种使用通过接触心脏肌肉的电极传递的电脉冲来调控心脏跳动的医疗装置。这些电极可以由管形材料或其它材料覆盖，所述材料包括上面可能需要内皮化和凹槽的表面。

参看图9A和9B，在一个实施例中，血管内支架350一般由具有支架壁的管状圆柱形元件组成，所述支架壁界定支架350的内表面301和外表面302。支架壁包括在内表面301与外表面302之间所测量的壁厚度。在一个实施例中，所述壁厚度包括至少一个真空沉积材料层。第一结构元件310围绕支架350的圆周轴314分布并且大致平行于支架350的纵轴316延伸。如下文所述，第一结构元件310与第一结构元件310的多重结构328连接。第一结构元件310的另一多重结构338与第一结构元件310的多重结构328纵向相邻安置。第二结构元件312的多重结构与相邻的第一结构元件310的多重结构对(例如第一结构元件310的多重结构328、338)互连。

在这个实施例中，第一结构元件310的每一多重结构都具有大致正弦构型，其中多个峰310a和多个谷310b是安置在相邻第一结构元件310之间。多个峰310a和多个谷310b可以沿着第一结构元件310的多重结构中的每一个的圆周轴314具有规则或不规则周期性。另外，多个峰310a和多个谷310b可以纵向沿着第一结构元件310的多重结构(例如纵向沿着多重结构328、338等)具有规则或不规则周期性。

或者，第一结构元件310的多重结构中的每一个可以沿着其圆周轴314或纵向沿着第一结构元件310的多重结构(例如纵向沿着多重结构328、338等)具有规则周期性区域和不规则周期性区域。在这个实施例中，第二结构元件312的多重结构中的每一个优选地包含线性元件，其将安置在第一多重结构(例如第一结构元件310的多重结构328)上的一对第一结构元件310之间的峰310a与安置在相邻多重结构(例如第一结构元件310的多重结构338)上的一对第一结构元件310之间的谷310b互连。在其它实施例中，当对于特定应用需要、适当或适用时，第一结构元件310和第二结构元件312所具有的形状和/或构型可以不同于上文关于图9A和9B所述的那些形状和/或构型。

包括第一结构元件310和第二结构元件312的血管内支架300、350优选地由针对其生物相容性、材料性质(即抗张强度、屈服强度)如其沉积简易性所选择的材料制成。合适的材料包括选自由以下组成的材料群组的那些材料：元素钛、钒、铝、镍、钽、锆、铬、银、金、硅、镁、铌、钪、铂、钴、钯、锰、钼和其合金(例如锆钛合金、镍钛诺(nitino1)和不锈钢)、生物相容性聚合物。聚合物是由重复结构单元构成的大分子(巨分子)。塑料材料是各种可塑的合成或半合成有机固体中的任一种。塑料通常是具有高分子质量的有机聚合物，但其经常含有其它物质，这些物质通常是合成的，最常来源于石化产品，但许多是部分天然的。或者，所述材料可以是可以被活的生物体分解的任何生物可降解的天然或合成材料，包括(但不限于)生物可降解的有机物质、生物可降解的聚合物物质(聚(乳酸)PLA、聚(L-乳酸)(PLLA)、聚(乳酸-共-乙醇酸)PLGA、聚(乙醇酸)(PGA)、聚乙二醇PEG、聚四氟乙烯(PTFE)等)、肽或蛋白质、碳水化合物、核酸、脂肪酸、含碳化合物、纳米粒子、微粒、生物复合材料、溶胶-凝胶涂层、水凝胶、水溶性生物活性剂和聚(氰基丙烯酸烷基酯)聚合物涂层；通过电喷雾形成的纳米粒子涂层；基于聚(柠檬酸二醇酯)的涂层；天然的生物可降解的疏水性多糖涂层、亲水性聚合物等。或者，可以使用其它材料，例如金、其它金属、肝素、碳化硅、氮氧化钛、磷酰胆碱和其它医疗装置涂层。

第一结构元件310和第二结构元件312中的每一个可以由相同材料或不同材料制成并且具有相同材料性质或具有不同材料性质。术语材料性质打算涵盖物理性质，包括(例如且不限于)弹性、抗张强度、机械性质、硬度、整体和/或表面晶粒大小、晶粒组成、晶界大小和晶内与晶间沉淀。

类似地，为第一结构元件310和第二结构元件312所选择的材料可以选择为具有相同或不同的化学性质。术语化学性质打算涵盖所述材料在植入体内之后可能经历的任何化学反应和状态变化以及在植入之后身体对所述材料的生理反应。

血管内支架300、350优选地由在其内表面301上具有受控不均匀性的材料制成。如2002年4月30日颁予的共同转让美国专利第6,379,383号(其以引用的方式并入本文中)中所述，不均匀性是通过制造具有限定的整体和/或表面晶粒大小、晶粒组成、晶界大小以及化学和晶内与晶间沉淀的支架材料来控制的。受控不均匀性允许加强在沉积膜表面上的激光加工技术，借此沉积膜表面允许在激光加工期间减少热影响区、炉渣、重铸物和微观结构损坏。

血管内支架的特性上合意的材料性质是：(a)与监管审批准则一致或优于它的最佳机械性质，(b)使例如破裂或针孔缺陷的缺陷减到最少，(c)如通过模拟加速测试所测量的4亿次循环的疲劳寿命，(d)腐蚀和/或腐蚀-疲劳抗性，(e)生物相容性而在材料中不具有生物学上重要的杂质，`有助于通过用于支架引入的经导管技术进行无创伤血管交叉和追踪的实质上非摩擦离腔表面，(g)在所选择的位点处射线透不过和MRI可相容，(h)具有关于表面能和表面细微结构学进行优化的内腔表面，(i)符合实现所需材料性质的最低制造和材料成本，和(i)高工艺产率。

血管内支架300、350的上述性质是通过采用真空沉积技术来实现的，例如真空沉积、离子束辅助蒸发沉积和溅镀技术。在离子束辅助蒸发沉积中，优选的是采用双重同步热电子束蒸发，其中使用惰性气体(例如氩气、氙气、氮气或氖气)对衬底进行同步离子轰击。用惰性气体(例如氩气)轰击用以通过在沉积期间增加沉积材料中的原子堆积密度来降低空隙含量。降低沉积材料中的空隙含量允许所述沉积材料的机械性质类似于块状材料性质。使用离子束辅助蒸发沉积技术可实现高达20nm/sec的沉积速率。

当采用溅镀技术时，可以在约四小时沉积时间内沉积200微米厚的不锈钢膜。关于溅镀技术，优选的是采用圆柱形溅镀靶，即同轴地围绕衬底的单一圆周来源，所述衬底固定在所述来源内的同轴位置中。可以用来形成血管内支架的替代沉积方法是阴极电弧和直接离子束沉积。还可以采用平面磁控管源或靶。在二极管溅镀中，并不是从靶逸出的所有电子都有助于电离等离子体辉光区域。浪费的电子在腔室周围飞散造成辐射和其它问题，例如加热靶。磁控溅镀源通过将磁体放置在靶的后面和有时放置在靶的侧面来解决电子问题。这些磁体捕获逸出的电子并且限制其紧邻着靶。使离子流(击中靶的电离氩原子的密度)增加超过常规二极管溅镀系统的数量级，从而在较低压力下产生较快沉积速率。腔室中的较低压力有助于产生较干净的膜。在磁控溅镀时靶温度较低，从而促进高质量膜的沉积。

在真空沉积期间，控制腔室压力、沉积压力和工艺气体的分压以优化所需物质在衬底上的沉积。控制反应性和非反应性气体，并且引入沉积腔室中的惰性或非反应性气体物质通常是氩气和氮气。衬底可以是固定的或可移动的，围绕其纵轴旋转或相对于反应器内的纵轴纵向或径向移动，从而有助于材料沉积在衬底上。

使材料在衬底上或在块状材料上真空沉积成膜或层。所述衬底可以是金属管状衬底、消耗性金属管状衬底或可重复使用的陶瓷或玻璃衬底。在一个实施例中，血管内支架300、350可以包含在自撑结构中形成的一个或一个以上真空沉积材料层。在另一实施例中，血管内支架300、350包括块状材料，单独的块状材料或由一个或一个以上真空沉积生物相容性材料层覆盖的块状材料。当对于特定应用需要、适当或适用时，可以包括任何数目的真空沉积材料层。

优选地，真空沉积金属薄膜的壁厚度是约5μm到约75μm，或者介于约10μm到约60μm之间。可以在衬底与血管内支架300、350的中间沉积材料的消耗层，例如碳或铝。所述消耗层可以包含可以通过化学、电化学或机械手段选择性溶解或以其它方式从真空沉积金属薄膜中去除的任何涂层。在每一个优选实施例中，血管内支架300、350是通过采用需要在衬底上真空沉积形成支架的金属的真空沉积技术来制造的，其中所沉积的形成支架的金属的壁厚度是约5μm到约75μm，或者介于约10μm到约60μm之间。

一个或一个以上真空沉积材料层在需要或适当时可以具有相同或不同的厚度。每一层可以具有的厚度是在约1纳米到约75微米、约1纳米到约20微米、约1纳米到约10微米、约1纳米到约5微米或约1纳米到约3微米的范围内。

血管内支架300、350可以在支架形成之后通过各种方法中的任一种从衬底去除。举例来说，可以通过化学手段(例如蚀刻或溶解)，通过消融，通过加工或通过超声波能量去除衬底。或者，由于材料膨胀系数的差异，可以通过机械手段去除衬底。所产生的血管内支架300、350然后可以经受沉积后处理，例如通过退火来改变晶体结构，或例如通过蚀刻来改变表面构形，从而影响并且控制支架内腔表面上的不均匀性。

可以使用激光加工方法来实现支架图案设计的并入，包括(例如且不限于)使用飞秒激光器、使用准分子激光器、使用微水刀激光器(Laser MicroJet)(水辅助)、激光辅助化学加工、纤维激光器啁啾脉冲放大器或其它激光器组合。适当时，可以采用如下文关于图25A-26B所述的光学光刻法结合化学、电化学、反应性离子蚀刻(reactive ion etch，RIE)微加工技术来代替激光加工方法对支架图案设计进行加工。在一个实施例中，通过激光加工工艺或方法采用飞秒激光器产生微米尺寸化的结构而无材料的线性光学吸收使支架300、350图案化，材料的线性光学吸收经常会导致热沉积、微裂纹和对周围区域的小附带损害。激光辅助化学加工还可以包括非激光形式的光源，例如超发光二极管(superluminescent diode，SLD)等。这种技术可以描述为使用例如紫外光(UV light)作为催化剂来活化/引发暴露区域中的化学反应的光催化或光活化的化学加工。

在示范性激光加工工艺期间，可以通过气动控制的3C夹头系统来固定血管内支架300、350，其中标准夹头大小是在0.5mm到12mm的范围内。举例来说，使用飞秒激光器将图案设计切割成支架300、350。示范性飞秒激光器在以下条件下操作：约1552nm的波长，介于约10与100μJ+/-约5％之间的每一脉冲能量，介于约2.5瓦到15瓦或约7.5瓦之间的平均功率，小于约1.0皮秒(ps)、通常介于约200到950飞秒(`)之间的脉冲宽度，大于约50MW的峰值功率，介于约1-5J/cm2之间的脉冲损坏临界值，无光束扩张，介于约4.5mm+/-10％之间的光束直径和约100kHz到约150kHz的重复频率。材料去除速率是约30-50纳米/脉冲并且最大脉冲速率介于100kHz-1MHz之间，其中切割尺寸的均一性是1％。

飞秒激光器是以远低于1ps(超短脉冲)，即在数飞秒(1`＝10`5s)范围内的持续时间发射光脉冲的激光器。飞秒激光器可以包括块体激光器、纤维激光器、染料激光器、半导体激光器、钛-蓝宝石激光器等。被动锁模固态离散激光器可以介于30`与30ps之间的典型持续时间发射高质量超短脉冲。各种二极管泵浦激光器(例如基于掺钕或掺镱的增益介质)在这种状态下操作，其中典型的平均输出功率介于100mW与1W之间。具有先进的色散补偿的钛-蓝宝石激光器适用于低于10`且低到约5`的脉冲持续时间。即使对于较高脉冲能量存在具有数兆赫的低重复频率型式以及具有数十千兆赫的小型激光器，脉冲重复频率还是介于约50MHz与500MHz之间。

各种类型的超快纤维激光器在大多数情况下也是被动锁模的，通常提供介于约50与500`之间的脉冲持续时间，介于约10与100MHz之间的重复频率，和数毫瓦的平均功率。实质上更高的平均功率和脉冲能量是可能的，例如在展宽脉冲纤维激光器的情况下或在类似激光器的情况下，或与纤维放大器组合。染料激光器包括允许脉冲持续时间约为10`的增益带宽，并且不同的激光染料适于在各种波长下(经常在可见光谱范围内)发射。一些锁模二极管激光器可以飞秒持续时间产生脉冲。直接在激光输出下，脉冲持续时间通常是至少数百飞秒，但在外部脉冲压缩的情况下，可以实现短得多的脉冲持续时间。垂直外腔表面发射激光器(vertical external-cavity surface-emitting laser，VECSEL)可以是被动锁模的，它可以传递短脉冲持续时间、高脉冲重复频率和有时高平均输出功率的组合。其它类型的飞秒激光器是色心激光器和自由电子激光器，其中可以使后者发射甚至呈X射线形式的飞秒脉冲。

可以使用飞秒激光器在支架300、350上产生高精度、准确、无热的切割。这些切割是通过使用花岗岩超级结构实现的，所述结构提供极佳的热膨胀和振动阻尼特性。在用示范性飞秒激光器进行激光加工之后，在支架300、350上产生粉末状残留物。使用超声波搅拌或类似手段易于从切割表面去除所述残留物，这使得易于进行激光后清洁而无需对支架300、350进行机械抛光或如下文所指示的其它后处理步骤。

可以使用激光加工在真空沉积的金属支架中产生具有高尺寸准确度和精确度的特征，所述支架例如壁厚度在约5μm到约75μm范围内、或者介于约10μm与60μm之间的支架300、350。在一个实施例中，使用飞秒激光器进行激光加工溶解出3微米宽的凹槽，其中运动系统的精确度是±0.5微米(X和Y方向)。可在支架300、350中激光切割各种图案中的任一个。参看图9B(例如且不限于)，围绕圆周轴314分布并且具有含多个峰310a和谷310b的大致正弦构型的第一结构元件310的多重结构328可以使用激光加工方法来形成。另外，可以使用激光加工来形成与第一结构元件310的相邻多重结构对互连的第二结构元件312的多重结构，如图9B所说明。

飞秒激光器对金属进行加工而未在侧面上留下任何可观量的热影响区(Heat-Affected Zone，HAZ)，这展示于图9C中。HAZ产生金属微观结构中的不均匀切割和裂纹，这还在顶表面上留下热熔融残留物。然而，飞秒激光加工机由于产生无热消融或冷消融的飞秒激光器所用的物理性质而不留下任何HAZ或微观结构裂纹。在飞秒激光加工之后，在金属表面上产生粉末状残留物，使用超声波搅拌或类似手段易于从切割部分的表面去除所述粉末状残留物。激光后清洁无需机械抛光或处理，在顶表面上留下热熔融残留物的其它激光器需要所述机械抛光或处理。激光消融特征是干净的并且不含任何炉渣或重铸物，如图9D中所示。

可以通过飞秒激光器通过使用聚焦透镜并改变靶与工件之间的距离，由此调整激光器的焦点位置，调整焦点透镜长度、理论光斑大小或光束宽度、切割速度和功率强度，从而对凹槽进行加工。可以将焦点位置调整在约-2.5到约7之间以改变凹槽宽度或锯缝宽度(凹槽或切口的深度)。还可以通过将焦点位置移到更靠近金属表面来调整凹槽宽度并且当精确地聚焦在样品表面上时，所述宽度可能最窄。使激光束聚焦在样品表面上，可以调整凹槽的深度。可以通过使光束聚焦在顶表面上并且将焦点位置调整在约-0.8与+0.8之间来调整锥角，借此锥角可以在约45度与90度之间。焦点透镜可以调整在约20mm与200mm之间。功率强度可以调整在约100mW到700mW之间，从而提供更宽的凹槽，增加凹槽深度或增加凹槽深宽比的纵横比。可以通过使功率强度增加到介于约100nm与70μm之间来增加深度。理论光斑大小可以介于约5与100μm之间，借此基于临界值的消融能够产生小于光斑大小的特征。因此，所测量的凹槽的锯缝宽度可以介于约100nm与35μm之间。

连续波激光器通过局部加热靶晶格、接着相变或燃烧的热力学过程来进行消融。飞秒脉冲激光器传递介于约700-800飞秒脉冲之间的数十微焦耳能量。当聚焦于从介于约30微米之间下降到衍射极限的光斑大小时，超快激光器产生高光学强度。优选地，超快脉冲激光器包括小于5皮秒的脉冲宽度T。与高光学强度结合的是能够引发靶的多光子电离的电场。光电离使得等离子体形成，接着静电喷射靶离子。电离、等离子体形成和库仑爆炸的整个过程必须以比热可以扩散超出所消融的材料体积之外更短的时间尺度发生。

超快激光器的每一脉冲比所产生的热可以从所述局部体积扩散到材料附近更快地去除指定量的材料。皮秒和纳秒脉冲激光器可以引发多光子电离；然而，较长的脉冲允许由激光器所给予的热扩散超出消融体积之外并且进入围绕靶的晶格中。扩散到金属中的热对微观结构产生热损坏和变化，所述微观结构例如热影响区(HAZ)、熔融区域、重铸物、炉渣或浮渣。可以使用扫描电子显微镜(Scanning Electron Microscope，SEM)、能量色散X射线光谱(Energy-dispersive X-ray spectroscopy，EDX)和X射线衍射(X-raydiffraction，XRD)来分析金属表面上的微观结构变化、热影响区、重铸物、浮渣或炉渣。

因此，可以通过飞秒激光器实现对厚度介于约5微米与75微米之间的支架进行激光加工的图。图9E展示制造支架1000的方法的流程图，从制备用于沉积的靶的步骤1010和制备用于如上文所指示的沉积的衬底的步骤1012开始。然后步骤1014进行管状支架结构的物理气相沉积或上述任何其它沉积技术。然后步骤1016进行管状支架结构的激光处理或加工。使用如上文所述的飞秒激光加工技术，可以在用于衬底去除的步骤1018中去除衬底而无任何后处理步骤。这些后处理步骤是热处理1020和表面修整1022。

实例1

使用飞秒激光器在真空沉积的金属支架中切割图案设计，所述金属支架呈未扩张状态，具有约50μm的壁厚度。参看图9A和9B，如上文所述，图案设计包括通过第二结构元件312的多重结构连接的第一结构元件310的多重结构。使用飞秒激光器有助于对以下尺寸中的每一个的准确和精确控制：例如图9A和9B中所说明的310c、312a、318、320、322、324、326、330和332。

这些尺寸包括例如第一结构元件310和第二结构元件312各自的宽度310c和312a；第一结构元件310减去峰和谷的长度318；沿着圆周轴314测量的峰到峰或谷到谷的长度320；在第一结构元件310的相邻多重结构之间的纵向间距的长度322；从第一结构元件的第一个的峰到第一结构元件的第二个的峰纵向测量的长度324，其中第一个和第二个第一结构元件310是安置在由第一结构元件310的多重结构隔开的第一结构元件310的多重结构中；峰或谷宽度326；支架350的长度330；和支架350的直径332。

上述特征是在呈未扩张状态的支架350上制造的。上述尺寸具有大约下表1中所指示的值。

表1.呈未扩张状态的支架350的激光切割元件的示范性大小

支架350的元件	参考数字	尺寸(大约)(μm)
			第一结构元件310的宽度	310c	29
第二结构元件312的宽度	312a	29
			减去峰和谷的310的长度	318	368
峰到峰的圆周长度	320	118
			在310的多重结构之间的纵向间距	322	67
峰至峰的纵向间距	324	1056
			峰或谷的宽度	326	35
支架350的长度	330	21000
			支架350的直径	332	4250

血管内支架图案可以按未扩张构型进行切割或加工，接着后续扩张到预期直径。或者，血管内支架图案可以在扩张状态下进行切割或加工，以使得在从衬底释放之后，支架无需进一步处理以实现目标扩张直径。

根据一个实施例，支架300和支架350(参见图18)的内表面301可以具有至少一个凹槽400。必要时，如下文将更详细地描述，可以在支架300、350的内表面301上或在其中提供多个凹槽400。在通篇本说明书中和在权利要求书中使用术语“凹槽”打算理解为：用一些尖锐的或锯齿状的东西制造的通道或凹陷；凹口或V形或弧形缺口；或刮痕或标记。可以在支架300的内表面301中或在其上以任何合适的方式提供一个实施例的至少一个凹槽400或多个凹槽，例如通过：研磨内表面301以提供至少一个凹槽400；化学或机械蚀刻工艺；使用激光或激光蚀刻工艺；使用金刚石镶头工具；使用任何合适的研磨材料；或使用可以在支架300、350的内表面301中或在其上提供所需凹槽或多个凹槽400的任何工具或工艺，如下文将更详细地描述。

如图8中所示，可以安置至少一个凹槽或多个凹槽400使其纵轴410与支架300、350各自的纵轴305、316实质上平行安置。或者，如凹槽400"″所说明，至少一个凹槽400的纵轴410可以与纵轴305、316实质上垂直安置；或者如凹槽400′所说明，凹槽的纵轴410可以按相对于纵轴305、316的钝角或锐角安置。根据相对于纵轴305、316从哪个方向测量角度而定，凹槽400′相对于纵轴305、316所形成的角度是锐角或钝角。举例来说，如果如箭头A所说明测量凹槽400′的纵轴与纵轴305、316之间的角度，那么所述角度是锐角。如果按箭头B测量角度，那么所述角度是钝角。

仍然参看图8，可以在支架300、350的内表面301上提供多个凹槽400，仅出于说明性目的展示两个凹槽400。可以按蛇形方式提供单个凹槽400"来代替多个单独的凹槽(例如凹槽400)，以便覆盖所需要的尽可能多的支架300、350的内表面301。类似地，如凹槽400′"所示，可以按交叉影线方式或图案提供凹槽。视需要，凹槽400、400′、400"、400"′和400""可以单独或彼此组合提供，从而提供所需的任何凹槽图案，包括对称或不对称的凹槽图案。应注意，各个凹槽400-400"″的角度安置和位置在支架300、350于动脉290内扩张(图1)之后将发生变化和改变，支架300以其未扩张构型在图8中说明。类似地，如果支架300、350由金属丝或数根金属丝制成，那么在所述金属丝或金属丝构件上形成的凹槽的安置和角度定向应类似地在所述支架扩张和植入之后发生改变。应进一步注意，如先前所论述，可以在任何血管内支架(例如血管内支架300、350)的内表面中或在其上提供凹槽或多个凹槽，以便增加内皮细胞在血管内支架300、350的内表面上并且覆盖它的迁移速率。

参看图10-17，将更详细地描述凹槽400的各种实施例。一般来说，如图10中所见，凹槽400具有宽度W、深度D和长度L(参见图8)。宽度W和深度D可以相同，并且不随着凹槽400的长度L而变化。或者，凹槽的宽度W可以随着凹槽400的长度L而变化。或者，凹槽的深度D可以随着至少一个凹槽400的长度L而变化。或者，凹槽400的宽度W和深度D均可以随着至少一个凹槽的长度而变化。类似地，正如结合图8所描述的凹槽或多个凹槽400的位置和角度安置一样，凹槽或多个凹槽400的宽度W、深度D和长度L可以视需要而变化，并且可以在支架300、350的内表面301上安置不同类型和图案的凹槽400。

如图10-17中所示，凹槽400可以具有各种不同的横截面构型。视需要，凹槽或多个凹槽400的横截面构型可以随着凹槽的长度L而变化；或者凹槽400的横截面构型可以不随着至少一个凹槽400的长度而变化。类似地，可以采用凹槽400的这些横截面构型的组合。如图8和10所说明，凹槽或多个凹槽400的横截面构型可以围绕凹槽400的纵轴410实质上对称；或者如图15和17所说明，至少一个凹槽400的横截面构型可以围绕至少一个凹槽400的纵轴410实质上不对称。凹槽400的横截面构型可以采用各种形状，其中一些在图10-17中说明，并且包括实质上如下的那些横截面构型：方形(图10)；U形(图11)；三角形或V形(图12)；矩形(图13)；和三角形或键槽形(图14)。每一个凹槽400的壁表面303都可以是实质上光滑的，例如图10-14所说明，或者壁表面303可以是锯齿状的或粗糙的，如图15和17所说明。如图16所说明，必要时，壁表面303也可以具有至少一个突起304和至少一个缺口306，并且视需要可以提供其它突起304和缺口306。

凹槽或多个凹槽400的深度D可以处于约一半到约十微米的范围内。然而，优选的是，凹槽或多个凹槽400的深度D不超过支架300、350的内表面301与外表面302之间的距离。凹槽或多个凹槽400的宽度W可以处于约两微米到约四十微米的范围内。当然，宽度W和深度D可以不同于上述范围，其条件是不削弱内皮细胞在支架300、350上的迁移速率。凹槽400的长度L可以延伸到支架300、350的整个长度，例如图8的凹槽400；或者凹槽的长度L′可以小于支架300的整个长度，例如图8中的凹槽400"`。一个实施例的凹槽或多个凹槽400沿着支架300、350的内表面301可以是连续的或不连续的。

根据一个实施例，尚未具有一个凹槽或多个凹槽400的支架300、350的内表面301的一部分可以具有任何合适的或所需的表面修整，例如电抛光表面，如所属领域中已知；或者可以具有任何所需的表面修整或涂层。相信，当在血管内支架300、350的内表面301上或在其中安置或提供根据一个实施例的至少一个凹槽时，在植入支架300、350之后，内皮细胞在内表面301上的迁移速率将增加超过内表面301不具有根据一个实施例的至少一个凹槽400时将获得的迁移速率。

参看图18，可以通过预构造上面进行沉积的衬底的表面，在血管内支架300、350的内表面301上雕刻槽形图案。可以对衬底表面施用如下文关于图25A-26B和29所述的蚀刻、光学光刻技术、机械加工和/或激光加工方法，从而产生所需图案的正像和负像。随后，可以在所需图案的图像上方真空沉积材料以产生包括所需图案的沉积材料的内表面301。光学光刻(或“光学平版印刷”)(或“UV平版印刷”)是一种在微型制造中用于选择性去除薄膜的部分或大部分衬底的工艺。其使用光将几何图案从光罩转移到衬底上的光敏化学“光致抗蚀剂”或简单地说“抗蚀剂”。然后一系列化学处理在光致抗蚀剂下面的材料中雕刻曝光图案，或使得呈所需图案的新材料能够沉积在光致抗蚀剂下面的材料上。

或者，可以使用相对于衬底是固定的或可移动的一个遮罩或一组遮罩来界定施加于衬底的至少一个凹槽的图案。在所述图案的空间定向以及沉积膜的不同区域处的材料厚度的情况下，可以采用图案化来实现所得支架300、350的复杂成品几何形状，例如通过改变材料的壁厚度超过其长度，从而使支架300、350的近端或远端处的区段变厚，从而防止在支架径向扩张时支架张开。

参看图19，说明压延设备450在支架坯料300的内表面301上或在其中形成至少一个凹槽400(图中未示)。压延设备450包括至少一个压延辊451和内部心轴452。压延辊451具有轴承轴心453和小齿轮454，它是通过齿轮驱动455和齿轮驱动设备456驱动的。在轴承座457中接收轴承轴心453，所述轴承座具有用于接收轴承轴心453的凹槽458。轴承座457还包括底板459并且如通过与底板459中形成的狭槽461可滑动地啮合，轴承座457在其中在箭头460所示的方向上是可移动的。轴承座457另外具有用于可旋转地接收安置在心轴452末端上的安装轮毂466的开口或轴承轴颈465。压延辊451以箭头467所示的方向旋转并且抵在支架坯料300的外表面302上，其力足以将在心轴452的外表面上形成的凹槽图案468传到支架坯料300的内表面301。心轴452将具有在心轴452的外表面上的凸起凹槽图案468，对应于在支架300的内表面301上或在其中待形成的所需凹槽或多个凹槽400。心轴452的凸起凹槽图案468必须充分硬化，从而能够在不使心轴452的凹槽图案468钝化的情况下形成许多支架300。心轴452可以具有对应于支架300的长度的操作长度和长于其操作长度的总长度，以准许接收轴承座457内的心轴安装轮毂466和齿轮驱动设备456内的安装轮毂466。

再次参看图19，心轴452的外径优选地等于支架300在其塌陷状态下的内径。凹槽图案468可以对应于在支架300已经充分扩张之后待形成于支架300的内表面301上的凹槽或多个凹槽400的所需凹槽图案。如果在支架300扩张时所需凹槽图案使凹槽或多个凹槽400在支架300扩张时沿着扩张支架300的纵轴变得彼此平行，那么凹槽图案468或预扩张的凹槽图案必须具有能在支架300径向扩张之后获得所需后扩张凹槽图案的定向。为了防止刮擦支架300，支架300可以略微预扩张以有助于其放置在心轴452上。为了确保支架坯料300相对于心轴452恰当定向，心轴452可以包括定向机构或销469，其与支架坯料300上的相应凹口469′啮合。支架300可以在其已经恰当地定向之后围绕心轴452周向卷曲。在支架300的内表面301上或在其中给予所需凹槽图案468的力由压延辊451提供。

参看图20，提供替代性结构以在支架坯料300的内表面301中或在其上给予所需凹槽图案。可以采用冲床或冲压设备470来代替压延辊451以将支架300的内表面301强压在心轴452的凹槽图案468上。冲压设备470可以包括与冲压区段473连接的液压缸471和液压活塞472。当安置在心轴452上时，冲压区段473的内表面474具有与支架300的外部曲率半径475匹配的曲率半径。必要时，可以围绕支架300的外表面302安置多个冲压装置470′，或者可以采用单个冲压装置470，并且可以旋转支架300和心轴452以使支架300定向在冲压区段473之下。

参看图21，所需凹槽400可以通过充当内部心轴的压印辊480而形成于支架坯料300的内表面301上。压印辊480在其末端由辊轴承座481支撑，所述辊轴承座在构造上类似于先前所述的轴承座457。类似地，可以提供齿轮驱动或驱动齿轮机构482，其在构造上也类似于齿轮驱动455。压印辊480在压印辊480的一个末端具有轴承轴心483，轴承轴心483是由轴承座481中的开口或轴承轴颈484接收。压印辊480的另一末端可以具有小齿轮485，其是在齿轮驱动机构482中的旋转环形齿轮486内接收的。可以提供支承外壳，例如两个部分的支承外壳487、487′用于在压印辊480在支架坯料300内旋转时固定地紧固支架坯料300，从而给予支架坯料300的内表面301在压印辊480的外部上形成的凹槽图案468。

参看图22和23，展示用于在支架坯料300的内表面301上或在其中形成所需至少一个凹槽400的胀开式心轴设备500。胀开式心轴501优选地由多个啮合和锥形区段502形成，其使所需凹槽图案468形成于每一区段502的外表面503上。将支架坯料300安置在呈胀开式心轴501的未扩张构型的胀开式心轴501上，使支架坯料300如通过先前所述的凹口469′和销469相对于心轴501定向。在胀开式心轴501向外扩张时，可以采用如先前结合图21所述的支承外壳487和487′来保持支架坯料300，从而在支架坯料300的内表面301上或在其中给予所需凹槽图案468。在这点上，胀开式心轴501具有锥形内部活塞505，其在以箭头506方向移动时迫使心轴区段502向外呈现其所需扩张构型，这将心轴501上的凹槽图案468强压到支架坯料300的内表面301上。可以采用O形环507使支架300紧固在心轴501上。

参看图24，展示形成锥形心轴凹槽的设备530。如图24中所示，锥形心轴531由心轴支撑托架或其它合适的结构532支撑以固定地紧固锥形心轴531。锥形心轴531的末端533具有安置在其上的多个切割齿534。切割齿534可以是研磨粒子，例如金刚石碎屑或碳化钨粒子或碎屑，其以任何合适的方式紧固在锥形心轴531上，并且切割齿534在支架坯料300的内表面301上或在其中形成所需凹槽或多个凹槽400。或者，锥形心轴531的外表面535具有可以与在金属切割锉刀或粗锉刀上形成的表面类似的表面以代替切割齿534，并且所述锉刀或粗锉刀轮廓将形成所需凹槽400。提供支架固定器367以任何所需方式支撑支架坯料300，并且支架固定器367可以具有活塞汽缸机构368、369以使得支架300相对于锥形心轴531相对移动。或者，可以固定支架300，并且可以提供合适的机构以使锥形心轴531移动到支架300的内表面301中并沿着它移动。优选地，支架300呈其扩张构型。

参看图25A、25B和25C，展示用于在支架坯料300的内表面301上或在其中形成所需凹槽或多个凹槽400的光学光刻方法和设备600。提供支架固定器601，并且固定器601可以在构造上类似于图24的支架固定器367的构造。此外，支架坯料300具有定向凹口或定位狭槽469′。光罩602由例如迈拉(Mylar)膜的材料形成。遮罩602的尺寸对应于支架300的内表面301的内表面面积。沿圆柱形定向形成遮罩602，从而形成遮罩套筒603，把它包裹在放掉气的球囊605，例如常规球囊血管成形术导管的球囊上。在支架坯料300的内表面301上旋转涂布常规光致抗蚀剂材料。将安置在球囊605上的遮罩套筒603插入支架300中，并且扩张球囊605以迫使遮罩套筒603与支架300的涂有光致抗蚀剂的内表面301处于邻接关系。球囊605可以具有定向销606，其对应于遮罩套筒603上的定向凹口607，其转而又与支架坯料300上的定位狭槽469′对准。球囊605的扩张足以把遮罩套筒603夹成与支架300的涂有光致抗蚀剂的内表面301邻接接触；然而，不将球囊605充气到足以挤压支架300的光致抗蚀剂材料。然后通过合适的光源610照射支架300的内表面301穿过球囊壁穿过球囊605的内部。然后对球囊605进行放气并且从支架300内部去除遮罩套筒603。冲洗掉未聚合的光致抗蚀剂材料并且在支架300的内部上硬性烘烤聚合的抗蚀剂材料。然后将凹槽或多个凹槽400化学蚀刻成支架300的内表面301上的未保护的金属表面。然后通过常规化学或机械技术去除烘烤过的光致抗蚀剂材料。

或者，可以直接在球囊605的外表面上形成遮罩602，以代替使用迈拉薄片作为形成遮罩套筒603的遮罩602，如图25B中所示。在球囊外表面上直接产生遮罩602可以通过将遮罩602物理粘附在球囊605的外表面上或通过在球囊605的表面上形成遮罩602，通过沉积所需凹槽图案468，通过沉积UV吸收材料，通过薄膜方法来实现。在使用如图25C中所示的遮罩套筒603的情况下，球囊材料必须具有足够顺应性以便防止因球囊壁而弄皱，球囊壁可以遮蔽所得遮罩602。在如图25B中所示待形成于球囊605上的遮罩602的情况下，应该使用非顺应性球囊605，以免所得图像因顺应性球囊壁的拉伸而失真。另一方面，如果遮罩602物理粘附到球囊605的外壁，那么可以使用顺应性球囊605，其条件是当球囊605呈其完全扩张直径时遮罩602粘附到球囊605。

参看图26A和26B，展示一种用于在完整管状支架300内产生凹槽的方法，其涉及在预先经如例如结合图25A所论述的光敏材料(PSM)涂布的支架300内投射图案化光。使曝光区域经受化学蚀刻以产生槽形图案。这种方法涉及使用在单一平面中具有多个小光束801的同轴光源800。光源800可以沿着管或支架300的纵轴以与光敏材料充分曝光一致的速率移动。可以采用计算机驱动的步进马达来纵向和/或径向驱动光源，其将允许凹槽交错(参见图26A)。一次通过可以产生1mm间隔，而下一次通过产生500μm等等。

旋转移动可以为z字形、螺旋形或波形图案在凹槽方向上引入可变性。或者，可以如图26B中所示固定光源800，并且光束将如在遮罩602的内表面上所需要的凹槽那么窄和长。遮罩602的步进将允许凹槽的窄间隔。

参看图27，EDM工艺和设备700提供在支架300的内部301上所需的凹槽或多个凹槽400。为了固定支架样坯料300，提供非导电性支架对准和固定器701、701′，其在构造上类似于先前所述的支承外壳487、487′。提供类似于图21的轴承座组件481的轴承座组件702以及提供在驱动齿轮机构707内的分度和电流转移盘703，所述驱动齿轮机构707在构造上类似于先前结合图21和19所述的驱动齿轮机构482和455。放电加工(“EDM”)电极710具有安置在其末端的用于分别与轴承座组件702和盘703合作的轴承轴心711、712，在支架坯料300内旋转。向电极710的凸起表面或凹槽图案468提供电流以在支架300的内表面301内切割所需凹槽或多个凹槽400。

参看图28，在一个实施例中，激光加工工艺在支架300、350的内表面301上提供所需凹槽或多个凹槽400。在激光加工工艺的这个实施例中，通过气动控制的3C夹头系统来固定血管内支架300、350。优选地使用飞秒激光器在支架300、350上提供至少一个凹槽或多个凹槽400。

参看图29，在激光加工工艺的另一实施例中，激光器900和镜/棱镜902系统在支架300、350的内表面301上提供所需至少一个凹槽或多个凹槽400。在这个实施例中，提供在构造上类似于先前关于图21-23和27所述的支承外壳487的非导电性支架对准和固定器来固定支架样坯料908。将激光器900安置在坯料908的近端906以使得将激光束904沿着坯料908的纵轴912引导穿过坯料908的内径。将镜/棱镜902安置在坯料908的远端910。使激光器900与镜/棱镜902对准以便重定向激光束904，进而以与坯料908的纵轴912成约90°切割，以使得激光束904聚焦在坯料908的内表面301上。

在一个实施例中，坯料908可以是固定的并且通过使镜/棱镜902沿着纵轴912线性移动和/或围绕纵轴912周向旋转而图案化成具有至少一个凹槽或多个凹槽400。镜/棱镜902可以沿着坯料908的纵轴912以适于内表面301充分暴露于激光束904的速率移动。可以采用计算机驱动步进马达以沿着坯料908的纵轴912轴向并与其垂直径向驱动镜/棱镜，这可以允许凹槽交错。一次通过可以产生1mm间隔，而下一次通过产生500μm等等。

在另一实施例中，坯料908可以在具有旋转(也是可编程的)能力的可编程线性滑轨上实施。在这个实施例中，在受控制的滑轨和旋转的情况下，坯料908可以在镜/棱镜902上方沿着纵轴912移动并且围绕镜/棱镜902旋转以便在坯料908的内表面301上产生所需至少一个凹槽或多个凹槽400。可以采用计算机驱动步进马达沿着坯料908的纵轴912轴向并与其垂直径向驱动坯料908。旋转移动可以为z字形、螺旋形或波形图案在凹槽方向上引入可变性。

呈现用于产生支架的设计图案和用于在支架的内表面上产生凹槽图案的改良方法。这些方法包括蚀刻、光学光刻技术、机械加工和激光加工。飞秒激光器方法可以在真空沉积的金属支架中产生具有高尺寸准确度和精确度的设计图案，所述金属支架的壁厚度在约5μm到约75μm范围内，或者介于约10μm到约60μm之间。

虽然本发明已经参考其优选实施例进行描述，但是所属领域的技术人员应理解和了解，材料、尺寸、几何形状和制造方法的变化在所属领域中可以是已知的或变成已知的，然而仍然在仅由随附在此的权利要求书所限定的本发明范围内。因此，应理解，本发明不限于所公开的特定实施例，而是打算涵盖修改，其可以包括在一个或一个以上实施例中所说明的特征与在任何其它实施例中所说明的特征的组合。在回顾本说明书时，本发明所针对领域的技术人员将容易明白本发明可能适用的各种修改、等效方法以及许多结构。因此，本描述应理解仅为说明性的并且是为了使得所属领域的技术人员能够制造和使用本文中所描述的腔内可植入表面、支架或移植物并且教示其最佳实施方式而呈现的。

Claims (20)

1.一种制造腔内可植入医疗装置的方法，所述方法包含以下步骤：

a.真空沉积具有内壁表面、外壁表面和介于10微米与60微米之间的壁厚度的腔内可植入表面；

b.在所述腔内可植入表面中形成图案设计；

c.通过对所述内壁表面和所述外壁表面中的至少一个施用激光加工方法以产生所需图案的图像来预构造所述至少一个壁表面；和

d.通过对所述内壁表面施用激光加工方法而在所述内壁表面中产生至少一个凹槽。

2.根据权利要求1所述的方法，其中所述步骤d进一步包括以下步骤:

a.沿着所述可植入医疗装置的纵轴安置激光束；

b.使所述激光束与沿着所述纵轴安置的镜对准；和

c.使所述激光束重定向在所述内壁表面。

3.根据权利要求2所述的方法，其中所述重定向步骤进一步包括相对于所述内壁表面移动和旋转所述镜中的至少一个动作。

4.根据权利要求1所述的方法，其中所述激光加工方法是选自由以下组成的激光加工方法群组：使用飞秒激光器、使用准分子激光器、使用水辅助激光器和激光辅助化学加工。

5.根据权利要求1所述的方法，其中所述步骤b进一步包含施用第二激光加工方法来形成所述图案设计，所述第二激光加工方法是选自由以下组成的激光加工方法群组：使用飞秒激光器、使用准分子激光器、使用水辅助激光器和激光辅助化学加工。

6.根据权利要求1所述的方法，其中所述步骤b进一步包含施用光学光刻法来形成所述图案设计。

7.根据权利要求1所述的方法，其中所述步骤a进一步包含提供呈扩张构型的所述腔内可植入表面。

8.根据权利要求1所述的方法，其中所述壁厚度包括至少一个真空沉积金属层。

9.一种制造腔内可植入表面的方法，所述方法包含以下步骤：

a.提供具有内壁表面和外壁表面的腔内可植入表面；

b.在所述腔内可植入表面中形成图案设计；和

c.通过对所述内壁表面和所述外壁表面中的至少一个施用激光加工方法以产生所需图案的图像来预构造所述至少一个壁表面；和

d.在所述所需图案的图像上方真空沉积材料，以产生覆盖所述至少一个表面并且包括所述所需图案的图案化表面；

e.其中包括覆盖所述至少一个表面的所述图案化表面的壁厚度经测量介于10微米与60微米之间。

10.根据权利要求9所述的方法，其中对所述内壁和所述外壁表面均施用所述预构造和真空沉积步骤以使得在所述内壁和外壁表面中的每一个上包括图案化表面的所述壁厚度经测量介于10微米与60微米之间。

11.根据权利要求9所述的方法，其中所述激光加工方法是选自由以下组成的激光加工方法群组：使用飞秒激光器、使用准分子激光器、使用水辅助激光器和激光辅助化学加工。

12.根据权利要求9所述的方法，其中所述步骤b进一步包含施用第二激光加工方法来形成所述图案设计，所述第二激光加工方法是选自由以下组成的激光加工方法群组：使用飞秒激光器、使用准分子激光器、使用水辅助激光器和激光辅助化学加工。

13.根据权利要求9所述的方法，其中所述步骤b进一步包含施用光学光刻法来形成所述图案设计。

14.根据权利要求13所述的方法，其中所述光学光刻法包括以下步骤：

a.用感光性材料涂布所述可植入医疗装置的表面；

b.在涂布有所述感光性材料的所述表面上方附着遮罩；

c.用光源照射所述表面；

d.从所述表面去除所述遮罩；和

e.化学蚀刻所述表面以形成所述图案设计。

15.根据权利要求14所述的方法，其中所述光源是在单一平面内具有多个光束的同轴光源。

16.根据权利要求14所述的方法，其中所述照射步骤进一步包括用光源照射所述表面，其中在所述照射步骤期间，使所述光源和所述表面相对于彼此进行移动和旋转中的至少一个动作。

17.一种制造腔内可植入表面的方法，所述方法包含以下步骤：

a.提供具有内壁表面和外壁表面的腔内可植入表面；

b.在所述腔内可植入表面中形成图案设计；和

c.通过对所述内壁表面和所述外壁表面中的至少一个施用光学光刻法以产生所需图案的图像来预构造所述至少一个壁表面；和

d.在所述所需图案的图像上方真空沉积材料，以产生覆盖所述至少一个表面并且包括所述所需图案的图案化表面；

e.其中包括覆盖所述至少一个表面的所述图案化表面的壁厚度经测量介于10微米与60微米之间。

18.根据权利要求17所述的方法，其中对所述内壁表面和所述外壁表面均施用所述预构造和真空沉积步骤使得在所述内壁和外壁表面中的每一个上包括图案化表面的所述壁厚度经测量介于10微米与60微米之间。

19.根据权利要求17所述的方法，其中所述步骤b进一步包含施用激光加工方法来形成所述图案设计，所述激光加工方法是选自由以下组成的激光加工方法群组：使用飞秒激光器、使用准分子激光器、使用水辅助激光器和激光辅助化学加工。

20.根据权利要求17所述的方法，其中所述步骤b进一步包含施用第二光学光刻法来形成所述图案设计。