CN103945796B - 网格 - Google Patents

Abstract

本发明涉及医疗装置及使用这些医疗装置的方法。这些装置是假体，该假体可用脉管内导管(或在脉管内导管上)或经由其它外科手术或其它技术经皮递送并然后扩张。假体构造成具有抗膨大和蠕变的网格，该网格由多个开口限定。假体也能可选地具有设置成靠近网格的支架。在示例性实施例中，含氟聚合物是膨胀型聚四氟乙烯。复合材料具有高伸长率，但基本保持含氟聚合物隔膜的强度特性。在至少一个实施例中，网格由包括至少一个含氟聚合物隔膜和弹性体的复合材料制成，其中，所述含氟聚合物隔膜包括蛇形原纤维。提供一种网格，所述网格包括由复合材料形成的大致管状构件，所述复合材料包括至少一个含氟聚合物隔膜，所述含氟聚合物隔膜具有蛇形原纤维，并且还提供弹性体。

Description

网格

相关申请的交叉引用

本申请要求了2012年2月14日提交的美国专利申请第61/598,828号的优先权，并且是2011年11月16日提交的美国专利申请第13/298,060号的部分继续申请，上述美国专利申请第13/298,060号的申请又根据35U.S.C119(e)要求了2011年1月14日提交的美国临时申请第61/433,069号和2011年8月12日提交的美国临时申请第61/523,115号的优先权，所有提及的申请的全部内容完全纳入本文。

技术领域

本发明总地涉及用于支承、保持或修复活体内的内腔、通道或开口的医疗植入物及其使用方法。具体来说，本发明涉及设计成从管腔内插入身体的医疗装置。

背景技术

医疗支架是通常已知的。医疗支架的一种用途是扩张诸如血管的人体内腔，人体内腔通过称为动脉粥样硬化的损伤或癌症肿瘤的发生的影响而直径收缩。动脉粥样硬化是指动脉内包括菌斑积聚的病变，这会阻碍通过脉管的血流。随着时间的推移，斑块的尺寸和厚度会增加，并最终会导致临床上显著的动脉变窄，或者甚至完全闭塞。当抵靠直径收缩的身体内腔扩张时，医疗支架提供体腔内的管状支承结构。支架与覆盖件组合也可用于动脉瘤的脉管内修复、会涉及体腔壁弱化的体腔一部分的异常扩宽或胀大。本领域已知各种支架设计。支架通常是管状的，且能从相对小直径可扩张或自扩张到更大直径。

发明内容

根据本申请的假体适合植入各种人体脉管或开口，且可根据所述人体脉管或开口的尺寸(长度或直径)进行调节。另外，根据本发明的假体是抗膨大和蠕变的脉管内假体，其可构造成在扩大力的作用下以倾坡或阶跃的方式径向或纵向扩张。假体设有或不设有一个或多个支架、一个或多个移植物、或是支架和移植物的组合。

在一实施例中，假体设置有网格，所述网格限定多个开口。所述网格抗膨大和蠕变，并可构造成在扩大力的作用下以倾坡或阶跃的方式径向扩张。所述网格包括至少两个周向段。各周向段相对于所述假体的纵向轴线以约45°至约90°之间的角度定向。当未紧缩时，假体和网格径向扩张到放大的第一直径尺寸，其中，所述假体的完全扩张受到所述网格约束。所述网格的至少一个周向段抵抗进一步扩张。在将扩大力施加到网格时，假体和网格可调节到进一步放大的第二直径尺寸，且抵抗进一步扩张的周向段塑性变形(即，以很少缩回或不缩回的方式伸展)或破裂。若周向段塑性变形，则网格以斜坡的方式扩张。若周向段破裂，则网格以阶跃的方式扩张。一旦假体径向扩张到放大的第二直径尺寸，所述网格的至少一个周向层抵抗进一步扩张。一实施例包括至少两个连续纵向段以及至少两个连续周向段，其中，所述纵向和周向段限定多个开口。在这一实施例中，各纵向段大致平行于所述假体的纵向轴线。

在另一实施例中，假体具有网格，所述网格可构造成在扩大力的作用下以倾坡或阶跃的方式纵向扩张，其中，所述纵向段会塑性变形或破裂。在另一实施例中，所述假体具有网格，所述网格可构造成径向和纵向扩张。

在另一实施例中，假体具有多层网格，所述多层网格限定多个开口。所述网格抗膨大和蠕变，并可构造成在扩大力的作用下以倾坡或阶跃的方式径向扩张。所述网格形成在所述假体没有被径向约束时具有第一扩张直径的一体管状结构。所述网格内的至少一个层在所述假体没有被径向约束时处于负载下。这个层抵抗所述假体的进一步径向扩张。所述假体在扩大力施加到网格时可调节到比所述第一直径大的第二扩张直径。在规定压力下，扩大力导致抵抗假体进一步径向扩张的所述网格的层破裂或塑性变形。若该层塑性变形，则网格以斜坡的方式扩张。若层破裂，则网格以阶跃的方式扩张。所述网格接着径向扩张到第二扩张直径。所述网格内的至少一个层在所述第二扩张直径下受负载。这个层抵抗所述假体的进一步径向扩张。所述网格内具有变化的扩张直径的层的数量不受特别限制。使用具有规定压力的扩大力的扩张可继续同时使单个层或多个层破裂或塑性变形，只要它们均具有相同的扩张直径，直到所有的层都破裂或塑性变形，允许留置假体达到其完全的、不受约束的直径。或者，假体可达到内置的“硬止挡(hard-stop)”，在这个位点处，网格不再允许进一步扩张。

在另一实施例中，假体具有多层网格，所述多层网格可构造成以阶跃或斜坡的方式纵向扩张，但抗膨大或蠕变。在另一实施例中，所述假体具有多层网格，所述多层网格可构造成径向和/或纵向扩张。在另一实施例中，假体具有多层网格，所述多层网格可构造成以局部阶跃和局部斜坡的方式径向和/或纵向扩张，其中，例如一个层内的部段断裂，而另一层内的部段塑性变形。

在另一实施例中，假体是具有网格的附属假体，所述网格在一端或两端具有或不具有支架框。支架框可以是囊体可扩张的或是自扩张的。所述网格限定多个开口，且具有至少两个连续的纵向段和至少两个连续的周向段。网格可构造成以阶跃或斜坡的方式径向和/或纵向扩张。所述附属假体可在主假体展开之前在规定内腔中展开，而所述主假体可在所述附属假体内展开。所述附属假体的作用是将主假体约束在缩小尺寸下，但允许根据需要的直径调节。

在另一实施例中，假体具有药物洗脱网格。网格具有带有治疗剂的至少一层，该层设置在两个非渗透层之间。所述治疗剂在网格内被密封在所述两个非渗透层之间。所述网格还限定多个开口，所述治疗剂在所述网格开口的内壁上被密封在所述网格内。当所述假体受到扩大力时，所述非渗透层例如径向地扩张到放大的直径尺寸，而所述开口的内壁失效、断裂、开裂或撕裂，以允许治疗剂释放。

在另一实施例中，提供构造成具有脉动柔顺性的假体。所述假体具有支架(即，自扩张支架)，且可具有扩开的近端和/或远端，以使所述支架的端部处的直径比在所述支架的中心部内限定的直径大。假体还具有限定多个开口的网格。假体的这两个部件在机械特性上具有很大不同。网格可以是非常有柔性或弹性的，而支架相较而言通常非常硬。因而，该组合可在诸如具有例如患病血管的血管之类的天然脉管的生理压力范围内产生弹性响应。在一实施例中，组合可在天然脉管的生理压力范围内产生非线性的弹性响应。宿主脉管的脉动式扩张和收缩的特性需要假体良好的机械柔顺性，即，由假体来接近地模仿在血压的变化下膨大和再成形的天然脉管的机械特性和定时。覆盖在支架实施例的外表面上的弹性的网格对支架提供弹性约束力(即朝内侧的力)，而支架可提供扩张力(即朝外侧的力)。这有利于避免网格覆盖件悬垂进入支架的内腔空间，同时它可另外地提供脉动柔顺性。

在另一实施例中，网格包括大致管状构件，所述大致管状构件包含多个开口以及内腔(内)及外部(外)表面。各开口可具有小于约2.0mm、1.0mm、甚至小于0.5mm的尺寸。所述大致管状构件包括复合材料，所述复合材料具有膨胀型含氟聚合物隔膜，优选具有弹性体。含氟聚合物可是膨胀型聚四氟乙烯。在示例性实施例中，膨胀型聚四氟乙烯隔膜具有蛇形原纤维。在至少一个示例性实施例中，膨胀型含氟聚合物隔膜可具有多个蛇形原纤维。

另一实施例的脉管内假体可包括：大致管状网格，所述网格包括至少两个周向段，这些周向段相对于所述大致管状网格的纵向轴线以约45°至约90°之间的角度定向，其中，所述大致管状网格适于径向扩张至放大的第一直径尺寸，且所述网格的至少一个周向段抵抗进一步扩张，以及其中，当施加有扩大力时，所述大致管状网格能调节至进一步放大的第二直径尺寸，而抵抗进一步扩张的所述周向段塑性变形或断裂。所述网格还包括至少两个纵向段，这些纵向段大致平行于所述大致管状网格的轴线，其中，所述至少两个纵向段和所述至少两个周向段限定多个开口。

替代实施例的脉管内假体包括：网格，所述网格限定多个开口；所述网格包括(ii)至少两个周向段，这些周向段相对于所述假体的纵向轴线以约45°至约90°之间的角度定向，其中，至少一个周向段在所述假体径向扩张到放大的第一直径尺寸时具有多余长度，所述网格的至少一个周向段抵抗进一步扩张。

另一实施例的脉管内假体可包括：多层网格，所述多层网格抗膨大和蠕变；所述网格的各层限定多个开口，其中，当所述假体径向扩张到放大的第一直径尺寸时，所述网格的至少一层抵抗进一步扩张；以及其中，当施加有扩大力时，所述假体能调节到进一步放大的第二直径尺寸，而抵抗进一步扩张的所述层受损。

另一实施例的脉管内假体包括：网格，所述网格限定多个开口，并具有大致管状形状；所述网格具有：(i)至少两个纵向段，这些纵向段大致平行于所述网格的纵向轴线；以及(ii)至少两个周向段，这些周向段相对于所述纵向轴线以一角度定向，其中，至少一个周向或纵向段在所述网格径向扩张到放大的第一直径尺寸或是纵向扩张到扩大的第一线性尺寸时具有多余长度，所述网格的至少一个周向或径向段抵抗进一步扩张。

具有治疗网格储液部的脉管内假体的一实施例包括：网格，所述网格具有至少两个不渗透治疗剂的层和设置在它们之间的储存层，所述储存层包括一种或多种治疗剂；所述网格限定具有内壁的多个开口，所述治疗剂在所述开口的所述内壁处被密封在所述储存层内，其中，当假体通过施加到其上的扩大力而被调节至放大的直径尺寸时，所述开口的所述内壁适于抗膨大，从而允许治疗剂释放。

带有脉动柔顺性的脉管内假体的一实施例包括：具有一个端部或多个端部的支架；以及网格，所述网格限定覆盖所述支架的多个开口；其中，所述支架和所述网格的组合在患病的血管的生理压力范围内产生弹性响应。

多层网格脉管内假体的另一实施例包括：多层网格，所述多层网格抗生理压力；所述网格的各层限定多个开口，其中，当所述假体径向扩张到放大的第一直径尺寸时，所述网格的至少一层抵抗进一步扩张；以及其中，当施加有扩大力时，所述假体能调节到进一步放大的第二直径尺寸，而抵抗进一步扩张的所述层受损。

网格的一实施例包括大致管状构件，所述大致管状构件在其内具有多个开口，并具有内腔表面和外部表面，其中，所述构件包括具有至少一个含氟聚合物隔膜和弹性体的复合材料，其中所述含氟聚合物隔膜具有蛇形原纤维。

本文所示的装置具有各种用途。一种示例性使用是处理脉管中的狭窄的方法。例如，该装置是具有插入构造和展开构造的带有网格的支架，插入构造具有缩小轮廓，展开构造具有比插入轮廓大的扩大轮廓。将支架插入患者的脉管中。接着，支架在脉管内定位并展开。

考虑这些示例性假体的多种变型和更改及其使用方法。本发明的附加特征和优点将在说明书中阐述或可通过本发明的操作来了解。通过本发明的书面描述和其权利要求书以及附图中具体指出的结构将实现和得到本发明的这些特征和其它优点。

应当理解，前述总体说明和以下详细说明都是示例性和解释性的，只是对如所要求的本发明作进一步的解释。

附图说明

本说明书附图提供对本发明的进一步理解并被包含到本说明书中且构成其一部分，并且示出本发明的实施方式而与说明书描述一起可用于解释本发明的原理。

在附图中：

图1A是具有方形网格覆盖件的支架的平面图；

图1B是图1A中所示支架的放大图；

图1C是具有菱形网格覆盖件的支架的平面图；

图2A是具有方形网格覆盖件的支架的完整视图；

图2B是在其一端具有方形网格的支架的放大图；

图2C是在其一端具有菱形网格的支架的放大图；

图3A是在微导管行进穿过网格开口之前网格的局部放大图；

图3B是在微导管行进穿过网格开口时网格的局部放大图；

图3C是在微导管行进穿过网格开口之后网格的局部放大图；

图4A是网格的局部放大图；

图4B是网格的局部放大图；

图4C是施加于图4A的网格的图4B的网格的局部放大图；

图4D是图4C的网格内的网格开口的局部放大图；

图5A至图5C示出了在径向扩张期间具有变化长度的周向段的网格的局部放大图；

图6A至图6C示出了在纵向扩张期间具有变化长度的纵向段的网格的局部放大图；

图7A至图7C示出了多层网格内的每一层的局部放大图；

图7D是多层网格的局部放大图；

图8A是构造成以倾坡方式扩张的网格直径关于扩大压力的图表。

图8B是构造成以阶跃方式扩张的网格直径关于扩大压力的图表。

图9A是药物洗脱网格的局部放大图；

图9B是在径向/纵向扩张期间药物洗脱网格的局部放大图；

图10示出了药物洗脱网格的制备和展开步骤；

图11A是附属网格；

图11B至图11D示出了附属网格的展开步骤；

图12示出了具有脉动柔顺性的假体的制备和展开；

图13是具有受网格结构约束的中段的假体；

图14是示例性的、理想的蛇形原纤维的示意图；

图15是去除了共聚物的弹性复合材料的表面的扫描电子显微镜图像。

具体实施方式

除非另有说明，本文所用的所有科技术语与本发明所属领域普通技术人员所理解的通常含义相同。在这些附图中，为了清晰显示，可夸大线材、层和区域的厚度。在所有附图中的相似的附图标记指代相似的元件。

假体是适于插入体内、然后在诸如颈动脉内的体内展开的装置。假体具有支架，该支架具有撑杆或相对刚性的部段的框架。或者，假体具有移植物，该移植物具有例如被多个周向的环状构架元件所支承的柔性圆柱管件。又或者，假体具有支架和移植物，以形成支架移植物。这些装置的实例在Martin等人的美国专利第6,361,637号和Cully等人的美国专利公开20070198077中进行了描述，其全部公开内容以参见的方式纳入本文。更一般地，假体辅助在结构上支承主脉管内腔、保持通过脉管、通道或开口的开放性、修复具有内膜片或剖口的脉管，或者将主脉管内腔的诸如动脉瘤的部分隔离。在另一实施例中，所述假体是脉管移植物，例如脉管移植物(Vascular Grafts)，主要使用该脉管移植物来为在血液透析期间反复通达血液而形成管道，或是作为脉管间的管道。根据本发明的一实施例，可定制上述提及的任一假体来配合具体的解剖体，包括调节其长度和内直径。在又一实施例中，所述假体还可沿其长度的全部或一部分呈渐缩，从而使内径沿长度变化。

可为支架、移植物或支架移植物提供覆盖件。或者，可独立地使用覆盖件。与支架、移植物或支架移植物结合使用覆盖件可有助于例如最小化或至少降低血栓引入血流的风险，阻止组织侵入由支架限定的内腔内，降低血管弱化部分上的压力，以降低脉管破裂的风险，和/或为附连至少两根脉管形成管道。可由不放大不可见孔的连续材料制成覆盖件。

可独立地或是在支架、移植物、支架移植物的内表面或外表面或两者上设置各种覆盖件。假体实施例可具有附连至支架、移植物或支架移植物的内腔(内)表面或外表面的覆盖件。被覆盖的假体可用于隔离细胞、动脉瘤、血管壁缺陷等。适当的覆盖材料包括可生物吸收的聚合物(如聚乳酸、聚(碳酸亚丙基酯)或PGA/TMC)、含氟聚合物(如氟化乙烯-丙烯或FEP、聚四氟乙烯或PTFE以及诸如膨胀型聚四氟乙烯或ePTFE的膨胀型含氟聚合物)、含氟弹性体(例如TFE/PMVE共聚物)、聚酯(如聚对苯二甲酸乙二醇酯或PET)、聚乙烯、聚丙烯、聚氨酯、金属网(如织造或切割镍钛诺合金板)、硅酮等。

覆盖材料可形成具有多个开口的网格。在一实施例中，具有多个开口的覆盖网格材料附连至支架、移植物或支架移植物的一个或多个表面。在这一实施例中，覆盖网格材料可部分地覆盖支架、移植物或支架移植物的一个或多个表面。

网格覆盖件可具有各种用途。网格覆盖件可附连至支架、移植物或支架移植物的一个表面或多个表面。例如，覆盖了网格的支架可提供斑块稳定性和支撑，而同时如果开口大小适当则允许从支架内腔灌注血液。这对于例如灌注侧分支血管会是有利的。或者，可提供相对小的网格开口(例如约40或50μm)，以从血管的弱化部分释放压力(例如以治疗动脉瘤)。相对小的网格开口还可用于防止组织从患者侵入支架内腔(例如当将支架放置于癌组织附近时)，同时仍允许侧分支灌注。

图1A和图1B示出了可称为网格200的两种覆盖件，这两种覆盖件附连至可称为支架100的结构体。这些网格是一体结构。一系列互连的连续段限定网格内一种或多种图案的开口。网格段的宽度范围为约0.02mm至约0.2mm之间、约0.02mm至约0.1mm之间、或者约0.05mm。网格段的厚度范围为约0.02mm至约0.2mm之间、约0.02mm至约0.1mm之间、或者约0.05mm。网格开口大小为最大内切圆的直径，且范围在约40μm至约1mm之间、约50μm至约800μm之间、约100μm至约750μm之间、或者约200μm至约500μm之间。网格开口大小可为激光器的最小切口宽度的大小。用于诸如动脉瘤排除的应用的网格开口可在约10μm至约40μm之间、约12μm至约30μm之间、或者约15μm至约20μm之间。

各网格开口可布置成各种规则或不规则图案以提供直径上稳定功能。各开口可具有各种形状，诸如三角形、方形、菱形、平行四边形、六边形、圆形或任何其它几何形状或各形状的组合。图1A和1C分别示出说明性方形和菱形开口。

图1A和图1B的正方形网格具有沿大致平行于假体纵向轴线的方向延伸的一系列连续纵向段(204)，以及沿以大致横向于假体纵向轴线的角度的方向延伸的一系列连续周向段(201)。在图1B中，正方形开口具有四个相等或大致相等的边，且其内角都为直角或大致直角(90°)。

图1B的方形网格布置可以向各纵向段提供在插入或受约束构造(当诸如支架等假体具有缩小轮廓时)以及在展开构造(当诸如支架等假体具有大于插入轮廓的扩大轮廓时)中大致恒定的长度。例如，与展开构造下的纵向网格段的总长相比，网格的纵向段可在插入构造下具有长度±5％、插入构造下长度±4％或插入构造下长度±2％。

或者，网格覆盖件可具有平行四边形开口。连续纵向段沿大致平行于诸如支架等假体的纵向轴线的方向延伸。连续周向段以相对于纵向轴线大于0°的角度且相对于纵向轴线小于约90°的角度延伸。例如，各周向段可相对于纵向轴线以约45°的角度定向。在一实施例中，平行四边形网格可相对于支架定位成使纵向段中的一个或多个沿闭合单元连接件的长度延伸。

此外，网格覆盖件可具有菱形开口，如图1C所示。两组连续周向段相对于假体的纵向轴线以不同角度延伸。例如，第一组周向段相对于纵向轴线以约45°定向，而第二组周向段相对于纵向轴线以约-45°至约90°的角度定向。在图1C所示的网格中，没有纵向段。

可实现其它一些网格开口形状，诸如三角形或梯形，并有附加的网格段。例如，网格可具有两组周向段以及纵向段。一组周向段可相对于纵向轴线以约45°至约90°之间的角度定向，而第二组周向段可相对于纵向轴线以约-45°至约-90°的角度定向。

当网格提供作为用于支架的覆盖件时，纵向和/或周向网格段可定位成沿一个或多个支架撑杆延伸。例如，在图2B中，正方形开口的纵向段沿周向构件的闭合单元连接件之一延伸，并与其纵向对准。网格覆盖件的纵向段的数量可与每个周向构件内的闭合单元连接件的数量相同或更多。一个、一些或全部纵向件可与闭合单元连接件连结。类似地，网格的其它形状开口也可对准成使一条或多条边沿支架内一个或多个连接件撑杆的长度延伸。

支架与网格覆盖件之间附连部的数量可根据各种因素变化，诸如支架开口的大小、网格开口的大小、以及网格相对于支架的定向。在图2B和2C中，支架的闭合单元具有沿纵向轴线较大的尺寸和横向于纵向轴线较短的尺寸。在图2B中，正方形网格覆盖件定向成较少的网格开口跨越闭合单元的较大尺寸，且相等或较少的网格开口跨越闭合单元的较小尺寸。在图2C中，菱形网格覆盖件定向成比图2B所示更多的网格开口跨越闭合单元的较小尺寸。

大致均匀的网格开口图案示出在图1A至图1C中。在这些网格中，开口的大小和形状整体大致一致。但是，网格开口图案也可以是不规则的。网格开口可设置在一部分内，而不是设置在网格的其余部分内。例如，网格的第一弧部可沿网格的整个长度具有开口，而与第一弧部相对的第二弧部基本上没有开口。或者，网格开口相对于纵向轴线沿螺旋线设置。还有，网格可具有其内设有开口的灌注区域和没有开口的排除区域，因此构造成允许在脉管内确定灌注区域的定向。

或者，网格开口可具有几种图案。类似大小和形状的开口可组合在一起以具有至少两组开口，每组具有预定大小和形状或在整个网格中均匀分布。例如，对应于周向构件的网格开口可以是如图1A所示为正方形，而对应于螺旋元件的网格开口可以是如图1C所示的菱形。

或者，网格可具有沿网格长度分布的三组开口，近端一组、远端一组、以及其间一组。近侧组的开口例如可具有菱形开口，它们具有通过最大内切圆测得的约300μm的标称直径。远侧组的开口例如可具有菱形开口，它们具有通过最大内切圆测得的约500μm的标称直径。另一方面，跨越近侧组与远侧组之间的中心组的开口可具有正方形开口，这些正方形开口具有通过最大内切圆测得的约100μm的标称直径。也可构想其它排布、分组和组合。例如，除了正方形和菱形网格开口之外，还可设置适于允许侧分支灌注的一个或多个较大卵形开口。

网格可从由例如一种适当的覆盖材料或适当的覆盖材料的组合制成的六层双轴向定向的膜的纵向包绕管例如通过诸如CO₂激光器进行的激光切割形成，从而形成非织造的单体结构。这种网格的标称厚度可为约10μm至约250μm、约20μm至约60μm、或约35μm至约50μm。其它膜也可与双轴向定向的膜一起使用或取代它们形成网格。例如，可使用单轴向定向或多轴向定向的膜。这些膜可如上所述纵向包绕，或者可以其它构造包绕。例如，各膜可螺旋缠绕以形成管状结构。根据Armstrong等人的美国专利公开第2008/0119943号或Bacino等人的美国专利7,306,729中描述的过程也可构想网格制备的其它方法，这些专利的全部内容以参见的方式纳入本文。或者，网格也可通过诸如针织、编织或钩织的技术由纤维形成。

可根据各种已知测试方法测量具有或没有网格的支架的顺应性。例如，ISO25539-2(2008)描述了一种用于评估医疗装置顺应脉管壁能力的方案并包含在该说明书中且构成该说明书的一部分。最普遍地，测试方法测定支架在不弯折的情况下能承受的最小曲率半径。更具顺应性的支架将在不弯折的情况下更能够顺应于具有较小弯曲半径的弯曲部，且顺应性较小的支架较不能够在不弯折的情况下顺应于这种弯曲部。

可通过在展开支架上进行三点弯曲测试来评估具有或不具有网格的支架的灵活性。在ASTM F2606-08中阐述了这种测试的一种方法，其全部公开内容以参见的方式纳入本文。更普遍地，在将支架放入特定的三点弯曲夹具内之后，测量使支架弯曲所需力的大小。产生的载荷-挠曲曲线可用于评估支架的灵活性。更灵活的支架更能够在较小力的情况下弯曲，且较不灵活的支架较不能够在较低力的情况下弯曲。

支架、支架移植物和/或脉管移植物和网格的大小可设置成相同或不同。例如，图1A、图1C、图2A及图2B示出的覆盖支架的网格不明显地约束支架。例如，支架具有约8mm的外直径，网格具有约8mm的内直径。

但或者，根据所选的网格几何形状和材料，网格可阻碍例如自扩张支架的支架的完全扩张。这可通过支架相对于网格覆盖件尺寸较大来实现。支架可具有相对于网格覆盖件较大的外直径，多出的量为约10％至100％、约20％至约70％之间、或者30％至约50％之间。例如，自扩张支架可具有约10mm的外直径，而网格可具有约8mm的内直径。支架与网格相比尺寸较大(在该实施例中多出约20％)的效果是提供抵抗趋于使展开的支架塌缩的力的最终自扩张装置。与尺寸没有较大的相同支架相比，在使用尺寸较大自扩张支架时，使展开支架的直径缩小所需的力更大。

除了与网格相比使支架的尺寸较大之外，网格可由快速恢复的可膨大材料制成，该材料能够伸长然后恢复。根据各种已知技术、诸如根据House等人的美国专利第4,877,661号和第5,026,513号中描述的过程可制造用于网格的快速恢复的可膨大材料，其全部公开内容以参见的方式纳入本文。由快速恢复的可膨大材料制成的网格可具有大于约5.5％、大于约15％或者大于约30％的快速恢复率。例如，支架的尺寸可做成约8mm的外直径，且快速恢复的可膨大网格的尺寸可做成具有约6mm的内直径。尽管上述实施例描述了支架和网格，但也可与网格结合使用其它假体，包括但不局限于是支架移植物和脉管移植物。

网格可具有可变长度的纵向和/或周向的网格部段，这些部段构造成提供阻力，从而以倾坡或阶跃的方式膨大、蠕变和扩张。在此使用的术语“膨大”和“蠕变”旨在表示响应于在假体上的生理应力或支架引起的应力的假体的慢性时变的径向或纵向扩张。网格中的部段可构造成根据指定的直径尺寸和施加的压力而塑性变形或破裂。图5A所示的网格覆盖件200未被约束，且径向扩张到放大的第一直径尺寸d1。网格200的周向段201处于负载下，且抵抗进一步扩张，而周向段202和203无张力。周向段202构造成具有多余长度(示出为隆起)，该多余长度允许周向段202扩张到放大的第二直径尺寸d2。周向段203也构造成具有多余长度(示出为两个隆起)，该多余长度允许周向段203扩张到放大的第三直径尺寸d3。当扩大力施加至网格200时，如图5B所示，网格200可调节至进一步放大的第二直径尺寸d2。当扩大力达到规定压力时，周向段201破裂。或者，周向段201可塑性变形，而不是破裂。囊体导管可用于施加扩大力。一旦网格200径向扩张至放大的第二直径尺寸d2，则周向段202承担负载。但是，周向段202抵抗进一步扩张，而周向段203仍松弛。当扩大力施加至网格200时，如图5C所示，网格200可调节至进一步放大的第三直径尺寸d3。当扩大力达到规定压力时，周向段202破裂，而周向段203承担负载。或者，周向段201可塑性变形，而不是破裂。尽管在图5A至图5C仅示出了三个具有可变长度的部段，但这种部段的数量可为2至1000个。部段的宽度也可根据压力变化，在该压力下，可期望部段塑性变形或破裂。

图8A和图8B示出了在扩张期间施加的压力与网格直径间的关系。如图8A所示，若部段发生塑性变形，则网格以倾坡方式扩张。例如，网格可具有8mm的直径，它保持这样的直径，直至压力达到大约6个大气压。一旦超出6个大气压，网格开始塑性变形。压力的继续施加导致直径继续增大，直至网格破裂，或者如图8A所示，直至它达到内置于网格的“硬止挡件”，例如12mm的直径。图8B所示，若部段破裂，网格以阶跃的方式扩张，进而允许离散的直径阶跃。例如，网格可具有8mm的直径，它保持这样的直径，直至压力达到大约6个大气压。一旦超过6个大气压，抵抗进一步扩张的某些部段断裂，网格立即扩张至大约10mm的直径。同样，网格保持这样的直径，直至压力达到大约8个大气压。一旦超过8个大气压，抵抗进一步扩张的某些部段断裂，网格立即扩张至大约12mm的直径。

除了将整个假体扩张之外，也可以仅使一部分径向或纵向扩张，而这可在植入期间提供高度的精确性。可使假体的任何部分扩张成任何形状，例如，狗骨头状、沙漏状或锥状。例如，假体的近端和远端可扩张，以保持图13所示的狗骨头状，这种狗骨头状可抗膨大和蠕变。支架可沿其长度的全部或一部分呈渐缩，从而直径沿长度变化。渐缩的长度部段可更靠近假体的任一端定位，或渐缩可作为在假体端部之间延伸的均匀平缓的渐缩而存在。

网格覆盖件可允许调节其长度。图6A所示的网格200具有可变长度的纵向段，这些纵向段大致平行于假体的纵轴。图6A所示的网格200未被约束，且纵向扩张到放大的第一线性尺寸l1。网格200的纵向段204处于负载下，且抵抗进一步扩张，而纵向段205和206未处于负载下。当力施加至网格200时，如图6B所示，网格200可调节至进一步放大的第二线性尺寸l2。当力达到规定压力时，纵向段204破裂，网格200扩张到进一步放大的第二线性尺寸l2。或者，纵向段204可塑性变形，而不是断裂。在如图6C所示，当线性扩张继续到第三放大的线性尺寸l3时，可再次重复上述过程。

除了提供可具有可变长度的网格部段的网格之外，网格还可具有附连在网格任一端处的支架或支架框，或是网格可间设在两个支架或支架框之间，其中，上述可变长度的网格部段构造成以倾坡或阶跃的方式扩张。通过将网格包含到两个支架框之间，这种装置可起到“附属”假体的作用，该“附属”假体可约束在其内展开的主假体，但视需要允许直径调节。在此，术语“主假体”定义成为选择作为用于治疗部位的手术的主装置。附属假体300示于图11A。假体300具有在其远端和近端处间设于两个支架框150之间的网格200。附属假体可在主假体如图11B所示展开之前在规定内腔内展开。若装置构造成自扩张，则这种装置的递送系统可以是通过机械或液压扩大的递送系统或护套型递送系统。可就在主假体展开之前或作为阶跃段步骤展开附属假体。在阶跃段步骤中，附属支架可在主假体展开之前一天、两天、一周、两周或其它规定时间展开。若附属假体就在主假体展开之前展开，则附属假体和主假体可设置在相同的导管上，但轴向分开。一旦附属假体网格装置展开，导管系统就可前进，且主假体在导管系统中展开。这种配置可通过排除导管交换且还使引导轮廓最小化来降低程序时间和辐射暴露。如图11C所示，支架100在附属假体300内展开。如有需要，附属假体300可如图11D所示与支架100一起径向扩张。网格200的敞开结构允许预期的宿主生物响应和与主要假体的外腔表面的相互作用。例如，若主要假体的外腔表面覆盖有药物或者具有工程设计的微型结构以促进细胞内生长，则网格将最小程度抑制这些功能。

当将导管或其它器具从展开系统穿过其侧壁前进时网格覆盖件可拉伸或变形，以允许相交进行侧分支装置或其它装置的展开。一旦侧分支或附加装置展开并从网格取出展开系统，则网格可基本回复到其结构、大小和形状。图3A是微导管前进之前网格覆盖件的局部视图。图3B是微导管前进通过网格开口之一的网格的局部视图，该图示出开口变形以呈微导管外直径的形状。图3C是图3B中的同一网格在去除微导管之后的局部视图，该图示出网格开口已经大致返回其初始大小和形状。在另一方法中，囊体导管前进通过网格开口中的一个、而不是微型导管。将囊体展开，以设定用于放置侧分支支架、移植物或支架移植物的开口的大小。在设定大小中，网格开口可变形，以获得囊体外直径的形状。一旦将侧分支支架、移植物或支架移植物放入网格的囊体设定尺寸的开口，则网格开口顺应于侧分支支架、移植物或支架移植物的形状。

网格覆盖件可由本文所述任何覆盖材料的纵向条形成，包括通过粘结或编织成限定多个开口的篮状编织物、网或网格图案。

可选地，支架、移植物或支架移植物可覆盖有许多层覆盖件。网格可由两层或多层网格覆盖件形成。两层或多层可结合在一起，其中各开口对准或偏移。一层或多层可具有弹性特性。在此所使用的术语“弹性”是指材料的如下特征：在力施加时材料会伸长，并且在力释放时，因该材料的缩回力而回到其大致原始尺寸。图4A和4B所示的两个网格覆盖件可分层以使开口如图4C所示偏移或交错。如图4D所示所得的开口区域可提供比通过利用单个网格覆盖件可实现的更小的透壁孔隙率。

网格内的一层或多层可具有相同或不同的扩张直径。包括有不同扩张直径的多个层的网格可构造成以阶跃方式扩张，而不是以倾坡方式扩张，同时提供膨大和蠕变的阻力。在这种网格中的至少一层具有完全扩张的直径尺寸，该完全扩张的直径尺寸比在相同网格内的至少一个其它层的直径尺寸大。在没有被约束时，网格可径向扩张到两者中较小的放大的直径尺寸。在这种水平的扩张下，至少一层处于拉紧，并抵抗进一步扩张。但是，当将扩大的力施加到网格且处于规定压力时，网格可调节至进一步放大的第二直径尺寸，抵抗进一步扩张的层失效。例如，在层内的连接部段会塑性变形或破裂。一旦网格径向扩张到放大的第二直径尺寸，至少一个其它层承担负载，并抵抗进一步扩张。

如图7A至图7D所示，网格200具有三个层200a、200b、200c。各层具有至少两个纵向段(204、205、206)和至少两个周向段(201、202和203)。层200a的各周向段201具有完全扩张的尺寸x。层200b的各周向段202建造成具有尺寸x，但具有完全扩张尺寸y。层200c的各周向段203建造成具有尺寸x，但具有完全扩张尺寸z。所说明的尺寸间的关系为z＞y＞x。当没有约束时，网格200可径向扩张到放大的直径尺寸x。在这种水平的扩张下，层200a处于拉紧，并抵抗进一步扩张。当将扩大的力施加至网格200时，网格200可调节至进一步放大的第二直径尺寸y。当超出规定压力时，网格200的层200a失效，即破裂或塑性变形。例如，在层200a内的周向段201会塑性变形或破裂。网格200径向扩张到放大的第二直径尺寸y。网格200的层200b承担负载，并抵抗进一步扩张。又一次，当将扩大力施加至网格200时，网格200可调节至进一步放大的第三直径尺寸z。当超过规定压力时，网格200的层200b失效。网格200径向扩张到放大的第三直径尺寸z。一旦网格200径向扩张到放大的第三直径尺寸z，网格200的层200c承担负载，并抵抗进一步扩张。

或者，多层网格可构造成以局部阶跃和局部斜坡的方式径向和/或纵向扩张。参照图7D，例如，层200a内的部段断裂，层200b内的部段塑性变形，而层200c内的部段断裂。

提供构造成具有脉动柔顺性的假体。脉管的脉动式扩张和收缩的特性需要假体良好的机械顺应性，即，由假体装置来接近地模仿在血压变化下膨大和再成形的天然脉管的机械特性和定时。这种假体具有支架。支架可在一个或多个端部扩开。例如，支架的两端可扩开。也就是说，支架一端处的直径比在支架的中心处限定的直径大。假体还具有限定多个开口的网格。假体的这两个部件在机械特性上具有很大不同。网格非常有柔性或弹性，而支架相较而言通常非常硬。因而，该组合可在天然脉管的生理压力范围内产生非线性的弹性响应。网格可由快速恢复的可膨大材料和/或具有弹性特性的材料制成，例如，包括至少一个含氟聚合物隔膜和弹性体的复合材料。图12示出了与网格200结合的、至少一个端部扩开的支架100的组合，该组合可在脉管中展开，以产生对于直径d与d’之间的生理压力的非线性的弹性响应。

网格可吸收有PVA(聚乙烯醇)或其它材料(例如金、铂/铱或类似物)以在成像(例如超声、荧光透视、MRI或类似物)期间辅助医师。网格可吸收有一种或多种治疗剂。本文使用的术语“被吸收的或所吸收的”意思是描述至少部分填充诸如ePTFE或类似物的多孔材料的一部分孔的任何方式。在制造期间，这可通过例如吸收来完成，或者在导管冲洗期间完成，导管冲洗可能将一种或多种治疗剂吸收或涂覆到网格内或网格上。治疗剂的吸收或涂覆可致使该治疗剂随时间释放。本领域的技术人员可选择合适的治疗剂，包括但不限于：西罗莫司、地塞米松、紫杉醇、磷酸胆碱、依维莫司、或类似药剂。本文使用的治疗剂可以是药物或其它药类产品，诸如非遗传剂、遗传剂、细胞物质等。某些合适的非遗传治疗剂的实例包括但不限于：抗血栓剂，诸如肝素、肝素衍生物、血管内皮细胞生长促进剂、生长因子抑制剂、紫杉醇等。其中药剂包括遗传治疗剂、这种遗传剂包括但不限于：DNA、RNA及其相应的衍生物和/或组分：刺猬蛋白等。其中治疗剂包括细胞物质，细胞物质可包括但不限于：源自人体和/或非源自人体的细胞及其相应组分和/或其衍生物。其中治疗剂包括聚合物剂，聚合物剂可以是聚-苯乙烯-聚异丁烯-聚苯乙烯三嵌段共聚物(SIBS)、聚环氧乙烷、硅橡胶和/或任何其它合适基材。在至少一个实施例中，聚合物剂可以是诸如PLA、PLGA、等的生物可降解材料。治疗剂也可以是本文所述的涂覆材料。

网格可吸收有可在扩大期间释放的一个或多个治疗剂。如图9A和图10中所示，在通过制备带有含治疗剂的储存层211的多层网格200的制造期间，可进行上述吸收。储存层211设置在诸如ePTFE的不渗透治疗剂的至少两个层210之间。网格中的开口212可通过激光切割、例如CO₂激光制造。在激光切割期间，在多层网格的制造中使用的聚合体粘结剂、诸如FEP或TFE/PMVE回流并将开口212的内壁密封，从而将治疗剂保持在储存层211内。为了避免在制造期间对治疗剂带来负面的热效应，切割网格中的开口所使用的激光基本上对焦，且通过压缩可使各层结合在一起，并使聚合物粘结剂在开口212的内壁上回流。当假体在利用机械或液压扩大展开期间扩张时，非渗透层210例如径向地扩张到放大的直径尺寸。即便在扩张的状态，非渗透层210通常不会允许治疗剂释放。相反，开口212的内壁在扩张后立即受损。如图9B和图10所示，内壁失效、断裂、开裂或撕裂，以允许治疗剂211a释放。内壁中的裂纹通常在整个网格上发展，通过设置治疗剂能容易且快速地从储存层扩散开的管道，这帮助实现在整个网格上的高释放率。

网格可吸收有藻酸盐。藻酸盐可在整个网格被吸收，或者选择性地吸收到网格的一个或多个部分。藻酸盐可以通过将二价或三价阳离子(例如钙)通过导管或假体递送系统递送到假体递送部位而交联。网格的交联藻酸盐部分可用于从血管的弱化部分释放压力(例如，以治疗动脉瘤)或闭塞与支架的侧壁相邻的其它开口或脉管。网格可吸收有钙。藻酸盐可通过假体递送系统或通过其它导管系统递送到吸收钙的网格，以使网格上或网格紧邻处交联。具有吸收钙的网格的支架可放置在动脉瘤颈上，然后可通过网格将藻酸盐引入动脉瘤。在流经吸收钙的网格时，藻酸盐可与钙反应，以在动脉瘤囊中形成凝胶。

在图1A和1B中，示出网格为大致均匀的。或者，网格覆盖件可沿其长度变化。例如，开口的尺寸、开口的定向及其形状无需在整个网格覆盖件中是一致的。网格覆盖件的一部分可具有正方形开口，而网格覆盖件的另一部分可具有菱形开口。

这些覆盖件可在整个装置长度上或仅在装置长度的一部分上连结到支架、移植物或支架移植物。覆盖件可间歇地连结。例如，网格覆盖件可仅在支架、移植物或支架移植物的端部处、在支架的闭合单元部分处、或仅在闭合单元连接件处连结。覆盖件可在支架、移植物或支架移植物的外侧上；覆盖件可在支架、移植物或支架移植物的内侧上；或者其可在两侧上。

网格覆盖件与支架、移植物、支架移植物的附连可通过诸如纤维的机械方式装置、摩擦配合、将网格编织到支架、移植物、支架移植物内、或离散的机械附连点(夹子等)来实现。覆盖件也可通过单一的纵向带附连。这些部件也可通过热处理(诸如，将材料烧结在一起)或通过使用(连续或不连续)围绕覆盖件和支架、移植物或支架移植物外侧的缠绕物(例如管、带或隔膜)结合在一起，缠绕物通过热塑性或热固性粘合剂粘结。该覆盖件也可通过使用适当粘合剂将覆盖件和支架、移植物或支架移植物粘结在一起而附连到支架、移植物或支架移植物。覆盖件也可通过摩擦或作为过盈配合而保持就位。覆盖件可在一端或两端被抑制。也可使用这些方法的组合。在如本领域通常已知的惰性气体条件下，这些方法以及这些方法的组合可用于附连支架和覆盖件。

其中适当的生物兼容粘合剂是热塑性粘合剂，诸如氟化乙烯丙烯(FEP)、聚氨酯、氰基丙烯酸酯、热塑性含氟聚合物(包括诸如美国专利第7,049,380号公开的含氟弹性体[TFE/PMVE])等。也可使用热固性粘合剂，诸如是包括室温硫化(RTV)硅酮的硅酮。

例如，在覆盖件是PTFE网格的情况下；可使用氟化乙烯丙烯(FEP)作为粘合剂。这种涂层可通过各种方法来施加，这些方法包括在覆盖件上挤压、用随后熔融以流到网格表面上的粉末FEP进行粉末涂覆、或者使覆盖件行进通过熔融FEP浴，然后可选地将覆盖件拉过模具以实现涂层的均匀性。或者，支架可通过诸如以连续或不连续形式的FEP的粉末涂覆或通过使用FEP缠绕物(例如管、带或隔膜)而设有粘合剂涂层。在一实施例中，FET可通过覆盖支架所有表面来将网格附连至支架的外表面。

可提供这样的覆盖件，该覆盖件诸如通过使用硅酮或其它弹性材料而允许支架、移植物或支架移植物嵌入覆盖材料内。

覆盖件可与支架、移植物或支架移植物的长度共同延伸，如图1A至图1C和图2A至图2C所示，或者它们可比支架、移植物或支架移植物更长或更短。覆盖件也可仅覆盖支架的一部分，或者可分开覆盖支架的两个或更多个部分。若多个部分被覆盖，覆盖件也可在支架、移植物或支架移植物上重叠。例如，如授予Vonesh等人的美国专利第6,673,102号描述的那样，支架的一部分可被覆盖，而另一部分保持未覆盖，该专利的全部公开内容以参见的方式纳入本文。在一实施例中，美国专利第6,673,102号的支架移植物的未覆盖部分被网格约束，其中，上述被网格覆盖的支架在直径上可根据上面描述的任一方法进行调节。这种装置允许定制假体的大小，以为独特的解剖体调节假体。

此外，网格覆盖件和支架、移植物或支架移植物或是两者可设有附加的处理或治疗剂，诸如药物、辐射物、不透辐射的标记或涂层、或者其它药剂以增强生物体内的可视性。例如，各种涂层可设置在覆盖件、支架、移植物或支架移植物或是两者中的一些或所有上。合适的涂层材料包括含氟弹性体、陶瓷、硅酮、聚乙烯、碳、金、肝素、水凝胶、润滑涂层、抗生素、抗凝血剂、抗炎剂、抗代谢剂、抗微生物剂、抗迁移剂剂、抗血小板剂、抗增殖剂、反义剂、细胞生长抑制剂、一氧化氮释放剂、利于内皮剂、选择性的基因转运载体、超氧化物歧化酶、超氧化物歧化酶的模拟物、血管活性剂以及其组合，诸如放线菌素-D、环孢素、丙酸氯倍他索、地塞米松、雌二醇、依维莫司、肝素、紫杉醇、雷帕霉素、吡美莫司、西罗莫司、他克莫司以及这些化合物的衍生物。涂层材料可提供多种优点，包括保护下方的支架材料、提供用于递送药物或其它治疗物质的基材、使支架材料与周围细胞的相互作用隔离开、改进荧光可视化。涂层可用任何适合材料的方式施加，诸如浸涂、喷涂、电沉积、或化学气相沉积。

这种假体可用于处理各种体腔，包括主髂动脉(aortoiliac)、颈动脉、脑、冠状动脉、肝、腹股沟下、肠系膜、肾、脾、锁骨下动脉、肠系膜上动脉和静脉、以及其它人体导管，诸如共同胆汁导管、胰管、尿道、小肠和结肠。这种假体的构造允许其顺应于血管或其它体腔的天然解剖结构，同时还增强了支架的抗疲劳性能和抗压碎性。

例如，本文所述的假体可用于治疗患者颈动脉内的狭窄。提供一种具有插入构造和展开构造的假体，插入构造具有缩小轮廓，展开构造具有比插入轮廓大的扩大轮廓。例如，假体可具有镍钛诺支架，这种支架在移去限制时能够自扩张到展开构造。将假体插入患者的脉管中。然后，将假体在患者动脉内、例如在斑块已引起动脉狭窄的位置处定位和展开。

假体可通过导管递送系统或手术植入(例如植入脉管移植物)。若假体通过导管植入，则假体可径向压缩，且放置于护套(或任何约束装置)内。根据假体和/或假体将要递送到的解剖结构，护套可随后安装在3F至25F的引入器－护套相容的递送系统上。为了有助于在递送和展开期间的可视性，可将一个或多个不透辐射的标记集成到递送系统内。例如，诸如BaSO₄的一种不透辐射标记可放入用于导管远端的聚合物内。诸如铂/铱带的另一不透辐射标记可包含到护套材料内，以指示在支架展开过程中护套缩回的进度。此外，诸如金、铂、或钽的两个标记可与压缩支架的近端和远端相邻放置以辅助定位。

可与本文揭示的假体结合使用的示例性展开系统包括美国专利第6,139,572号、第6,352,561号和第7,198,636号，这些专利以参见的方式纳入本文。

有益的是在支架上、在移植物上、或在支架移植物混合体上独立地使用公开的覆盖件。例如，覆盖件可提供构架以减小将释放的血栓引入血流的风险。覆盖物还可阻止组织进入由支架所限定的内腔。此外，覆盖件可有助于降低血管的弱化部分上的压力，这又可降低脉管破裂的风险。

例如，对于颈动脉应用，具有网格的支架(参见图1A和1B)可用于处理颈动脉狭窄。网格覆盖的支架具有灵活性，并可通过使支架和网格膨大到脉管的期望大小和形状来顺应于解剖结构。

这样做的方法包括若干个步骤。第一，提供具有网格和支架的假体。第二，在假体处于具有缩小轮廓的插入构造时将假体插入患者体内。第三，将假体移动通过患者的脉管结构，并定位在待处理的颈动脉部分处。第四，将假体展开，使得其呈大于插入轮廓的扩大轮廓。第五，对支架和网格施加扩大力，以使支架膨大到与脉管的解剖结构相配。例如，可利用医疗囊体来施加上述扩大力。

在该方法中，网格和支架在展开之后构造并定位成使支架提供保持动脉通畅所需的支撑，并确保足够的血流，而网格与支架组合同时提供正确的大小和形状。

在该应用中，当适当地定位时，各网格开口还可向侧分支脉管提供灌注。例如，网格可具有带开口的灌注区域和基本上没有开口的排除区域。通过在脉管内确定灌注区域的定向，网格覆盖的支架可定位成灌注区域允许侧分支灌注。可通过对包含在网格中的一个或多个不透辐射标记进行荧光可视化来确定定向。

同样，网格覆盖的支架可与囊体导管和/或引导线结合使用，例如以向侧分支脉管提供灌注。在如上所述起初展开网格覆盖的支架之后，囊体导管可在脉管内引入网格的开口之一内，并扩张以使网格覆盖件永久膨大或破裂。这允许该至少一个开口的大小和形状在脉管内更改。同样，在其它用途中，这可有助于提供侧分支灌注。

在另一实施例中，将包括含氟聚合物隔膜的网格覆盖件用于至少覆盖支架、移植物或支架移植物，其中，所述含氟聚合物隔膜具有高伸长率，但基本保持含氟聚合物隔膜的强度特性。如上所述，可独立地或是在支架、移植物、支架移植物的内表面或外表面上设置各种覆盖件。本文中使用的术语“伸长率”或“伸长的”意思是表示响应于张力施加的长度增长。这种隔膜在特性上具有蛇形原纤维，诸如在图14中例示出的理想的蛇形原纤维。如图14大致所示，蛇形原纤维沿箭头10的方向基本一个方向地弯曲或转动，接着沿箭头20的方向基本另一方向地弯曲或转动。应当理解，在图1中例示出的蛇形原纤维的振幅和/或频率可以改变。在一实施例中，含氟聚合物隔膜是膨胀型含氟聚合物隔膜。膨胀型含氟聚合物的非限制性实例包括但不局限于膨胀型PTFE、膨胀型改性PTFE和膨胀型PTFE共聚物。已就膨胀型PTFE混合物、可膨胀型改性PTFE和可膨胀型PTFE共聚物提交了专利，诸如授予Branca的美国专利第5,708,044号，授予Baillie的美国专利第6,541,589号，授予Sabol等人的美国专利第7,531,611号，授予Ford的美国专利申请第11/906,877号以及授予Xu等人的美国专利第12/410,050号。

高伸长率可通过将相对平直的原纤维形成为蛇形原纤维获得，所述蛇形原纤维在沿与压缩方向相反的方向施加力时大致平直。蛇形原纤维的形成可通过膨胀型聚四氟乙烯(ePTFE)的热诱发受控缩回、通过使用溶剂来润湿制品、或是通过上述两者技术的组合来实现，其中，上述溶剂例如但不局限于异丙醇或(可从明尼苏达州圣保罗的3M公司以商业途径获得的全氟溶剂)。本文所使用的术语“受控缩回”是指通过施加热、通过使用溶剂来润湿制品或通过其它任意合适的方式或它们的组合，使制品的长度至少在一个方向上缩短，以抑制肉眼可视的后续制品的折痕、打褶或褶皱。

制品的缩回不会导致ePTFE可视的打褶、折痕或褶皱，这并不像在机械压缩过程会出现的那样。不同于已知方法，非常薄的隔膜也可进行缩回。在缩回过程中，原纤维不仅在形状上变成蛇形，而且也可在宽度上增加。在缩回时，膨胀型含氟聚合物隔膜具有蛇形原纤维。这些缩回的隔膜在特性上具有蛇形原纤维，且无褶皱。

前体材料可以是双轴向膨胀型ePTFE隔膜。在一实施例中，诸如根据Bacino等人的美国专利第7,306,729号的一般教示制成的材料，是适合的前体隔膜，特别是如果需要小孔制品。这些隔膜可具有大致唯一原纤维的微结构。在一些示例性实施例中，隔膜可具有大致唯一蛇形原纤维的微结构。在至少一个实施例中，含氟聚合物隔膜具有多个蛇形原纤维。本文使用的词语“多个蛇形原纤维”意思表示在下述教示的视域内在含氟聚合物隔膜中存在两个或以上、五个或以上、十个或以上、或十五个或以上的蛇形原纤维。蛇形原纤维具有约1.0微米或更小的宽度，在某些实施例中，为约0.5微米或更小。在一实施例中，蛇形原纤维具有从约0.1微米至约1.0微米的宽度，或从约0.1微米至约0.5微米的宽度。前体隔膜可以发生或者可以不发生非晶态闭塞。前体隔膜也可至少部分地填充、涂覆有附加材料或以其它方式与附加材料组合。

前体隔膜可在缩回过程中在一个或多个方向上被约束，以指示最终制品的所需的伸长量。伸长量与缩回量直接相关，并由缩回量确定。

在一实施例中，可通过在施加热或溶剂或两者之前将轨道定位在小于前体隔膜的宽度的距离处在单轴拉幅机中实现缩回。在使用单轴拉幅机时，可将各组卡夹、销或是其它合适的附连装置中的一个或两个相似地定位在小于前体隔膜的尺寸的距离处。应当知晓，这些缩回装置不同于上述提及的由House和Sowinski专利所教导的机械压缩。

上面描述的前体隔膜可在缩回之前、在缩回过程中或在缩回之后吸收有弹性体材料，以形成复合物。本文使用的术语“被吸收的或所吸收的”意思是描述至少部分填充诸如ePTFE或类似物的多孔材料的至少一部分孔的任何方式。本文使用的术语“所有或一部分的孔”意思是指弹性体存在于ePTFE隔膜的所有或几乎所有孔中的至少一部分。在没有这种弹性材料的情况下，具有蛇形原纤维的含氟聚合物制品不会在伸长后表现出可观的恢复性。合适的弹性材料可包括但不局限于PMVE-TFE(全氟甲基乙烯基醚-四氟乙烯)共聚物、PAVE-TFE(全氟(烷基乙烯基醚)-四氟乙烯)共聚物、硅酮、聚氨酯等。应当理解，PMVE-TFE和PAVE-TFE是含氟弹性体。其它含氟弹性体包括本领域技术人员所能获知的合适的弹性材料。所得到的缩回制品具有高伸长率，但基本保持含氟聚合物隔膜的强度特性。

作为一示例性实施例，可制备图1A和图2B示出的、具有正方形开口类型的网格。应当理解，可在网格中形成任何形状的开口，在此描述的正方形开口仅用于代表。为了形成这种网格，芯轴可使用弹性体复合材料卷绕，诸如在下文实施例7中描述的弹性体复合材料。复合材料不具有褶皱。接着可将膜芯轴组件放入约320℃温度的炉中约12分钟，以使各层结合。在结合之后，可从炉取出该组件并允许在室温下冷却以提供ePTFE管。接着，可例如用CO₂激光器在ePTFE管中切出规则正方形开口的型式。开口可具有小于约2.0mm、约1.0mm、或约0.5mm的大小。另外，网格部段的宽度可大于约0.01mm或约0.05mm(参见图1B)。接着可将该正方形网格放入370℃温度下的对流炉中大约12分钟。在加热期间，材料收缩，以形成正方形和网格部段，其中，所述正方形的内切圆直径可分别为大约2.0mm、约1.0mm或约0.5mm，所述网格部段可分别具有大约0.01mm或大约0.05mm的宽度。应当知晓，可使用用于将弹性体复合材料附连至支架或其它支承结构的任意合适的工具，且应当认为落入本发明的范围内。

使用弹性体复合材料制成的网格可设计成纵向或径向扩张或伸长。另外，网格可在不产生悬垂到内腔内的折痕的情况下径向扩张和收缩。例如，网格可过度扩大，诸如在过大尺寸的导管穿过网格放置时，并且复合材料将在没有褶皱或折痕的情况下回复(收缩)。作为本发明的目的，若在1cm长度的装置内，则整个装置便被认为是“无褶皱”，在肉眼观察时，移植物部没有褶皱和折痕。应当知晓，除非装置的全长小于1cm，否则应当使用1cm长度的装置。在那个实例中，应当利用整个装置来确定装置是否“无褶皱”。应当知晓，术语“不具有折痕”、“没有折痕”、“无折痕”在本文中能互换使用。

一旦弹性体复合材料中的蛇形纤维扩张到大致平直的定向，含氟聚合物隔膜的强度大致就是初始含氟聚合物隔膜的强度。此外，弹性体复合材料能以相对低的拉伸应力伸长，直至达到为了进一步伸长所需的高拉伸应力的点。此外，复合材料具有高伸长率，但基本保持含氟聚合物隔膜的强度特性。此外，在纵向伸长的情况下，网格覆盖的支架可在内曲率直径不屈曲的情况下以较小半径弯曲。

另外，如果植入的支架移植物的尺寸较小，则在网格覆盖件中不存在折痕。此外，如果需要，被覆盖的支架可扩张超出标称支架直径。用于保持无褶皱的网格覆盖件的能力导致较少的或者没有材料内折，这又允许覆盖的支架装置具有较小的轮廓(例如，至少1Fr(弗仑奇)的递送轮廓的减少)。

经过本发明大致描述，可通过参照在此说明的某些具体实例来获得更进一步的理解，提供这些具体实例仅用于目的，而并非是排他的或限制的，除非特别指出。

这些使用本文所揭示支架的方法是示例性而非限制性的。技术人员会认识到其它用途。

试验方法

应理解，虽然下文中描述的是特定的方法和设备，但也可以采用本领域技术人员确定合适的任何方法或设备。

质量、厚度和密度

将隔膜样品冲切形成约2.54cm×约15.24cm的矩形截面，以测定重量(使用Mettler-Toledo分析天平，型号AG204)和厚度(使用Fz1000/30卡规)。使用这些数据，通过下式算出密度：ρ＝m/(w*l*t)，式中，ρ＝密度(g/cm³)，m＝质量(g)，w＝宽度(cm)，l＝长度(cm)，t＝厚度(cm)。取三次测定的平均值。

隔膜的基质拉伸强度(MTS)

使用装有平面夹持器和0.445kN测力传感器的INSTRON122拉伸试验机测定拉伸断裂负荷。标距长度约为5.08cm，而十字头速度约为50.8cm/分钟。样品尺寸为约2.54cm×约15.24cm。为了最大强度的测定，使样品的长度方向朝向最大强度方向。为了正交MTS测定，使样品的较大尺寸垂直于最大强度方向定向。各样品用Mettler Toledo秤型号AG204称重，接着用FZ1000/30卡规测定厚度；或者，也可以使用任意合适的方法来测定厚度。接着，在拉伸试验机上对各样品分别进行试验。对每个样品的三个不同部段进行测定。报告三次最大负荷(如峰值力)测定的平均值。用下述等式算出纵向和横向的基质拉伸强度(MTS)：MTS＝(最大负荷/横截面积)*(PTFE的堆积密度)/(多孔隔膜的密度)，其中，PTFE的堆积密度取约2.2g/cm³。

伸长率试验

缩回制品的伸长率可以通过任意合适的张力施加方法、例如使用拉伸试验机、用手、或者对管状制品施加内部压力来测定。本发明中，以每秒约10％的速率在所有受到拉伸的方向上进行拉伸。用最终长度减去初始长度、除以初始长度而算出伸长率，以百分率表示。

扫描电子显微镜

选择适合于鉴别原纤维的放大倍率，制成扫描电子显微镜图像。为了鉴别蛇形原纤维，根据本发明的教导缩回的制品可能需要在缩回方向上进行拉伸。为了鉴别蛇形原纤维的数量，采用样品的7微米×7微米的视野。

为了表征原纤维的宽度，应该对在隔膜中实质上彼此分开且未缠结在一起、或者形成彼此平行的一系列原纤维的蛇形原纤维进行测定。为了确定该原纤维的宽度，划线横贯SEM图像，将其一分为二。该SEM图像应充分放大，以使得在该SEM图像中可以清楚地观察到至少5个且不超过20个的蛇形原纤维。从一分为二的图像的一边开始，测定与分割线相交的最初的五个连续的蛇形原纤维的宽度。在原纤维与分割线相交的位置进行该测定。然后，对该五次测定取平均，记录该平均测定结果。

从网格材料去除弹性体

对于含有弹性体的网格材料，为了测定或检测期望的特性，可以用合适的溶剂将弹性体溶解或降解并冲洗掉。

例如，可以将网格材料的含氟弹性体成分部分地或基本上去除，以便进行ePTFE结构的SEM成像。将样品浸入95g的电子氟化液(FluorinertElectronic Liquid)FC-72(明尼苏达州圣保罗的3M公司)，在不搅拌的情况下浸渍。约一小时后，将氟化的溶剂倒出，并替换成95g的新鲜溶剂。该工序一共重复进行5个浸渍循环，前4个循环进行约1小时，第5个循环进行约24小时。或者，为了有助于弹性体的去除，也可以用超声波清洗机(例如Branson200超声波清洗机(型号B200))搅拌样品。

实施例

实施例1

制备图1A和2B中所示类型的网格，这些网格具有正方形的开口。用ePTFE膜将芯轴包住，该ePTFE膜具有不连续的FEP涂层，厚度约为0.05mm。将该膜－芯轴组件在320℃的炉内放置12分钟，使各层结合。将该组件从炉中取出，冷却至室温，以得到ePTFE管。使用CO₂激光器在管上切出规则正方形开口的图案。这些开口呈正方形，尺寸小于约0.5mm。网格段的宽度大于约0.5mm(见图1B)。将该制成的正方形网格在设定为370℃的对流炉中放置12分钟。该材料在加热过程中收缩，以形成内切圆直径约0.5mm的正方形和约0.05mm宽的网格段。

实施例2

制备图1B和2C所示类型的网格，这些网格具有菱形的开口。用ePTFE膜来缠绕比标称支架直径大出约25％的较大芯轴，该ePTFE膜具有不连续的FEP涂层，厚度约为0.05mm。

将该膜－芯轴组件在320℃的炉中放置12分钟，使各层结合。将该组件从炉中取出，冷却至室温，得到ePTFE管。使用CO₂激光器在管上切出狭缝图案，该狭缝图案比最终的内切圆直径长约40％，其横向于芯轴的纵向轴线定向。将该具有狭缝的管从芯轴取下，在标称支架直径的芯轴上张紧，并且使狭缝张开以形成菱形。用ePTFE带将该管的端部暂时固定在芯轴上。接着，将该组件在设定为370℃的对流炉中放置12分钟。该材料收缩，以形成内切圆直径约0.5mm的菱形和约0.05mm宽的网格段。

实施例3

将支架悬挂在台式混合机中，在该台式混合机中将FEP粉末(FEP含氟聚合物树脂，产品型号5101)的薄层粉末涂覆于该支架。将该支架放置在具有FEP粉末的混合机中，然后启动该混合机。将粉末分散在混合机室的空间中，将粉末涂布于支架。约3秒钟后，将该支架取出，在设定为320℃的对流炉中放置5分钟。随后取出该支架，进行空气冷却。

接着，将该支架放置在芯轴上，该芯轴具有与该支架的内直径大致相等的外直径。用聚酰亚胺膜覆盖该芯轴的外直径。为了将支架暂时固定在芯轴上，将该支架在设定为320℃的对流炉中放置4分钟。

在将该支架和芯轴组件从炉中取出并冷却后，将实施例1的正方形开口的网格同轴地放置在该支架上。

将该网格在支架上轴向张紧，并使其与该支架的外直径完全接触。用ePTFE带将该覆盖层的端部暂时固定在芯轴上。接着，将ePTFE膜的临时层紧紧地缠绕到该组件周围。接着，将穿孔的覆盖层在设定为320℃的对流炉中放置12分钟，以将该覆盖层粘附于该支架。在从炉中取出并冷却至环境温度后，去除临时膜缠绕物，并将该支架和网格覆盖层从芯轴取下。接着，将该网格修剪成与该支架的端部对齐。

实施例4

如上述实施例3所述将粉末涂覆于支架。将实施例2中制成的菱形开口的网格同轴地放置在该支架上。将该网格在支架上轴向张紧，从而使其在直径方向上减小，并与该支架的外直径完全接触。用ePTFE带将该网格端部暂时固定在芯轴上。接着，将ePTFE膜的临时层紧紧地缠绕到组件周围。接着，将该网格在设定为320℃的对流炉中放置12分钟。从炉中取出并冷却至环境温度后，去除临时膜缠绕物，将该支架和网格覆盖层从芯轴取下。接着，将该网格修剪成与该支架端部对齐。

实施例5

制备图5A-5C和6A-6C所示类型的网格，其具有正方形的开口和变化长度的各段。用ePTFE膜来缠绕芯轴，该ePTFE膜具有不连续的FEP涂层，厚度约为0.05mm。将该膜－芯轴组件在320℃的炉中放置12分钟，使各层结合。将该组件从炉中取出，冷却至室温，以得到ePTFE管。使用CO₂激光器，(1)在管上切出不规则的平行四边形开口的图案(参见图5A和6A)。该开口的形状形成为能提供没有多余长度或具有一定多余长度的段，例如没有弯部的段、有一个弯部的段、或者有两个弯部的段。这些开口在一个维度上具有小于约0.5mm的尺寸，并且在第二个维度上具有小于约0.17mm的尺寸。这些网格段的宽度大于约0.5mm(见图1B)。将该制成的网格在设定为370℃的对流炉中放置12分钟。该材料在加热过程中收缩，以形成有或没有多余长度的平行四边形以及宽约0.05mm的网格段，该平行四边形在长尺寸上约为0.5mm，在短尺寸上约为0.17。

实施例6

制备图9A和10所示类型的药物洗脱网格，该网格具有正方形的开口。用ePTFE膜来缠绕芯轴，该ePTFE膜具有不连续的FEP涂层，厚度约为0.05mm，其具有至少一个包含治疗剂的储存层。使用CO₂激光器在管上切出规则的正方形开口的图案。在激光切割过程中，在制造多层网格时所用的FEP回流并将用于保持储存层中的治疗剂的开口的内壁密封住。这些开口呈正方形，尺寸小于约0.5mm。将该制成的正方形网格在设定为370℃的对流炉中放置12分钟。该材料在加热过程中收缩，以形成内切圆直径约0.5mm的正方形和约0.05mm宽的网格段。

实施例7

通过下述方式制造典型的弹性复合材料。

前体隔膜

制备非晶态闭塞且具有下述特性的双轴扩张的ePTFE隔膜。厚度＝0.002mm，密度＝0.837g/cc，最强方向上的基质拉伸强度＝475MPa，与最强方向正交的方向上的基质拉伸强度＝390MPa，最强方向上的最大负荷下的伸长率＝68％，与最强方向正交的方向上的最大负荷下的伸长率＝86％。用手张紧时，该隔膜在张力放松后未显著缩回。

缩回隔膜

将一卷前体隔膜约束于加热的单轴拉幅机的夹子内，并且馈送至该拉幅机的加热腔室内，该卷前体隔膜的长度方向相当于隔膜的最弱方向。炉温设定为约270℃。该加热腔室内的该拉幅机的轨道向内倾斜，以使隔膜响应于热量的作用而收缩至其初始宽度的约39％。线速度设定为使得在加热腔室内的停留时间达到约1.5分钟。

隔膜的初始宽度和最终宽度分别为1625mm和632mm。缩回隔膜具有如下特性：厚度＝0.003mm，密度＝1.36g/cc，前体隔膜的最强方向上的基质拉伸强度＝158MPa，前体隔膜的与最强方向正交的方向上的基质拉伸强度＝409MPa，前体隔膜的最强方向上的最大负荷下的伸长率＝301％，前体隔膜的与最强方向正交的方向上的最大负荷下的伸长率＝85％。

挤出弹性体

以PMVE/TFE为2：1的比例制备Chang等人的美国专利第7,049,380号中描述的包含四氟乙烯(TFE)和全氟(甲基乙烯基醚)(PMVE)的共聚物。共聚物在约350℃下挤出成薄膜。膜具有如下特性：厚度＝0.025mm，宽度＝115mm。

弹性复合材料

将挤出弹性体馈送到缩回隔膜的表面上，且使用0.064mm厚的高密度聚乙烯释放膜进行卷绕。弹性体复合材料具有如下特性：厚度＝0.033mm，宽度＝115mm。

隔膜的原纤维应注意具有如图15所示的蛇形形状，其是在10000倍下观察的、共聚物移除后的弹性体复合材料的表面的扫描电子显微镜图像。

除了涉及上述和以下所要求的各种教导，还设想具有上述和以下要求的特征的不同组合的装置和/或方法。同样，本发明还涉及具有以下要求的从属特征的任何其它可能组合的其它装置和/或方法。

前面的描述已经给出了许多特征和优点，包括各种替代的实施方式，以及装置和/或方法的结构和功能的细节。本文所述仅表示示例性的且同样并不表示为排它性的。对于本领域的技术人员来说显然可在本发明的原理范围内在所附权利要求书所表达术语的宽泛上位含义所指示的最大范围内进行各种改型，尤其是在结构、材料、元素、部件、形状、尺寸和部件的布置及其组合。在这些多种改变不偏离所附权利要求书精神和范围的程度上，它们属于本发明范围内。

Claims (56)

1.一种脉管内假体，包括：

聚合物管状网格，所述网格包括至少两个周向段以及至少两个纵向段，所述周向段相对于所述聚合物管状网格的纵向轴线以45°至90°之间的角度定向，所述至少两个纵向段和所述至少两个周向段限定多个开口；

其中，所述聚合物管状网格适于径向扩张至放大的第一直径尺寸，且所述网格的至少一个周向段抵抗进一步扩张，以及

其中，当施加有扩大力时，所述聚合物管状网格能调节至进一步放大的第二直径尺寸，而抵抗进一步扩张的所述周向段塑性变形或断裂，并且纵向段和周向段中的至少一种包括变化长度的部分，所述变化长度的部分构造成对膨大和蠕变中的至少一种提供阻力并且响应于其、以斜坡或阶跃的方式进行扩张。

2.如权利要求1所述的脉管内假体，其特征在于，所述至少两个纵向段大致平行于所述聚合物管状网格的轴线。

3.如权利要求1所述的脉管内假体，其特征在于，所述开口是正方形的。

4.如权利要求1所述的脉管内假体，其特征在于，所述网格是一体结构。

5.如权利要求1所述的脉管内假体，其特征在于，所述开口是平行四边形的。

6.如权利要求1所述的脉管内假体，其特征在于，所述开口具有如通过最大内切圆测得的40μm至100μm之间的标称直径。

7.如权利要求1所述的脉管内假体，其特征在于，所述开口的尺寸和形状在整个网格中是大致一致的。

8.如权利要求1所述的脉管内假体，其特征在于，所述开口的尺寸和形状在整个网格中是变化的。

9.如权利要求1所述的脉管内假体，其特征在于，所述网格内的所述开口布置成图案。

10.如权利要求9所述的脉管内假体，其特征在于，所述图案是沿所述纵向轴线的螺旋。

11.如权利要求9所述的脉管内假体，其特征在于，所述图案具有适于允许侧分支灌注的大卵形开口。

12.如权利要求1所述的脉管内假体，其特征在于，所述网格限定第一弧部，所述第一弧部沿所述网格的整个长度具有多个开口，所述网格还限定与所述第一弧部相对的第二弧部，所述第二弧部没有开口。

13.如权利要求1所述的脉管内假体，其特征在于，所述网格具有三组开口，且每组开口位于所述假体的区域内。

14.如权利要求13所述的脉管内假体，其特征在于，近侧开口组在所述聚合物管状网格近端处跨越所述聚合物管状网格的三分之一，且近侧组的开口具有如通过最大内切圆测得的300μm的标称直径。

15.如权利要求14所述的脉管内假体，其特征在于，所述近侧组内的开口是菱形。

16.如权利要求14所述的脉管内假体，其特征在于，远侧开口组在所述聚合物管状网格远端处跨越所述聚合物管状网格的三分之一，且远侧组的开口具有如通过最大内切圆测得的500μm的标称直径。

17.如权利要求16所述的脉管内假体，其特征在于，所述远侧组内的开口是菱形。

18.如权利要求16所述的脉管内假体，其特征在于，中心开口组在所述近端与远端之间跨越所述聚合物管状网格的三分之一，且中心组的开口具有如通过最大内切圆测得的100μm的标称直径。

19.如权利要求18所述的脉管内假体，其特征在于，所述中心组内的开口是正方形。

20.如权利要求1所述的脉管内假体，其特征在于，所述网格包括其内设有开口的灌注区域和没有开口的排除区域，且所述假体构造成允许在脉管内确定灌注区域的定向。

21.如权利要求20所述的脉管内假体，其特征在于，还包括：包含在所述网格内的不透辐射材料以辅助荧光可视化。

22.如权利要求21所述的脉管内假体，其特征在于，所述不透辐射材料是金或钽。

23.如权利要求1所述的脉管内假体，其特征在于，还包括：与所述网格关联的一种或多种治疗剂。

24.如权利要求23所述的脉管内假体，其特征在于，所述治疗剂包括涂覆到所述网格的肝素涂层。

25.如权利要求1所述的脉管内假体，其特征在于，所述假体包括支架。

26.如权利要求25所述的脉管内假体，其特征在于，所述支架是囊体可扩张的。

27.如权利要求25所述的脉管内假体，其特征在于，所述支架是自扩张的。

28.如权利要求25所述的脉管内假体，所述脉管内假体具有插入构造和展开构造，所述插入构造具有缩小轮廓，所述展开构造具有比插入轮廓大的扩大轮廓，其特征在于，所述网格固定到所述支架，以使得所述纵向段的长度在插入构造与展开构造之间保持大致恒定。

29.如权利要求1所述的脉管内假体，其特征在于，所述假体还包括移植物。

30.如权利要求1所述的脉管内假体，其特征在于，所述假体还包括支架移植物。

31.如权利要求1所述的脉管内假体，其特征在于，所述网格包括快速恢复的可膨大材料和具有弹性特性的材料中的至少一种。

32.如权利要求31所述的脉管内假体，其特征在于，所述网格是含氟聚合物。

33.如权利要求32所述的脉管内假体，其特征在于，所述网格由聚四氟乙烯制成。

34.如权利要求33所述的脉管内假体，其特征在于，所述网格由快速恢复的可膨大聚四氟乙烯制成。

35.如权利要求1所述的脉管内假体，其特征在于，所述网格以阶跃的方式径向扩张。

36.如权利要求35所述的脉管内假体，其特征在于，所述网格以离散的直径阶跃的方式径向扩张。

37.如权利要求1所述的脉管内假体，其特征在于，所述网格以斜坡的方式径向扩张。

38.如权利要求1所述的脉管内假体，其特征在于，所述网格抗膨大和蠕变。

39.如权利要求35所述的脉管内假体，其特征在于，所述网格中的段在规定压力下断裂。

40.如权利要求37所述的脉管内假体，其特征在于，所述网格中的段在规定压力下塑性变形。

41.如权利要求1所述的脉管内假体，其特征在于，所述脉管内假体是支架和脉管移植物。

42.一种脉管内假体，包括：

网格，所述网格限定多个开口；

所述网格包括至少两个周向段以及至少两个纵向段，这些周向段相对于所述假体的纵向轴线以45°至90°之间的角度定向，且所述至少两个纵向段和所述至少两个周向段限定多个开口，

其中，至少一个周向段在所述假体径向扩张到放大的第一直径尺寸时具有多余长度，而所述网格的至少一个周向段抵抗进一步扩张，以及

其中，纵向段和周向段中的至少一种包括变化长度的部分，所述变化长度的部分构造成对膨大和蠕变中的至少一种提供阻力并且响应于其、以斜坡或阶跃的方式进行扩张。

43.如权利要求42所述的脉管内假体，其特征在于，所述假体包括支架。

44.如权利要求43所述的脉管内假体，其特征在于，所述支架是囊体可扩张的。

45.如权利要求43所述的脉管内假体，其特征在于，所述支架是自扩张的。

46.如权利要求42所述的脉管内假体，其特征在于，所述网格包括快速恢复的可膨大材料和具有弹性特性的材料中的至少一种。

47.如权利要求46所述的脉管内假体，其特征在于，所述网格是含氟聚合物。

48.如权利要求47所述的脉管内假体，其特征在于，所述网格由聚四氟乙烯制成。

49.如权利要求48所述的脉管内假体，其特征在于，所述网格由快速恢复的可膨大聚四氟乙烯制成。

50.如权利要求42所述的脉管内假体，其特征在于，所述网格以阶跃的方式径向扩张。

51.如权利要求4所述的脉管内假体，其特征在于，所述网格以斜坡的方式径向扩张。

52.如权利要求42所述的脉管内假体，其特征在于，所述网格抗膨大和蠕变。

53.如权利要求50所述的脉管内假体，其特征在于，所述网格中的段在规定压力下断裂。

54.如权利要求51所述的脉管内假体，其特征在于，所述网格中的段在规定压力下塑性变形。

55.如权利要求42所述的脉管内假体，其特征在于，所述假体包括移植物。

56.如权利要求42所述的脉管内假体，其特征在于，所述假体包括支架移植物。