CN105188618A - 具有增强的轴向疲劳特性的聚合物支架 - Google Patents

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Abstract

医疗装置包含卷曲至具有扩展球囊的导管的聚合物支架。所述支架具有由布置成提供更平衡或各向异性更小的轴向和径向机械特性的双轴(A-A、B-B)扩展管产生的形态。所述支架具有适合用作植入身体外周血管中的球囊可扩展支架的改善的机械特性。

Description

具有增强的轴向疲劳特性的聚合物支架
技术领域
本发明涉及药物洗脱医疗装置；更特别地，本发明涉及通过递送球囊(deliveryballoon)扩展的聚合物支架。
背景技术
可径向扩展的内置假体是适于植入解剖学管腔(anatomicallumen)中的人工装置。“解剖学管腔”是指管状器官(例如血管、泌尿道和胆管)的腔、导管。支架是一般为圆柱形并且作用是使一段解剖学管腔保持打开以及有时使其扩展的内置假体的实例(见于Lau等的美国专利No.6,066,167中的支架的一个实例)。支架经常被用于血管中的动脉粥样硬化狭窄(atheroscleroticstenosis)的治疗。“狭窄”是指身体通道或孔口的直径变窄或收缩。在这样的治疗中，支架对血管壁进行加固并且防止血管系统中血管成形术之后的再狭窄。“再狭窄”是指已明显成功地治疗(例如，通过球囊血管成形术、支架植入术或瓣膜成形术)狭窄之后，血管或心脏瓣膜中狭窄的复发。
用支架治疗患病部位或病变涉及支架的递送和展开二者。“递送”是指通过解剖学管腔将支架引入并运送至期望的治疗部位(例如病变)。“展开”对应于支架在治疗区域处的管腔内的扩展。支架的递送和展开通过以下步骤完成：将支架放置在导管一端周围，将导管的该端通过皮肤插入到解剖学管腔中，将解剖学管腔中的导管推进至期望治疗位置，使支架在治疗位置扩展，以及从所述管腔中移出所述导管。
在球囊可扩展支架的情况下，将支架安装于设置在导管上的球囊周围。安装支架通常涉及在插入解剖学管腔中之前将支架压缩或卷曲到球囊上。在管腔内的治疗部位处，通过使球囊膨胀来扩展支架。然后可使球囊放气并从支架和管腔中撤出导管，将支架留在治疗部位。在自扩展支架的情况下，支架可经由可伸缩护套固定至导管。当支架处在治疗部位时，可撤回护套以使支架自扩展。
支架必须能够满足多个基本的功能性要求。支架必须能够承受结构载荷，例如，当支架在展开后因支撑血管壁而施加在支架上的径向压缩力。因此，支架必须拥有足够的径向强度。展开之后，尽管支架可能会承受各种力，支架也必须在其整个使用寿命中充分保持其尺寸和形状。特别地，尽管承受这些力，支架也必须在期望治疗时间中使血管充分保持规定直径。治疗时间可以对应于血管壁重塑所需的时间，在这之后支架对于血管保持期望直径不再是必要的。
径向强度(支架抵抗径向压缩力的能力)涉及围绕支架圆周方向的支架径向屈服强度和径向刚度。支架的“径向屈服强度”或“径向强度”(出于本申请的目的)可以理解为压缩载荷，如果超出该强度，则产生屈服应力情况，导致支架的直径不会回到其空载直径，即，支架出现不可回复形变。当超出径向屈服强度时，预计支架会屈服得更加严重并且仅需极小的力就会造成重大变形。
甚至在超出径向屈服强度之前，径向压缩载荷后支架中也可存在永久形变，但是支架中某处的这种永久形变程度并未严重到足以对支架径向支撑血管的总体能力有显著影响。因此，在一些情况下，本领域可将“径向屈服强度”视为最大径向载荷，超过该最大径向载荷支架刚度会显著变化。“径向屈服强度”单位有时为力/长度(force-divided-by-length)，其为径向屈服强度基于每单位长度的表达。因此，对于每单位长度的径向屈服强度(例如，FN/mm)，具有两个不同长度L1和L2的支架的径向载荷(如果超过该值，将导致支架刚度的显著变化)，因此将分别为乘积F＊L1和F＊L2。然而，F值在两种情况下是相同的，使得可使用简明表达式来评价与支架长度无关的径向屈服强度。通常来说，当支架长度变化时，确定刚度损失点的径向力基于每单位长度没有大的改变。
常用类型的外周支架是由超弹性材料(例如镍钛诺(Nitinol))制成的自扩展支架。这种类型的材料因其能够在严重形变例如压溃载荷或纵向弯曲后恢复其原始结构而众所周知。然而，这种自扩展支架具有不期望的品质；最显著的为支架所支撑的血管上超弹性材料的高回复性，其通常称为“慢性外向力”(chronicoutwardforce，COF)。Schwartz，LewisB.等，DoesStentPlacementhavealearningcurve：whatmistakesdoweasoperatorshavetomakeandhowcantheybeavoided？，AbbottLaboratories；AbbottPark，IL，USA中讨论了由COF导致的并发症。认为由自扩展支架施加在血管上的COF是通过自扩展支架治疗的病变的高程度再狭窄的主要原因。已显示出，即使由洗脱药物的可自扩展支架递送的抗增殖药物也不能缓解由支架的COF造成的再狭窄。通过球囊塑性形变以支撑血管的支架没有这种缺点。事实上，与由超弹性材料制成的自扩展支架相比，球囊扩展支架具有可展开至期望直径用于支撑血管而不在血管上施加剩余外向力的期望品质。
球囊扩展聚合物支架(例如US2010/0004735中所描述的球囊扩展聚合物支架)由生物可降解聚合物、生物可吸收聚合物、生物可再吸收聚合物或生物可蚀性聚合物制成。术语生物可降解、生物可吸收、生物可再吸收、生物可溶解或生物可蚀性是指材料或支架在远离植入部位处降解、吸收、再吸收或侵蚀的性质。与金属支架不同，US2010/0004735中描述的聚合物支架旨在在体内仅保留有限的时间段。所述支架由生物可降解聚合物或生物可蚀性聚合物制成。在许多治疗应用中，支架在体内存在有限的时间段是必需的，直至完成其预期功能，例如，保持血管通畅和/或药物递送。此外，已显示出，与金属支架相比，生物可降解支架允许改善解剖学管腔的愈合，这可导致晚期血栓的发病率降低。在这些情况下，与金属支架相比，期望使用聚合物支架(特别是生物可蚀性聚合物支架)来治疗血管，以便血管中假体存在有限的时间。然而，开发聚合物支架时要克服许多挑战。
通过与用于形成支架的金属材料相比较，可以以下列方式中的一些对被考虑用作聚合物支架的聚合物材料(例如聚(L-丙交酯)(“PLLA”)、聚(L-丙交酯-共-乙交酯)(“PLGA”)、聚(D-丙交酯-共-乙交酯)或具有少于10％D-丙交酯的聚(L-丙交酯-共-D-丙交酯)(“PLDLA”)以及PLLA/PDLA立体复合物(stereocomplex))进行描述。合适的聚合物具有低强度重量比，这意味着需要更多的材料以提供与金属的机械性能等效的机械性能。因此，支杆(strut)必须制造得较厚且较宽以使支架具有以期望半径支撑管腔壁所需的强度。由这样的聚合物制成的支架还倾向于易碎或者具有有限的断裂韧度。材料中所固有的各向异性的和速率依赖性的无弹性性能(即，材料的强度/刚度随材料形变的速率变化而变化)，仅加重了利用聚合物(特别是可生物吸收聚合物如PLLA或PLGA)工作时的复杂性。
对制备用于旨在用于植入冠状动脉内的聚合物支架(即，冠状支架)的管的加工步骤进行了多个研究。参见US2011/0062638(案卷号62571.390)。这些研究检查了径向扩展支架的性质(例如径向强度、径向刚度、极限应变(ultimatestrain)、压裂(fracturing))，以及贯穿壁厚的性质均匀性。包括在这些研究之中的是关于机械性质如何受不同比例组合下轴向扩展和径向扩展程度变化的影响的报道(US2011/0062638的表1)。对于冠状支架而言，使用径向扩展为约400％且轴向扩展为约20％的挤出聚合物管。使用激光将这种双轴扩展管(biaxiallyexpandedtube)切成冠状支架。
植入冠状动脉中的支架最初经历径向载荷(通常本质上为循环的)，这是由于在血液被泵送至跳动的心脏并从跳动的心脏中泵出时血管的周期性收缩和扩张。然而，植入外周血管或冠状动脉(例如，髂动脉、股动脉、腘动脉、肾动脉和锁骨下动脉)以外的血管中的支架必须能够承受径向力和压溃载荷或箍缩载荷(pinchingload)两者。将这些支架类型植入更接近身体表面的血管中。由于这些支架接近身体的表面，所以其特别容易遭受到压溃载荷或箍缩载荷，这可以使支架部分地或完全地坍塌，并从而阻断血管中的流体流动。
与设计成主要抵消径向载荷的冠状支架相比，外周支架必须将箍缩载荷或压溃载荷与径向载荷之间的显著差异考虑在内，关于金属支架在Duerig，Tolomeo，Wholey，OverviewofsuperelasticstentDesign，MinInvasTher&AlliedTechnol9(3/4)，第235-246页(2000)和Stoeckel，Pelton，Duerig，Self-ExpandingNitinolStents-MaterialandDesignConsiderations，EuropeanRadiology(2003)中对其进行了讨论。支架相应的压溃刚度和径向刚度特性也可显著变化。因此，一般来说，具有一定程度径向刚度的支架并不也表明支架所具有的箍缩刚度的程度。这两种刚度特性不是相同的，或者甚至不是相似的。
除了压溃载荷以外，与冠状支架不同，用于外周血管的支架经历相当不同的时变载荷(time-varyingloading)，以致于支架供使用的适合性的传统量度(即，其径向强度/刚度)不是外周植入支架(“外周支架”)在所需时间内是否具有时间依赖性机械特性以提供在外周血管内的支撑的准确量度。这是因为外周支架被置于与冠状支架显著不同的环境中。血管尺寸更大。而且血管运动多得多，尤其是当位于接近附肢(appendage)处时。因此，旨在用于外周血管的支架将需要能够承受更复杂的载荷，包括轴向、弯曲、扭转和径向载荷的组合。参见例如Bosiers，M.和Schwartz，L.，DevelopmentofBioresorbableScaffoldsfortheSuperficialFemoralArtery，SFA：CONTEMPORARYENDOVASCULARMANAGEMENT(“InterventionsintheSFA”section)。外周植入支承架和支架面临的这些和相关挑战也在US2011/0190872(案卷号104584.10)中进行了讨论。特别地，已经发现与行走相关的轴向载荷是压裂支架支杆的关键因素。
需要开发用于治疗外周血管的假体，其可以在足够长的时间段中保持其结构完整性以为血管提供机械支撑直到不再需要此支撑。还需要开发这样的假体，其具有控制或降低量的回缩并且可提供高度血管运动区域所需的期望轴向和径向强度以及韧性。
发明内容
响应于这些需求，提供了外周可植入且生物可蚀的聚合物支架，其由具有机械特性的双轴扩展管形成，所述机械特性更好地适合于满足施加于外周植入支架的要求。通过形成具有组合的平衡、各向同性或较小各向异性的双轴扩展管和相对高程度的总应变(双轴扩展期间)的外周支架，发现该支架更能够在血管内提供结构支撑并维持其结构完整性。
根据具有400％径向扩展和20％轴向扩展的扩展方法，制备了形成冠状支架的管，在轴向载荷相对径向载荷的方向上产生了具有非常大的各向异性取向的管，即，所述管材料主要具有圆周聚合物取向。对于外周血管而言，通过测试已发现，具有更平衡的双轴聚合物取向的支架可改善抗疲劳断裂性。事实上，已发现使用具有更多双轴聚合物取向的管改善了轴向抗疲劳断裂性(扩展比400/200)。还发现，在将各向异性管材料暴露于水中多于2小时后，用当前扩展方法产生的管的断裂伸长在轴向取向和圆周取向上急剧变化(400/45)，而看到干物质几乎无差异。同样，在暴露于水(37℃)中至少6天之后，没有观察到具有更平衡或甚至双轴聚合物取向(例如，扩展比为2、1或2至1之间)的管在轴向方向与圆周方向之间断裂伸长的差异。
比较对照(400％径向和45％轴向)与400％和200％的测试显示出，后者由于在轴向方向上更加拉紧而失去了一些径向强度/刚度。由于轴向方向上更多的断裂抗性，在径向方向上存在一些机械强度。然而，下降并不显著。此外，1小时之后(400％/200％)改善回缩，并且当与我们的对照组相比时24小时之后支架迅速达到其中回缩平衡的水平。
根据本发明的一个方面，通过轴向疲劳测试、径向强度和回缩观察到的结果表明，较小各向异性的双轴管材料会产生更好的用于外周血管的支架。优选的扩展比为约2，其在37℃下浸泡6天之后产生的伸长比(圆周/轴向)为约1或小于1。
根据本发明的一个方面，提供了形成环结构的球囊可扩展支架。所述支架由平衡的双轴扩展管形成，其中径向扩展与轴向扩展之比为约2或小于2。每个环通过不多于两个连接件与相邻环连接并且每个环具有由支杆元件形成的至少8个冠部或12个冠部。
根据本发明的第一方面，提供了球囊扩展的外周植入支架、制备这种支架的方法或卷曲至球囊的支架，所述支架具有双轴扩展、总应变和/或径向断裂伸长(radialelongationatbreak)与轴向断裂伸长(axialelongationatbreak)之比，从而在轴向方向上产生改善的韧性，而不会对其他机械特性产生显著不利的影响。
根据本发明的第二方面，提供了球囊扩展的外周植入支架或制备这种支架的方法或卷曲至球囊的支架，所述支架具有双轴扩展、总应变和/或径向断裂伸长与轴向断裂伸长之比，从而在急性期间、植入1小时、1天和植入一周期间提供改善的回缩特性。
根据本发明的第三方面，提供了球囊扩展的外周植入支架、制备这种支架的方法或卷曲至球囊的支架，所述支架具有双轴扩展、总应变和/或径向断裂伸长与轴向断裂伸长之比，并且所述支架具有至多两个连接件和用于环的8或12个冠部。
根据本发明的第四方面，提供了球囊扩展的外周植入支架、制备这种支架的方法或卷曲至球囊的支架，所述支架具有双轴扩展、总应变和/或径向断裂伸长与轴向断裂伸长之比，并且所述支架的预卷曲直径大于5mm，或者为扩展直径或扩张后直径的约1.1、1.0、1.2、1.3、1.4、1.5或约1.0至1.5倍，或者由所述直径的管制成；扩展直径或预卷曲直径为卷曲直径的约2、2.5、3或3.5倍；和/或OD为7mm和/或壁厚为0.279mm。
根据本发明的第五方面，提供了球囊扩展的外周植入支架、制备这种支架的方法或卷曲至球囊的支架，所述支架具有双轴扩展、总应变和/或径向断裂伸长与轴向断裂伸长之比，从而产生10％的回缩量，以及大于扩展直径90％的膨胀后直径。
对于本发明的第一、第二、第三、第四和第五方面中的每一个，双轴扩展在径向方向上可以是约400至500并且在轴向方向上可以是约150至200；RE/AE比可以是约2至1、2.5至1、3至1和4至1。
对于涉及双轴扩展管、支架或卷曲至球囊的支架的本发明的第一、第二、第三、第四和第五方面中的每一个，轴向和径向方向上支架/管材料的形态学包括源自径向扩展与轴向扩展之比为约2、小于2、小于1或者2至1的聚合物晶体的优选取向；和/或材料的径向断裂伸长与轴向断裂伸长之比为约1或小于1。
根据本发明的另一个方面，提供了由平衡的双轴扩展管形成的支架，其具有至多两个连接相邻环结构的连接件，并且具有或不具有提高数目的冠部以在需要支架提供对血管的机械支撑的时间段中(例如，在植入后的前约一个、两个或三个月期间)延长支架的疲劳寿命。测试表明，对于外周植入支架，特别是位于附肢动脉内的支架，由于反复的轴向压缩/延伸和弯曲，支架结构最经常发生失效。虽然支架通常经历径向、轴向、弯曲和扭转载荷的复杂且时变的组合，但已发现，现有的支架设计由于反复的循环性轴向和弯曲载荷，例如7％轴向压缩/延伸的500,000次循环(认为相当于行走6个月的时间)而大部分易于形成裂纹。基于体内研究，发现环结构之间的反复冲击、连接件的纵向屈曲(弯曲)或可由轴向刚度和弯曲刚度降低产生的其他行为对血管支撑或支架完整性具有显著的负面影响。
根据另一个实施方案，外周植入的医疗装置包括由径向扩展聚合物管形成的球囊扩展支架，所述支架形成由连接件相互连接的环的网状物，每个环包括至少8或12个冠部以及至多2个基本上连接所有相邻环对的连接件，其中对于支架的任何环，在与连接件连接的每个冠部的每一侧上都具有相同数目的无支撑冠部。两个连接件使得结构能够更好地吸收/分配在组合的轴向载荷和弯曲期间诱发的应力。此外，发现当使用两个连接件时，结构的总体疲劳寿命显著提高。此外，连接件周围的冠部或顶部的对称性有助于更平均地分配应力，或者减少在冠部附近的应力集中以改善轴向载荷和弯曲期间的疲劳寿命。
通过引用并入
在本说明书中提及的所有出版物和专利申请通过引用并入本文，其程度如同每个单独的出版物或专利申请被具体地并单独地指明通过引用并入。如果在并入的出版物或专利与本说明书之间有任何不一致的用法的词和/或短语，这些词和/或短语将具有与其在本说明书中所使用的方式一致的含义。
附图简述
图1是形变的聚合物管的透视图。所述管形成支架。
图2是示出由具有不同双轴扩展比的管制成的支架的支杆、连接件的数量以及中断的总量的图。测试是模拟六个月行走的轴向疲劳测试。
图3是示出由具有不同双轴扩展比的管形成的支架的轴向断裂伸长的图。示出了三种情况的伸长：在37℃下干燥、在水中浸泡2小时和在水中浸泡6天。
图4是示出由具有不同双轴扩展比的管制成的支架的径向断裂伸长的图。示出了三种情况的伸长：在37℃下干燥、在水中浸泡2小时和在水中浸泡6天。
图5是示出由具有不同双轴扩展比的管形成的支架的归一化径向强度(N/mm)的图。示出了支架在轴向疲劳测试之前和之后的径向强度。
图6是示出由具有不同双轴扩展比的管形成的两个支架的24小时的径向回缩的图。
图7是根据支架的第一实施方案的支架式样的局部平面视图。
图8是支架结构的局部透视图。
图9是根据支架的第二实施方案的支架式样的局部平面视图。
图10A是取自截面VA-VA的图9的支架式样的一部分的平面视图。
图10B是取自截面VB-VB的图7的支架式样的一部分的平面视图。
图11A和11B是示出根据本公开内容的一些方面的支架特征的实例的表格。
图12A和12B是示出腿部浅表股动脉内植入的支架上的复杂载荷环境的图。
具体实施方式
公开内容如下进行。首先，解释了随后公开内容过程期间可使用的术语的定义。提供了由前体形成形变聚合物管的过程的实施方案。根据公开内容，压溃可回复且球囊可扩展的支架切割自通过旨在增强支架机械特性(包括断裂韧性)的方法形成的管(图1)。对该方法的讨论，之后是进行以确定对制成支架的管的最好或改善的双轴扩展的研究讨论。最后，公开了两种优选的支架设计。
为了本公开内容的目的，采用以下的术语和定义：
术语“约”表示比所述值小或大10％、5％或2％，或与所述平均值的一个σ偏差。
“参考血管直径”(referencevesseldiameter，RVD)是邻近血管患病部分的区域中血管的直径，该区域看起来正常或仅在最小程度上患病。
“最小管腔直径”(minimallumendiameter，MLD)是血管患病部分在直径最大减小位置处的直径。
％“直径再狭窄”(％diameterrestenosis，％DS)是参考血管直径与最小管腔直径之间的百分比差异：(RVD-MLD)/RVD。
“即刻获得(acutegain)”定义为操作前与操作后的最小管腔直径的差异。
“晚期损失(lateloss)”定义为在操作之后或经皮冠状动脉介入治疗(percutaneouscoronaryintervention，PCI)后的最小管腔直径与随访时的最小管腔直径之间的差异。
“膨胀直径”或“扩展直径”是指当使支架的支撑球囊膨胀以使支架自其卷曲结构扩展以在血管内植入支架时该支架获得的直径。膨胀直径可以指扩张后的球囊直径，其超出标称球囊直径，例如，6.5mm球囊具有约7.4mm的扩张后直径，或6.0mm球囊具有约6.5mm的扩张后直径。球囊的标称与扩张后之比可以是1.05至1.15(即，扩张后直径可以比标称膨胀球囊直径大5％至15％)。支架直径在通过球囊压力达到膨胀直径之后，直径将由于回缩效应而降低一定程度，回缩效应主要与制造和处理支架的方式、支架材料和支架设计中的任何或所有项相关。
支架的“扩张后直径”(post-dilationdiameter，PDD)是指支架在提高至其扩展直径并将球囊从患者脉管系统中移除之后该支架的直径。PDD考虑到回缩效应。例如，急性PDD是指考虑到支架中急性回缩的支架直径。
“卷曲前直径”表示管或支架在卷曲至球囊之前的OD。相似地，“卷曲直径”表示支架当卷曲至球囊时的OD。“卷曲前直径”可以是卷曲直径的2、2.5、3.0倍，并且为扩展直径或扩张后直径的约0.9、1.0、1.1、1.3倍和约1至1.5倍。
“回缩”意指在材料塑性/非弹性形变之后材料的响应。当支架的径向形变远远超出其弹性范围并移除外部压力(例如腔表面上的球囊压力)后，支架直径将倾向于回到其在施加外部压力之前的较早状态。因此，当支架通过施加的球囊压力径向扩展并移除球囊后，支架将倾向于回到其在施加球囊压力之前的较小直径，即，卷曲直径。在植入后1/2小时内回缩10％且扩展直径为6mm的支架的急性扩张后直径为5.4mm。球囊扩展支架的回缩效应可以在长时间内发生。支架的植入后检验示出，回缩可以在植入之后约一周的时间段中提高。除非另有说明，否则提及“回缩”时意在指沿支架径向方向(而不是轴向或沿纵向方向)的回缩。
“急性回缩”被定义为在血管内植入后前约1/2小时内支架直径的减小百分比。
玻璃化转变温度(本文中称为“Tg”)是在大气压下聚合物的无定形区从易碎玻璃态转变为固体可形变或易延展状态的温度。换言之，Tg对应于聚合物链中开始链节段运动的温度。给定聚合物的Tg可以取决于加热速率并且可受聚合物的热历史影响。此外，聚合物的化学结构通过影响聚合物链的移动而极大地影响玻璃化转变。Tg的下端是Tg-LOW，中点是Tg-MID，并且上端是Tg-HIGH。
“应力”是指每单位面积上的力，如在对象材料的平面内通过小区域作用的力。应力可以被分为与平面垂直和平行的分力，分别称为法向应力(normalstress)和剪切应力。例如，拉伸应力为引起对象材料扩展(长度提高)的应力的法向分力。此外，压缩应力为导致对象材料压紧(长度减小)的应力的法向分力。
“应变”是指在给定应力或载荷下材料中发生的伸展或压缩的量。应变可以表示为原始长度的分数或百分比，即，长度的变化除以原始长度。因此，应变对扩展而言是正的，对压缩而言是负的。
“模量”可以定义为施加于材料单位面积上的应力或力的分力除以沿着施加力轴线由施加力产生的应变的比值。例如，材料具有拉伸模量和压缩模量两者。
“韧性”或“断裂韧性”是在断裂前所吸收的能量的量，或相当于使材料断裂所需的功的量。韧性的一种量度是由从零应变到断裂点应变的应力应变曲线下面积。应力与材料上的拉伸力成比例，并且应变与其长度成比例。曲线下面积进而与力在聚合物破裂前伸展的距离上的积分成比例。该积分为使样品破裂所需的功(能量)。韧性是样品在其破裂前可吸收的能量的量度。韧性与强度之间存在差异。强度大但是韧性小的材料被认为是易碎的。易碎材料强度大，但是在破裂前不能有很大形变。
本文中所使用的术语“轴向”和“纵向”可以互换使用，并且是指与支架的中心轴或管状结构的中心轴平行或基本平行的方向、取向或线。术语“周向(circumferential)”是指沿着支架或管状结构的圆周的方向。术语“径向”是指与支架的中心轴或管状结构的中心轴垂直或基本垂直的方向、取向或线，并且有时被用于描述周向特性，即径向强度。
术语“压溃恢复性(crushrecovery)”用于描述支架如何从箍缩载荷或压溃载荷恢复，而术语“压溃抗性(crushresistance)”用于描述造成支架永久形变所需的力。压溃恢复性不佳的支架或骨架在移除压溃力之后不会基本恢复其原始直径。如上文所提到的，具有期望径向力的支架或骨架可能具有不可接受的压溃恢复性。而且，具有期望压溃恢复性的支架或骨架可能具有不可接受的径向力。支架的压溃恢复性和压溃抗性的方面更详细地描述于US20110190871。
术语“形态学”是指聚合物的微观结构，这可至少部分通过聚合物的百分结晶度、聚合物中晶体的相对尺寸、聚合物中晶体空间分布的均匀度以及分子和/或晶体的优选取向长程有序的程度来表征。形态学也可指橡胶增韧材料中相分离的程度。结晶度百分比是指聚合物中结晶区域与无定形区域的比例。聚合物晶体的尺寸可以变化，并且有时在核周围几何排列，并且这种排列可以是具有或不具有优选的方向性取向。当额外的聚合物分子加入聚合物分子链的有序排列时，聚合物晶体可以从核向外生长。这样的生长可沿着优选的方向取向发生。
原始管或前体双轴扩展成扩展管(图1)(其形成球囊扩展支架)的程度用径向扩展(radialexpansion，RE)和轴向扩展(axialexpansion，AE)来表示：
RE％＝[(扩展管内径)/(前体内径)-1]×100
AE％＝[(扩展管长度)/(前体管长度)-1]×100。
股动脉为血管植入物提供了动态环境，这是由于多种力可以同时压溃、扭曲、延伸或缩短该装置。图12A至图12B举例说明了作用于腿的股动脉的这些力的性质。施力可以在点载荷至分布载荷或其组合之间变化，并且也是时间的函数。最近的结果已示出，由高度结晶的PLLA制成的生物可再吸收支架可以提供压溃恢复性，而不在血管上引起持续和恒定的外向径向力。持续和恒定的外向径向力可能是镍钛诺自扩展支架的晚期临床问题的原因。然而，对于生物可再吸收支架，仍然存在的挑战是使其作为时间的函数最佳地抗断裂；即，提高其在多种动态载荷环境下的疲劳寿命或生存力。
血管支架的断裂抗性不仅取决于设计和材料，还取决于制造方法和展开参数。因此，特别需要有允许支架均匀扩展和展开的方法、设计和递送系统。作为非均匀展开的结果，支架的多个支杆和冠部将可能暴露于差异很大的力和运动，其对疲劳寿命具有有害影响。
在图7和图9中举例说明的聚合物支架由图1中所描绘的聚(L-丙交酯)(“PLLA”)管101形成。用于形成管101的过程开始于管前体的挤出。然后在450华氏度的优选挤出温度下将加热到高于聚合物的熔融温度的原料PLLA树脂材料通过模头(die)挤出。所述过程的这个步骤另外的细节在US2011/0066222(下文中为′222publ.)中进行了描述。之后是使所形成的前体进行仔细控制的径向扩展和轴向扩展，优选地使用吹塑形式。采用这种扩张过程以从前体入手产生支架的期望机械特性。期望的特性包括尺寸和形态的均匀性，例如，结晶度、壁厚和“圆度”、屈服强度、刚度和断裂韧性。然后使用激光切割工艺将所得管101形成为支架。
使用仔细控制的参数(包括前体扩展期间的压力、速度和温度)进行前体的扩展。扩展优选以规定量在轴向方向和径向方向上发生以实现期望结果。将PLLA前体加热至高于PLLA玻璃化转变温度(即，60至70摄氏度)但是低于熔融温度(165至175摄氏度)，优选地约110至120摄氏度。
优选的吹塑工艺沿着前体的纵向轴线以预定纵向速度使前体逐渐形变。管形变过程旨在在径向方向和/或双轴方向上定向聚合物链，如在下面更详细地描述的。如上所述，根据处理参数如压力、热(即，温度)、形变速度的精确选择，进行引起重新排列的取向或形变以影响形变过程期间的材料结晶度和结晶形成类型。
在一个替代实施方案中，管可由聚(L-丙交酯-共-乙交酯)、聚(D-丙交酯-共-乙交酯)(“PLGA”)、聚己内酯(“PCL”)和其他合适的半结晶共聚物或这些聚合物的共混物制成。橡胶增韧材料也可通过使用嵌段共聚物或上述材料与低Tg的材料(如聚己内酯、聚乙二醇和聚二氧六环酮)组合的聚合物共混物来实现。或者，可以挤出多层结构。当考虑到与许多外周血管的位置相关的复杂载荷环境(特别是靠近四肢的那些)时，材料的选择可能受到限制。
吹塑包括首先将管前体(或前体)放置在一个空心圆柱件或模具中。模具通过限制前体的外径或表面形变成模具的内径来控制前体的径向形变程度。而在模具中，前体温度高于PLLA的Tg以便于形变。该温度是被称为“扩展温度”或“工艺温度”的工艺参数。加热至扩展温度可以通过将气体加热到扩展温度并且将被加热的气体排放到含有所述前体的模具外表面上来实现。
而在模具中，前体的一端被密封或阻塞。因此，在前体外表面与模具内表面之间的区域中，将气体引入前体的相对端中相对于环境压力将提高内部流体压力。内部流体压力是被称为“扩展压力”或“工艺压力”的工艺参数。可用于产生扩展压力的气体的实例包括但不限于周围空气、基本上纯的氧、基本上纯的氮和其他基本上纯的惰性气体。与其他吹塑工艺参数组合，扩展压力影响前体径向和轴向形变以产生图1中所示的管101的速率。吹塑可包括拉动该前体的一端。将拉伸力(其为另一种处理参数)施加到一端并同时固定前体的另一端。然后，在降低压力和/或减小张力之前或之后，可将径向和轴向形变的前体从高于Tg冷却至低于Tg。在受控温度下冷却或温度速率下降有助于确保管101在径向扩展和轴向延伸之后保持适当的形状、尺寸和长度。通过Tm至Tg的温度范围缓慢冷却可能导致无定形链取向的损失并且引起成品支架断裂韧性的降低。优选地，虽然不是必需的，可以在相对冷的气体或液体中使形变的前体快速冷却或淬灭到低于Tg的温度，从而在管扩展期间维持所形成的链取向。形变前体在冷却后产生管101，然后可对其进行切割以产生图4和图7中所述的支架。US2012/0073733(案卷号104584.14)的图2A至2D示意性地描述了用于使聚合物管同时进行径向和轴向形变的模制系统500。
静态结晶可以由聚合物熔体发生，这将不同于仅由于聚合物形变发生的结晶。一般地，静态结晶趋向于在聚合物的Tg与Tm之间的温度下在半晶状聚合物中发生。在该范围内的静态结晶速率随温度而变化。接近Tg，成核率相对较高并且静态晶体生长速率相对较低；因此，聚合物在这些温度下将倾向于形成小晶体。接近Tm，成核率相对较低并且静态晶体生长速率相对较高；因此，聚合物将在这些温度下将形成大晶体。
如前所述，由于聚合物的形变，也会发生结晶。形变使聚合物链伸长并且有时导致通常在特定方向取向的纤维状晶体。在高于Tg的特定扩展温度下使由PLLA通过吹塑制备的聚合物管形变导致了形变诱导的结晶和温度诱导结晶的组合。
如上所述，聚合物形变的能力取决于吹塑温度(“扩展温度”)，并且取决于所施加的内部压力(“扩展压力”)和张力。当温度升高高于Tg时，分子取向更容易用所施加的应力来诱导。同样地，当温度接近Tm时，静态晶体生长速率提高并且静态成核率下降。因此，还应理解，上述吹塑工艺涉及处理参数的复杂相互作用，所有处理参数同时影响结晶度百分比、晶体尺寸、晶体分布的均匀性以及优选分子或晶体取向。如之前所提到的，在一个优选实施方案中，PLLA管完全由PLLA制成。以下给出了PLLA前体吹塑工艺参数的优选水平，所述前体的初始(吹塑之前)结晶度百分比高达约20％并且更窄地为约5％至约15％。申请人认为，以下给出的吹塑工艺参数水平导致形变的PLLA管的结晶度百分比低于50％并且更窄地为约30％至约40％。扩展之后，管101可经受长时间升高的温度。在一个实施方案中，PLLA管101在激光切割该管之前经受约40至50摄氏度或约47摄氏度的温度以形成支架。在使扩展管淬灭之后将发生该步骤。随后长期暴露在高温下(可被包括在这个工艺中)用来诱导远慢于典型退火工艺的形变前体中的内应力松弛。该工艺可被认为是“冷结晶工艺”。
以下为进行以确定用于制备外周植入聚合物支架的最好或改进的管形成的研究讨论。主要地，本研究集中于确定何种类型的双轴扩展管可降低支杆压裂的速率或数量以及外周植入支架的裂纹扩展，而不对支架的其他机械特性具有不利影响。现有支架由双轴向扩展为400％至450％(RE)和20％至45％(AE)的管形成。
根据三个不同的径向和轴向扩展对用于双轴扩展PLLA前体管的工艺参数归纳于表1中。
除了400/200、200/200和400/45双轴扩展的情况以外，研究考虑了480/45双轴扩展管。400/45情况是对照情况，表示支架的一种现有管形成。
在根据表1的管形成之后，使管和由管制成的支架二者经历多种测试以评价机械特性，如径向强度和断裂伸长作为不同双轴扩展的函数的变化。进行的测试归纳于表2中，并在下面进行更详细的描述：
对于每个测试，有3至5个样品用于产生统计数。测试的结果归纳在图2至图6和下文中。
(在图7、图10B和图11B中所描述的)V79支架的壁厚为0.011英寸并且OD为7mm。该管(由其制成狗骨样品)具有与支架相同的壁厚和OD。所述支架通过将支架卷曲至FoxSVTM.018PTA导管来制备，所述导管购自AbbottVascular，Inc。根据美国申请No.13/644,347(案卷号62571.675)所述的方法，将7.0OD支架卷曲至2.03mmOD。对卷曲的支架进行电子束灭菌并根据PTA导管的正常球囊充气方案使球囊扩展至5.4mmOD。对于测试，将支架展开成内径为5.4(支架的OD)的聚碳酸酯嵌段。对于轴向疲劳测试，将支架展开成5.0mmID管。
测试A模拟了外周支架在植入股动脉并经历由正常行走引起的这些反复载荷时的轴向载荷环境。已发现，这种类型的载荷是支架支杆失效的主要原因。因此，认为其是用于评价外周支架适合性的良好基准。据估计，约1百万轴向载荷循环表示普通人1年的行走。对于根据优选实施方案的支架而言，最感兴趣的时间周期为6个月，该时间周期可通过进行6天的加速轴向循环载荷(在六天的过程中500,000个循环)来评估。在整个6天载荷周期中，在37摄氏度(体温)的温度下将支架浸没在水中。测试A的平均值和标准偏差值(n＝5)示于图2中。
对于测试B和测试C(材料测试)，使用激光从双轴扩展管中切割环状和条状狗骨样品，然后进行电子束灭菌(当支架植入前灭菌时)。出于更好地理解支架行为的目的，选择狗骨以测量双轴扩展材料的轴向和外周特性，例如当经受轴向疲劳载荷和因水化(如下文所讨论)的改变。对于测试B和测试C二者而言，在室温下测量三种情况的断裂伸长：在37摄氏度下将狗骨浸没在水中6天、在37摄氏度下将狗骨浸没在水中2小时以及不将狗骨浸没在水中。
对于径向断裂伸长或外周断裂伸长(测试B)而言，从0.011壁厚和7OD的管和形成的变窄部分(使用激光)中切割环以测量在圆周方向上的断裂伸长。环以50mm/分钟的速率经历均匀径向向外载荷并且测量圆周应变直到断裂。测试B的平均值和标准偏差值(n＝5)示于图3中。
对于轴向断裂伸长测试(测试C)而言，(使用激光)从管以及条中形成的变窄部分中切割出条以测量轴向断裂伸长。该条以50mm/min的速率经历轴向拉伸载荷并且测量轴向应变直到断裂。测试C的平均值和标准偏差值(n＝5)示于图4中。
测试D评估了两种情况下支架的径向强度和刚度：轴向疲劳测试(测试A)之前和之后的支架。测试D使用MSIRX550径向力测试机并根据STM2076919的测试方法/操作在支架上应用均匀的径向向内力。测试预先不经历测试A的支架的径向强度。还测试了预先经历轴向疲劳载荷的支架，以评估轴向方向上重复疲劳载荷之后径向强度和刚度的变化。对于1Hz的频率下的500,000个循环，测试A的持续时间为6天，因此从轴向疲劳评价后径向强度的相同测试中还观察到在37摄氏度下在水中浸泡后径向强度的变化。
将预先经历测试A的支架在进行测试之前于37摄氏度下重新浸泡2分钟。参照图5，该力被称为“归一化”力，意味着力被归一化为支架的长度。因此，单位是每单位长度的力，或者在图5的情况下为N/mm。用于该测试的轴向疲劳后支架是具有基本完整环的支架。在疲劳测试期间，水使支架塑化，从而使得发生形态学变化，特别是材料的无定形相形态变化，并因此使径向强度和刚度也提高，尽管产生了支架断裂。
测试E测量了扩展直径为5.4mm的回缩。24小时(n＝3)期间400/200与400/45双轴扩展支架回缩之间的比较示于图6中。下表3示出了1/2小时(急性回缩)、1小时、1天和7天之后回缩的平均值和标准偏差。对于这些回缩测量而言，在37摄氏度下将支架浸没在水中。
图2示出了用于经历测试A(轴向疲劳)的支架的支杆和连接件中的断裂数目，表明400/200或200/200的双轴扩展在支架中将产生最少的失效。此外，测试揭示了对于400/200和200/200支架，不连续支杆的数量统计学上显著低于400/45和480/45的情况，尽管不存在失效的连接元件。
该结果表明，更平衡的RE和AE可有利于环完整性，因为尽管不存在失效的使由支杆形成的环轴向相互连接的连接件，但是对于400/200和200/200支架而言，失效支杆的总数小于在更多连接件失效的情况下的总数。响应于轴向疲劳，选择更平衡的双轴扩展的原因如下。人们可能会推测如果连接件失效，则由于已切断了环的载荷路径，环元件上的总应力就会较小。因此，可断定，如果连接件失效越多，则最终会失效的支杆越少。然而，图2表明，更平衡的RE和AE，例如400/200或200/200将产生更好的结果，尽管支杆的载荷路径是完整的，即，没有连接件失效。
图5示出了轴向疲劳前和轴向疲劳后支架的归一化径向强度(力/长度)(测试D)。结果表明，对于具有基本完整的环的支架而言，轴向疲劳后支架的径向力高于轴向疲劳前支架的径向力。不希望受到任何特别理论的束缚，我们认为对形态学的影响至少一部分是由于吸水性。材料在其水合时塑化，导致链运动性提高，并因此使形态学改变，例如，无定形相和无定形-结晶相界面处两者中影响微晶取向的结晶度和链重排。这些变化可提高支架的径向强度。水合过程和所产生的形态变化也可引起相对高的圆周取向支架(例如，400/45)，从而在径向载荷条件下韧性变得更小，但是认为RE/AE之比较低(例如，400/200)的双轴管的韧性变化很小。断裂伸长是聚合物韧性的良好指标。事实上，关于适于用作支架骨架的聚合物，在许多情况下，更高的断裂伸长也表明了韧性增大。
显著地，在图5中，对于具有400/45和480/45的支架和具有400/200双轴扩展的支架，径向强度之间的差异很小。相反地，因为400/45中晶体结构/聚合物链的取向远远大于400/200，所以预计该差异将更大。对于轴向疲劳前和轴向疲劳后两者而言，具有400/200双轴向扩展的支架的径向强度与具有400/45和480/45双轴向扩展的支架大约相同。图5表明更加平衡的径向扩展和轴向扩展对径向强度(或刚度)没有负面影响，如之前可推断的。
测试E(图6和表3)测量了不同双轴向扩展支架的回缩。结果表明更平衡的双轴向扩展可产生7天后较低的回缩以及回缩较早的会聚两者。
如表3表明，对于400/200而言，存在较早的会聚和1小时之后单调递减的回缩。(与400/45相比)一天之后的趋势示于图6中。因此，对于更平衡的双轴向扩展，回缩较小且会聚更快。
如前面所表明的，测试B和测试C是使用狗骨的材料测试。图4示出了干燥、浸泡2小时和浸泡6小时的狗骨样品的径向或圆周断裂伸长。在此，径向断裂伸长存在普遍的降低。
图3示出了干燥、浸泡2小时和浸泡6天的狗骨样品的轴向断裂伸长。对于干燥的和2小时的浸泡时间，断裂伸长保持不变或者在每种情况下略有下降。通过干燥、2小时和6天的相似测量，材料模量/刚度显示出随着材料在水中浸没的时间越长而降低。
然而，在37℃下在水中浸泡6天之后，400/45和480/45情况的断裂伸长显著下降。因为发现断裂模量和断裂伸长均随着水合的提高而下降，所以对于水合和更不平衡的双轴向扩展的情况而言，该材料的韧性(或断裂材料所需的应变能)显著下降。当测试400/45和480/45狗骨时，其在轴向方向上的极限应变显著减少。
如前面所讨论的，我们认为结果可以通过由于水水合/增塑效果而产生聚合物材料的形态变化来解释。与45％的轴向应变情况相比，在200％轴向应变的情况下，这个方向上水合后的改变急剧减少。在400/45的情况下，大多数聚合物链具有接近圆周的取向，意味着轴向粘合强度主要由分子间力提供。这些分子间力(将材料保持在一起)基本上随着Tg降低而显著减弱(原因是材料在潮湿条件下增塑并在升高的温度下植入)，由此允许更多的链运动，原因是熵和自由体积提高。在400/200的情况下，聚合物链骨架来提供了更大的轴向凝聚强度。该形态通过链的紧密堆积、应变诱导额外的结晶度以及晶体结构的轴向取向而产生物理交联的潜能。在润湿时，链在早期水化过程中可失去一些取向，但是因为在材料屈服之前链需要滑行较长距离，所以屈服应变受到的影响不多。
在轴向方向上，主要凝聚强度是由聚合物链骨架提供的，这是在轴向方向上取向更多并通过链的紧密堆积、应变诱导额外的结晶度以及晶体结构的轴向取向而产生物理交联的可能性。在润湿时，轴向方向上取向的损失会导致轴向方向上屈服应变和模量下降。
材料测试的模量数据显示出了径向和轴向方向上的分量。支架的顶部或冠部(在径向载荷期间的高应力区域)以一定的角度取向，其中聚合物链的轴向和径向分量方向二者可有助于刚度行为。测量圆周压缩的支架所报告的刚度。在材料的轴向疲劳测试中，将支架装载在轴向方向上，这沿着纵向轴线提供了通过连接件通向环的载荷路径。对于径向压缩的情况而言，与在轴向疲劳结果中所进行的径向扩展相比，轴向扩展可起更显著的作用。
上述测试结果表明了更平衡的双轴扩展，例如400/200或200/200倾向有利于支架在径向和轴向方向上的断裂抗性，降低回缩和/或引起回缩以在更短的时间内会聚至稳态，并且在被植入到外周血管之后在材料强度性质方面具有较小显著程度的变化。
基于该测试，得出的结论是通过选择最佳组合的平衡双轴向扩展，改善了外周支架用于外周血管的适合性。表4概括了480/45、400/45、400/200和200/200双轴向扩展情况的测试结果，并比较了径向和轴向断裂伸长。
轴向与径向断裂伸长之比是形变总体强度的度量(形状的变化)。较高比意味着轴向载荷和径向载荷之间较大的形变。
使用该标准，认为400/200的情况提供了适用于外周支架环境的最佳整体机械特性。基于测试数据，关于可以提供改进的外周支架产物的管的材料或加工特性，得出了以下结论。在一些实施方案中，双轴扩展在径向方向上可以是约400至500，并且在轴向方向上是约150至200。在一些实施方案中，比值RE/AE可以是约2至1、2.5至1、3至1和4至1。
以下是对由根据本公开内容构造的管制成的支架的一些优选实施方案的描述。
图1的增强且增韧的圆柱形聚合物管形成支架结构，在一个实施方案中为具有多个支杆230和连接件234以形成如图7所示的式样200(式样200在平面或扁平视图中示出)的结构，其约为支架在卷曲前和支架在血管内通过球囊扩展由其卷曲状态塑性或不可逆地形变至其展开状态之后的式样。因此，图7的式样200代表管状支架结构(如图8在三维空间中部分地示出的)，因此轴A-A平行于支架的中心或纵向轴。图8示出了支架在卷曲前或展开后的状态。由图8可以看出，支架包括支杆和连接件的框架，其限定了大体为管状的主体。图1的圆柱形形变管可通过激光切割装置(优选在切割期间使用氦气作为冷却剂的皮秒绿光激光器)形成图7至8所述的支杆和连接件的开放框架。
参照图7，式样200包含由支杆230形成的纵向间隔排列的环212。存在由支杆形成的八个冠部或顶部。环212通过不多于两个连接件234连接至相邻环，各连接件平行于轴A-A延伸。在此支架式样的第一实施方案(式样200)中，两个连接件234将内环212(其指在图7中左侧和右侧具有环的环)连接至两个相邻环中的每个环。因此，环212b通过两个连接件234连接至环212c，且通过两个连接件234连接至环212a。端环(未示出)是仅连接至一个其他环的端环。
环212由在冠部207、209和210处连接的支杆230形成。连接件234与支杆230在冠部209(W-冠部)处和冠部210(Y-冠部)处结合。冠部207(自由冠部)不具有与其连接的连接件234。优选地，由冠部中心以恒定角度从冠部207、209和210延伸的支杆230，即，环212的形状为近似之字形(zig-zag)，与式样200的正弦形形成对照。因此，在该实施方案中，环212的高度(其为相邻冠部207与209/210之间的纵向距离)可以由在冠部连接的两个支杆230的长度和冠部角度θ推出。在一些实施方案中，不同冠部处的角度θ会变化，这取决于连接件234是否连接于自由或未连接的冠部、W-冠部还是Y-冠部。
环212的之字形变化主要在支架的圆周附近发生(即，在图7中沿B-B方向)。支杆212的质心轴主要位于距支杆的纵向轴大约相同的径向距离处。理想地，在卷曲或展开期间形成环的支杆间基本上所有的相对运动也轴向地而非径向地发生。然而，如下文更详细地说明的，由于未对准和/或未均匀地施加径向载荷，聚合物支架经常不以这种方式形变。
在血管中，环212能够在卷曲期间折叠至更小的直径，并且在展开期间扩展至更大的直径。根据本公开内容的一个方面，卷曲前直径(例如轴向和径向扩展的管的直径，支架切割自所述管)始终大于或等于输递送囊在膨胀时可以或能够产生的最大扩展支架直径。
支架结构的第二实施方案具有图9所示的式样300。与式样200类似，式样300包含由支杆330形成的纵向间隔排列的环312。对于各个环312，由支杆形成十二个顶部或冠部。环312通过不多于两个连接件334连接至相邻环，所述连接件均平行于轴A-A延伸。上文结合图7对于与环212、支杆230、连接件234和冠部207、209、210相关的结构的描述也适用于第二实施方案的各个环312、支杆330、连接件334和冠部307、309和310，不同之处在于在第二实施方案中，对于式样300，各个环312有12个而不是8个顶部或冠部。
图10A和10B分别描绘了与式样300和200中每个式样相关的闭合单元要素的重复式样外观。图10A示出了由虚框VA界定的式样300的部分，图10B示出了由虚框VB界定的式样200的部分。其中分别示出单元304和单元204。在图10A、10B中垂直轴参考由轴B-B表示，且纵向轴由A-A表示。在式样200中每对环212形成两个这样的单元204，例如，由环212b和212c和连接该环对的连接件234形成两个单元204，由环212a和212b和连接该环对的连接件形成另外两个单元204，等。类似地，由环312b和312c和连接该环对的连接件334形成两个单元304，由环312a和312b和连接该环对的连接件形成另外两个单元304，等。
参照图10A，单元304的空间336由所示纵向间隔的环312b和312c部分以及连接环312b和312c的圆周状间隔且平行的连接件334a和334c来界定。连接件334b和334d互相平行地延伸，并且分别将单元304连接至图9中的右侧相邻环和左侧相邻环。连接件334b在W-冠部309处连接至单元304。连接件334d在Y-冠部310处连接至单元304。“W-冠部”是指其中支杆330与连接件336之间在冠部310处延伸的角度是锐角(小于90度)的冠部。“Y-冠部”是指其中支杆330与连接件334之间在冠部309处延伸的角度是钝角(大于90度)的冠部。对于Y-冠部和W-冠部的相同定义也适用于单元204。对于单元304有八个未连接的或“U-冠部”307，其可以理解为缺少连接于该冠部的连接件334的八个冠部。对于单元304在Y-冠部或W-冠部之间始终有两个U-冠部。
图10A的单元304的其他方面包括各个冠部307、309和310的角度。这些角度显示于图11A。对于具有式样300的支架，支杆330具有支杆宽度363和支杆长度364，并且连接件334具有连接件宽度363。环312各自具有环高度365。冠部处的半径一般彼此不等。冠部的半径显示于图11A。式样300的单元304可以视作对称单元，原因是如所示单元304在W-冠部和Y-冠部的每一上侧始终具有两个U-冠部。
参照图10B，单元204的空间236由所示纵向间隔的环212b和212c部分以及连接这些环的圆周状间隔并且平行的连接件234a和234c来界定。连接件234b和234d分别将单元204连接至图7中的右侧相邻环和左侧相邻环。连接件234b在W-冠部209处连接至单元236。连接件234d在Y-冠部210处连接至单元236。对于单元204有四个冠部207，其可以理解为缺少连接于该冠部的连接件234的四个冠部。通过如所示单元204在W-冠部和Y-冠部的每一侧上始终具有一个U-冠部，单元204也可以视作对称单元。
图10B的单元204的其他方面包括各个冠部207、209和210的角度。这些角度在图10B中显示为角度267、269和268(分别与冠部207、209和210相关)。对于具有式样200的支架，支杆230具有支杆宽度263a和支杆长度264，冠部207、209、210具有冠部宽度270，并且连接件234具有连接件宽度263b。每一环212具有环高度265。冠部的半径在图10A中显示为内半径272和外半径273。
V79和V80两者均具有对称单元设计。“对称”单元设计(如图10A和10B所示)在W-冠部或Y-冠部的每一侧上具有数目相等的U-冠部。不对称单元设计的实例是V23支架式样，如US2011/0190871所述。
V80与V79之间的显著差异是，V79(以及下文所述的其他设计)具有八个冠部和两个连接件，而V80设计具有十二个冠部和两个连接件。与其他设计相比，具有更多冠部和因而更短杆臂的V80具有更高密度的支杆。例如，60mm的V80支架具有33个环和总计396个环支杆/支架，其可以相比于V79设计的总计216个环支杆(27个环×每个环8个支杆)/支架，和V59的200个环支杆/支架。体内测试示出，对于V80，在支杆密度较高的情况下，晚期管腔损失较低。
如美国申请No.13/194162(案卷号104584.19)中所详述的，支架的卷曲包括将该聚合物材料加热至小于但接近该聚合物的玻璃化转变温度的温度。在一个实施方案中，在卷曲期间将支架的温度提升至比PLLA的玻璃化转变温度低约5至10度。当卷曲至最终卷曲直径时，卷曲钳在最终卷曲直径处保持最终停留时间。这种用于卷曲具有压溃恢复性的聚合物支架的方法对于减小在释放卷曲钳时的回缩是有利的。在最终停留时间之后，将支架从卷曲器移除，并且立即将约束鞘置于支架上以尽可能降低回缩。这种鞘的实例描述于美国申请No.13/118,311(62571.534)中。
虽然已示出并描述了本发明的一些具体实施方案，但对于本领域技术人员来说，显然可以在不偏离本发明的较宽方面做出变化和修改。因此，只要落在本发明的真实精神和范围内，所附权利要求在其范围内应包括所有的这些变化和修改。

Claims (18)

1.外周植入的医疗装置，其包含：
由双轴扩展的聚合物管形成的球囊扩展支架；
所述管具有包含聚合物链的形态，所述聚合物链具有由约2至1的径向扩展与轴向扩展之比产生的优选取向；
所述支架形成由连接件相互连接的环的网状物，包含
每个环8或12个冠部，或者8至12个冠部；以及
至多2个连接基本上所有相邻环对的连接件，
其中对于所述支架的任何环，在与连接件相连接的每个冠部的每一侧上有相等数目的未支撑冠部。
2.权利要求1所述的医疗装置，其中所述支架卷曲至球囊。
3.根据权利要求1至2的任意组合所述的医疗装置，其中所述支架的卷曲直径比所述球囊的标称或扩张后球囊直径低2.0倍、2.5倍或3.0倍。
4.根据权利要求1至3的任意组合所述的医疗装置，其中所述支架由直径比所述球囊的膨胀直径高1.0倍、1.1倍、1.3倍或1.5倍的管形成。
5.根据权利要求1至4的任意组合所述的医疗装置，其中支架的卷曲前直径大于5mm并且壁厚为0.008英寸至0.012英寸。
6.根据权利要求1至5的任意组合所述的医疗装置，其中所述支架的外径为5mm至7mm并且壁厚为0.008英寸至0.012英寸。
7.根据权利要求1至6的任意组合所述的医疗装置，其中所述支架具有卷曲前直径并且其中所述支架在被压溃至其卷曲前直径的至少75％之后达到其卷曲前直径的大于90％。
8.根据权利要求1至7的任意组合所述的医疗装置，其中所述径向扩展量为约400并且所述轴向扩展量为约200。
9.根据权利要求1至8的任意组合所述的医疗装置，其中所述支架材料是这样的：所述支架材料的径向断裂伸长与轴向断裂伸长之比为约1或小于1。
10.根据权利要求1至9的任意组合所述的医疗装置，其中所述支架由PLLA制成。
11.用于制备外周植入支架的方法，其包括：
根据400/200至200/200的RE/AE比例通过使聚合物管双轴扩展来降低所述支架的回缩；以及
由经双轴扩展的管形成支架，包括形成由连接件相互连接的环的网状物。
12.权利要求11所述的方法，其中所述支架在被压溃至其卷曲前直径的70％之后达到其卷曲前直径的至少80％或至少90％。
13.用于制备外周植入支架的方法，其包括：
使管双轴扩展，其中所述管的径向与轴向扩展的量使得经双轴扩展的管材料在径向方向上的断裂伸长与在轴向方向上的断裂伸长之比为约1或小于1；
由经双轴扩展的管形成支架，包括形成由连接件相互连接的环的网状物。
14.外周植入的医疗装置，其包含：
由双轴扩展的聚合物管形成的球囊扩展支架，其中所述双轴扩展的管材料的径向断裂伸长与轴向断裂伸长之比为约1或小于1；
所述支架形成由连接件相互连接的环的网状物，包含
每个环8或12个冠部，以及
至多2个连接基本上所有相邻环对的连接件，
其中对于所述支架的任何环，在与连接件相连接的每个冠部的每一侧上有相等数目的未支撑冠部。
15.权利要求14所述的方法，其中对于所述支架的任何环，在与连接件相连接的每个冠部的每一侧上有相等数目的未支撑冠部。
16.权利要求14与权利要求1至10的任意组合相组合的装置。
17.权利要求13与权利要求1至10的任意组合相组合的方法。
18.见于权利要求1至15中的任意特征的任意组合。
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