專利名稱：壓潰可恢復(fù)的聚合物支架的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及藥物洗脫(drug-eluting)醫(yī)療器材；更具體地，本發(fā)明涉及用遞送球囊擴(kuò)展的聚合物支架。
背景技術(shù)：
徑向可擴(kuò)展內(nèi)假體(endoprostheses)是適于植入組織管腔(anatomical lumen)的人工器械?！敖M織管腔”指的是管狀器官(比如血管、泌尿道和膽管)的腔、管。支架是一般為圓柱形并且起到保持組織管腔打開以及有時擴(kuò)展一段組織管腔的作用的假體的例子(在Lau等人的美國專利NO. 6066167中發(fā)現(xiàn)了支架的一個實例)。支架通常被用于血管中動脈粥樣硬化性狹窄的治療?！蔼M窄”指的是身體通道或孔的直徑的縮小或收縮。在這種治療中，支架在血管系統(tǒng)中強(qiáng)化血管的壁并且防止在血管成形術(shù)之后再狹窄?！霸侏M窄”指的是血管或心臟瓣膜在其已取得明顯成功的治療(如球囊血管成形術(shù)、支架植入術(shù)或瓣膜成形術(shù))之后狹窄的再發(fā)生。使用支架治療患病位置或損傷涉及支架的遞送和展開。“遞送”指的是引入并運(yùn)送支架通過組織管腔到想要的治療位置，比如損傷?！罢归_”相當(dāng)于在治療區(qū)域中管腔內(nèi)部的擴(kuò)展。支架的遞送和展開通過繞導(dǎo)管的一端放置支架、將導(dǎo)管的該端通過皮膚插入組織管腔、在組織管腔中推進(jìn)導(dǎo)管至想要的治療位置、在治療位置擴(kuò)展導(dǎo)管并從管腔中移出導(dǎo)管來完成。在球囊擴(kuò)展型支架的情況中，支架繞配置在導(dǎo)管上的球囊安裝，安裝支架通常包括在插入組織管腔之前將支架壓縮或卷曲在球囊上。在管腔內(nèi)的治療位置，通過給球囊充氣使支架擴(kuò)展。然后可以使球囊放氣并且從支架和管腔中抽出導(dǎo)管，將支架留在治療位置。在自擴(kuò)展型支架的情況中，支架經(jīng)由可縮回的外殼固定到導(dǎo)管。當(dāng)支架處在治療位置時，該外殼可以抽出，允許支架自擴(kuò)展。支架必須能夠滿足若干基本的、功能性要求。支架必須能夠承受結(jié)構(gòu)載荷，例如，當(dāng)支架在展開后支撐血管壁而施加在支架上的徑向壓縮力。因此，支架必須擁有足夠的徑向強(qiáng)度。在展開后，支架必需在整個使用壽命內(nèi)充分地保持其大小和形狀，縱使不同的力可以產(chǎn)生而施加在支架上。特別地，盡管承受這些力，支架在期望的治療時間內(nèi)必須充分地將血管保持在規(guī)定的直徑。治療時間可以對應(yīng)于血管壁重塑所需要的時間，這之后支架對于血管保持期望的直徑不再是必要的。徑向強(qiáng)度(是支架抵抗徑向壓縮力的能力)，涉及支架圍繞支架圓周方向的徑向屈服強(qiáng)度和徑向剛度。支架的“徑向屈服強(qiáng)度”或“徑向強(qiáng)度”(為了本申請的目的)可以被理解為壓縮載荷，如果被超出，所述壓縮載荷產(chǎn)生屈服應(yīng)力情形，導(dǎo)致支架的直徑不會回到其空載直徑，即，出現(xiàn)不可恢復(fù)的支架變形。當(dāng)超出徑向屈服強(qiáng)度時，支架預(yù)計會更加嚴(yán)重地屈服，并且僅僅最小的力也會造成較大的變形。即使在超出徑向屈服強(qiáng)度之前，在一定的徑向壓縮載荷之后支架中也可能存在永久變形，但是在支架某處的這種程度的永久變形并不足夠嚴(yán)重從而對支架徑向支撐血管的總體能力有顯著影響。因此，在某些情況下本領(lǐng)域應(yīng)視“徑向屈服強(qiáng)度”為最大徑向載荷，超過該最大徑向載荷，支架剛度會顯著變化?！皬较蚯?qiáng)度”單位有時根據(jù)長度來進(jìn)行力的劃分，單位長度上的徑向屈服強(qiáng)度。因此，若一個支架有兩個不同的長度LI和L2，對于單位長度上的徑向屈服強(qiáng)度，例如F N/mm，徑向載荷如果超過了該值，將會引起剛度發(fā)生巨大變化，并因此分別產(chǎn)生兩個結(jié)果F*L1和F*L2。但在這兩種情況下F的值是相同的，因此可用一個方便的表達(dá)來表示獨立于支架長度的徑向屈服強(qiáng)度。一般來說，當(dāng)支架長度變化時，確定剛度損失點的徑向力并不會在單位長度上改變很多。植入冠狀動脈的支架首先承受徑向載荷，隨著血液從跳動的心臟中泵入或泵出，所述徑向載荷由于血管的周期性收縮或擴(kuò)展，一般本質(zhì)上是循環(huán)的。然而，植入外周血管或冠狀動脈外側(cè)的血管(例如髂動脈、股動脈、胭動脈、腎動脈和鎖骨下動脈)的支架，必須能夠承受徑向力以及壓碎或箍縮載荷(pinching load)。將這些支架類型植入較為靠近體表的血管。由于這些支架靠近體表，它們尤其容易受到壓碎載荷(crushing load)或箍縮載荷(pinching load)的破壞,所述壓碎載荷或箍縮載荷可以使支架部分地或完全地崩潰進(jìn) 而阻塞血管中的流體流動。與受徑向載荷約束的冠狀支架相比，外周支架必須考慮壓碎載荷或箍縮載荷與徑向載荷之間的明顯差異，如 Duerig, Tolomeo, Wholey, Overview of superelastic stentDesign,Min lnvas Ther&Allied Technol9 (3/4) ,pp. 235-246 (2000)和 Stoeckel,Pelton，Duerig, Self-Expanding Nitinol Stents-Material and Design Considerations,European Radiology(2003)所記載的。支架相應(yīng)的壓碎和徑向剛度性質(zhì)同樣可以顯著不同。同樣地，具有一定程度的徑向剛度的支架，一般而言，不表明支架具有一定的箍縮剛度。這兩種剛度性質(zhì)既不相同，也不相似。對于植入股動脈的外周支架，在年齡較大的病人中，股動脈的上、中和下部，預(yù)計的截面變形的量已經(jīng)估算約為5. 8+/-7%>6. 5+/-4. 9%和5. 1+/-6. 4%，并且對于較年前的病人，約為2. 5+/-7. 7%、-0.8+/-9.4%和-I. 5+/-10.5%。對于外周支架的其它考慮是，在沒有強(qiáng)度或剛度的機(jī)械損失時，支架可以承受的彎曲程度和軸向壓縮。與冠狀支架相t匕，例如當(dāng)植入股淺動脈時，外周支架的長度通常在36-40mm之間。同樣地，支架必須足夠柔韌以承受軸向壓縮和彎曲載荷而不失效。預(yù)計的彎曲和軸向壓縮的量已在Nikanorov，Alexander,M. D.等，Assessment of self-expanding Nitinol stent deformation afterchronic implantation into the superficial femoral artery 中石開究手艮道。根據(jù)數(shù)據(jù)，最常用的外周支架類型是由超彈性材料(比如鎳鈦諾)制備的自擴(kuò)展型支架。這種類型的材料以其遭受變形后恢復(fù)其原始結(jié)構(gòu)的能力而著稱，比如壓碎載荷或縱向彎曲。然而，這種自擴(kuò)展支架具有不期望的特性最顯著的是，超彈性材料的高彈性在支架支撐的血管上產(chǎn)生通常被稱為“慢性外向力(COF) ”的東西。Schwartz,Lewis B等,DoesStent Placement have a learning curve what mistakes do we as operators have tomake and how can they be avoided Abbott Laboratories ；Abbott Park, IL, USA i寸論了由COF導(dǎo)致的并發(fā)癥。由自擴(kuò)展支架施加在血管上的COF被認(rèn)為是導(dǎo)致通過自擴(kuò)展支架治療的病變的高度再狹窄的主要因素。已經(jīng)證明，即使由藥物洗脫自擴(kuò)展支架遞送的抗增殖藥物也不能緩解由支架的COF造成的再狹窄。通過球囊塑性變形而支撐血管的支架沒有這種缺點。其實，球囊擴(kuò)展支架，相比于由超彈性材料制備的自擴(kuò)展支架，具有可展開到期望直徑用于支撐血管而無需在血管上施加殘余外向力的理想特性。然而，先前技術(shù)已認(rèn)定塑性變形支架在外周動脈中一旦崩潰、箍縮或壓碎，將保持如此，永久阻塞血管。因此，先前技術(shù)已認(rèn)定塑性變形支架對病人造成不期望的狀況，并且不應(yīng)用于治療外周血管。一種聚合物支架，比如US 2010/0004735中所描述的，由生物可降解的、生物可吸收的、生物可再吸收的或生物可蝕的聚合物制備。術(shù)語生物可降解的、生物可吸收的、生物可再吸收的、生物可溶解的或生物可蝕的指的是材料或支架從植入位置降解、吸收、再吸收或侵蝕掉的性質(zhì)。US 2010/0004735中描述的聚合物支架，與金屬支架不同，傾向于僅在體內(nèi)保留一段有限的時間。支架由生物可降解或生物可蝕材料制備。在許多治療應(yīng)用中，在一段有限的時間內(nèi)體內(nèi)支架的存在是必需的，直到其例如保持血管暢通和/或藥物遞送的預(yù)定作用完成。此外，與金屬支架相比，生物可降解支架被認(rèn)為考慮到了組織管腔的強(qiáng)化治療，可以使晚期血栓的發(fā)病率減小。在這些情況中，與金屬支架相比，希望使用聚合物支架，特別是生物可蝕支架治療血管，以便血管中假體僅存在有限的時間。然而，聚合物支架的發(fā)展還需要克服多種挑戰(zhàn)。
本領(lǐng)域人員認(rèn)識到了當(dāng)承受外部載荷時影響聚合物支架保持其結(jié)構(gòu)完整和/或形狀的能力的各種因素，比如壓接力(crimping force)和球囊擴(kuò)展力。這些相互作用很復(fù)雜，并且作用的機(jī)理未完全理解。經(jīng)由塑性變形擴(kuò)展到展開狀態(tài)的聚合物、生物可吸收支架類型不同于相似功能的金屬支架的特征有很多并且很顯著。其實，幾種可接受的用于預(yù)測金屬支架特性的分析或經(jīng)驗方法/模型，作為用于可靠且一致地預(yù)測球囊-可擴(kuò)展支架的承載結(jié)構(gòu)的高度非線性、與時間相關(guān)的特性的方法/模型，有不可靠的趨勢，如果不是不合適。該模型一般不適于提供為了在體內(nèi)植入支架所要求的可接受的確信程度，或預(yù)測/預(yù)料經(jīng)驗數(shù)據(jù)。此外，已經(jīng)認(rèn)識到，在醫(yī)療器材相關(guān)的球囊制造中，例如用于支架展開和/或血管成形術(shù)的非相容型(non-compliant)球囊，目前工藝水平僅提供了，當(dāng)聚合物材料被用于在有機(jī)體內(nèi)經(jīng)過由支桿相互連接的環(huán)的網(wǎng)狀組織的塑性變形來支撐管腔時，有關(guān)聚合物材料會如何表現(xiàn)的有限信息，所述環(huán)的網(wǎng)狀組織。簡而言之，當(dāng)球囊膨脹并支撐管腔時，膨脹的、薄壁球囊結(jié)構(gòu)的機(jī)械性能最類似于預(yù)壓膜的機(jī)械性能，如果深入了解展開的聚合物支架的特性，設(shè)計來改善膨脹的、薄壁球囊結(jié)構(gòu)的機(jī)械性能的方法作用不大。例如，一個不同之處在于聚合物支架中對于破裂或龜裂的發(fā)展傾向。因此，盡管在材料上有共享的相似性，本領(lǐng)域人員認(rèn)識到機(jī)理問題非常不同以致不能提供有幫助的見解。充其量，球囊制造工藝僅為尋求改善球囊擴(kuò)展型生物可吸收聚合物支架的特性提供了一般的指導(dǎo)。考慮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D-丙交酯含量少于10%的聚(L-丙交酯-共-D-丙交酯)(“PLLA-共-POLA”)，以及PLL0/P0LA立體復(fù)合物(stereocomplex)，通過與用來制備支架的金屬材料對比，可以用下面的一些方式進(jìn)行描述。合適的聚合物具有低的強(qiáng)度-重量比，這意味著需要更多的材料以提供相當(dāng)于金屬的機(jī)械性能。因此，為了支架在期望的位置支撐管腔壁，支桿必須制備得較厚且較寬以具有要求的強(qiáng)度。由這種聚合物制備的支架也往往是易碎的或具有有限的斷裂韌性。在使用聚合物，尤其是生物可吸收聚合物(比如PLLA或PLGA)時，材料所固有的各向異性以及與比率有關(guān)的非彈性性質(zhì)(即，材料的強(qiáng)度/剛度不同取決于材料變形的比率)，只是增大了這種復(fù)雜性。金屬支架(stent)通常并未引起對材料的平均機(jī)械性能未曾預(yù)料的變化的注意，或要求仔細(xì)注意材料的平均機(jī)械性能未曾預(yù)料的變化，為此，在金屬支架上執(zhí)行的工藝步驟或?qū)饘僦Ъ芩鞯脑O(shè)計變化，由于在相似載荷條件下聚合物的非線性和有時機(jī)械性能不可預(yù)測的本質(zhì)，也不可以應(yīng)用于聚合物支架。有時是這種情況，更加普遍地預(yù)測是否一個特定情況是起因于一個或另一個因素-例如，缺陷是由制備過程的一個或多個步驟，或在支架制備之后進(jìn)行的過程中的一個或多個步驟，例如曲卷導(dǎo)致的嗎？甚至在這種預(yù)測成為可能之前，需要進(jìn)行廣泛驗證。因此，對制備工 藝、制備后的工藝的改變，或即使對支架模型設(shè)計的相對較少的改變，一般而言，必須經(jīng)過比如果使用金屬材料而不是聚合物更加徹底地調(diào)查。因此，由此得出的結(jié)論是，當(dāng)為了對其進(jìn)行改進(jìn)而在不同的聚合物支架設(shè)計中選擇時，作為用來指導(dǎo)遠(yuǎn)離無價值的路徑、并且朝向?qū)Ω倪M(jìn)更有價值的路徑的工具，與對金屬支架做作出改變時相比，存在少得多的推論、理論或可用的系統(tǒng)的發(fā)現(xiàn)法。因此，對于在使用等向性且可塑的金屬材料時，以前為本領(lǐng)域所接受的用于支架驗證或可行性的推論，發(fā)明人認(rèn)識到這些推論不適合于聚合物支架。在聚合物支架模型方面的變化可能不僅影響支架在其展開狀態(tài)支撐管腔時的剛度或管腔覆蓋范圍，而且影響在支架曲卷或展開時斷裂發(fā)展的趨勢。這意味著，與金屬支架相比，關(guān)于變化的支架模型是否不會產(chǎn)生不良后果，或不會要求在工藝步驟方面的(例如，管成型、激光切割、曲卷等)顯著改變，一般不存在可以做出的假設(shè)。簡言之，金屬極其有利的固有性質(zhì)(關(guān)于變形率或負(fù)載方向和材料的延展性，一般不變的應(yīng)力/應(yīng)變性質(zhì))，簡化了支架制備工藝，使得在變化的支架模型和/或工藝步驟與支架被可靠地制造(具有新模型且在被植入生物體時無缺陷)的能力之間更容易引出推論。當(dāng)被卷曲并隨后通過球囊展開時，聚合物支架發(fā)生塑性變形，令人遺憾的是，對聚合物支架的支桿和環(huán)的模型中的變化的預(yù)測不能達(dá)到與金屬支架相同或相似的程度。其實，已經(jīng)認(rèn)識到，由變化的模型所導(dǎo)致的未預(yù)期到的問題可能會出現(xiàn)在聚合物支架的制備步驟中，如果模型換做由金屬管制成，那么所述模型不必做任何改變。與金屬支架模型的變化相比，聚合物支架模型的變化可能還需要在制備步驟或制備后處理工藝(比如卷曲和滅菌)中進(jìn)行其它修正。除滿足上述要求之外，還希望支架不透射線或在X射線下熒光透視可見。支架遞送的實時可視使支架易于準(zhǔn)確放置。心血管病醫(yī)生或介入放射科醫(yī)生能夠跟蹤遞送導(dǎo)管穿過脈管系統(tǒng)并且將支架準(zhǔn)確放置在病變位置。這種手術(shù)通常由熒光透視或類似的X射線可視過程完成。對于熒光透視可見的支架，它對X射線必須比周圍的組織更有吸收力。支架中的不透射線材料可以使得它直接可視。然而，生物可降解聚合物支架(以及一般由碳、氫、氧和氮組成的聚合物)的一個顯著的不足在于，它們可以透過射線，沒有放射不透性。生物可降解聚合物往往具有與身體組織相似的X射線吸收性。該問題的一種解決方式是，在支架的結(jié)構(gòu)元件上附著不透射線標(biāo)記物。不透射線標(biāo)記物可以安排在結(jié)構(gòu)元件內(nèi)部，并通過這種方式將標(biāo)記物固定到結(jié)構(gòu)元件上。然而，在聚合物支架上使用支架標(biāo)記物面臨許多挑戰(zhàn)。一個挑戰(zhàn)涉及標(biāo)記物插入的困難。US2007/0156230中討論了這些挑戰(zhàn)以及相關(guān)的困難。需要發(fā)展用于治療外周血管的假體，所述假體具有球囊擴(kuò)展型支架的良好特性，所述球囊擴(kuò)展型支架不會在血管上施加殘余的外向力(如自擴(kuò)展型支架中的情況)，所述假體同時還具有足夠的回彈性，以從冠狀動脈支架通常不會經(jīng)受的預(yù)期出現(xiàn)在外周血管內(nèi)的其它載荷事件、以及外周血管中的箍縮載荷或壓碎載荷恢復(fù)。還需要制備這種聚合物支架，以便假體也能夠至少具有支撐外周血管所需的最小徑向強(qiáng)度和剛度、低橫截面和在血管中的有限存在。還需要一種在其作用期間容易使用標(biāo)準(zhǔn)成像技術(shù)進(jìn)行監(jiān)控，并且能夠大量生產(chǎn)的支架。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明提供了一種適于解決前述需要的聚合物支架(scaffold)，所述需要包括高壓潰恢復(fù)能力，例如，在承受50%的壓潰載荷后，至少恢復(fù)約90-95%。將所述支架從聚合物管上裁剪下來并且卷曲到球囊上。相應(yīng)地，本發(fā)明提供了一種球囊可擴(kuò)展的、塑性變形的支架，所述支架從管上裁剪下來并且適于用作外周支架。就其本身而言，通過實施本發(fā)明能夠消除自擴(kuò)展型支架的缺點。

根據(jù)數(shù)據(jù)，對于外周血管的支撐和治療，本領(lǐng)域依賴于金屬或合金。如早前所提到的，金屬支架一旦被植入，它會永遠(yuǎn)留在體內(nèi)，這是不希望看到的。因此，由一種在其對堵塞的血管治療后分解的材料制備的支架比起金屬支架將更為可取。然而，聚合物比金屬軟的多。如果將它用作金屬替代物，需要新的設(shè)計方案。所述聚合物支架中需要高徑向力、小卷曲剖面以及壓潰恢復(fù)性。如果不能對材料充分改進(jìn)以滿足這些要求，那么就需要對支架的支桿網(wǎng)絡(luò)結(jié)構(gòu)的設(shè)計進(jìn)行修改。存在一些已知的增加徑向屈服強(qiáng)度的方法。一種方法是增加壁厚，另一種方法是增加支桿的寬度。然而，這兩種修改都會導(dǎo)致在卷曲狀態(tài)時器材的剖面較大。因此，必需使器材具有小的卷曲剖面以及增大的剛度和強(qiáng)度，并且這在本領(lǐng)域中一直未解決。容易理解，這里公開的聚合物支架的一些方面與先前本領(lǐng)域中對于在外周血管中使用球囊可擴(kuò)展型支架的適合性已得出的結(jié)論相矛盾。關(guān)于自擴(kuò)展型支架的問題是已知的。因此，需要尋找替代物。然而，傳統(tǒng)觀點認(rèn)為，與自擴(kuò)展型支架相反，具有足夠的徑向強(qiáng)度和剛度的球囊擴(kuò)展型支架并不是合適的替代物，尤其是在這種會給植入的假體施加強(qiáng)烈的彎曲和/或變形力的血管中。根據(jù)本發(fā)明，壓潰可恢復(fù)的聚合物支架，具有期望的徑向剛度和強(qiáng)度、斷裂韌性以及卷曲直到目標(biāo)遞送直徑的能力，將適當(dāng)?shù)仄胶馊齻€競爭的設(shè)計屬性徑向強(qiáng)度/剛度對韌性，體內(nèi)表現(xiàn)對適于遞送到血管位置的緊密度，以及壓潰恢復(fù)性對徑向強(qiáng)度/剛度。這里所公開的是支架的實施方案，所述支架可以有效地平衡這些競爭的需求，從而提供一種可承受慢性外向力的假體的替換物。從本發(fā)明可以理解，制備和測試了不同聚合物支架組成，以便更好地理解支架的特點，這些特點至少可以滿足下列需要支架的壓潰恢復(fù)能力，不犧牲要求的最小徑向剛度和強(qiáng)度、回縮(recoil)、展開能力以及卷曲剖面；在展開階段的急性回縮-通過球囊展開的1/2小時內(nèi)直徑減小的量；遞送/展開剖面-即，在卷曲階段當(dāng)保持結(jié)構(gòu)完整時支架尺寸能夠減小的量；體外徑向屈服強(qiáng)度和徑向剛度；當(dāng)支架卷曲并通過球囊擴(kuò)展時，或當(dāng)植入血管中并承受彎曲、軸向變形和徑向壓縮載荷的組合作用時，裂縫形成/傳播/斷裂；當(dāng)通過球囊擴(kuò)展時，支架環(huán)展開的一致性；和箍縮/壓潰剛度?；谶@些包括外周植入支架的動物體外測試的研究，本發(fā)明提出了下列描述聚合物支架特性的關(guān)系，所述聚合物支架顯示出包括壓潰恢復(fù)能力在內(nèi)的期望的特性外徑與壁厚的比；外徑與支桿寬度的比；徑向剛度與箍縮剛度(pinching stiffness)的比；
箍縮剛度與支架直徑的比；徑向剛度與支架直徑的比；支桿或連桿厚度與其寬度的比；和卷曲前的支架直徑與支桿轉(zhuǎn)動慣量比。描繪支架的機(jī)械性能特性的附加關(guān)系可以從說明書中推斷，其中，所述支架的機(jī)械性能滿足上述要求。根據(jù)本發(fā)明的一個方面，具有壓潰恢復(fù)性以及良好的徑向強(qiáng)度和剛度的聚合物支架，在材料性質(zhì)和/或支架尺寸之間具有一種或多種的下列關(guān)系。應(yīng)該理解，如此處以及整個發(fā)明中所公開的這些關(guān)系，包括先前未知的支架結(jié)構(gòu)性質(zhì)、材料和尺寸之間的關(guān)系，所述支架結(jié)構(gòu)性質(zhì)、材料和尺寸揭示了支架的關(guān)鍵特性，這些支架的關(guān)鍵特性是特別適于達(dá)到臨床目的的壓潰可恢復(fù)支架所需要的。同樣地，本發(fā)明包括識別特殊關(guān)系，例如與一個或多個附加的支架尺寸(例如，膨脹直徑、縱橫比、冠部角、壁厚)一起結(jié)合使用的無量綱數(shù)，以生產(chǎn)一種壓潰可恢復(fù)支架，具有支撐血管所需的期望的剛度和強(qiáng)度。根據(jù)本發(fā)明的一個方面，形成壓潰可恢復(fù)支架的環(huán)的支桿具有大約在0. 8與I. 4之間的縱橫比(AR)?？v橫比(AR)定義為截面寬度與厚度的比例。因此，對于寬度為0. 0116、壁厚為0. 011的支桿，AR為I. 05。根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，所述連桿連接所述支架的環(huán)。所述連桿的AR可以大約在0.4與0.9之間。根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，所述連桿和支桿的AR可以大約在0. 9與I. I之間，或約為I。根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，將一種壓潰可恢復(fù)支架卷曲到球囊導(dǎo)管的遞送球囊上。所述球囊的最大擴(kuò)展直徑小于支架在卷曲之前的直徑。所述支架具有7-10mm或更窄7-8mm的卷曲前直徑，并且在保持從50 %的壓潰到至少80 %的恢復(fù)能力的同時，具有期望的箍縮剛度。根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，一種壓潰可恢復(fù)支架具有可取的至少0. 5N/mm的箍縮剛度、至少0. 3N/mm的徑向剛度和至少0. 008"、或大約在0.008"與0.012"之間的壁厚。所述支架在至少約30%的變形之后能夠恢復(fù)其直徑的至少80%。根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，一種9mm的支架(卷曲前直徑)，具有在0. 008 "與0.014"之間，或更窄0.008"與0.011"之間的壁厚，在保持50%的壓潰恢復(fù)能力的同時提供期望的箍縮剛度。一般而言，研究發(fā)現(xiàn)，大約在30與60之間、或大約在20-45之間的卷曲前直徑(或管直徑)與壁厚的比例，在表現(xiàn)出令人滿意的箍縮剛度和徑向強(qiáng)度的同時提供50 %的壓潰恢復(fù)能力。并且在一些實施方案中，研究發(fā)現(xiàn)，膨脹直徑與壁厚的比例大約在25與50之間，或大約在20與35之間。根據(jù)本說明書的另一個方面，一種壓潰可恢復(fù)支架具有可取的0. 6-1. 8N/mm2的箍縮剛度與壁厚的比例。根據(jù)本說明書的另一個方面，一種壓潰可恢復(fù)支架具有可取的0. 08-0. 18N/mm3的箍縮剛度與壁厚*管直徑的比例。根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，一種壓潰可恢復(fù)支架具有大約在4到1、3到1，或更窄大約2到I之間的箍縮剛度與徑向強(qiáng)度的比；大約在10到70，或更窄20到50之間，或更加窄大約在25與50之間的箍縮剛度與壁厚的比；以及大約在15與60之間，或更窄大約在20到40之間的支架膨脹直徑與箍縮剛度的比。根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，一種壓潰可恢復(fù)聚合物支架具有包括9個或8個冠部 的環(huán)。對于9冠部的模型以及7-9mm的外徑，冠部角小于115度，并且更優(yōu)選地冠部角在105與95度之間。對于8冠部的模型以及7-9mm的外徑，所述角小于大約110度。根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，一種壓潰可恢復(fù)支架具有大于約0. 3N/mm，或大約在
0.32與0. 68N/mm之間的徑向強(qiáng)度，和大于約0. 5N/mm，或大約在0. 54與I. 2N/mm之間的徑向剛度。所述支架可以具有大約0.008"到0.014"的壁厚，并且配置為通過6. 5mm的非相容型球囊從大約2mm的卷曲剖面展開，或從球囊導(dǎo)管上的大約2mm的橫剖面展開到大約在
6.5mm與7_之間的直徑。所述支架支桿和/或連桿元件可以具有等于或大于I. 0的AR。根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，一種壓潰可恢復(fù)的聚合物支架在被箍縮至其直徑的50%并且該箍縮狀態(tài)持續(xù)1-5分鐘之后，恢復(fù)其直徑的80%以上。根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，一種壓潰可恢復(fù)的聚合物支架在被箍縮至其直徑的25%并且該箍縮狀態(tài)持續(xù)1-5分鐘之后，恢復(fù)其直徑的90%以上。根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，一種壓潰可恢復(fù)的聚合物支架包括標(biāo)記物結(jié)構(gòu)，所述標(biāo)記物結(jié)構(gòu)包括一對環(huán)繞連接連桿布置并且與所述支架的相鄰環(huán)間隔的標(biāo)記物，從而使不論有或沒有標(biāo)記物，所述卷曲剖面均相同。作為選擇，根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，將不透射線的金屬薄片繞支架的連桿纏繞并固定到位。根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，一種壁厚大約在0.008"到0.014"之間并且外徑大約在7mm到IOmm之間的聚合物支架能夠滿足前述需要。根據(jù)本發(fā)明的另一個方面,將一種壓潰可恢復(fù)支架從7mm、8mm和9_的外徑卷曲到2mm的外徑并且展開，支桿沒有斷裂和/或過分破裂，當(dāng)使用聚合物，尤其是易碎聚合物(如PLLA)制備支架結(jié)構(gòu)時，所述支桿的斷裂和/或過分破裂是一種典型的問題。支架具有卷曲前直徑(SDrc)和膨脹直徑(SD1),卷曲前直徑(SDrc)是指在支架被卷曲到其遞送球囊之前支架的直徑。將支架卷曲到球囊導(dǎo)管，并準(zhǔn)備遞送到體內(nèi)血管。在支架將要植入的位置，平均血管直徑為VD。SD1大約比VD大I. 2倍。為了實現(xiàn)本發(fā)明的目的，VD的范圍可以大約從5mm到IOmm,并且SDrc的范圍可以大約在6mm到12mm。根據(jù)本發(fā)明的另一個方面I. IX (VD) ( SDpc ^ I. 7X (VD)(EQ. I)I. I X (SD1) X (I. 2) ( SDpc 彡 I. 7 X (SD1) X (I. 2) (EQ. 2)滿足EQ. I和EQ. 2的支架可以生產(chǎn)壓潰可恢復(fù)支架，所述壓潰可恢復(fù)支架在至少25%的壓潰后具有至少90%的恢復(fù)，同時也具有良好的徑向剛度、箍縮剛度、可接受的回縮、徑向強(qiáng)度和/或橫剖面(crossing profile)。在優(yōu)選的實施方案中,所述支架由PLLA制備。EQ. I和EQ. 2中的偏不等式往往是指近似范圍。據(jù)預(yù)計，根據(jù)本發(fā)明的一種聚合物支架可以用于治療股動脈、胭動脈、脛動脈、陰部動脈、肱動脈、頸動脈、頸靜脈、腹腔動脈和靜脈中的病情。在本發(fā)明的另一個方面，用于支架的對稱的、封閉的單元提高了展開一致性并減少了具有壓潰恢復(fù)能力的支架的斷裂問題。在本發(fā)明的另一個方面，一種用于植入身體外周血管的球囊可擴(kuò)展型醫(yī)療器材包括由聚合物管形成的支架，所述支架配置為卷曲到球囊，所述支架具有相互連接的元件的模型，并且所述支架在通過球囊從卷曲狀態(tài)擴(kuò)展時具有擴(kuò)展的直徑，其中所述支架在壓潰至其擴(kuò)展直徑的至少33%之后獲得其直徑的90%以上，并且其中，所述支架具有超過
0.3N/mm的徑向剛度。在本發(fā)明的另一個方面，一種用于植入身體外周血管的球囊可擴(kuò)展型醫(yī)療器材包括卷曲的支架，所述卷曲的支架在通過球囊展開時，形成具有擴(kuò)展直徑的支架；其中所述支架在壓潰至其擴(kuò)展直徑的至少75%時，能夠恢復(fù)其直徑的90%以上；并且其中，所述支架具有超過大約0. 3N/mm的徑向剛度、以及卷曲前支架的徑向強(qiáng)度、箍縮強(qiáng)度、箍縮剛度和斷裂韌性，所述卷曲前支架具有超過卷曲直徑的300-400%的卷曲前直徑。在本發(fā)明的另一個方面，一種徑向可擴(kuò)展支架包括由PLLA管形成的球囊可擴(kuò)展支架，所述支架包括多個徑向可擴(kuò)展的波狀(undulating)的圓柱形支桿環(huán)，其中波狀的支桿環(huán)包括冠部，其中相鄰的支桿環(huán)通過縱向的連桿連接，其中一個環(huán)在其圓周上具有不超過9個冠部和3個連桿，并且任意冠部的角度小于115度；所述支架具有8-lOmm的外徑；并且所述支架具有至少約0.008"的壁厚。在本發(fā)明的另一個方面，一種外周可植入醫(yī)療器材包括卷曲的支架，所述支架在通過球囊擴(kuò)展時形成具有一定直徑的支架；所述支架在壓潰至所述直徑的至少67%之后恢復(fù)所述直徑的90 %以上，所述支架由PLLA形成，所述支架的直徑與壁厚的比大約在30與60之間；所述支架具有支桿和連桿，其中支桿和/或連桿的寬度與厚度的比大約在0. 8與
1.4之間，并且所述支架的徑向剛度大于或等于大約0. 3N/mm。根據(jù)本發(fā)明的一個方面，對支架的冠部設(shè)計進(jìn)行修改，以便提高所述支架的斷裂韌性和/或減小所述支架的遞送直徑。研究發(fā)現(xiàn)，顯著減小冠部的內(nèi)半徑，所述冠部橋連形成支架環(huán)的支桿，這種對已有支架模型的設(shè)計變化可以克服對于減小的剖面的限制，并且可以使用易碎聚合物(如PLLA或PLGA)來實施。例如，在一個實施方案中，卷曲前直徑為8mm的支架能夠被卷曲到一個非相容型球囊上,其中,所述卷曲剖面大約為2mm。在本實施例中所述膨脹直徑約為6. 5mm。根據(jù)本發(fā)明的一個方面，一種壓潰可恢復(fù)聚合物支架可以被卷曲到所述支桿開始相互碰撞的點或該點之下。支架可以按照其理論最小剖面定義。根據(jù)本發(fā)明的一個方面，具有壓潰恢復(fù)能力的聚合物支架可以被卷曲到其理論最小剖面或之下，而在之后通過球囊展開時不會對其性質(zhì)產(chǎn)生不利影響。根據(jù)發(fā)明的一個方面，可以在冠部沒有永久變形的情 況下，達(dá)到或超過(即，小于該剖面)理論最小剖面或直徑。該卷曲過程可以在與聚合物的玻璃化轉(zhuǎn)變溫度接近的溫度下完成。一旦達(dá)到最終的卷曲直徑，將該卷曲的支架保持在所述最小剖面并保壓幾分鐘以設(shè)定形狀。該提議的想法(proposed idea)偏離了常見的支架設(shè)計，并且意在通過在冠部內(nèi)實施最小半徑而減少卷曲期間冠部的變形量。當(dāng)將本發(fā)明的這些方面應(yīng)用到實踐中時，臺架試驗數(shù)據(jù)和SEM圖像顯示了裂縫得到改善，即，在卷曲期間以及擴(kuò)展之后較少的裂縫形成和傳播。在本發(fā)明的另一個方面，一種能夠卷曲到所需的遞送直徑的外周可植入支架可以被修改以減少所述支架的環(huán)結(jié)構(gòu)的載荷。例如，當(dāng)除徑向壓縮和箍縮載荷外外周動脈還施加彎曲和/或軸向載荷時，可以在所述支架連桿結(jié)構(gòu)中進(jìn)行修改以減少環(huán)所承受的負(fù)載。這種修改可以在連桿結(jié)構(gòu)而不是環(huán)結(jié)構(gòu)中明確地提供預(yù)定的斷裂或裂縫傳播，在連桿中引入額外的轉(zhuǎn)折點(hinge point)以避免環(huán)結(jié)構(gòu)中裂縫的形成，比如當(dāng)支架在血管或周期性的載荷內(nèi)顯示過度的應(yīng)變而導(dǎo)致疲勞損失。在本發(fā)明的另一個方面，存在一種支架模型，所述支架模型具有由閉合的單元形成的環(huán)。環(huán)的每個閉合單元共享一連桿元件，該連桿元件連接縱向間隔且周向延伸的閉合單元的支桿部分。這些閉合單元中的每一個都通過連接連桿相互連接，所述連接連桿具有 減小的彎曲(bending)轉(zhuǎn)動慣量(MOI),以減少與所述閉合單元環(huán)連接的結(jié)構(gòu)的抗彎剛度(flexural rigidity)。作為選擇,所述連接連桿可以包括預(yù)定的斷裂點，比如通過在高應(yīng)變區(qū)域形成一個幾何形狀突變。在本發(fā)明的另一個方面，一種滿足一個或多個上述需求的壓潰可恢復(fù)支架在壓潰至其起始直徑的大約33%時，具有大約90%以上的壓潰恢復(fù)能力，并且在偶然的壓潰事件(crushing event)(例如,少于一分鐘)后壓潰至其起始直徑的大約50%時具有大約80%以上的壓潰恢復(fù)能力；和/或一種壓潰可恢復(fù)支架在壓潰至其起始直徑的大約25%時，具有大約90%以上的壓潰恢復(fù)能力，并且在持續(xù)較長的壓潰期間內(nèi)(例如，大約在I分鐘和5分鐘之間，或大約5分鐘以上)壓潰至其起始直徑的大約50%時具有大約80%以上的壓潰恢復(fù)能力。在本發(fā)明的另一方面，一種具有壓潰恢復(fù)性和在卷曲到球囊上時大約300% -400%的直徑減小的聚合物支架，具有形成內(nèi)半徑的冠部，所述內(nèi)半徑接近于零，實質(zhì)上大于零。在本發(fā)明的另一方面，支架的對稱的閉合單元改善了具有壓潰恢復(fù)能力的支架的展開一致性并減少了具有壓潰恢復(fù)能力的支架的斷裂問題。根據(jù)本發(fā)明的另一方面，一種可植入身體外周血管的醫(yī)療器材包括由聚合物管形成的支架，所述支架配置為卷曲到球囊上，所述支架具有相互連接的元件的模型，并且所述支架在通過球囊從卷曲狀態(tài)擴(kuò)展到擴(kuò)展?fàn)顟B(tài)時具有擴(kuò)展的直徑，其中所述支架在壓潰至其擴(kuò)展直徑的至少約75%之后獲得其擴(kuò)展直徑的約80%以上。根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，一種用于植入身體外周血管的醫(yī)療器材包括由聚合物管形成的支架，所述支架配置為卷曲到球囊上，所述支架具有相互連接的元件的網(wǎng)狀組織，并且所述支架在通過球囊從卷曲狀態(tài)擴(kuò)展到擴(kuò)展?fàn)顟B(tài)時具有擴(kuò)展的直徑；其中所述支架在壓潰至其擴(kuò)展直徑的大約50%之后達(dá)到其擴(kuò)展直徑的約80%以上；并且其中所述卷曲支架具有大約等于或小于所述卷曲支架的理論最小直徑的卷曲直徑。根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，一種醫(yī)療器材包括聚合物支架，所述聚合物支架卷曲到球囊上并且在通過球囊擴(kuò)展時具有擴(kuò)展的直徑；其中所述卷曲的支架具有相互連接的元件的模型，所述相互連接的元件包括多個關(guān)于兩個正交軸線對稱的閉合單元；并且其中所述支架在壓潰至其擴(kuò)展直徑的大約50%之后，能夠恢復(fù)其擴(kuò)展直徑的大約80%以上。根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，一種制備用于植入外周動脈的醫(yī)療器材的方法包括徑向擴(kuò)展圓柱形的聚合物管；由所述管形成支架，包括形成具有大約0英寸內(nèi)徑的冠部；和將所述支架卷曲到球囊導(dǎo)管上。援引并入本說明書提到的所有的出版物和專利申請在 此處以同等程度通過引用并入，就像每一個出版物或?qū)＠暾埍幻鞔_地且單獨地指出通過引用并入一樣，并且就像每個所述的單個出版物或?qū)＠暾埍煌耆f明一樣，在此處包括任意圖形。


圖I為變形的聚合物管的立體視圖，該管被成型為支架；圖2為根據(jù)支架的第一個實施方案的支架模型的部分平面視圖；圖3為支架結(jié)構(gòu)的部分立體視圖；圖4為根據(jù)支架的第二個實施方案的支架模型的部分平面視圖；圖5A為圖4中支架模型在VA-VA部分的平面視圖；圖5B為圖2中支架模型在VB-VB部分的平面視圖；圖6A和6B為根據(jù)本發(fā)明的方面示出了支架特征的實施例的表格；圖7A-7B示出了支架冠部在其擴(kuò)展和卷曲狀態(tài)的構(gòu)造；圖7C-7D示出了對于根據(jù)第一個實施方案的支架，支架冠部在其擴(kuò)展和卷曲狀態(tài)的構(gòu)造；圖7E-7F示出了對于根據(jù)可選的實施方案的支架，支架冠部在其擴(kuò)展和卷曲狀態(tài)的構(gòu)造；圖8B、8C和8D為支架冠部的掃描電鏡(SEM)圖片，所述冠部具有約0. 0025英寸的內(nèi)半徑，該照片在所述支架通過球囊擴(kuò)展之后拍攝；圖8A、8F和8G為支架冠部的掃描電鏡(SEM)圖片，所述冠部具有大體上比圖8B、SC和8D中支架冠部內(nèi)半徑大的內(nèi)半徑，該照片在所述支架通過球囊擴(kuò)展之后拍攝；圖9A-9B示出了支架的第一實施方案，所述支架包括在連接環(huán)的連桿上形成的不透射線的標(biāo)記物結(jié)構(gòu)；圖9A示出了擴(kuò)展的形態(tài)，并且圖9B示出了在卷曲的形態(tài)中不透射線的標(biāo)記物相對于支架環(huán)的折疊的支桿的位置；圖10A-10B示出了支架的可選實施方案，所述支架包括配置在連接環(huán)的連桿上的不透射線標(biāo)記物；圖IOA示出了擴(kuò)展的形態(tài)，并且圖IOB示出了在卷曲的形態(tài)中不透射線標(biāo)記物相對于支架環(huán)的折疊的支桿的位置；圖IIA-IIE為包括不透射線標(biāo)記物的支架的幾個可選的實施方案；對于這些實施例，不同于位于連接著環(huán)的連桿上，所述不透射線標(biāo)記物位于冠部的頂部或靠近冠部的頂部；圖IlAUlB和IlE描繪了圓柱形標(biāo)記物的位置的實施例，而圖IlC和圖IlD描繪了條形標(biāo)記物材料的位置；圖IlF描繪了具有不透射線標(biāo)記物的的支架一種可選實施方案；在該實施例中，這種射線不透性通過用于在末端環(huán)上加強(qiáng)冠部的材料來提供；比如，該實施方案在末端環(huán)上提供更好的可見性，同時也加強(qiáng)末端環(huán)。圖12A、12B和12C為描述支架的壓潰恢復(fù)能力與壁厚之間關(guān)系的圖解；圖12A示出了支架在未變形(未加載)狀態(tài)和在承受箍縮載荷時的變形狀態(tài)(以虛線畫出)的橫截面；圖12B-12C為當(dāng)支架承受箍縮載荷時不同厚度的等價半圓柱形殼的模型，以示出壁厚對壓潰恢復(fù)能力的影響；圖13為示出支架在50% 的變形后變形恢復(fù)性的標(biāo)繪圖；該標(biāo)繪圖示出了短暫的、I分鐘的和5分鐘的50%變形后在24小時期間恢復(fù)的百分比；圖14A和14B為根據(jù)支架的一種可選的實施方案(包括連接著環(huán)的弱化的或易彎曲的連桿元件的第一個實施方案)，支架模型的部分平面視圖；圖14C為連接支架環(huán)的弱化的或易彎曲的連桿元件的第二實施方案；圖14D和14F示出了連接環(huán)的連桿的弱化部分的一種可選實施方案；圖14D示出了不對稱的弱化的連桿部分，而圖14F示出了對稱的弱化的連桿部分；圖14E示出了連桿結(jié)構(gòu)的一種實施例，其中缺口成形在連桿上，以在缺口處形成連桿的斷裂點；圖15為根據(jù)支架的一種可選的環(huán)結(jié)構(gòu)的支架模型的部分平面視圖，其中所述環(huán)結(jié)構(gòu)具有在冠部之間延伸的彎曲的支桿；圖16-23為示出了對植入支架在植入后30天、90天和180天的第一次動物研究結(jié)果的標(biāo)繪圖。該支架性能與植入同樣動物中的自擴(kuò)展金屬支架相比較；圖24-26為示出了第二次動物研究的結(jié)果的標(biāo)繪圖，所述第二次動物研究比較了具有不同壁厚的支架的性能。
具體實施例方式如下對本發(fā)明進(jìn)行披露。首先，解釋可能在后續(xù)公開過程中使用的術(shù)語的定義。提供從前驅(qū)物形成變形的聚合物管的過程的實施方案。根據(jù)本發(fā)明，所述壓潰可恢復(fù)的并且球囊可擴(kuò)展的支架裁剪自通過意在增強(qiáng)支架機(jī)械性能(包括斷裂韌性)的過程制備的管(圖I)。接著討論了根據(jù)幾個實施方案的支架模型。提出了所述支架模型的實施例。在該論述中，參考了支架被發(fā)現(xiàn)在聚合物支架的剛度、強(qiáng)度、卷曲或展開，以及其它在與承載的聚合物結(jié)構(gòu)的壓潰恢復(fù)能力有關(guān)的性質(zhì)中起重要作用的方面。此處包括所述支架相反并且有時候令人驚訝和意想不到的方面，特別是在與具有相似支桿模型的可比較的外周金屬支架比較時。最后討論了臺架測試和體內(nèi)測試結(jié)果，包括發(fā)明的實施方案的示例性實施例和對觀察的結(jié)果以及克服的問題的說明。在這些實施例中，可以得到對發(fā)明的這些方面進(jìn)一步的領(lǐng)會-一種壓潰可恢復(fù)的而且球囊可擴(kuò)展的聚合物支架，具有期望的徑向強(qiáng)度和剛度性質(zhì)，并且能夠卷曲到適合于經(jīng)由球囊導(dǎo)管穿過血管遞送的直徑。為了公開本發(fā)明，應(yīng)用了下列術(shù)語和定義“膨脹直徑”或“擴(kuò)展直徑”指的是支架在其支撐球囊膨脹而將支架從卷曲形態(tài)擴(kuò)展以在血管中植入支架時所達(dá)到的最大直徑。所述膨脹直徑可指的是超出標(biāo)稱球囊直徑的擴(kuò)張后(post-dilation)直徑,例如,6. 5mm的半順應(yīng)性PEBAX球囊具有約7. 4mm的擴(kuò)張后直徑。所述支架直徑，在通過球囊達(dá)到其膨脹直徑之后，由于在球囊移除之后的回縮效應(yīng)和/或由血管壁施加的壓縮力，會有一定程度的減小。例如，關(guān)于具有表6B中性質(zhì)的V59支架的擴(kuò)展，當(dāng)被置于6. 5mm的PEBAX球囊上并且球囊在血管外擴(kuò)展到擴(kuò)張后狀態(tài)時，所述支架內(nèi)徑在發(fā)生急性回縮之前和之后將分別約為7. 4_和(1-0. 955) X (7. 4mm)。為了本發(fā)明的目的，所述膨脹直徑可以約為平均的血管直徑的I. 2倍，并且外周血管的直徑通常為4到IOmm0“理論最小直徑”是指支架基于其支桿長度、厚度和寬度的幾何形狀的最小直徑?！袄碚撟钚≈睆健辈⒉灰勒漳茉陔S后展開并作為球囊擴(kuò)展假體正常工作的支架的最小卷曲剖面定義。相反，它僅是由幾何形狀，或在直徑一致減小之后器材所能占據(jù)的最小空間體積來定義的。作為公式，所述“理論最小直徑”(Dmin)可以如下表示為Dmin = ( E Swi+ E Crj+ E Lwk) * ( n )-1+2*WT (EQ. 3)其中上面的數(shù)量均取自支架的橫斷面薄片。E Swi (i = I…n)為n個環(huán)支桿所具有的寬度Swi的總和； E Crj (j = I…m)為m個冠部內(nèi)半徑(乘以2)所具有的半徑Crj的總和；E Lwk(k = l***p)為P個連桿所具有的寬度Lwk的總和；并且
WT為支架壁厚。EQ. 3假設(shè)對于一對折疊的支桿(例如圖22B中的支桿420、422)的寬度，不論是在靠近所述冠部410或是支桿中間寬度處測量，寬度相同。當(dāng)所述冠部制備得更厚實，以使該寬度寬于環(huán)支桿中間寬度時，Swi將由所述冠部處的寬度測定。同樣，支桿之間的最小空間定義為相鄰的冠部(或凹陷)內(nèi)半徑的2倍，即Crj。對于圖21的支架尺寸，冠部寬度寬于支桿中間寬度。因此，使用EQ. 3，Dmin為[16* (0. 013)+12* (0. 0005)+4* (0. 0115) ] * ( n ) _1+2* (0. 011) = 0.1048” 或
2.662mm(在穿過冠部的橫斷面處計算的最小直徑)。假設(shè)代替地，橫斷面取自所述支桿中間寬度處(0. 0116 替換 0. 013)，則 EQ. 3 得出 0. 0976” 或 2. 479_。應(yīng)該注意的是，EQ. 3假設(shè)所述支桿基本具有方形的橫斷面。圖21中的支架便是這種情況(在冠部的支桿橫斷面尺寸為0.011X0. 013)。對于具有橫斷面為不規(guī)則四邊形的支桿的支架，例如，從較小直徑上裁剪的支架，使得壁厚與外徑的比例比圖I中的情況高得多，對于Dmin更準(zhǔn)確的近似值將是(E Swi+ E Crj+ E Lwk) * O廣，因為在外表面的支桿的邊緣將在延伸超過支桿厚度的表面相互緊靠的之前接近Dmin。所述玻璃化轉(zhuǎn)變溫度(在此處稱為“Tg”)是在大氣壓力下聚合物的非晶疇從易碎玻璃態(tài)轉(zhuǎn)變?yōu)楣腆w可變形或韌性狀態(tài)的溫度。換言之，Tg相當(dāng)于在聚合物鏈中鏈段運(yùn)動(segmental motion)開始發(fā)生的溫度。給定聚合物的Tg可以取決于加熱速率并且可以被該聚合物的熱經(jīng)歷(thermal history)影響。進(jìn)一步，聚合物的化學(xué)結(jié)構(gòu)通過影響聚合物鏈的移動而極大地影響玻璃化轉(zhuǎn)變?！皯?yīng)力”指的是如同在對象材料內(nèi)的平面內(nèi)通過小區(qū)域作用的力中，單位面積上的力。應(yīng)力可以被分為法向的以及與平面平行的成分，分別稱為法向應(yīng)力和剪切應(yīng)力。例如，拉伸應(yīng)力為引起對象材料伸展(長度增加)的應(yīng)力的法向成分。此外，壓縮應(yīng)力為導(dǎo)致對象材料壓緊(長度減小)的應(yīng)力的法向成分?！皯?yīng)變”指的是在給定的應(yīng)力或載荷下，材料中發(fā)生伸展或壓縮的量。應(yīng)變可以表示為原始長度的分?jǐn)?shù)或百分比，即，長度的變量除以原始長度。因此，應(yīng)變對伸展是正的，對壓縮是負(fù)的。
“模量”可以定義為單位面積上作用到材料上的應(yīng)力或力的成分除以沿著作用力軸線的應(yīng)變的比值，所述應(yīng)變來自所述作用力。例如，材料具有拉伸模量和壓縮模量?！绊g性”，或“斷裂韌性”是在斷裂前所吸收的能量的量，或相當(dāng)于，使材料斷裂所需的功的量。一種測量韌性的方法是由從零應(yīng)變到斷裂點應(yīng)變的應(yīng)力-應(yīng)變曲線之下的面積求得韌性。所述應(yīng)力與材料上的拉伸力成比例，并且所述應(yīng)變與其長度成比例。所述曲線下的面積于是與力在聚合物破裂前伸展的距離上的積分成比例。該積分為使樣品破裂所需的功(能量)。所述韌性是衡量樣品在其破裂前可以吸收的能量的一個參數(shù)。所述韌性與強(qiáng)度之間存在差異。一種強(qiáng)度大但是韌性小的材料被認(rèn)為是易碎的。易碎的材料強(qiáng)度大，但是在破裂前不能有很大變形。如在此處所使用的，術(shù)語“軸向的”和“縱向的”可以相互交換使用，并且指的是與支架的中心軸或管狀結(jié)構(gòu)的中心軸平行或基本平行的方向、方位或線。術(shù)語“圓周的”指的是沿著支架管狀結(jié)構(gòu)的圓周的方向。術(shù)語“徑向”指的是與支架的中心軸或或管狀結(jié)構(gòu)的中心軸垂直或基本垂直的方向、方位或線，并且有時被用于描述圓周性質(zhì)，即徑向強(qiáng)度。
術(shù)語“壓潰恢復(fù)性(crush recovery) ”用于描述所述支架如何從箍縮載荷或壓潰載荷恢復(fù)，而術(shù)語“抗壓潰性能”用于描述造成支架永久變形的所需的力。不具有良好的壓潰恢復(fù)性的支架(scaffold or stent)在移除壓潰力之后不會充分恢復(fù)其原始直徑。如早前所提到的，一種具有期望的徑向力的支架(scaffold or stent)可能具有不可接受的壓潰恢復(fù)性。而且一種具有期望的壓潰恢復(fù)性的支架(scaffold or stent)可能具有不可接受的徑向力。圖2中例示的聚合物支架由聚(L-丙交酯)(“PLLA”)管制成。制備該P(yáng)LLA管的過程可以是美國專利申請NO. 12/558，105 (案卷號62571. 382)所描述的過程。參考了一種前驅(qū)物，所述前驅(qū)物“變形”以便生產(chǎn)圖I中具有如下期望的支架直徑、厚度和材料性質(zhì)的管。在所述管變形或，在一些實施方案中，伸展以在用于支架的起始管中產(chǎn)生期望的性質(zhì)之前，形成前驅(qū)物。所述前驅(qū)物可以經(jīng)過擠出過程制備，所述擠出過程從加熱到聚合物熔融溫度以上的未加工的PLLA樹脂材料開始，所述聚合物于是通過模具擠出。隨后，在一個實施例中，用于形成擴(kuò)展的PLLA管的擴(kuò)展過程包括將PLLA前驅(qū)物加熱到PLLA玻璃化轉(zhuǎn)變溫度(即60-70攝氏度)之上但熔融溫度(165-175攝氏度)之下，例如大約110-120攝氏度。前驅(qū)物管在徑向和軸向經(jīng)由吹塑成型過程變形，其中變形沿著所述管的縱向軸線以預(yù)定的縱向速度漸進(jìn)地發(fā)生。如下文所解釋的，所述變形在管成型為圖2的支架前改善了其機(jī)械性能。所述管的變形過程意在使聚合物鏈定向在徑向和/或雙軸方向。根據(jù)準(zhǔn)確的工藝參數(shù)選擇，例如，壓力、熱(即，溫度)、變形速率，以實施引起重新排列的所述定向或變形，以在所述變形過程中影響材料結(jié)晶性和結(jié)晶形成的類型。在可選的實施方案中，所述管可以由聚(L-丙交酯-共-乙交酯)、聚(D-丙交酯-共-乙交酯)(“PLGA”)、聚己酸內(nèi)酯、(“PCL)、結(jié)合任意這些單體的任意半結(jié)晶共聚物、或這些聚合物的任意混合。對于支架的材料選擇應(yīng)該考慮與許多外周血管的位置相關(guān)的復(fù)雜的載荷環(huán)境，特別是位置靠近四肢的這些。股骨動脈為血管植入提供了動態(tài)環(huán)境，因為不同的力可以同時壓潰、扭曲、拉長或縮短所述器材。所述力的作用可從點載荷到分布載荷，或其結(jié)合之間變化，并且也是時間的函數(shù)。最近的結(jié)果已經(jīng)顯示，由高度晶化的PLLA制備的生物可吸收支架可以提供壓潰恢復(fù)性，而不會造成血管上永久且持續(xù)的外向徑向力。所述永久且持續(xù)的外向徑向力可能是鎳鈦合金自擴(kuò)展支架的后期臨床問題的原因。然而，關(guān)于生物可吸收支架仍存在的挑戰(zhàn)是使它們作為時間的函數(shù)的斷裂抗性最優(yōu)；即，在各種動態(tài)載荷環(huán)境下改善它們的疲勞壽命或存活能力。對于支架，并且特別是外周植入支架，有必要繼續(xù)改善斷裂韌性。血管支架的斷裂韌性不僅取決于設(shè)計和材料，也取決于制備過程和展開參數(shù)。因此，獲得過程、設(shè)計以及允許支架均勻地擴(kuò)展并展開的遞送系統(tǒng)是特別有必有的。由于非均勻展開的結(jié)果，支架的不同支桿和冠部將潛在地暴露于非常不同的力和運(yùn)動，所述不同的力和運(yùn)動對疲勞壽命具有有害影響。一種對表征材料的斷裂韌性有幫助的有用的無量綱數(shù)被稱為狄勃拉數(shù)(固有的材料阻尼時間常量與外部作用力的時間常量的比例)。狄勃拉數(shù)越高，植入物在給定振幅的瞬時載荷或疲勞載荷下斷裂的預(yù)期可能性越大。增韌域(toughening domain)可以通過幾種方式引入植入物設(shè)計a)骨干變更以 包括低Tg嵌段,例如嵌段共聚物、b)聚合物混合物和c)將輕支鏈(light crosslinks)引入骨干。均聚物(比如PLLA)的斷裂韌性也能夠通過控制最終植入物的微結(jié)構(gòu)來改善。變量是比如結(jié)晶度％、結(jié)晶的尺寸和/或分布、空間分布、結(jié)晶域的梯度和形狀。這些微結(jié)構(gòu)控制的組合與宏觀設(shè)計(例如，支架模型、卷曲過程等)的結(jié)合，可以改善斷裂韌性，而不會對其它支架材料性質(zhì)(例如，徑向或箍縮剛度)有顯著的不利影響。一種提供彈性體性質(zhì)的可替換選擇是使用具有“軟”和“硬”層的多層結(jié)構(gòu)，其中軟層將由低Tg材料制備并且硬層具有高Tg材料。按類似的方式，通過使用嵌段共聚物或聚合物混合物，高和低Tg域能夠產(chǎn)生典型的橡膠增韌形態(tài)。給定域/嵌段的Tg能夠從給定單體或通過在隨即排列的共聚物中使用多個單體產(chǎn)生。典型的低Tg材料能由己內(nèi)酯、內(nèi)酯衍生品、碳酸酯、琥珀酸二正丁酯，三亞甲基碳酸酯、對二氧環(huán)己酮或其他根據(jù)本發(fā)明已知的單體制備。其它可用的低Tg材料，將是經(jīng)過溶解而非退化清潔腎臟的材料。這種材料可以包括聚乙二醇(PEG)、聚乙烯吡咯烷酮(PVP)、或聚乙烯醇(PVA)，或其它根據(jù)本發(fā)明已知的聚合物。改善疲勞性質(zhì)的可選擇的方法是通過引入軸向柔韌性(axial flexibility)和使用預(yù)先設(shè)計的斷裂點，特別是在連接連桿中。所述斷裂點能夠起到實際斷裂的前驅(qū)的作用，例如，裂紋和裂縫或分布在植入物中的小尺寸斷裂。當(dāng)承受特定載荷時，例如，扭轉(zhuǎn)、徑向力、拉伸等，裂紋或裂縫的分布或模型可以預(yù)示或告知所述支架的預(yù)期韌性。盡管如此，應(yīng)該理解的是，由于裂紋形成與耦合載荷環(huán)境(即同時作用的并且隨時間變化的彎曲、扭曲和軸向載荷)之間通常高度非線性的關(guān)系，這種預(yù)測方法可能不能應(yīng)用于所有的情形。改善疲勞性質(zhì)的可選方法是通過引入軸向柔韌性和使用預(yù)先設(shè)計的斷裂點，特別地，斷裂點位于連接連桿中或靠近連接連桿，以下將對其進(jìn)行非常詳細(xì)的討論。對于圖I具有約7mm直徑和約200微米壁厚，并且更具體地說8mm直徑和280微米壁厚的管，擴(kuò)展溫度為235+/-5華氏度，擴(kuò)展壓力為110+/-10磅/平方英寸并且擴(kuò)展速度為 0. 68+/-0. 20mm/s。所述聚合物管經(jīng)受的徑向擴(kuò)展的程度能夠部分地表征誘導(dǎo)的圓周分子和晶體取向以及圓周方向中強(qiáng)度的程度。徑向擴(kuò)展的程度通過徑向擴(kuò)展(“RE”)比量化，定義為RE比=(擴(kuò)展后管的內(nèi)徑)/(管的原始內(nèi)徑)。所述RE比也可以用百分?jǐn)?shù)表示，定義為RE%=(RE比-I)乘以100%。所述聚合物管經(jīng)受的軸向擴(kuò)展的程度能夠部分地表征誘導(dǎo)的徑向分子或晶體取向以及軸向強(qiáng)度。軸向延伸的程度通過軸向延伸(“AE”)比量化，定義為AE比=(延伸后管的長度)/(管的原始長度)。所述AE比也可以用百分?jǐn)?shù)表示，定義為AE%= (AE比-I)乘以100%。在優(yōu)選的實施方案中，所述RE約為400%并且所述AE為40-50%。圖I中增強(qiáng)并增韌的圓柱形聚合物管被成型為支架結(jié)構(gòu)，在一個實施方案中，具有多個形成如圖2所示的模型200 (模型200以平面視圖例示)的支桿230和連桿234，所述圖2是關(guān)于所述支架在卷曲之前以及在支架在血管內(nèi)通過球囊擴(kuò)展從其卷曲狀態(tài)塑性地、或不可逆地變形至其展開狀態(tài)之后的模型。因此，圖2中所述模型200表現(xiàn)了管狀支架結(jié)構(gòu)(如圖3在三維空間中所部分示出的)，以便軸線A-A平行于所述支架的中心或縱軸。圖3示出了支架在卷曲前或展開后的狀態(tài)。如圖3可見，所述支架包括限定出通常管狀的主體的支桿和連桿的開放式框架。圖I中所述圓柱形的變形管可以通過激光切割設(shè)備，優(yōu)選地，在切割過程中使用氦氣作為冷卻劑的皮秒綠光激光(pico-second green light laser),成型為圖2-3中所描繪的這種開放式框架。 適合的激光加工的細(xì)節(jié)可以在美國專利申請No. 12/797，950 (案卷號62571. 404)中找到。需要有氦氣以避免鄰近激光切割路徑的支架結(jié)構(gòu)熔融或性質(zhì)改變。示例的激光加工參數(shù)在表I中提供。表I :用于具有0. 008”到0. 014”之間的壁厚的壓潰可恢復(fù)支架的激光加工參數(shù)
rifi
支架長度(mm)8-200
切割程數(shù)(No. of passes to cut)2-4
切割速度(in/min)i~T5
快蠕動速度(in/min)10-14
最大加速/減速(in/min2)0-6
管外徑6-12
激光光斑大小14-20
激光重復(fù)頻率(kHz)25-50
激光功率設(shè)置(W)0. 8-1.22
氦氣流量(scfh)11-17參見圖2，所述模型200包括由支桿230形成的縱向間隔的環(huán)212。環(huán)212通過多根連桿234連接到相鄰的環(huán)，每根連桿均平行于軸線A-A延伸。在該支架模型(模型200)的第一個實施方案中，四根連桿234將內(nèi)部環(huán)212 (所述內(nèi)部環(huán)212指的是圖2中在其左側(cè)和右側(cè)均設(shè)有環(huán)的環(huán))連接到兩個相鄰的環(huán)中的每一個。因此，環(huán)212b通過四根連桿234連接到環(huán)212c，并且通過四根連桿234連接到環(huán)212a。圖2中環(huán)212d是僅與其左側(cè)環(huán)連接的末端環(huán)。環(huán)212由在冠部207、209和210連接的支桿230形成。連桿234在冠部209 (W-冠部)處和冠部210 (Y-冠部)處與支桿連接。冠 部207 (自由-冠部)不設(shè)有與其連接的連桿234。優(yōu)選地從冠部207、209和210延伸的與冠部中心成恒定角度的支桿230，即，環(huán)212呈近似曲折的(zig-zag)形狀，與模型200的正弦曲線相對，盡管在其它實施方案中考慮了具有彎曲支桿的環(huán)。同樣地，在該實施方案中，環(huán)212高度，即相鄰冠部207與209/210之間的縱向距離，可以從連接在冠部的兩根支桿230的長度和冠部角0推導(dǎo)出。在一些實施方案中，所述角9在不同冠部可以變化，取決于連桿234是否連接到自由或無連接冠部、W-冠部或者Y-冠部。所述環(huán)212的曲折變化主要繞所述支架的圓周(即，沿著圖2中的B-B方向)發(fā)生。所述支桿212形心軸主要位于與所述支架的縱軸大約相同的徑向距離上。理想的，在卷曲和展開過程中基本上形成環(huán)的支桿間的所有相對運(yùn)動也是軸向發(fā)生，而不是徑向。但是，如下面所詳細(xì)解釋的，聚合物支架由于失調(diào)和/或不均勻徑向載荷作用，通常不以這種方式變形。所述環(huán)212能夠在卷曲過程中收縮至較小的直徑，并且在血管內(nèi)的展開過程中擴(kuò)展至較大直徑。根據(jù)本公開的一個方面，所述卷曲前的直徑(例如，軸向和徑向擴(kuò)展的管的直徑，所述支架裁剪自該管)總是大于所述遞送球囊在膨脹時可以或能夠產(chǎn)生的最大擴(kuò)展的支架直徑。根據(jù)一個實施方案，卷曲前的直徑大于支架的擴(kuò)展直徑，甚至當(dāng)遞送球囊為高膨脹，或膨脹超過球囊導(dǎo)管的最大使用直徑。模型200包括四根連桿237 (每個末端兩根，圖2中僅示出了一個末端)，所述四根連桿237具有在每個由連桿237形成的橫向間隔的孔對中接收不透射線材料的結(jié)構(gòu)。這些連桿以這種方式構(gòu)造從而在卷曲期間避免越過連桿干擾支桿折疊，如下面的詳細(xì)解釋，這對于能夠卷曲到約為Dmin直徑的支架，或?qū)τ谠诰砬鷷r實際上不具有可用于不透射線標(biāo)記物固定結(jié)構(gòu)的空間的支架，是非常必要的。支架結(jié)構(gòu)的第二個實施方案具有在圖4中例示的模型300。如同所述模型200，所述模型300包括有支桿330形成的縱向間隔的環(huán)312。環(huán)312通過幾個連桿334與相鄰的環(huán)連接，所述幾個連桿334中的每一個均與軸線A-A平行延伸。對上面與關(guān)于圖2的環(huán)212、支桿230、連桿234、和冠部207、209、210相關(guān)的結(jié)構(gòu)的描述，也應(yīng)用于第二個實施方案的各個環(huán)312、支桿330、連桿334、和冠部307、309、310，除了在第二個實施方案中，只有三個支桿334連接每個相鄰的環(huán)對(pair of ring),而不是四個。因此,在第二實施例中，環(huán)312b僅通過三個連桿234與環(huán)312c相連，并且僅通過三個連桿334與環(huán)312a相連。形成以接納不透射線標(biāo)記物的連桿，與連桿237相似，可以包含在環(huán)312c和環(huán)312d之間。圖5A和5B分別描繪了與每個模型300和模型200相關(guān)的閉合單元元件的重復(fù)模型的方面。圖5A示出了以虛線盒VA為界的部分模型300，圖5B示出了以虛線盒VB為界的部分模型200。在其中分別示出了單元304和單元204。在圖5A、5B中垂直軸線基準(zhǔn)由軸線B-B和縱軸A-A表示。在模型200中設(shè)有由每對環(huán)212形成的四個單元204，例如，四個單元204由環(huán)212b和212c以及連接該環(huán)對的連桿234形成，另一組四個單元204由環(huán)212a和212b以及連接該環(huán)對的連桿234形成，等。相反，在模型300中設(shè)有由環(huán)對和它們的連接連桿形成的三個單元304。參見圖5A，單元304的間隔336和336a以縱向間隔的環(huán)312b和312c示出的部分、以及周向間隔且平行的連接環(huán)312b與312c的連桿334a和334c為界。在圖3中連桿334b和334d將單元304分別連接到左邊和右邊鄰近的環(huán)。連桿304b在W-冠部309處連接至單元304。連桿334d在Y-冠部310處連接至單元304。W-冠部指的是在冠部310處的支桿330與連桿之間延伸的角為鈍角(大于90度)的冠部。Y-冠部指的是在冠部309處的支桿330與連桿336之間延伸的角為銳角(小于90度)的冠部。對于Y-冠部和W-冠部的定義也適用于單元204。對于單元304，存在八個連接的或自由的冠部307，所述八個無連接的或自由的冠部307可以理解為八個缺乏連接在冠部的連桿334的冠部。對于單元304在Y-冠部與W-冠部之間設(shè)有一個或三個自由冠部。對于各個冠部307、309和310，圖5A中所述單元304的另一個方面包括角。這些 通常不相等的角(例如見圖21，對于具有所述模型300的支架的“V2”和“V23”的實施方案)在圖5A中被標(biāo)識為分別與冠部307、309和310有關(guān)的角366、367和368。對于具有模型300的支架，所述支桿330具有支桿寬度361和支桿長度364，所述冠部307、309、310具 有冠部寬度362，而且所述連桿334具有連桿寬度363。每個環(huán)312具有環(huán)高度365。所述冠部處的半徑通常并不相等。在圖5A中所述冠部的半徑被標(biāo)識為半徑369、370、371、372、373 和 374。單元304可以被認(rèn)為是W-V閉合單元元件。“V”部分指的是圖6A中與字母V相似的陰影區(qū)336a。剩余的無陰影部分336，即，“W”部分，與字母“W”相似。參見圖5B，單元204的間隔236以縱向間隔的環(huán)212b和212c示出的部分、以及連接這些環(huán)的周向間隔且平行的連桿234a和234c為界。在圖2中連桿234b和234d將單元204分別連接到左邊和右邊相鄰的環(huán)。連桿234b在W-冠部209處連接至所述單元236。連桿234d在Y-冠部210處連接至單元236。對于單元204，設(shè)有四個冠部207，所述冠部207可以理解為四個缺乏連接在冠部的連桿234的冠部。對于單元204在每個Y-冠部與W-冠部之間僅設(shè)有一個自由冠部。對于各個冠部207、209和210，圖5B中所述單元204的其它方面包括角。這些通常不相等的角(例如見圖6B，對于具有所述模型200的支架的“V59”實施方案)在圖5B中被標(biāo)識為分別與冠部207、209和210相關(guān)的角267、269和268。對于具有模型200的支架，所述支桿230具有支桿寬度261和支桿長度266，所述冠部207、209、210具有冠部寬度270，而且所述連桿234具有連桿寬度261。每個環(huán)212具有環(huán)高度265。在所述冠部處的半徑通常并不相等。在圖5A中所述冠部的半徑被標(biāo)識為內(nèi)半徑262和外半徑263。單元204可以被認(rèn)為是W閉合單元元件。所述間隔236以類似于字母“W”的單元204為界。對比圖5A與圖5B，可以注意到，所述W單元204關(guān)于軸線B-B和A-A是對稱的，而所述W-V單元304關(guān)于這些軸線是非對稱的。所述W單元204的特征在于在連桿234之間具有不超過一個冠部207。因此，對于模型200的每個閉合單元，Y-冠部或W-冠部總是位于每個冠部207之間。從這層意義上說，模型200可以被理解為具有重復(fù)的閉合單元模型，每個具有不多于一個的未被連桿234支撐的冠部。相反，所述W-V單元304在W-冠部和V-冠部之間具有三個未支撐的冠部307。正如從圖5A可以理解的，在連桿334d左邊設(shè)有三個未支撐的冠部307，并且在連桿334b右邊設(shè)有三個未支撐的冠部307。具有模型200的支架的機(jī)械特性對比模型300在以下方面不同。這些不同點與以后將討論的其它不同點一起，在圖6A-6B的支架之間的比較中可以被觀察到，所述比較包括體內(nèi)測試。在某些方面，這些測試展示了根據(jù)本發(fā)明的支架的機(jī)械方面，所述機(jī)械方面是意想不到的，并且與傳統(tǒng)認(rèn)識相反，比如當(dāng)傳統(tǒng)認(rèn)識起源于人工金屬支架、或冠狀動脈支架的狀況時。因此，對于一個特別的設(shè)計選擇，無論是被臨床、生產(chǎn)產(chǎn)量、和/或遞送剖面要求所驅(qū)動，以下特征應(yīng)牢記。通常，壓潰可恢復(fù)的聚合物支架，具有期望的徑向剛度和強(qiáng)度、斷裂韌性，并且能夠被卷曲直到目標(biāo)遞送直徑，例如，至少約為Dmin，平衡徑向剛度對強(qiáng)度、體內(nèi)表現(xiàn)對用于遞送到血管位置的密實度、和壓潰恢復(fù)性對徑向強(qiáng)度/剛度這三個競爭的設(shè)計屬性。 體內(nèi)表現(xiàn)對用于遞送到血管位置的密實度，指的是將支架卷曲直到所述遞送直徑的能力。連接冠部以形成所述W-單元204的環(huán)支桿230繞與近腔表面(abluminalsurface)相切的軸線(軸線A_A)的旋轉(zhuǎn)更加受限制。在所述W-V單元V部分的情況中，由于連接連桿336的個數(shù)減少，所述冠部在特別的構(gòu)造下可能傾向于繞軸線A-A扭轉(zhuǎn)。所述環(huán)部分可以處于有效的“翻轉(zhuǎn)”中，所述“翻轉(zhuǎn)”是指由于壓曲而轉(zhuǎn)動或偏斜到平面外(請注意“平面外”指的是在支架的拱形圓柱狀表面的外側(cè)的偏斜；參見圖5A “平面外”意思是垂直于該圖的表面偏斜的支桿)。當(dāng)如圖5B中所示在每個冠部或凹陷處設(shè)有連桿234時，使冠部壓曲或翻轉(zhuǎn)的傾向減小，因為所述環(huán)支桿更加受所述連桿236限制。本質(zhì)上，所述連桿被用于更加均勻地平衡環(huán)上的載荷。對于根據(jù)模型300構(gòu)造的支架的“翻轉(zhuǎn)”現(xiàn)象在卷曲期間已被觀察到，如美國專利申請No. 12/861,719(案卷號62571. 448)中所非常詳細(xì)地解釋和例示的。所述W-V單元304在冠部307處缺乏鄰近的連桿334以限制相鄰的冠部或凹陷的過度扭曲。其實，當(dāng)連桿334之間設(shè)有兩個冠部307時，阻止環(huán)的V部分翻轉(zhuǎn)或壓曲的限制取決于單個環(huán)支桿330的壓曲強(qiáng)度，即所述聚合物支桿的扭曲強(qiáng)度或剛度。然而，當(dāng)設(shè)有連接至每個相鄰的冠部/凹陷的連桿234時(圖5B)，由于所述連接的連桿234所增加的彎曲剛度，限制了在相鄰的冠部207處的扭曲，所述冠部207處的平面外翻轉(zhuǎn)更受限制。根據(jù)模型200的支架相應(yīng)地比根據(jù)模型300的相似地構(gòu)造的支架更硬。根據(jù)模型200的支架在軸向和縱向彎曲中更硬，因為使用了更多連桿236。然而，增加的剛度可能并不是所期望的。較大的剛度能比較小硬度的支架產(chǎn)生更大的裂縫形成。例如，由附加的連桿所增加的剛度能在由附加的連桿234相互連接的環(huán)上誘發(fā)更多的應(yīng)力，尤其當(dāng)所述支架承受彎曲(環(huán)相對運(yùn)動)和徑向壓縮和/或箍縮(壓潰)的聯(lián)合作用。連桿234的存在除了使得環(huán)更硬之外，還將額外的載荷路徑弓I入環(huán)中。根據(jù)模型200的支架更能滿足體內(nèi)要求，但根據(jù)模型300的支架可以更容易地被卷曲直到所述遞送直徑。其它因素也影響卷曲支架的能力。根據(jù)本發(fā)明，研究發(fā)現(xiàn)，對于卷曲前的支架，小于約115度的冠部角與具有較大冠部角的支架(與膨脹直徑有關(guān)，在一個例子中為6. 5mm)相比能產(chǎn)生較少的斷裂以及相關(guān)的展開問題(例如，環(huán)支桿的不均勻的折疊/伸開)。所述支架被卷曲到球囊上，所述球囊可以膨脹直到約7. 4_。因此，當(dāng)球囊過膨脹時，所述支架達(dá)到約7mm的膨脹直徑。對于球囊導(dǎo)管-支架裝配，根據(jù)本發(fā)明，球囊的最大膨脹直徑小于或等于所述支架卷曲前的直徑。如上面所提到的，支架的最大膨脹直徑最好小于支架卷曲前的直徑。在設(shè)計一種具有期望卷曲剖面的壓潰可恢復(fù)的聚合物支架的過程中，研究發(fā)現(xiàn)，當(dāng)形成8_直徑的支架時，很難將所述支架卷曲到期望的卷曲剖面，例如，因為兩個原因，很難將所述支架從8mm直徑卷曲到約2mm的剖面。首先，通過強(qiáng)加350-400%的直徑減小要求，僅僅因為所述支架在承受這種大量的直徑減小時所經(jīng)受的應(yīng)力水平，所述聚合物材料更加易受裂縫形成和傳播的影響。這種擔(dān)心通過調(diào)整剛度加以解決，例如減小支桿角、壁厚和/或冠部數(shù)量。此外，用于制造所述管(圖I)的過程步驟被發(fā)現(xiàn)有助于改善所述支架對裂縫形成和傳播的抵抗能力，正如先前所解釋的。第二，即使當(dāng)支架尺寸被調(diào)整以限制裂縫形成時，對于支架，在卷曲剖面內(nèi)仍存在有限空間的問題。由于與卷曲的支架相關(guān)的大量材料，在不造成不可接受的屈服應(yīng)力或斷 裂的情況下，用于將環(huán)壓縮到期望的卷曲剖面的可用空間是不可能達(dá)到的。因此，即使在可以實現(xiàn)350-400 %的直徑減小而不會有裂縫或展開問題時，所述支架模型也不會在不超過連接范圍的情況下允許進(jìn)一步的減小，而這在支架的設(shè)計中是允許的。根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，對支架的冠部設(shè)計進(jìn)行了修改，意在改善斷裂韌性和/或減小支架的遞送直徑。研究發(fā)現(xiàn)，對現(xiàn)有的支架模型的設(shè)計變化在于顯著減小橋接形成所述冠部/凹陷的支桿的冠部或凹陷的內(nèi)半徑尺寸，所述設(shè)計變化將克服對減小的剖面的限制，并且能使用易碎的聚合物(像PLLA或PLGA)來實施。圖7A和7B例示了一對靠近冠部410的支桿420、422。在卷曲前的狀態(tài)中，所述支桿420、422被冠部角O分開，并且所述冠部成型有內(nèi)徑ra。這是冠部的一種典型設(shè)計。選擇所述內(nèi)半徑以避免應(yīng)力集中在冠部。如本領(lǐng)域所教的，當(dāng)轉(zhuǎn)折點(比如冠部)的幾何形狀劇變時，更有可能在轉(zhuǎn)折點處形成裂縫或屈服(從而影響徑向剛度)，因為彎曲穿過冠部的轉(zhuǎn)動慣量是不連續(xù)的。在金屬支架的情況中，角O在卷曲前小于支架展開時的角。通過制造具有減小的直徑的支架，所述支架可以更容易地卷曲到小剖面。由于內(nèi)半徑的存在，在展開時能夠超過角O而不損失徑向剛度。然而，如果該半徑過小，并且支桿角在展開時超過O，由于應(yīng)力集中在內(nèi)半徑，存在較大的可能性形成屈服或其它問題。由于金屬的延性和彈性，由金屬制備的支架也可以比圖7B中所示的更進(jìn)一步卷曲。所述支桿420、422可以相互接觸，即S小于
2X ra,并且仍然所述支架能夠恢復(fù)并保持其徑向剛度，而不用考慮過度卷曲的情況。然而，對于聚合物支架，現(xiàn)已發(fā)現(xiàn)，所述距離S(圖7B)通常不應(yīng)小于允許的半徑ra，即S大于或等于2ra。對于聚合物支架，如果迫使所述支桿420、422更加相互靠近，即，S變得小于2Xra，則在支架展開時材料的脆性很可能導(dǎo)致斷裂問題。因此如果卷曲超過所述半徑允許的距離，所述支架可能難以保持其徑向剛度。當(dāng)圖7A和7B中的距離S小于2Xra時，如圖8A、8F和SG所示，掃描電鏡(SEM)照片包括位于冠部的斷裂。正如在這些照片中可見的，在W冠部、自由冠部和Y冠部中存在顯著的材料破壞。為了減小支桿420、422之間的距離S(圖7B)，發(fā)明人決定盡可能的減小所述半徑ra，而不考慮本領(lǐng)域在這方面給出的建議。令他們吃驚的是，研究發(fā)現(xiàn)，所述支架能夠從卷曲狀態(tài)恢復(fù)到擴(kuò)展?fàn)顟B(tài)，而徑向強(qiáng)度沒有顯著的、明顯的、重新出現(xiàn)的或過高的損失。如圖8B、8C和8D所提供的SEMs示出了在卷曲之后通過球囊擴(kuò)展的具有減小的半徑的冠部/凹陷。在這些實施例中，所述冠部內(nèi)半徑被制備得像切割工具(如上所述的綠光皮秒激光)所能提供的一樣小。正如通過對比圖8A、8F和8G與圖8B、8C和8D所能看見的，具有減小的直徑的支架產(chǎn)生了一些空隙，但不存在裂縫傳播。保持了結(jié)構(gòu)完整性。在這些照片中，展開的支架保持了良好的徑向剛度。圖7C和7D例示了這些產(chǎn)生意想不到結(jié)果的冠部構(gòu)造的實施方案。圖5B和6B例示了 W單元的一個實施例，所述W單元具有剛描述的冠部構(gòu)造的減小的半徑類型。半徑rb約為0. 00025英寸，與所述激光能夠制造的最小半徑相對應(yīng)。該0. 00025英寸的半徑不該視作目標(biāo)半徑或是對半徑大小的限制，盡管對于該實施方案，它已產(chǎn)生了期望的結(jié)果。更確切地說，可以預(yù)見的是，所述半徑可以盡可能的接近于零以實現(xiàn)減小的剖面尺寸的目的。因此，正如本領(lǐng)域普通技術(shù)人員將會理解的，在實施方案中所述半徑可以約為0. 00025英寸(取決于裁剪工具)、大于該直徑、或小于該直徑以根據(jù)公開的內(nèi)容實踐本發(fā)明。例如，可以預(yù)見的是，可以選擇所述半徑以按照期望減小卷曲尺寸。 為了本發(fā)明的目的，半徑約為零是指制造冠部結(jié)構(gòu)的工具可能的最小半徑。內(nèi)半徑根據(jù)一些實施方案是指允許所述距離S減小到約為零(即，如圖7D所示，支桿相鄰或相互接觸，S’為零，或約為零)的半徑。無意束縛于特殊理論，對于根據(jù)本發(fā)明的支架如何能夠縮小至理論最小直徑然后展開而無強(qiáng)度損失，研究認(rèn)為，對大于所述膨脹直徑的起始直徑的選擇在該有利的結(jié)果中起到了作用。與先前的例子相反，在先前的例子中，金屬支架從小于其膨脹直徑的直徑形成，其選擇較小的直徑以有利于較小的卷曲剖面，根據(jù)優(yōu)選的實施方案，一種聚合物支架從大于所述球囊導(dǎo)管-支架裝配的最大膨脹直徑的初始直徑形成(較大的初始直徑更利于減小急性回縮，如下面所解釋的，和/或增強(qiáng)展開狀態(tài)中的徑向強(qiáng)度特征，如早前在對圖I管的加工步驟中所解釋的)。如此，卷曲前的支桿角優(yōu)選地大于所述支架展開時的最大冠部/支桿角。換句話說，當(dāng)球囊將支架從卷曲狀態(tài)擴(kuò)展到展開狀態(tài)時，從未超過圖7C中冠部角(卷曲前的角)。所述壓潰可恢復(fù)支架的這種特征，即卷曲前的冠部角大于展開的冠部角，被認(rèn)為為SEM照片中聚合物支架對于冠部構(gòu)造在使用最小內(nèi)半徑時如何能夠保持徑向強(qiáng)度提供了線索，與現(xiàn)有技術(shù)的教導(dǎo)相反。研究認(rèn)為，當(dāng)被血管施加載荷時所述支架的壓縮，而不是擴(kuò)展，在不考慮空隙存在時將不會引起進(jìn)一步的弱化。當(dāng)所述冠部相對于其卷曲前的形狀(圖7C)僅經(jīng)歷壓縮變形時，靠近所述內(nèi)半徑的潛在弱化區(qū)僅承受壓縮應(yīng)力，這不會有撕開冠部的趨勢，即，引起裂紋傳播。如美國專利申請No. 12/861,719(案卷號62571. 448)所詳述的，支架的卷曲包括將聚合物材料加熱到小于，但接近于所述聚合物的玻璃化轉(zhuǎn)變溫度。在一個實施方案中，對于PLLA，所述支架的溫度在卷曲期間被升至玻璃化轉(zhuǎn)變溫度的大約5到10度以下。當(dāng)卷曲到最后時，卷曲直徑，卷曲狹口(crimping jaws)在最后的保壓期間(dwell period)被保持在最后的卷曲直徑。這種用于卷曲具有壓潰恢復(fù)性的聚合物支架的方法在釋放所述卷曲狹口時，有利于減小回縮。然而，另一個意想不到的結(jié)果被發(fā)現(xiàn)與本發(fā)明的減小的內(nèi)徑方面有關(guān)。研究發(fā)現(xiàn)，在保壓期間所述聚合物支架的卷曲剖面能減小到小于理論最小剖面的剖面。
根據(jù)早前給出的對于圖6B的支架的實施例，Dmin的值為0. 1048”或2. 662mm。當(dāng)根據(jù)上面總結(jié)的以及美國專利申請No. 12/861,719(案卷號62571. 448)中描述的卷曲過程卷曲該支架時，研究發(fā)現(xiàn)，所述支架可以被縮小至0. 079”或2. 0066mm的卷曲剖面。因此，對于該支架，所述卷曲剖面小于該支架的Dmin。關(guān)于該剖面，能夠在所述支架上配置0. 085” OD的保護(hù)殼。當(dāng)支架上還設(shè)有藥物涂層時，具有外殼的支架的剖面為0. 092”。對于該支架，徑向強(qiáng)度的范圍為0. 45-0. 65N/mm，徑向剛度的范圍為I. 00-1. 20N/mm并且所述壓潰恢復(fù)能力約為90% (50%壓潰)。研究認(rèn)為，由于在保壓期間內(nèi)對材料的壓 縮，實現(xiàn)了減小的剖面小于Dmin。本質(zhì)上，保壓期間在升高的溫度下所述卷曲狹口施加的壓力造成了形成環(huán)的支桿擠在一起，以進(jìn)一步減小所述卷曲支架的剖面。根據(jù)這些實施方案，具有剖面小于其理論最小剖面的卷曲支架在體內(nèi)成功地展開并測試。該支架除了具有在50%的直徑減小之后約90%以上的期望的壓潰恢復(fù)性外，還具有期望的徑向剛度性質(zhì)。根據(jù)本發(fā)明的另一個方面，對于一種壓潰可恢復(fù)的聚合物支架的所述支桿和冠部構(gòu)造被成型為圖7E中描繪的形狀，以實現(xiàn)卷曲剖面小于具有圖7A中示出的冠部構(gòu)造的支架的卷曲剖面。根據(jù)這些實施例，所述冠部成型為具有如圖所示的半徑r。。當(dāng)該支架卷曲時，可以促使所述支桿靠近在一起，以便它們分開的距離接近零(S”為零，或約為零)。與圖7C的實施方案相比，所述半徑r。被制備成一些有限的半徑或比通過在所述支桿和冠部之間形成孔或擴(kuò)大的區(qū)域而得的半徑更大的半徑。在所述冠部處的厚度，t?！?沿其內(nèi)表面形成內(nèi)半徑)可以小于所述支架的寬度(在圖7C和圖16的實施例中，所述冠部的厚度可以大于所述支架的寬度)。這使得冠部處可以使用較大的內(nèi)半徑而不增加所述卷曲剖面。在這些實施方案中，具有圖7E-7F中描繪的冠部構(gòu)造的支架稱為“鑰匙孔”冠部構(gòu)造。參見圖7F無需進(jìn)一步澄清便可理解該名稱，圖7F示出了由內(nèi)壁表面形成的鑰匙孔狹縫或開口。在所述卷曲剖面中，促使接近冠部的支桿靠近在一起，而具有半徑r。的孔或開口或多或少被保持在冠部。對于“鑰匙孔”冠部構(gòu)造，所述距離“S”小于兩倍的半徑r。。圖6A-6B中提供了體現(xiàn)模型300和200的支架的實施例(指作為具有0. 008英寸壁厚的V2實施方式，具有0. 008和0. 014英寸壁厚的V23實施方式和具有0. 011英寸壁厚的V59實施方式)。提供了對于圖5A-5B的不同單元屬性的特定值。具有8mm的卷曲前直徑的支架V59(模型200)能夠被卷曲到非相容型球囊，其中所述卷曲剖面約為2mm。在該實施例中所述膨脹直徑約為6. 5mm。分別具有7mm和9mm的卷曲前直徑的支架V2、V23經(jīng)由非相容型擴(kuò)展到約6. 5mm。所述V2和V23支架能夠被卷曲到約0. 092英寸(2. 3mm)的直徑。根據(jù)本發(fā)明，研究發(fā)現(xiàn)，支架的支桿的縱橫比(AR)可以大約在0.8與I. 4之間，連桿的AR可以大約在0. 4與0. 9之間，或著連桿和支桿的AR都可以大約在0. 9與I. I之間，或約為I?？v橫比(AR)被定義為寬度與厚度的比例。因此，對于具有0.0116寬度和0.011壁厚的支桿，AR為1.05。根據(jù)本發(fā)明，一種具有壓潰恢復(fù)能力的球囊擴(kuò)展聚合物支架的徑向強(qiáng)度具有大于約0. 3N/mm、或約在0. 32N/mm與0. 68N/mm之間的徑向強(qiáng)度，并且大于約0. 5N/mm、或約在0.54N/mm與1.2N/mm之間的徑向剛度。根據(jù)本發(fā)明，壓潰可恢復(fù)支架具有這些范圍的剛度和強(qiáng)度，是對于具有約0. 008”到0. 014”的壁厚、并配置為經(jīng)由6. 5mm非相容型球囊從約2mm的卷曲剖面展開,或在球囊導(dǎo)管上從約2mm的橫剖面展開到直徑約6. 5mm到7mm之間的支架。一種生物可降解聚合物，比如PLLA(和通常由碳、氫、氧和氮組成的聚合物)是射線可透過的，而沒有輻射不透性。期望的支架是不透射線、或在X射線下熒光透視可見的，以便通過所述支架主體、優(yōu)選地環(huán)末端的實時可視，可以便于支架在血管內(nèi)的準(zhǔn)確放置。心血管病醫(yī)生或介入放射科醫(yī)生通常會使用熒光透視或類似X射線可視程序追蹤遞送管道穿過病人的脈管系統(tǒng)，并將所述支架準(zhǔn)確地放置在病變位置。對于可被熒光透視的支架，它必須比周圍的組織更有X射線吸收性。支架中的輻射不透性材料可以實現(xiàn)其直接可視。一個將這些材料與生物可降解聚合物支架包括在一起的方法是將不透射線標(biāo)記物附著到所述支架的結(jié)構(gòu)元件上，比如使用美國專利申請No. 11/325，973 (案卷號62571. 45)所討論的技術(shù)。然而，與其它支架相比，根據(jù)本發(fā)明，具有壓潰恢復(fù)性能的生物可降解、生物可吸收、生物可再吸收或生物可蝕的、并且外周植入的支架具有在已知領(lǐng)域還未充分解決的特殊要求。存在未滿足的需要，即在固定標(biāo)記物的材料(標(biāo)記物結(jié)構(gòu))附近保持期望的剛度性質(zhì)而不增大所述最小卷曲直徑，例如Dmin。所述固定標(biāo)記物的材料必需不對極度有限的空間產(chǎn)生干擾，所述極度有限的空間可用于實現(xiàn)遞送導(dǎo)管上的卷曲支架所要求的橫剖面或遞送直徑，特別是當(dāng)從所述起始、卷曲前的直徑卷曲到所述遞送直徑，并且/或著所述目標(biāo)遞送直徑至多約為支架的理論最小直徑(Dmin)，在具有300-400%或更多的直徑減小的支架的這種情況中。研究發(fā)現(xiàn)，為了能夠達(dá)到期望的遞送直徑，例如，在卷曲期間300-400%或更多的直徑減小，所述標(biāo)記物材料(當(dāng)位于連桿上時)不應(yīng)對構(gòu)成支架環(huán)的支桿的折疊產(chǎn)生干擾。然而，在不考慮對徑向剛度的影響而解決該需要時，研究發(fā)現(xiàn)，在標(biāo)記物結(jié)構(gòu)的附近存在不可接受的剛度損失。參考圖9A和9B，示出了根據(jù)模型200的支架部分。圖9A示出了固定有不透射線材料500 (標(biāo)記物500)的連桿237所在的支架的部分。圖9B示出了所述支架在成形為卷曲形態(tài)時的相同部分。處于壓縮、折疊或緊湊形態(tài)的環(huán)212b、212c、212d和212f分別被示出為卷曲環(huán)212b’、212c’、212d’和212f’。為使環(huán)212的每一個可以具有相同的徑向剛度性質(zhì)(忽略連桿連接)，相對于設(shè)置在環(huán)支桿230上,標(biāo)記物對(pair of markers) 500優(yōu)選地設(shè)置在連桿237上。在其它實施方案中，通過對環(huán)結(jié)構(gòu)進(jìn)行合適的調(diào)節(jié)，所述標(biāo)記物500可以設(shè)置在環(huán)212上。正如從圖9B可以理解的，為了保持最小直徑，例如至少約為卷曲支架的理論最小 卷曲直徑(Dmin)，標(biāo)記物結(jié)構(gòu)的存在優(yōu)選地不影響折疊支桿230之間的距離。為實現(xiàn)該目的，可以增加所述連桿237的長度，(L237 = U+L2，)，超過其它不帶有標(biāo)記物的連桿234的長度L1 (長度L2約為適應(yīng)標(biāo)記物結(jié)構(gòu)所需(存儲處502和標(biāo)記物對500)的長度)，而不會妨礙必要時對支桿230的折疊的限制以實現(xiàn)300-400%或更多的直徑減小。不具有緊密的卷曲直徑要求的支架，或在支架的結(jié)構(gòu)元件之間不具有最小空間的支架，相比之下，可以具有連接環(huán)的連桿，所述連桿在折疊的支桿下方尺寸增大以固定標(biāo)記物500，因為在卷曲形態(tài)中對于標(biāo)記物結(jié)構(gòu)仍有可用空間。所述存儲處(depot) 502可以在支架從管上裁剪下來時制備。所述存儲處502設(shè)有孔，該孔的尺寸略小于標(biāo)記物500球體(例如鉬金球體)的直徑，以便在藥物-聚合物涂層應(yīng)用于所述支架上時所述球體可以設(shè)置在該孔中并固定在其中。所述藥物-聚合物涂層可以用作在存儲處502的孔內(nèi)固定標(biāo)記物500的粘合劑或壁壘。在本發(fā)明的一個方面中，為實現(xiàn)充分可見所必需的形成標(biāo)記物500的球體直徑小于所述聚合物支架的壁厚(235，圖3)。如此，所述球體可以設(shè)置在該孔中然后在其上涂覆涂層。因為所述球體半徑大約等于或小于所述壁厚235，不必對所述球體進(jìn)行重整或塑造以實現(xiàn)平整的外形。從而簡化所述標(biāo)記物的涂覆過程。然而根據(jù)圖9的實施方案，當(dāng)設(shè)有標(biāo)記物結(jié)構(gòu)的連桿的長度增加以保持最小卷曲直徑時，相鄰環(huán)由于被進(jìn)一步分開，其結(jié)合的徑向剛度性質(zhì)減小。為使剛度的這種損失最小，特別是考慮到末端環(huán)(所述末端環(huán)由于僅連接到一個相鄰環(huán)，其本來就剛度較小)，相對于環(huán)212d和212f，所述標(biāo)記物結(jié)構(gòu)位于連桿212c和212f 之間。此外，所述標(biāo)記物被安排使得所述標(biāo)記物對500位于，相對于縱向(軸線A-A)，沿垂直軸線B-B定位的存儲處502a、
502b中。通過沿軸線B-B設(shè)置所述存儲處502a、502b，所述長度L2優(yōu)選地比如果標(biāo)記物500縱向安排時小，以便相鄰的環(huán)212c、212f (由于連桿237增加的長度)和末端環(huán)212d的結(jié)合的徑向剛度的損失最小。根據(jù)用于聚合物支架的標(biāo)記物的另一個實施方案，根據(jù)模型200的支架可以不設(shè)有具有標(biāo)記物結(jié)構(gòu)以及增加的長度以適應(yīng)卷曲需要的連桿237。作為替代，參見圖IOA和10B，不透射線材料薄片504，例如0. 025”長和0. 004”厚的金、鉬或銥金屬薄片，繞連桿234纏繞并通過例如沉積在所述支架上的藥物-聚合物涂層固定在位。因為金屬薄片的厚度可以忽略，或在卷曲過程中是可壓縮的材料，盡管在折疊的支桿230之間存在標(biāo)記物504，所述支架可以保持至少約Dmin的卷曲直徑。根據(jù)這些實施方案，因為金屬薄片不會影響支架功能-連桿長度可以與其它連桿234的長度大致相同-所述金屬薄片優(yōu)選地靠近支架的末端設(shè)置，以在血管內(nèi)更加方便地識別支架末端。例如，所述標(biāo)記物504可以設(shè)置在將環(huán)212d連接到環(huán)212f的連桿上，因為剛度性質(zhì)不會受到標(biāo)記物504存在的影響。根據(jù)用于聚合物支架的標(biāo)記物的其它實施方案，如圖IlA和IlE所描繪的，根據(jù)模型200的支架對環(huán)結(jié)構(gòu)進(jìn)行了修改以固定不透射線標(biāo)記物。通過在末端環(huán)212d的冠部207上或靠近冠部207處設(shè)置標(biāo)記物材料，如圖11A-11E所示，能夠更加容易地在血管中定位末端環(huán)212d的位置(因為標(biāo)記物設(shè)置在末端環(huán)上)。根據(jù)圖IlAUlB和IlE中所描繪的實施方案，一個或多個圓柱形標(biāo)記物511、516、531可以分別設(shè)置在冠部207 (圖IIA和11B)或靠近冠部207的位置(如圖11E)。根據(jù)圖IlC和IlD中所描繪的實施方案，一個或多個不透射線材料條521、526設(shè)置在靠近冠部(圖11C)或圍繞冠部(圖11D)的位置。在圖IlA的情形中，單個標(biāo)記物511可以被冠部207中形成的孔512接收，或如圖IlB中所示，可以被從冠部207延伸出的孔眼519所提供的孔接收。在后面的情形中，有必要增加形成延長物519的材料的延性或斷裂韌性，以避免孔眼從冠部207破裂。因為對該孔眼不存在強(qiáng)度/剛度要求，對材料進(jìn)行局部地變更是可行的，以便它更有斷裂抗性而不會影響所述冠部的剛度。例如，韌性可以通過局部熱處理、局部塑化、或涂層敷用而達(dá)到。如果在支架主干中使用聚合物混合物或嵌段共聚物，局部熱處理可能特別有用。圖IlE示出了被三個在支桿532中形成的孔接收的三個不透射線塊531，所述支桿532被制備得較厚，以調(diào)節(jié)由于孔543的存在而造成的支桿230的強(qiáng)度損失。圖IlC和IlD示出了分別被環(huán)212b中形成的狹槽522、528接收的不透射線條526、521的實施例。所述條521可以設(shè)置在支桿524中，或者所述條526可以繞冠部207設(shè)置，以增加所述冠部的可視性。這些設(shè)計選擇也應(yīng)該考慮對冠部的彎曲剛度的影響，對圖IlA的實施方案也是這樣的。優(yōu)選地，所述狹槽522、528與支桿和/或冠部的中性軸(neutralaxis)相一致，以使對冠部的彎曲剛度的影響最小。在其它實施方式中，所述條521、526可以由包括分散在生物可再吸收材料中的不透射線顆粒(例如60%的鎢顆粒)的材料制備，該實施方案在所述支架已被生物降解之后具有不透射線材料分散在血管中的優(yōu)點。在另一個實施方案中，支架具有連 末端環(huán)且被延長以適應(yīng)標(biāo)記物的連桿，例如如圖9A-9B所示，而不會通過設(shè)置插入冠部的金屬彈性元件損失環(huán)末端處的實質(zhì)徑向強(qiáng)度或剛度(由于所述連桿增加的長度)。因此，根據(jù)該實施方案存在標(biāo)記物元件。在另一個實施方案中，金屬或復(fù)合金屬-聚合物彈簧可以起到提供更大可視性和強(qiáng)化末端環(huán)的雙重作用。參見圖11F，示出了非對稱單元304’在末端環(huán)312B’形成其一側(cè)時的修改形式。在自由冠部307、Y-冠部309和W冠部310處，設(shè)有嵌入所述冠部的拱形強(qiáng)化元件、或彈簧460。用于部件460的材料可以是，或可以包括，例如鐵、鎂、鎢，以提供除了冠部增加的強(qiáng)度/剛度之外，還提供了在植入身體時支架末端更大的可視性，因為這些材料是不透射線的。所述部件460相對于支桿中心軸的布置可以與其邊緣最接近，比如最接近冠部的外端，例如，離冠部的內(nèi)半徑最遠(yuǎn)，以便當(dāng)環(huán)處于壓縮時穿過支桿的極限張應(yīng)力由于部件460的存在而最大程度的增加。所述部件460優(yōu)選地設(shè)置在末端環(huán)的每個冠部，以起到提供更大可視性和將額外的徑向強(qiáng)度和剛度增加到末端環(huán)的雙重作用(否則所述末端環(huán)將比中間環(huán)結(jié)構(gòu)的徑向剛度小，因為所述末端環(huán)僅被連接至一個相鄰的環(huán))。設(shè)計過稈正如早前所提到的，概括地說，所述問題可以表述為實現(xiàn)三個競爭的設(shè)計驅(qū)動之間良好的平衡徑向強(qiáng)度/剛度對韌性、體內(nèi)表現(xiàn)對用于遞送到血管位置的緊湊度，和壓潰恢復(fù)性對徑向強(qiáng)度/剛度。研究發(fā)現(xiàn)，具有模型200或300的實施方案產(chǎn)生了期望的結(jié)果，所述實施方案具有此處公開的參數(shù)的特殊組合，并根據(jù)本發(fā)明是容易再現(xiàn)的。還將認(rèn)識到不存在可以用作指導(dǎo)的已知的具有充分壓潰可恢復(fù)性的前輩氣囊可擴(kuò)展支架(其實，本領(lǐng)域不鼓勵這種對外周支架的發(fā)展路徑)。同樣地，不同的聚合物支架結(jié)合基于以下性質(zhì)制造，對以下性質(zhì)進(jìn)行評估以理解最適于實現(xiàn)以下目標(biāo)的關(guān)系不犧牲期望的最小徑向剛度和強(qiáng)度、回縮、展開能力和卷曲剖面的支架的壓潰恢復(fù)能力；展開后的急性回縮-在通過氣囊展開的1/2小時內(nèi)的直徑減小量；遞送/展開剖面，即，在卷曲并維持結(jié)構(gòu)完整的期間支架在尺寸上能減小的量；在體外的徑向屈服強(qiáng)度和徑向剛度；在卷曲或通過球囊展開時，或在植入血管中并承受彎曲、軸向壓潰和徑向壓縮載荷的組合作用時的裂縫變形/傳播/斷裂；支架環(huán)在通過球囊擴(kuò)展時的展開一致性；和箍縮/壓潰剛度。這些主題在早前已被討論過。以下提供了根據(jù)本發(fā)明的關(guān)于支架特性的附加實施例和結(jié)論，以便得到對本發(fā)明的實施方案方面更深刻的理解。用與模型300(圖4)相似的模型制備的支架具有良好壓潰恢復(fù)能力，然而，由于球囊擴(kuò)展之后材料中的記憶，該支架的其它性質(zhì)并不理想。初始由6. 5mm管制成并且展開到大約相同直徑的支架，具有急性回縮問題-在展開到6. 5mm后它回縮至5. 8mm的直徑。所述支架也在展開期間表現(xiàn)出問題，比如支架環(huán)的不規(guī)則擴(kuò)展。解決所述設(shè)計問題的一個嘗試按下列方式進(jìn)行。改變所述支架的性質(zhì)以在保持期望的壓潰恢復(fù)能力的同時解決剛度、強(qiáng)度、結(jié)構(gòu)完整性、展開和回縮問題。最終，在50%的箍縮變形之后保持良好壓潰恢復(fù)能力(指的是在壓潰載荷之后，支架充分恢復(fù)其外徑至，例如大約90-95%的能力，所述壓潰載荷將所述支架壓至約等于其無變形高度的50%的高度)的同時，設(shè)計(根據(jù)本發(fā)明)具有所述期望的支架性質(zhì)集合。箍縮剛度(與徑向剛度相對)最易受支架壁厚變化的影響，或?qū)χЪ鼙诤竦淖兓蠲舾小ｋS著支架的壁厚增加，所述箍縮剛度增加。此外，支架的壓潰恢復(fù)能力受應(yīng)力影響 最大，所述應(yīng)力響應(yīng)作用的載荷，在最向外偏離的部位產(chǎn)生。正如以下所解釋的，隨著壁厚增加，所述壓潰恢復(fù)能力由于在支架向外偏離的末端增加的應(yīng)變能集中而減小。因此，對于壓潰可恢復(fù)支架的設(shè)計，必需使用于增大箍縮剛度的壁厚與由增大的箍縮剛度造成的壓潰恢復(fù)能力的減小平衡。類似的，盡管徑向剛度受壁厚變化的影響較小(因為在箍縮過程中，相對于平面外，載荷更主要的是平面內(nèi)加載)，當(dāng)壁厚變化到影響壓潰恢復(fù)能力時，必需考慮所述徑向剛度。徑向剛度在壁厚變化時變化。圖12A、12B和12C中所畫出的圖解被用于幫助解釋壁厚與壓潰恢復(fù)能力之間的關(guān)系。圖12A示出了支架在其未變形(未加載)狀態(tài)和在承受箍縮載荷時變形狀態(tài)的橫斷面(以虛線畫出)。指定為“S”和“S’”的支架末端指的是具有最高應(yīng)變能的區(qū)域，正如當(dāng)支架承受箍縮載荷時通過這些區(qū)域中大角度的曲率可以理解的。如果所述支架不會從箍縮載荷(F)恢復(fù)，或在從箍縮載荷(F)的恢復(fù)中有減小時，這將是由于這些區(qū)域中材料已經(jīng)屈服的緣故，回到卷曲前直徑的恢復(fù)被阻止或減小。圖12A中用力F表示的大小相等且方向相反的壓潰力使支架高度從其未變形高度(即支架直徑)偏離到如S所指的變形高度。在壓潰力F作用時包括最高應(yīng)變能的支架部位，靠近用虛線示出的變形形狀的對稱軸。在以下的討論中，在支架部位S和S’處的載荷反應(yīng)或材料應(yīng)力/應(yīng)變狀態(tài)將以應(yīng)變能表示。圖12B和12C為加載結(jié)構(gòu)的簡化模型，意在闡明當(dāng)支架具有不同的壁厚時對部位S中應(yīng)變能的影響。本質(zhì)上，該模型試圖利用圖12A中所述變形形狀的對稱性以在部位S處按照具有彈簧常數(shù)K的彈簧構(gòu)建線性的應(yīng)力-應(yīng)變表示。相應(yīng)地，將支架性質(zhì)建模為弧線(arc) 10/20(圓圈或環(huán)的1/2)或在兩端支撐的半圓柱形殼。當(dāng)施加強(qiáng)制位移S時(由于圖12A中的對稱性，這被認(rèn)為是可接受的邊界條件)，所述弧線不能向下移動(Y方向)。X方向的運(yùn)動受到具有彈簧常數(shù)K的彈簧的約束。圖12C中半球形弧線10具有厚度h，并且圖12B中半球形弧線20具有t2 >> 的厚度。由于在圖12B和12C中作用有箍縮載荷，弧線10和20變形(如虛線所示)。這通過弧線10/20在其中心處的強(qiáng)制位移來模擬，所述強(qiáng)制位移約為如圖12A中的增量(5)。然而，在施加強(qiáng)制位移時，弧線10的變形按照其曲率小于弧線20，因為其抗彎剛度高于弧形20。由于弧形10中曲率變化較小，由強(qiáng)制位置所造成的更多的應(yīng)變能％將由末端的彈簧承載，這里彈簧力約束了在S處的向外運(yùn)動。與末端處約束運(yùn)動的彈簧不同，對于弧線20，當(dāng)傾向于示出曲率的更大變化時，弧線中承載了更多應(yīng)變能％。因此，對于給定的作用力，弧線10在末端處的應(yīng)變能％將更大，因為弧線10的抗彎剛度大于弧線20。這通過彈簧的位移(X2 > X1)來描繪。約束弧線20的彈簧的應(yīng)變能％(即，1/2XK(X2)2/(弧線20中的總應(yīng)變能)X 100)大于約束彈簧的弧線10中的應(yīng)變能％(即，1/2 X K (X1)2/ (弧線10中的總應(yīng)變能)X 100)。因此，從該實施例中，可以得到對壁厚與壓潰恢復(fù)能力之間關(guān)系的基本理解。
在優(yōu)選的實施方案中，研究發(fā)現(xiàn)，對于9mm的支架卷曲前直徑，在0. 008”與0. 014”之間，或更窄0. 008”與0. 011”之間的壁厚在保持50%的壓潰恢復(fù)能力的同時，提供期望的箍縮剛度。一般而言，研究發(fā)現(xiàn)，約在30與60之間，或約在20與45之間的卷曲前或管的直徑與壁厚的比，在顯示出令人滿意的箍縮剛度和徑向剛度的同時，提供50%的壓潰恢復(fù)能力。并且在一些實施方案中，研究發(fā)現(xiàn)，約在25與50之間，或約在20與35之間的膨脹直徑與壁厚的比在顯示出令人滿意的箍縮剛度和徑向剛度的同時，提供50%的壓潰恢復(fù)能力。用于增加箍縮剛度的壁厚增加也可能受到保持期望的卷曲剖面的限制。隨著壁厚增加，所述卷曲支架的最小剖面可能增加。因此，研究發(fā)現(xiàn)，壁厚可以受到它可能具有的對壓潰恢復(fù)能力的不利影響，以及不期望增加的卷曲剖面的限制。為了測定不同的力學(xué)性質(zhì)并且在支架的性質(zhì)之間進(jìn)行對比，以下提供的是對支架進(jìn)行的不同測試的結(jié)果。測試中所用的支架是Cordis S. M. A. R. T. CONTROL 髂骨自擴(kuò)展支架(8 X 40mm)( “控制支架”)、lgaki-Tamai 的 REMEDY 支架(6 X 40mm) ( “ lgaki-Tamai支架”)，和 Omnilink Elite 支架(6 X 40mm)。呈現(xiàn)在支架V2、V23和V59的表2_5中的數(shù)據(jù)針對的是分別具有表6A和6B中列出的性質(zhì)的支架。所述支架被卷曲到遞送球囊上，然后使用與美國專利申請No. 12/861，719 (案卷號62571. 448)的段落
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所描述的過程相似的過程擴(kuò)展到它們的膨脹直徑。表2-6中呈現(xiàn)的數(shù)據(jù)指的是支架在經(jīng)由其遞送球囊擴(kuò)展后的性質(zhì)。對于表2-5中報告的每個測試，以下除非另有說明，統(tǒng)計數(shù)值為平均值。表I和2呈現(xiàn)了顯示不同支架與其它類型支架相比壓潰恢復(fù)性的百分?jǐn)?shù)的數(shù)據(jù)。依據(jù)表中示出的各個數(shù)量，使用一對對立的扁平金屬板來壓潰支架，所述對立的扁平金屬板移動到一起以壓潰或箍縮支架。測試是在20攝氏度進(jìn)行的。表2將支架V2、V23和V59的壓潰-恢復(fù)能力與lgaki-Tamai支架以及OmnilinkElite (6mm的外徑并且40mm的長度)球囊可擴(kuò)展支架進(jìn)行了比較。壓潰時間短暫(約0秒)。表2 :使用平板在20攝氏度測試的近似的壓潰恢復(fù)性(占起始直徑的百分比，壓潰后12小時測定)
權(quán)利要求
1.一種用于植入身體外周血管的球囊可擴(kuò)展醫(yī)療器材，其特征在于，包括 由聚合物管形成的支架， -所述支架配置為卷曲到球囊上， -所述支架具有相互連接的元件的模型，并且 -所述支架在通過球囊從卷曲狀態(tài)擴(kuò)展時具有擴(kuò)展的直徑， 其中所述支架在壓潰至其擴(kuò)展直徑的至少33%之后獲得其直徑的大約90%以上；并且 其中所述支架具有大于0. 3N/mm的徑向剛度。
2.根據(jù)權(quán)利要求I所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述相互連接的元件包括支桿和連桿，其中所述支桿或連桿的寬度與壁厚的縱橫比(AR)在0. 4到I. 4之間。
3.根據(jù)權(quán)利要求I所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述支架具有由支桿形成的環(huán)，并且存在不超過9個位于一環(huán)中的冠部和3個將所述環(huán)連接到一相鄰環(huán)的連桿；并且 其中在制造狀態(tài)中 所述支架具有8到IOmm的外徑，對于所述支架的環(huán)，冠部角在90與115度之間，并且所述支架具有至少0. 008英寸的壁厚。
4.根據(jù)權(quán)利要求2所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述支架包括由支桿形成的不對稱的閉合單元，其中，所述閉合單元關(guān)于支架的縱向彎曲軸線和縱向軸線均是不對稱的，所述縱向軸線垂直于所述彎曲軸線。
5.根據(jù)權(quán)利要求I所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述支架具有大約在0.08到0.18N/mm3的箍縮剛度與壁厚X管徑的比。
6.根據(jù)權(quán)利要求I所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述支架的卷曲前直徑大于擴(kuò)展直徑，并且其中所述支架從擴(kuò)展直徑的急性回縮小于大約5%。
7.根據(jù)權(quán)利要求I所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述支架進(jìn)一步包括配置在連接環(huán)的連桿上的不透射線標(biāo)記物， 其中所述標(biāo)記物固定在所述連桿上形成的儲存處中， 其中在支架的卷曲狀態(tài)中環(huán)和連桿之間的空間實質(zhì)上小于所述儲存處的長度或?qū)挾龋⑶? 其中在卷曲狀態(tài)中所述儲存處配置在相鄰的環(huán)之間，以便有或沒有標(biāo)記物所述支架都能夠獲得相同的卷曲剖面。
8.一種徑向可擴(kuò)展的支架，包括 由PLLA管形成的球囊可擴(kuò)展支架， -所述支架包括多個由支桿形成的徑向可擴(kuò)展的波狀環(huán)，其特征在于，支桿的所述波狀環(huán)包括冠部，其中相鄰的環(huán)通過縱向連桿連接，其中環(huán)具有不超過9個的冠部和3個繞其圓周的連桿，并且任意冠部處的角小于115度； -所述支架具有8到IOmm的外徑；并且 -所述支架具有至少約0. 008”的壁厚。
9.一種外周可植入醫(yī)療器材，包括 卷曲的支架，所述卷曲的支架在通過球囊擴(kuò)展時形成具有一定直徑的支架； -所述支架在壓潰至所述直徑的至少67%之后重獲超過90%的直徑，-所述支架由PLLA形成， -所述支架具有大約在30與60之間的直徑與壁厚比； -所述支架具有支桿和連桿，其中支桿和/或連桿具有大約在0. 8與I. 4之間的寬度與厚度比，并且 -所述支架具有大于或等于大約0. 3N/mm的徑向剛度。
10.根據(jù)權(quán)利要求I所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述聚合物為PLLA，或PLLA與具有比PLLA小的Tg的聚合物的混合物，或嵌段共聚物，或?qū)Σ煌瑢拥牟牧暇哂胁煌琓g值的多層結(jié)構(gòu)。
11.根據(jù)權(quán)利要求I所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述嵌段共聚物或混合物是PLLA與PEG (聚乙二醇)。
12.根據(jù)權(quán)利要求I所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述支架通過具有一定鋸口寬度(curf width)的激光從聚合物管上切下，所述相互連接的元件包括形成環(huán)的支桿，并且所述環(huán)形成冠部， 其中冠部內(nèi)半徑約等于所述激光的鋸口寬度。
13.根據(jù)權(quán)利要求I所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述相互連接的元件包括通過連桿相互連接的環(huán)，其中所述連桿包括限定第一彎曲轉(zhuǎn)動慣量(MOI)的第一充分弱化部分以及具有第二 MOI的第二部分，其中所述第一 MOI實質(zhì)上小于所述第二 MOI。
14.一種用于植入身體外周血管的醫(yī)療器材，包括 由聚合物管形成的支架， -所述支架卷曲到球囊上， -所述支架具有網(wǎng)狀的相互連接的元件，并且 -所述支架在通過球囊從卷曲狀態(tài)擴(kuò)展到擴(kuò)展?fàn)顟B(tài)時具有擴(kuò)展的直徑； 其特征在于，所述支架在壓潰至其擴(kuò)展直徑的大約50%之后獲得其擴(kuò)展直徑的大約80%以上；并且 其中所述卷曲支架具有大約等于或小于所述卷曲支架的理論最小直徑的卷曲直徑。
15.根據(jù)權(quán)利要求14所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述理論最小直徑比卷曲前直徑小至少300%。
16.根據(jù)權(quán)利要求2所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述AR在0.4到0. 9之間，所述支架壁厚在0. 008英寸到0. 014英寸之間，并且所述支架擴(kuò)展直徑在5mm到8mm之間。
17.根據(jù)權(quán)利要求2所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述AR在0.8到1.4之間，所述支架壁厚在0. 008英寸到0，014英寸之間，并且所述支架擴(kuò)展直徑在5mm到8mm之間。
18.根據(jù)權(quán)利要求2所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述支桿形成具有冠部的環(huán)，并且所述環(huán)通過縱向延伸的連桿相互連接，其中所述冠部在所述支架具有擴(kuò)展直徑時具有大約在90度到115度之間的最大冠部角。
19.根據(jù)權(quán)利要求3所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述網(wǎng)狀的相互連接的支桿和連桿形成多個閉合單元，每個閉合單元具有與對面的第二末端周向間隔的第一末端和一對在周向間隔的末端之間延伸的彎曲元件，每個彎曲元件形成至少兩個冠部， 其中閉合環(huán)單元的所述第一和第二末端與相鄰的單元共享，并且 其中相鄰的圓柱形環(huán)通過縱向連桿相互連接，以使將環(huán)連接到其兩個相鄰環(huán)的連桿不會彼此共線。
20.根據(jù)權(quán)利要求2所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述支架包括具有彎曲元件的不對稱閉合單元，所述彎曲元件包括形成冠部的支桿、連接到連桿的冠部、Y冠部和W冠部，其中在Y冠部和W冠部之間配置超過一個的未連接冠部。
21.根據(jù)權(quán)利要求5所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述支架具有大約在30到60之間的卷曲前直徑與壁厚的比， 所述支架制成具有一對相鄰的環(huán)，其中所述環(huán)對形成不超過三個的閉合單元，并且 所述支架由PLLA管形成。
22.根據(jù)權(quán)利要求21所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述支架具有大約在0.008英寸到0. 014英寸之間的壁厚。
23.一種球囊可擴(kuò)展醫(yī)療器材，包括 卷曲的支架，所述卷曲支架在通過球囊擴(kuò)展時形成具有擴(kuò)展直徑的支架； 其中所述支架在壓潰至其擴(kuò)展直徑的至少75%之后能夠重獲其直徑的90%以上；并且 其中所述支架包具有 -大于大約0. 3N/mm的徑向剛度,和 -卷曲前的支架的徑向強(qiáng)度、箍縮強(qiáng)度、箍縮剛度和斷裂韌性，所述卷曲前支架具有比所述卷曲支架的直徑大300-400%的卷曲前直徑。
24.根據(jù)權(quán)利要求6所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述卷曲前支架由徑向擴(kuò)展的PLLA管制成。
25.根據(jù)權(quán)利要求23所述的醫(yī)療器材，其特征在于，進(jìn)一步包括配置在將所述支架的末端環(huán)連接到內(nèi)部環(huán)的連桿上的不透射線金屬薄片。
26.根據(jù)權(quán)利要求23所述的醫(yī)療器材，其特征在于，進(jìn)一步包括配置在所述支架的末端環(huán)的冠部或靠近冠部處的不透射線標(biāo)記物。
27.—種可植入身體外周血管的醫(yī)療器材，包括 由聚合物管形成的支架， -所述支架配置為卷曲到球囊上， -所述支架具有相互連接的元件的模型，并且 -所述支架在通過球囊從卷曲狀態(tài)擴(kuò)展時具有擴(kuò)展的直徑， 其中所述支架在壓潰至其擴(kuò)展直徑的至少75%之后獲得其擴(kuò)展直徑的大約80%以上。
28.根據(jù)權(quán)利要求I所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述支架在壓潰至其擴(kuò)展直徑的大約50%之后獲得其擴(kuò)展直徑的大約80%以上。
29.根據(jù)權(quán)利要求27所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述支架在壓潰至其擴(kuò)展直徑的大約67%之后獲得其擴(kuò)展直徑的大約80%以上。
30.根據(jù)權(quán)利要求29所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述支架模型包括具有多個冠部的對稱閉合單元，其中任意冠部在所述支架具有擴(kuò)展直徑時具有大約在90度到115度的最大冠部角。
31.根據(jù)權(quán)利要求27所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述冠部具有接近0英寸的內(nèi)半徑。
32.根據(jù)權(quán)利要求28所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述支架由PLLA管形成。
33.根據(jù)權(quán)利要求27所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述支架包括多個通過連桿連接的曲折形環(huán)，所述連桿平行于所述支架的通孔軸線(bore axis)延伸。
34.根據(jù)權(quán)利要求33所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述連桿包括U形部分。
35.根據(jù)權(quán)利要求33所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述連桿包括U形和反向U形連桿。
36.根據(jù)權(quán)利要求33所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述連桿包括S形連桿。
37.根據(jù)權(quán)利要求36所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述連桿在第一末端連接環(huán)的Y冠部，并且在第二末端連接環(huán)的W冠部，并且具有第一 MOI的橫斷面最接近所述Y冠部。
38.一種醫(yī)療器材,包括 卷曲到球囊上并且在通過球囊擴(kuò)展時具有擴(kuò)展直徑的聚合物支架； 其中所述支架具有相互連接的元件的模型，所述相互連接的模型元件包括多個關(guān)于兩條正交軸線對稱的閉合單元；并且 其中所述支架在壓潰至其擴(kuò)展直徑的大約50%之后能夠重獲其擴(kuò)展直徑的大約80%以上。
39.根據(jù)權(quán)利要求36所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述卷曲支架具有以下材料性質(zhì) 利用激光使徑向擴(kuò)展的聚合物管形成卷曲前的支架，并且 所述卷曲前支架具有比所述卷曲支架的直徑大至少300 %的直徑，并且所述相互連接的元件的模型包括多個環(huán)，其中環(huán)通過不超過四個線性連接的連桿連接到相鄰環(huán)。
40.一種制備用于植入外周動脈的醫(yī)療器材的方法，包括 徑向擴(kuò)展圓柱形的聚合物管； 由所述管形成所述支架，包括形成具有大約0英寸內(nèi)半徑的冠部；和 將所述支架卷曲到球囊導(dǎo)管上。
41.根據(jù)權(quán)利要求40所述的方法，其特征在于，進(jìn)一步包括將所述支架卷曲到比所述支架的理論最小直徑小的直徑。
42.根據(jù)權(quán)利要求38所述的方法，其特征在于，所述支架由PLLA制成。
43.根據(jù)權(quán)利要求42所述的方法，其特征在于，所述支架在比所述擴(kuò)展的管的玻璃化轉(zhuǎn)變溫度小5到10度的溫度卷曲。
44.根據(jù)權(quán)利要求27所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述相互連接的元件形成模型，所述模型包括 多個環(huán)，每個環(huán)由多個閉合單元形成，并且每個單元包括在第一和第二縱向間隔的彎曲元件之間延伸的第一和第二縱向元件，和 連接相鄰環(huán)的連接連桿，其中所述連接連桿的轉(zhuǎn)動慣量(MOI)實質(zhì)上小于縱向元件的MOI。
45.根據(jù)權(quán)利要求44所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述閉合單元分別關(guān)于兩條正交的軸線對稱。
46.根據(jù)權(quán)利要求27所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述相互連接的元件形成模型，所述模型包括 多個環(huán)，每個環(huán)由多個繞所述支架的圓周延伸的閉合單元形成，和連接相鄰環(huán)的連接連桿，其中所述連接連桿包括形成缺口的區(qū)段，其中形成所述缺口的結(jié)構(gòu)是這種當(dāng)所述支架在外周血管中承受反復(fù)彎曲時在環(huán)的冠部發(fā)生斷裂之前，在形成所述連接連桿的聚合物材料中誘發(fā)斷裂的結(jié)構(gòu)。
47.根據(jù)權(quán)利要求27所述的醫(yī)療器材，其特征在于，所述支架擴(kuò)展直徑等于或大于約6mm,壁厚大于約0. 008英寸,徑向強(qiáng)度大于約0. 3N/mm并且徑向剛度大于或等于約0. 5N/mm。
全文摘要
一種醫(yī)療器材包括卷曲到具有擴(kuò)展球囊的導(dǎo)管上的聚合物支架。在所述支架的直徑已箍縮或壓潰50％之后，所述支架在通過球囊展開之后，提供大約90％的壓潰恢復(fù)。所述支架具有包括不對稱的與連桿連接的閉合單元的模型，所述連桿連接所述閉合單元。
文檔編號A61F2/90GK102740806SQ201180007729
公開日2012年10月17日 申請日期2011年1月28日 優(yōu)先權(quán)日2010年1月30日
發(fā)明者A·尼卡諾羅夫, B·阿努克興, D·賈亞辛哈, J·E·帕普, M·H·恩戈, M·特羅爾索斯, S·霍薩伊尼, Z·索爾特 申請人:艾博特心血管系統(tǒng)有限公司