本发明涉及肿瘤治疗领域，更具体地说，涉及一种适用于治疗动脉瘤等血管缺陷的自适应支架，以及其制造方法。
背景技术：
颅内动脉瘤是一种血管畸形，其意味着血管壁的膨胀和壁结构削弱。如果不及时治疗，动脉瘤可能会持续增长大，导致严重的头痛，头痛，昏迷甚至死亡。动脉瘤也有破裂的风险。在美国，每年约有27000人患有颅内动脉瘤破裂。
目前的颅内动脉瘤的治疗方法包括开放式手术夹闭和血管内治疗。在开放式手术夹闭中，进行开颅手术，并且接着需要横跨动脉瘤的颈部布置手术夹，从而阻止血液流入动脉瘤囊。然而，手术夹闭法的风险很高，对于长者或者病例状况复杂的病人来说，尤其是如此。
相对而言，血管内治疗技术，包括线圈栓塞和支架植入，无需切开病人的颅骨，因此是微创的。血管内线圈栓塞术包括将导管送入颅内动脉瘤。一旦导管进入动脉瘤，将铂金线圈推入动脉瘤并释放。这些线圈将引起血栓形成反应，从而在动脉瘤囊内形成血块，以防止动脉瘤进一步出血。然而，对于宽颈动脉瘤，由于线圈可能从动脉瘤掉入亲本血管，因此通常需要增加支架进行辅助。将支架穿过亲本动脉以用作线圈的支撑架(scaffold)以防止动脉瘤囊内的线圈突入进入亲本动脉。用作支架辅助线圈栓塞的当前支架包括neuroform支架(bostonscientific,natick,ma,u.s.a.)，leo支架(balt,montmorency,france)，enterprise支架(corids,miamilakes,fl,u.s.a.)。然而，支架辅助线圈栓塞法是非常困难且费时的。说到假性动脉瘤，则不适用支架辅助线圈栓塞法，这是因为并没有可以识别的完全形成动脉瘤囊。此外，放置在动脉瘤内的线圈将阻碍瘤壁愈合。已经开发出支架类血管内治疗装置来提供与血流导向相关的颅内动脉瘤夹闭。由于其聚焦在导流效应上，该类支架类血管内治疗装置，例如pipeline支架(ev3,irvine,ca,u.s.a.)以及silk支架(balt,montmorency,france)，也叫做血流导向装置。
上述支架均是圆柱形管状医疗器械。支架通常卷曲压缩到较小剖面以限制在导管中进行输送。在导管移除之后，支架可自由扩张，以恢复其制造时的形状，即直圆柱管。然而，脑血管的解剖结构是高度弯曲。为了适应管腔的形态，原始的直支架必须弯曲地以尽可能配合解剖结构的形状。然而，这样的拟合永远不会完美。支架与血管壁之间会形成小间隙。这些小间隙会产生血流湍流，这不利于血管壁。此外，由于血管壁和支架之间的接触不够紧密，支架很容易从目标靶腔迁移。此外，支架的过度弯曲将导致管腔的某些部位会受到很高的局部应力，这可能会伤害血管壁。在动脉瘤治疗中首选低孔隙度的支架，因为低孔隙度(较小的孔隙面积)可以阻止血流进入动脉瘤。然而，因为动脉瘤附近部位通常会有一些血管分支，当支架的孔隙度太低时在阻断动脉瘤开口的同时将同时阻断血管侧支。
美国专利us7722663b1公开了一种制作解剖学适当的腔内假体的方法。在该专利中，假体是基于最普遍的解剖构造，并且在整个假体上具有均匀分布的图案。众所周知，患者的解剖结构虽然相似，但其大小和形状各不相同。此外，均匀分布的图案可能会阻断动脉瘤附近的血管侧支网络。
美国专利申请us20100211154a1公开了一种制造在其不同部分具有不同孔隙度的支架的方法。然而，在该申请中，高孔隙度部分和低孔隙度部分是固定设置而没有考虑血管的实际解剖结构，如血管侧支和动脉瘤的位置和大小。在这种情况下，动脉瘤开口可能不能完全阻断，而血管侧支可能仍然受到阻塞或部分阻塞。
技术实现要素：
本发明要解决的技术问题在于，针对现有技术的上述缺陷，提供一种能够选择性阻断动脉瘤开口而同时保持血管侧支开口畅通的自适应支架以及其制造方法。
本发明解决其技术问题所采用的技术方案是：构造一种制造自适应支架的方法，包括：
s1、从医学图像中提取患者的靶血管的解剖形状；
s2、基于所述解剖形状和所述靶血管的血管缺陷治疗设计自适应支架；
s3、根据所述设计制造所述自适应支架。
在本发明所述的制造自适应支架的方法中，所述步骤s2包括：
s21、基于所述解剖形状设计所述自适应支架的长度；
s22、基于所述解剖形状和所述靶血管的血管缺陷治疗设计所述自适应支架的结构参数。
在本发明所述的制造自适应支架的方法中，所述步骤s3包括：
s31、基于所述设计形成在其不同部分具有不同特性的编织结构；
s32、基于所述解剖形状制作芯模；
s33、将所述编织结构固定到所述芯模上并进行热处理。
在本发明所述的制造自适应支架的方法中，所述步骤s31包括：采用编织机从单线制造所述编织结构，所述编织结构在其不同部分具有不同的直径，孔隙度和径向强度。
在本发明所述的制造自适应支架的方法中，所述编织机包括一组旋转板、安装到所述旋转板上的数个缠线管，以及以恒定的速度向上移动的芯轴，相邻旋转板在相反方向旋转，通过定义所述相邻旋转板的转速和所述芯轴的上升速度之比定义所述编织结构的编织角。
在本发明所述的制造自适应支架的方法中，所述单线包括金属线或者可生物降解聚合物单线，所述金属线包括超弹镍钛合金线、不锈钢线或钴合金线，所述可生物降解聚合物包括聚(l-乳酸)、聚乙交酯和聚(乳酸/羟基乙酸共聚物)共聚物。
在本发明所述的制造自适应支架的方法中，所述步骤s32包括：采用快速成型技术基于所述解剖形状制作芯模，所述芯模的曲率、孔径、倒角、锥度和外倾结构与靶血管的解剖结构相同。
在本发明所述的制造自适应支架的方法中，所述步骤s33包括：
s331、将所述编织结构套设在所述芯模上；
s332、拉伸编织结构直至它们紧密贴合在所述芯模的表面；
s333、采用固定器固定所述编织结构进而在所述芯模上固定所述编织结构；
s334、将所述芯模和所述编织结构进行热处理；
s335、移除所述芯模和所述固定器以获得所述自适应支架。
本发明解决其技术问题采用的另一技术方案，提供根据上述制造自适应支架的方法获得的自适应支架。
在本发明所述的自适应支架中，所述自适应支架包括：近端部分、远端部分、主体部分以及治疗部分；所述近端部分和所述远端部分具有高径向强度，所述主体部分具有高孔隙度，所述治疗部分包括放置在动脉瘤开口附近的低孔隙度部分和/或放置在血管侧支附近的高孔隙度部分。
通过该方法制造的自适应支架可以无缝适应靶血管而不会造成靶血管过渡变形，进而有助于提高自适应支架与血管壁之间的粘附性，防止自适应支架从靶血管迁移并且最小化对血管壁的伤害。所述自适应支架具有多个部分，每个部分具有不同的配置和性能，如直径，孔隙度和径向强度。这些部分将能够选择性地阻断动脉瘤的开口，同时保持血管侧支不受影响或选择性地重新打开靶血管的狭窄部分。
附图说明
下面将结合附图及实施例对本发明作进一步说明，附图中：
图1a是根据本发明的第一实施例的自适应支架的结构示意图；
图1b示出了图1a所示的自适应支架的卷曲/传送形式；
图1c-d示出了图1a所示的自适应支架的各个组成部分；
图1e示出了自适应支架的第三部分的编织图案的2d平面视图；
图2a是适用图1a所示的自适应支架的靶血管的示意图；
图2b是图1a所示的自适应支架布置在图2a所示的靶血管的示意图；
图3是根据本发明的第一实施例的制造自适应支架的方法的流程图；
图4a和4b是图3所示的制造自适应支架的方法的步骤s3中采用的典型编织机的顶视图和侧视图；
图5a是图3所示制造自适应支架的方法的步骤s3制成的成品编织结构的示意图；
图5b是图3所示制造自适应支架的方法的步骤s4中制造的芯模的结构示意图；
图5c是图3所示制造自适应支架的方法的步骤s3制成的成品编织结构套设在芯模上的示意图；
图5d是图3所示制造自适应支架的方法的如何固定所述成品编织结构的示意图；
图6a是根据本发明的第二实施例的自适应支架的结构示意图；
图6b是图6a所示的自适应支架放置到靶血管的示意图。
具体实施方式
为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅仅用以解释本发明，并不用于限定本发明。
因此，本发明提出了一种利用编织和热处理制造自适应支架的方法。所述支架是基于考虑不同个体之间的差异的患者特定解剖结构制造的。不同于现有技术的具有均匀分布的图案的支架，本发明的支架具有定义了不同孔隙度(每单位面积中的孔径数量和孔径大小)的部分。在本发明中，根据靶血管的解剖结构定义高孔隙度部分和低孔隙度部分。根据本发明的支架能够选择性阻断动脉瘤开口而同时保持血管侧支开口畅通。
本发明的目的是为特定患者提供治疗血管缺陷如动脉瘤或管腔狭窄的定制解决方案。该解决方案包括以下步骤：首先，从医学图像中提取患者的靶血管的解剖形状；其次，基于所述解剖形状和所述靶血管的血管缺陷治疗设计自适应支架；最后，根据所述设计制造所述自适应支架。通过该方案制造的自适应支架可以无缝适应靶血管而不会造成靶血管过渡变形，进而有助于提高自适应支架与血管壁之间的粘附性，防止自适应支架从靶血管迁移并且最小化对血管壁的伤害。所述自适应支架具有多个部分，每个部分具有不同的配置和性能，如直径，孔隙度和径向强度。这些部分将能够选择性地阻断动脉瘤的开口，同时保持血管侧支不受影响或选择性地重新打开靶血管的狭窄部分。
本发明的自适应支架包括由多个弹性金属线(如镍钛合金)，或可生物降解单线(例如由聚(l-乳酸)、聚乙交酯和聚(乳酸/羟基乙酸共聚物)共聚物等聚合物制成)。将这些弹性金属线或可生物降解单线交织以形成管状体的网状结构。所述管状体根据其将要放入的靶血管的形状处于自由扩张形式。所述自适应支架的几何特征与靶血管的几何特征相同，所述几何特征包括：曲率、长度、圆形或非圆形截面。因此，在大多数实施例中，所述自适应支架并非是直的，而是根据靶血管，例如大脑动脉的解剖结构，弯曲、扭转和连续弯折。所述自适应支架的截面形状可以沿着管状体的中央线变化从而适应靶血管的截面形状。虽然自适应支架在其扩张形式下具有弯曲配置，但是其在受力时可以拉伸或者卷曲成直径明显减小的直线形状。该直线形状是为了便于插入到导管中已进行传送。由于所述自适应支架具有优良的材料弹性，因此，在其不受约束而自由扩张时，可以自动恢复其弯曲形状以适应靶血管。
在管状体内设计多个部分。这些部分将具有不同的部分长度、孔隙度、半径和径向强度。这些参数是根据靶血管的解剖形状和治疗需要来定义的。在出现动脉瘤的部分中，采用低孔隙度以限制血流进入动脉瘤，从而诱导动脉瘤囊内血流停滞，并促使动脉瘤从靶血管栓塞。相反，在靠近血管侧支的部分，采用高孔隙度以最小化所述自适应支架的阻塞效应，从而使得血流不受限制且平滑地流入血管侧支。在靶血管的窄部的部分采用较大直径和较高径向强度以重新打开血管。在自适应支架的近端和远端的部分，采用较高径向强度以为血管中的自适应支架提供锚定作用，而在自适应支架的其他部分，采用较低的径向强度以减少由于施加到血管内部的过度的径向力引起血管损伤的风险。
制造本发明的自适应支架的方法包括以下几个主要步骤。在第一步骤中，从医学图像中提取患者的靶血管的3d解剖模型。该医学图像可以通过多普勒超声、磁共振血管造影、ct和dsa等任何已知方法获取。在第二步骤中，基于所述3d解剖模型和治疗需要，为自适应支架设计具有不同性质和径向强度的多个部分以用于有效治疗血管缺陷且同时最小化由于支架的出现造成的血管损伤。所述自适应支架可以具有根据血管解剖结构的连续变化的曲率以及横截面。该连续变化的曲率可以在多个平面上定义。所述横截面可以包括圆形和非圆形的形状。在设计完成之后，在直圆心轴上编织金属线或者聚合物单线。接着将编织结构从该直圆心轴移除，并传送到根据所述靶血管的3d解剖模型制造的芯模中。固定所述编织结构并施加压力按照所述芯模的形状构造所述编织结构。将所述编织结构和所述芯模一起在设定温度下加热设定时间。在热处理之后，移除所述芯模以构成本发明的自适应支架。在将该自适应支架卷曲到较小轮廓之后，将其加载到导管中，以进行后续步骤。
下面将参照附图对本发明进行说明。图1a是根据本发明的第一实施例的自适应支架的结构示意图。图1c-d示出了图1a所示的自适应支架的各个组成部分。图1a示出的自适应支架100适用于图2所示的具有动脉瘤202的靶血管200。所述自适应支架100具有与所述靶血管200的解剖结构相同的几何特征，包括横截面、曲率和长度。所述自适应支架100由多根线(优选24根)彼此交织而成。线的材料包括但不限于超弹镍钛合金、不锈钢、钴合金和可生物降解聚合物，如聚(l-乳酸)，聚乙醇酸及其共聚物。需要使用弹性范围大的材料，以更好地恢复形状。
所述自适应支架100具有五个部分，每个部分具有不同的特性。可以基于治疗需要确定这些特性(中间编织角和孔隙度)，位置和长度。第一部分101和第五部分105位于所述自适应支架100的近端和远端。它们具有高径向强度，和较大的中间编织角α1(图1c)以为所述自适应支架100提供锚定。所述第一部分101和第五部分105的长度约为所述自适应支架100的总长度的5-10％。第二部分102和第四部分104的孔隙度较高，但其中间编织角α2(图1d)较小从而使得所述自适应支架100的主体具有很好的弹性。第三部分103的孔隙度极低而中间编织角α3(图1e)较大，从而限制血液流入动脉瘤。所述第三部分103放置在动脉瘤200的开口以下。根据动脉瘤的颈部202的大小确定所述第三部分103的长度，以使得其能够完全覆盖动脉瘤的开口。
图1b示出了图1a所示的自适应支架的卷曲/传送形式。如图1b所示，将所述自适应支架100卷曲且拉入具有较小直径的直圆管中以插入导管106。当将所述自适应支架100限制在导管106时，所述自适应支架100保持圆管形状。导线107在所述导管106的中央位置穿过所述自适应支架100。在移除所述导管之后，所述自适应支架100将自动恢复到其如图1a所示的自由扩张形式。
图1c示出了所述第一部分101和第五部分105的编织图案的2d平面视图。其中，所述第一部分101和第五部分105具有中间编织角α1。可以选择所述中间编织角α1使得其具有足够的径向强度以固定所述自适应支架100以防止其迁移。
图1d示出了所述第二部分102和第四部分104的编织图案的2d平面视图。其中，所述第二部分102和第四部分104具有较小的中间编织角α2。可以选择所述中间编织角α2使得所述第二部分102和第四部分104具有很好的弹性。
图1e示出了所述第三部分103的编织图案的2d平面视图。其中，所述第三部分103具有较大的中间编织角α3。可以选择所述中间编织角α3使得所述第三部分103的网格表面足够密集从而足以阻塞所述血流流入所述动脉瘤。
图2a是适用图1a所示的自适应支架的靶血管的示意图。如图2所示，靶血管200包括颅内动脉201，该颅内动脉201中有动脉瘤202。血流沿着箭头方向从血管200的底部流向顶部，其中部分血流流入动脉瘤202。该血管示意图可以从患者的颅内动脉的3d解剖模型获得。而患者的颅内动脉的3d解剖模型可以从患者的医学图像重建，以便它可以准确逼真地再现患者的血管的解剖结构。
图2b是图1a所示的自适应支架布置在图2a所示的靶血管的示意图。如图2b所示，处于自由扩张形式的自适应支架100具有与靶血管200的解剖结构相同的解剖特征，使得其能够无缝适配靶血管。由于所述自适应支架的存在，所述靶血管没有过度弯曲、扭曲或者变形。这样，靶血管的原始解剖形态可以得以维持，从而最小化血管壁损伤的风险。在布置所述自适应支架之后，在主动脉中的血流将不会受到影响，而流入动脉瘤囊的血液将大大减少。在动脉瘤囊中减少的血流可以促进血栓形成，并启动随后的愈合过程。
图3是根据本发明的第一实施例的制造自适应支架的方法的流程图。如图1所示，在步骤s1中，首先基于患者的医学图像重建靶血管的3d模型。例如，可以首先获取患者的靶血管的ct/mrt图像扫描数据，并从中获得靶血管的解剖结构。在扫描数据的基础上，采用art方法对靶血管的三维cad模型进行重建。
在步骤s2中，设计符合特定治疗要求的自适应支架。例如，首先确定自适应支架的长度。通常自适应支架越长，则需要越好的锚定。然而，如果自适应支架的长度太长则难以卷曲和布置。因此，通常建议设置自适应支架的长度足以覆盖血管的一到两处弯折。自适应支架与靶血管的横截面形状相同。自适应支架的结构参数将与靶血管的解剖结构适配，这意味着它们应该具有相同的结构参数，例如曲率、孔径、倒角、锥度和外倾结构(flare)。自适应支架通常需要高孔隙度，这是因为随着孔隙度的增加，自适应支架的弹性增加。然而，高孔隙度也意味着径向强度和分流能力的损失。因此，根据不同的治疗需要和靶血管的解剖形态，将确定自适应支架的不同部分具有不同孔隙度。例如，在治疗动脉瘤的情况下，低孔隙度部分将设置在动脉瘤颈部以阻挡血流，而高孔隙度部分将设置在血管侧支附近以保持血流流动不受干扰。而同样建议在自适应支架的两端提供高径向强度以更好地锚定自适应支架。
在步骤s2中完成自适应支架的设计之后，将在步骤s3-5中完成自适应支架的制作。在步骤s3中，基于步骤s2中的设计，形成在其不同部分具有不同特性，如直径，孔隙度和径向强度，的圆柱状编织结构。该圆柱状编织结构可以通过在直圆心轴上编织金属线或者聚合物单线构造。在步骤4中，根据所述靶血管的3d解剖模型制造芯模。在步骤5中，将所述编织结构固定到所述芯模上以进行加热处理，并在最后从所述芯模上取下所述编织结构即形成本发明的自适应支架。例如，可以先将所述编织结构固定到所述芯模上，然后施加压力按照所述芯模的形状构造所述编织结构。随后，将所述编织结构和所述芯模一起在设定温度下加热设定时间。热处理将将半成品的管状编织结构从直形重新定型成和芯模相对应的弯曲形式，即靶血管的解剖结构。在热处理之后，移除所述芯模以构成本发明的自适应支架。
图4a和4b分别示出了图3所示的制造自适应支架的方法的步骤s3中采用的典型编织机的顶视图和侧视图。如图4a-4b所示，数个缠线管401安装到一组旋转板403上。相邻旋转板403在相反方向旋转。因此，一半的缠线管401将在顺时针方向上旋转而另一半缠线管将在逆时针方向上旋转。当以恒定的速度向上移动上。芯轴402是以恒定的速度向上移动的气缸。通过定义转速和上升速度之比可以定义编织结构的编织角。如果转速和上升速度之比越大，编织角越大，孔隙度越小，成反比。因此，通过改变转速和上升速度之比，可控制孔隙率。心轴402的直径将稍大(0.2～0.3mm)于在靶血管的最大直径。这是为了确保编织结构可以在步骤s5时套到芯模上。使用编织机制造的直筒型编织结构具有恒定的直径和可变的孔隙度。所述孔隙度是根据步骤s2中设计的孔隙度图案(相对位置和长度)来定义的。成品编织结构如图5a所示。部分501-505的结构和特征对应的于图1中所示的部分101-105的结构和特征。其长度比最终的成品长度略短。
在步骤s4中，采用快速成型技术，例如熔融沉积建模、3d印刷(如粉末床、喷墨头式3d印刷)、激光烧结(如直接金属激光烧结、选择性激光烧结)、光固化、电子束熔炼和立体平版印刷等制造靶血管的解剖学上适配的芯模。芯模的材料应该在下一步的热定型温度中能够维持其形状。热定形温度取决于单线的材料。在镍钛合金线的情况下，热定型温度需要500摄氏度。因此采用金属制成的芯模更适用。然而，在使用可生物降解的聚合物，如聚乳酸纤维的情况下，热处理温度仅为120摄氏度。因此采用塑料制成的芯模也可以。图5b中示出了成品芯模的结构。所述成品芯模的曲率、孔径、倒角、锥度和外倾结构与靶血管的解剖结构相同，其区别仅在于，其横截面的直径稍大(0.1～0.2mm)。
随后，在步骤s3制成的管状编织结构在步骤4中套设在图5b中示出的芯模上。如图5c所示，由于编织结构的直径略大于芯模，它将松散地套设在芯模上。图5d示出如何固定所述成品编织结构。如图5d所示，首先拉伸编织结构直至它们紧密贴合在芯模表面，随后采用固定器507夹紧所述成品编织结构的端部或者任何所需位置，进而在所述芯模上固定所述成品编织结构。在所述成品编织结构固定在所述芯模上之后，将他们放入炉内进行热处理。热处理的温度和持续时间取决于编织结构的单线的材料。经热处理后，编织结构将由直线型转变成弯曲形状。在夹具和模具被移除后，编织结构将形成为成品的自适应支架(如图1所示)。所述固定器507可以是夹具、弹性环等任何固定工具。
图6a是根据本发明的第二实施例的自适应支架的结构示意图。如图6所示的自适应支架600是基于具有动脉瘤的一段右颅内动脉的解剖结构制作。所述自适应支架600包括五个部分。近端部分601和远端部分605高径向强度以为所述自适应支架600提供锚定。第二部分602的孔隙度较高从而使得所述自适应支架100的主体具有很好的弹性。第三部分603编织成孔隙度极低，而第四部分604编织成孔隙度极高。为了更好地拟合血管的解剖结构，所述自适应支架600从近端到远端具有连续减小的直径，如沿a-a’和b-b’线的剖视图所示。
图6b是图6a所示的自适应支架放置到靶血管的示意图。由于第三部分603编织成孔隙度极低，流入动脉瘤囊611的血液大大减少。而由于第四部分604的孔隙度极高，血管侧支612保持开放，以便于血液流入。此外，血管没有因为自适应支架600的存在受到挤压，过度弯曲，扭曲或变形。因此，血管壁损伤的风险最小化。
以上所述仅为本发明的较佳实施例而已，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内所作的任何修改、等同替换和改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。