可重构支架及其系统和使用方法与流程
背景技术：
医生使用支架和相关的腔内装置来治疗变得过窄以致于通过血管的血流受到限制的血管部分。支架是管状结构，通常由金属制成，可以径向膨胀以保持变窄的血管(病理学狭窄)张开。这种变窄的血管例如是动脉硬化的结果。动脉硬化可以通过血管成形术来纠正，但是血管成形术随后可能刺激过度的组织增生，从而在一个被称为再狭窄(restenosis)的过程中阻塞新近重新张开的血管。虽然支架最常用于“撑开”变窄的血管，但是支架也可用于加强呼吸系统、生殖系统、肝脏系统(例如胆管)或包括管状体结构的任何其他身体系统中的塌陷或变窄的管状结构。然而，支架施加的力的大小可能(并且经常)导致其中部署支架的管状结构受到损伤。在一些实施方案中，本文提供了可重构支架及其系统和方法，解决了前述问题。
技术实现要素：
本文提供了一种装置，在一些实施方案中，所述装置包括管状体，所述管状体包括被适配用于解剖学血管腔的网格结构，细丝形成所述网格结构的至少一部分，微单元形成所述细丝的至少一部分。每个微单元都配置有可移动的微表面。所述微表面的组合微动将所述管状体成形。在一些实施方案中，所述形状对于维持解剖学血管腔的通畅率是最佳的。
在这样的实施方案中，形成所述细丝的一部分的所述微单元沿着各自的细丝布置成一个或多个可编程寻址的行。
在这样的实施方案中，每个微单元包括安装在扭转铰链上的所述微表面，所述扭转铰链位于至少一对电极上，所述至少一对电极被配置成将所述微表面的至少一个角静电地保持就位。
在这样的实施方案中，所述微表面进一步安装在所述扭转铰链上的弹簧尖轭上，所述轭被配置成在所述扭转铰链上旋转至少+/-12°。
在这样的实施方案中，所述微单元被优化以平衡旋转度和施加在微单元的可旋转部件上的压力，从而维持解剖学血管腔的通畅率。
在这样的实施方案中，所述网格结构是交叉平行线、菱形网格或编织网格结构。
在这样的实施方案中，所述网格结构是自膨胀网格结构。
在这样的实施方案中，所述自膨胀网格结构被配置成通过一个或多个宏观运动提供第一膨胀形状，并且所述微细胞的组合微动提供第二非创伤性最佳形状，用于维持解剖学血管腔的通畅率。
在这样的实施方案中，每个微单元进一步包括存储单元，所述存储单元被配置成存储状态数据，用于所述对电极中的至少一个电极将所述微表面的至少一个角静电地保持就位。
在这样的实施方案中，所述装置进一步包括设置在所述管状体周围的聚合物外壳。所述聚合物外壳被构造成保护细丝免受腐蚀，例如体内腐蚀。
在这样的实施方案中，所述聚合物外壳被进一步配置成接受组织长入。这种组织长入将所述装置锚定在解剖学血管的壁上。
在这样的实施方案中，所述装置进一步包括与每根细丝相关联的传感器。每个传感器被配置成提供用于移动微表面的传感器数据。
在这样的实施方案中，所述装置进一步包括配置成与线缆连接的端口。在一些实施方案中，所述端口在所述装置的端部。所述端口被配置成接受用于移动所述微表面的功率和控制信号。
本文提供了一种装置，在一些实施方案中，所述装置包括管状体，所述管状体包括被适配用于解剖学血管腔的网格结构，细丝形成所述网格结构，微单元形成每根细丝。每个微单元都配置有可移动的微表面。所述微表面的组合微动移动所述细丝以使所述管状体成形。在一些实施方案中，所述形状对于维持解剖学血管腔的通畅率是最佳的。
在这样的实施方案中，形成每根细丝的微单元沿着各自的细丝布置成一个或多个可编程寻址的行。
在这样的实施方案中，每个微单元包括在至少一对电极上方安装在扭转铰链上的所述微表面，所述至少一对电极被配置成将所述微表面的至少一个角静电地保持就位。
在这样的实施方案中，每个微单元进一步包括存储单元，所述存储单元被配置成存储状态数据，用于所述对电极中的至少一个电极将所述微表面的至少一个角静电地保持就位。
在这样的实施方案中，所述装置进一步包括设置在所述管状体周围的聚合物外壳。所述聚合物外壳被构造成保护细丝免受腐蚀，例如体内腐蚀。
在这样的实施方案中，所述聚合物外壳被进一步配置成接受组织长入。这种组织长入将所述装置锚定在解剖学血管的壁上。
在这样的实施方案中，所述装置进一步包括与每根细丝相关联的传感器。每个传感器被配置成提供用于移动微表面的传感器数据。
在这样的实施方案中，所述装置进一步包括配置成与线缆连接的端口。在一些实施方案中，所述端口在所述装置的端部。所述端口被配置成接受用于移动所述微表面的功率和控制信号。
本文还提供了一种支架，在一些实施方案中，所述支架包括被布置成形成支架的管状体的细丝、形成每根细丝的可编程寻址的微单元、以及可移动的微表面。每个微表面被配置成在体内朝向血管壁倾斜第一微表面角并且远离所述血管壁倾斜第二微表面角。所述微单元被配置成移动这些微表面以匹配血管壁，从而维持通畅率，同时减轻血管壁上的压力。
在这样的实施方案中，每个微表面在至少一对电极上方安装在扭转铰链上，所述至少一对电极被配置成将所述微表面的至少一个角静电地保持就位。
在这样的实施方案中，所述支架进一步包括设置在所述支架的管状体周围的聚合物外壳。所述聚合物外壳被构造成保护细丝免受体内腐蚀，并接受组织长入以将支架锚定到血管壁上。
在这样的实施方案中，所述支架进一步包括沿着每根细丝设置的传感器。每个传感器被配置成提供用于移动微表面的传感器数据。
在这样的实施方案中，所述支架进一步包括配置成与线缆连接的端口。在一些实施方案中，所述端口位于所述支架的端部。所述端口被配置成接受用于移动所述微表面的功率和控制信号。
本文还提供了一种系统，在一些实施方案中，所述系统包括支架和导管。所述支架包括被布置成形成支架的管状体的至少一部分的细丝、形成细丝的至少一部分的微单元、和端口。每个微单元包括可移动的微表面。所述端口被配置成接受用于移动所述微表面的功率和控制信号。所述导管包括线缆，所述线缆被配置成与所述支架的所述端口连接，并提供用于移动所述微表面的所述功率和控制信号。移动所述微表面包括匹配血管的形状。在一些实施方案中，所述形状对于在减轻血管压力的同时维持血管通畅率是最佳的。
在这样的实施方案中，所述支架进一步包括设置在所述管状体周围的聚合物外壳。所述聚合物外壳被构造成保护细丝免受体内腐蚀，并接受组织长入以将支架锚定到血管壁上。
在这样的实施方案中，所述端口是磁性端口，其被配置成当所述支架被置于体内时便于所述线缆与所述端口的重新连接。
在这样的实施方案中，所述支架进一步包括沿着每根细丝设置的传感器。每个传感器被配置成通过所述线缆提供用于移动微表面的传感器数据。
在这样的实施方案中，所述导管进一步包括微控制器，所述微控制器包括存储器中的形状确定算法，所述算法被配置用于根据所述传感器数据匹配血管的形状。在一些实施方案中，所述形状对于在减轻血管压力的同时维持血管通畅率是最佳的。
在这样的实施方案中，每个微表面被配置成在体内朝向血管壁倾斜第一微表面角，并且远离所述血管壁倾斜第二微表面角。
在这样的实施方案中，每个微表面在至少一对电极上方安装在扭转铰链上，所述至少一对电极被配置成将所述微表面的至少一个角静电地保持就位。
在这样的实施方案中，每个微表面进一步安装在所述扭转铰链上的弹簧尖轭上，所述轭被配置成在所述扭转铰链上旋转至少+/-12°。
在这样的实施方案中，所述微单元被优化，以平衡旋转度和施加在微单元的可旋转部件上的压力，同时维持血管的通畅率并减轻血管上的压力。
在这样的实施方案中，所述支架的管状体包括网格结构，所述网格结构是交叉平行线、菱形网格或编织网格结构。
在这样的实施方案中，所述网格结构是自膨胀网格结构。
在这样的实施方案中，所述自膨胀网格结构被配置成通过一个或多个宏观运动提供第一膨胀形状，并且移动所述微表面包括一个或多个微动，以提供第二非创伤性匹配形状，用于维持血管的通畅率，同时减轻血管上的压力。
本文还提供了一种系统，在一些实施方案中，所述系统包括支架和导管。所述支架包括被布置成形成所述支架的管状体的细丝、形成每根细丝的微单元、和端口。每个微单元包括可移动的微表面。所述端口被配置成接受用于移动所述微表面的功率和控制信号。所述导管包括线缆，所述线缆被配置成与所述支架的所述端口连接，并提供用于移动所述微表面的所述功率和控制信号。移动所述微表面包括匹配血管的形状。在一些实施方案中，所述形状对于在减轻血管压力的同时维持血管通畅率是最佳的。
在这样的实施方案中，所述支架进一步包括设置在所述管状体周围的聚合物外壳。所述聚合物外壳被构造成保护细丝免受体内腐蚀，并接受组织长入以将支架锚定到血管壁上。
在这样的实施方案中，所述端口是磁性端口，其被配置成当所述支架被置于体内时便于所述线缆与所述端口的重新连接。
在这样的实施方案中，所述支架进一步包括沿着每根细丝设置的传感器。每个传感器被配置成通过所述线缆提供用于移动微表面的传感器数据。
在这样的实施方案中，所述导管进一步包括微控制器，所述微控制器包括存储器中的形状确定算法，所述算法被配置用于根据所述传感器数据匹配血管的形状。在一些实施方案中，所述形状对于在减轻血管压力的同时维持血管通畅率是最佳的。
在这样的实施方案中，每个微表面被配置成在体内朝向血管壁倾斜第一微表面角，并且远离所述血管壁倾斜第二微表面角。
在这样的实施方案中，每个微表面在至少一对电极上方安装在扭转铰链上，所述至少一对电极被配置成将所述微表面的至少一个角静电地保持就位。
参考附图、具体实施方式和所附权利要求书，可以更好地理解这里提供的概念的这些和其他特征。
附图说明
图1a提供的示意图示出了根据一些实施方案的可重构支架。
图1b提供的示意图示出了由在管状结构中部署的现有支架造成的创伤。
图2提供的示意图示出了根据一些实施方案形成可重构支架的细丝的一部分的若干微单元。
图3a提供了根据一些实施方案的从若干微单元上方观察的图像，以及示出了微单元的一部分的补充示意图。
图3b提供了根据一些实施方案的从若干微单元(包括部分分解的微单元)上方观察的图像，以及示出微单元的一部分的补充示意图。
图3c提供了根据一些实施方案的从若干部分分解的微单元上方观察的图像，以及示出微单元的一部分的补充示意图。
图4提供的示意图示出了根据一些实施方案的可重构支架的单个微单元的分解图。
图5提供的示意图示出了根据一些实施方案的与用于重构支架的导管接合的可重构支架。
图6提供的示意图示出了根据一些实施方案的可重构支架的系统架构。
具体实施方式
在更详细地提供一些特定实施方案之前，应当理解，本文提供的具体实施方案并不限制本文所提供概念的范围。还应当理解，本文提供的具体实施方案的特征能够很容易地与所述具体实施方案分离，并任选地与本文提供的多个其他实施方案中的任意一个实施方案的特征组合或替代所述特征。
关于本文使用的术语，还应当理解，术语是用于描述一些特定实施方案的目的，且所述术语并不限制本文所提供概念的范围。除非另外说明，否则序号(例如，第一、第二、第三等)用于区分或标识一组特征或步骤中的不同特征或步骤，而并不提供序列限制或数值限制。例如，“第一”、“第二”和“第三”特征或步骤并不一定需要以所述顺序出现，并且包括此类特征或步骤的特定实施方案并不一定需要局限于这三个特征或步骤。还应当理解，除非另外说明，否则诸如“左”、“右”、“前”、“后”、“顶部”、“底部”、“向前”、“反向”、“顺时针”、“逆时针”、“向上”、“向下”等任何标记或诸如“上”、“下”、“后”、“前”、“竖直”、“水平”、“近侧”、“远侧”等其它类似术语是为了方便而使用，且并不旨在暗示例如任何特定的固定位置、取向或方向。相反，此类标签被用于反映例如相对位置、方位或方向。还应当理解，除非上下文另外明确说明，否则单数形式的“一”、“一个”和“所述”包括复数指代。
例如，当导管被用在患者身上时，关于导管的“近侧”、“近侧部分”或“近端部分”包括旨在接近临床医生的一部分导管。同样地，例如，导管的“近侧长度”包括当导管被用在患者身上时应靠近临床医生的导管的长度。例如，导管的“近侧末端”包括当导管被用在患者身上时应靠近临床医生的导管的一端。导管的近侧部分、近端部分或近侧长度可以包括导管的近端；然而，导管的近侧部分、近端部分或近侧长度不需要包括导管的近端。即，除非上下文另有说明，否则导管的近侧部分、近端部分或近侧长度不是导管的末端部分或末端长度。
例如，关于导管的“远侧”、“远侧部分”或“远端部分”包括当导管被用在患者身上时应靠近患者或在患者体内的一部分导管。同样地，例如，导管的“远侧长度”包括当导管被用在患者身上时应靠近患者或在患者体内的导管的长度。例如，导管的“远端”包括当导管被用在患者身上时应靠近患者或在患者体内的导管的一端。导管的远侧部分、远端部分或远侧长度可以包括导管的远端；然而，导管的远侧部分、远端部分或远侧长度不需要包括导管的远端。即，除非上下文另有说明，否则导管的远侧部分、远端部分或远侧长度不是导管的末端部分或末端长度。
除非另外定义，否则本文使用的所有技术和科学术语具有与本领域普通技术人员通常所理解的相同的含义。
医生使用支架和相关的腔内装置来治疗变得过窄以致于通过血管的血流受到限制的血管部分。支架是包括管状体的管状结构，通常由金属制成，可以径向膨胀以保持变窄的血管(病理学狭窄)张开。这种变窄的血管例如是动脉硬化的结果。动脉硬化可以通过血管成形术来纠正，但是血管成形术随后可能刺激过度的组织增生，从而在一个被称为再狭窄的过程中阻塞新近重新张开的血管。虽然支架最常用于“撑开”变窄的血管，但是支架也可用于加强呼吸系统、生殖系统、肝脏系统(例如胆管)或包括管状体结构的任何其他身体系统中的塌陷或变窄的管状结构。然而，支架施加的力的大小可能(并且经常)导致其中部署支架的管状结构受到损伤。在一些实施方案中，本文提供了可重构支架及其系统和方法，解决了前述问题。
图1a提供的示意图示出了根据一些实施方案的可重构支架100。
如图1a所示，可重构支架100包括管状体，所述管状体的尺寸适于装配在血管腔中。可重构支架100的尺寸进一步被设计为与用于穿过解剖结构和部署可重构支架100的部署装置(例如，图5的导管500)接口。因为可重构支架100可以用于包括管状体结构的任何系统(例如，血管系统、呼吸系统、生殖系统、肝脏系统等)，根据系统或应用的需要，可重构支架100可以具有多种不同直径和长度。
例如，图1a示出了可重构支架100，其最初以未膨胀状态部署在血管系统的血管v中，例如在部署血管成形球囊之后。可重构支架100随后可以膨胀到抵靠血管v的壁w的膨胀状态，并且被配置成匹配血管v的形状。通过匹配血管v的形状，可重构支架100在血管v的壁w上产生极小的损伤或没有损伤，同时维持血管v的通畅率。这是对如图1b所示的现有支架的显著改进，现有支架可能并且经常会对部署支架的血管造成损伤。这样，可重构支架100被配置成维持通畅率，同时减轻管壁(如血管壁)上的压力。
可重构支架100包括若干细丝，例如细丝110，其中细丝被布置成网格结构或分段结构。虽然可重构支架100的网格结构被显示为交叉平行线、菱形网格或编织网格结构，但是网格结构可以根据系统或应用的需要而变化。例如，在一些实施方案中，可重构支架100的网格结构是自膨胀网格结构，有许多例子。这种自膨胀网格结构有助于通过一个或多个宏观运动将可重构支架100膨胀成第一膨胀形状，以与血管腔相接。随后，多种微动可为可重构支架100提供第二非创伤性最佳形状，以维持其中设置有可重构支架100的血管的通畅率。然而，可重构支架100的网格结构不需要是自膨胀网格结构，以利用宏观和微观运动来为可重构支架100提供最佳形状，以维持可重构支架100所在血管的通畅率。在一些实施方案中，可重构支架100被配置成呈现并保持(通过重构)用于维持血管通畅率的最佳形状，其中可重构支架100仅通过这些微动设置在血管中。
如图1a进一步所示，在一些实施方案中，可重构支架100的管状体可以用外壳包裹，以保护细丝免受体内腐蚀。这在图1a中由截面a-a示出，其中网格结构由层102表示，外壳由层104内和104外表示。外壳可以是聚合物外壳，包括但不限于聚四氟乙烯(“ptfe”)，例如膨体ptfe(“eptfe”)，所述eptfe被配置成接受组织长入，用于将可重构支架100锚定到血管壁。事实上，ptfe已被证明是制造血管移植物或假体的有利材料，用于替换受损或患病的血管。这是因为ptfe是一种生物相容性极强的材料，在体内几乎不会引起免疫反应。这也是因为eptfe是多孔的，因为ptfe的纤维被节点分开。活细胞可以移生于eptfe外壳的节点上，从而允许用eptfe外壳包裹的可重构支架100成为活体的永久部分。
图2提供的示意图示出了根据一些实施方案形成可重构支架100的细丝110的一部分的若干微单元220。
首先，细丝110的所述部分仅仅是可重构支架100的网格结构中所述若干细丝的任一细丝的细丝部分的例子。其次，虽然图2中示出了九个微单元220，但是这些仅仅是形成图1a所示的可重构支架100的细丝110的一部分的所述若干微单元220的例子。可重构支架100可以包括数百万或更多个微单元(例如，每根细丝106个微单元或更多个微单元)，每个微单元至多测得几十微米宽。如图所示，细丝110的部分可以沿着图2坐标系的x坐标的正方向或负方向(或这两个方向)纵向延伸有任意数量的附加微单元220。细丝110的部分也可以沿着图2坐标系的y坐标的正方向或负方向(或这两个方向)横向延伸有任意数量的附加微单元220(或横向缩短一个或两个微单元)。也就是说，无论是细丝110的部分，还是细丝110的部分所代表的所述若干细丝的任何部分，都不局限于三个微单元的宽度。形成每根细丝的所述若干微单元220可以沿着它们各自的细丝布置成一个或多个纵向或横向的行。这些行是可编程寻址的，用于逐个寻址微单元。
如图2中进一步所示，所述若干微单元220中的每个微单元包括可在至少两个不同方向的任何方向上独立移动的微表面332(见图3a)。正是每个微表面332通过一个或多个微运动在一个方向或另一个方向上移动的能力使得可重构支架100能够采用最佳形状来维持血管的通畅率，并且通过随后的可重构支架100的重构来维持最佳形状。事实上，组合的微动移动细丝，以提供维持血管通畅率的最佳形状。
图3a-3c提供的图像和示意图示出了根据一些实施方案的可重构支架100的若干微单元220。图3a提供了从若干微单元上方观察的图像以及示出微单元的一部分的补充示意图；图3b提供了从若干微单元(包括部分分解的微单元)上方观察的图像以及示出微单元的一部分的补充示意图；并且图3b提供了从若干部分分解的微单元上方观察的图像以及示出微单元的一部分的补充示意图。
如图3a-3c和图4所示，所述若干微单元220中的每个微单元包括微表面332，所述微表面包括柱334，所述柱被配置成利用扭转铰链346将微表面332安装在轭(yoke)344上。每个微单元进一步包括至少一对电极，其被配置成将微表面332的至少一个角静电地(electrostatically)保持就位。例如，当位于微表面332下方的轭344通过扭转铰链346朝向电极342旋转(例如，高达+/-12°或更高，例如+/-17°)时，微表面332的角(例如，图4的微表面332的包括参考线和用于微表面332的数字332的左角)可以通过位于下方的电极342静电地保持就位。这样，多个微单元220的每个微表面332被配置成当被设置在体内时，将其第一角朝向血管壁倾斜，并且将其第二角(例如，图4的微表面332的左角)远离血管壁倾斜。
扭转铰链346的轴固定在轭344的轭柱的两端，并且扭转铰链346在中间(例如，微表面332的柱334安装在轭344上的位置处)扭转。由于微单元尺寸小(例如，只有几十微米宽)，扭转铰链346不会出现铰链疲劳问题。这允许可重构支架100的无限制重构，以首先呈现并保持期望的形状，例如用于维持血管通畅率的最佳形状。
止挡354从微单元的一个角延伸到微单元的沿对角线相对的角，止挡354在止挡354的末端包括止挡或着陆点355，所述止挡或着陆点被配置成与轭344相对并防止过度旋转。轭尖348(可选的弹簧尖端轭尖348)接触着陆点355，防止过度旋转。在一些实施方案中，这种机械微单元部分包括铝或其他生物不敏感材料。
微表面332的旋转度(例如，高达+/-12°或更大，例如+/-17°)取决于微表面332的角和位于下方的电极342之间的距离、轭344上的一组轭尖348和位于下方的着陆点355之间的距离或者这些的组合。一个或多个前述距离的增加将微表面332配置用于更大程度的旋转，而一个或多个前述距离的减少将微表面332配置用于更小程度的旋转。例如，在一些实施方案中，多个微表面中的每一个被配置成旋转至少+/-1°、+/-5°、+/-10°、+/-12°、+/-15°、+/-17°、+/-20°、+/-25°、+/-30°、+/-35°或+/-45°，可选地以其增量旋转，例如以一位数的增量旋转。例如，在一些实施方案中，多个微表面中的每一个被配置成旋转不超过+/-45°、+/-35°、+/-30°、+/-25°、+/-20°、+/-17°、+/-15°、+/-12°、+/-10°、+/-5°或+/-1°，可选地以其增量旋转，例如以一位数的增量旋转。因此，在一些实施方案中，所述若干微表面中的每一个被配置成在+/-1°和+/-45°之间旋转，包括在+/-5°和+/-25°之间，例如在+/-10°和+/-25°之间，以及例如在+/-12°和+/-17°之间。具有更大旋转度的微表面可用于将血管壁从可重构支架100的初始位置或形状(例如，上述第一膨胀形状)推出；然而，更大程度的旋转会给微单元的组件带来更大的压力。微单元可以根据需要进行优化，以平衡旋转度和组件上的压力。
如至少在图3c和图4中进一步示出的，包括止挡354的多个微单元220的层进一步包括至少一对寻址焊盘352，所述寻址焊盘通过上覆电极的柱与上覆电极电连通。同样，多个微单元220中的每个微单元包括至少一对电极，这些电极与寻址焊盘352一一对应。如上所述，形成每根细丝的所述若干微单元220可以沿着它们各自的细丝布置成一个或多个纵向或横向的行，这些行是可编程寻址的，用于例如通过寻址焊盘352逐个寻址微单元。
所述若干微单元220中的每个微单元进一步包括存储单元460(例如，静态随机存取存储器[“sram”]，其用互补金属氧化物半导体[“cmos”]技术构建)，被配置成存储所述对电极中的至少一个电极342的状态数据(通过相应的寻址焊盘)，以将微表面332的至少一个角静电地保持就位。
在操作中，每个微单元的所述对电极通过静电引力控制微表面332的位置。这对电极在扭转铰链346的每一侧包括至少一个电极342，所述至少一个电极342定位成作用在轭344、微表面332、或轭344和微表面332两者上。大多数情况下，相等的偏置电荷同时施加到这对电极的两侧。相等的偏置电荷实际上将微表面332保持在其当前位置，而不是微表面332翻转到中心位置。
为了移动微单元的微表面332，微单元控制器(见图6)首先将状态加载到位于微单元最底层的存储单元460中。存储单元又通过寻址焊盘352电连接到这对电极。加载到存储单元460中的状态被加载到两个互补的存储元件中。也就是说，如果一个存储元件是逻辑“1”，则另一个存储元件是逻辑“0”(反之亦然)。加载到存储单元460中的状态在移动微表面332中起作用；然而，加载存储单元460不会自动移动微表面332。为了将加载到存储单元460中的状态转换成微表面332的微动，微单元必须接收复位或时钟脉冲。复位或时钟脉冲暂时释放微表面332，使其能够基于加载到存储单元460中的状态而移动。由于止挡354的着陆点355抵靠轭尖348，微表面332移动到+或-度数状态是高度可重复的。复位或时钟脉冲允许可重构支架100的一根或多根细丝上的任何组所述若干微单元220的存储单元被预加载，用于随后且同时的组合微运动，以利用复位或时钟脉冲移动一根或多根细丝。
细丝的移动是通过对细丝中一个或多个微单元的开/关占空比进行编程来实现的。所述一个或多个微单元可以被复用以产生细丝的整体移动。此外，两根或多根细丝中的微单元可以被复用，以在两根或多根细丝中产生运动。例如，两根或多根细丝的微单元可以被复用，以将细丝移动到第一膨胀形状，从而与血管腔相接。可以进行多种微动，以向可重构支架100提供第二非创伤性最佳形状，用于维持其中设置有可重构支架100的血管的通畅率。
诸如可重构支架100的可重构支架可以实时手动控制，或者先进的成像技术(例如荧光透视)可以用作确定可重构支架的最佳可能形状和取向的辅助手段。
图5提供的示意图示出了根据一些实施方案的与导管500接合的可重构支架100，所述导管用于重构可重构支架100。
如图5所示，一种系统包括可重构支架100和导管500。可重构支架100还可以在可重构支架100的端部或末端中包括端口(见图6的端口670)。可重构支架100的端口可以被配置成接受用于移动多个微单元220的微表面的功率、控制信号或者功率和控制信号两者。所述导管可以包括布置在导管500内的导管线缆502，所述导管线缆被配置成与可重构支架100的端口连接，并提供用于移动多个微单元220的微表面的功率、控制信号或这些的组合。可重构支架100的端口可以是磁性端口，并且导管线缆502可以具有互补的磁性端，所述磁性端被配置成便于当可重构支架100被设置在体内时将导管线缆502与端口重新连接，以便随后重构可重构支架100。
如图5中进一步所示，可重构支架100还可以包括与可重构支架100的每根细丝相关联或以其他方式沿其设置的若干传感器。一个这样的传感器在图5中用星号(“*”)表示。每个传感器可以被配置成通过导管线缆502提供传感器数据，用于随后移动所述若干个微单元220的微表面。导管502还可以包括微控制器，所述微控制器包括存储器中的形状确定算法，所述算法被配置成根据传感器数据匹配血管的形状，以便在减轻血管压力的同时维持血管通畅率。传送到形状确定算法的传感器数据可用于高级依附，以及与血管的较少创伤的相互作用。
导管500可以被配置成与可重构支架100一起沿着低轮廓线缆轨道滑动，用于可重构支架100的部署。一旦可重构支架100被部署在血管中，包括连接到可重构支架100的端口的导管500的导管线缆502的系统可以被配置成将可重构支架100的形状与血管匹配。所述系统还可以被配置成在可重构支架100的形状与血管匹配之后，将导管500从可重构支架100上分离。随后可以移除导管500，并且可以将可重构支架留在体内。
图6提供的示意图示出了根据一些实施方案的可重构支架100的系统架构。
如图6所示，可重构支架100的系统架构可以包括微单元控制器610、用于可重构支架100的固件620、存储器630、细丝驱动器640、所述若干微单元220中的微单元650、微单元驱动器660和端口670，这些组件可以如图所示连接。例如，微单元控制器610可以连接到微单元650，并且被配置成提供用于配置微单元650的数据和控制信号。微单元控制器610也可以连接到微单元驱动器660，微单元驱动器又可以连接到微单元650，并被配置成提供复位或时钟脉冲以暂时释放微表面332，使其能够基于加载到存储单元460中的状态而移动。
可重构支架100可以使用各种制造技术来制造，包括但不限于选自支架制造技术、微机电系统(“mems”)制造技术以及支架制造技术和mems制造技术的组合的技术。例如，在一些实施方案中，可重构支架可以通过以下步骤制造：i)使用支架制造技术形成可重构支架管状体的至少一部分网格结构，ii)使用mems制造技术形成可重构支架的微单元，以及iii)将微单元与网格结构结合以形成可重构支架。在这样的实施方案中，可重构支架的细丝的至少一部分形成使用支架制造技术形成的网格结构。细丝的剩余部分可以由微单元形成，这包括将微单元固定在使用支架制造技术形成的细丝的至少一部分外面的层中；使用mems制造技术形成(例如单片形成)微单元的互补细丝；或者将层中的微单元固定到使用支架制造技术形成的至少一部分细丝的外部，并且使用mems制造技术形成微单元的互补细丝。然而，在一些实施方案中，可重构支架可以主要通过mems制造技术来制造。
就支架制造技术而言，可重构支架管状体的网格结构可以由不锈钢、铂合金、钴铬合金(例如cocrnifemomn，例如
在激光加工过程之后，从激光加工管的内表面和外表面去除多余的材料，并且在若干进一步加工步骤中的任何一个中进一步加工管，以生产可重构支架，所述加工步骤包括将微单元固定到使用支架制造技术形成的细丝的至少一部分上。然而，继续支架制造技术，例如，可通过在越来越大的心轴上连续膨胀激光加工管来进一步加工自膨胀支架。在每个接续的步骤中，激光加工的管经受热处理步骤，以将管热固定在适当尺寸的心轴上。例如，镍钛合金的激光加工管可以在896°f(480℃)下加热三十秒，同时在适当尺寸的心轴上进行热处理步骤或膨胀阶段。典型地，使用两到六个膨胀阶段来完全膨胀镍钛合金的自膨胀支架。膨胀后，通过化学、机械和电化学抛光的组合完成自膨胀支架，以产生光滑、生物相容的表面。微单元可以随后被固定到使用支架制造技术形成的至少一部分细丝上。这种支架然后可以被冷却以将其转变成柔软且可变形的马氏体晶体结构，并被径向压缩至足够小的尺寸以放置在导管上。
关于mems制造技术，mems制造技术包括微加工工艺，类似于那些用于制造集成电路的微加工工艺，但是用于如图3a-c和图4中描述的微单元。因为所述若干微单元220中的每个微单元几十微米宽，所以可以在硅晶片或选择的其他衬底上产生数万个或更多个微单元。
更详细地，若干微单元220可以单片形成在相应数量的完成的存储单元460(例如，基于cmos的sram存储单元)上，用于形成单根细丝或者固定到由支架制造技术制造的细丝上。微单元上部结构(例如，包括微表面332、柱334、轭344、扭转铰链346等的机械元件)的低温制造工艺可以用来保持形成位于下方的cmos存储单元的金属化的完整性。机械元件可以是溅镀沉积的铝合金、另一种生物不敏感材料或它们的组合。机械元件之间的牺牲层(或隔离物)可以由深紫外线(duv)硬化的光致抗蚀剂形成。等离子蚀刻可用于去除duv硬化的光致抗蚀剂，以在机械元件之间形成气隙，例如轭344和止挡354之间。无论微单元的细丝与使用支架制造技术形成的细丝相结合还是微单元被固定在使用支架制造技术形成的细丝外面的层中(或两者)，这样的支架可以随后被径向压缩到足够小的尺寸以放置到导管上。
在一些实施方案中，可重构支架100可以通过以下步骤来使用：将可重构支架安装在导管上以形成支架-导管组合；推进支架-导管组合穿过患者的解剖结构以提供治疗；根据治疗配置支架-导管组合的可重构支架；将可重构支架从支架-导管组合上断开；以及从患者体内抽出导管。
将可重构支架安装在导管上以形成支架-导管组合可以包括将导管线缆连接(例如，磁性连接)到可重构支架端口。
推进支架-导管组合穿过患者解剖结构以提供治疗可以包括将支架-导管组合推进到包括需要治疗的血管的位置的患者解剖结构中。在推进支架-导管组合穿过患者解剖结构的过程中，支架-导管组合可以被配置成沿低轮廓线缆轨道滑动，以部署在包括需要治疗的血管的患者解剖结构中的位置。
根据治疗配置支架-导管组合的可重构支架可以包括，例如，配置可重构支架以恢复阻塞或部分阻塞血管的通畅率、加固塌陷血管、或这些的组合。微表面的组合微动移动可重构支架的细丝，以使支架径向膨胀来提供治疗。可重构支架的一个或多个传感器可以被配置成通过导管线缆提供传感器数据，用于在组合微动中移动微表面。可替换地，或者另外，先进的成像技术，例如荧光透视，可以被用作在组合微运动中移动微表面的辅助手段。与传统支架相比，采用与血管形状匹配的可重构支架的这种治疗减轻了血管上的压力。
将可重构支架与支架-导管组合断开，例如将导管线缆与可重构支架的磁性端口断开，进一步包括在可重构支架的形状与血管匹配之后，将导管与可重构支架完全断开。
从患者体内取出导管包括从患者体内完全取出导管。
在一些实施方案中，可重构支架100可以进一步通过以下步骤来使用：推进导管穿过患者的解剖结构，以提供进一步的治疗；将导管连接到可重构支架以形成支架-导管组合；根据进一步的治疗配置支架-导管组合的可重构支架；将可重构支架从支架-导管组合上断开；以及从患者体内抽出导管。
将导管连接到可重构支架以形成支架-导管组合包括找到可重构支架与导管的磁性端口，并将导管线缆连接到可重构支架的磁性端口。
根据进一步的治疗配置支架-导管组合的可重构支架可以包括例如配置可重构支架以恢复自先前治疗以来丢失的血管的通畅率。微表面的组合微动移动可重构支架的细丝，以使支架径向膨胀来提供治疗。可重构支架的一个或多个传感器可以被配置成通过导管线缆提供传感器数据，用于移动微表面。先进的成像技术，例如荧光透视，可以被用作在组合微运动中移动微表面的辅助手段。与传统支架相比，采用与血管形状匹配的可重构支架的这种治疗减轻了血管上的压力。
同样，将可重构支架与支架-导管组合断开，例如将导管线缆与可重构支架的磁性端口断开，进一步包括在可重构支架的形状与血管匹配之后，将导管与可重构支架完全断开。从患者的解剖结构中取出导管包括从患者的解剖结构中完全取出导管。
这一过程可以每隔几个月重复一次，以确保可重构支架可以减轻例如血管同一区域中血小板或血栓的任何重新积聚。
在一些实施方案中，甚至在部署后也可以控制可重构支架重新调整，而不需要进入血管，例如通过与血管中部署的可重构支架通信，并且使所述若干细丝获得重构形式和取向。
虽然这里已经提供了一些具体的实施方案，并且虽然已经提供了特定的实施方案的一些细节，但是这些特定的实施方案并不意图限制这里呈现的概念的范围。对于本领域普通技术人员来说，额外的改编和/或修改是显而易见的，并且在更广泛的方面，这些改编和/或修改也包括在内。因此，在不脱离这里提供的概念的范围的情况下，可以偏离这里提供的具体实施方案。
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