一种血管支架的制作方法

本发明涉及医疗器械技术领域，尤其涉及一种血管支架。

背景技术：

颅内动脉瘤多为发生在颅内动脉管壁上的异常膨出，是造成蛛网膜下腔出血的首位病因，在脑血管意外中，仅次于脑血栓和高血压脑出血，位居第三。任何年龄可发病，多数好发于40至60岁中老年女性。造成颅内动脉瘤的病因尚不清楚，多数学者认为颅内动脉瘤是在颅内动脉管壁局部的先天性缺陷和腔内压力增高的基础上引起，高血压、脑动脉硬化、血管炎与动脉瘤的发生与发展有关。颅内动脉瘤好发于脑底动脉环(willis环)上，其中80％发生于脑底动脉环前半部。

目前颅内动脉瘤的治疗主要集中在外科手术夹闭和瘤内介入栓塞治疗，手术夹闭创伤大、副作用多，患者承受较大的痛苦。研究表明，85％的窄颈动脉瘤可完全闭塞，而宽颈动脉瘤中只有15％可完全闭塞。对于复杂和巨大动脉瘤的血管内治疗,最大的顾虑在于无法达到致密填塞和动脉瘤复发。应用血管内支架或支架类的方法,达到血管内重塑载瘤动脉的概念，在20世纪80年代末被提出，并于15年前开始临床应用。现有的编织支架，其显影通常采用支架主体上拼接不透射的显影点，不透射线混合编织等方式实现，仅为部分显影。在弯曲血管中，受支架编织节距的影响，通过少数的显影丝无法判断支架是否贴壁；变径血管中，支架的节距随血管直径变化会相应变化，医生没有信心判断是否完全打开。

技术实现要素：

本发明所要解决的技术问题是提供一种血管支架，可以整体显影，手术中能够看到血管支架的边界，医生可以清楚的判断血管支架是否贴壁，且具有较高支撑力。

本发明为解决上述技术问题而采用的技术方案是提供一种血管支架，所述血管支架为由第一组分和第二组分交叉编织形成的自膨胀编织管，或者，所述血管支架为由第二组分交叉编织形成的自膨胀编织管，其中：所述第一组分包括至少一根第一编织丝，所述第一编织丝包括第一芯丝和包覆在所述第一芯丝外面的套管；及所述第二组分包括至少一根所述第一编织丝和至少一根第二编织丝。

优选地，所述血管支架为由所述第一组分和所述第二组分螺旋交叉编织形成的自膨胀编织管。

优选地，所述血管支架为由所述第一组分和所述第二组分从所述血管支架的两端分别沿顺时针和逆时针的方向螺旋交叉编织形成的自膨胀编织管。

优选地，所述套管由弹性生物材料制成，所述第一芯丝由不透射材料制成，且所述第一芯丝的材料的线衰减系数大于所述套管的材料的线衰减系数。

优选地，所述不透射材料为铂、铱、金、银和钽中的一种或其合金，所述弹性生物材料为镍钛合金、镍钛诺、不锈钢、钴铬合金、镍钴合金的一种或多种。

优选地，所述第一编织丝的截面形状为圆形、方形、椭圆形或梯形。

优选地，所述第一芯丝的截面积占所述第一编织丝的总截面积的10％～40％。

优选地，所述第二编织丝包括第二芯丝和缠绕在所述第二芯丝上的不透射丝。

优选地，在组成所述第一编织丝和第二编织丝的所有材料中，具有最大线衰减系数的材料的线衰减系数不超过具有最小线衰减系数的材料的线衰减系数的25倍。

优选地，所述不透射丝的线衰减系数不超过所述第一芯丝的线衰减系数的25倍。

优选地，所述第二编织丝的截面形状为圆形、方形、椭圆形或梯形。

优选地，所述不透射丝为铂、铱、金、银和钽中的一种或其合金，所述第二芯丝为镍钛合金或者为所述第一编织丝。

优选地，所述缠绕在所述第二芯丝上的不透射丝的两相邻线圈的轴向距离l为所述不透射丝丝径的1.0～1.5倍。

优选地，所述第一编织丝的数量为24～96根，所述第二编织丝的数量为2～6根。

优选地，所述第一编织丝或/和第二编织丝表面喷涂或浸提有药物涂层、抗血栓涂层或/和亲水涂层。

优选地，在收缩状态下，所述自膨胀编织管具有第一直径，所述第一直径小于0.74mm；在撑开状态下，所述自膨胀编织管具有第二直径，所述第二直径为1.5mm～7mm，且由第一直径膨胀至第二直径的扩展力不小于0.01n～1n。

优选地，所述第二编织丝的截面直径不大于90μm，所述第一编织丝的截面直径为不大于50μm。

优选地，在收缩状态下，所述自膨胀编织管的第一直径小于0.027英寸，其中所述第二编织丝的截面直径不大于80μm，所述第一编织丝的截面直径不大于45μm。

优选地，在收缩状态下，所述自膨胀编织管的第一直径小于0.021英寸，其中所述第二编织丝的截面直径为不大于50μm，所述第一编织丝的截面直径为不大于35μm。

优选地，在收缩状态下，所述自膨胀编织管的直径小于0.019英寸，其中所述第二编织丝的直径为不大于30μm，所述第一编织丝的直径为不大于30μm。

优选地，在撑开状态下，所述自膨胀编织管依次包括第一端、中间段和第二端，所述自膨胀编织管的中间段具有相同外径，所述自膨胀编织管的所述第一端和所述第二端从所述中间段向所述自膨胀编织管的端口方向的外径逐渐增大。

优选地，所述中间段在轴向上的长度为2mm～60mm，所述第一端和所述第二端在轴向上的长度均为0.5～3mm，构成第一端或第二端旋转体的母线与所述自膨胀编织管的中心轴方向上形成的夹角为10°～60°。

优选地，所述自膨胀编织管的所述第一端和所述第二端呈喇叭状、圆台状、斜坡口状或所述第一端和所述第二端的横截面呈星形。

优选地，所述自膨胀编织管在轴向上的长度为2～70mm，所述交叉编织的两组编织丝在轴向上和周向上形成的夹角分别为100°～140°和40°～80°。

本发明对比现有技术有如下的有益效果：本发明提供的血管支架，通过由不透射材料和形状记忆合金复合组成的第一编织丝交叉编织成自膨胀编织管，支架整体及每根编织丝均可显影，且具有形状记忆效应，可自膨胀至预定尺寸；不透射芯在dsa造影下可视，手术中能够清楚看到血管支架的边界，医生可以清楚的判断血管支架是否贴壁；特别是加入不透射性更强的第二编织丝，在x射线下比其他编织丝显影性更强，在圆周方向上呈相对放置，根据圆周两侧之间的距离能够判断血管支架头端的打开直径，是否有鱼嘴情况出现。

附图说明

图1为本发明实施例中血管支架的整体结构示意图；

图2为本发明实施例中第一编织丝的截面示意图；

图3为本发明实施例中第二编织丝的截面示意图。

图中：

1-组合编织丝，11-第一编织丝，12-第二编织丝，111-第一芯丝，112-套管，

121-第二芯丝，122-不透射丝，21-中间段，22-第一端，23-第二端，3-网孔。

具体实施方式

下面结合附图和实施例对本发明作进一步的描述。

图1为本发明实施例中血管支架的整体结构示意图；图2为本发明实施例中第一编织丝的截面示意图。

请参见图1和图2，本实施例提供的血管支架为由第一组分和第二组分交叉编织形成的自膨胀编织管，或者，血管支架为全部由第二组分交叉编织形成的自膨胀编织管；在一优选实施方式中，血管支架为由所述第一组分和第二组分螺旋交叉编织形成的自膨胀编织管，进一步地，所述血管支架为由所述第一组分和所述第二组分从所述血管支架的两端分别沿顺时针和逆时针的方向螺旋交叉编织形成的自膨胀编织管。所述第一组分包括至少一根第一编织丝11，所述第一编织丝11包括第一芯丝111和包覆在所述第一芯丝111外面的套管112；所述第一芯丝111由不透射材料制成，所述不透射材料可以为铂、铱、金、银、钽及其合金等；所述套管112由弹性生物材料制成，所述弹性生物材料为镍钛合金、镍钛诺、不锈钢、钴铬合金、镍钴合金的一种或多种，所述第一芯丝111的材料的线衰减系数高于套管112的线衰减系数，第一芯丝111的不透射性更强。第一编织丝11的截面可以为圆形、方形、椭圆形或梯形等，优选地，第一编织丝11的截面为圆形；其中第一芯丝111的截面面积占第一编织丝11的总截面面积的10％～40％；优选地，第一芯丝111的截面面积占第一编织丝11的总截面面积的30％。

请参见图3，所述第二组分包括至少一根所述第一编织丝11和至少一根第二编织丝12。所述第二编织丝12包括第二芯丝121和缠绕在所述第二芯丝121上的不透射丝122，不透射丝122可以由铂、铱、金、银、钽及其合金等不透射材料材料制成，第二芯丝121的材料优选为镍钛合金或者第二芯丝121为第一编织丝11。更进一步地，每根第二编织丝12与一根第一编织丝11组合在一起形成组合编织丝1后与所述第一组分进行螺旋交叉编织。所述不透射丝122的线衰减系数大于第二芯丝121的线衰减系数。每种材料都具有一个线衰减系数/线吸收系数μl(linearabsorptioncoefficient)，线衰减系数μl由质量衰减系数μm与材料本身密度ρ的数学乘积获得。线衰减系数越高，不透射性越强。较佳地，在组成第一编织丝11和第二编织丝12的所有材料中，具有最大线衰减系数的材料的线衰减系数不超过具有最小线衰减系数的材料的线衰减系数的25倍，进一步地，所述不透射丝122的线衰减系数值不超过所述第一芯丝111的线衰减系数值的25倍。

第二编织丝12的截面可以为圆形、方形、椭圆形或梯形等，优选地，第二编织丝12的截面为圆形；请参见图3，优选地，缠绕在所述第二芯丝上的不透射丝122两相邻有效线圈之间的轴向距离l为不透射丝122的丝径的1.0～1.5倍。更优选地，不透射丝122两相邻有效线圈之间的轴向距离l为不透射丝122的丝径的1.0～1.2倍。

进一步地，组成所述自膨胀编织管的第二编织丝12的数量小于第一编织丝11的数量。第一编织丝11的数量优选为24～96根，第二编织丝12的数量优选为2～6根；更优选地，第一编织丝11的数量为44～62根，第二编织丝12的数量为2～4根；较佳地，所述自膨胀编织管在撑开状态下，第一编织丝11和第二编织丝12在圆周方向上呈均匀分布。

进一步地，第一编织丝11和第二编织丝12表面可根据需要喷涂或浸提药物涂层、抗血栓涂层或/和亲水涂层等。使血管支架具有更好的用途和性能。

在收缩状态下，所述自膨胀编织管具有第一直径，在撑开状态下，所述膨胀编织管具有第二直径，所述自膨胀编织管可在具有第一直径状态下由输送导管传输至病变位置扩张至第二直径，其中第一直径小于0.74mm，可通过内径0.029英寸及以下的导管输送，第二直径可以扩张至1.5mm～7mm，由于，由于第一编织丝和第二编织丝均包含有弹性材料，所述自膨胀编织管由第一直径膨胀至第二直径的扩展力范围为0.01n～1n，且展开后的血管支架具有较高的支撑力。因此，本实施例提供的血管支架由于构成支架的每根编织丝都含有不透射性材料和弹性材料，血管支架整体及每根编织丝均可显影，且具有形状记忆效应，可自膨胀至预定尺寸；不透射材料制成的第一芯丝111在dsa造影(血管造影)下可视，手术中能够清楚看到血管支架的边界，医生可以清楚的判断血管支架是否贴壁。

所述自膨胀编织管的第一编织丝11与组合编织丝1螺旋交叉编织形成的网孔3在轴向的尺寸优选为0.1mm～1mm；优选地，轴向的尺寸为0.1mm～0.5mm。网孔大小可由编织丝数量，编织角度来控制。优选地，所述自膨胀编织管在轴向上的长度为2～70mm，所述交叉编织的两组编织丝在轴向上和周向上形成的夹角分别为100°～140°和40°～80°。在一些实施例中，所述交叉编织的两组编织丝在轴向上和周向上形成的夹角分别为110°～130°和50°～70°

所述自膨胀编织管中金属覆盖率为20％～40％，优选地金属覆盖率为25％～35％。所述金属覆盖率是指形成所述自膨胀编织管的金属丝的表面积占整个自膨胀编织管表面积的百分比。

在撑开状态下，所述自膨胀编织管依次包括第一端22、中间段21和第二端23，所述自膨胀编织管的中间段21具有相同外径，所述自膨胀编织管的所述第一端22和所述第二端23从所述中间段21向所述自膨胀编织管的端口方向的外径逐渐增大。即第一端22和第二端23端口的外径d2比中间段21的直径d1更大，第一端22和第二端23可以为如图1所示的喇叭状，但不限于喇叭状，也可以为圆台状、斜坡状等或者第一端22和第二端23的横截面呈星形，本发明对此不做特别限制。第一端22和第二端23在轴向上的长度优选为0.5～3mm，构成第一端22或第二端23旋转体的母线与自膨胀编织管的中心轴方向上形成10～60°夹角，优选地，构成第一端22和第二端23旋转体的母线与自膨胀编织管的中心轴方向上夹角α为30～60°。优选地，构成第一端22和第二端23旋转体的母线与自膨胀编织管的中心轴方向上夹角α为30～45°

在使用时，所述自膨胀编织可压缩至第一直径，在一实施方式中，通过0.029英寸的导管输送至动脉瘤的位置，其中第二编织丝12的截面直径为不大于90μm，第一编织丝11的截面直径为不大于50μm。

在另一实施方式中，可通过0.027英寸的导管输送至动脉瘤的位置，即自膨胀编织管压缩状态的直径小于0.027英寸，其中第二编织丝12的直径为不大于80μm，第一编织丝11的直径为不大于45μm。

在其它实施方式中，可通过0.021英寸的导管输送至动脉瘤的位置，即自膨胀编织管压缩状态的直径小于0.021英寸，其中第二编织丝12的直径为不大于50μm，第一编织丝11的直径为不大于35μm。

在其它实施方式中，可通过0.017英寸的导管输送至动脉瘤的位置，即自膨胀编织管压缩状态的直径小于0.017英寸，其中第二编织丝12的直径为不大于30μm，第一编织丝11的直径为不大于30μm。

实施例1

请参见图1、图2和图3，本实施例提供的血管支架为由第一组分和第二组分螺旋交叉编织形成的自膨胀编织管，所述第一组分为第一编织丝11，所述第二组分为第一编织丝11和第二编织丝12组合在一起形成的组合编织丝1。第一编织丝11包括第一芯丝111和包覆在所述第一芯丝111外面的套管112，所述第一芯丝111由铂制成；所述套管112由镍钛合金制成。所述第二编织丝12包括第二芯丝121和缠绕在所述第二芯丝121上的不透射丝122，不透射丝122为铂，第二芯丝121为镍钛合金。所述第一编织丝11中的第一芯丝111的线衰减系数为5148cm^-1，套管112的线衰减系数为258cm^-1；所述第二编织丝12中的不透射丝122的线衰减系数为5148cm^-1，第二芯丝121的线衰减系数为258cm^-1。组成自膨胀编织管的四种材料中，最大线衰减系数与最小线衰减系数的比值约为20。

第二编织丝12的截面为圆形；请参见图3，第二编织丝12中不透射丝122两相邻有效线圈之间的轴向距离l为不透射丝122的丝径的1.2倍。

第一编织丝11的丝径为45μm，第二编织丝12的丝径为85μm，可压缩至0.029英寸的第一直径进行输送。第一编织丝11的数量为44根，第二编织丝12的数量为4根；所述自膨胀编织管在撑开状态下，第一编织丝11和第二编织丝12在圆周方向上呈均匀分布。第一编织丝11和第二编织丝12表面喷涂有药物涂层。

在撑开状态下，所述自膨胀编织管依次包括第一端22、中间段21和第二端23，所述自膨胀编织管的中间段21具有相同外径，所述自膨胀编织管的所述第一端22和所述第二端23从所述中间段21向所述自膨胀编织管的端口方向的外径逐渐增大。即第一端22和第二端23端口的外径d2比中间段21的直径d1更大，第一端22和第二端23为如图1所示的喇叭状。第一端22和第二端23在轴向上的长度为0.5mm。第一端22和第二端23与自膨胀编织管的中心轴方向上夹角α为30°。

实施例2

请参见图1、图2和图3，本实施例提供的血管支架为由第一组分和第二组分螺旋交叉编织形成的自膨胀编织管，所述第一组分为第一编织丝11，所述第二组分为第一编织丝11和第二编织丝12组合在一起形成的组合编织丝1。第一编织丝11包括第一芯丝111和包覆在所述第一芯丝111外面的套管112，所述第一芯丝111由铂制成；所述套管112由钴铬合金制成。所述第二编织丝12包括第二芯丝121和缠绕在所述第二芯丝121上的不透射丝122，不透射丝122为铂，第二芯丝121为第一编织丝11。所述第一编织丝11中的第一芯丝111的线衰减系数为5148cm^-1，套管112的线衰减系数为379cm^-1；所述第二编织丝12中的不透射丝122的线衰减系数为5148cm^-1，第二芯丝121的线衰减系数为952cm^-1。组成自膨胀编织管的四种材料中，最大线衰减系数与最小线衰减系数的比值约为14。

第二编织丝12的截面为圆形；请参见图3，第二编织丝12中不透射丝122两相邻有效线圈之间的轴向距离l为不透射丝122的丝径的1.1倍。

第一编织丝11的丝径为40μm，第二编织丝12的丝径为75μm，可压缩至0.027英寸的第一直径进行输送。第一编织丝11的数量为46根，第二编织丝12的数量为2根；所述自膨胀编织管在撑开状态下，第一编织丝11和第二编织丝12在圆周方向上呈均匀分布。

第一编织丝11和第二编织丝12表面喷涂有抗血栓涂层。使血管支架具有更好的抗血栓性能。

在撑开状态下，所述自膨胀编织管依次包括第一端22、中间段21和第二端23，所述自膨胀编织管的中间段21具有相同外径，所述自膨胀编织管的所述第一端22和所述第二端23从所述中间段21向所述自膨胀编织管的端口方向的外径逐渐增大。即第一端22和第二端23端口的外径d2比中间段21的直径d1更大，第一端22和第二端23为如图1所示的喇叭状。第一端22和第二端23在轴向上的长度为0.5mm。第一端22和第二端23与自膨胀编织管的中心轴方向上夹角α为45°。

实施例3

请参见图1、图2和图3，本实施例提供的血管支架为由第一组分和第二组分螺旋交叉编织形成的自膨胀编织管，所述第一组分为第一编织丝11，所述第二组分为第一编织丝11和第二编织丝12组合在一起形成的组合编织丝1。第一编织丝11包括第一芯丝111和包覆在所述第一芯丝111外面的套管112，第一芯丝111由钽制成；所述套管112由钴铬合金制成。所述第二编织丝12包括第二芯丝121和缠绕在所述第二芯丝121上的不透射丝122，不透射丝122由钽制成，第二芯丝121为第一编织丝11。所述第一编织丝中的第一芯丝111的线衰减系数为1671cm^-1，套管材料112的线衰减系数为379cm^-1；所述第二编织丝中的不透射丝122的线衰减系数为1671cm^-1，第二芯丝121的线衰减系数为952cm^-1。组成自膨胀编织管的四种材料中，拥有最大线衰减系数的与最小线衰减系数的比值约为4.4。

第二编织丝12的截面为圆形；请参见图3，第二编织丝12中不透射丝122两相邻有效线圈之间的轴向距离l为不透射丝122的丝径的1.0倍。

第一编织丝11的丝径为35μm，第二编织丝12的丝径为50μm，可压缩至0.021英寸的第一直径进行输送。

第一编织丝11的数量为60根，第二编织丝12的数量为4根；所述自膨胀编织管在撑开状态下，第一编织丝11和第二编织丝12在圆周方向上呈均匀分布。

第一编织丝11和第二编织丝12表面浸提有亲水涂层。

在撑开状态下，所述自膨胀编织管依次包括第一端22、中间段21和第二端23，所述自膨胀编织管的中间段21具有相同外径，所述自膨胀编织管的所述第一端22和所述第二端23从所述中间段21向所述自膨胀编织管的端口方向的外径逐渐增大。即第一端22和第二端23端口的外径d2比中间段21的直径d1更大，第一端22和第二端23可以为如图1所示的喇叭状。第一端22和第二端23在轴向上的长度为1.0mm。第一端22和第二端23与自膨胀编织管的中心轴方向上夹角α为60°。

实施例4

请参见图1、图2和图3，本实施例提供的血管支架为由第一组分和第二组分螺旋交叉编织形成的自膨胀编织管，所述第一组分为第一编织丝11，所述第二组分为第一编织丝11和第二编织丝12组合在一起形成的组合编织丝1。第一编织丝11包括第一芯丝111和包覆在所述第一芯丝111外面的套管112，第一芯丝111由金制成；所述套管112由钴铬合金制成。所述第二编织丝12包括第二芯丝121和缠绕在所述第二芯丝121上的不透射丝122，不透射丝122由钽制成，第二芯丝121为第一编织丝11。所述第一编织丝中的第一芯丝111的线衰减系数为3864cm^-1，套管材料112的线衰减系数为379cm^-1；所述第二编织丝中的不透射丝122的线衰减系数为1671cm^-1，第二芯丝121的线衰减系数为952cm^-1。组成自膨胀编织管的四种材料中，最大线衰减系数与最小线衰减系数的比值约为10.2。

第二编织丝12的截面为圆形；请参见图3，第二编织丝12中不透射丝122两相邻有效线圈之间的轴向距离l为不透射丝122的丝径的1.5倍。

进一步地，第一编织丝11的丝径为25μm，第二编织丝12的丝径为25μm，可压缩至第一直径后由0.017英寸的导管输送至动脉瘤的位置。

第一编织丝11的数量为62根，第二编织丝12的数量为2根；所述自膨胀编织管在撑开状态下，第一编织丝11和第二编织丝12在圆周方向上呈均匀分布。

进一步地，第一编织丝11和第二编织丝12表面浸提有药物涂层。

在撑开状态下，所述自膨胀编织管依次包括第一端22、中间段21和第二端23，所述自膨胀编织管的中间段21具有相同外径，所述自膨胀编织管的所述第一端22和所述第二端23从所述中间段21向所述自膨胀编织管的端口方向的外径逐渐增大。即第一端22和第二端23端口的外径d2比中间段21的直径d1更大，第一端22和第二端23为如图1所示的喇叭状。第一端22和第二端23在轴向上的长度为2mm；第一端22和第二端23与自膨胀编织管的中心轴方向上夹角α为35°。

对比例

国外医疗器械厂商提供的血管支架产品a为采用36根mp35n(一种镍钴铬钼合金)和12根铂丝混合编织而成，编织丝直径为30μm，mp35n材料的密度为8.41g/cm³，铂为21.45g/cm³，在波长为0.07107nm的条件下，mp35n材料的质量吸收系数约为35～45cm²/g，铂的质量吸收系数为200～240cm²/g。如采用实施例2中第一编织丝11螺旋编织，第一编织丝11直径为40μm，密度为13.6g/cm³，质量吸收系数为60～70cm²/g。由强度衰减量的计算公式：i＝i0e^-μt(其中t为物质的厚度，在此为编织丝的直径)，强度为i0的一束光照射到厚度为t的均匀物质上，透过物质后x射线的强度衰减为i，i值越小，物质对射线的衰减程度越大，显影性越好。所以血管支架产品a中mp35n的i＝i0e^-1.01，铂的i＝i0e^-14.2，实施例2中第一编织丝11的i＝i0e^-3.5。可知，实施例2中第一编织丝11的显影效果强于mp35n的编织丝，但相比铂丝稍差。所以实施例2提供的血管支架如果仅由第一编织丝编织构成，虽然整体显影效果强于现有产品，但显影性对比现有技术优势不明显。加上第二编织丝后，第二编织丝12的第二芯丝121直径为35μm，密度为6.45g/cm³，质量吸收系数为30～40cm²/g；第二编织丝12的不透射丝122的密度为21.45g/cm³，质量吸收系数为200～240cm²/g，第二编织丝12的i＝i0e^-24.24，第二编织丝12的显影性明显强于血管支架产品a所使用的铂丝，因此，实施例2提供的血管支架的显影性优于血管支架产品a。且第二编织丝12在x射线下比其他编织丝显影性更强，在圆周方向上呈相对放置，根据圆周两侧之间的距离确定血管支架端部的打开直径，就能够判断是否有鱼嘴情况出现。

因此，本发明提供的血管支架至少具有如下优点：

1.构成血管支架的每根编织丝都含有不透射性材料和弹性材料，血管支架整体及每根编织丝均可显影，且具有形状记忆效应，可自膨胀至预定尺寸；

2.血管支架主体由外层套管为弹性材料，内层第一芯丝为不透射材料的第一编织丝编织而成。弹性材料占较大比例，提供自膨胀力并具有较大支撑力；不透射芯丝在dsa造影下可视，手术中能够清楚看到血管支架的边界，医生可以清楚的判断血管支架是否贴壁；

3.加入的第二编织丝具有不透射性更强的材料，在x射线下第二编织丝比其他编织丝显影性更强，在圆周方向上呈相对放置，根据圆周两侧之间的距离能够确定支架头端的打开直径，判断是否有鱼嘴情况出现。

虽然本发明已以较佳实施例揭示如上，然其并非用以限定本发明，任何本领域技术人员，在不脱离本发明的精神和范围内，当可作些许的修改和完善，因此本发明的保护范围当以权利要求书所界定的为准。