2延伸到峰部154的第五段145 ;6)从峰部154延伸到谷部164的第六段146 ;7)从谷部164延伸到峰部156的第七段147 ;以及8)从峰部156延伸到第二连接位置130b的第八段148。还能预期的是，第一段141和最后一段(即，第六段146或第八段148)形成谷部。另外，如图3和6所示，峰部152是连接位置132的一部分。在本发明中峰部和谷部被共同地称为节点。
[0033]在所示的实施例中，段141-148沿支架100大致纵向地延伸。术语“大致纵向地”将被理解为段141-148更接近一种相对于支架100轴线A-A平行的关系(例如图3)，而不是一种相对于支架100轴线A-A垂直的关系。
[0034]每个节点是大致半圆形的弧形段，所述弧形段包含至少一个曲率半径、长度“Ls” (沿轴线A-A)、以及宽度“Ws” (垂直于轴线A-A)(参见图3)。曲率半径被定义为与该点处的曲线最近似的圆弧的距离，且沿节点的内边缘进行测量，如图3A所示。
[0035]参见图3和3A，两个节点(S卩，峰部150和谷部160)示出具有沿着节点的内边缘观察时非恒定的曲率半径。具体参见图3A，示出两个不同的曲率半径并且标识为“RSA”和“RSB”。如所示，“Rsa”是位于谷部160的顶点161处的内边缘的曲率半径，“RSB”是位于顶点161和段140的每个相对平坦部分159之间的谷部160的内边缘上的曲率半径。如所示，曲率半径“Rsa”的值小于曲率半径“Rsb”。另外，能预期的是，曲率半径“RSA”在大约0.0015英寸和大约0.0030英寸之间(例如，等于0.0020英寸)，曲率半径“Rsb”在大约0.0050英寸和大约0.0150英寸之间(例如，等于大约0.0090英寸)。还能预期的是，段140沿着曲率半径“Rsa”的弧长在大约0.0020英寸和大约0.0070英寸之间(例如，等于大约0.0040英寸)，段140沿着曲率半径“Rsb”的弧长在大约0.0020英寸和大约0.0080英寸之间(例如，等于大约0.0033英寸)。另外，曲率半径“RSA”和“RSB”之间的过渡部可以是急剧的、平滑的、和/或其组合。
[0036]虽然图3A示出了两个半径，但是还能预期的是，各节点(例如，峰部150和谷部160)可以包括与其相关联的超过两个的曲率半径。重新参见图3，节点152、154、156、162和164中的每个的曲率半径可以基本恒定，并且在大约0.0001英寸和大约0.0015英寸之间(例如，等于大约0.0010英寸)。另外，节点150和160中的每个的曲率半径可以彼此相等或基本彼此相等，并且峰部152、谷部162、峰部154、谷部164和峰部156中的每个的曲率半径可以彼此相等或基本彼此相等。
[0037]此外，虽然特定的节点(S卩，峰部150和谷部160)均示出具有非恒定的曲率半径，但是能预期并且落入本发明范围内的是，节点150、152、154、156、160、162和164的任意组合可以包括非恒定的曲率半径。还公开的是，每个单元120的任何峰部和任何谷部可以具有任意所公开的恒定曲率半径或非恒定曲率半径。
[0038]本发明还考虑到如下实施例:由段141和148产生的谷部和节点152、162、156均包括非恒定的曲率半径。此时，能预期到的是，非恒定的曲率半径均彼此相等。在这些实施例中，还能预期的是，节点154和164包括彼此相等的恒定半径。
[0039]如之前所述，所公开的支架100包括具有多个节点的单元120，其中至少一个节点具有非恒定的曲率半径。能预期的是，这些特征有助于改善所公开支架100的寿命和/或耐用性。例如，当支架100处于患者脉管系统内时(例如，在承受重复关节弯曲的区域内)，支架100所承受的机械应变相对于例如每个节点具有恒定和/或相同半径的常规支架产生了更加平衡的应变分布。可以执行有限元分析、耐用性测试、疲劳测试、以及重复弯曲负载测试的组合，以帮助确定每个节点的所需尺寸范围和调整指定支架100的所需性能。例如，为了有助于平衡支架所承受的应变，在测试(例如，有限元分析、耐用性测试、疲劳测试、和/或重复弯曲负载测试)期间承受最高应变的节点半径的部分增大。如果/当在后续测试期间一个不同的节点承受最高应变，则该不同的节点的半径部分增大。重复这种测试过程，直到强度和/或收缩直径的大小对于所需的应用而言变得不可接受为止，和/或直到节点半径的额外增加在强度或耐用性方面提供的是可忽略的额外改善为止。
[0040]当支架100被收缩到导管内时(即，它的展开前构型)，支架100的直径相比支架100还没有被装载到导管内时(S卩，它的加载前构型)缩小。通过导致弯曲应变增加(例如，尤其是相邻节点)的段间夹角的减小来适应支架周长上的相应缩小。随着单元的变形(例如，当支架100被装载到导管内后，或者当输送系统正被操纵通过脉管系统到达治疗部位)、尤其在弯曲或轴向装载期间，相邻段之间的某些夹角比其他夹角增大或减小更多，原因在于在最柔性的支架设计中天然地缺少对称性。因此，在连接所述相邻段的节点中存在更大的应变。能通过例如有限元分析计算集中在节点附近的应变量。
[0041]在已变形的支架中的最大应变被称为峰值应变。峰值应变通常发生在节点附近的单个段上，但是依据支架设计也可能发生在支架上的其他位置。支架上的主要应变可以是拉伸(一般被定义为正的)或压缩(一般被定义为负的)。应变被分为两类:法向应变和剪切应变。法向应变是正的(例如，拉伸)或负的(例如，压缩)。也存在正或负的剪切应变，但是在所述情况下正负约定是随意的，并且在物理上正负剪切应变之间没有实质区别。法向应变(也被称为主应变)基本上是支架应变分析和耐久性分析的基础。
[0042]高拉伸应变可能导致裂缝出现并经支架传播，从而导致疲劳寿命减少和支架破裂(即，失效模式)。压缩应变不倾向于引起裂缝，所以一般不会引起支架寿命的减少，除非该应变是超常规量级的。已变形支架的某些部分在使用期间可能发生高度应变，而其他部分可能根本没有应变。已变形支架被认为是微小体积区域的集合体，每个区域都具有一个应变水平；这些区域的应变水平共同地在一个最大负值到一个最大正值的范围内。对于在身体内工作的支架而言，假设支架材料经过正确的材料处理和表面修整，如果支架应变被维持在支架材料的耐受极限以下，那么高疲劳寿命是可期的。但是，如果在身体内工作的支架承受高于支架材料的耐受极限的支架应变，那么无论怎样的支架材料处理和表面修整，高疲劳寿命都是不可期的。
[0043]通常，支架被设计成使得:支架上的应变在脉动的负载状况下(即在振荡的周向压缩应变下)保持低水平。但是，已经确定的是，在其他位置被植入的支架(例如在患者关节处或附近的患者脉管系统内)承受比之前所预测的数量更大的应变。
[0044]支架100的弯曲和任何相应的伸长导致拉伸应变在特定节点处或节点内集中，从而使节点附近的段以及节点本身面临更低的疲劳寿命。在其他节点上的压缩应变的集中允许这些节点附近的段维持较高的疲劳寿命。因此，平衡支架100所承受的应变提高了支架100的总体疲劳寿命。应变平衡可涉及改变支架100的设计，以使得没有暴露给高水平拉伸应变的节点具有分担应变的途径，进而有助于提高特定节点和相邻段的疲劳寿命，因此有助于提高整个支架100的疲劳寿命。
[0045]本发明的支架100的设计有助于通过设置具有非恒定半径的节点来平衡应变。由于应变被集中在曲率半径最小的区域，因此通过增大该半径，峰值应变被降低。具有非恒定半径的节点通过节点的承受较大应变量的部分具有较大曲率半径，并且通过节点的承受较小应变量的部分具有较小曲率半径。因此，节点的具有较大半径的部分降低了与之相关的峰值应变，由此提高了疲劳寿命(即，有助于防止支架破裂)。另外，支架100的具有所述非恒定半径的节点可以是在各种测试程序中承受最高峰值应变的节点。所以，提高了支架的总体寿命和性能。
[0046]但是，虽然改变不同节点的半径可以改善支架设计的某些方面，但是这种半径改变可能影响支架的至少一部分的强度。更具体来说，为了能将支架100装配到穿过患者脉管系统的输送系统内，支架100可以被收缩到相对小的直径。一般地，当节点半径增加和段宽度保持不变时，最小的收缩直径与半径的增加成比例地增加。如果所要求的收缩直径理想地是一个固定值，那么随着节点半径被增大，段宽度将不得不缩小。段宽度的所述缩小可引起支架强度的下降。因此，对于每种支架设计和所需的应用而言，可以调整总体支架设计，以保证耐久性收益超过由于增大节点半径而导致的强度损失或者收缩直径的增加。举个非限制性示例，对于静脉支架(与动脉支架比较)来说，输送系统的直径可能不那么关键，原因有两个:1)静脉的直径一般大于动脉；2)静脉中的血压低于动脉，因此，允许输送装置进入静脉的入口孔的尺寸不是很关键，原因在于一旦手术完成，制止血从静脉上的孔流出比动脉容易。因此，通过考虑支架的所需强度、所需耐久性、以及支架收缩