径向刚性和纵向柔性的多元件血管内支架的制作方法

本申请总体上涉及医疗装置领域。更具体地，本申请涉及旨在用于保持血管(动脉和静脉)通畅(血液流动)的血管内支架的设计和制造。

背景技术：

动脉粥样硬化心血管疾病是世界上致死和致残的主要原因，占人类死亡率的近三分之一。动脉粥样硬化是动脉衰老的病理过程；随着时间的推移，曾经柔软且柔韧的动脉变得僵硬并且变脆，然后因脂肪、胆固醇斑块的形成被阻塞。当胆固醇斑块长得大到足以降低血液流动并减少对重要器官的供氧时，胆固醇斑块会引起胸痛(心绞痛)、坏疽(严重肢体缺血)、和短暂性脑缺血发作(小中风)的临床症状。布满复杂钙化和血凝块的不稳定斑块可能突然破裂并堵塞它们所在的动脉。这导致发生心脏病发作(心肌梗塞)、急性动脉缺血、和中风等急性临床事件。

动脉粥样硬化心血管疾病是国际流行病。尽管许多发达国家在风险因素修改方面已经取得了重大进展，但全球范围内动脉粥样硬化疾病的发病率仍在增加。据估计，2010年，全球范围内1670万人死于动脉粥样硬化，预计到2030年，将增加到2330万人。经济成本令人震惊。仅美国而言，据估计，2010年，心脏病的直接和间接费用为2044亿美元。

几十年来，外科旁路移植术是动脉闭塞性动脉粥样硬化斑块的唯一可用治疗。1977年，引入了一种新的方法，在该方法中，可以通过在同轴线上推进的管腔内球囊在内部拉伸斑块并且使其破裂。所谓“经皮腔内冠状动脉成形术”(ptca)的出现开创了以非外科方式治疗动脉闭塞性疾病的新时代。冠状动脉内金属支架的出现进一步推进了该领域，冠状动脉内金属支架表明，仅通过球囊血管成形术即可产生优异的通畅性结果。

自20世纪80年代引入以来，血管内支架已经发生了根本性的变化。通过在工程、冶金和制造方面进行改进，现代支架展现出越来越优异的柔性、可跟踪性、径向强度、顺应性、流变性、生物相容性和辐射不透性。出现了两个主要的设计类别：球囊扩张式支架(bes)和自扩张式支架(ses)。尽管两种类型均旨在增大并保持患病动脉的流动通道，但它们以完全不同的方式执行这个功能。

球囊扩张式支架(bes)

广泛应用于治疗动脉粥样硬化斑块的第一支架类型是球囊扩张式支架(bes)，该球囊扩张式支架被设计成由不锈钢构成的开口网状管。在将球囊扩张式支卷曲到血管成形术球囊上时，可以将其同轴推进穿过动脉树并直接部署在斑块内。与仅进行球囊血管成形术相比，支架植入使得形成了更大且更耐用的流动通道。

在现代，在几乎所有的经皮冠状动脉介入治疗(pci)和所有外周介入手术中的约一半中均部署了球囊扩张式支架。

图1示出了在7mm靶血管中膨胀的球囊扩张式支架的力分析。在球囊膨胀期间，当支架达到符号(a)表示的7mm时，支架与血管接触。使球囊、动脉和支架一起膨胀至9mm，到达点(b)。这使得动脉内产生张力，在图中，张力约为0.13n/mm。当球囊收缩时，动脉内的张力再次压缩支架，直到张力等于支架的径向阻力，点(c)。将点(b)和点(c)之间的直径差异称为支架反冲。

由于动脉内腔总是大于卷曲支架的直径，所以球囊和支架的初始扩张在不接触动脉壁的情况下进行。当扩张的支架最初接触壁时(由符号(a)表示)，拉伸的动脉开始对扩张的球囊和支架施加相反的向内的力。最大膨胀(由操作者确定)由图中的点(b)展示出。通常保持1至3分钟，以试图使拉伸的动脉松弛。当最终使球囊收缩并将其抽出时，在扩张的动脉内产生的张力部分地再次压缩支架，直到在动脉的向内指向的动脉张力与支架的向外径向阻力之间达到平衡。球囊膨胀最大时的支架直径与抽出球囊之后的支架直径之间的差异通常称为支架反冲。

bes是刚性且不可变形的医疗装置；通过使支架的递送球囊在靶病变部位内膨胀并将刚性支架嵌入在血管壁内来部署球囊扩张式支架。最终的支架形状通过球囊产生的变形来确定，并通过靶动脉的相反的收缩力保持在适当位置处。支架的架构是永久性的；随着时间的推移对装置执行再成像操作通常表明，在手术过程中实现的直径或形状未发生变化。

为了实现这些设计输入，bes是刚性医疗装置。在15.8n/cm至28.9n/cm的压力下，球囊扩张式支架通常保持其圆柱形状。这些是远远超过在人体内观察到的任何血管压力的非生理力；事实上，bes的刚度比其所在血管的刚度高十倍以上。由于bes刚度非常高，所以它们仅能植入到有限数量的解剖学位置(即，具有最小或高度可预测运动的那些位置，诸如冠状动脉、肾动脉和髂总动脉)处。由于bes本身缺乏柔性，所以它们在许多重要的外周血管床(包括颈动脉、锁骨下动脉、髂外动脉、股总动脉、股浅动脉和腘动脉)中绝对禁用。

bes的刚性也严重限制了它们的可用长度。bes过长会损伤弯曲的动脉或使弯曲的动脉扭结，从而导致再狭窄、血栓形成、假性动脉瘤形成，并且在一些情况下，还会导致装置断裂和移位。在了解其危险之后，支架制造商仅能制造可用于有限长度的装置。尽管外周动脉中的动脉粥样硬化病变部位长度可达几百厘米，但最长的可用bes仅为60mm。

自扩张式支架(ses)

早在1969年，理论上认为，血管内支架应该是柔性的而不是刚性的。最初开发用于航空航天应用的由被称为镍钛诺的镍钛合金制成的等原子合金，被认为例证了用于血管支架的理想机械特性。一种特性是超弹性，或金属在显著变形之后恢复其原始形状的能力。这确保了在动脉内的灵活性，以及在肢体屈曲引起的暂时收缩之后重塑动脉腔的能力。另一种特性是形状记忆，或合金在一个温度下退火、在较低温度下大幅度变形、然后在加热到其原始温度时恢复其原始形状的能力。这使得能够研发出血管内管状镍钛诺自扩张式支架(ses)。通过以下方式制备自扩张式支架：在体温(37℃)下激光切割镍钛诺管，然后在冷却时使管变形以便能够装载到递送系统中。当该装置最终部署在处于体温的血管中时，该装置会扩张以呈现其原始的退火形状。

被批准用于临床的首个自扩张式镍钛诺支架是由镍钛诺制成的简单线圈。它于1992年引入美国市场。此后不久，镍钛诺无缝钢管问世，从而使得能够开发出激光切割的管状镍钛诺支架。在现代，管状镍钛诺ses是部署在长且柔性的血管(如，髂外动脉和股浅动脉)中的最常见装置。

血管内部署ses产生的力与血管内部署bes产生的力存在巨大差异。与bes相比，ses更加温和，并且使血管扩张的程度要完全小得多。图2示出了在7mm靶血管中膨胀的自扩张式支架的力分析。支架从其递送系统展开，直到支架在点(a)处与血管壁接触。血管和支架均扩张至(b)点；此时，支架的外力与血管的压缩力已经达到平衡。操作者移除ses递送系统，并用8.5mm血管成形术球囊替换其以试图使装置和血管进一步扩张。在点(c)，球囊扩张至8.5mm，然后使球囊收缩，并将球囊移除。使装有支架的血管进一步扩张的行为使其直径增大到＞8mm(d)。

经设计，在仅0.39n/cm至1.7n/cm(29mmhg至128mmhg)的压力范围内，自扩张式支架容易变形。因此，为了使自扩张式支架更充分地扩张，在部署之后，ses通常利用球囊实现后续扩张。然而，即使在反复进行球囊扩张之后，相对较弱的ses通常也无法使患病的反冲动脉完全扩张。

结果是，术后直径和术中效果均不够。这在使用ses中，尤其是在具有显著动脉粥样硬化疾病负担的外周动脉中经常发生。在一项研究中，在ses植入后的70％病患中观察到靶病变部位的扩张不足现象(定义为≥30％残余狭窄)。在一些情况下，唯一可用的治疗是在较弱的ses内植入较强的bes。

使用ses的第二个缺点是其令人担忧地容易断裂。在球囊扩张支架置入术后仅偶尔观察到断裂，但ses断裂非常常见，在一份临床报告中，高达65％。尽管尚未完全了解，但对这种现象的一种有吸引力的假设是，断裂可能是对位于sfa中的支架施加的独特生物机械力的作用。腿的移动是一种复杂的运动；行走期间髋部和膝部的负荷反复地轴向压缩动脉，并且甚至可能产生多维弯曲、扭曲和扭结。由于支架不是刚性的并且随动脉移动而移动，不断的变形可能导致单个或多个支柱断裂，或者在严重情况下，导致支架完全横断。毫不奇怪，ses断裂在植入长且/或重叠的支架之后并且在更活跃的患者中更加常见。血管内支架的断裂明显与再狭窄相关联，但这种关系是关联关系还是因果关系仍然存在争议。

最后，与bes赋予的相对短暂的力不同，ses的独特机制和设计不幸地确保将对经治疗的动脉施加连续的长期向外的力。当动脉被拉伸时，使用bes进行的支架置入术会造成初始扰动。然而，一旦部署，由于bes是刚性的，因此力是静态的。与此相反，包含ses的血管不断地经受与异物的相互作用以及由装置施加的长期向外力(cof)。产生这些力是因为ses在植入时必须“过大”：为了确保ses在部署后不会移位，制造商的支架公称直径必须超过靶病变部位的参考血管直径(rvd)。由于根据定义装置的最终直径小于其公称形状记忆直径，支架将对血管壁施加向外的拉伸力，直到达到其公称直径(如果有的话)的时间为止。考虑到通常植入这些装置的血管的运动，ses对其接触的血管壁施加持续且长期的扰动。这解释了用ses治疗的动脉长期通畅性为什么相对较差，实际上，一年后出现再狭窄，使所有外周血管干预术中的约40％复杂化。这使得最近由心脏病专家、血管外科医生和介入放射科医师组成的国际共识小组认为，目前最先进的sfa支架置入术在第一年仅引起约60％的主要通畅率，并且就长期而言，效果会持续下降。

bes和ses之间差异的总结

bes和ses均旨在治疗动脉粥样硬化动脉的事实本质上是它们唯一的相似性。这两种装置在几乎每个其他方面均有所不同：材料、设计、模式、制造方法、递送模式、和血管反应。图3示出了bes和ses差异的图示，并且并排描绘了bes和ses产生的力如何随其直径而变化。

扩张的bes是刚性的；bes可以抵抗高达5n/mm的力；人体内很少(如果有的话)出现如此高的力。bes不具有形状记忆；如果变形，则它们将保持变形并对动脉通畅性构成持续威胁。与此相反，ses在血管内产生小得多的力；该力如此小，使得它们经常无法实现靶病变部位的完全扩张。然而，它们表现出高度的形状记忆，因此，如果它们因动脉移动或压缩而短暂地变形，则它们可返回至其完全扩张状态。

毫不奇怪，这两种支架类型在血管内还产生截然不同的细胞反应。乍看之下，可以假设，脉管系统针对僵硬的非生理性bes表现出更剧烈的炎症和细胞过多反应，这与更温和的ses相反。然而，事实并非如此。bes植入的创伤的确诱发炎症和血管平滑肌细胞(vsmc)激活，但这种反应趋向于是短暂的，并且由于施加的力达到平衡，支架是不运动的、自限性的。在这个方面，对bes的血管反应类似于人体内任何静止的异物的反应。存在初始炎症反应，随后出现纤维化和瘢痕形成，旨在隔离或阻挡入侵抗原。

用bes治疗的实验动脉的30天反应是令人惊奇的一致发现。该发现与以下临床观察结果相似：一旦稳定数月，植入人体冠状动脉、人体肾动脉、和人体髂总动脉的裸金属支架通常可以实现长期通畅性。

与此相反，针对ses植入的血管反应倾向于更严重。由于支架呈现出相对较小的径向力，ses无法像bes一样扩张并嵌入到病变部位中。而是，支架必须相对于血管壁过大，使得ses的公称(制造)直径超过靶病变部位的参考血管直径(rvd)。这是确保装置在部署在动态动脉系统内后保持在适当位置处的唯一方法。

ses过大确保所有装置均部署在部分压缩状态下。鉴于支架固有的自扩张设计，该支架将继续对血管壁施加长期向外的力，直到装置最终达到其公称直径(如果有的话)。由于温和的支架很少能够施加足够的力来使其自身完全扩张，患者一生中可能持续存在cof。该支架是完全不同的异物，其持续使移动、按压、干扰其宿主、并与其宿主相互作用。

净反应取决于过大的程度以及装置的停留时间。在表现出随骨骼肌重复移动的动脉中严重过大的情况下，该反应可能是深远的。为了适应和排除异物，动脉将用smc和纤维蛋白完全填充其管腔，这导致动脉无法用作血液流动的导管。

总之，bes是用于对动脉树中闭塞性病变部分进行血管内治疗的优选装置。它们是机械惰性的，因此仅诱导短暂的病理反应，动脉可以容易且可靠地从该短暂的病理反应中痊愈。它们的唯一缺点是，其刚性使得它们无法植入到需要柔性来适应骨骼移动的长动脉中。

因此，具有用于外周脉管系统的比当前可用支架更容易设计、开发、和制造的支架将是有利的。理想地，如上文所述，此类支架将具有期望的柔性和顺应性，同时还具有足够的强度来承受施加在外周血管支架上的应力。这将使支架更有用且更有效，并且对治疗长且弯曲的血管是更安全的。通过下文所述的实施例将实现这些目标中的至少一些目标。

技术实现要素：

本文的实施例描述了用于通过同时部署多个独立的、重复的、刚性的支架单元来保持长的、可自然移动的、和柔性的人类血管的腔完整性的装置。实施例可以包括多个刚性的重复单元，这些重复单元在血管内紧密地隔开但彼此不接触，即使在骨骼移动或心肌收缩导致血管移动的情况下，亦是如此。

在一些实施例中，支架可以包括多个刚性的、潜在地进行关节运动的元件，经由球囊膨胀沿血管的长度同时植入这些元件。支架的每个元件可以具有相对较高的径向力(刚度)，该径向力大小类似于或大于传统的球囊扩张式支架。每个元件也可以是相对较短的且刚性的，使得在球囊膨胀时立即达到其公称直径，因此该元件将不会对血管施加长期的力。另外，由于每个元件的长度相对较短，每个元件可以与植入该元件的动脉一致地独立移动。这样，无论血管的长度、血管与关节的接近度、或血管的运动范围如何，此类支架均可以安全地在身体的任何血管中使用。

在一个方面，用于制造血管内支架的方法可以包括：将包括多个单独支架元件的多元件支架装载到可膨胀球囊上，使得支架元件连续地沿球囊的纵向长度定位，并且支架元件彼此不接触。这些支架元件隔开使得在骨骼移动期间这些支架元件在靶血管位置处彼此不接触。该支架构造为在被植入到靶血管位置处后是径向刚性的和纵向柔性的。

每个支架元件之间的距离可以基于靶血管位置处处于扩张状态的支架元件的直径以及在骨骼移动期间在靶血管位置的最大屈曲期间支架元件之间形成的角度。在实施例中，每个支架元件之间的距离基于在骨骼移动期间在靶血管位置的最大屈曲期间支架元件之间形成的角度的余弦。在实施例中，每个支架元件之间的距离随靶血管位置处处于扩张状态的支架元件的直径增大而增大。每个支架元件之间的距离还可以基于支架元件的长度。在实施例中，每个支架元件之间的距离随支架元件的长度增大而增大。每个支架元件之间的距离还可以基于多元件支架中元件的数量。在实施例中，每个支架元件之间的距离随多元件支架中元件的数量增大而减小。每个支架元件之间的距离还可以基于支架元件在靶血管位置处的最大轴向压缩百分比。在实施例中，每个支架元件之间的距离随支架元件在靶血管位置处的最大轴向压缩百分比增大而增大。

在某实施例中，支架元件长度相等。该多元件支架可以由两个以上的支架元件组成。在此类实施例中，每个支架元件之间的距离可以相等。在将支架元件安装在球囊上并植入之后，该支架元件中的每一者可以以至少0.5毫米的距离隔开。

在一些实施例中，支架可以由包括以下各项的材料形成：聚(l-乳酸)(plla)、聚(d-乳酸)(pdla)、聚(d，l-乳酸)(pdlla)、半晶质聚乳酸、聚乙醇酸(pga)、乳酸-羟基乙酸共聚物(plga)、聚(碘化脱氨基酪氨酰-酪氨酸乙酯)碳酸酯、聚己酸内酯(pcl)、水杨酸酯基聚合物、聚二氧六环酮(pds)、聚(羟基丁酸酯)、羟基丁酸酯-戊酸酯共聚物、聚原酸酯、聚酸酐、乙醇酸-三亚甲基碳酸酯共聚物、聚(碘化脱氨基酪氨酰-酪氨酸乙酯)碳酸酯、聚磷酸酯、聚磷酸酯氨基甲酸酯、聚(氨基酸)、氰基丙烯酸酯、聚(三亚甲基碳酸酯)、聚(亚氨基碳酸酯)、聚草酸亚烷基二醇酯、聚磷腈、聚亚氨基碳酸酯和脂肪族聚碳酸酯、纤维蛋白、纤维蛋白原、纤维素、淀粉、胶原、包括聚碳酸酯氨基甲酸酯的聚氨酯、乙烯、聚对苯二甲酸乙二酯、乙烯醋酸乙烯酯、乙烯乙烯醇、包括聚硅氧烷和取代聚硅氧烷的硅树脂、聚环氧乙烷、聚对苯二甲酸丁二醇酯-共-peg、pcl-共-peg、pla-共-peg、plla-共-pcl、聚丙烯酸酯、聚乙烯吡咯烷酮、聚丙烯酰胺、或它们的组合。可以将所选材料挤出成圆柱形管。在其他实施例中，支架可以由包括镁、不锈钢、铂铬或钴铬的材料形成。激光切割管，以使其具有用于形成支架元件的图案。在实施例中，支架元件涂覆有抗增殖剂。

支架元件可以包括多个菱形闭孔，当该支架元件处于未扩张状态时，该多个菱形闭孔在纵向方向上比在径向方向上长。在实施例中，支架元件包括多个菱形闭孔，当该支架元件处于扩张状态时，该多个菱形闭孔在径向方向上比在纵向方向上长。处于未扩张状态的每个支架元件之间的距离可以小于或等于处于扩张状态的每个支架元件之间的距离。

本文描述了本披露内容的该方面和其他方面。

附图说明

本发明的实施例具有其他优点和特征，结合以下附图，这些优点和特征在下文的具体实施方式和所附权利要求书中将更加显而易见，其中：

图1示出了在7mm靶血管中膨胀的球囊扩张式支架的力分析。

图2示出了在7mm靶血管中膨胀的自扩张式支架的力分析。

图3并排描绘了bes和ses产生的力如何随其直径而变化。

图4a展示了多元件支架的一个实施例。图4b是图4a中的支架元件的放大视图。

图5a至图5c描绘了球囊扩张式多元件支架的展开。在图5a中，安装在球囊上的多元件支架被推进到病变部位。

图6a至图6c是在不同量的腿屈曲期间展示的放置在远侧sfa和腘动脉中的自扩张式镍钛诺支架的侧视图。

图7描绘了在骨骼移动期间在靶血管位置的最大屈曲期间支架元件之间形成的角度。

图8a示出了在髋部和膝部完全屈曲期间植入到腘动脉中的多元件支架。图8b描绘了以三维形式示出的图8a的植入装置。

图9a展示了多元件支架的替代性实施例。图9b是图9a中的支架元件的放大视图。

图10a是具有带小叶孔结构的元件的二维描绘。图10b是图10a中的孔的放大视图。图10c示出了圆柱形式的图10a的支架元件。

图11a是具有替代性带小叶孔结构的元件的二维描绘。图11b是图11a中的孔的放大视图。

图12a是具有带棘轮构型的元件的二维描绘。图12b是图12a中的孔的放大视图。图12c是图12a中的孔的等距视图。图12d是示出棘轮的图12c中的孔的剖视图。图12e是图12d中的棘轮的放大视图。图12f是棘轮的剖面替代性视图。

图13a是具有双稳态弹簧带构型的元件的二维描绘。图13b是图13a中的孔的放大视图。图13c是图13a中的孔的等距视图。图13d是示出双稳态支柱的弯曲部的图13c中的孔的剖视图。图13e是图13d中的双稳态支柱的放大视图。图13f是双稳态支柱的剖面替代性视图。

图14a是具有枢转构型的元件的二维描绘。图14b是图14a中的孔的放大视图。

图15a是具有波纹形构型或拱形构型的圆柱形元件的侧视图。图15b是波纹形元件的顶视图。图15c是图15b中的元件的放大视图。图15d是具有波纹形构型的圆柱形元件的等距视图。图15f是图15e中的元件的放大视图。

图16是根据一个实施例的用于形成支架的微立体光刻的示意图。

具体实施方式

尽管已经参照某些实施例披露了本发明，但本领域技术人员应理解的是，在不脱离本发明的范围的情况下，可以进行各种改变并且可以替换等效方案。此外，可以进行许多修改来使得具体的情况或材料与本发明传授内容相适配而不背离其范围。

说明书和权利要求书全篇中，除非上下文另有明确规定，否则以下术语采用在本文中明确相关的含义。“一(a，an)”和“所述”的含义包括复数引用物。“在......中”的含义包括“在......中”和“在......上”。参考附图，所有视图中类似的附图标记均指示类似的部件。另外，除非另有说明或与本文的披露内容不一致，否则对单数的引用包括对复数的引用。

词语“示例性的”在此用来意指“充当实例、例子或图示”。任何在此描述为“示例性的”实现方式不一定要解释成是比其他实现方式有利的。

本文参考附图描述了各种实施例。附图未按比例绘制，仅旨在便于描述实施例。这些附图并不旨在作为对本发明的穷举性描述或者作为对本发明范围的限制。另外，所展示的实施例不需要具有所示的所有方面或优点。结合特定实施例描述的方面或优点不一定限于该实施例，并且即使未如此示出，也可以在任何其他实施例中实践。

本文的实施例描述了血管内装置的设计，该血管内装置通过提供刚性径向支撑同时仍保持轴向柔性来保持长而柔韧的血管的流动通道(通畅性)。传统上，旨在用于长血管中的血管内装置必须设计成具有相对弱的径向强度，以便保持柔性并适应器官运动所需的血管弯曲。这些传统血管内装置的相对弱点限制了其持久地保持流动血液的有效和充足通道的能力。

与此相反，本文描述的装置是多元件血管支架(或“血管支架”)。这些支架由多个短且刚性的圆柱形支架部分或元件组成，这些支架部分或元件彼此分开，但可以将它们合一起称为多元件支架。

通常，本文所述的多元件支架中的每个元件将具有足够的刚度，以提供期望水平的强度来承受放置多元件支架的血管(诸如弯曲外周血管)的应力。同时，由于多元件支架由多个单独的元件组成，多元件支架也将是柔性的，因此允许将其放置在弯曲的血管内。

另外，由于球囊扩张式支架通常比自扩张式支架更牢固，本文所述的多元件支架通常将是球囊扩张式的而非自扩张式的。支架的每个可球囊扩张元件因所述结构和材料而可以具有相对较高的径向力(刚度)。如果支架元件具有显著高于自扩张式支架的径向强度，则支架元件被定义为是径向刚性的，该径向强度的大小类似于或大于传统的金属球囊扩张式支架，如由钢或钴铬制成的支架。

当将这些支架元件串联安装在可膨胀球囊上时，可以同时将这些支架元件并排地植入到长血管中。在生物体的运动期间，元件可以独立地移动，从而在保持元件各自的形状和强度的同时，血管中介入的非支架元件可以不受阻碍地扭曲、弯曲、和旋转。结果是，经治疗的血管具有刚性保持的流动通道，该流动通道在生物体移动期间仍然具有不受限的柔性。

所述实施例采用了以下原理：(1)鉴于经由球囊扩张部署的刚性装置对动脉壁仅产生瞬时影响并且可相对容易地精确植入，该刚性装置代表血管内支架的最佳设计；(2)长的刚性装置无法安全地植入到随骨骼运动弯曲和扭曲的动脉中；(3)可以用多个短bes对弯曲和扭曲的长动脉进行有效治疗，该多个短bes允许介入的非支架动脉元件不受阻碍地移动；(4)支架元件的长度、数量、和间距可以通过已知且可预测的靶动脉的弯曲特征来确定；以及(5)动脉仅需要短暂地植入支架；支架的晚期溶解对治疗的长期效果影响极小。

图4a展示了本文所述的多元件支架400的一个实施例。多元件支架400包括多个支架元件401。将单独的球囊扩张式支架元件401卷曲到可膨胀球囊403上，以便于递送。图4b是图4a中的支架元件401的放大视图。单独元件401连续地沿球囊403的纵向长度定位，并且隔开使得支架元件401彼此不接触。此外，间距使得在部署之后，支架元件401在骨骼移动期间彼此不会接触或重叠。元件401的数量、元件的长度、以及元件401之间的间隙402可以根据靶血管位置而变化。在实施例中，多元件支架400中的每个元件401具有相同的长度。在具有三个或更多个元件401并因此具有两个或更多个间隙402的多元件支架中，间隙可以具有相同的长度。

图5a至图5c描绘了球囊扩张式多元件支架的展开。在图5a中，安装在球囊上的多元件支架被推进到病变部位。在图5b中，球囊和支架扩张。在图5c中，球囊被抽出，使多元件支架留在动脉内。

鉴于肢体动脉的长度和持续运动，合适的支架元件长度以及合适的支架元件之间的间距非常重要。如果支架元件太长，则支架将缺少足够的纵向柔性。如果元件彼此太靠近，则在移动期间这些元件可能重叠，从而同样导致缺少足够的纵向柔性。这可能导致支架元件断裂。血管内支架的断裂明显与再狭窄相关联。同样，如果元件太短或间距太远，则病变部位可能无法充分接触靶病变部位。可以通过靶动脉的已知特征来确定元件的合适长度和间距。

图6a至图6c是在不同量的腿屈曲期间展示的放置在远侧sfa和腘动脉中的自扩张式镍钛诺支架600的侧视图。图6a展示了腿处于中立位置时的支架600，其中，腿屈曲程度最小/最大程度伸展。图6b展示了在部分屈曲(70°/20°膝部/髋部屈曲)期间的支架600，以圆圈和弯曲半径602展示了支架600的屈曲角度和弯曲变形。图6c展示了在更大屈曲(90°/90°膝部/臀部屈曲)期间的支架600。如图6a至图6c所展示，支架600因腿的移动而明显变形。绘制的圆圈展示了，使用弯曲半径602来描述变形程度。围绕小圆圈(具有小半径602)弯曲的支架变形得更严重，例如，与图6b中的变形较轻的支架600相比，图6c中的变形更严重的支架具有更小的弯曲半径602。图6a中几乎笔直的支架具有非常大的弯曲半径，该半径太大而无法准确地估计。

表1中示出了支架在植入到股腘动脉中后的变形。完全笔直时被分配值180°。将偏转(°)计算为不同程度的肢体屈曲期间弯曲角度之间的差异。注意腘动脉支架相比于sfa支架的显著弯曲。

表1：支架在植入到股腘动脉中后的变形。

样本量是指经治疗的病变部位的数量。数据被呈现为平均值±sd。na-不适用(支架弯曲变形最小，弯曲半径太大而无法精确地测量)。与sfa或sfa/proxpop相比，*p＜0.05。**可在7例中测量的支架弯曲半径。

单独元件的长度和间距部分地通过装置的计划解剖位置来确定。例如，可用的解剖学数据和生理学数据表明，股浅动脉(sfa)在大腿和膝部屈曲期间时仅受到最小程度的弯曲和压缩(弯曲～7°和压缩～5％)，因此，旨在用于sfa装置中的单独支架元件可以相当紧密地隔开；即使腿部弯曲，这些支架元件也不会重叠。与此相反，当髋部和膝部屈曲(弯曲～60°和压缩～8％)时，腘动脉变形得更严重。因此，旨在用于腘动脉的装置中的单独支架元件必须更宽地隔开，以便使得这些支架元件在骨骼移动期间不会重叠。

图7描绘了在骨骼移动期间在靶血管位置的最大屈曲期间支架元件701之间形成的角度θ。角度θ是由用于每个解剖位置的最大弯曲半径和最大单个支架元件701长度决定的计算角度。针对sfa，计算得到，角度θ为8.473°。针对腘动脉，计算得到，角度θ为25.609°。

在实施例中，可以利用支架在靶血管位置处处于扩张状态的计划直径(d)和在靶血管位置处在血管的最大屈曲期间支架元件之间形成的角度(θ)来计算元件之间的最小必要间隙。可以使用以下公式来计算间隙(g)：

从给定的公式可以看出，如果所有其他因素保持相同，则每个支架元件之间的距离随支架元件的直径增大而增大。类似地，如果所有其他因素保持相同，则在腘动脉中每个支架元件之间的距离将大于在sfa中每个支架元件之间的距离。表2示出了使用该公式计算的间隙。

表2：考虑计划支架直径和在血管最大屈曲期间支架元件之间形成的角度计算的元件间距

支架元件之间的理想间隙长度还可能受到轴向支架压缩或在肢体屈曲期间缩短的影响。表3示出了支架在植入到股腘动脉中后的轴向压缩。以在不同程度的肢体屈曲期间测量的支架长度之间的差异来计算轴向压缩量。

表3：支架在植入到股腘动脉中后的轴向压缩

样本量是指经治疗的病变部位的数量。数据被呈现为平均值±sd。与sfa相比，*p＜0.05。

考虑轴向压缩的理想间隙长度可以使用以下公式来计算：

间隙＝((lec+gec-gc)/(e-1))+g

l是支架元件长度。e是支架元件的数量。g是使用前述公式计算的间隙长度。c是用于靶血管位置的最大轴向压缩百分比。针对sfa，c约为5％。针对腘动脉，c约为8％。

从该公式可以看出，如果所有其他因素保持相同，则每个支架元件之间的距离随支架元件的长度增大而增大。同样地，如果所有其他因素保持相同，则每个支架元件之间的距离随多元件支架中元件的数量增大而减小。类似地，如果所有其他因素保持相同，则每个支架元件之间的距离随支架元件在靶血管位置处的最大轴向压缩百分比增大而增大。表4示出了旨在用于股浅动脉的装置的装置直径、长度、元件数量、和元件间距之间的近似关系。表5示出了旨在用于腘动脉的装置的装置直径、长度、元件数量、和元件间距之间的近似关系。

表4：旨在用于股浅动脉的装置的装置直径、长度、元件数量、和元件间距之间的近似关系。

表5：旨在用于腘动脉的装置的装置直径、长度、元件数量、和元件间距之间的近似关系

图8a示出了在髋部和膝部完全屈曲期间植入到腘动脉中的多元件支架。图8b描绘了以三维形式示出的图8a的植入装置。单独的支架元件801被隔开，使得即使在动脉高度弯曲时这些支架元件也不会重叠。通过未置入支架的间隙802的屈曲或扩大来实现不受阻碍的动脉移动。

本文所述的支架可以由各种不同的材料形成。在实施例中，支架可以由包含金属诸如镁、不锈钢、铂铬或钴铬等的材料形成。

替代性地，支架可以由聚合物形成。在实施例中，支架或支架元件可以使用非生物可吸收材料来制造，非生物可吸收材料包括以2％dmpa为光引发剂和0.10％tinuvin327为光吸收剂的1，6-己二醇二丙烯酸酯。在各种替代性实施例中，支架或支架元件可以由任何合适的生物可吸收材料制成，该生物可吸收材料例如但不限于聚(l-乳酸)(plla)、聚乙醇酸(pga)、聚(碘化脱氨基酪氨酰-酪氨酸乙酯)碳酸酯等。

在替代性实施例中，可以使用任何合适的聚合物来构建支架。术语“聚合物”旨在包括聚合反应的产物，该产物包括均聚物、共聚物、三元共聚物等；就是天然的还是合成的而言，包括无规聚合物、交替聚合物、嵌段聚合物、接枝聚合物、支化聚合物、交联聚合物、共混物、共混物的组合物、以及它们的变体。聚合物可以溶解在真溶液中，在有益制剂中达到饱和，或作为颗粒悬浮在有益制剂中，或者在有益剂中达到过饱和。聚合物可以是生物相容的、或可生物降解的。出于例示而非限制的目的，聚合材料可以包括但不限于：聚(d-乳酸)(pdla)、聚(d，l-乳酸)(pdlla)、聚(碘化脱氨基酪氨酰-酪氨酸乙酯)碳酸酯、乳酸-羟基乙酸共聚物(plga)、水杨酸酯基聚合物、半晶质聚乳酸、磷酸胆碱、聚己酸内酯(pcl)、聚-d，l-乳酸、聚-l-乳酸、丙交酯-乙交酯共聚物、聚(羟基丁酸酯)、羟基丁酸酯-戊酸酯共聚物、聚二氧六环酮(pds)、聚原酸酯、聚酸酐、聚(乙醇酸)、乙醇酸-三亚甲基碳酸酯共聚物、、聚磷酸酯、聚磷酸酯氨基甲酸酯、聚(氨基酸)、氰基丙烯酸酯、聚(三亚甲基碳酸酯)、聚(亚氨基碳酸酯)、聚草酸亚烷基二醇酯、聚磷腈、聚亚氨基碳酸酯和脂肪族聚碳酸酯、纤维蛋白、纤维蛋白原、纤维素、淀粉、胶原、包括聚碳酸酯氨基甲酸酯的聚氨酯、乙烯、聚对苯二甲酸乙二酯、乙烯醋酸乙烯酯、乙烯乙烯醇、包括聚硅氧烷和取代聚硅氧烷的硅树脂、聚环氧乙烷、聚对苯二甲酸丁二醇酯-共-peg、pcl-共-peg、pla-共-peg、plla-共-pcl、聚丙烯酸酯、聚乙烯吡咯烷酮、聚丙烯酰胺、以及它们的组合。其他合适聚合物的非限制性实例包括：一般的热塑性弹性体；聚烯烃弹性体；epdm橡胶和聚酰胺弹性体；以及生物稳定的塑料材料，包括丙烯酸聚合物及其衍生物、尼龙、聚酯、和环氧树脂。在一些实施例中，支架可以包括具有如聚(d，l-乳酸)(pdlla)的材料的一种或多种涂层。然而，这些材料仅仅是实例，并且不应被看作限制本发明的范围。

支架元件可以包括各种形状和构型。支架元件中的一些或全部支架元件可以包括由交叉支柱形成的闭孔结构。这些闭孔结构可以包括菱形、正方形几何形状、矩形几何形状、平行四边形几何形状、三角形几何形状、五边形几何形状、六边形几何形状、七边形几何形状、八边形几何形状、三叶草形几何形状、带小叶几何形状、圆形几何形状、椭圆形几何形状、和/或卵形几何形状。闭孔还可以包括开槽形状，如h形槽、i形槽、j形槽等。除此之外或替代性地，支架可以包括开孔结构，例如，螺旋结构、蛇形结构、z字形结构等。支柱交叉部可以形成尖的孔角、垂直的孔角、圆形的孔角、牛鼻形的孔角、平坦的孔角、有斜面的孔角、和/或倒角形的孔角。在实施例中，支架可以包括具有不同孔形状、孔取向、和/或孔大小的多个不同孔。在题为“多元件生物可吸收血管内支架(multi-elementbioresorbableintravascularstent)”的pct国际申请号pct/us16/20743中描述了各种孔结构，该pct国际申请的所有披露内容通过援引并入本文。在实施例中，支架元件可以包括多个菱形闭孔，当该支架元件处于未扩张状态时，该多个菱形闭孔在纵向方向上比在径向方向上长。支架元件还可以包括多个菱形闭孔，当该支架元件处于扩张状态时，该多个菱形闭孔在径向方向上比在纵向方向上长。

回到图4b，在该示例性实施例中，支架元件401具有菱形闭孔图案。元件401包括混合的菱形闭孔404、405。在重复图案中，菱形孔404可以在纵向方向上和/或周向方向上对齐。类似地，在重复图案中，菱形孔405可以在纵向方向上和/或周向方向上对齐。除此之外或替代性地，在交替图案中，菱形孔404和菱形孔405可以成螺旋形地对齐。在实施例中，菱形孔404和菱形孔405沿周向偏移。另外，菱形孔405可以形成在四个相邻的菱形孔404之间的中心位置处。纵向对齐的菱形孔404的两个角之间的支柱406的宽度大于纵向对齐的菱形孔405的两个角之间的支柱407的宽度。

图9a展示了多元件支架的替代性实施例。图9b是图9a中的支架元件的放大视图。支架可以具有菱形或其他闭孔图案。在该实施例中，支架包括混合的大孔和小孔。在重复图案中，大孔可以在纵向方向上和/或周向方向上对齐。类似地，在重复图案中，小孔可以在纵向方向上和/或周向方向上对齐。除此之外或替代性地，在交替图案中，大孔和小孔可以成螺旋形地对齐。在实施例中，小孔和大孔沿周向偏移。另外，小孔可以形成在四个相邻的大孔之间的中心位置处。在图9b中展示的实施例中，大闭孔的第一开口尺寸(1)约为0.68mm；相邻小闭孔的第二开口尺寸(2)约为0.39mm；纵向对齐的大闭孔的两个上下角之间的支柱的宽度的第三尺寸(3)约为0.25mm；成螺旋形对齐的大闭孔和小闭孔的两个直部之间的支柱的宽度的第四尺寸(4)约为0.2mm；并且在周向对齐的大闭孔的两个左右角之间的支柱的宽度的第五尺寸(5)约为0.12mm。提供这些测量结果仅用于示例性目的，并不旨在限制本发明的范围。

在一些实施例中，至少一个较宽的支柱在多个孔之间延伸，以沿支架元件的长度形成螺旋，从而增强每个支架元件的径向强度。在一些实施例中，较宽的支柱从一个支架元件的一端延伸到该支架元件的相对端。在其他实施例中，较宽的支柱并不从一个支架元件的一端延伸到该支架元件的相对端。

图10a至图10c展示了具有三叶草形孔构型或带小叶孔构型的支架元件的实施例。尽管图10a至图10c描绘了具有四个叶的孔，但这些孔可以具有任何数量的叶。图10a是具有带小叶孔结构的元件的二维描绘。图10b是图10a中的孔的放大视图。图10c示出了圆柱形式的图10a的支架元件，其中，图10a的二维孔从左向右缠绕以形成圆柱体。在这个实施例中，元件1000包括混合的带小叶闭孔1001、1002。在重复图案中，带小叶孔1001可以在纵向方向上和/或周向方向上对齐。类似地，在重复模式下，带小叶孔1002可以在纵向方向上和/或周向方向上对齐。除此之外或替代性地，在交替模式下，带小叶孔1002和带小叶孔1001可以成螺旋形地对齐。在实施例中，带小叶孔1002和带小叶孔1001沿周向偏移。另外，带小叶孔1002可以形成在四个相邻的带小叶孔1001之间的中心位置处。在图10a至图10c中所展示的实施例中，纵向对齐的纵向叶1003大于周向对齐的周向叶1004。替代性地，纵向叶1003可以具有与周向叶1004相同的大小。相邻的纵向对齐的带小叶孔1001的纵向叶1003可以通过纵向连接支柱1005连接。相邻的周向对齐的带小叶孔1001的周向叶1004可以通过周向连接支柱1006连接。在实施例中，纵向连接支柱1005比周向连接支柱1006更宽。替代性地，纵向连接支柱1005可以具有与周向连接支柱1006相同的宽度。元件1000在安装到未扩张的球囊上时可以采用卷曲形式。同样地，元件1000在通过球囊扩张时，可以采用扩张形式。当带小叶孔1001从卷曲状态移动到扩张状态时，凹部1007背离带小叶元件1000的中心移动。

图11a至图11b展示了具有三叶草形孔构型或带小叶孔构型的支架元件的替代性实施例。尽管图11a至图11b描绘了具有四个叶的孔，但这些孔可以具有任何数量的叶。图11a是具有该带小叶孔结构的元件的二维描绘。图11b是图11a中的孔的放大视图。具有图11a的孔结构的支架元件将具有用于形成圆柱体的从左到右缠绕取向。在这个实施例中，元件1100包括混合的带小叶闭孔1101、1102。在重复图案中，带小叶孔1101可以在纵向方向上和/或周向方向上对齐。类似地，在重复模式下，带小叶孔1102可以在纵向方向上和/或周向方向上对齐。除此之外或替代性地，在交替模式下，带小叶孔1102和带小叶孔1101可以成螺旋形地对齐。在实施例中，带小叶孔1102和带小叶孔1101沿周向偏移。另外，带小叶孔1102可以形成在四个相邻的带小叶孔1101之间的中心位置处。在实施例中，纵向对齐的纵向叶1103可以大于周向对齐的周向叶1104。替代性地，纵向叶1103可以具有与周向叶1104相同的大小。相邻的纵向对齐的带小叶孔1101的纵向叶1103可以通过纵向连接支柱1105连接。相邻的周向对齐的带小叶孔1101的周向叶1104可以通过周向连接支柱1106连接。在实施例中，纵向连接支柱1105比周向连接支柱1106更宽。替代性地，纵向连接支柱1105可以具有与周向连接支柱1106相同的宽度。元件1100在安装到未扩张的球囊上时可以采用卷曲形式。同样地，元件1100在通过球囊扩张时，可以采用扩张形式。当带小叶元件1100从卷曲状态移动到扩张状态时，凹部1107背离带小叶孔1101的中心移动。

图12a至图12f展示了具有带棘轮构型的支架元件的实施例。尽管图12a至图12f描绘了具有菱形构型的孔，但这些孔可以具有任何闭孔构型。图12a是具有带棘轮构型的元件的二维描绘。图12b是图12a中的孔的放大视图。图12c是图12a中的孔的等距视图。图12d是示出棘轮1207的图12c中的孔的剖视图。图12e是图12d中的棘轮1207的放大视图。图12f是棘轮1207的剖面替代性视图。具有图12a的孔结构的支架元件将具有用于形成圆柱体的从左到右缠绕取向。在该实施例中，元件1200包括混合的带棘轮孔1201和不带棘轮孔1202。在重复图案中，带棘轮孔1201可以在纵向方向上和/或周向方向上对齐。类似地，在重复图案中，不带棘轮孔1202可以在纵向方向上和/或周向方向上对齐。除此之外或替代性地，在交替图案中，不带棘轮孔1202和带棘轮孔1201可以成螺旋形地对齐。在实施例中，不带棘轮孔1202和带棘轮孔1201沿周向偏移。另外，不带棘轮孔1202可以形成在四个相邻的带棘轮孔1201之间的中心位置处。在图12a至图12f中所展示的实施例中，带棘轮孔1201可以具有与不带棘轮孔1202相同或类似的大小。替代性地，带棘轮孔1201可以比不带棘轮孔1202更大或更小。相邻的纵向对齐的带棘轮孔1201可以通过纵向连接支柱1205连接。相邻的周向对齐的带棘轮孔1201可以通过周向连接支柱1206连接。在实施例中，纵向连接支柱1205可以具有比周向连接支柱1206更大的长度或宽度。替代性地，纵向连接支柱1205可以具有与周向连接支柱1206相同的长度或宽度。带棘轮孔1201包括纵向对齐的带棘轮支柱1203。带棘轮孔1201和/或纵向连接支柱1205的纵向对齐角部可以包括用于在带棘轮支柱1203上容纳线性齿条1209的腔1208。棘爪1210接合线性齿条1209的齿1211。元件1200在安装到未扩张的球囊上时可以采用卷曲形式。同样地，元件1200在通过球囊扩张时，可以采用扩张形式。当带棘轮元件1200从卷曲状态移动到扩张状态时，线性齿条1207在纵向方向上移动到腔1208中(在图12e中被描绘为从下到上，在图102中被描绘为从右到左)。棘轮1207从而将增大元件1200的径向强度。

图13a至图13f展示了具有双稳态弹簧带构型的支架元件的实施例。尽管图13a至图13f描绘了具有菱形构型的孔，但这些孔可以具有任何闭孔构型。图13a是具有双稳态弹簧带构型的元件的二维描绘。图13b是图13a中的孔的放大视图。图13c是图13a中的孔的等距视图。图13d是示出双稳态支柱1303的弯曲部的图13c中的孔的剖视图。图13e是图13d中的双稳态支柱1303的放大视图。图13f是双稳态支柱1303的剖面替代性视图。具有图13a的孔结构的支架元件将具有用于形成圆柱体的从左到右缠绕取向。在该实施例中，元件1300包括混合的双稳态孔1301和非双稳态孔1302。在重复图案中，双稳态孔1301可以在纵向方向上和/或周向方向上对齐。类似地，在重复图案中，非双稳态孔1302可以在纵向方向上和/或周向方向上对齐。除此之外或替代性地，在交替图案中，非双稳态孔1302和双稳态孔1301可以成螺旋形地对齐。在实施例中，非双稳态孔1302和双稳态孔1301沿周向偏移。另外，非双稳态孔1302可以形成在四个相邻的双稳态孔1301之间的中心位置处。在图13a至图13f中所展示的实施例中，双稳态孔1301可以具有与非双稳态孔1302相同或类似的大小。替代性地，双稳态孔1301可以比非双稳态孔1302更大或更小。相邻的纵向对齐的双稳态孔1301可以通过纵向连接支柱1305连接。相邻的周向对齐的双稳态孔1301可以通过周向连接支柱1306连接。在实施例中，纵向连接支柱1305可以具有比周向连接支柱1306更大的长度或宽度。替代性地，纵向连接支柱1305可以具有与周向连接支柱1306相同的长度或宽度。双稳态孔1301包括周向对齐的双稳态支柱1303。双稳态支柱1303具有双稳态弹簧带构型。在实施例中，双稳态支柱1303具有凹凸形状。双稳态支柱1303可以采用笔直形式或弯曲形式，其中，双稳态支柱1303在凹入方向上弯曲。笔直形式的双稳态支柱1303的刚性增大了元件1300的径向强度。如图13c至图13f中所描绘，双稳态支柱1303的凹入曲线在纵向方向上定向，并且将面向圆柱形元件1300的近侧或远侧开口。元件1300在安装到未扩张的球囊上时可以采用卷曲形式。同样地，元件1300在通过球囊扩张时，可以采用扩张形式。双稳态支柱1303将具有卷曲形式的弯曲构型。在扩张状态下，双稳态支柱将具有笔直构型。

图14a至图14b展示了具有枢转构型的支架元件的实施例。图14a是具有枢转构型的元件的二维描绘。图14b是图14a中的孔的放大视图。具有图14a的孔结构的支架元件将具有用于形成圆柱体的从左到右缠绕取向。在该实施例中，元件1400包括2个较大孔1401和一组较小孔1402的交替序列。两个较大的孔1401允许自由移动枢转支柱1403弯曲，从而将两个较大的孔1401分开。元件1400在安装到未扩张的球囊上时可以采用卷曲形式。同样地，元件1400在通过球囊扩张时，可以采用扩张形式。图14a至图14b描绘了当元件1400处于卷曲状态时呈现的不稳定的、刚性较小的构型中的枢转支柱1403。在扩张时，枢转支柱1403的顶点1404将从右向左移动(基于图14a至图14b中的取向)，从而增大枢转支柱1403的刚性并且增大元件1400的径向强度。

图15a至图15f展示了具有波纹形构型或拱形构型的支架元件的实施例。图15a是具有波纹形构型的圆柱形元件的侧视图。图15b是波纹形元件的顶视图。图15c是图15b中的元件的放大视图。图15d是具有波纹形构型的圆柱形元件的等距视图。图15f是图15e中的元件的放大视图。元件1500包括交替的凸脊1501和凹槽1502。在实施例中，如图15a、图15d、和图15e中所描绘，元件1500可以包括实心壁。在实施例中，波纹形元件1500可以具有约3mm的纵向长度。替代性地，波纹形元件可以具有1mm至2mm的纵向长度。短的纵向长度允许支架元件1500与实心壁一起放置。在另一个实施例中，波纹形元件1500可以具有切割成波纹形圆柱体的孔图案。替代性地，可以使用增材制造方法将元件1500制造成具有拱部、脊、和孔图案。元件1500在安装到未扩张的球囊上时可以采用卷曲形式。同样地，元件1500在通过球囊扩张时，可以采用扩张形式。当波纹形孔1500从卷曲状态移动到扩张状态时，脊1501和/或谷1502将变宽。

在各种实施例中，可以将任何合适的治疗剂(或“药物”)掺入到支架中、涂覆在支架上、或以其他方式附着于支架上。此类治疗剂的实例包括但不限于抗血栓形成剂、抗凝血剂、抗血小板剂、抗脂质剂、血栓溶解剂、抗增殖剂、抗炎剂、抑制增生的药剂、平滑肌细胞抑制剂、抗生素、生长因子抑制剂、细胞粘附抑制剂、细胞粘附促进剂、抗有丝分裂剂、抗纤维蛋白、抗氧化剂、抗肿瘤药物、促进内皮细胞恢复的药剂、基质金属蛋白酶抑制剂、抗代谢物、抗过敏物质、病毒载体、核酸、单克隆抗体、酪氨酸激酶抑制剂、抗转录化合物、寡核苷酸、细胞渗透增强剂、降血糖药、降血脂药、蛋白质、核酸、用于刺激红细胞生成的药剂、血管生成剂、抗溃疡/抗反流剂和抗恶心剂/止吐药、如非诺贝特的ppar-α激动剂、选自如罗格列酮和吡格列酮的ppar-γ激动剂、肝素钠、lmw肝素、类肝素、水蛭素、阿加曲班、司柯林、vapriprost、前列环素和前列环素类似物、右旋糖酐、d-苯丙氨酸-脯氨酸-精氨酸-氯甲酮盐酸盐(合成的抗凝血酶)、糖蛋白iib/iiia(血小板膜受体拮抗剂抗体)、重组水蛭素、凝血酶抑制剂、吲哚美辛、水杨酸苯酯、β-雌二醇、长春碱、abt-627(阿曲生坦)、睾酮、孕酮、紫杉醇、甲氨蝶呤、fotemusine、rpr-101511a、环孢素、长春新碱、卡维地洛、长春地辛、双嘧达莫、甲氨蝶呤、叶酸、血小板反应蛋白模拟物、雌二醇、地塞米松、甲泛葡胺、碘帕醇、碘海醇、碘普罗胺、碘比醇、碘美普尔、碘喷托、碘佛醇、碘昔兰、碘克沙醇、碘曲仑、抗转录化合物、平滑肌细胞增殖抑制剂、降脂药、不透射线剂、抗肿瘤药、hmgcoa还原酶抑制剂(例如，洛伐他汀、阿托伐他汀、辛伐他汀、普伐他汀、西立伐他汀、和氟伐他汀)、以及它们的组合。

抗血栓形成剂、抗凝血剂、抗血小板剂、和血栓溶解剂的实例包括但不限于：肝素钠；普通肝素；低分子量肝素，例如达替肝素钠、依诺肝素钠、那屈肝素钙、瑞肝素钠、阿地肝素钠、和舍托肝素钠；类肝素；水蛭素；阿加曲班；司柯林；vapriprost；前列环素和前列环素类似物；右旋糖酐；d-苯丙氨酸-脯氨酸-精氨酸-氯甲酮盐酸盐(合成的抗凝血酶)；糖蛋白iib/iiia(血小板膜受体拮抗剂抗体)；重组水蛭素；凝血酶抑制剂，如比伐卢定、凝血酶抑制剂；以及血栓溶解剂，如尿激酶、重组尿激酶、尿激酶原、组织纤溶酶原活化剂、阿替普酶、和替奈普酶。

细胞抑制剂或抗增殖剂的实例包括但不限于：雷帕霉素及其类似物，包括依维莫司、佐他莫司、他克莫司、诺维莫司、和吡美莫司；兰瑞肽；血管紧张素转换酶抑制剂，诸如卡托普利、西拉普利、或赖诺普利；钙通道阻滞剂，诸如硝苯地平、氨氯地平、西尼地平、乐卡地平、贝尼地平、三氟拉嗪、地尔硫卓、和维拉帕米；成纤维细胞生长因子拮抗剂；鱼油(ω3-脂肪酸)；组胺拮抗剂；洛伐他汀；拓扑异构酶抑制剂，诸如依托泊苷和拓扑替康；以及抗雌激素，诸如他莫昔芬。

抗炎剂的实例包括但不限于秋水仙碱和糖皮质激素，诸如倍他米松、可的松、地塞米松、布地奈德、泼尼松龙、甲泼尼龙、和氢化可的松。非甾族抗炎剂包括但不限于氟比洛芬、布洛芬、酮洛芬、非诺洛芬、萘普生、双氯芬酸、二氟尼柳、对乙酰氨基酚、吲哚美辛、舒林酸、依托度酸、双氯芬酸、酮咯酸、甲氯芬那酸、吡罗昔康、和保秦松。

抗肿瘤剂的实例包括但不限于：烷化剂，包括六甲蜜胺、bendamucine、卡铂、卡莫司汀、顺铂、环磷酰胺、福莫司汀、异环磷酰胺、洛莫司汀、尼莫司汀、泼尼莫司汀、和苏消安；抗有丝分裂剂，包括长春新碱、长春碱、紫杉醇、无水多西他赛；抗代谢物，包括甲氨蝶呤、巯嘌呤、喷司他丁、三甲曲沙、吉西他滨、硫唑嘌呤、和氟尿嘧啶；抗生素，如盐酸阿霉素和丝裂霉素；以及促进内皮细胞恢复的药剂，如雌二醇。

抗过敏药包括但不限于哌罗来斯硝普钾、磷酸二酯酶抑制剂、前列腺素抑制剂、苏拉明、5-羟色胺阻滞剂、类固醇、硫基蛋白酶抑制剂、三唑并嘧啶、和一氧化氮。

有益制剂可以包括溶剂。溶剂可以是任何单一的溶剂、或溶剂的组合。出于例示而非限制的目的，合适溶剂的实例包括水、脂族烃、芳族烃、醇、酮、二甲基亚砜、四氢呋喃、二氢呋喃、二甲基乙酰胺、乙酸酯、以及它们的组合。

可以使用增材方法或减材方法来制造支架。在所述实施例中的任一者中，可以将支架或支架元件制造成薄片并缠绕成圆柱形式。替代性地，可以使用增材制造方法将支架或支架元件制造成圆柱形式。在实施例中，可以通过将材料挤出成圆柱形管来形成支架。在一些实施例中，可以在制造过程中形成较长的支架元件，然后将其切割成较小的支架元件/元件以提供多元件支架。在实施例中，激光切割支架管，以使其具有用于形成支架元件的图案。

现在参考图16，在一个实施例中，可以使用微立体光刻系统100(或“3d打印系统”)来制造支架。可以在各种实施例中使用的当前可用系统的几个实例包括但不限于：中国香港makiblelimited的makiboxa6；circlerockhill，sc的cubex，3dsystems，inc.：以及3d-bioplotter(德国格拉德贝克的envisiontecgmbh)。

微立体光刻系统可以包括照明器、动态图案发生器、图像形成器、和z台。照明器可以包括光源、滤光器、电子快门、准直透镜、和反射镜，该反射镜在生成动态掩模的数字微镜器件(dmd)上均匀地投射强光。图7示出了微立体光刻系统100的一个实施例的这些部件中的一些部件，这些部件包括dmd板、z台、灯、平台、树脂槽、和物镜。这里将不描述3d打印/微立体光刻系统和其他增材制造系统的细节，因为这些在本领域中是公知的。然而，根据各种实施例，任何增材制造系统或方法(无论是当前已知的还是以后研发的)均可以潜在地用于制造本发明范围内的支架。换句话讲，本发明的范围不限于任何特定增材制造系统或方法。

在一个实施例中，系统100可以构造为使用动态掩模投影微立体光刻来制造支架。在一个实施例中，制造方法可以包括首先通过用计算机程序将3d模型切片部分并在系统中逐层地固化和堆叠图像来产生3d微结构支架。在一个实施例中，系统的反射镜用于在dmd上投射均匀的强光，这产生动态掩模。动态图案形成器通过产生类似于掩模的黑白区域来创建制造模型的切片部分的图像。最后，为了堆叠图像，分辨率z台上下移动以刷新树脂表面以进行下一次固化。在一个实施例中，z台构建子系统具有约100nm的分辨率，并且包括用于附接基板的平台、用于容纳聚合物液体溶液的槽、和用于控制溶液温度的热板。z台通过以下方式形成具有期望层厚度的新溶液表面：深深地向下移动，向上移动到预定位置，然后等待一定时间使溶液分布均匀。

尽管已经示出并描述了特定实施例，但是这些实施例并不旨在限制本发明。在不脱离本发明的实质和范围的情况下，可以针对上述实施例中的任一者进行各种更改和修改。本发明旨在涵盖替代方案、修改、和等同物。