CN101415377A - 支架植入物近端自定心输送系统和方法 - Google Patents

Abstract

在弯曲腔内定心植入假体的方法包括将假体装入输送鞘，在患者体内向弯曲腔推进鞘，至少将假体的近端安放在弯曲腔内，将假体的近端和/或鞘的远端在弯曲腔内对正中心。在推进的第一步，将载有内鞘的外导管推进到接近弯曲腔的位置，在推进的第二步，将载有假体的内鞘推进到弯曲腔内，至少将近端安置在弯曲腔内，而外导管基本上保持在原位。对正中心以后，假体的近端在弯曲腔内对中安放。

Description

支架植入物近端自定心输送系统和方法

技术领域

本发明属于腔内血管修复领域。本发明尤其涉及支架植入物近端自定心输送系统和方法，例如用于腔内修复动脉瘤和/或切开胸腔横向主动脉弓、胸腔后主动脉弓和胸段降主动脉段。本发明属于假体输送系统领域，具体说是血管内支架植入物输送系统中可释放的夹持支架植入物的支架夹持装置。

背景技术

支架植入物是一个可植入的装置，由管形外科植入鞘和扩张或自扩张框架组成。支架植入物置于血管内，例如在血管的动脉瘤段、切开段或其它病变段上搭桥，从而不使血流的血液动力学压力达到血管病变段。

对于选定的患者，支架植入物的优点是不需要切开胸部或进行腹部的外科手术来治疗主动脉疾病，不需要进行完全的主动脉重建。因而，患者的创伤小，住院和恢复时间缩短。例如，插入支架植入物所需要的时间大大少于开放性主动脉旁路外科手术修补一般所需要的麻醉时间。

在血管手术中使用手术植入物和/或血管内植入物方法在世界上已经广泛采用。有许多不同种类的血管植入物结构，有些在整体上有一个支撑框架，有些只有两个支架作为支撑框架，还有一些只是管状的、没有附加支撑框架的植入材料，此例与本发明无关。

最广为人知的一种支撑支架植入物的框架是在Gianturco的美国专利号5282824和5507771中公布的(以下均表示为“Gianturco”)。Gianturco描述了锯齿形的自扩张支架，一般称为锯齿形支架。这种支架最好用镍钛诺制造，但也有用不锈钢和其它生物相容性材料制造的。

支架植入物有各种不同的特点，第一种重要的特点就是植入材料管。这种管被统称为植入物并且构成最终取代血管病变段的管状形状。植入物最好用聚酯或PTFE的纺织片(管)制造。植入管的周长一般至少要与植入物将要插入的血管的直径和/或周长一样大，以便血液不可能流到植入物的周围(也称为内漏)而使植入物发生移位或使血液动力学压力再一次作用于血管的病变段。因此，为了固定住植入物，一般在植入材料上附加自扩张框架，可以附加在内部或外部。如果框架置于植入物的内壁上，植入物腔内血流可能会受到损害，所以框架一般连接于植入物的外壁。由这样一种外部框架形成的嵴通过提供在与血管壁接触时自然抓牢血管的充分不均匀的外表面而有助于更好地吻合血管，还提供了血管壁能够内皮化的区域，进一步把支架植入物固定到位。

血管内植入技术中一个非常大的危险就是植入物可能从被安装的所需位置发生移动，因此创造了各种装置协助把植入物固定在血管壁上。

有一种现有技术修复装置是用自扩张金属框架制造的支架植入物。为了输送，支架植入物首先被径向压缩，然后放入一个导入系统，由导入系统把该装置送到目标区域。当导入系统把支架植入物定位在血管内适当的位置上并使之打开时，自扩张框架产生的径向力有助于把支架植入物固定在血管的腔内，但有时并不是十分有效。

Lenker等人的美国专利号5824041(以下表示为“Lenker”)介绍了一个支架植入物输送系统的实例。Lenker介绍了各种实施方案，其中一个鞘在所要释放的修复物附近可伸缩。根据图7和图8，Lenker把组件72和76分别命名为“鞘”和“假体密封鞘”。然而，后者只不过是容纳修复物74和鞘72的导管。根据图9和图10，鞘82有内层91和外层92，内外层以无流体漏出方式连接在一起，在修复物P的周围构成一个气胀结构。当液体随非压缩液体膨胀并且在膨胀时径向向外扩张时，气胀结构也膨胀。根据图13和图15，Lenker介绍了“鞘”120(只是输送导管)和可外翻的膜126，“鞘120缩回时膜126向后折迭(外翻)，以便鞘[120]的远端和修复物P之间总有两层膜”。Lenker第9栏第63-66行。外翻(向后翻)是由于远端130和鞘120的直接连接造成的。图19A和图19D中所示的Lenker输送系统在末端256和258支持修复物P，而外导管254在修复物P和内鞘260上回缩。收缩之前、期间和之后，内鞘260保持在外导管254内部。图23A和图23B说明了在两个末端保持修复物P的另一个结构，其中有弹性轴向元件342的近端保持结构与近端环状结构346连接。图24A-24C也示出了在两端把修复物保持在薄壁管362内的实施方案。

为了增大支架的径向力，有些以前的装置增加了没有全部被植入材料覆盖的近端和/或远端支架，通过在支架的近端/远端一部分不覆盖植入材料，这类支架进一步径向扩张的能力高于完全被植入材料覆盖的支架。通过进一步扩张，支架的近端/远端就更好地固定在血管内壁上，这样，把植入物末端的横断面压入到血管壁内就形成了不渗漏血液的固定密封。

在美国专利出版物US 2002/0198587(Greenberg等人)中可以找到这样一种现有技术暴露支架的例子，其中模块式支架植入物组件是一个由三部分构成的支架植入物：包括由主动脉段12和髂骨段14(每一种有4个规格)的两部分构成的植入物以及对侧的髂总动咏封堵器80。图1、2和4-6示出了附属支架32。如图1、2和4所示，附属支架32虽然是圆的，但比较锋利，因此增加了刺穿血管的可能性。

在Hoganson等人的美国专利出版物2003/0074049(以下表示为“Hoganson”)中可以找到现有技术暴露支架的第二个实例，该出版物介绍了包覆支架10，其中末端20a和20b的延长部分或延长段24延伸到覆盖物22的边缘之外。参见Hoganson见图1、3、9、11a、11b、12a、12b和13。然而，这些伸出的暴露边缘是三角形的，锋利的尖端指向植入物放置位置的上下游。暴露支架20a和20b的这样一种结构增加了刺穿血管的可能性。在图6a、6b、6c、10和14a所示的各种实施方案中，Hoganson讲述了完全覆盖延长的支架和由此支架不从覆盖物22伸出。注意，Hoganson支架是通过球囊导管的充气植入的。

在White等人的美国专利6565596(以下表示为“White I”)中还可以找到一种现有技术暴露支架的另一个实例，这种支架采用近端延伸支架防止扭曲或扭结，保持植入物不纵向移动。延伸的支架由气囊扩张，其正弦幅度大于紧邻的一个或两个正弦金属丝。White I指出，植入物上游末端相邻的金属丝要尽可能地靠近。White I的支架金属丝实际上是通过在各个位置刺入植入体而编织到植入体内部的。参见White I的图6和图7。因而，植入体中的裂缝可能导致暴露支架相对于植入物移动的可能性，还有可能造成植入体进一步开裂。植入体在延伸支架17的各段之间有小孔。

美国专利5716393(Lindenberg等人)的支架结构与White I类似，整体支架最外边的部分是用片材经过切割/冲切然后卷成圆筒制成的，它的前端的幅度大于支架体剩下的部分。

在Hartley等人的美国专利6524335(以下表示为“Hartley”)中还可以找到一个现有技术暴露支架的实例。Hartley的图1和图2专门介绍了从植入物近端4近侧延伸的第一个近端支架1，其中近端和远端都逐渐变细成为尖端。

还有一个现有技术暴露支架的实例在Pinheiro的美国专利6355056(以下表示为“Pinheiro”)中可以找到。象Hartley暴露支架一样，Pinheiro介绍了暴露的支架具有三角形的锋利近端。

在White等人的美国专利6099558(以下表示为“White II”)中还可以找到一个现有技术暴露支架的实例。White II暴露支架类似于WhiteI暴露支架，也采用气囊来扩张支架。

另外一个现有技术暴露支架的实例可以在Lazarus的美国专利5871536中找到。该专利介绍了从近端纵向延伸成圆形点的两个支撑件68。不过，这样的点非常容易造成刺穿血管的可能性。

还有一个现有技术暴露支架的实例可以在Pinheiro的美国专利5851228(以下表示为“Pinheiro II”)中找到。Pinheiro II暴露支架与Pinheiro I暴露支架类似，因此有三角形的尖锐近端。在Lenker(美国专利号5824041)中还可以找到另一个现有技术暴露支架的实例，它的近端和远端暴露带件(brand member)14表现为方形末端。暴露元件14的一部分附在植入材料18和20上，在纵向上大于暴露元件14暴露的部分，并且从植入材料18、20向外延伸。Lenker等人对元件14没有详细的说明。

在美国专利5824036(Lauterjung)中还可以找到一个现有技术暴露支架的实例，它给出了在所有这里描述的现有技术实施方案中最尖锐的暴露支架。具体地说，暴露支架的近端象尖塔一样尖锐。塔尖非常尖锐，目的是使支架154外部的叉形件300(见Lauterjung的图5)可把支架154从鞘302中拉出，与推入相反。

最后一个现有技术暴露支架的实例可以在美国专利5755778(Kleshinski)中找到。每一个Kleshinski暴露支架都有两个不同形状的部分，三角形的基座部分和环形末端部分。每一个暴露环的整体都象一个城堡形建筑。尽管支架的最末端部分是弯曲的，但由于它比较窄，还是造成了刺穿血管壁的可能性。

所有这些现有技术支架都有缺点，比较尖锐的暴露支架近端的形状容易刺穿血管壁。

曾经采用过与暴露支架不同的装置来防止植入物移动。还有一种装置是沿整个植入物放置一个比较硬的纵向延伸的纵向支撑件。

典型的支架植入物有一个管状体和一个环形框架。这种框架通常不是连续的，一般是沿管状植入物的一系列的环形形状。有些支架植入物只在近端和/或远端有一个或两个这样的环，有些则是沿整个植入材料放置多个衔接的支架。因而，整个支架植入物为“手风琴”形状。在每一次心动周期的心脏收缩期，血管内的血流动力学压力与支架植入物的纵向平面基本平行。因此，具有不稳固支架的装置可能象手风琴或六角手风琴一样随着每一次心脏收缩跳动而动作，并且可能会向下游移动。(获得向前运动的向下游移动是圆柱形体在纵向方向上不断地压缩和伸展。)这种移动是极其不利的。把支架和支撑件在装置的纵向方向上连接到一起可以防止这样的运动。为了提供这样的支撑件，可以配备第二防迁移装置作为与框架连接的一个比较硬的纵向杆。

在Pinheiro I(6355056)和Pinheiro II(5851228)中可以找到纵向支撑杆的清楚的例子。这两个参考文献的每一个都介绍了在暴露支架20a和20b之间延伸并且将近端和远端暴露支架20a和20b直接互连的多个纵向延伸的支柱40。这些支柱40设计成一般平行于植入物10的内腔15，也就是说，它们是直的。

另一个纵向支撑的实例可以在美国专利6464719(Jayaraman)中找到。Jayaraman支架是由植入管21和镍钛诺制造的支撑片1构成的。此支撑片在图3以最佳方式示出。支撑片的末端件11和13通过波状的纵向连接件15(通过切割支撑片1形成)相互直接连接在一起。为了形成支架植入物，把支撑片1卷起或缠绕在圆柱形管21上。见图1和图4。另外，可以把每一个末端都有孔的多个连接件53通过缝合线57附加到圆柱形织物管51上，如图8所示。Jayaraman需要一个以上的这种曲折形连接件53来提供纵向支撑。

美国专利出版物2002/0016627和美国专利6312458(Golds)分别公开了不同的螺旋固定件20。

美国专利6053943(Edwin等人)在图8中介绍了另一种支撑件。

象Jayaraman一样，美国专利5871536(Lazarus)介绍了附属在环形支撑结构36上面的多个直的纵向支撑结构38。见图1、6、7、8、10、11、12、14。Lazarus在图8中介绍了纵向支撑结构38，该结构附属于远端结构36并且几乎一直延伸到近端结构36。纵向结构38、84和94可以直接连接到支架体22、80上，可以是伸缩的38、64。

Van Schie等人的美国专利出版物2003/0088305(以下表示为“VanSchie”)没有介绍支撑杆，但它介绍了采用弹性材料8的弯曲支架植入物，弹性材料8在近端2和远端3上与支架连接(见图1和图2)，因此形成弯曲的支架植入物。由于Van Schie需要制造柔韧的弯曲植入物，所以用硅胶或其它类似材料制造弹性材料8。因而，材料8无法在支架植入物的纵向方向上提供支撑。所以，可替代弹性支撑材料8的就是图3-6中所示的缝合材料。

发明内容

本发明提供了用于自定心支架植入物的近端的一个输送系统和方法，它们克服了上述装置和上述一般类型方法的缺点，所提供的血管修复装置由于随着主动脉的自然弯曲调节而能够更有效地植入/适应主动脉的自然段或病变段，减少了血管被刺穿的机会，加强了血液不漏出的血管连接，保持了血管管腔内壁的位置，抗移动性更强，并且把支架植入物送入弯曲的血管时最大程度减少了送入引起的血管内腔力，也最大程度减少了使用者把支架植入物送入弯曲的血管所需要的力。

根据上述目的和其它目的，本发明提供了一种在弯曲腔定心植入假体的方法，其中包括将假体装入输送鞘的步骤，该假体有近端，该输送鞘有远端，在患者体内向弯曲腔推进所述鞘，至少将近端安置在弯曲腔内，将假体近端和/或鞘远端在弯曲腔内对正中心。

根据本发明的目的，还提供了定心植入假体的方法，包括至少将假体近端安置在患者体内弯曲腔内和在植入该假体之前将假体近端在弯曲腔内对正中心的步骤。

根据本发明的目的，还提供了在弯曲腔内定心植入假体的方法，包括将假体装入输送鞘的步骤，假体有近端，鞘有远端，在推进的第一步，将载有内鞘的外导管推进到接近弯曲腔的位置，在推进的第二步，将载有假体的内鞘推进到弯曲腔内，至少将近端安置在弯曲腔内，而外导管基本上保持在原位，将假体近端和/或鞘远端在弯曲腔内对正中心，进行对中步骤以后，假体的近端在弯曲腔内对中安放。

根据本发明的目的，还提供了在患者治疗部位植入假体的方法，包括提供具有柔性比较大的内鞘和刚性比较大的外鞘的假体输送系统的步骤，将假体装在内鞘内，将含有假体的内鞘装载在外鞘内，在患者体内向治疗部位推进外鞘，到达距离治疗部位有一定距离的给定位置。外鞘保持在这个给定位置，将内鞘从外鞘中推出，到达治疗部位，至少将内鞘近端安放在治疗部位内，将假体近端和/或内鞘远端在弯曲腔内对正中心。内鞘退回到至少部分地将假体植入在治疗部位，一旦完成假体植入，将内鞘和外鞘从患者体内收回。

根据本发明的另一种模式，进行定心步骤以后，假体在弯曲腔内对中安放。

根据本发明进一步的模式，假体的近端有一个确定流入平面的小孔，腔的近端植入部位确定植入平面，通过将流入平面与植入平面基本对正完成对中步骤。

根据本发明增加的模式，完成对中步骤以后，假体的安置使流入平面与植入平面基本对正。

根据本发明的另一种模式，用鞘对中装置至少将鞘的远端在弯曲腔内对中，完成对中步骤。

又根据本发明的另一种模式，将假体部分折叠到小于鞘内部的尺寸，将部分折叠的假体插入鞘内，完成装载步骤；在弯曲腔内释放对中的假体，完成安放步骤。

又根据本发明的另一种模式，提供的鞘为柔性比较大的内鞘，内鞘可滑动地配置在刚性比较大的外鞘内。

又根据本发明的另一种模式，首先将装有内鞘的外导管向弯曲腔推进到弯曲腔的近端，将装有假体的内鞘推进到弯曲腔内，而外导管基本保持在原位，完成推进步骤。

又根据本发明的另一种模式，在主动脉的弯曲段内进行对中步骤。

又根据本发明的另一种模式，假体有一个确定流入平面和出口平面的管状植入体，植入体支架的所有部分布置在流入平面和出口平面之间。

又根据本发明的另一种模式，导向丝在弯曲腔内穿过植入部位，沿导向丝引导装有假体的输送鞘完成推进步骤，通过在植入部位向离开导向丝的方向移动假体近端和/或鞘的远端完成定心步骤。

又根据本发明的另一种模式，提供一个尖端，通过此尖端进行假体近端定心。

又根据本发明的另一种模式，尖端可滑动地配置在输送鞘内。

仍然根据本发明的另一种模式，该尖端可操作地连接到输送鞘，用尖端和鞘执行定心步骤。

仍然根据本发明的另一种模式，尖端可滑动地配置在输送鞘内，将尖端安置在鞘的远端，鞘定心装置通过鞘连接到尖端，用鞘定心装置完成定心步骤。

仍然根据本发明的另一种模式，鞘定心装置有一个尖端，此尖端可滑动地配置在输送鞘内，将尖端安置在鞘的远端，通过从尖端向外扩张鞘定心装置完成定心步骤。

根据本发明的另一种模式，在鞘的近端有一个鞘定心装置，用鞘定心装置完成定心步骤。

仍然根据本发明的另一种模式，用与鞘分开的鞘定心装置完成定心步骤。

又根据本发明的另一种模式，在进行定心步骤之前，将鞘定心装置的中心轴线置于接近垂直于鞘纵向轴线的位置。

根据本发明的另一种模式，用围绕鞘外部的鞘定心装置完成定心步骤。

又根据本发明的另一种模式，用配置在鞘外表面与鞘所插入的腔的壁之间的鞘定心装置完成定心步骤。

根据本发明伴生的模式，用置于鞘内的鞘定心装置完成定心步骤。

所附权利要求书阐述了被视为本发明特征的其他特征。

虽然在支架植入物近端自定心输送系统和方法中具体说明和描述了本发明，但决不是要仅限于所给出的内容，因为在不偏离本发明宗旨以及在权利要求的范畴和等同范围内可以做出各种修改和结构改变。

不过，通过结合附图来阅读以下具体实施方案的说明可以最佳地理解本发明的结构和使用方法以及其他目的和优点。

附图说明

在所附权利要求书中具体地阐述了被认为新颖的本发明的特征，结合附图参考以下说明可以更好地理解本发明和其它目的及其优点，在这几幅图中相同的附图标记表示同样的元件，其中：

图1是本发明的支架植入物的侧视图；

图2是图1中支架植入物的支架侧视图；

图3是有各种突出的图2的支架的截面图；

图4是用于形成现有技术支架的现有技术圆形心棒的立体图；

图5是一段血管中现有技术支架的局部侧视图；

图6是用于形成图1-图3的支架的十二面体形状心棒的立体图；

图7是在一段血管中图1-图3的支架的局部侧视图；

图8是图1的支架植入物近端的局部放大侧视图，其说明了万向架固定末端的运动；

图9是根据本发明的两部分支架植入物的侧视图；

图10是根据本发明的输送系统的局部侧视图，在中间位置上有一个锁紧环；

图11是图10的输送系统的局部侧视图，具有在前进位置的锁紧环，以及用虚线表示的处于前进位置的远端把手和鞘组件；

图12是图10的输送系统的鞘组件的局部放大图；

图13是处于俘获位置的输送系统的图10的顶点俘获装置的局部放大图；

图14是处于松开位置的图13的顶点俘获装置的局部放大图；

图15是处于俘获位置的图10的输送系统的顶点释放装置的局部放大图；

图16是去除中间件之后处于俘获位置的图15的顶点释放组件的局部放大图；

图17是处于释放位置的图16的顶点释放组件的局部放大图；

图18是图11的输送系统的局部侧面正视图，示出了使用者如何布安放该修复物；

图19是包括主动脉的人动脉的局部截面图，其中本发明组件处于根据本发明的插入修复物方法第一步中；

图20是图19中动脉的局部截面图，其中该组件处于插入修复物方法的下一步中；

图21是图20中动脉的局部截面图，其中该组件处于插入修复物方法的下一步中；

图22是图21中动脉的局部截面图，其中该组件处于插入修复物方法的下一步中；

图23是图22中动脉的局部截面图，其中该组件处于插入修复物方法的下一步中；

图24是图23中动脉的局部截面图，其中该组件处于插入修复物方法的下一步中；

图25是本发明输送系统内腔的共轴关系的局部示意立体图；

图26是根据本发明的顶点释放组件的局部截面图；

图27是图1中支架植入物的局部侧视图，包括各种取向的本发明不透射线标记物；

图28是图1中支架植入物的局部立体图，包括各种取向的本发明不透射线标记物；

图29是图13中顶点俘获装置的远端顶点头部的立体图；

图30是图29中远端顶点头部和图13中顶点俘获装置近端顶点体的局部侧视图，部分裸支架处于俘获位置；

图31是图30中远端顶点头部和近端顶点体的局部侧视图，切除一部分近端顶点体是为了说明处于俘获位置的裸支架；

图32是处于释放位置的图30中远端顶点头部和近端顶点体的局部侧视图；

图33是根据本发明的手柄组件的一个实施方案的局部截面图；

图34是图33中手柄组件的推动器扣紧旋转体的截面图；

图35是图34中推动器扣紧旋转体沿直线C-C观察的平面视图；

图36是图34中推动器扣紧旋转体的平面(部分隐藏)视图，包括用于图10、11和18的手柄组件的第一个实施方案的螺旋沟槽；

图37是图36中推动器扣紧旋转体沿剖面线A-A的截面图；

图38是图36中推动器旋转体的平面(部分隐藏)视图；

图39是图38中推动器扣紧旋转体沿剖面线B-B的截面视图；

图40是图33中手柄组件旋转体的立体图；

图41是图40中旋转体的部分隐藏的侧视图；

图42是图41中旋转体沿剖面线A-A的截面图；

图43是图40中旋转体的部分隐藏侧视图；

图44是图33中手柄组件推动器扣紧体的部分隐藏的侧视图；

图45是图44中推动器扣紧体沿剖面线A-A的截面图；

图46是图44中推动器扣紧体沿剖面线B-B的截面图；

图47是图33中手柄组件的一部分的局部侧视图，包括本发明的鞘组件；

图48是图47中手柄组件的一部分的分解侧视图；

图49是图33中手柄组件手柄体的部分隐藏局部侧视图；

图50是根据本发明的手柄组件的第二个实施方案的一部分的局部分解侧视图；

图51是图50中处于中间位置那一段的局部侧视图；

图52是手柄组件的第二个实施方案的第一部分的分解图；

图53是与具有第一部分和鞘组件的图52比较的手柄组件的第二个实施方案的较大部分的局部分解图；

图54是手柄组件的第二个实施方案的扣紧体的立体图；

图55是图54中扣紧体的侧视图；

图56是图55中扣紧体沿剖面线A-A的截面图；

图57是图54中扣紧体的平面图；

图58是图57中扣紧体从剖面线B-B观察的平面图；

图59是手柄组件的第二个实施方案的扣紧套管的部分隐藏的局部侧视图；

图60是图59中扣紧套管的一部分沿剖面线A的局部截面图；

图61是图59中扣紧套管沿剖面线C-C的局部截面图；

图62是图59中相对于图59旋转的扣紧套管的部分隐藏的局部侧视图；

图63是图10中头锥体和鞘组件的局部截面图；

图64是根据本发明的自调节结构的一部分的局部透视图；

图65是输送系统远端部分的局部截面示意图，其中本发明自调节结构在下行胸主动脉中并且该自调节结构与期望取向相反；

图66是图65中输送系统远端部分的局部截面示意图，其中自调节结构部分位于下行胸主动脉内，部分位于主动脉弓内，自调节结构的取向接近于预期的取向；

图67是图65中输送系统远端部分的局部截面示意图，其中自调节结构主要位于主动脉弓内，并且该自调节结构基本上处于完全处于期望的取向上；

图68是图25中植入物推动内腔远端的替代实施方案的部分分解局部放大立体图；

图69是使用者在弯曲装置周围弯曲支架植入物组件使导丝内腔弯曲的图片；

图70是根据本发明的支架植入物的侧视图；

图71是带有扣紧支架和冠状支架的支架植入物替代实例侧视图；

图72是显示图71的支架植入物侧面的照片；

图73是图1和图70的支架植入物近端从侧面看的立体图照片，其中裸支架从近端伸出；

图74是图71的支架植入物近端从内侧看放大的立体图照片；

图75是图71的支架植入物从远端看的立体图照片，带有另一种冠状支架，其中支架较少连接到植入物上；

图76是图71的支架植入物从根据本发明的输送系统柔性鞘部分地抽出的侧视图照片，其中有一些夹持支架尖顶可释放地夹持在输送系统的尖顶夹持装置内；

图77是图76的夹持支架植入物从近端看的立体图照片，其中有一些支架夹持尖顶可释放地夹持在输送系统的尖顶夹持装置内；

图78是图1和图70的支架植入物在典型的脉管内安放时从近端看的立体图照片；

图79是图71的支架植入物在典型的脉管内安放时从近端看的立体图照片；

图80是图13、14、29至32和63的顶尖夹持装置沿垂直于本发明的输送系统纵向轴线的平面的截面图，该输送系统不带内鞘；

图81是图80的顶尖夹持装置沿垂直于图80图面的平面和通过本发明的输送系统的纵向轴线的局部剖面图，不带内鞘；

图82是根据本发明的输送系统的远端局部侧视图，带有弯曲定向的内鞘和具有D形标记的替代实例；

图83是图82的输送系统的局部俯视图；

图84是图82的输送系统的远端的局部平面、部分隐藏的视图，在相反的顶侧带有D形标记；

图85是图82的输送系统的远端从图82顶面看和平行于输送系统导管纵向轴线的局部正视图；

图86是根据本发明的输送系统带有转动的远端手柄替代实例的侧视图；

图87是图86的转动远端手柄的局部截面图；

图88是图86的转动远端手柄替代实例的局部截面图；

图89是图86的输送系统远端的局部立体图；

图90是本发明的输送系统的另一种实例的远端侧的立体图；

图91是图90的输送系统的顶尖释放装置的局部放大分解侧视图；

图92是图90的输送系统的锁球装置的局部放大分解侧视图；

图93是图90的输送系统手柄装置的夹紧套的立体图；

图94是图90的手柄装置的夹紧体装置的分解立体图；

图95是图90的手柄装置的转子装置的分解立体图；

图96是图95的转子装置在组装状态的立体图；

图97是图90的输送系统的输送鞘的局部分解侧视图；

图98是图97的输送鞘旋转大约90度的局部分解侧视图；

图99是图98的输送鞘的一部分放大的侧视图；

图100是图90的输送系统远端的局部放大侧视图；

图101是图90的手柄装置的近端的局部的部分隐藏的侧视图和局部截面图，鞘腔已卸下；

图102是图101的手柄装置的近端的局部截面图；

图103是图102的手柄装置的促动球和夹紧体装置的局部放大截面图；

图104是图102的手柄装置的转子装置的局部放大截面图；

图105是图104的手柄装置的转子装置的局部进一步放大的截面图；

图106是图90的输送系统的手柄装置的局部横断面图；

图107是图90的输送系统的手柄装置的局部横断面图；

图108是图90的输送系统的手柄装置的局部横断面图；

图109是图90的输送系统的手柄装置的局部横断面图；

图110是图90的输送系统的手柄装置的局部横断面图；

图111是图110的手柄装置的局部放大横断面图；

图112是图90的输送系统的手柄装置的局部横断面图；

图113是图112的手柄装置的局部放大横断面图；

图114是图90的输送系统的手柄装置的局部横断面图；

图115是图90的输送系统的手柄装置的局部横断面图；

图116是图90的输送系统的手柄装置的局部横断面图；

图117是图90的输送系统的手柄装置的局部横断面图；

图118是图90的输送系统的手柄装置的局部横断面图；

图119是图90的手柄装置远端的带阴影的局部截面图，不带近端手柄；

图120是装有现有技术的支架植入物的胸腔主动脉局部截面示意图，其流入平面与植入平面成一定角度；

图121是装有根据本发明放置的支架植入物的胸腔主动脉局部截面示意图，其流入平面与植入平面对正；

图122是根据本发明的支架植入物定心装置的第一个典型实例的侧面示意图；

图123是图122的支架植入物定心装置在主动脉内的局部截面示意图；

图124是根据本发明的支架植入物定心装置的第二个典型实例的局部示意立体图；

图125是图124的支架植入物定心装置的局部示意截面图，其中一个气囊在主动脉内充气；

图126是图124的支架植入物定心装置的局部平面图，有三个充气气囊；

图127是根据本发明的支架植入物定心装置的第四个典型实例在第一个位置的局部立体图；

图128是图127的支架植入物定心装置在第二个位置的局部立体图；

图129是根据本发明的支架植入物定心装置第五个典型实例的局部示意立体图；

图130是作用于图129的支架植入物定心装置上的力的局部截面示意图；

图131是根据本发明的支架植入物定心装置的第六个典型实例在第一个位置的局部示意截面图；

图132是图131的支架植入物定心装置在第二个位置的局部示意截面图；

图133是根据本发明的支架植入物定心装置的第七个典型实例在闭合位置的局部示意立体图；

图134是图133的支架植入物定心装置在张开位置的局部示意立体图；

图135是图133的支架植入物定心装置在夹持状态的局部示意立体图；

图136是根据本发明的支架植入物定心装置第八个典型实例局部示意侧视图；

图137是图136的支架植入物定心装置在伸出状态的局部示意侧视图；

图138和140是图136的支架植入物定心装置的局部示意分解图；

图139是图136的支架植入物定心装置的局部示意侧视图，其中该定心装置在缩回状态和夹持了支架；

图141是图136的支架植入物定心装置的局部示意侧视图，其中该定心装置在伸出的定心状态和夹持了支架；

图142是图136的支架植入物定心装置的局部示意侧视图，其中该定心装置在伸出的定心状态和释放了支架；

图143是根据本发明的支架植入物定心装置的第九个典型实例在主动脉内的局部示意截面图；

图144是根据本发明的支架植入物定心装置的第十个典型实例在直线状态的局部示意侧视图；

图145是图144的支架植入物定心装置在迂回状态的局部示意侧视图；

图146是图144的支架植入物定心装置在弯曲状态的局部示意侧视图；

图147是根据本发明的支架植入物定心装置第十一个典型实例在定心状态的局部示意截面图；

图148是图147的支架植入物定心装置的局部示意截面图，带有输送系统和支架植入物闭合；

图149是图147的支架植入物定心装置的局部示意截面图，带有输送系统和支架植入物张开；

图150是带充气气囊的图147的支架植入物定心装置的局部示意立体图；

图151是未充气的图147的支架植入物定心装置气囊的局部示意立体图；

图152是根据本发明的支架植入物定心装置的第十二个典型实例在主动脉内的局部示意截面图；

图153是图152的支架植入物定心装置将支架植入物输送装置定心的局部示意截面图，其中支架植入物闭合；

图154是图152的支架植入物定心装置将支架植入物输送装置定心的局部示意截面图，其中支架植入物张开；

图155是图152的支架植入物定心装置的局部示意截面图；

图156是根据本发明的支架植入物定心装置的第十三个典型实例的局部示意侧视图；

图157是在主动脉内的现有技术的支架植入物的局部示意侧视图，其流入平面与植入平面成一定角度；

图158是图156的支架植入物定心装置在主动脉内的局部示意侧视图，其中流入平面与植入平面对正；

图159是根据本发明的支架植入物定心装置的第十四个典型实例的局部示意立体图；

图160是根据本发明的支架植入物定心装置的第十五个典型实例的局部示意立体图；

图161是图160的支架植入物定心装置的控制装置局部示意立体图；

图162是根据本发明的支架植入物定心装置的第十六个典型实例的第一种构型的局部示意立体图；

图163是图162的支架植入物定心装置第二种构型的局部示意立体图；

图164是根据本发明的支架植入物定心装置的第十七个典型实例在伸出状态的局部示意侧视图；

图165是图164的支架植入物定心装置在进一步伸出状态的局部示意侧视图；

图166是图164的支架植入物定心装置在收缩状态的局部示意侧视图；

图167是图164的支架植入物定心装置在张开位置的局部示意侧视图；

图167A是图167的支架植入物定心装置在张开位置的局部示意放大侧视图；

图168是图164的支架植入物定心装置在夹持位置的局部示意放大侧视图；

图169是图167的支架植入物定心装置在支架被夹持位置的局部示意侧视图；

图170是根据本发明的支架植入物定心装置第十八个典型实例在闭合状态的局部示意立体图；

图171是图170的支架植入物定心装置穿过支架植入物的局部示意立体图；

图172是图171的支架植入物定心装置在张开状态和没有支架植入物的局部示意立体图；

图173是根据本发明的支架植入物定心装置的第十九个典型实例在闭合状态的局部示意侧视图；

图174是图173的支架植入物定心装置在张开状态的局部示意侧视图；

图175是图174的支架植入物定心装置穿过支架植入物的局部示意侧视图；和

图176是根据本发明的支架植入物定心装置的第二十个典型实例的局部示意侧视图。

具体实施方式

虽然说明书以规定本发明的特征-被认为是新颖的-的权利要求书结束，但我们认为，结合附图(其中相同的附图标记被惯切)来考虑以下说明可以更好地理解本发明。

本发明提供了用两部分扩张输送系统植入假体的支架植入物、输送系统和方法，尤其适用于治疗从主动脉弓的头臂动脉水平向远端的刚好在腹腔轴水平以上的胸主动脉缺陷，为胸主动脉的吻合提供血管腔内基础，同时通过排除血管缺陷并使主动脉的手术修复不必要而为部分/全部修复胸主动脉提供了一种替代疗法。不过，本发明的支架植入物不限于在主动脉中使用，它可以插入能够容纳支架植入物尺寸的任何可介入的动脉内。

支架植入物

本发明的支架植入物提供的各种特征，这些特征迄今为止还未在本领域中使用过，具有这些特征的血管修复装置可以更有效地植入/适应主动脉的自然段或病变段，减少刺穿血管的可能性，提高脉管连接的血液密封性，减少了植入物移动的可能性。

支架植入物通过输入系统在开放式血管修复之前、之间或替代开放式血管(即主动脉弓，尤其是上行或下行主动脉段)修复植入到血管腔内。下面对输入系统有详细的描述。支架植入物治疗的主要病症是主动脉瘤、主动脉夹层动脉瘤和其它与主动脉有关的疾病，如主动脉溃疡穿孔、主动脉缩窄和动脉导管未闭。支架植入物放入主动脉血管内腔时在血管内形成密封，并自动将其自身粘附在血管上，结果消除了病理损害。

现在首先详细参考附图中的图形，尤其是图1，其中给出改进的支架植入物1，支架植入物1有植入物套管10和讦多支架20。支架20最好用镍钛诺制造，镍钛诺是一种有独特属性的合金，压缩后可以回弹成固定结构，其回弹属性取决于合金现有的温度。关于镍钛诺的详细说明及其在支架上的应用例如可以参考美国专利4665906(Jervis)和专利5597378(Gianturco)。植入物套管10为圆筒形状，整个长度是用织造植入材料制造的。植入材料最好是聚酯，尤其是指

品牌的聚酯或者是泡沫聚四氟乙烯(“EPTFE”)类的其它材料类型，或者是其它聚合物基包覆材料。管状植入套10具有多个独立的内腔支撑金属丝的框架，每一条金属丝在本领域中都指支架20。

各支架20的连接优选用聚合物(尼龙、聚酯)线在整个支架20的周围缝合和穿过植入套管10进行缝合。缝合间距要足够小，以防止支架20的边缘从植入套管10的外周伸出大大超过金属丝本身的直径。缝合间距最好在0.5-5毫米之间。

支架20缝合在植入套管10的内表面或外表面上。图1介绍了植入套管10外表面16上的所有支架20和支架30。在没有用图示说明的实例中，最近端支架23和最远端支架以及裸支架30连接在植入套管10的内表面上，剩下的支架20连接到外表面16上。还有一种未举例说明的可能的实施方案，它把支架20和支架30与植入套管10的连接从植入物的外表面改变成植入物的内表面，这种改变都有周期顺序。

在与植入套管10连接时，支架20径向迫使植入套管10扩张到预定直径D。当把植入物植入到血管内并且使之张开时，释放的径向力在血管壁上形成密封并把植入物粘附到血管壁上。

通常，确定支架20的尺寸，以完全张开到植入套管10完成张开的直径D。不过，本发明的特点是每一个支架20和支架30的直径都大于植入套管10完全张开的直径D。因而，当支架1完全张开并定位在其放置位置的血管内表面上时，每一个支架20都向植入套管10独立施加径向力。施加这里所指的预压缩是为了：(1)确保植入覆盖物完全张开，(2)确保有足够的支架径向力形成良好的密封，(3)固定支架植入物并防止它扭曲，(4)固定支架植入物并防止移动。

每一个支架20最好用一根镍钛诺金属丝制造。当然也可以用其它生物相容性材料，如不锈钢、生物聚合物、钴铬合金和钛合金。

每一个支架20的典型形状对应于本领域所指的锯齿形支架。例如，参见Gianturco(尽管支架20的形状可以是满足自动张开支架功能的任何形式)。因此，构成支架20的金属丝是一个具有波浪或正弦曲线形状的环。尤其，如图2所示，垂直于支架20中轴线21的正视图所给出的形状介于三角形波浪和正弦曲线之间。换句话说，图2中的视图说明每一个支架20都有交替的近端顶点22和远端顶点24。不论与植入套管10的完全圆周连接如何，面向血管壁的顶点的半径r优选不要太尖，以防止刺穿血管的可能性。尤其，支架20近端顶点22和远端顶点24的曲率半径r最好相等。曲率半径在大约0.1毫米和3.0毫米之间，特别是约0.5毫米。

支架的另一个有利特征是支架接触血管内壁的纵向延伸形状。关于纵向形状的说明，参考图3-7。

现有技术支架和本发明的支架都是在心棒29和29’上把金属丝缠绕在它们上面制造的，并且通过在未示出的从心棒的轴垂直伸出的针状物(pin)上缠绕金属丝而形成顶点22、24、32和34。这种针状物(如果用图示说明)将位于图4-6中心棒29和29’中示意的小孔中。现有技术支架是在圆形心棒29(也称为杆)上制造。在圆形心棒29上形成的支架20’具有圆形剖面(见图5)。由于剖面是圆的，支架20’无法均匀地符合它所插入的血管2的内壁。这种缺点在支架植入物1的密封区-其中植入物10的末端需要靠在血管2的内壁上的区域-非常严重。临床经验表明，用圆形心棒29制造的支架20’没有贴在血管2上；反而，如图5所示，只是支架20’的中间段定位在血管2上。因此，在支架植入物1的近端12或远端14的任何一个上有这样的支架20’时，植入材料就从血管2的管壁上张开进入内腔这是要避免的状况。对比图5中支架20’纵向弯曲剖面的上下段和血管2的直线纵剖面就可以看出这种张开情况。

为了解决这一问题和保证支架与脉管的筒形并置，本发明的支架20是在多面心棒上形成的。尤其，支架20是在多面体形状的心棒29’上形成。心棒29’没有锋利的边缘。相反，它具有平坦段和在各平坦段之间的圆形边缘部分。因此，如图3所示，在心棒29’上形成的支架其截面是有些圆的多边形。与这种支架20中轴线21垂直的截面视图在平面侧或支撑33之间(对应心棒29’的平坦段)有斜面或圆形边缘31(对应心棒29’的圆形边缘部分)。

为了制造支架20，在位于心棒29’的圆形段的没有图示说明的针状物上缠绕金属丝形成支架20的顶点，针脚。因此，位于支架20的顶点22、24、32、34之间的支柱33平坦地贴在心棒29’的平坦侧。当在本发明心棒29’上这样形成时，纵剖面实质上没有支架20’的剖面圆，实际上基本是线性的。

对于分别有6个近端顶点22和6个远端顶点24的支架20来说，支架20是在十二面体形状的心棒29’(心棒有12个侧面)上形成，图6中所示的就是心棒29’。在这种心棒29’上形成的支架将拥有图3所示的截面。

图7所示的14个顶点的支架20举例说明了在14个侧面的心棒上形成的支架20。图7中支架20的横截面(有14个侧面)是多边形，并且如图7所示，支架20的纵剖面完全是线性的。从临床来看，线性的纵剖面提高了支架20适应血管2的能力，把植入套管10在每个支架20的末端密封区内向外压。

改善支架植入物1性能的另一种方法是植入物10上的最远端支架25(即下游)提供附加的顶点，让它具有较长的纵向长度(即较大的振幅)和/或较长的周长。当把周长较长的支架25缝合到植入物上时，支架植入物1就会具有更好的临床表现。这种改进的部分原因是需要把植入材料10的远端部分牢固地压在血管壁上。增加顶点数就增加了支架植入物1和血管壁之间的接触点，从而保证了与血管壁更好的并置和植入材料10与血管之间更好的密封性。并置性与密封性的提高大大改善了支架植入物1远端14与血管的轴向对准。如上所述，每一个支架20和30的直径都大于植入套管10完全张开时的直径D。因此，如果远端支架25的直径也大于直径D，它就会比没有这种超尺寸结构的支架在植入物相应段的四周产生更大的径向偏置。

植入的典型支架植入物1一般在血管的笔直段不会脱离，因为支架作用于植入套管上的径向偏置力为支架和植入物匹配血管壁提供了足够的压力。然而，当典型的支架植入物植入弯曲的血管(如主动脉)时，支架植入物1确实会脱离脉管壁。根据本发明支架植入物1并置性和密封性的加强大大减少了脱离的可能性，因为与现有技术支架植入物相比，增加的高度和附加顶点加强了支架植入物垂直于血管壁的调准(不发生脱离)。

支架总顶点数取决于将要植入支架植入物1的血管直径。直径小的血管其顶点总数比植入较大直径血管的支架少。下面的表1介绍了具有不同直径血管的优选支架实施方案。例如，如果血管的直径为26或27毫米，那么植入套管10的典型的直径是30毫米。对于直径30毫米的植入套管来说，中间支架20将在每一侧(近端和远端)有5个顶点，一共10个顶点。换句话说，支架定义了5个周期性的“波浪”。相比之下，最远端的支架25定义了6个周期性“波浪”，因此总共有12个顶点。注意，图1中的最远端支架25没有增加顶点。虽然表1示出了典型的实施方案，但可以根据需要调节和改变这些结构。

表1

 

血管直径(毫米)	植入物直径(毫米)	支架顶点数/侧面(最远端支架#)
			19	22	5(5)
20-21	24	5(5)

 

22-23	26	5(5)
			24-25	28	5(6)
26-27	30	5(6)
			28-29	32	6(7)
30-31	34	6(7)
			32-33	36	6(7)
34	38	6(7)
			35-36	40	6(8)
37-38	42	6(8)
			39-40	44	6(8)
41-42	46	6(8)

为了提高支架植入物1在血管中的固定性，在支架植入物1上提供了暴露或裸露的支架30，支架30优选仅仅位于植入套管10的近端12近端的意思是它附在植入套管10的部分是血液由此流入套管，即图1中血液从裸露的支架30向左流过套管10的部分。裸露架30并不限于附在近端12上。另一个未标示出来的裸支架同样可以附在植入套管10的远端14上。

重要的是，裸支架30只是部分与植入套管10相连。具体地说，裸支架30只是固定在裸支架30远端顶点34的植入套管10上。因而，裸支架30从植入套管10的近端部分自由延伸近端顶点32。

裸支架30有各种属性，主要属性是改善植入材料对血管壁轮廓的并置性和调准主动脉弓腔内植入覆盖物的近端部分，提供了植入套管10近端12的血液密封罩，以便血流不经过动脉内壁和套管10的外表面之间通过(内漏)。

远端顶点34的曲率半径α的典型构型基本上等于支架20近端顶点22和远端顶点24的半径r，尤其是至少等于和裸支架30直接相邻的支架20近端顶点的曲率半径r。这样，如图8所示，最近端支架23的近端顶点22和裸支架30暴露部分交叉点之间的距离在植入套管10近端12的整个圆周上相互之间都是基本上相同。这一距离最好根据植入物的直径而变化。因此，与植入套管10连接的远端顶点34的正弦部分所横跨的路径与距裸支架30最近的支架23的路径基本上相同。因而，支架22和裸支架30(与植入套管10相连)各部分之间的距离保持不变。这样一种结构是有利的，因为它保持了血管周围装置径向力的对称，还有助于装置的同步、同时张开，从而由于增加了与血管壁接触的外向力构件而提高了植入材料和血管壁的并置性形成近端密封并且大大改善了近端密封。

把支架23、30相互协调地插在一起，建立搭接，即裸支架30的顶点34定位在支架23的槽内。这种结构还有一个优点，就是搭接部分在植入物10的近端开口和植入支架植入物1的血管之间提供了两倍数量的接触点。增加的并置点使植入套管10的近端开口面向血管壁，大大减少了内漏的可能性。另外，支架23、30的搭接部分增加了径向负荷或压缩阻力，从功能上加强了固定性，减少了装置迁移的机会。

与裸支架30的远端顶点34相比，近端顶点32(这些端件没有缝合到植入套管10上)的曲率半径β比远端顶点34的曲率半径α大很多。裸支架顶点的典型结构是，近端顶点32的半径约等于1.5毫米，远端顶点34的半径约等于0.5毫米。这样一种结构在很大程序上防止了近端顶点32刺穿血管，或者至少降低了裸支架30刺穿血管的机会，因为近端顶点32的弯曲不尖锐。

裸支架30的幅度也大于其它支架20的幅度。优选的是，支架20峰-峰幅度约为1.3-1.5厘米，而裸支架30的峰-峰幅度约为2.5-4.0厘米。因此，裸支架30施加到主动脉内壁的力(由于裸支架30扩展到它的自然位置)分布于一个较大的表面积上。因而本发明中裸支架30对血管内壁施加的创伤径向应力小虽然每平方毫米的应力比单个支架20的应力小，但这一特点还是足以把近端12保持在位置上。同时，裸支架30的较高配置以更加“自卫”的方式引导支架植入物的近端开口。因此，支架植入物的近端开口在近端开口区内与血管的自然弯曲更加协调。

如上所述，由于血管不断地移动和由血流赋予的压力不断地改变，置于血管中的任何支架植入物都自然倾向于向下游迁移。当支架植入物1拥有植入套管段18的时候就更是这样，套管段18两端的支架间隔规定套管段18的长度，赋予支架植入物1手风琴式、六角手风琴式或毛毛虫样的形状。当这样一种形状随血管一起搏动，而从近端12到下游远端14沿着支架植入物以脉动的方式产生血液动力学压力时，支架植入物1就在血管中倾向于向下游移动。必须完全阻止这种运动。

植入套管10纵向长度上的支撑就是防止这种移动的。因此，如上所述，现有技术支架植入物在支架之间的直线段上装有纵向杆。

不过，本发明提供有纵向的螺旋支撑件40，当与植入套管10的纵轴11相对平行延伸时，支撑件40并不象现有技术那样与整个支架植入物1的纵向方向基本上平行。“相对平行”在这里指的是长度更趋向于支架植入物1的纵轴11而不是与其垂直的轴的程度。具体地说，纵向支撑件40是某种S旋转形状，因为近端部分42以第一个角度41(被定义为植入套管10的圆周360度中的一个角度)相对平行于植入套管10的轴线11，远端44也相对平行于管状植入物的轴线11，但角度却是植入套管10圆周上不同的第二个角度43。第一和第二个角度41、43之间的差异取决于植入套管10的长度L。例如，对于大约20厘米长(约8”)的植入套管，第二个角度43与第一角度41相差80-110度之间，尤其大约相差90度。相比之下，对大约9厘米长(约3.5”)的植入套管，第二个角度43与第一个角度41相差30-60度，尤其相差大约45度。如下所述，第一个和第二个角度41、43之间的距离还取决于支架植入物在体内所受到的曲率和弯曲类型。

纵向支撑件40在近端部分42和远端部分44之间有一个弯曲的中间部分46。用“部分”一词并不是指支撑杆分为三个独立的部分(当然，在特殊结构中多部分实施方案是可能的)。纵向支撑件40的典型实施方案是一个整体的支撑杆，用不锈钢、钴铬合金、镍钛诺或聚合材料制造，形状是完全弯曲的螺旋42、44和46，没有直段。在一种可供选择的支架植入物实施方案中，近端部分42和远端部分44可以基本上与支架植入物1的轴线11平行，中间部分46可以是螺旋弯曲的。

描述纵向支撑件40典型的弯曲实施方案的一种方法可以使用渐近线的类似物。如果有两条渐近线以植入套管10的第一种角度41和第二种角度43平行于植入套管10的纵轴线11延伸，那么近端部分42就可以呈现第一种角度41或者是渐近于第一种角度41延伸，近端部分44可以呈现第二种角度43或是渐近于第二种角度43延伸。由于纵向支撑件40在一个典型的实施方案中是一个整体，所以弯曲部分46符合通过如这里所述安置近端部分42和远端部分44所形成的自然弯曲。

在这样一个位置上，弯曲的纵向支撑件40有一个中心线45(平行于植入套管10的纵轴线11，在植入套管10上的第一种角度41和第二种角度43之间的中途)。因此，在这种实施方案中，弯曲段以大约20-40度的程度插入到中心线45，优选的角度约为30-35度。

描述纵向支撑件弯曲的另一种方法可以对照中心线45。纵向支撑件40在第一个角度41和中心线45之间的部分基本上是纵向支撑件40在第二个角度43和中心线45之间部分的镜像，只是绕垂直于中心线45的轴线旋转了180度。这里的这种对称可以称为“镜像对称”。

纵向支撑件40优选以与支架20同样的方式缝合到植入套管10。然而，纵向支撑件40不是直接缝合到任何支架20的植入物近端部分。换句话说，纵向支撑件40是独立于支架20所构成的近端框架的。这样一种结构是有利的，因为独立的近端形成一个万向节，赋予支架植入物附和加的灵活性。具体地说，有万向架的近端可以让近端更好地匹配近端并置点，从而减少了内漏的机会。增加纵向支撑件的独立性可以让近端固定点独立于远端段，该远端段由于血液的脉冲流(pulsutile flow)的生理运动而进行相关的运动。还有，在一个典型的实施方案中，与植入套管10连接之前，纵向支撑件40还预加工成需要的螺旋形状(逆时针从近端至远端)。

由于安置支架植入物1的血管一般不是直的(尤其是主动脉弓)，所以支架植入物1的最终植入位置最有可能是以某种形式弯曲的。在现有技术支架植入物中(只有纵向平行的支撑杆)，固有地存在一个力使支撑杆变成笔直的自然形状，因此使整个支架植入物趋向于笔直。这种力对于至少部分弯曲安装的支架植入物来说是不利的。

根据本发明的纵向支撑件40的弯曲形状至少大部分或基本上全部消除了这一缺点，因为纵向支撑件40的自然形状是弯曲的。因此，支撑件40施加的较少的力少或根本不施加力使纵向支撑件40变直，所以不会以不利的方式移动植入的支架植入物。同时，弯曲的纵向支撑件40抵消了心动周期中脉波和心脏收缩血压传播产生的驻留于主动脉壁上的潜在动力能的影响，动力能在心脏舒张时被释放。更加具体地说，支架植入物1穿越它要植入的弯曲血管时，纵向支撑件40被基本上放入到弯曲主动脉的上纵截面线时(相对于解剖位置)，本发明的输送系统自动把支架植入物1调整到最佳位置。在典型的实施方案中，纵向支撑件40可以按适合患者的形式弯曲，以适应将要植入植入物的实际血管的预期弯曲。因此，第一个和第二个角度41、43之间的距离取决于支架植入物1在体内所受到的曲率和弯曲类型。因此，植入弯曲的纵向支撑件40时，它实际上具有相反的力抗拒要改变支撑件与其驻留的血管现有走向相一致的任何环境。

优选以与支架20类似的方式把支撑件40缝合到植入套管10的外表面16上。

现有技术支撑杆其端部只是钢杆或镍钛诺杆的截止端，因此是尖的。即使在现有技术中把这些端部缝合到管状的植入物上，还是存在撕裂血管壁的可能性。因此，希望提供其尖端不能刺穿放入支架植入物的血管的支撑杆。

本发明纵向支撑件40的两端不是突然截止的。相反，纵向支撑件的每一端都往回弯曲成一个环47，因此支架植入物轴线上的纵向支撑件的末端不是尖锐的，相反，从植入套管10的末端12、14这一侧看它的外部是圆的或椭圆的形状。这种结构在很大程度上防止了撕裂血管壁的可能性，并且因为椭圆形47在两侧纵向延伸还在椭圆形上提供了额外的纵向支撑。

此外，在另一实施方案中，纵向支撑件的末端可以连接第二个近端支架28和最远端支架。这种结构允许纵向支撑件固定到支架28上(见图1)和最远端支架上以便支撑，同时还保持支架植入物近端的万向架固定特征。

纵向支撑件40的一个重要特点是，纵向支撑件40的末端可以不一直延伸到植入套管10的两个末端12和14。相反，纵向支撑件40截止于近端12上倒数第二个支架28或支架28之前，如有必要，也可以截止于植入套管10远端14上倒数第二个支架28’之前。这样一种截止结构(无论只是近端还是同时包括近端和远端)的选择有其特殊原因当纵向支撑件40截止于横断面线52和52’定义的一个平面之前时，分别连接的套管10和支架20构成万向架固定部分50、50’。也就是说，当作用于万向架固定末端50和50’的抓力从横断面线52、52’定义的平面开始绕纵轴11移动或转动定义植入套管10每一个末端开口的横断面时，如图8所示，移动部分50、50’可以在所有方向上(360度)以环形开口为中心取任何角度γ。因此，天然万向架允许末端50、50’从纵轴11向任意的径向方向倾斜。

尤其，万向架固定末端50、50’允许每一个末端开口自然动态调节到符合植入的血管弯曲。万向架固定末端50、50’的一个重要优点是限制了作用于单个部件上的力的传播。实际上，以前作用于整个支架植入物1上的力，也就是作用于支架植入物1两端50、50’和中间部分的力(即在平面52、52’之间)，现在主要作用于力产生的这一部分。例如，只作用于两个末端部分50、50’之一的力实际上不传播到支架植入物1的中间部分(即平面52、52’之间)。然而更重要的是，当力作用于支架植入物1的中间部分时(无论是纵向、径向(扩张)移动或扭转)，末端50、50’因为有万向节固定而相对保持与相应末端50、50’周围血管的自然轮廓完全一致，实际上没有传递的任何力，而这种力会潜在造成末端磨损、摩擦或偏离其在血管中的所需固定位置。因此，支架植入物的末端50、50’保持固定在植入的位置，延长了支架植入物1的使用寿命。

纵向支撑件40的另一个优点是增加了支架植入物1的圆筒强度。具体地说，植入套管的材料可以沿纵轴11很容易压缩，即使存在支架20也还保持这种属性，只要支架连接植入套管10并且在一个支架20的远端24和相邻的下一个支架20的近端22之间具有间距。对于血流沿纵轴11的长度施加的力的数量尤其是这样。不过，用根据本发明连接纵向支撑件40，支架植入物1的纵向力增加了，克服了血流带来的纵向力。

这种增加的纵向强度带来的另一个好处是，进一步防止了支架植入物1在血管中的迁移，因为管状植入物没有象手风琴一样压缩和膨胀这种动作自然造成植入物的迁移。

防止支架植入物1移动的另一种措施是配备至少一个单独的支架20、30或纵向支撑件40，有突出部分60，如倒钩或弯钩(图3)。例如，参见美国专利出版物2002/0052660(Greenhalgh)。在本发明的典型实施方案中，支架20、30被固定在植入套管10的圆周外表面16上。因此，如果支架20(或支架30的连接部分)有突出部分60向外突出，那么这种特点就会抓住血管内壁，防止了支架植入物1的移动。这样一种实施方案非常适合于动脉瘤，但具有脆弱特点的解剖是不优选的，例如因为这种突起60能够擦伤血管的内表层并造成层间渗漏等。

如图9所示，支架植入物1不只是有一个植入套管10，而是整个支架植入物可以包括第一个支架植入物100和第二个支架植入物200。第一个支架植入物100具有上述支架植入物1的所有特点。第二个支架植入物200没有上述的环形边缘近端12，而是有一个形状与最近端支架220的轮廓一样的近端212，周长比第一个支架植入物100的远端周长略大。因此，把第二个支架植入物200的近端212插入第一个支架植入物100的远端114就在整体上形成一个两部分的支架植入物。由于血液从第一个支架植入物100的近端112流至第二个支架植入物200的远端214，所以最好把第一个支架植入物100安装到第二个支架植入物200内以防止血液从中间渗漏。把装置按相反的顺序植入可以获得这种结构(首先植入植入物200，然后植入植入物100)。根据需要，每一个支架植入物100和200都可以有自己的纵向支撑件40。

第一个支架植入物100最远端支架的支架顶点是否匹配第二个支架植入物200最近端支架220的支架顶点并不重要，重要的是这两个植入物100和200之间的接头重叠量。

输送系统

如上所述，现有技术包括许多把修复物(尤其是支架植入物)送入血管内腔的不同系统。许多输送系统都有类似的部件，多数系统一般都是在使用输送系统之前通过在患者腹股沟附近的股动脉插入导丝作为引导。为了防止刺穿通向主动脉并且包括主动脉的动脉，输送系统与导丝共轴连接并跟踪导丝的行程到达主动脉。因此跟踪导丝的输送系统部件的外径尺寸要小于患者股动脉的内径。跟踪导丝的输送系统部件包括支架植入物，是由一系列称为导管和鞘的共轴管腔组成的。支架植入物主要受限于外导管，把支架植入物安装到外导管内要求压缩支架植入物。这样做使得约束支架植入物的输送系统部分变得非常硬，因此降低了该部分的柔性，让输送系统难于跟踪导丝，尤其是在主动脉弓等弯曲的血管中。此外，由于支架植入物必须压缩一定的量才能安装到导管内，支架植入物在约束导管上施加非常大的径向力，所以通过滑动约束导管脱离支架植入物来布置支架植入物的过程要求非常大的力，一般称为布置力。另外，导管必须有足够的强度来约束植入物，要求导管必须是用刚性材料制造的。如果刚性材料弯曲(如跟踪进入主动脉弓)，则刚性材料会扭结，使其即使可能也会很难布置支架植入物。

血管修复物输送系统的共有特征包括一个与导丝管腔固定连接的头锥体，其内径完全对应导丝的外径，以便导丝管腔能够轻易地在导丝上沿着导丝滑动。一个可拆卸的、中空的导管把压缩修复物包裹在其空腔内，导管固定连接到导丝管腔上。这样，当修复物处于植入的正确位置上时，医生就撤回空心导管逐渐从近端向远端露出自膨胀的修复物。当导管从修复物膨胀框架的每一部分撤回足够的距离时，框架可张开到自然位置，最好是直径至少等于血管壁内径的位置，从而把修复物紧紧地贴在血管内。当把导管完全从修复物上撤回，从而让修复物膨胀到血管的直径时，修复物就完全张开并沿着整个修复物的长度连接到血管的内腔上，如治疗主动脉夹层动脉瘤。例如，治疗主动脉瘤时，修复物从导管完全释放时与血管的近端和远端植入区接触。在输送过程中的这一位置上，输送系统可以从患者体内撤出。不过，如果植入不理想，修复物是无法重新装入导管的。

主动脉在腹部和胸下部通常有一个比较直的段。可是，主动脉在胸上部非常弯曲，从心脏的背面到心脏的前面经过一个倒置的U形。如上所述，现有技术输送系统比较硬，不柔韧(现有技术输送系统的导丝/导管部分)。因此，如果导丝/导管必须经过主动脉的弯曲段，导丝/导管就会扭结，因为它是弯曲的或者它会压住主动脉弯曲的顶部，如果病变段位于导丝/导管施加力的位置上就可能刺穿主动脉。这种状况必须竭尽全力地避免，因为患者死亡的可能性高。现有技术没有办法大大减少主动脉弯曲段上的应力或者使导丝/导管有足够的柔韧性穿过弯曲段而不造成血管的损伤。

不过，本发明具有现有技术所没有的重要特点，有助于把支架植入物放入主动脉的弯曲段，其方式大大减少了主动脉弯曲段上的应力，极大地减少了使压缩植入物通过主动脉弯曲段所需要的插入力。如上所述，纵向支撑件40连接到植入套管10之前预先加工成需要的螺旋形状，在一个典型实施方案中，以适合患者的方式弯曲，以适应将要植入植入物的实际血管的预期弯曲。这样，当把纵向支撑件40完全置于弯曲主动脉(根据解剖位置)的上纵断面线时，支架植入物定位在最佳位置。有两种途径可以实现这样的定位。首先为支架植入物1、支撑件40或任何接近于目标位置的输送系统部分提供不透辐射的标记，医生监视标记并利用标记把支撑件40调节到认为是最佳的位置上。不过，这种调准技术的成功依赖于医生的技巧。其次，可以让输送系统自动把支撑件40调整到最佳位置上。现有技术中没有这样的系统。不过，本发明的输送系统提供这种调准装置，因而不需要让医生猜测所植入支架植入物1的三维旋转位置。这种调准装置以下参考图64和图67做更详细的介绍。

本发明的输送系统还有一个使用非常简单的手柄装置。手柄装置利用了主动脉内径比股动脉内径大很多的事实。因此，本发明采用了两段法，其中把装置通过股动脉插入并跟踪进入主动脉的腹部区域之后(主动脉的直径大于股动脉(见图19))进行第二阶段(见图20)，使支架植入物少量张开但还限制在在鞘内；但此鞘是用纺织/编织聚合物或类似的柔韧材料制造的，非常有柔性。这样一种结构为输送系统提供了更大的跟踪柔韧性，因鞘的直径较大而减少了布置力，并且由于鞘是用织物制造的而易于克服扭结。

为了描述本发明的输送系统，先要结合图10、11和12介绍一下输送装置600的使用方法。之后介绍单个部件，以便更好地理解过程中的每一步是如何实现把支架植入物1送入主动脉700的任意部分(见图19-20)，尤其是主动脉的弯曲段710的。

首先压缩支架植入物1的远端14并把它放入中空的杯形或管状的植入物保持装置中，实际上是远端套管644(例如，参见图25)。在这一点上，注意用于指示相对于输送系统的方向的习惯与指示相对于支架植入物的方向的习惯相反。因此，输送系统的近端方向是离使用系统的使用者/医生最近的部分，远端方向对应离用户/医生最远的部分，即面向最远端头锥体632。远端套管644固定连接到植入物推进腔642的远端，推进腔642为支架植入物1的远端14提供了一个端面。

作为一种选择，可以整个去掉远端套管644。例如，在这样的结构中，如图12所示，内鞘652的近端锥体可以提供措施在纵向上保持植入物1的压缩远端。如果去掉了套管644，重要的是要防止支架植入物的远端14进入空心鞘内腔654的内表面和植入物推进腔642外表面之间的空间，推进腔642设置在鞘内腔654之内，可滑动。选择该空间的径向厚度小于组成支架20、30的金属丝(3直径(实际上不大于其半径))，从而确保了支架植入物1远端14的可靠移动。在图68所示的另一种可选择的结构中，远端套管644可以是植入物推进腔642远端上的一个盘片形支撑644。样本结构可以为支撑物644提供一个空心的近端插脚6442、一个空心的远端加强管6444和一个中间支撑壁6446。支撑物6444与输送系统600的中轴线同心，允许共轴导丝管腔620和顶点释放管腔640从其中通过。插脚6442使得可方便地与植入物推进腔643连接。加强管64从植入物推进腔642到顶点释放腔620和导丝管腔640建立了一个劲度过渡，并为其中的内腔620、640提供支撑。这种劲度过渡减少了植入物推进腔642远端上扭结的可能性，有助于在全部都是弯曲取向时把力从植入物推进腔642传递到其中的内腔620、640。支撑壁6446有一个平面，平面与支架植入物1的远端对向侧接触，植入物推进腔642向远处移动时平面可用于向远处推动支架植入物。支撑物644的这种可选择结构保证了这些部件相互相对移动时支架植入物1在植入物推进腔642和其中的内腔620、640内不受撞击。

如下面更加详细的描述的那样，裸支架30的每一个顶点32然后可以装入到顶点俘获装置634中，以便在支架植入物1的近端和远端保持住支架植入物1。装入的远端14以及远端套管644和植入物推进腔642进而装入内鞘652中，从而进一步压缩了整个支架植入物1。被俘获的裸支架30以及头锥体装置630(包括顶点俘获装置634)直到头锥体632的近端置于内鞘652的远端上才装入。然后把整个头锥体装置630和鞘装置650装入刚性外导管660的近端，这就进一步把支架植入物1(置于内鞘652内)压缩到它的完全压缩位置以便后来插入患者体内。参见图63。

因此，支架植入物1在近端和远端被保持住，从第一个位置(如图19所示，在下面有描述)移动到第二个位置(如图21所示，在下面有描述)时就同时受到推拉。具体地上，推的动作是通过空心远端套管644的未标示内端面(或内鞘652的锥体653)完成的，拉的动作是通过顶点俘获装置634保持在裸支架30的顶点32上来完成的。

根据本发明的输送装置600顺着已经插入到患者体内的导丝610通过主动脉伸到、但不进入到心脏720的左心室。因此，导丝是通过导丝腔620插入的，从头锥体装置630开始，通过鞘装置650、手柄装置670和顶点释放装置690。导丝610延伸到本装置600的最近端之外。导丝腔620与头锥体装置630、鞘装置650、手柄装置670和顶点释放装置690共轴，是直接环绕导丝610的装置600的最里面的腔。

使用输送系统装置600之前必须从装置600内清除所有的空气。因此，把液体(如无菌美国药典(U.S.P.)生理盐水)通过未标示的锥形流尔式针座(luer fitting)注入，在位于导丝内腔近端附近的未标示净化口冲洗导丝内腔。其次，还通过横向净化口(见图11)的流尔式针座612注入生理盐水，液体充满输送系统装置600的整个内部共轴空间。需要控制该系统，促使要清除的空气运动到系统的最高点。

清除所有空气之后，可以把系统穿上导丝并插入到患者体内。由于外导管660的长度是一定的，所以可以把固定的前端手柄置于相对靠近股动脉入口的位置上。不过要注意，外导管660的长度是这样设计的，对于在入口和主动脉胸/腹连接处742、732之间预计有最长距离的患者来说，外导管的固定近端手柄672不直接与患者的股动脉入口接触(这一距离是预定的)。因而，本发明的输送装置600可用于典型解剖结构的患者。当然，装置600的尺寸可以规定为任何有用的长度。

头锥体装置630插入到患者的股动脉内并顺着导丝610前进直到头锥体632到达腹腔干水平的第一个位置。图19中给出了第一个位置。头锥体装置630的整体或部分是不透辐射的，能够让医生用荧光法确定比如头锥体装置630处于第一个位置。例如，头锥体632可以在任何位置上有一个不透辐射的标记631或是整个头锥体632都不透辐射。

图19至24显示导管660伸入到大约到达肾动脉。但是本发明的导管660的形状能延伸到腹腔轴(在图19至24未显示)。正如在此处所使用的，腹腔轴按照通用医学术语定义。在一种过于简单的定义中，腹腔轴是一个平面，它在腹腔与主动脉交叉点交叉和平行于患者腹腔中心轴线，因此，这个平面在腹腔与主动脉的交叉点大致垂直于腹部/胸部主动脉纵向轴线。因此，就导管660伸入主动脉而论，伸入到主动脉内到达腹腔轴平面但不穿过腹腔轴平面。到达这个最远端位置以后，导管660的远端沿着主动脉的纵向轴线保持基本稳定，直到支架植入物1被植入(见图24)和整个输送系统从患者体内取出。由于本发明的输送系统除了一种例外(裸支架32张开，顶尖释放装置634从压缩裸支架32的状态松开)，能够按照图24所示的方向退出，因此在植入支架植入物1之后从主动脉取出导管660的优先选择的实例采用图19所示的状况—其中所有内腔620、640、642、654在导管660内退出，头锥体631与导管660的远端接触。

头锥体装置630进入如图19所示的第一个位置之后，锁紧钮676就从其中间位置被放入其前端位置。正如下面所描述的，在近端或远端方向上移动近端手柄678时，把锁紧钮或环676放入其前端位置A就可以让头锥体装置630和内鞘装置650作为一个整体移动，因为锁紧钮676在径向上把植入物推进腔642锁定在顶点释放装置690的内腔上(包括导丝腔620和顶点释放管腔640)。锁紧钮676固定连接到鞘内腔654上。

在描述手柄装置670的各种实施方案如何工作之前，首先简要介绍一下中间位置、前端位置和部署位置之间多腔连接的关系。

当锁紧环处于图10中所示的中间位置时，图48中所示的推进器扣緊弹簧298和图52中所示的远端夹紧体弹簧606就都被松开。这就允许植入物推进腔642以及导丝腔620和顶点释放腔640在手柄体674内自由移动。

当锁紧钮676移动到前端位置时，图48中所示的推进器扣紧弹簧298被衔接上，图52中所示的远端夹紧体弹簧606被松开。因此，鞘腔654(固定连接到内鞘652上)被锁定到植入物推进腔642(固定连接到远端套管644上)，以便近端手柄向远端手柄678向远端手柄642移动时，鞘腔654和植入物推进腔642作为一个整体移动。在这一点上，植入物推进腔642还锁定到导丝腔620和顶点释放腔640(它们通过顶点释放装置690相互锁紧在一起，这在后面有更加详细的描述)。因此，如图11中的虚线所示，当近端手柄678移动到第二个位置时，鞘装置650和头锥体装置630就向远端行进到外导管660之外(见图20和21以及图11中的虚线)。

在这一点上，需要把鞘腔654从支架植入物1撤回，从而把支架植入物1从其近端12到远端14露出，最后整个离开远端14。因此，锁紧钮676移动进入部署位置D就衔接上图52中所示的远端夹紧体弹簧606并松开图48中所示的推进器扣紧弹簧298。这样，植入物推进腔642以及导丝腔620和顶点释放腔640就被锁定在手柄体674上，以便不相对于手柄体674移动。鞘腔654从植入物推进腔642解锁。远端手柄678返回到第三个位置(近端)，因此把鞘腔654拉向近端，从而在近端上把内鞘652从支架植入物1上撤回。

在这一点上，输送装置600只抓住支架植入物1的裸支架30。因此，从头锥体装置630释放裸支架30就最终释放了支架植入物1，这是利用以下所述的顶点释放装置690来完成的。

为了解释上面所说的如何锁紧和释放内腔，参考图33-62。

图33是近端手柄678和锁紧钮676的截面图。推进器扣紧旋转体292置于扣紧套管614和植入物推进腔642之间。图34-39举例说明了推进器扣紧旋转体292的一个特定实施方案。在扣紧旋转体292和植入物推进腔642之间还有一个旋转体294，旋转体294与植入物推进腔642直接相邻。图40-43举例说明了旋转体294的一个特定实施方案。旋转体294和鞘腔654之间安置的是推进器扣紧体296，推进器扣紧体296固定连接到旋转体294和锁紧钮676上。图44-46举例说明了推进器扣紧体296的一个特定实施方案。推进器扣紧弹簧298可操作的把推进器扣紧旋转体292连接到旋转体294上(从而连接到推进器扣紧体296上)。

图48给出了这些部件的分解图，其中O形圈293置于旋转体294和推进器扣紧体296之间。如平面图47所示，波纹环295把鞘腔654连接到推进器扣紧体296的远端突起297上。近端手柄678和锁紧钮676滑动安装在空心手柄体674上(见图10、11和33)，空心手柄体674中装有推进器扣紧旋转体292、旋转体294、推进器扣紧体296和推进器扣紧弹簧298。整个装置可旋转式安装到远端手柄672上，以便把支架植入物1旋转进入位置(见图23和24以及下面的有关说明)。图49举例说明手柄体674的一个特定实施方案。

定位螺丝679从近端手柄678伸出，与推进器扣紧旋转体292中的纵向螺旋沟槽接触(见图36和38)。因此，向近端或远端移动近端手柄678时，推进器扣紧旋转体292就顺时针或逆时针旋转。

图50及以后的图中给出了锁紧钮676的可供选择的实施方案，因为不是通过近端手柄678和推进器扣紧旋转体292的凸轮/跟随装置的特点利用纵向运动旋转推进器扣紧弹簧298，而是将旋转锁紧钮582定位于手柄体674的近端上。旋转锁紧钮582在图51中有三个清楚的位置：中间位置N、前端位置A和部署位置D。这些位置N、A、D的功能对应上述锁紧钮676和近端手柄678的位置N、A、D。

在替代实例中，定位螺钉或销子584通过手柄体674上的长孔675穿入扣紧套管614，通过旋钮582上的长孔583与锁紧钮582相连接。销子584在夹紧套614内的深度很小，因为夹紧套614的厚度比较小。为了对销子584提供附加支承和防止其从夹紧套614内伸出，在夹紧套614的近端外表面配置一个外环6144。由于旋钮582中长孔583的x轴取向和手柄体674中长孔675的y轴取向，当旋钮582滑动到手柄体674的末端上并且定位螺丝584旋入扣紧套管614时，旋钮就固定连接到手柄体674上。之后，当锁紧钮582在中间位置N、前端位置A和部署位置D之间旋转时，扣紧套管614就旋转启动弹簧锁(见图48和52)。

如图53所示，定位螺丝586衔接近端扣紧装置604中的沟槽605，把近端扣紧装置604连接到扣紧套管614上，但允许扣紧套管614绕扣紧体602旋转。图50和53，特别是图59-62给出了扣紧套管614。图53中的近端扣紧装置604在图52中的分解图中有更清楚的表示。近端扣紧装置604的组成部件包括远端夹紧体弹簧606、锁紧垫圈608、紧固件603(尤其，一个安装在近端扣紧体602内螺纹上的螺丝)和近端扣紧体602。图54-58尤其示出了近端扣紧体602。近端扣紧装置604是优选用图50中所示的螺丝585固定连接到手柄体674上的，在图51中隐藏在旋钮582下面。

手柄体674上有一个定位销592，用于衔接锁紧钮582远端的定位孔。定位销592可以只是衔接手柄体674的一个定位螺丝。当把锁紧钮582轻轻地拉向近端时，旋钮则顺时针或逆时针旋转把定位销592放入对应前端位置A、中间位置N和部署位置D的定位孔内。

如图18所示，开始部署支架植入物1时，使用者/医生同时抓住远端手柄672和近端手柄678，在箭头A指示的方向上把近端手柄678向远端手柄672滑动。如图19-21所示，这一动作使柔韧的内鞘652(其中持有压缩的支架植入物1)渐进性从外导管660的内部露出。这一过程在支架植入物1束缚在内鞘652中时允许支架植入物1膨胀到一个较大的直径(如图12所示)，该直径比外导管660的内径大很多，但小于要植入支架植入物血管的内径。优选地，外导管660用聚合物(共挤出物或聚四氟乙烯)制造，内鞘652用编织/织造聚合物或其它类似的材料制造。因此，内鞘652实质上比外导管660更加柔韧。

在这一点上要注意，内鞘652在其近端含有锥体653，远离内鞘652与鞘腔654的连接处(在此连接处内鞘652与远端套管644有相同的直径，内鞘652与远端套管644相互协作以俘获支架植入物1的远端14)。锥体653提供了一个过渡，把支架植入物1装入输送系统600时(图10和11中标示的位置)以及外导管660穿越股血管和髂血管时，这种过渡在很大程度上防止了外导管660的扭结。鞘腔654的一种特定实施方案是，长度约为30-40英寸之间，尤其是36英寸；外径约为0.20-0.25英寸之间，尤其是0.238英寸；内径约为0.18-0.22英寸之间，尤其是0.206英寸。

如图11中的虚线所示，当近端手柄678向远端位置移动时，头锥体装置630和鞘装置650向第二个位置移动，其中如图20和21所示，鞘装置650在第二个位置上从外导管660内完全露出。在图20和21中可以明显地看出，头锥体装置630和鞘装置650从外导管660中露出来时，它们正穿越下行主动脉的弯曲段710。利用荧光法可以通过输送系统各段上和/或支架植入物1上的不透辐射标记进行直观的跟踪。后面对这种标记会有更加详细的说明。例如，使用不透辐射材料制造的或含有不透辐射材料的头锥体630可以观察该输送系统。

注意，如果较硬的外导管660必须穿过主动脉700的弯曲段710，就会有刺穿主动脉700的极大危险，特别是近端下行主动脉710的病变段744，因为外导管660不象内鞘652一样柔韧。但是，由于内鞘652非常柔韧，头锥体装置630和鞘装置650可以很容易地伸入主动脉700的弯曲段710，施加在手柄上的力比现有技术系统所需要的力小很多，而且由于内鞘652的柔韧性使得在弯曲主动脉710血管内腔表面上施加的力没有伤害性。

在图21中所示的第二个位置上，使用者/医生利用头锥体的任何部分上或支架植入物1和/或鞘装置630和650上的不透辐射标记(例如标记631)的荧光跟踪，确定支架植入物1的近端112处于靠近主动脉700病变段744的正确纵向位置上。由于主动脉700中整个插入的装置630和650除了远端手柄672之外还是与手柄装置670的该部分旋转连接的(远端手柄672与外鞘660连接，独立旋转手柄装置670剩余部分旋转)，所以医生只是按需要的方向旋转近端手柄678就能够顺时针或逆时针(图20中用箭头B表示)旋转整个插入的装置630和650。这种特征是极其有利的，因为内鞘652旋转时外导管660不旋转就在需要并进行内鞘652的旋转时消除了股动脉和髂动脉上的应力。

因此，医生可以预先调整支架植入物1，把支架植入物1放在最佳的圆周位置上。图23用图示说明了纵向支撑件40没有处于正确的上部位置上，图24用图示说明了纵向支撑件40处于正确的上部位置上。最佳上表面位置最好靠近图23和24所示的沿主动脉弯曲段周长的最长上纵线。如上所述，当纵向支撑件40沿着弯曲主动脉的上纵线延伸时，纵向支撑件40实质上消除了使用支架植入物1时在其不利径向弯曲上形成扭结的任何可能性，还可以把沿支架植入物1内腔产生的纵向力传递给整个支架植入物1的纵向长度，从而使支架植入物1的整个外表面可以抵制纵向迁移。由于支撑件40的曲率是预先定好的，所以支撑件40无法完全准确地与弯曲主动脉的上纵线一致。因此，支撑件40的最佳上表面位置就是将支撑件40的中间段(在它的两端47之间)尽可能多地靠近弯曲主动脉上纵线。非常理想的植入位置上有弯曲主动脉的上纵线贯穿支撑件40的近半部-近半部定义为支撑件40位于中心线45和近端支撑件环47之间的那一部分。不过，为了充分植入的目的，支撑件40的中心线45与弯曲主动脉上纵线的任何一侧之间可以达到70度的圆周角。充分植入的意思是支架植入物1至少大概对准了。如果植入时支架植入物1与弯曲主动脉上纵线左侧或右侧之间小于70度，如小于40度，那么支架植入物1基本上就是对准了。

在现有技术支架植入物和支架植入物输送系统中，支架植入物一般在一条纵向线上有对称形状的不透辐射标记，至少在与支架植入物相对一侧(一百八十度(180。))的另一条纵线上还有另一个对称形状的不透辐射标记。因此，利用二维荧光法确定支架植入物是否处于正确旋转位置的唯一途径就是让使用者/医生在两个方向上旋转支架植入物，直到确定第一条纵线在上面，另一条纵线在前面。这种操作要求医生做大量的工作，因此是不利的。

根据图27和28图示说明的本发明的一个典型的实施方案，将独特的不透辐射标记232和234定位于支架植入物上，帮助使用者/医生只在一个方向上旋转就能把纵向支撑件40正确定位在正确的主动脉上表面位置上，也就是说，把支架植入物1放入旋转的正确位置所需要的旋转最少。具体地说，支架植入物1有一对形状对称但直接相对的标记232和234，指示使用者/医生需要将支架植入物1向哪一个方向转动才能把纵向支撑件40对准弯曲主动脉的纵线(相对于解剖位置)。优选地，在植入套管10的相对侧(一百八十度(180。))把标记232和234置于植入套管10的最近端12上。

标记232和234在植入套管10上的角度位置取决于纵向支撑件40的位置。在典型的实施方案中，支撑件40在两个标记232和234之间。对这样一种位置的解释是，如果标记232在植入套管10上的0度位置，标记234在180度的位置，那么支撑件40的中心线45就处于90度的位置上。不过，标记的另一种可选择位置可以把标记234置于和第一种角度41(见图1)成90度的位置上。这种定位一定程度取决于使用者/医生观察植入的某种方式，也可根据其它因素而改变。因此，可以按任何有益的方式转动该位置。

在血管内腔放置支架植入物1的典型的辅助设备是荧光镜，荧光镜具有高分辨率的图像增强器安装在自由角度的C臂上。C臂可以便携，可以吊装，或安装在基座上。重要的是，C臂要有全范围的动作获得前后左右的投影而不移动患者或污染已消毒区域。C臂的能力应包括：数字减影血管造影、高分辨率血管造影和路演。

为了把输送系统导入腹股沟介入动脉，首先让患者仰卧在一个无菌区。为了确定放置支架植入物1的准确目标区域，旋转C臂把患者的影像投射成左腹面斜投影，这就打开了胸主动脉弓的径向弯曲获得没有构造重影的最佳造影。患者转动的角度不一样，但通常为40-45度。在这一点上，C臂置于患者的上方，荧光束的中心射线准确地垂直于目标区域。这种放置可以定位标记232和234，从而正确地放置支架植入物1。没能够把荧光束的中心射线垂直于目标区域会造成视差，因荧光x射线射束的发散而导致患者剖析的图像失真，结果就放错了支架植入物1的位置。进行血管造影并在目视监视器上标记出建议的支架植入物放置区。一旦做好标记，患者、手术台和荧光镜C臂都不能移动，否则参考标记失效。然后把支架植入物1放入标记的放置区。

在典型的实施方案中，标记232和234都是半球形的，也就是说，它们大致都是“D”的形状。选择这种形状是因为这种形状提供特殊的便于解读的指示，可立即把使用者/医生引导到纵向支撑件40的正确放置位置。例如，图27展示了标记232和234置于弯曲主动脉最上方上纵线位置时的平面图。正确位置有清晰的图示，因为两个半球的平面直径(flat diameter)在顶部相互对准或直接相互连接，因此标记232和234的两个半球的圆形部分构成一个基本上完整的圆。图28中的立体图也指出了这一位置。

图27和28都举例说明了标记232和234没有对准的情况，因此支架植入物1没有在正确的插入位置上。例如，在图27中，从图23的支架植入物1右端的平面236向其左端看和从轴线11向下看，两个标记232’和234’指示的是逆时针转动的错配支架植入物1。因而，为了以可能最有效的方式(最少的转动)对准标记232’和234’，使用者/医生看到的两个平面直径之间的距离要小于半球曲线最高点之间的距离。因此知道，必须顺时针转动支架植入物1把两个平面直径连接到一起。

图28也有两个标记232”和234”，从图27的支架植入物1右端的平面236向其左端看和从轴线11向下看，这两个标记指示错配的顺时针旋转的支架植入物1。因而，为了以可能最有效的方式(最少的转动)对准标记232”和234”，使用者/医生看到的半球曲线最高点之间的距离要小于两个平面直径之间的距离。因此知道，必须在半球曲线最高点指向的方向上转动支架植入物1把两个平面直径连接到一起；也就是说，必须逆时针转动支架植入物1。

直接相对的对称标记232和234所具有的重要优点是，支架植入物1置于患者体内之后，这两个标记可在患者以后的生命中用于迁移诊断。如果在支架植入物1插入患者体内之后的任何时候采用荧光镜检查或射线检查技术，以及如果以放置支架植入物1时查看的角度查看支架植入物1，那么所观察到的标记232和234的相对位置应该会给检查人员一个非常清晰、即时的决定-支架植入物1是否以转动的方式迁移了。

标记232和234的半球形状只是提供的样本形状。标记232和234可以是允许使用者/医生区分调准和调准转动方向的任何形状。例如，标记232和234可以是三角形，特别是等腰三角形，它的单边在直观上长于或短于两个等边。

如上所述，对准最佳的植入位置依赖于进行植入的医生的技巧。本发明改进了具有纵向和旋转的不透辐射标记232和234的实施方案，实际上不需要旋转标记。特别注意的是，导线610经过弯曲血管和主动脉弓向心脏720延伸，因此需要预先制作输送系统的形状以匹配患者的主动脉。

用金属(最好是不锈钢)制造导丝腔620。这样，导丝腔620可以塑性变形为任何给定的形状。相比之下，顶点释放腔640是用聚合物制造的，倾向于保持其原始形状，没有外力的情况下(如加热)不会塑性变形。因此，为了实现输送装置600的预定型，如图64所示，导丝腔620的预定型就是在导丝腔620的最远端区域622形成弯曲。例如，可以采用上述的荧光镜预操作技术来预先确定形状，其中导丝腔620可以定制为某个患者的主动脉形状。另外，还可以用标准方法把导丝腔620预定型为符合一般的患者。另一种方法是提供工具包，工具包可以用针对患者量身定做的方式对导丝腔620进行预定型，如提供一套输送系统600或一套具有不同曲率半径的导丝腔620。

利用预弯曲的导丝腔620，当头锥体632和内鞘652退出外导管并开始沿弯曲的导丝610行进时，预弯曲导丝腔620自然倾向在移动中把两个弯曲相互最佳地匹配(见图20和21)。防止导丝腔620自转动从而达到这种匹配的主要因素就是绕导丝610转动导丝腔620产生的扭矩。主动脉和装置之间的摩擦也抑制旋转运动。不过，输送系统600的结构自然设计为最大程度减小这种扭矩。如上面关于图15和7的描述，导丝腔620在顶点释放腔640内自由转动，并且只在腔620和640的最近端区域和顶点释放腔640连接。当内鞘652向前经过主动脉弓时，这两个腔620和640只是在顶点释放腔690处旋转连接。这就意味着导丝腔620绕导丝610在顶点释放腔640内的转动是发生在导丝腔620的整个长度上的。由于金属导丝腔620在其长度上相对有旋转弹性，所以最远端段(靠近头锥体装置630)相对于最近端段(靠近顶点释放装置690)的旋转需要非常小的力。换句话说，阻止最远端段转动以符合导丝610弯曲的扭矩是可以忽略的。实际上，该扭矩非常小，以至于阻止导丝腔620对准导丝610的力给主动脉内部，尤其是病变主动脉的解剖内壁造成微小的可以忽略的损伤或者根本没有损伤。

由于本发明输送系统600的结构，当导丝腔620从外导管660伸出时(例如，如图20和21所示，与导丝腔620和顶点释放腔640、支架植入物1、内鞘652一同伸出)，导丝腔620的预定形状造成整个远端装置(包括支架植入物1)沿其纵轴自动和自然地转动。这就是说，导丝腔620的长度和连接性以及制造导丝腔620的材料允许整个远端装置(1、620、630、640、650)自然转动并使预弯曲的导丝腔620与导丝610的弯曲一致-即使把导丝腔620插入与主动脉弯曲完全相反的(一百八十度(180。)主动脉也是这样。无论任何情况，弯曲的导丝腔620会使支架植入物1旋转进入最佳植入位置，即把支撑件40的需要段和弯曲主动脉上纵线之间的角度调整到±70度。此外，对抗导丝腔620旋转的扭力不要太大，以免转动时损伤主动脉。

本发明的自对准特性首先重要的是把支架植入物1装入内套管652中。为了描述相对于导丝腔620的弯曲622放置支架植入物1的支撑件40，规定了X-Y坐标曲线平面，并在图64中出。实际上，导丝腔620是弯曲的，该弯曲622规定了弧面624。

为了保证最佳植入，把支架植入物1装入内鞘652中时，支撑件40上在支架植入物1的中心线45和近端支撑件环47之间的预期点要调整到与弧面624交叉。这种典型的但不是要求的预期点在支撑件40上的位置定位在图1所示支架植入物1圆周上从与近端支撑件环47一致的第一个角度41起始的45度角上。当支架植入物1以典型取向装入时，就可以插入到内套管652内。在装入的过程中，支架植入物1和导丝腔620都是不断旋转保持的。这种装入之后，内套管652缩进外导管660内，输送系统600就可以用生理盐水清洗和对患者使用了。

图65-67用图示说明了远端装置620、630、640和650被从外导管660(见图20和21)推出远端之后的自动调准。图65示出了主动脉700和穿过髂动脉802进入主动脉下行胸部段804之后的远端装置。头锥体装置630正好位于主动脉弓806之前，支架植入物1被束缚在内鞘652内。参考线820在支架植入物1上的纵线上设置于支架植入物1上，该纵线预期对准主动脉弓806的上纵线808(用虚线表示)。在图65中，参考线820还位于预弯曲导丝腔620定义的弯曲624上。从图65可以清楚地看到，参考线820几乎位于弯曲主动脉或弯曲主动脉的下纵线上因此支架植入物1离对准差180度。图66显示了完全位于主动脉弓806内的头锥体630和位于主动脉弓806的入口处的内套管652。利用预弯曲导丝腔620的自对准结构，远端装置从图65所示的位置移动到图66所示的位置导致参考线820几乎向上纵线808顺时针旋转了90度(相对于在下行主动脉中向上看的视角)。在图67中，头锥体装置630已经大致到达了左锁骨下动脉810。现在完成了远端装置的旋转动作，参考线820几乎对准了主动脉弓806的上纵线808。从图65-67来看，还有一个给出的事实就是，预弯曲导丝腔620没有造成内套管652的任何部分用力推压主动脉弓806的内表面这种力可能使主动脉夹层动脉瘤恶化。

注意，当顶点释放装置690处于图15和16所示的锁定位置上时，导丝腔620不必旋转固定方式连接到顶点释放腔640。相反，未标示的自由旋转耦联接头可以在任何位置介入导丝腔620(但最好靠近顶点释放装置690)。这种耦联接头有一个近端段旋转固定地连接到顶点释放腔640，当顶点释放装置690处于图15和16所示的锁定位置时，并且具有固定地连接到所有置于远端的导丝腔620的自由旋转远端段。因而，靠近鞘装置650的导丝腔620永远都是可自由旋转的，因此允许导丝腔620绕导丝610进行轻易的无扭矩旋转。

还要注意，导丝腔的预弯曲段622不需要在厂家制造。如图69所示，随输送系统600提供有弯曲装置，可以让执行植入程序的医生量身制作弯曲622，以符合要植入支架植入物1血管的实际弯曲。因为不同的患者可能有不同的动脉弓弯曲，所以随输送系统600提供了若干个这种弯曲装置，每一种弯曲装置都有不同的弯曲形状。每一种装置还可以有两个侧面，每个侧面有一个不同的弯曲形状，因此减少了装置的数量(如果需要大量的弯曲)。此外，为了输送、存储和使用，所有弯曲装置都可以旋转地连接到一个公共轴上。

为了按照患者的弯曲血管定制弯曲，医生例如可以用荧光镜检查法查看血管(如主动脉弓)并据此确定需要的弯曲，例如使弯曲装置在显示器中显示出来。只要是在圆周上弯曲导丝腔620，任何弯曲装置都可以用于弯曲导丝腔620。

因为预先规定了支撑件40的曲率，所以支撑件40无法准确且完全地对准弯曲主动脉的上纵线。因此，支撑件40的最佳上表面位置将支撑件40的中心部分(在它的两端47之间)尽可能多地靠近弯曲主动脉的上纵线808。非常理想的植入位置具有贯穿支撑件40的近半部的弯曲主动脉的上纵线808近半部定义为支撑件40位于中心线45和近端支撑件环47之间的那一部分。不过，为了充分植入的目的，支撑件40的中心线45与弯曲主动脉上纵线的任何一侧之间可以达到70度的圆周角。

当支架植入物1处于纵向和圆周上的适当位置时(图21)，支架植入物1就可以轻易从内鞘652中移出并植入到血管700内。由于不再需要支架植入物1相对于血管的相对运动，所以需要缩回内鞘652而支架植入物1保留在适当位置上，即没有纵向或圆周运动。支架植入物1的这种不可移动性是这样保证的。首先，头锥体装置630的顶点俘获装置634抓住支架植入物1前端的裸支架30(见图12、22和23)，其次，通过打开锁紧钮676/把锁紧环/钮放入D位置就可以让鞘腔654独立于导丝腔620、顶点释放腔640和植入物推进腔642而移动。如图13、14、30和311所示(并且如在以下所详细说明的)，顶点俘获装置634在转动方向和纵向上牢牢地抓住裸支架30的每一个远端顶点32。

头锥体装置630以及顶点俘获装置634被牢固地附着于导丝腔620(也牢固地附着于顶点释放腔640，至少直到顶点释放为止)。内鞘652牢固地附着于鞘腔654上，它同轴布置在导丝腔620的周围并与近端手柄678固定连接。支架植入物1也在其远端上由植入物推进腔642和远端套管644或内鞘652的锥体653支持。(图25描述的各种腔610、620、640、642、654和660的整个共轴关系只是为了举例的目的，其中一部分可以在图50的手柄装置分解图中看到。)因此，当近端手柄678随锁紧钮676向近端移动到部署位置D时，如图13、22和23所示，鞘腔654向近端移动，带动鞘652一同向近端移动，而导丝腔620、顶点释放腔640、植入物推进腔642和远端套管644基本上保持不动，因此支架植入物1在转动方向和纵向上都保持稳定。

支架植入物1现在就可以最后安装到主动脉700内。为了进行植入，裸支架30必须从顶点俘获装置634释放出来。如图13、14和29-32所示，顶点俘获装置634抓住远端顶点头636和近端顶点体638之间的裸支架30的近端顶点32，这将在下面进行更加详细的描述。远端顶点头636固定连接到导丝腔620上，但近端顶点体638固定连接到顶点释放腔640上，顶点释放腔640与导丝腔620和鞘腔654共轴，并置于二者之间，如图25所示。(如下面所要详细描述的，植入物推进腔642也固定地连接到顶点释放腔640上。)因此，顶点释放腔640和导丝腔620的相对运动把远端顶点头636和近端顶点体638相互分开。

为了形成这种相对运动，在一个典型的实施方案中，顶点释放装置690有三个部分：远端释放件692、近端释放件694和中间件696(在图16和26中表示为夹子的形状)。为了保证远端顶点头636和近端顶点体638始终相互保持固定直到准备释放裸支架30，近端释放件694上形成一个远端平面695，远端释放件692上形成一个近端平面693，中间件696上有近端和远端表面平面对应表面695和693，因此，当把中间件696活动插入到远端表面695和近端表面693之间时，中间件696就用形状锁紧连接(form-locking connection)把远端释放件692和近端释放件694相互坚固。形式锁紧连接是由于两个元件本身的形状而把它们连接在一起，与力锁紧连接相反，力锁紧连接是通过作用于元件上的外力把元件锁紧在一起。

具体地说，如图26所示，夹子696环绕在近端释放件694的远端插塞699周围，近端释放件694可滑动地插在远端释放件692的空心698内。近端释放件694的插塞699可以在空心698内滑动，但空心698内的止挡697防止远端插塞699从空心698回拉超过夹子696的纵向跨度。

为了使远端顶点头636和近端顶点体630之间可以相对移动，用一只手就可以轻易地把中间件696从图16所示的位置移动到图17所示的位置，远端释放件692和近端释放件694在轴向上相向移动(最好是前者向后者移动)。如图14所示，这种动作把远端顶点头636和近端顶点体638分开。因此，裸支架30的远端32自由张开到自然位置，在该位置上裸支架30向血管700释放。

当然，可以用任何种类的接头构成顶点释放装置690，使顶点释放腔640和导丝腔620相对移动。例如，在一个典型的替定实施方案中，中间件696可以是一个可以选择的杠杆，杠杆固定地连接到远端释放件692或近端释放件694上，其长度等于图26中所示的夹子696的宽度。因而，当在远端释放件692和近端释放件694之间利用枢轴衔接杠杆时，部件692和694无法相对移动；当在部件692和694之间利用枢轴脱出该杠杆时，远端释放件692和近端释放件694就自由相对移动。

顶点俘获装置634是本发明的所独有的，通过裸支架30，本发明具有的特征允许在支架植入物1上施加的纵向力从导丝腔620和顶点释放腔640处获得完全的支撑。为远端顶点头636提供远端表面639就实现了支撑-表面639支撑裸支架30的近端顶点32(如图29中所示的远端顶点头636的放大透视图)。俘获时，裸支架30的每一个近端顶点32分别位于远端平面639上，图30和31中有更清晰的说明。远端顶点头636的近端辐条在近端顶点体638的拨爪内移动，当这些部件相向移动时。因此在拨爪和辐条的外环面之间有一个小空间。为了保证裸支架30不进入这一空间(会阻止裸支架30从顶点俘获装置634中的适当释放)，该空间的径向厚度必须小于组成裸支架30的金属丝的直径。最好该空间不大于金属丝的半径。

让远端表面639作为近端32的承载面就确保了每一个远端顶点32从顶点释放装置690张开。远端顶点头636的近端表面641(见图30)靠近近端顶点体638的内表面帮助承载顶点负荷，因为顶点俘获装置634闭合时裸支架30的顶点被俘获在期间。因此，完全俘获裸支架30就把作用在裸支架30上的纵向力全部传递给了导丝腔620和顶点释放腔640，使该装置更加结实。在图31中的近端顶点体638的剖视图中可以清楚地看到这种俘获。要释放裸支架30的顶点32，近端顶点体638相对于图30-33(比较图30和31与图32)向左移动。因为在端件32被俘获时在顶点32和近端顶点体638的“牙齿”之间存在摩擦，所以，顶点32还试图与近端顶点体638一起向左移动。如果允许这样做，可能永远都无法清除“牙齿”让每一个顶点32张开。不过，当近端顶点体638脱离时(图31中向箭头C的方向移动)，与远端表面639的直接接触完全阻止了顶点32随着近端顶点体638向箭头C的方向滑动，以保证自动释放裸支架30的每一个被俘获顶点32。由于近端顶点体638继续向箭头C的方向移动，最终“牙齿”会清除顶点32的相应俘获，裸支架30全部打开。图14和32中指出了远端顶点头部636和近端顶点体638的释放位置，与图17中顶点释放装置690的位置相对应。可以看出，近端顶点体638远端外表面上的锥体在顶点俘获装置634的任意部位上帮助进一步阻止对裸支架30近端顶点32的俘获。在这种结构中，远端表面639承担了裸支架30和近端顶点体638拨爪上的所有负荷。

简单地说，顶点俘获装置634在内鞘652位于前端位置A和内鞘652撤回时(即处于部署位置D时)为置于支架植入物1上的负荷提供支撑。这种结构对裸支架30的并置有利，因为在整个植入套管10部署完成之后释放裸支架30，从而减少了在初始布置点上刺穿血管的可能性。

如图24所示，当支架植入物1完全脱离内鞘652时，近端手柄678则完全处于或接近于图10中所示的第三个位置(部署位置)。

现在，支架植入物1被安全地置于血管700内，可以从患者体内取出装置600的整个部分630、650和660。

图70和71显示图1的支架植入物1的替代结构。图70的支架植入物1000与图1的支架植入物1类似。支架植入物1000有植入物1010和几个支架1020。支架1020连接在植入物套1010的外表面或内表面。支架1020最好缝在植入物1010上。图70所示的支架植入物1000已经在前面对照图1讨论过，因此，为了简短起见，将不再重复相关的特点。

图70显示连杆1040的弯曲端头1047的一个典型实施方案。尤其，连杆1040形成一个环路(无论多角形、卵圆形或圆形)和有一个端部1048，端部继续返回，与连杆1040平行并且离连杆很近。端部1048与连杆1040的相邻部分能够绑结在一起，覆盖两个长度的连杆1040，将端部1048更好地固定在植入物套1010。在这种结构中，连杆1040很少有、甚至没有机会使锋利端头暴露而损伤植入物套1010或安放支架植入物1000的血管壁。

另一种可选择实施方案的支架植入物1000如图71中的支架植入物1100所示。这个支架植入物1100包含植入套1110，植入物套完全覆盖图1和图70所示的裸支架30，在后面的图71至78中称作扣紧支架1130。在图72和74中特别清楚地显示出扣紧支架1130被植入物1110整个覆盖，然而不是整个支架连接在植入物1110的材料上。

至少一些近端顶尖1132(最好三或四个)不连接，以便当抓手通过顶尖开口1134前伸时允许与近端顶尖体638的抓手可释放地连接。当然，在某些应用中，只留一个顶尖1132不连接可能是有利的。每个顶尖1132不连接的部分的最小纵向长度大约是支架纵向长度的百分之十，最大纵向长度大约是支架长度的百分之九十。不连接部分的纵向长度最好在大约百分之三十到百分之四十之间，如图72和74所示，其中显示扣紧支架1130缝在植入物1110的内部。为了便于比较，显示图1和图70的支架近端的图73与图74紧挨着布置。顶尖1132不连接的部分不需要有相同的纵向长度。根据应用，顶尖1132的一个或几个不连接的部分的纵向长度可以不同于顶尖1132其它不连接部分的纵向长度。例如，图75显示一个接近扣紧支架1130的不连接部分最大纵向长度的一个实施方案。

图76和77显示图71的支架植入物1100的近端部分地从柔性内鞘652安放。正如在图76所看到的，当顶尖被夹紧时，顶尖夹持装置634的整个夹持装置都进入支架植入物1100内部。只有远端顶尖头636的最远端部分从支架植入物1100的内部伸出。关于图77，可以看出，扣紧支架1130实际上只有很少的顶尖1132被顶尖夹紧装置634夹持。

这里应当注意，植入本发明的支架植入物1、1000、1100的同时血液从患者的心脏流出。因此，支架植入物1100不能阻塞植入其的血管，为此，在支架植入物1100在血管内部分地或完全扩张以后的任何时间，必须有一个腔通过血流。如果扣紧支架1130的所有顶尖1132被夹持在顶尖夹紧装置634内，那末如果顶尖1132的不连接的部分太短，以至不能提供这种腔，有可能阻塞血管。为了避免这种状况，如果扣紧支架1130只有一些顶尖1132被夹持，如图77所示，那末就有足够大的腔使血液流过植入支架植入物的血管。另一方面，如果大部分顶尖1132不连接，如图75所示，那末所有顶尖1132能够被顶尖夹紧装置634可释放地夹持，同时植入套1110保持完全张开，在支架植入物1100植入过程使血液流过支架植入物1100。

安放扣紧支架1130作为支架植入物1100的近端支架有缺点，因为植入物1100的材料接近扣紧支架1130。如果不支撑，在植入以后这个材料可能向支架植入物1100内部产生有害的移动，减小或阻塞血流。为了防止这种移动，支架植入物还包括一个冠状支架1140。和扣紧支架1130一样，冠状支架1140连接在植入物1120的内侧，如图71、72、74、76和78所示，在这个典型实施方案中，使用和其它支架相同的聚酯缝合线缝在植入物的材料上。当然，冠状支架1140可以连接在植入物1010的外面。在这种结构中，冠状支架1140增大植入物1120的刚性，减少支架植入物1100近端的压扁。

作为选择和/或另外，在图中未示出的远端冠状支架可以在支架植入物1100远端相反一侧连接到植入物1120的内侧或外侧。在这种结构中，这个远端冠状支架1140在植入物1120的远端增加材料的刚性，减少此处的压扁。

植入物1120的材料能够延长和在两个近端冠状顶尖1122之间的整个距离搭桥。但是，应当注意，作为替代或另外，在冠状支架1140的冠状顶尖1122之间植入物1120的材料可以部分地切下，以确定多个在支架植入物1100近端的径向可膨胀法兰部分1124，如图74所示。

支架植入物1100比过去的技术有许多优点。首先，夹紧和冠状支架1130、1140改善了植入物材料与安放支架植入物1100的血管内膜的并置，尤其是在主动脉。第二，通过支架植入物1110近端部分在主动脉弓腔内更好的对正，夹紧和冠状支架1130、1140提供改进的血密性支架植入物1110近端封闭，从而血液不会在脉管系统内膜与支架植入物1110外表面之间通过。

如上所述，如果顶尖夹紧装置634夹紧的顶尖少于扣紧支架1130的全部顶尖，导致在植入过程开口允许血液流过。在图1、13、14和70特别清楚地显示出支架植入物1、1000的植入物10的材料只在裸支架32的中心远端开始。相比之下，图71和73所示的植入物1120的材料从扣紧支架1130的最近端顶尖的近端开始。这样，这个实施方案允许植入物1120的材料伸入血管要远的多(即远至进入弯曲的主动脉弓)。因此，医生能够比图1和图70所示的支架植入物1，1000修复主动脉更远的上游血管。

在图1和70的假体实施方案中，在裸支架32的金属与血管内膜之间有直接接触。与此相反，带有扣紧支架1130的支架植入物1100的结构将植入物1120的材料配置在扣紧支架1130的金属与血管内膜之间。与图1和70的结构比较，这种结构能提供血管与支架植入物1100的近端之间无创伤连接。这个优点对于处理手术切开特别重要—血管内膜处于薄弱状态。

图63显示导管660、内鞘652和头锥体装置630(包括头锥体632、远端顶尖头636和近端顶尖体638)之间的交叉。在该图中，首先，导管660在近端位置，导管不以任何方式覆盖内鞘652。例如，当内鞘652伸出导管660时导管660产生这种位置，如图20和21所示。

然后，内鞘652清楚地显示出伸出状态(由没有画出的配置在这里和向外伸出的假体引起)。内鞘652的最远端位于远端顶尖头636与头锥体632之间。以这种定向，内鞘652处于在伸出导管660的过程所产生的位置，如图20和21所示。由于头锥体632拧入远端顶尖头636的远端，内鞘652的最远端可释放地夹紧在两个零件632、636之间，直到其退出。鞘腔654退出，将被夹紧的内鞘652最远端从夹紧界面向近端拉出。

最后，近端顶尖体638处于邻近远端顶尖头636的退出位置。这个定向只是为显示远端顶尖头636与近端顶尖体638之间的相互作用，因为在使用中不发生分离，如上所述，直到内鞘652从支架植入物1退出和支架30的近端顶尖32已经被释放，如图14所示。

图80是通过导管660、近端顶尖体638的抓手、远端顶尖体636、顶尖释放腔640和导向丝620的截面图。图81是输送系统沿着纵向轴线的远端的截面图。这两个抓手显示出存在于导管660与近端顶尖体638和远端顶尖体636之间的空隙662，为内鞘652流出空间，该内鞘652包围零件636、638和穿过头锥体632和远端顶尖体636之间进入通道664，使得内鞘652可释放地保持在图63所示的位置，直到需要退出内鞘652为止。

图82显示根据本发明的输送系统远端在图20和21中的定向。内鞘652弯曲并且是具有D形标记234的另一种实例。与图27和28所示的在支架植入物1上有两个标记234的结构相反，在内鞘652上只有一个标记234。如图83、84和85中的定向所显示的，标记234使得使用者在植入前看到应当如何将内鞘652定向。

图86-89显示前手柄672的可选择实施方案，前手柄可转动地连接到收手柄674和可转动地装到导管660上。

图90至图119显示输送装置600具有不同特点的其它典型实施方案。

图90显示整个输送装置600，其中头锥体装置630已卸下，以便显示远端顶尖头636。

在输送装置600的近端，放大的图91显示顶尖释放装置690的另一种实施方案。在图91中，近端推杆支承管645环绕两个同轴腔—导向丝腔620和顶尖释放腔640。近端推杆支承管645纵向固定在植入物推腔642的近端，支承管645的直径与植入物推腔642的直径基本相同。由于近端推杆支承管645用于推/拉组合腔642、645，又由于近端推杆支承管645实际上只安放在手柄体内或近端，近端推杆支承管645可以用刚性比较大的材料制成，例如不锈钢。与此相反，植入物推腔642需要有柔性，当其伸出外导管660和进入脉管系统时需要弯曲。因此，植入物推腔642用柔性比较大的材料制成，例如塑料。在图91中，近端推杆支承管645的近端部分切去，以便显示此处的结构，包括导向丝腔620和顶尖释放腔640。

顶尖释放腔640轴向固定在近端顶尖体638上。另一方面，导向丝腔620轴向固定在远端顶尖头636上。因此，顶尖释放腔640相对于导向丝腔620向远端移动使近端顶尖体638的尖端分离，延伸到超过远端顶尖头636的轮辐。为了产生这个相对移动，近端和远端卷边装置621和641分别连接到导向丝620和顶尖释放腔640。远端释放零件692用一个没有图示的定位螺钉连接到远端卷边装置641。近端释放零件694也用一个没有示出的定位螺钉连接到近端卷边装置621。最后，近端路厄氏接头800连接到近端推杆支承管645的最近端，以便腔620、640、645都能注入和/或排出液体，例如盐水。

图92是在图50和51第一次显示的锁球582的另一种实施方案的放大图。为了更好地解释图92的结构，参照图93的分离的夹紧套614，夹紧套614最先在图50、53和59至62显示。夹紧套614纵向用定位螺钉584可自由转动地连接在手柄体674，定位螺钉584伸入到手柄体674的槽675内。定位螺钉584拧入但不贯穿夹紧套的近端，如图93所示。该定位螺钉584伸入到手柄体674的槽675内。当这样连接后，夹紧套614不能相对于手柄体674纵向移动，但是能够沿着槽675的长度确定的弧线转动。定位螺钉584从手柄体674的外圆面伸出，因为定位螺钉进入锁球582的纵向槽583。因此，定位螺钉584也控制锁球582的纵向移动距离。当锁球582静止时，定位螺钉584被弹簧607产生的偏压而推到槽583的远端(见图94)。

第二个定位螺钉592(也叫做定位销)从手柄体674开始，但是不伸入手柄体674内。定位螺钉592然而从手柄体674向外伸出，进入锁球582的三位槽587。因此，定位螺钉592控制锁球582在三个位置的转动。

第三个定位螺钉585拧入手柄体674的螺纹孔和钩环体602的同轴螺纹孔6021内，直到定位螺钉585与手柄体674的外表面平齐。因此，定位螺钉585不从手柄体674的外圆面伸出。

近端钩环装置604第一次在图52显示。在图94，近端钩环装置604显示不同细节。钩环体602有远端内腔6023，其形状用于容纳远端钩环体弹簧606，在这个典型实施方案中是扭力弹簧。锁紧垫圈608用没有图示的螺钉连接到钩环体602的远端，例如在图94中，螺钉在锁紧垫圈608穿过12点钟的位置。为了将钩环体装置压入钩环套614内，如图101和102所示，在近端内腔6024插入远端弹簧垫圈605和近端压缩弹簧607。在手柄体674安装锁球676，如图92所示，将压缩弹簧607压缩在锁球676与弹簧垫圈605的近端表面之间，所述弹簧垫圈605安放在钩环体602的近端内腔6023内。这个压缩力向近端推压锁球676，将弹簧592保持在三位槽675内。弹簧垫圈605的作用是当锁球676在三个转动位置之间转动时防止弹簧607弯曲。当弹簧转动时垫圈605的光滑表面不会挂住压缩弹簧607的远端。

转子装置包括推杆钩环转子292、推杆钩环弹簧298和转子体294。这些零件最先在图34至43和47至48中示出，然后在图95和96中示出。在图95，转子装置用未组装的分解图显示，图96显示组装后的状态。当组装后，推杆钩环弹簧298的两个伸出端分别插入转子体294和推杆钩环转子292的纵向槽2942和2922。因为转子体294的远端直径比推杆钩环转子292的内腔小，装配到槽2922内的弹簧端部必须比装配到转子体294的槽2924内的弹簧298的端部长。

转子体294用两个定位销2926固定在推杆钩环转子292内，在转子体294装入钩环转子292内以后，所述定位销2926压装到钩环转子292的第一个小孔内。这些定位销2926然后穿过圆周槽2944，基本上不接触槽2944的壁，然后穿过钩环转子292上与第一个小孔直接相对的第二个小孔。在这种结构中，转子体294纵向固定，但是在钩环转子292内自由转动。在图113清楚地显示出所述第一个和第二个小孔以及槽2944(为了清楚起见，卸下定位销2926)。

图44到48显示推杆钩环体296及其与鞘腔654的关系。图97和98进一步显示推杆钩环体296及其远端突出部分297的两个视图。鞘腔654的近端穿过卷边环295和跨过突出部分297。然后，将鞘腔654固定在推杆钩环体296，卷边环295被压缩/卷边。这种连接使鞘腔654相对于推杆钩环体296在纵向和转动方向保持稳定。两个销子2962将推杆钩环体296固定在近端手柄678上，从而近端手柄678纵向移动转变成推杆钩环体296在手柄体674内的相应的纵向移动。这些销子2962穿过图114所示的塞子2964，然后进入推杆钩环体296。能穿过塞子2964和推杆钩环体296的销子所具有的长度提供足够的支承，防止手柄678移动而导致销子2962断裂，如果没有塞子2964，就可能发生这种情况。

应当注意，在图97和98中内鞘652近端的锥形扩张是不同的。这是因为图97和98实施方案显示内鞘652只在一侧缝合的扩张部分。因此，当沿着缝合线看时(如图98)，锥体有一个平的侧面。可是当从缝合线转90度的正视图看时(如图97)，扩张部分是锥形正视图。

图98显示的内鞘652还有一个D形射线透不过标记232。在图99标记232是放大的，标记可以用以“X”示意表示的三个缝合点固定在内鞘652上。

图100是图90所示的手柄装置670的远端放大视图。这个远端顶尖头636的实施方案显示出在图29第一次出现的近端部分的另一种实施方案。如在图中所看到的，远端顶尖头636的近端侧是锥形。这个锥形使得远端顶尖头636能够比图29所示的远端顶尖头636更深地进入近端顶尖体638的齿尖之间的内腔。应当注意，在远端的输送系统部分是柔性的，以便这部分能通过弯曲的血管。因此，远端顶尖头636和近端顶尖体638(半刚性零件)的长度尽可能短是合乎要求的。通过允许远端顶尖头636更深地进入近端顶尖体638，两个零件636和638的纵向长度可以更短。

既然已经分别显示和描述了手柄装置670的各个零件，现在可以参照下列描述和图101至105进一步了解组装以后的相互作用和定向。

图101和102显示手柄装置670从锁球676的近端到近端手柄678的远端的近端一半(当手柄678在近端位置时)。图101中的虚线有助于理解这部分结构。应当注意，为了清楚起见，在图101中没有示出鞘腔654。

图102清楚地显示出手柄装置670近端一半所包含的部件。手柄体674被远端手柄678和锁球676的一部分包围。在手柄体674的近端内部有被钩环套614的近端包围的钩环体602。锁紧垫圈608装在钩环体602远端的钩环套614内。

距离锁紧垫圈608的远端有一定距离的是转子装置，如前所述，转子装置纵向固定在近端手柄678上。转子装置包括推杆钩环转子292，转子292包围着推杆钩环弹簧298和转子体294。推杆钩环体296装在转子体294的远端，卷边环295将鞘腔654固定在推杆钩环体296的远端突出部分297上。

图103是图102所示的锁球676的近端部分的放大视图。这些图显示钩环体602内的孔与锁紧垫圈608的对正，以便用没有图示的定位螺钉将两个零件互相拧紧。图103还显示槽605(见图53和93)之间的对正，所述槽605容纳定位螺钉586和将近端钩环装置604连接到钩环套614，以便钩环套614仍然能够围绕钩环体602转动。在图103放大的视图中还能看到穿过钩环体602的三个同轴腔620、640、645。

和图103一样，图104是围绕推杆钩环转子292的手柄装置670远端部分的放大视图。这个图不仅显示转子体294和推杆钩环体296相对于推杆钩环转子292的定向，而且三个同轴腔穿过也很明显。在这个视图中也能看到用于容纳未图示的定位销2926的槽2944。正如所看到的，导向丝腔620和顶尖释放腔640都通过整个推杆钩环体296，但是为了止血的目的，近端推杆支承管645在紧靠转子体294远端后面终止。正是在这个端点，近端推杆支承管645连接到植入物推腔642。在一种典型实施方案中，近端推杆支承管645和植入物推腔642的两部分结构是近端不锈钢腔645和塑料腔642的结合(例如聚氨酯挤塑体)。如上所述，手柄部分的刚性腔645保持刚性，远端手柄672的柔性腔642远端允许腔根据需要弯曲。转子体294的远端也用止血O形圈293对输送系统远端内部进行流体密封。图105是推杆钩环弹簧298周围进一步放大的视图。

通过手柄装置670的横截面图说明了该装置670各个部件之间的相互作用和关系。图106到图118显示的截面图按从近端到远端的顺序。

图106示出了通过锁球676的纵向槽583的第一个横截面图。在这个横截面图中，钩环体602显示充满钩环套614内部的大部分。钩环套614上用于定位螺钉585的固定孔显示与槽583对正。

通过锁球676的三位槽587的第二个横截面表示在图107中。在这个横截面中，钩环体602仍然显示充满钩环套614内部的大部分。钩环体602上用于容纳扭力弹簧606一端的槽6022也显示在图107中。

图108显示了通过锁紧垫圈608前面的钩环体602的第三个横截面。在这个截面，钩环体602的槽6022与钩环套614的近端内侧的槽6143对正，钩环套614在图93看不到，在图59和60的剖视图中可以看到。这个对正只在图108显示，以便理解槽6022和6143的不同深度。和推杆钩环弹簧298一样，远端钩环体弹簧606有不同长度的端部。较短的第一个端部插入到钩环体602的内槽6022，较长的第二个端部插入到钩环套614的槽6143。

在图109所示的近端钩环装置604与转子装置之间的第四个横截面显示出在图101和102描绘的两个装置在空间的分离。在这两个图中可以看到纵向槽6141，如截面图110和111所示，纵向槽6141通过定界对应于凸台2924宽度的空间引导推杆钩环转子292的运动，凸台2924从推杆钩环转子292外圆面伸出。该槽6141允许推杆钩环转子292相对于钩环套614纵向自由移动；同时，这种连接防止独立于钩环套614的转动的推杆钩环转子292有任何转动。因此，当钩环套614围绕其纵向轴线转动时，推杆钩环转子292也转动。图110所示结构的中心的进一步放大图显示在图111。在这个图中，清楚地显示出转子装置部分和中间的钩环弹簧298。

第六个截面图112和放大的第六个截面图113显示推杆钩环转子292与转子体294之间纵向固定但是可以自由转动的连接。在推杆钩环转子292内用于容纳定位销2926(未图示)的两个孔清楚地显示出贯穿转子体294的槽2944内的开放空间。

图114的第七个截面显示推杆钩环体296与近端手柄678通过塞子2964的连接。这个视图还显示手柄装置670内部与路厄氏接头612之间液体的流通。当路厄氏接头612连接到液体供应源时，冲洗液进入转子体294的内腔远端，并且被O形圈293密封和在输送系统远端驱气。图114还显示植入物推腔642延伸穿过开始于O形圈293远端侧之后的手柄体674。

图115的第八个截面显示远端突出部分297，卷边环295在突出部分将鞘腔654固定在推杆钩环体296上。这个图还显示钩环套614与植入物推腔642之间开放的径向空隙。为了防止穿过手柄体674内部空间的比较长的柔性内腔620、640、642移出中心定向(即防止因弯曲而偏离手柄体674的纵向轴线)，沿钩环套614周期地提供滑动隔环6142，如图93和116至118所示。只有在近端手柄678向远端方向移动转子装置和推杆钩环体296时需要这些隔环6142，以防止柔性内腔620、640、642弯曲。因此，隔环6142能够在钩环套614的槽6141内滑动到达和超过钩环套614的远端(如在图93所看到的钩环套614的右侧，又见图117)。每个隔环6142以可滑动的方式固定在钩环套614上。

图117描绘通过远端手柄672内的钩环套614远端的第九个截面。在一个典型实施方案中，远端手柄672绕手柄体674自由转动。在这种实施方案中，外导管660也绕腔620、640、642自由转动，因为外导管660和远端手柄672之间固定，见图118。

图119提供画阴影线的零件表示钩环体602周围的结构部分。在这个视图中卸下了转子装置。

下面的内容描述为了用输送系统植入假体的四种移动和当锁球676在三个不同调整位置时输送系统的在有关的腔之间的相对连接。

第一个移动叫做推进阶段，使用锁球676的位置1。当在位置1时，远端弹簧298与推杆支承管645周围接合，并且将推杆支承管645(和因此植入物推腔642)固定在转子装置292、294。该装置292、294固定在推杆钩环体296内部的转子体294的远端上(用未图示的穿过图98所示的螺纹孔的螺钉2966)。如上所述，推杆钩环体296固定在近端手柄678上，因此，推杆支承管245随着近端手柄678在位置1而移动。

在第一个移动中，整个远端装置用近端手柄678推进到植入部位。因此，当手柄678向远端移动时，所有的腔，包括导向丝腔620、顶尖释放腔640、植入物推腔642/近端推杆支承管645和鞘腔654锁在一起和相应于近端手柄678的移动而向远端移动。由于外导管660纵向固定在远端手柄672，所以在第一个移动中保持纵向固定。在推进阶段腔位移显示在图19至21。

第二个移动叫做初步安放阶段，用锁球676的位置2。在位置2时，远端弹簧298从推杆支承管645分离，近端弹簧606与推杆支承管645周围接合，只将推杆642(没有腔620、640)固定在近端手柄678上，使得鞘腔654(和内鞘652)退回，而所有其它腔分离和保持不动。

在第二个移动中，内鞘654需要向近端方向移动，如图22至24所示。因此，当手柄678向远端移动时，只有鞘腔645随手柄678移动。于是，在锁球676的位置2，鞘腔654锁定在近端手柄678上，并且随着近端手柄678的相应移动而一起向近端移动；所有其它腔，包括导向丝腔620、顶尖释放腔640和植入物推腔642/近端推杆支承管645解锁和保持在向远端安放为止，见图22至24。

第三个移动叫做最后安放阶段，因为在这个移动中，顶尖夹紧装置634完全释放假体远端，如图14所示。此时，顶尖释放腔640相对于导向丝腔620和植入物推腔642/645解锁(用图91的释放机构)。

第四个移动叫做退回阶段，使用锁球的位置4(锁球676的槽587三个位置中的第三个位置)。当在位置4时，远端弹簧298和近端弹簧606从推杆支承管645分离，使用者可以拉推杆支承管645的近端，从植入部位将其拉出。整个内腔装置620和640随同推杆支承管645一起向近端移动，因为随着推杆支承管645向近端移动，释放机构(见图91)被拉动。

自定心尖端

如上所述，裸支架30在近端12提供外向扩张力。裸支架30和近端支架23在装到植入物套10时处于压缩状态，并且也对植入物套10提供外向扩张力。因此，当植入后，这些力使支架植入物1的近端在血管内定心和将植入物套10压向血管壁，防止植入物套10与血管壁之间可能发生渗漏。在支架植入物植入中避免了在近端12的这种渗漏。

因为有些医生担心裸支架可能损坏主动脉壁，尤其是在主动脉切开时，他们喜欢用没有裸支架的支架植入物，例如图72和图74至77所示的支架植入物1100。在这种结构中，近端12能够在主动脉内向上游插入更远，从而将植入物套10安放得靠近心脏。这种植入有许多优点，例如消除了裸支架刺破或损坏血管的可能性和能够治疗靠近心脏的主动脉病变段。

然而，如果去掉裸支架30，将影响到近端12的定心能力。没有裸支架的胸腔植入物的一个缺点是假体近端与主动脉弯曲不能对正，导致植入物近端与主动脉弓内部弯曲不能正确并置。正确并置是所需特征。

支架植入物的性质是代替损坏的血管的直通导管，支架植入物有近端12，用于接受原先由损坏的血管输送的输入液体，见图1。需要将支架植入物开口圆周与安放支架植入物的血管内表面直接接触，因为支架植入物近端与血管壁之间的开口将产生向外和环绕支架植入物的第二血流。在血管中植入支架植入物时避免了这种第二旁通血流，尤其是在主动脉植入支架植入物时这种旁通是不希望的。本发明通过提供一种装置、系统和方法将近端12安放在血管内合乎需要的位置，减小和/或消除这种旁通血流的可能性。

为了便于讨论，将定义几个术语。与支架植入物近端开口相交的平面叫做流入平面。血管内植入近端开口的组织环叫做上游植入环。血管内上游植入环所在的平面叫做植入平面。纵向切线在这里叫做与上游植入环处的植入平面垂直的线。

最理想的支架植入物的植入是流入平面和植入平面是同一个平面。以这种定向，沿上游植入平面的每一个点的纵向切线都垂直于流入平面。这意味着支架植入物近端施加的外向力是沿着与植入平面同一个平面中的直线，从而保证在上游植入环的近端液体密封力最大。

在纵向直血管内植入支架植入物时，流入平面和植入平面基本上是同一个平面。以这种定向，在上游植入环每一点形成最大外向密封力，因此，沿着整个上游植入环圆周形成永久性不渗透密封的可能性最大。

在纵向弯曲血管安放支架植入物时，例如图19至24和65至67所示，植入平面和流入平面不会自然发生同平面性对正。事实上，现有技术的支架植入物和输送系统在支架植入物安放到弯曲血管时不能建立植入平面与流入平面的同平面性对正。因此，当支架植入物植入弯曲血管时，流入平面离开植入平面一个角度，从而在弯曲血管下侧形成间隙。在某些情况下，这个间隙导致植入的支架植入物周围产生不允许的液体流通。

这种不对正的一个主要原因是由于血管弯曲部分内的导向丝的状态。导向丝610在血管内整个弯曲部分不保持定心，如图19至24和65至67示意地显示。相反，在实践中导向丝610沿着血管近似中心轴线上方(外侧)延伸，直到在弯曲血管内至少在一个点实际接触上方弯曲的内表面。因此，弯曲的导向丝不仅向上方弯曲引导支架植入物，而且也向上对支架植入物施加外向力-这个力自然使支架植入物在弯曲血管内偏离中心。

导向丝610的这种不沿轴线延伸示意地显示在图120。其中流入平面300和植入平面400互相有一个夹角α。因为上游植入环12的直径具有由植入物材料开口确定的最大长度，在下部弯曲的血管壁与上游植入环12之间出现下部空隙β。本发明提供支架植入物1100在血管内自动定心的装置和方法，从而使植入平面400与流入平面300基本对正，如图121所示。这里所说的植入平面400与流入平面300基本对正是两个平面之间的夹角小于15度。

当装置安放在主动脉腔时，在弯曲构造部位安放之前改善近端并置的第一个典型实施方案显示在图122和123。以前描述的尖端632的改变如图122所示。新的尖端632′的总长度大于尖端632的长度。远端部分6322′与尖端632有相似的锥形。近端部分6324′是直的，因此沿导向丝延610行进时不能弯曲。这个刚性的近端部分6324′与刚性的远端钩环和近端钩环一起，在输送系统600的头锥体装置630产生伸长的刚性区。当通过弯曲构造时，这个刚性区不随从主动脉的上方弯曲，而是将输送系统的远端向着下方弯曲推进。

图123显示改进的尖端如何推动支架植入物的近端向着弯曲主动脉腔的下方弯曲延伸。如果支架植入物1100的近端12按图所示安放和定心，则近端12在下方弯曲部位将与主动脉壁正确并置。

近端并置改进装置第二个典型实施方案显示在图124至126。在这个实施方案中，尖端632＂含有一组气囊6322＂，当气囊独立充气时，从各自的槽6324＂内伸出。气囊的数量可以是1，2，3，4或更多。在图示的典型实施方案中，有互相间隔120度的三个气囊。当尖端632＂安置在弯曲主动脉以后，哪个气囊充气将取决于槽6324＂的位置。如图125所示，一个气囊6322＂充气使尖端632＂定心；或如图26所示，三个气囊6322＂都充气。

近端并置改进装置第三个典型实施方案采用裸支架30的原始形式。在所有改进的并置实施方案中取消了裸支架30。因为有些医生担心裸支架可能损坏主动脉壁，尤其是在主动脉切开时，本发明建议制造可生物吸收的裸支架。这种裸支架30经过一段时间后溶解，但是能保证植入物近端在安放时能正确对正。因为裸支架被吸收，消除了对主动脉的任何潜在损伤。

近端并置改进装置第四个典型实施方案显示在图127至128。双锥装置410使输送系统600的头锥体装置630在腔内定心。头锥装置在主动脉腔内定心将保证支架植入物1100的近端与主动脉正确对正。双锥装置可以用硅树脂制造。两个相反的锥形零件的根部相邻。当相对挤压两个锥形零件端部时，锥形根部的直径增大。当根部直径增大时，其圆形膨胀与主动脉壁的上方弯曲部位接触，迫使头锥体装置630向主动脉腔中心线移动。当完全扩张时，支架植入物1100的近端13处于所要求的定心位置，准备好安放。应当注意，锥形部件的形状可以改变，以便锥体根部在特殊位置有更大的膨胀。

近端并置改进装置的第五个典型实施方案显示在图129至130。这个定心系统采用能够使输送系统的尖端在主动脉腔内定心的拉丝420。拉丝420装在输送系统内的支架植入物1100与内鞘652之间。拉丝420的一端可以连接到头锥体装置630，例如近端顶尖体638，连续拉丝的另一端连接到输送系统600的近端部分的机构上，可以连接在手柄装置670的近端或顶尖释放装置690上。操纵这个机构时，向近端拽拉丝，产生具有图130所示的两个合力P′和P＂的力P，即使P′是两个合力中较小的力，如果力P足够大，P′将把尖端拉向主动脉下方弯曲部位。图129显示通过拽拉丝520使输送系统远端定心，形成支架植入物1100近端12的定心并置。

近端并置改进装置的第六个典型实施方案显示在图131和132。顶尖钩环装置636、638由两半或三瓣组成。在这种结构中，分裂的顶尖钩环机构能够在主动脉腔进行植入物近端的角度调整，以保证与主动脉壁有最佳并置，如图131和132的比较所示。分裂的钩环使用户能沿着支架植入物1100的近端圆周前后移动某些特殊的顶尖，从而改变流入平面300相对于植入平面400的角度。采用这种程序和系统，医生能调整近端12的定向，保证与主动脉弓内弯曲正确并置。

近端并置改进装置的第七个典型实施方案显示在图133和135中。如上所述，顶尖钩环装置636、638采用一组远端突出钩尖和一个内部堡状部分，以便形成开口，在此开口中可释放地夹持裸支架30的近端顶尖32或扣紧支架1130的近端顶尖1132。代替用顶尖钩环装置636、638，顶尖32、1132分别用图133至135所示的顶尖夹紧机构夹持。推动一个顶尖夹紧机构的拉丝导致支架植入物1100的近端12移动。对一个或多个顶尖夹紧机构的这种推力组合将引起近端12移动到所需要的流入平面300和植入平面400并置。当拽拉丝时，拉丝向近端移动，分别释放对支架顶尖32、1132的夹持。

近端并置改进装置的第八个典型实施方案显示在图136至142。其中尖端632有槽，拉丝环通过槽延伸，当按照图137、141和142延伸时，在安放尖端632的血管内使其定心。该机构由包含在直线结构的槽内的拉丝组成。压缩拉丝导致其从槽内伸出，形成压向血管壁的环，从而使顶尖632在血管内定心。环的伸出可以通过单拉机构推动，例如，通过伸缩滑块驱动。尖端的定心是通过拉动位于输送系统近端的手球(作为一个例子)操纵的。手球用导管连接到拉丝环，所述导管从手球延伸到拉丝换的远端。拉丝环又固定在其远端。拉动手球将引起导管向近端方向移动，导致压缩拉丝环，使其从尖端632伸出，如图137、141和142所示。另外，导管可以包含一个在导管向近端移动时与钩环接合的部件。因此，导管在移动大约四分之三操作行程中，导管上的部件接合钩环，借助手球退回的剩余行程，钩环将释放。

近端并置改进装置的第九个典型实施方案显示在图143。在这种方法中，一个辅助装置430在患者的一个或多个对侧肢引入或径向穿过臂部。引入辅助装置之前、过程中或之后，用输送系统将主动脉支架植入物延伸到主动脉弓进行植入。辅助装置430然后延伸到主动脉弓和压紧输送系统的一部分。例如图3所示，辅助装置430可以通过左侧锁骨下的动脉引入，用于从动脉弓较大的弯曲偏移开输送导管。辅助装置430可以有许多形式。可以是气囊、机械式机构、经股骨的推杆，气囊或机械式机构是实用的。这些原理可以应用于左侧锁骨下的动脉或头臂动脉的附近。

近端并置改进装置的第十个典型实施方案显示在图144至146。在这个实施方案中，具有温度敏感特性的镍-钛与局部加热技术结合，表现出有控制的形状操纵。对输送系统600的一部分在组合到输送系统600之前施加形状记忆弯曲。然后将这些形状记忆部分制成合乎需要的形状，例如直线，并组合到输送系统600中。加热器带440沿着输送系统600分布在与记忆弯曲相邻的部位。如图144至146所示，对记忆弯曲加热引起输送系统600的相邻部分弯曲。如果弯曲是协调的，可以使这些弯曲在体内的输送系统600中以任何需要的方式弯曲，尤其是在血管内使尖端定心，从而以适当的并置植入支架植入物1100的近端12。另外，对超声波敏感的晶体可以用于作加热带。这样，当输入能量时，晶体发热，引起镍-钛记忆部分弯曲到预先规定的记忆形状。

近端并置改进装置的第十一个典型实施方案显示在图147至151。在这个实施方案中，提供具有气囊结构452的空心气囊输送导管450。气囊输送导管450有内孔454，外导管660、头锥体装置630和内鞘652通过内孔454移动。图149至151显示使用本发明的气囊输送导管450的示例方法。首先，气囊输送导管450插入到至少一部分主动脉弓，气囊452充气，以便将气囊输送导管450在主动脉内定心和保持位置，见图147。然后，输送装置600的远端穿过气囊输送导管450，如图148所示。支架植入物1100的近端12在主动脉弓安放，在检验流入平面300与植入平面400满意地并置以后，气囊结构452放气，气囊输送导管450可以退出。最后，按照前面所述的方法植入支架植入物1100。

在图150和151所示的典型的气囊结构652，有三个相互之间有空隙的气囊452，因此在充气后血液能够通过气囊452。这种三气囊装置装置表示在图150和151。

气囊452可以加到外导管660的远端，代替气囊输送导管450。当外导管660在主动脉内处于最远端位置时，气囊结构450充气，头锥体装置630在主动脉内定心。因此，当载有支架植入物1100的内鞘652从外导管660伸出时，头锥装置630在主动脉内定心，内鞘652和头锥装置630可以在主动脉弓内按定心取向延伸。

近端并置改进装置的第十二个典型实施方案显示在图152至155。在这个实施方案中，提供具有气囊结构462的气囊输送杆460。气囊输送杆460插入至少一部分主动脉弓，气囊结构462在主动脉弓上方弯曲部位充气，见图152。然后，输送系统600的远端穿过主动脉和沿着充气的气囊结构462延伸，如图153所示。支架植入物1100的近端12在主动脉弓内安放，在检验流入平面300与植入平面400满意地并置以后，气囊结构462放气，气囊输送杆460可以退出。最后，按照前面所述的方法完全植入支架植入物1100。图155显示这个实施方案的气囊结构462可能的截面构型。

近端并置改进装置的第十三个典型实施方案显示在图156至158。如上所述，垂直于纵向边缘的近端边缘12(见图71)很难在弯曲的血管内定位，在这种情况下，流入平面300与植入平面400有一个角度，如图157所示。为了抵消没有裸支架的近端12的这种不并置，支架植入物1100可以形成非直线近端12′，如图158所示。有了这种倾斜的轮廓，如果较短的一侧(图158中的左侧)置于血管下方弯曲部位，则近端12将于主动脉内侧配合，流入平面300与植入平面400对正，如图158所示。

近端并置改进装置的第十四个典型实施方案显示在图159。尖端632或头锥体装置630形成图159所示的对称扩张器470。这个扩张器在闭合时只是一个圆筒。然而当如图所示张开时，两个外支承表面472对移植支架植入物1100的血管相对的侧面施加压力，从而使头锥装置630和近端12在血管内定心，以便流入平面300与植入平面400并置地植入。

近端并置改进装置的第十五个典型实施方案显示在图160和161。在这个实施方案中，多条拉丝480(例如四条)拧入和穿过输送系统600和连接到顶尖夹紧装置634的四个象限。在输送系统600的近端装有操纵手球或“手柄”482。拉动或以其它方式操纵手球482，拉紧一条或几条拉丝480和移动尖端632。用这种操纵使尖端632按照要求定心，保证流入平面300与植入平面400并置。

近端并置改进装置的第十六个典型实施方案显示在图162和163。因为血液通过植入支架移植物1100的血管流动，可以用流体的性质使支架植入物近端开口与主动脉弓切线垂直，以便达到最佳近端密封。尤其是在输送装置600可以装锥形“风向袋”490。风向袋490的近端直径足够大，以便因入口血流作用而扩张时，风向袋490的近端开口492张开并压向主动脉壁。在这种结构中，风向袋490引导全部血液通过并从远端开口494排出血流。远端开口494制成小于近端开口492。开口尺寸的改变增加风向袋490内的压力。当血流被导入与主动脉同心的通道时，例如通过间隔均匀的一组出口小孔494，平衡的(定心的)压力使支架植入物1100导向部分在安放过程定心。

在图162所示的一种典型结构中，风向袋490的近端492用缝合线连接到顶尖夹紧装置632。风向袋490的远端494可以连接或不连接到在所要安放支架植入物1100的近端12的输送装置600远端的一部分。比较图162和163。应当注意，没有远端连接(图163)可能更优越，因为血流平衡性能可能比有远端连接(图162)更好。如果风向袋490的远端494连接，可以结合血流口采用缝合线断开法，如图162所示。风向袋490的性能可以用不同的孔口直径和总锥度评价。

近端并置改进装置的第十七个典型实施方案显示在图164至169。在这个实施方案中，多个形状记忆金属(例如Nitinol)次管(hypo-tube)500连接到输送装置600，起尖端定心机构的作用，从而使支架植入物1100在定位和安放过程定心。在一种典型实施方案中，两个控制管或控制腔502、504安置在在顶尖释放腔620、640之间、附近或上方。每个次管500的远端506固定在尖端632或靠近该尖端632的内控制管502上。每一个次管500的近端508固定在离开尖端632一定距离的外控制管504上。如图165和166的比较所示，外控制管向前移动使次管500膨胀成“筐”形，从而与主动脉壁接触，使支架植入物1100的近端12在血管内定心。当外控制管504在这个前进位置时，如图164所示，次管500用于在定位过程建立弓形，从而便于进行定心。外控制管504向后移动(退回)减小次管500的轮廓，沿着内控制管502的长度纵向伸展。

为了将这个特点结合到与扣紧支架1130的每个近端顶尖1132连接的支架夹紧装置上，每个次管500有一个小“槽”(略大于扣紧支架1130的拉丝直径)。这个“槽”位于次管500预先形成的弓形中心(见图166、167)。在空心次管500的内侧有刚性释放丝，其作用是与近端顶尖1132接合，从而将扣紧支架1130可释放地连接到输送系统，例如见图133至135。图168和169所示的可释放扣紧保证支架植入物1100可靠的锁定在输送装置600上。在支架植入物1100连接到输送装置600的过程中，扣紧支架1130的顶尖1132置入每个槽510，刚性释放丝在扣紧支架1130上输送，夹紧(固定)扣紧支架1130并将其固定在输送装置600(见图169)。在次管500内抽回刚性丝，即可从输送装置600释放支架植入物1100。预先成形的镍钛金属互化物次管500的扩张可以手动(滑动)或通过子扩张结构来完成。

近端并置改进装置的第十八个典型实施方案显示在图170至172。在这个实施方案中，尖端632′′′已经有可扩张的外扇形(segment)6322′′′，在此实例有三个扇形。尖端632′′′还包括内扩张机构，例如弹簧驱动或推杆驱动机构，将外扇形6322′′′从图170和171所示的位置伸出到图172所示的位置。当尖端632′′′这样延伸时，即在弯曲的血管内定心，从而也使支架植入物1100的近端12定心。

尖端定心实例不限于输送装置600的远端。也可以用导向丝610。更详细地说，在第十九个近端并置改进装置实施方案中，导向丝610可以在远端安装扩张“筐”520，如图173至175所示。筐520可以自扩张或手动扩张，当筐520在紧邻植入平面400的上游时，在主动脉内张开。然后通过导向丝610将输送装置600引导到安放部位。送入支架植入物1100以后，将导向丝610抽回到输送装置600的导向丝腔620，然后与输送装置600一起抽出。

近端并置改进装置的第二十个典型实施方案显示在图176。这个实施方案用一个可拆除的裸支架30′代替生物吸收裸支架30。在安放过程使用这种裸支架30′，但是在确认流入平面300与植入平面400并置以后拆除裸支架30′，提供了原始裸支架30的自定心特点，但是没有因移植支架植入物1100的血管壁内侧长期暴露于裸支架30而导致的有害影响。这个可拆除的裸支架30′可以安装到顶尖夹紧装置634上或作为顶尖夹紧装置634的组成部分。裸支架30′可以固定在远端顶尖头636的近端和可拆卸地固定在支架植入物1100的近端12。分离裸支架30′可以有多种方法。一个典型实例是用在裸支架30′上在近端方向上滑动的回收环使裸支架30’崩塌。随着回收环沿着裸支架30′的每一转向近端行进，向内的径向力施加到每一个近端顶尖32′，足以松开或切断顶尖32′与支架植入物1100之间的接触。另一种典型的裸支架拆除装置是将每个顶尖32′连接到支架植入物1100的钩反向，从而使顶尖夹紧装置634向远端方向移动，从支架植入物1100松开裸支架30′。

预计以上所描述的十九个典型实施方案可以单独或以任何组合使用。

虽然举例说明了本发明的典型实施方案，但要明白本发明并不局限于此。在不偏离所权利要求书所定义的本发明的精神和范围的前提下，许多修改、变更、替代和等同物可以为本领域的技术人员所获得。

Claims (66)

1.在一个弯曲腔内定心植入假体的方法，该方法包括：将假体装载到输送鞘，所述假体有近端，所述鞘具有远端；

在患者体内向弯曲腔推进所述鞘，至少将所述近端安放在弯曲腔内；

在弯曲腔内将假体近端和鞘远端的至少一个定心。

2.根据权利要求1所述的方法，在进行定心步骤之后，还包括在弯曲腔内定心安放假体。

3.根据权利要求1所述的方法，其中假体近端有一个小孔确定流入平面，弯曲腔近端植入部位确定植入平面，还包括通过使流入平面和植入平面基本对正进行定心步骤。

4.根据权利要求3所述的方法，还包括进行定心步骤之后，在流入平面和植入平面基本对正条件下安放假体。

5.根据权利要求1所述的方法，还包括通过用鞘定心装置至少将鞘远端在弯曲腔定心来完成定心步骤。

6.根据权利要求5所述的方法，还包括：

通过将假体部分折叠到小于鞘内孔的尺寸和将部分折叠的假体插入鞘，完成装载步骤；

通过释放在弯曲腔内定心的假体完成安放步骤。

7.根据权利要求1所述的方法，还包括：

提供一个柔性比较大的内鞘作为所述鞘；

内鞘可滑动地配置在刚性比较大的外导管内。

8.根据权利要求7所述的方法，还包括通过下列方法进行推进步骤：

首先将载有内鞘的外导管一起向弯曲腔推进到弯曲腔近端位置；

随后将载有假体的内鞘推进到弯曲腔，而外导管基本上保留在原位。

9.根据权利要求1所述的方法，还包括在主动脉弯曲部分进行定心步骤。

10.根据权利要求1所述的方法，还包括：提供具有确定流入平面和出口平面的管状植入体的假体；

提供植入体流入平面和出口平面之间的所有支架部分。

11.根据权利要求1所述的方法，还包括：

在弯曲腔内通过植入部位放置导向丝；

通过沿导向丝导入载有假体的输送鞘进行推进步骤；

通过在植入部位向离开导向丝的方向至少移动假体近端和鞘远端二者之一进行定心步骤。

12.根据权利要求1所述的方法，还包括提供一个尖端和用尖端进行假体近端对中。

13.根据权利要求12所述的方法，还包括在输送鞘内可滑动地配置尖端。

14.根据权利要求13所述的方法，还包括将尖端可操纵地连接到输送鞘，以便用尖端和鞘执行定心步骤。

15.根据权利要求1所述的方法，还包括：

在输送鞘内可滑动地配置尖端，将尖端安放在鞘的远端；

通过鞘将鞘定心装置连接到尖端；

用鞘定心装置进行定心步骤。

16.根据权利要求1所述的方法，还包括：

在鞘定心装置上提供一个尖端；

在输送鞘内可滑动地配置尖端，将尖端安放在鞘的远端；

通过从尖端扩张鞘定心装置进行定心步骤。

17.根据权利要求1所述的方法，还包括：

在鞘的近端提供一个鞘定心装置；

用鞘定心装置进行定心步骤。

18.根据权利要求1所述的方法，还包括用与鞘分置的鞘定心装置进行定心步骤。

19.根据权利要求18所述的方法，还包括在进行定心步骤之前，将鞘定心装置的中心轴线放置到大致垂直于鞘纵向轴线。

20.根据权利要求1所述的方法，还包括用围绕在鞘外面的鞘定心装置进行定心步骤。

21.根据权利要求1所述的方法，还包括用配置在鞘外表面与鞘插入的腔壁之间的鞘定心装置进行定心步骤。

22.根据权利要求1所述的方法，还包括用配置在鞘内的鞘定心装置进行定心步骤。

23.一种定心植入假体的方法，该方法包括：

至少将假体近端安放在患者的弯曲腔；

在植入假体之前在弯曲腔内将假体近端定心。

24.在弯曲腔内定心植入假体的一种方法，该方法包括：

将假体装载到输送鞘内，所述假体有近端，所述输送鞘有远端；

在推进的第一步，将载有内鞘的外导管推进到接近弯曲腔的位置；

在推进的第二步，将载有假体的内鞘在弯曲腔内至少推进到弯曲腔的近端；而外导管基本保持在原位；

在弯曲腔内至少将假体近端和鞘远端二者之一定心；

完成定心步骤之后，在弯曲腔内安放定心的假体近端。

25.在患者治疗部位植入假体的一种方法，该方法包括：

提供一个具有柔性比较大的内鞘和刚性比较大的外鞘的假体输送系统；

将假体装载到内鞘内；

将含有假体的内鞘装载到外鞘内；

在患者体内向治疗部位推进外鞘，到达距离治疗部位一定距离的给定位置；

将外鞘保持在给定位置；

从外鞘内向治疗部位推出内鞘，至少将内鞘近端安放到治疗部位；

至少将假体近端和内鞘远端二者之一在弯曲腔内定心；

退回内鞘，以便至少部分地将假体植入到治疗部位；

一旦完成假体植入，从患者体内退出内鞘和外鞘。

26.一种血管修复装置，该装置包括：

具有上游端、下游端和内表面的管状植入体；

部分地连接到植入体内表面的扣紧支架，所述内表面覆盖所述支架，扣紧支架的外周面确定上游顶尖、下游顶尖和对应连接相邻的一个上游和下游顶尖的支柱，每个支柱有上游部分和下游部分，至少某些支柱的上游部分与植入体内表面不连接，与不连接的支柱相邻的某些上游顶尖与植入体内表面不连接。

27.根据权利要求26所述的装置，还包括一个冠状支架，冠状支架的圆周连接到植入体的靠近上游端和扣紧支架的上游。

28.根据权利要求26所述的装置，其中下游顶尖连接到植入体内表面。

29.根据权利要求27所述的装置，其中冠状支架连接到所述内表面。

30.根据权利要求27所述的装置，其中：

植入体有外表面；

冠状支架的圆周连接到外表面。

31.根据权利要求27所述的装置，其中冠状支架是确定远端顶尖的扇形环。

32.根据权利要求31所述的装置，其中：

所述扇形环从上游端看有弯曲凸起，弯曲凸起通过远端顶尖互相连接；

所述远端顶尖有V形伸出，V形伸出的尖峰伸向所述扣紧支架的对应远端顶尖，至少在扣紧支架的一对相邻的近端顶尖之间。

33.根据权利要求26所述的装置，其中下游部分大约是所述支柱长度的百分之十至百分之九十之间。

34.根据权利要求26所述的装置，其中下游部分大约是支柱长度的百分之六十至百分之七十之间。

35.根据权利要求27所述的装置，其中上游端确定开口平面，冠状支架连接到所述开口平面的植入体下游。

36.根据权利要求27所述的装置，其中扣紧支架配置在冠状支架下游，其距离能够在扣紧支架被加紧时在植入体内部放置支架夹紧装置。

37.根据权利要求27所述的装置，其中扣紧支架和冠状支架二者中至少一个是从包含镍钛金属互化物、不锈钢、生物聚合物、钴铬合金和钛合金中选择的材料。

38.根据权利要求27所述的装置，其中冠状支架和扣紧支架缝合到植入体上，缝合点间距大约在0.5mm至5mm之间。

39.根据权利要求27所述的装置，其中植入体有一个扩大的直径，冠状支架和扣紧支架有大于上述扩张直径的固定直径。

40.根据权利要求26所述的装置，其中上游顶尖和下游顶尖是圆的。

41.根据权利要求26所述的装置，其中下游顶尖有给定的曲率半径，上游顶尖的曲率半径至少和上述给定的曲率半径一样大。

42.根据权利要求32所述的装置，其中：

所述扣紧支架的支柱大致是线性的；

所述V形伸出具有靠近每一个峰尖的大致线性的支柱。

43.根据权利要求26所述的装置，其中支柱数量在10到20之间。

44.根据权利要求26所述的装置，还包括至少一个支架，所述至少一个支架在圆周连接到扣紧支架的植入体下游。

45.根据权利要求44所述的装置，其中植入体有外表面，至少一个支架缝合到所述内表面和外表面二者中至少一个表面。

46.根据权利要求44所述的装置，其中：

至少一个支架有若干个顶尖；

所述扣紧支架有比至少一个支架的顶尖数量多的若干个顶尖。

47.根据权利要求44所述的装置，其中：

至少一个支架具有近端顶尖和远端顶尖；

下游顶尖的曲率半径大致等于所述至少一个支架的近端顶尖和远端顶尖的曲率半径。

48.根据权利要求47所述的装置，其中扣紧支架的下游顶尖的曲率半径等于与扣紧支架相邻的所述至少一个支架的近端顶尖的曲率半径。

49.根据权利要求44所述的装置，还包括一个冠状支架，冠状支架的圆周连接到所述植入体的上游端附近和扣紧支架的上游，冠状支架和扣紧支架中的至少一个的幅度比所说的至少一个支架幅度大。

50.根据权利要求26所述的装置，其中植入体、上游部分和上游顶尖确定了用于可释放地连接到支架夹紧装置的连接区。

51.根据权利要求27所述的装置，还包括第二个冠状支架，冠状支架的圆周连接到所述植入体的下游端附近。

52.根据权利要求27所述的装置，其中：

所述冠状支架是一个扇形环，扇形环确定从上游端看的弯曲凸起，弯曲凸起通过远端顶尖互相连接；

所述植入体在各对远端顶尖之间至少部分移出。

53.管状植入体，该管状植入体有上游端、下游端和内表面以及支承框架；

支承框架具有：

周向连接到与所述上游端相邻的植入体的冠状支架；

部分地连接到所述冠状支架的植入体下游的扣紧支架，扣紧支架有确定上游顶尖、下游顶尖和支柱的圆周，所述支柱连接各自相邻的上游和下游顶尖，每一根支柱有上游部分和下游部分，至少有一些支柱的上游部分与植入体内表面不连接，与不连接的支柱相邻的某些上游顶尖与植入体内表面不连接。

54.一种血管修复装置，其包括：

具有上游端、下游端和内表面的管状植入体；

部分地连接到植入体内表面的扣紧支架，所述植入体的内表面覆盖扣紧支架，扣紧支架有确定上游顶尖、下游顶尖和支柱的圆周，支柱连接各自相邻的上游和下游顶尖，每一根支柱有上游部分和下游部分，下游顶尖和支柱的下游部分连接到植入体内表面，只有某些上游一半支柱和上游顶尖连接到植入体内表面。

55.根据权利要求54所述的装置，还包括冠状支架，所述冠状支架的圆周连接到与上游端相邻的植入体和所述扣紧支架的上游。

56.根据权利要求54所述的装置，其中至少三个上游顶尖与植入体不连接。

57.根据权利要求56所述的装置，其中夹紧至少三个近端顶尖，确定足够大的中心开口，以便允许液流通过植入体。

58.根据权利要求55所述的装置，其中：

至少三个上游顶尖与植入体不连接；

冠状支架迫使上游端打开，以便当至少三个近端顶尖在植入体内被定心夹紧时允许液流通过植入体。

59.一种血管修复装置，其包括：

具有上游端、下游端和内表面的管状植入体；至少有两个支架的结构框架：

第一个支架的圆周连接到与所述上游端相邻的植入体；

第二个支架部分地连接到第一个支架的植入体下游，第二个支架有一个确定上游顶尖、下游顶尖和支柱的圆周，支柱连接各自相邻的上游顶尖和下游顶尖，每一根支柱有上游部分和下游部分，至少有一些支柱的上游部分与植入体内表面不连接，与不连接的支柱相邻的某些上游顶尖与植入体内表面不连接。

60.根据权利要求59所述的装置，其中第二个支架部分地连接到第一个支架下游并与第一支架相邻的植入体内表面。

61.一个血管修复装置，其包括：

具有上游端、下游端和内表面的管状植入体；

具有至少两个支架的结构框架；

第一个支架的圆周连接到与所述上游端相邻的植入体；

第二个支架部分地连接到第一个支架的植入体下游，第二个支架有一个确定上游顶尖、下游顶尖和支柱的圆周，支柱连接各自相邻的上游顶尖和下游顶尖，每一根支柱有上游部分和下游部分，下游顶尖和支柱的下游部分连接到植入体的内表面，只有某些支柱上游部分和上游顶尖连接到植入体的内表面。

62.根据权利要求61所述的装置，其中第二个支架部分地连接到第一个支架的下游并且与所述第一支架相邻的植入体下游内表面。

63.一种血管修复装置，其包括：

具有上游端、下游端和内表面的管状植入体；

一个周期地改变形状的扣紧支架，用于确定近端部分和远端部分，只有扣紧支架的远端部分连接到植入体。

64.根据权利要求63所述的装置，还包括第二个支架，第二个支架在所述上游端的邻近和扣紧支架上游整体连接到植入体。

65.一种血管修复装置，其包括：

一个具有上游端、下游端和内表面的管状植入体；

一个具有至少两个支架的结构框架；

第一个支架在上游端邻近整体地连接到植入体；

第二个支架，具有周期地改变形状，用于确定近端部分和远端部分，第二个支架只在远端部分连接到第一个支架的植入体下游。

66.一种血管修复装置，其包括：

具有上游端、下游端和内表面的管状植入体；

支承框架，该支承框架具有：

一个冠状支架，该冠状支架沿圆周连接到与其上游端相邻的植入体；

一个扣紧支架，扣紧支架部分连接到所述冠状支架下游并与冠状支架邻近的植入体，扣紧支架有确定上游顶尖、下游顶尖和支柱的圆周，支柱连接到各自相邻的上游顶尖和下游顶尖，每一根支柱有上游部分和下游部分，只有下游顶尖和支柱的下游部分连接到植入体的内表面。

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