支架相關申請本申請要求下列文獻的優(yōu)先權：在2010年12月13日提交的名稱為Stent的美國臨時專利申請序列號61/422,604；在2010年12月20日提交的名稱為PolymerStentAndMethodOfManufacture的美國臨時專利申請序列號61/425,175；在2010年12月21日提交的名稱為Stent的國際專利申請No.PCT/US2010/061627；在2010年12月28日提交的名稱為PolymerStentAndMethodOfManufacture的美國臨時專利申請序列號61/427,773；以及在2011年1月7日提交的名稱為Stent的美國非臨時專利申請序列號13/003,277；全都以其全文引用的方式合并到本文中。技術領域本發(fā)明涉及用于治療體腔的裝置，諸如血管動脈瘤的栓塞等；以及用于制造和使用這種裝置的方法。

背景技術：
在多種臨床情況下需要通過栓塞來閉塞/阻塞體腔、血管和其它管腔。例如，出于絕育（sterilization）目的而阻塞輸卵管，和阻塞修復心臟缺損，諸如卵圓孔未閉、動脈導管未閉、和左心耳、和心房間隔缺損。在這些情形下，阻塞裝置的功能是為了基本上阻擋或抑制體液進入或穿過腔、管腔、血管、空間或缺損用于患者的治療益處/療效。也需要血管栓塞來修復多種血管畸形/異常。例如，已使用血管栓塞來控制血管出血，以阻塞到腫瘤的血液供應，并且阻塞血管動脈瘤，特別是顱內動脈瘤。近年來，用于治療動脈瘤的血管栓塞已受到了很大關注。在現(xiàn)有技術中已示出了多種不同的治療方式。已被示出有前景的一種方案是使用形成血栓的微線圈。這些微線圈可由(多種)生物相容性金屬合金(通常為諸如鉑或鎢這樣的不透射線的材料)或合適聚合物制成。微線圈的示例被披露于以下專利中：美國專利No.4,994,069-Ritchart等人；美國專利No.5,133,731–Butler等人；美國專利No.5,226,911-Chee等人；美國專利No.5,312,415-Palermo；美國專利No.5,382,259-Phelps等人；美國專利No.5,382,260-Dormandy,Jr.等人；美國專利No.5,476,472-Dormandy,Jr.等人；美國專利No.5,578,074-Mirigian；美國專利No.5,582,619-Ken；美國專利No.5,624,461-Mariant；美國專利No.5,645,558-Horton；美國專利No.5,658,308-Snyder；以及美國專利No.5,718,711–Berenstein等人；所有這些以引用的方式而合并到本文中。近來已使用支架來治療動脈瘤。例如，如在美國專利No.5,951,599—McCrory和美國公開No.2002/0169473—Sepetka等人(其內容以引用的方式合并到本文中)中看出，支架可用于加強在動脈瘤周圍的血管壁，而微線圈或其它栓塞材料被前移到動脈瘤內。在美國公開No.2006/0206201—Garcia等人(其也以引用的方式合并到本文中)中看到的另一示例中，致密地編結的支架放置于動脈瘤的口部上方，這減小了通過動脈瘤內部的血液流動并且最終導致血栓形成。

技術實現(xiàn)要素：
在根據本發(fā)明的一實施例中，描述了一種支架，具有由單根編結鎳鈦諾線形成的大體上圓柱形主體。支架的遠端和近端包括多個環(huán)圈，其中的某些包括用于使支架位置可視的標記構件。在根據本發(fā)明的另一優(yōu)選實施例中，描述了一種遞送裝置，具有外導管構件和安置于導管通路中的內推動器構件。推動器構件的遠端包括了在推動器構件主體的相鄰部分上方升高的遠端標記帶和近端標記帶。先前描述的支架可被壓縮于遠端標記帶上方，從而使得支架的近端環(huán)圈和近端標記構件被安置于推動器構件的遠端標記帶和近端標記帶之間。在一示例中，可使用遞送裝置來在動脈瘤的開口上遞送先前描述的支架。動脈瘤優(yōu)選地首先在遞送支架之前或之后被填充微線圈或栓塞材料。在根據本發(fā)明的另一優(yōu)選實施例中，描述了一種雙層支架，其具有類似于先前描述的支架的外錨固支架和由多個編結構件形成的內網層。外支架和內支架的近端通過連接構件或壓接而連接在一起，允許外錨固支架和內網層的其余部分在每一個開始膨脹直徑時獨立地改變長度。替代地，內網層可僅沿著外支架的長度的一部分延伸，并且可在外支架的遠端與近端之間對稱地或不對稱地定位。在一示例中，雙層支架可在動脈瘤的開口上被遞送以修改進入動脈瘤的血液流動。當進入動脈瘤內的血液流動變得停滯時，形成血栓以阻擋內部動脈瘤空間。在根據本發(fā)明的另一實施例中，通過在管、注射器或類似結構內側聚合一種預聚物液體，可以形成單層或雙層支架。經由預圖案化的心軸(聚合物結構在預圖案化的心軸上聚合)或者通過在聚合之后切削聚合物結構，可以在聚合物結構中形成圖案。附圖說明參看附圖，從下文的對于本發(fā)明實施例的描述，本發(fā)明的這些和其它方面、特征和優(yōu)點將能夠是顯然的并被闡明，在附圖中；圖1示出了根據本發(fā)明的優(yōu)選實施例的支架的側視圖；圖2示出了圖1的支架的正視圖；圖3示出了圖1的區(qū)域3的放大圖；圖4示出了圖1的區(qū)域4的放大圖；圖5示出了圖1的區(qū)域5的放大圖；圖6示出了圖1的區(qū)域6的放大圖；圖7示出了根據本發(fā)明的優(yōu)選實施例的推動器構件的側視圖；圖8示出了圖7的推動器構件的局部截面圖，具有在其遠端上受壓縮并且定位于導管中的圖1的支架；圖9示出了定位于動脈瘤的開口上的圖1的支架；圖10示出了可用來形成圖1的支架的根據本發(fā)明的心軸的側視圖；圖11示出了根據本發(fā)明的優(yōu)選實施例的支架的側視圖；圖12至圖14示出了根據本發(fā)明的優(yōu)選實施例的雙層支架的各種視圖；圖15示出了用于圖12至圖14的雙層支架的遞送系統(tǒng)的截面圖；圖16示出了具有由管或材料薄片形成的外支架層的雙層支架的透視圖；圖17示出了圖15的雙層支架的截面圖，示出了雙層支架的兩層的各個可選附連點；圖18示出了根據本發(fā)明的雙層支架的另一優(yōu)選實施例；圖19示出了包括流動轉移層的根據本發(fā)明的支架；圖20示出了具有縮短的流動轉移層的根據本發(fā)明的雙層支架；圖21示出了具有伸長的流動轉移層的根據本發(fā)明的雙層支架；圖22示出了具有不對稱地定位的流動轉移層的根據本發(fā)明的雙層支架；圖23和圖24示出了用于根據本發(fā)明的流動轉移層的可膨脹的線；圖25示出了流動轉移層的一部分，其具有合并于其結構內的可膨脹的線；圖26至圖29示出了用于形成聚合物支架或支架層的根據本發(fā)明的過程；圖30示出了用于形成聚合物支架或支架層的根據本發(fā)明的另一過程；以及圖31至圖36示出了用于形成聚合物支架或支架層的根據本發(fā)明的另一過程。具體實施方式現(xiàn)將參看附圖來描述本發(fā)明的具體實施例。但本發(fā)明可以用許多不同形式實施且不應被理解為限于本文中所述的實施例；而是，提供這些實施例從而使得本公開內容將會全面且完整，且將向本領域技術人員全面?zhèn)鬟_本發(fā)明的范圍。在附圖中示出的特定實施例的詳細描述中所用的術語預期并不限制本發(fā)明。在附圖中，相似的附圖標記指代相同元件。除非另外定義，本文中所用的所有術語(包括科技術語)具有與本發(fā)明所屬領域的普通技術人員通常理解的相同的意義。還應了解，諸如在常用字典中定義的術語應被解釋為具有與其在本公開的上下文中的意義一致的意義，且將不被解釋為理想化的、或過于正式的意義，除非在本文中如此定義。圖1示出了根據本發(fā)明的優(yōu)選實施例的支架100。支架100由單根線102編結或編織在一起以形成大體上圓柱形狀，且具有繞支架100的兩端周邊的多個環(huán)圈104。如在圖1和圖5中的區(qū)域5中看出，單根線102的端部可經由焊接(參看焊接區(qū)域116)、結合劑或類似粘合機構而連接到彼此。一旦在端部焊接或結合的情況下，線102不具有“自由”端。環(huán)圈104中的每一個可包含一個或多個線圈構件106。優(yōu)選地，線圈構件106繞環(huán)圈104的線102而安置，環(huán)圈104的線102如在下文中更詳細地討論，表示支架100的近端和遠端。此外，這些線圈構件106可在遞送裝置內提供額外錨固力，如在下文中更詳細地描述。在一示例中，支架100的遠端包括各自帶兩個線圈構件106的至少兩個環(huán)圈104，并且支架100的近端包括各自帶一個線圈構件106的至少兩個環(huán)圈104。但應了解到，支架100可包括了在任何數量的環(huán)圈104上的任何數量的線圈構件106。優(yōu)選地，這些線圈構件106定位于環(huán)圈104的中心區(qū)附近，從而使得當支架100處于收攏狀態(tài)時，線圈構件106定位于支架100的很遠端或很近端附近。優(yōu)選地，每個線圈構件106包括圍繞環(huán)圈104的一部分而纏繞的線105。每個線圈構件106可包括離散線105(如在圖3中看出)或者單根線105可形成多個線圈構件106(如在圖1、圖3和圖6中看出)。在本優(yōu)選實施例中，某些線圈構件106包括線的離散部段105，而在任一端上的其它線圈構件106由相同連續(xù)線105所形成。如在圖1中看出，線105通過位于支架100的內部或管腔內而連接到支架100的每一端上的線圈構件106。替代地，線105可編結到支架100的線102內。優(yōu)選地，線圈構件106的線105包括不透射線的材料，諸如鉭或鉑。線105優(yōu)選地具有約0.00225"的直徑。替代地，線圈構件106可為不透射線的套筒，其安置于并且粘附于環(huán)圈104上。在一實施例中，在支架100的近端上的環(huán)圈104在環(huán)圈104的每一側上具有一個線圈106(如在圖3中看出)，而支架100的遠端在每個環(huán)圈104的一側上包括僅一個線圈106(如在圖6中看出)。優(yōu)選地，支架100的編結圖案在縮回期間防止遠端線圈106從支架100的外徑暴露或“伸出”。因此，如果使用者決定將支架100縮回到導管內用于重新定位和重新展開，則遠端線圈106將不會俘獲/捕集或接觸所述導管的遠端邊緣，由此最小化在縮回期間原本可能發(fā)生的對支架100的損壞。在縮回期間用于使得遠端線圈106的暴露最小化的一種具體技術是編結所述支架100從而使得線圈102的部分而不是環(huán)圈104側部與線圈106重疊(即，定位于更大外徑位置)。如在圖6中看出，某些更小、較小的環(huán)圈107被編結成與包括線圈106(參看部位109)的環(huán)圈104的第一側104A重疊，而其它較小線圈107在環(huán)圈104(參看部位111)的第二側104B下方編結。在使用者將支架100縮回到導管內時，當支架100的直徑壓縮、由此向內壓在環(huán)圈104的第一側104A上時，較小線圈107向內移動(即，朝向支架通路的中心)。在此方面，較小環(huán)圈107在環(huán)圈104的第一側104A上施加向內或壓縮力。這種配置確保了環(huán)圈104的第一側104A和因此線圈106在縮回期間并不定位于支架100的最外部直徑處、并且因此減小了線圈106俘獲/捕集或鉤住于所述展開導管的遠端上的可能性。如在圖1和圖2中最佳地看出，當相對于支架100的主體的直徑完全地膨脹時，環(huán)圈104向外張開或偏壓到外徑114。這些環(huán)圈104也可膨脹到與主體的直徑相同或更小的直徑。支架100優(yōu)選地具有大小適于人體中的血管52的直徑110，如在圖9中看出。更優(yōu)選地，直徑110在約2mm與10mm之間。支架100的長度大小優(yōu)選地延伸超過動脈瘤150的口部，如也在圖9中看出。更優(yōu)選地，支架100的長度在約5mm與100mm之間。圖7和圖8示出了可用于遞送所述支架100的根據本發(fā)明的遞送系統(tǒng)135。導管或護套133定位于遞送推動器130上，維持著支架100在其壓縮位置。一旦在護套133的遠端已實現(xiàn)了所希望的目標部位(即，與動脈瘤150相鄰)時，護套133可被縮回以釋放支架100。遞送推動器130優(yōu)選地包括芯構件132，芯構件132的直徑靠近其遠端逐漸減小(由鎳鈦諾制成)。芯構件132的錐形端的近端區(qū)包括較大直徑的第一線圈134，其優(yōu)選地由不銹鋼制成并且焊接或釬焊到芯構件132上的適當位置。離盤繞的線較遠的第一標記帶136，第一標記帶136被固定到芯構件132上、并且優(yōu)選地由諸如鉑這樣的不透射線的材料制成。較小直徑的第二線圈138位于標記帶136遠端，并且優(yōu)選地由不銹鋼或塑料套管制成。第二標記帶140位于第二線圈138遠端并且也優(yōu)選地由諸如鉑這樣的不透射線的材料制成。第二標記帶140遠端是芯構件132的窄暴露部段142。最后，盤繞的遠頂端構件144安置于芯構件132的遠端上，并且優(yōu)選地包括諸如鉑或鉭這樣的不透射線的材料。在一示例中，護套133的內徑為約0.027"并且長度為約1米。遞送推動器130也具有約2米的長度。遞送推動器130的部段優(yōu)選地具有以下直徑：芯構件132的近端區(qū)域為約0.180英寸，第一線圈134為約0.0180英寸，第一標記帶136為約0.0175英寸，第二線圈138為約0.0050英寸，第二標記帶140為約0.0140英寸，遠端芯構件部段142為約0.003英寸，并且遠頂端構件144為約0.100英寸。遞送推動器130的部段優(yōu)選地具有以下長度：芯構件132的近端區(qū)域為約1米，第一線圈134為約45cm，第一標記帶136為約0.020英寸，第二線圈138為約0.065英寸，第二標記帶140為約0.020英寸，遠端芯構件部段142為約10cm，并且遠頂端構件144為約1cm。如在圖8中看出，支架100壓縮于遞送推動器130的遠端上方，從而使得在支架100的近端上的線圈構件106定位于第一標記帶136與第二標記帶140之間。優(yōu)選地，近端線圈構件106并不接觸任一標記帶136或140，并且經由在護套133與第二盤繞區(qū)138之間的摩擦力來維持。當遞送推動器的遠端已到達與所希望的目標位置(例如，在動脈瘤附近)相鄰的區(qū)域時，護套133相對于遞送推動器130向近端縮回。當護套133暴露所述支架100時，支架100抵靠著血管的壁152而膨脹，如在圖9中看出。也可通過在近端方向上縮回推動器130來縮回支架100(如果其未被完全展開/釋放)，由此造成標記帶140接觸著所述近端標記帶106，將支架100拉回到護套133內。在示例性用法中，在栓塞裝置或材料（諸如栓塞線圈）已被遞送到動脈瘤150內之后，支架100可被遞送于動脈瘤150的開口上。在此方面，支架100幫助防止治療裝置從動脈瘤150推出并且造成并發(fā)癥或者減小治療效果。在一示例中，線102包括形狀記憶彈性材料，諸如鎳鈦諾，在約0.001英寸與0.010英寸之間的直徑。在支架100的長度上，線102的直徑也可變化。例如，靠近近端和遠端的線102的直徑可比支架100的中部的直徑更厚。在另一示例中，近端和遠端可比中部更薄。在另一示例中，線102的直徑可沿著支架100的長度在較大直徑與較小直徑之間交替。在又一示例中，線102的直徑可沿著支架100的長度逐漸增加或減小。在又一示例中，環(huán)圈104可包括直徑大于或小于包括支架100主體的線102的直徑的線102。在更詳細的示例中，環(huán)圈104的線102的直徑可為約0.003英寸，而支架100主體的線102可為約0.002英寸。在又一示例中，線102的選定區(qū)域可具有減小的厚度，其中線102可在支架100的壓縮和/或膨脹配置中與另一部段交叉。在此方面，支架100的厚度在某些配置中可被有效地減小。例如，如果當處于壓縮配置時在線102重疊的區(qū)域，線102的部段減小，則可減小支架100的總輪廓或厚度，允許支架100可能裝配到更小的遞送導管內?？赏ㄟ^電解拋光（electropolish）、蝕刻或以其它方式減小組裝的支架100的部分而造成直徑減小來實現(xiàn)線102的直徑的這種變化。替代地，線102的區(qū)域可在纏繞或編結為支架100形狀之前而減小。在此方面，可確定所希望的編結圖案，可計算和減小所希望的編結后的減小直徑的區(qū)域，并且最后，支架100可利用改性的線102而編結而成。在另一變型中，預先編結的線102可沿著單個方向成錐形并且編結在一起以形成支架100。在一個示例性制備中，0.0035英寸直徑的鎳鈦諾線被纏繞或編結于心軸160上。如在圖10中看出，心軸160可具有穿過每一端延伸的三個銷162、164、166，從而使得每個銷的每一端的一部分從心軸160的主體延伸出。線102始于一個銷處，并且然后圍繞心軸160的主體順時針纏繞3.0625圈。線102圍繞附近的銷彎曲，然后往回朝向心軸160的另一側順時針纏繞3.0625圈，經過先前纏繞的線部段102的上方和下方。重復這個過程直到在每一端上形成八個環(huán)圈。在另一示例中，心軸160可具有8個銷并且線102纏繞2.375圈。在另一示例中，心軸160可具有16個銷，并且線102纏繞3.0625圈。在又一示例中，心軸可具有在8與16個之間的銷，并且纏繞在2.375與3.0625圈之間。一旦纏繞，支架100在心軸160上被熱定型，例如在約500℃持續(xù)約10分鐘。鎳鈦諾線的兩個自由端可被激光焊接在一起，并且電解拋光從而使得最終的線直徑為約0.0023英寸。最后，直徑為約0.00225英寸的不透射線的線105纏繞到支架環(huán)圈104的不同區(qū)域上，形成線圈構件106。優(yōu)選地，線105纏繞約0.04英寸的長度以形成每個線圈構件106。在另一實施例中，支架100可由多根離散的線而不是單根線102形成。這多根線的端可保持為自由的或者可焊接、粘附或融合在一起以形成環(huán)圈104。在另一實施例中，支架100可通過激光切削、蝕刻、機械加工或任何其它已知的制造方法而形成。線102優(yōu)選地包括諸如鎳鈦諾這樣的形狀記憶金屬?？蛇x地，這種形狀記憶金屬可包括當向血液暴露時腫脹或膨脹的多種不同的治療涂層或水凝膠涂層。線102也可包括生物相容性聚合物材料(例如，PET)或由水凝膠材料構成。圖11示出了支架190的實施例，其類似于先前所描述的支架100，除了支架190的每一端包括三個環(huán)圈104，而不是先前支架100的四個環(huán)圈104。此外，形成線圈106中每一個的不透射線的線105也優(yōu)選地編結到支架190內，連接著在支架190每一端上的線圈104中的至少某些。最后，線102沿著支架190的長度來回編結約12次。圖12示出根據本發(fā)明的雙層支架200的一種優(yōu)選實施例。通常，雙層支架200包括類似于圖1至圖9中所見的先前所描述的支架100的外錨固支架100。雙層支架200還包括安置于錨固支架100的內管腔或通路內的內流動轉移層202。通常，具有相對較小線的支架并不提供充分的膨脹力并且因此并沒有可靠地維持著它們在目標部位處的位置。此外，形成有許多線的現(xiàn)有技術編結支架可具有能戳到或損傷患者血管的自由端。對比而言，較大線難以足夠緊密地編結(即，在相鄰線之間的較大空間)以修改在所希望部位處的血液流動。支架200設法克服這些缺點，這是通過包括一下兩種而實現(xiàn)的：較大線編織錨固支架100而，以提供所希望的錨固力；以及包括較小的線編織流動轉移層202以轉移血液。在一個示例中，流動轉移層202包括了直徑在約0.0005英寸至約0.002英寸之間并且由諸如鎳鈦諾這樣的記憶彈性材料所制成的至少32根線204。這些線204編結或編織在一起呈管形，具有小于0.010英寸的孔隙大小。優(yōu)選地，利用編織機來實現(xiàn)這種編織，其為本領域中已知的并且可將線204編織成規(guī)則圖案，諸如菱形圖案。流動轉移層202可具有具備減小直徑的其線204的區(qū)域，類似于在先前關于支架100的線102所描述的圖案和技術。此外，流動轉移層202可通過激光切削或蝕刻薄管而形成。在本示例中，流動轉移層202的遠端和近端相對于層202的長度垂直。但是，這些端部也可在匹配的、相反或不規(guī)則的角配置中相對于層202的長度成角度。如在圖13和圖14中最佳地看出，雙層支架200的近端包括連接著該錨固支架100與流動轉移層202的多個附連構件206。附連構件206可包括鉭線(在此情況下0.001"直徑)并且可附連到線102和線202的部分。在另一實施例中，流動轉移層202的近端可被壓接到錨固支架100的線102上。在另一實施例中，支架100的部分和流動轉移層可穿過彼此而編結以用于附連目的。在又一實施例中，支架100可形成為具有有眼環(huán)圈(例如，經由激光切削或蝕刻而形成)或者大小允許線202編結穿過以用于附連目的的類似特征。由于錨固支架100和流動轉移層202可具有不同的編結圖案或編結密度，當它們的直徑膨脹時，二者長度將以不同速率縮短。在此方面，附連構件206當在遞送裝置中定向時優(yōu)選地位于錨固支架100和流動轉移層202的近端處或附近(即在與遠頂端構件144相反的端部上)。因此，在支架200展開時，錨固支架100和流動轉移層202二者的長度可減小(或者在若支架200縮回到遞送裝置內的情況下增加)，仍然保持附連到彼此。替代地，附連構件206可定位于沿著雙層支架200的長度的一個或多個部位處(例如，在遠端、兩端、中部、或者在兩端和中部區(qū)域處)。在支架200的一個示例性實施例中，流動轉移層202包括48根線，這些線具有約145ppi密度并且完全膨脹到約3.9mm的直徑。外支架100包括以2.5圈繞組圖案纏繞的單根線，并且完全膨脹到約4.5mm的直徑。當兩層100和202完全膨脹時，長度分別為約17mm和13mm。當兩層100和202在0.027英寸的遞送裝置區(qū)域上受壓縮時，它們的長度分別為約44mm和37mm。當兩層100和202在3.75mm血管內膨脹時，它們的長度分別為約33mm和21mm。在雙層支架200的一優(yōu)選實施例中，流動轉移層202包括直徑介于約0.0005英寸與約0.0018英寸之間的線204和直徑介于約0.0018英寸與約0.0050英寸之間的支架100線102。因此，在線102與線204之間的直徑的最小優(yōu)選比分別為約0.0018比0.0018英寸(或者約1:1的比)并且最大優(yōu)選比為約0.0050/0.0005英寸(或約10:1)。應當指出的是雙層支架200可產生比單獨支架100或流動轉移層200更大量的徑向力(限定為在支架約50%徑向壓縮時所施加的徑向力)。這種更高的徑向力允許雙層支架200具有改進的展開和錨固特征。在雙層支架實施例的一個示例性測試中，單獨的外支架100具有約0.13N的平均徑向力，單獨的流動轉移層202具有約0.05N的平均徑向力并且雙層支架200具有約0.26N的平均徑向力。換言之，支架200的平均徑向力大于或等于流動轉移層202與支架100組合的平均徑向力。應當指出的是，當流動轉移層202在徑向膨脹時在流動轉移層202中的孔隙率(即，開放空間與非開放空間的百分比)改變。在此方面，所希望的孔隙率或孔隙大小可通過選擇不同大小的支架200(即，完全膨脹到不同直徑的支架)來進行控制。下表1示出了在特定目標血管中通過改變支架200大小(即，其完全膨脹的直徑)而可實現(xiàn)的流動轉移層202的不同示例性孔隙率。還應當指出的是，修改流動轉移層202的其它方面，諸如所用的線數量，每英寸緯數(PPI)或者線大小也可改變孔隙率。優(yōu)選地，流動轉移層202當膨脹時具有介于約45-70%之間的孔隙率。關于支架100的孔隙率，類似的技術也是可能的。優(yōu)選地，支架100當膨脹時具有的孔隙率介于約75%與95%之間、并且更優(yōu)選地介于約80%與88%之間的范圍。換言之，支架100優(yōu)選地具有在約5%與25%之間并且更優(yōu)選地在12%與20%之間的金屬表面積或金屬百分比。線數量PPI完全膨脹的支架OD(mm)在目標血管中的膨脹大小(mm)流動轉移層202的孔隙率481452.9mm完全膨脹50%481452.9mm2.75mm56%481452.9mm2.50mm61%481453.4mm完全膨脹51%481453.4mm3.25mm59%481453.4mm3.00mm64%481453.9mm完全膨脹52%481453.9mm3.75mm61%481453.9mm3.50mm67%支架100可“大小過大”或者當處于完全膨脹位置或者目標血管(具有目標直徑)中時相對于流動轉移層202的外徑具有較大內徑。優(yōu)選地，在支架100的內表面與流動轉移層202的外表面之間的差異為介于約0.1mm與約0.6mm之間(例如，在二者之間在約0.05mm與約0.3mm之間的間隙)。通常，對于患者目標血管而言，雙層支架200可略微過大。在此方面，外支架100可略微推入到目標血管的組織內，允許“較小大小的”流動轉移層202維持著相對靠近于或甚至觸及血管組織的輪廓。這種大小可允許支架100更好地錨固在血管內和在流動轉移層202與血管組織之間更靠近的接觸。還應當指出的是雙層支架200的這種“過大的大小”可導致流動轉移層202的孔隙率相對于流動轉移層202的完全膨脹(和通暢/無阻礙)的位置增加約10%至15%，如在表1中的示例性數據中看出。雙層支架200可提供有所改進的跟蹤和展開/部署性能，特別是當與流動轉移層202類似大小和厚度的支架相比時。例如，測試已表明與類似于僅流動轉移層的支架相對比，在雙層支架200從遞送裝置展開或縮回期間需要減小的力量。作為雙層支架200的部分包括外支架100相對于支架200的徑向力和孔隙率減小了遞送系統(tǒng)中的摩擦。優(yōu)選地，雙層支架200可以在約0.2lb與約0.6lb力之間被展開或縮回。通過在流動轉移層202外側上包括支架100，與僅展開/縮回所述流動轉移層202(即，單獨使用的獨立層202，如在圖19中看出)相比，可減小展開力介于約10-50%之間。由于與裸露的流動轉移層202相比雙層支架200需要更少的展開力，則從展開裝置可實現(xiàn)更符合需要的遞送特征。對如圖12至圖14中看出的示例性雙層支架200和對如圖19中所示的單獨流動轉移層202執(zhí)行一個示例性展開和縮回力測試。雙層支架200需要約0.3lb的平均最大展開力和約0.4lb的平均最大縮回力。僅流動轉移層202的支架具有約0.7lb的平均展開力。應當指出的是流動轉移層202支架的縮回在測試中是不可能的，這歸因于沒有鎖定或釋放機構(例如，并無線圈106接觸標記帶140，如在圖15中看出)。優(yōu)選地，雙層支架200包括類似于圖1至圖10的實施例中所描述的那些的外支架100的線102的直徑差異。具體而言，構成支架100的中部區(qū)域的線102具有減小的直徑，而在端部(例如，在環(huán)圈104處)的線102具有比中部區(qū)域更大的直徑。例如，中部區(qū)域可被電解拋光以減小線102的直徑，而支架100的端部可防止被電解拋光、維持它們的原始直徑。換言之，支架100的厚度在中部區(qū)域處更薄。應當指出的是這種中部區(qū)域減小的厚度也適用于并不使用線的外支架的實施例(例如，在圖16中看到的激光切削管支架)。在具有這種直徑差異的雙層支架200的示例性實施例的測試試驗中，展示出相對較低的展開力和縮回力。這些較低的展開力和縮回力可提供所希望的跟蹤、展開和縮回特征。優(yōu)選地，中部區(qū)域的線102的直徑或厚度小于支架100的遠端區(qū)域和/或近端區(qū)域約0.0003英寸與約0.001英寸之間。優(yōu)選地，中部區(qū)域的線102的直徑或厚度小于支架100的遠端和/或近端區(qū)域約10%至約40%之間，并且最優(yōu)選地小于約25%。例如，一實施例包括由直徑為約0.0025英寸直徑的線102所構成的端部和由直徑為約0.0021英寸的線102構成的中部區(qū)域。這個實施例平均在約0.1至0.4lb范圍內約0.3lb的最大平均展開力和在約0.3至0.4lb范圍內約0.4lb的最大平均縮回力。另一實施例包括由直徑為約0.0020英寸直徑的線102構成的端部和由直徑為約0.0028英寸的線102構成的中部區(qū)域。這個實施例平均在介于約0.2至0.3lb范圍內約0.2lb的最大平均展開力和在約0.3至0.4lb范圍內約0.3lb的最大平均縮回力。另一實施例包括由直徑為約0.0021英寸直徑的線102構成的端部和由直徑為約0.0028英寸的線102構成的中部區(qū)域。這個實施例平均在約0.3至0.4lb范圍內約0.4lb的最大平均展開力和在約0.5至0.6lb范圍內約0.6lb的最大平均縮回力。轉至圖15，示出了根據本發(fā)明用于在患者內展開支架200的遞送裝置210。遞送裝置210通常類似于先前所描述的遞送裝置135，包括安置于遞送推動器130上的護套133以維持支架200在標記帶140之上的壓縮位置。如利用先前的裝置，支架200的近端201安置于遠端標記帶140上，并且近端線圈構件106定位于標記帶136與140之間。可通過相對于推動器130在近端縮回護套201來展開支架200。也可通過在近端方向上縮回推動器130來縮回支架200(如果其未被完全展開/釋放)，由此造成標記帶140接觸近端線圈構件106，將支架200拉回到護套133內。如先前所描述的那樣，支架200的近端201包括附連構件206(在圖15中未圖示)，其連接著支架100與流動轉移層202。在此方面，在展開期間當護套133向近端縮回并且所述雙層支架200的遠端部203開始在徑向膨脹時，支架100和流動轉移層202可以以不同速率減小長度。線105的一部分可以以不同圖案沿著支架100的長度而編結。這個長度可對應于內流動轉移層202的長度和位置，由此指示了在手術程序中所述內流動轉移層202相對于使用者的長度和位置。在根據本發(fā)明的另一優(yōu)選實施例中，流動轉移層202可被編結到錨固支架100內。圖16示出了雙層支架300的根據本發(fā)明的另一實施例，包括內流動轉移層202和外支架302。優(yōu)選地，外支架302通過在包括形狀記憶材料(例如，鎳鈦諾)的薄片或管中切削圖案(例如，激光切削或蝕刻)來形成。圖16示出了沿著外支架302長度的多個菱形的圖案。但應了解任何切削圖案是可能的，諸如多個連接的帶、之字形圖案或波形圖案。雙層支架300的截面圖示出了針對附連構件206用于連接外支架302與內流動轉移層202的多個示例性位置。如同先前所描述的實施例中的任何實施例，附連構件206(或其它附連方法，諸如焊接或粘合劑)可位于圖示示例性部位中的一個或多個部位處。例如，附連構件206可位于近端、遠端或中部處。在另一示例中，附連構件206可位于近端和遠端?；蛘?，不使用附連構件206或附連機構用于附連所述內流動轉移層202與所述外支架302。圖18示出了根據本發(fā)明的雙層支架400的另一優(yōu)選實施例。支架400包括附連到外支架402上的內流動轉移層202。外支架402包括經由縱向構件406橋接或連接的多個徑向、之字形帶404。優(yōu)選地，通過將多個構件焊接在一起，在薄片或管中激光切削或蝕刻這種圖案、或者使用氣相沉積技術，可形成支架402。如同先前實施例，流動轉移層202可在遠端、近端、中部區(qū)域、或這些部位的任何組合處附連到外支架402。如在圖12和圖13中最佳地看出，流動轉移層202優(yōu)選地具有靠近支架100的主體端部延伸的長度和在環(huán)圈104構造附近的止擋件。但是，流動轉移層202可替代地包括相對于支架100的任何長度和位置的范圍。例如，圖20示出了雙層支架200A，其中，流動轉移層202的長度比支架100更短并且在縱向居中或者對稱地定位。在另一示例中，圖21示出了雙層支架200B，其中，流動轉移層202的長度比支架100更長。雖然流動轉移層202被示出在支架100內在縱向居中，也設想到流動轉移層202的不對稱定位。在又一示例中，圖22示出了雙層支架200C，其中，流動轉移層202的長度比支架100更短并且在支架100內不對稱地定位。在此示例中，流動轉移層202沿著支架100的近端半部而定位，但是，流動轉移層202也可沿著支架100的遠端半部而定位。雖然流動轉移層202被示出延伸了所述支架100長度的大約一半，流動轉移層202也可跨越支架100的三分之一、四分之一或任何分數部分。轉至圖23至圖25，流動轉移層202可包括一個或多個可膨脹的線500或長絲。優(yōu)選地，可膨脹的線500包括先前所描述的線204，其被涂布著在患者血管中膨脹的水凝膠涂層502。線204可包括形狀記憶金屬(例如，鎳鈦諾)、形狀記憶聚合物、尼龍、PET或甚至完全為水凝膠。如在圖25中看出，水凝膠線500可在未涂布著水凝膠的線204之中編結。替代地，線的部分長度可被涂布著水凝膠以便僅涂布所述流動轉移層202的特定區(qū)域(例如，中心區(qū)域)。在先前實施例中的任何實施例中，支架層中的一個或多個(例如，支架100或流動轉移層202)可主要包括聚合物(例如，水凝膠、PET(滌綸)、尼龍、聚氨酯、鐵氟龍和PGA/PGLA)。通常，可由所希望形狀的容器內的液體預聚物溶液的自由基聚合來制造聚合物支架。在圖26至圖29中可看到一種示例性聚合物支架制造技術。始于圖26，大體上圓柱形心軸602放置于管600內。優(yōu)選地，心軸602可在管600的至少一端上形成不透流體的密封，并且優(yōu)選地管600的相對端部也閉合。在圖27中，液體預聚物被注射到介于心軸602與管600之間的空間內。在預聚物溶液中引起聚合(例如，在40-80℃進行加熱持續(xù)12小時)。一旦聚合，管600和心軸602從實心聚合物管606移除，如圖28所示?？蓻_洗這個管606以排除殘留單體并且在心軸上干燥以維持形狀。最后，聚合物管606可被激光切削、CNC機械加工、蝕刻或以其它方式成形為所希望的圖案，如在圖29中看出。在制造過程中，通過改變管606或心軸602的直徑或長度，也可修改最終支架的長度和厚度。在圖30中看出的另一示例性支架制造過程中，使用離心力來沿著注射器管605內側而分配預聚物溶液。具體而言，柱塞603被定位于管605中，并且使預定量的預聚物溶液604進入到注射器管605內。注射器管605被連接到造成管605在沿著管605的縱向軸線在水平方位自旋的機構(例如，置頂攪拌器水平地定位，并且其旋轉構件連接到管605)。一旦管605實現(xiàn)了充分旋轉速度(例如，約1500rpm)之后，朝向管605的端部牽拉所述注射器柱塞603，引入諸如空氣的氣體。由于預聚物溶液現(xiàn)在具有更多的空間來擴展，離心力造成均勻的涂層形成于管605壁上?？墒褂脽嵩?例如，熱槍)來起始并且隨后加熱(例如，40-80℃持續(xù)12小時)聚合。然后從管605移除固體聚合物管，被洗滌以排除殘留單體，在心軸上干燥，并且然后激光切削、CNC機械加工、蝕刻或以其它方式成形為所希望的圖案。圖31至圖36示出了根據本發(fā)明用于形成聚合物支架的另一示例性過程。首先轉至圖31，塑料或可降解的桿608放置于管600中并且魯爾轉接器610連接到管600的每個開口。桿608在其外表面上具有雕刻或凹陷圖案(例如，通過激光機械加工、CNC機械加工或其它合適方法形成)，呈最終支架所需的圖案。當桿608放置于管600中時，這些圖案形成隨后由預聚物604所填充的通道。換言之，桿608的外徑和管600的內徑使得防止預聚物604移動到通道或圖案化區(qū)外側。如在圖32中看出，注射器612被插入于魯爾轉接器610內并且預聚物溶液604被注射到管600內，如在圖33中看出。預聚物溶液604填充到桿608的表面上的圖案內。注射器612從魯爾轉接器610移除并且通過加熱聚合物溶液604(例如，40-80℃持續(xù)大約12小時)來完成聚合。將桿608從管600移除，如在圖34中看出，并且放置于有機溶劑浴622中，如在圖35中看出。有機溶劑浴622溶解了桿608，僅留下具有與桿608的表面相同圖案的聚合物支架622(圖36)。應當指出的是可通過改變桿608的表面上的圖案、桿608和管600的直徑、桿608和管600的長度和類似尺寸，來控制支架622的不同方面。通過激光切削，CNC機械加工、蝕刻或類似過程，額外修改也是可能的。盡管已關于特定實施例和應用描述了本發(fā)明，但本領域技術人員根據本教導內容能生成額外實施例和修改而不偏離所要求保護的發(fā)明的精神或超過其范圍。因此應了解本文的附圖和描述以舉例說明的方式提供以便利于理解本發(fā)明并且不應認為限制本發(fā)明的范圍。