减少外周植入支撑架中的回缩的制作方法
【技术领域】
[0001] 本发明涉及用于身体外周血管的球囊扩张的聚合物支撑架。
[0002] 发明背景
[0003] 本发明一般涉及对适于植入身体内腔的可径向扩张的内置假体进行处理的方法。 "内置假体"相当于放置在身体内的人造装置。"内腔"指管状器官如血管的腔。支架和支 撑架是这种内置假体的实例。支架和支撑架通常都是用于保持开放并且有时扩张血管或其 他解剖学内腔例如尿道和胆管的节段的圆柱形装置。为了本公开，术语"支架"与"支撑架" 的使用，除非另有指出，否则暗示用于形成圆柱形装置载荷承载部分的材料类型。"支架"由 生物稳定或不可降解的材料制成。
[0004] "支撑架"由生物可降解、生物可吸收、生物可再吸收或生物可溶蚀的聚合物制成。 术语生物可降解、生物可吸收、生物可再吸收或生物可溶蚀指的是材料或支架从植入位置 降解、吸收、再吸收或者溶蚀掉的性质。例如，US2011/0190872中所述的聚合物支撑架预期 在体内仅停留有限的一段时间。该支撑架由生物可降解或生物可溶蚀的聚合物制成。在很 多治疗应用中，支架在体内存在有限的一段时间直至完成其预期的功能例如维持脉管畅通 和/或药物递送可能是必须的。此外，已表明与金属支架相比，生物可降解支撑架使得解剖 内腔的改善治愈变为可能，这可能导致晚期血栓形成降低的发生率。在这些情况下，期望用 聚合物支撑架治疗血管，尤其是生物可溶蚀的聚合物支撑架，而不是支架，从而使假体在血 管中存在有限的持续时间。
[0005] 支撑架可以用于治疗血管的动脉粥样硬化性狭窄。"狭窄"指身体通道或孔口的 变窄和收缩。在这些处理中，支撑架强化身体血管并预防血管痉挛和急性闭塞，以及绷住解 剖。支撑架也减少血管系统中血管成形术后的再狭窄。"再狭窄"指在已明显成功的治疗 (如通过球囊血管成形术、支架或瓣膜成形术）后在血管或心脏瓣膜中狭窄的复发。
[0006] 支撑架一般使用导管植入，导管从容易进入的位置插入，然后前进穿过脉管系统 到展开位置。支撑架起初维持径向的压缩或塌缩状态，以便能被导引通过身体内腔。就位 后，支撑架通常经由支撑架在导管上被携带在其周围的球囊的充气而主动展开。将支撑架 装载并卷曲在导管的球囊部分。在支撑架装载在球囊上的情况下将导管经腔引入并将支撑 架和球囊放置于病变位置。接着使球囊充气以将支撑架扩张至更大的直径来将它植入于病 变处的动脉。最理想的临床结果需要正确的支撑架尺寸和展开。
[0007] 用于冠状血管的支撑架必须满足若干基础的、功能性的要求。由于展开后其支撑 着血管壁，支撑架必须能够承受施加于支撑架上的结构载荷，例如径向压缩力。因此，支撑 架必须具有足够的径向强度。展开后，尽管有可能施加于其上的各种力，支撑架必须在其整 个使用寿命期间足以维持其尺寸和形状。尤其是，尽管有这些力，支撑架必须足以使血管以 规定的直径维持期望的处理时间。处理时间可以相当于血管壁重构所需的时间，其后支撑 架对于血管壁维持期望的直径不再是必须的。
[0008] 可以以下方式的一些，通过与用来形成支架的金属材料对比，来描述考虑用作 聚合物支撑架的聚合物材料，例如聚（L-乳酸）（"PLLA"），聚（L-乳酸-共-乙交酯） ("PLGA")，聚（D-乳酸-共-乙交酯）或含少于10%的D-乳酸的聚（L-乳酸-共-D-乳 酸）（"PLLA-共-PDLA"），以及PLLA/PDLA立体络合物。适宜的聚合物具有低的强度重量 比，这意味着需要更多的材料以提供与金属的机械性能相当的机械性能。因此，撑材必须做 得更厚和更宽以具有支架将内腔壁支撑在期望半径所需的强度。用这类聚合物制成的支 撑架也往往是脆的或具有有限的断裂韧性。该材料固有的各向异性和率相关非弹性性质 (即，根据材料形变速率变化的材料的强度/刚度）仅使得聚合物，特别是生物可吸收的聚 合物例如PLLA或PLGA使用中的这种复杂性增加。
[0009] 植入冠状动脉的支架主要经受通常本质上是周期性的径向载荷，这是由于当血液 栗入或栗出跳动的心脏时血管周期性的收缩和扩张。然而，植入外周血管或冠状动脉外的 血管例如髂动脉、股动脉、胭动脉、肾动脉和锁骨下动脉的支架必须能够同时承受径向力和 挤压或箍缩载荷。将这些支架类型植入接近身体表面的脉管。因为这些支架接近身体表面， 所以它们特别容易受到挤压或箍缩载荷，这些载荷可以使支架部分或全部塌缩并由此阻塞 脉管中的流体流动。
[0010] 与设计为主要抵抗径向载荷的冠状动脉支撑架相比，外周支撑架必须考虑箍缩或 挤压载荷与径向载荷的显著差异，Duerig，Tolomeo, Wholey，Overview of superelastic stent Design，Min Invas Ther&Allied Technol 9(3/4)，第 235-246 页（2000 年）和 Stoeckel， Pelton， Duerig， Self-Expanding Nitinol Stents-Material and Design Considerations，European Radiology(2003年）中讨论了金属支架的这种差异。支架相 应的挤压和径向刚度性能也会有明显不同。因此，通常来说，支撑架具有一定程度的径向刚 度也不表明支架具有的箍缩刚度的程度。这两个刚度性能不相同，甚至不相似。
[0011] 除了挤压载荷，用于外周血管的支撑架，与冠状动脉支撑架相反，经历非常不同 的随时间变化的载荷至如此程度使得支架的适用性，即其径向强度/刚度的传统测量， 不精确测量外周植入的支撑架（"外周支撑架"）是否具有在所需要的持续时间在外周 血管内提供支撑的时间依赖性机械性能。这是由于外周支撑架放置于与冠状动脉支撑 架显著不同的环境中。血管尺寸更大。且血管的运动要更多，尤其是位于附器附近时。 因此，用于外周血管的支撑架将需要能承受更复杂的载荷，包括轴向、弯曲、扭转和径向 载荷的组合。参见例如 Bosiers，M. and Schwartz，L，Development of Bioresorbable Scaffolds for the Superficial Femoral Artery， SFA:CONTEMPORARY ENDOVASCULAR MANAGEMENT ('Interventions in the SFA 〃章节）。外周植入的支架和支撑架面临的这些 和相关的挑战在US2011/0190872(律师案号104584. 10)中也有所讨论。
[0012] 球囊扩张的支撑架，当塑性形变至卷曲状态，并从卷曲状态通过球囊充气时，可能 表现出高度的回缩。尽管已经提出了一些具有前景的方法以减少回缩，但存在改进用于减 少回缩的这些方法的持续需求。
【发明内容】
[0013] 为了这些需求，本发明提供用于减少支撑架回缩的方法。所述方法包括使用相同 或不同的球囊向位于近期植入体内血管位置的支撑架的内腔内的球囊施加保持的球囊压 力和/或后扩大。在一个实施方案中，在将支撑架引入身体前，将支撑架卷曲至球囊导管的 球囊上并包封于鞘中以最小化回缩（导致不希望的球囊直径的增加）。在将支撑架引入身 体前移除鞘。在球囊已经在血管位置扩张支撑架后，以这样一种方式使相同或不同球囊充 气以便减少或最小化所植入支撑架的急性回缩和/或更长期的回缩（导致不期望的支撑架 直径的减小）。
[0014] 在一个实施方案中，通过显著增加保压时间，改变了标准球囊充气方案。保压时间 可以包括维持恒定压力或者它可包括球囊压力的柔和或轻微的脉冲。根据该第一方法，保 压时间可以是2分钟、5分钟、10分钟、2到5分钟、大于2分钟或者5到10分钟。
[0015] 在冠状血管中保压时间与其中停止血流高达一小时或更长时间仅会造成麻木的 外周相比是更不允许的。但在冠状动脉中，缺乏充足血流相同量的时间可能造成心肌梗塞。 对于冠状动脉球囊扩张支架，可以有30秒保持时间。
[0016] 在另一实施方案中，循环地施加球囊压力，根据需要或每个循环的持续时间循环 可以是一个循环、两个循环、三个循环或更多个循环。施加球囊压力的函数形式可以包括阶 梯的、修正的正弦/余弦的、和抛物线的压力类型的压力曲线。每个函数包含以下度量：
[0017] ?工作时间（即充气后的保持时间），停歇时间（即充气和下一次充气之间的时 间）
[0018] ?频率=循环/秒（每秒的保持-停歇序列的数；即时间周期的倒数）
[0019] ?阶梯的最大高度（即充气直径：参照直径的最大比，在阶梯函数的情况下此最大 高度与恒定高度相同）
[0020] ?工作时间期间的形状（压力曲线的一阶和二阶导数可以定义其形状）
[0021] 〇除了准确阶梯函数，形状可以是逐渐升高（从开始到峰值压力）接着从峰值逐 渐延迟。在一个实施方案中，在一段时间内存在逐渐升高至峰值/从峰值逐渐下降如此使 得没有停歇时间。
[0022] 〇压力可以快速升高，然后逐渐衰减，或者逐渐下降然后快速升高，如此使得没有 停歇时间。
[0023] 另外，可以以如下方式将靶病变初始直径考虑在内：
[0024] ?支撑架展开之前可以使靶病变以10~20 %的膨胀比预扩大（这与第1循环相 一致）
[0025] ?支撑架展开之前可以使靶病变预扩大至更和缓的值5~10%的膨胀比（这与第 1循环相一致）；并且可