具体实施方式

准确放置在所有医疗干预中是理想的，但是在首先部署端部的关键区中，这一点至关重要。这样的区包括在血管分叉部处和分支血管处，使得植入物不会进入或干扰不需要治疗的血管部分。这样的分叉部存在于下腔静脉处，在那里所述分叉部分支成右髂静脉和左髂静脉，如以下更详细描述的。

如图1中所示，当髂动脉将髂静脉压迫在脊柱上时，梅-瑟纳综合征或髂静脉压迫综合征发生在外周静脉系统中。图1展示了在腹主动脉的分叉部附近的椎骨、右髂总动脉和左髂总动脉以及在下腔静脉的分叉部附近的右髂总动脉和左髂总动脉。所述分叉部总体上出现在L5腰椎附近。因此，可以看到，图1示出了L5腰椎以及腹主动脉和下腔静脉的分叉部的下后视图。

如图所示，强壮的右髂总动脉已经压迫了髂静脉，使其变窄。如果并非典型，这是梅-瑟纳综合征的一种可能的表现。随着时间的推移，这种变窄可能引起血管瘢痕形成，这可能导致管腔内变化，所述管腔内变化可能促使髂股静脉流出阻塞和/或深静脉血栓形成。如上所谈论的，静脉功能不全(即，其中穿过静脉的血流受损的病症)可能最终导致各种有害病理，包括但不限于疼痛、肿胀、水肿、皮肤变化和溃疡形成。静脉功能不全典型地由静脉高压引起，静脉高压是由于持续静脉阻塞和无能(或次能)静脉瓣而发展的。用于静脉流出阻塞的当前治疗包括抗凝、血栓溶解、球囊血管成形术和支架术。

图2展示了右髂总动脉在左髂总静脉上的标准重叠。所示的动脉包括分支成左髂总动脉1501和右髂总动脉1502的腹主动脉1500。所示的静脉包括分支成左髂总静脉1504和右髂总静脉1505的下腔静脉1503。将理解，图2中所展示的粗略图表示对面向上躺下的患者的俯视视图(即，在腹主动脉1500和下腔静脉1503的分叉部的位置处的患者的下后视图)。相对强壮且强健的右髂总动脉1502在左髂总静脉1504上的重叠可以通过向下压在静脉1504上、将其挤压在脊柱上、限制流动并最终引起血栓形成并且潜在部分地或完全地使左髂总静脉1504及其上游的所有(即，除其他之外，左腿中的静脉系统)凝血而引起梅-瑟纳综合征。

图3展示了沿着灰色虚线截取的图2所示的动静脉系统的截面。在示意图中示出的是右髂总动脉1600、左髂总静脉1601以及脊椎的椎骨1602(可能是腰脊柱的L5腰椎)。如可以看到的，右髂总动脉1600由于其强壮的、强健的构造(除其他潜在的因素之外)而基本上是圆柱形的。那个强壮的、强健的动脉已经向下压在左髂总静脉1601上，直到它几乎完全失去开放性，即，它几乎完全被夹断。将理解，梅-瑟纳综合征可能确实涉及下面的左髂总静脉1601抵靠腰脊柱的椎骨1602的这种严重夹紧/挤压。然而，还将理解，梅-瑟纳综合征可能涉及下面的左髂总静脉1601抵靠椎骨1602的少得多的夹紧/挤压。实际上，本文公开的实施方案适于治疗各种程度的梅-瑟纳综合征，包括由右髂总动脉1600对左髂总静脉1602的完全挤压/夹紧。本文公开的其他实施方案适于治疗各种程度的梅-瑟纳综合征，包括但不限于对下面的左髂总静脉1601在约10％-95％、约15％-90％、约20％-85％、约25％-80％、约30％-75％、约35％-70％、约40％-65％、约45％-60％、以及约50％-55％之间的挤压/夹紧、或可以使用本文公开的设备中的一个或多个设备来获得治疗的任何其他的挤压/夹紧。

总体上，本文公开的支架包括通过柔性连接件连接的交替互连撑条的周向环。支架可以具有由可扩张材料形成的各种配置的开放或闭合单元。可以通过机械扩张/致动(例如，球囊可扩张)或自扩张(例如，镍钛诺)来实现最终扩张的植入配置。本文所述的支架的示例性实施方案是包括超弹性或形状记忆合金材料的自扩张植入物，但是所述支架不限于此，并且可以由球囊可扩张材料形成。根据本公开文本的一个方面，可扩张支架在沿着支架长度的不同位置处具有不同大小的径向力、抗挤压性和柔性，而同时，在支架的扩张配置中，不同位置具有相同或相似的直径。

如图6中所展示的，示例性支架10包括高径向/挤压力段14、高柔性段18以及在高径向/挤压力段14与高柔性段18之间的过渡段22。如图6中所展示的，示例性支架10可以包括在支架10的端部处(例如，邻近于高柔性段18(所示的配置)或邻近于高径向/挤压力段14(未示出的配置))的增强环26。在根据本文所述的原理的实施方案中，例如，具有高径向/挤压力段14和高柔性段18的支架10可以从单个管(诸如，镍钛诺)切割，但是也可以从在长边缘焊接在一起以形成管状结构的平片材形成或切割。虽然在本文展示了过渡段，但是应注意，不包括过渡段的混合支架被认为在本公开文本的范围内。

总体上，径向力是指径向阻力(RRF)和慢性外展力(COF)两者或任一者。如图4中所示，径向阻力是围绕支架的周边作用在支架上(朝向支架的中心)的外力。慢性外展力是支架从支架的中心的方向向外施加的力。支架的慢性外展力将使支架对其插入所在的血管施加力，以抵抗塌陷并保持血管打开。图5展示了如本文所使用的抗挤压性。抗挤压性是当经受平板/焦点压挤载荷时支架的力。虽然图6中的径向力向量方向展示了慢性外展力，但根据本公开文本的原理的径向力可以是径向阻力，所述径向阻力与慢性外展力相比与抗挤压性更相关。图中所展示的向量意在指示方向，而非大小。虽然径向力和抗挤压性可以是相关的，但它们不必彼此驱动。因此，支架可以被设计成具有高抗挤压性(平板/焦点)但不具有高径向力。可以在不同的测试配置中独立地测试这样的属性。

增强环可以是在支架的端部部分处具有更大刚度/抗挤压性的区。“更大刚度”在此是指具有的刚度/抗挤压性大于支架的邻近于增强环的一部分。具有更大刚度的增强环可以提供进入支架和穿过其中具有植入物的血管的良好流入。虽然在本文中被描述为“增强环”，但是具有更大刚度的区可以由上覆支架端部的附加结构(例如，“环”)提供，或者替代地可以是其中撑条结构实际上更强的区(例如，因为形成具有更大刚度的区的材料固有地较刚性、单元结构较紧密、撑条较厚等)。例如，增强环可以具有不同的支架几何形状，例如，不同的撑条宽度或简单地是完全连接的环。

在图7中展示了增强环的示例性实施方案。如在图7中可以看到的，构成增强环的环撑条中的多个通过柔性连接件/桥连接到相邻环，而不是在邻近的高柔性段中。

回到支架结构，如图6中所展示的，具有长度L0的支架10的长度包括具有径向力和/或抗挤压性RF1的高径向力段14和沿着高径向/挤压力段14的长度L1的柔性F1。即，高径向/挤压力段14的径向/挤压阻力RF1相对大于支架10的其余部分，并且例如可以在0.75至1.00N/mm的范围内。高径向/挤压力段14的柔性F1也可以相对低于支架10的其余部分。柔性是通过偏转角来评估/测量的。根据本文所述的原理，高径向/挤压力段可以被设计成承受具有0-60度屈曲范围的长期耐久性(疲劳)测试。

相对高径向/挤压力段14预期被放置在血管中的易于被压迫或挤压的血管区域中(诸如，由梅-瑟纳综合征引起的下面的左髂总静脉1601夹紧/挤压在椎骨1602上)，如图3中所展示的。高径向/挤压力段具有直径D1。

支架的长度L0还包括高柔性段18，所述高柔性段具有比沿着高柔性段18的长度的高径向/挤压力段14相对更大的柔性。此外，根据本公开文本的原理，高柔性段18具有长度L2、直径D2和径向力(抗挤压性)RF2以及柔性F2，其中RF2<RF1并且F2>F1，使得高柔性段比高径向/挤压力段14更柔性。根据本文所述的原理，高柔性段可以被设计成承受具有0-140度屈曲范围的长期耐久性(疲劳)测试。例如，高柔性段18的径向阻力RF2可以在0.50至0.70N/mm的范围内。

支架10的长度还可以包括在高径向/挤压力段14与高柔性段18之间的过渡段22，其中过渡段22具有长度L3、直径D3和径向力或径向阻力(抗挤压性)RF3以及柔性F3，其中RF1>RF3>RF2，并且F1和F2>F3>F1。过渡段22的径向力或径向阻力(抗挤压性)RF3和柔性F3可以在过渡段22的长度L3上变化或可以沿着过渡段22的长度L3是恒定的。

高径向/挤压力段14、过渡段22和高柔性段18中的每一者具有不同的径向力、抗挤压性和柔性，这可以由支架10的每个段中的不同环结构提供。如可以在图6中观察到的，高径向力段14可以具有单元结构，所述单元结构具有相对较大的周期性、可以由较刚性的环撑条和柔性连接件形成和/或可以具有更闭合的单元结构或其他结构，以相对于高柔性段的径向力或抗挤压性赋予所期望的径向力或抗挤压性。例如，撑条几何形状、较厚/较宽的撑条提供更大的径向强度，围绕支架/环几何形状的圆周的顶点的数量可以全部向上或向下驱动径向力，并且通过桥连接件和更多环连接件到相邻环的配置/连接可以增加径向力。类似地，高柔性段18可以具有相对较小周期性的单元结构、可以由相对更柔性的环撑条和柔性连接件形成和/或具有更开放的单元结构。过渡段可以具有单元结构，所述单元结构将高径向/挤压力段的环撑条和柔性连接件的几何形状过渡到高柔性段的几何形状，或者过渡段可以具有与高径向/挤压力段和高柔性段不同的单元结构。在根据本文所述的原理的实施方案中，例如，具有高径向/挤压力段、过渡段和高柔性段的支架可以从单个管(诸如，镍钛诺)切割，但是也可以由任何其他合适的装置形成。

在图6的说明性实施方案中，支架的每个段具有基本上相同的直径，使得D1≈D2≈D3。在另一个实施方案中，支架可以是渐缩的，使得D1>D2>D3。如本文所述，一个支架可以治疗一定范围的静脉血管直径。本发明的支架结构可以允许单个支架治疗多个血管尺寸，因为施加在血管上的力在一定范围的直径(3-4mm)上保持相当一致。这不同于常规支架，因为大多数常规支架需要针对它们正在治疗的血管来专门设定尺寸(即，扩大尺寸0.5mm-1.0mm)。因此，大多数常规支架是以2mm增量(例如，10mm、12mm、14mm等)提供的。根据本文所述的原理的适应性直径简化了医生的尺寸确定并且允许单个支架治疗长静脉段，因为静脉直径总体上沿近侧方向在直径上减小。

可设想，高柔性段18的长度L2将大于高径向/挤压力段的长度L1，所述高径向/挤压力段的长度将大于过渡段的长度L3。

图8中示出了根据本公开文本的原理的支架110的结构的示例性实施方案。如图8中所展示的，沿着支架110在任何给定环112处的直径DS基本上相同(D1≈D2≈D3)。在图8中所展示的实施方案中，高径向/挤压力段(梅-瑟纳综合征“MTS”区段)114、过渡段(过渡区段)122和高柔性段(主体区段)118中的每一者具有类似的单元图案。在这种情况下，可以通过改变撑条和/或柔性连接件132的厚度或撑条与其他撑条和/或与柔性连接件的角度关系和/或柔性连接件本身的角度，来改变段的径向力或抗挤压性RF。

应注意，诸如垂直、厚度、相同、类似等术语以及其他尺寸和几何术语不应被视为在其应用中严格或完美。而是，应基于几何和其他尺寸参考术语与采用它们的支架110的可接受制造公差和功能需要的对应关系来解释它们。例如，术语“垂直”应被理解为由于制造缺陷或在支架设计110中切割或形成的实际有意的弯曲而提供合理量的角度变化。而且，任何厚度、宽度或其他尺寸应基于设计的公差和功能需要而不是理想化测量来评估。

另一方面，撑条128的厚度是其在总体上垂直于撑条宽度测量的径向方向上的深度，如图8中所示。撑条厚度128通常对应于在蚀刻、研磨和其他处理之后从其激光切割支架110的管的壁厚度(外径减去内径)。但是，本文公开的支架的实施方案不必限于从具有预定壁厚度的圆柱形管进行激光切割。它们还可以由平片材形成或切割，所述平片材在长边缘处焊接在一起以形成管状结构。

环112中的每个环包括多个环撑条128，所述多个环撑条互连以形成交替的顶峰或顶点120和凹谷124。如图8中所示，环撑条128中的每个环撑条总体上是直的。在图8至图9中所示的一个实施方案中，支架110包括通过多个柔性连接件132连接的多个环112。环112沿着支架110的长轴线116以间隔开的关系布置。连接件132在环112的相邻对之间延伸。环112和连接件132中的每一个包括多个互连的撑条。这些撑条的尺寸和取向被设计成根据本公开文本的原理提供柔性和径向/挤压刚度。

图8中所展示的示例性混合支架110可以由根据ASTM F2063为超弹性的镍钛诺管材制成。支架规格可以进一步如下：电解抛光后：零件的AF温度为19+/-10摄氏度。混合支架可以被设计成治疗尺寸范围从12mm至20mm的一定范围的髂股静脉。这些尺寸是示例性的并且根据本公开文本的原理的支架不限于此。

图9A、图9B和图9C展示了图8的实施方案的高径向/挤压力段114(图9A)和高柔性段118(图9B)的撑条和连接件结构在图8所示的位置处的细节。图9C示出了孔眼119的几何形状的详细尺寸，其中不透射线(RO)标记物将被插入以帮助医生在荧光检查下部署支架的位置。

图9A展示了高径向/挤压力段114的环撑条128a。图9B展示了高柔性段118的环撑条128b。

如可以理解的，支架的缩短对于支架的放置可能是个特别的问题。实际上，具有更大柔性的支架趋于更缩短。准确放置在所有医疗干预中是理想的，但是在首先部署端部的重要区中，这一点是极感兴趣的。这样的区包括在血管分叉部处和分支血管处，使得植入物不会进入或干扰不需要治疗的血管部分。这样的分叉部存在于下腔静脉处，在那里所述分叉部分支成右髂静脉和左髂静脉，如以下更详细描述的。

如本文所述，根据本文所述的原理的支架包括高径向/挤压力段和高柔性段。高径向/挤压力段及其更刚性的结构将具有最小的缩短，并且因此，可以允许更准确地放置在其所植入的血管中。图10展示了根据本公开文本的原理的支架的粗略放置。图10展示了分支成左髂总静脉1504和右髂总静脉1505的下腔静脉1503。将理解，图10中所展示的粗略图表示对面向上躺下的患者的俯视视图(即，在下腔静脉1503的分叉部的位置处的患者的下后视图)。为了简单起见，腹主动脉及其分支未在图10中示出，但在以上图2中示出。在本文所述的一个方面中，顶峰-凹谷配置(例如，如果与高柔性段一起使用)可能不会明显缩短。

如图10中所展示的，根据所述原理的多段支架10被放置在左髂总静脉1504中。支架10的高径向力段14可以被允许延伸到髂静脉1503中，但是高径向力段的端部预期被放置成位于左髂总静脉1504和髂静脉1503的连接位置(junction)处。高柔性段18远离高径向力段14以及高柔性段18与高径向/挤压力段14之间的过渡段22延伸。

为了促进支架10在左髂总静脉1504和髂静脉1503的连接位置处的放置，支架10可以具有邻近于高径向力段14的扩口端部，如图11中所展示的。远侧扩口区段由半径‘r’控制。示例性扩口尺寸包括2.5mm x 5.0mm和5.0mm x 5.0mm，但根据本公开文本的原理的支架扩口不限于此。支架的扩口远端可以用于将支架放置在诸如髂总静脉1504和髂静脉1503的两个血管的分叉部处。本文所述的递送系统上的预加载支架配置允许支架的远侧扩口区段从递送系统部分地部署，从而允许操作者将支架的张开区段定位在两个血管的分叉部处。递送导管在中心前进到待治疗的血管分叉部(在这种情况下是左髂总静脉1504)。如果在植入物上设置不透射线标记物，则操作者可以使用不透射线标记物使支架的部分部署的扩口区段坐落在分叉部连接位置处。一旦部分部署的支架的中心扩口端部处于适当的部署位置并且坐落在分叉部连接位置处，则可以部署支架的其余部分。

在本发明的一个方面中，单独的延伸支架50可以连同支架10被包括。图12中展示了单独的延伸支架50的实施方案。如图12中所展示的，单独的延伸支架50是管状的并且可以是类似于上述混合支架10中的高柔性段18的高柔性段。在本公开文本的一个方面中，单独的延伸支架50可以包括多个环152，所述多个环包括互连以形成交替的顶峰或顶点160和凹谷164的多个环撑条158。如图12中所示，环撑条158中的每个环撑条总体上是直的。环撑条158可以连接到柔性连接件162。环152沿着支架110的长轴线116以间隔开的关系布置。柔性连接件162在环的相邻对之间延伸。单独的延伸支架50还可以包括位于管的任一端或两端上的增强环。这些撑条的尺寸和取向被设计成根据本公开文本的原理提供柔性和径向/挤压刚度。环152和连接件162中的每一个包括多个互连的撑条。单独的延伸支架由可扩张材料或诸如镍钛诺等自扩张材料制成。单独的延伸支架50可以从单个管(诸如，镍钛诺)切割，但是也可以从在长边缘处焊接在一起以形成管状结构的平片材形成或切割。

在图13中展示了示例性延伸支架。图13中所展示的延伸支架可以由根据ASTMF2063为超弹性的镍钛诺管材制成。支架规格可以进一步如下：电解抛光后：零件的AF温度为19+/-10摄氏度。延伸支架可以被设计成治疗尺寸范围从8mm至16mm的一定范围的髂股静脉。这些尺寸以及图中所展示的尺寸是示例性的，并且根据本公开文本的原理的支架不限于此。

单独的延伸支架50被放置在左髂静脉1504中邻近于混合支架10的高柔性段18，并且可以与混合支架10的端部重叠，如图14中所展示的。在图示中的重叠区域由附图标记200指示。混合支架10和单独的延伸支架50的放置可以同时使用同一递送设备来执行。具有预卷曲的延伸支架的第二递送导管可以被引入到治疗血管中并接近先前部署的混合支架的近端。具有卷曲的延伸支架的导管将被插入到混合支架的近端中、被定位，并且支架将利用两个支架上的不透射线标记物来部署，以实现适当的重叠(例如，1cm)。在另一个方面中，延伸支架可以作为独立支架被植入。

应注意，除了混合支架10之外，如本文所述的延伸支架可以与其他支架组合用作“主支架”。在使用中，延伸支架可以用于允许放置的变化。

此外，延伸支架可以包括增强环，其中增强环可以是在支架的端部部分处具有更大刚度/抗挤压性的区。“更大刚度”在此是指具有的刚度大于支架的邻近于增强环的一部分。具有更大刚度的增强环可以提供进入支架和穿过其中具有植入物的血管的良好流入。增强环可以使得延伸支架更容易相对于主支架来放置，例如，通过在使端部重叠时减轻端部的挤压。此外，为了促进放置，延伸支架的端部和/或将要与其相邻放置的支架可以涂覆有聚合物，诸如，聚氨酯或PTFE。而且，延伸支架可以包括锚固件、孔眼、不透射线标记物或其他特征以帮助放置延伸支架。延伸支架还可以与主支架一起递送，或者可以单独地递送至血管。

延伸支架可以经由适当的进入部位(例如，颈静脉、腿弯部等)来递送。延伸支架可以被制成是“双向的”，使得它可以被预加载到递送导管上而不特别考虑递送方向(例如，颈静脉、腿弯部等)。例如，可以从治疗区域上方或从治疗区域下方进行递送。这样的双向性可以通过延伸支架的几何形状对称以使得延伸支架的端部具有相同的几何形状来促进。支架可通过同轴递送导管来递送。在本公开文本的另一个方面中，新型递送设备可以包括可以被加载到导管上的筒和也加载到导管上的混合支架。筒可以由操作者翻转以用于逆行或顺行。支架可以对于递送方向(例如，颈静脉、腿弯部等)来预加载到递送导管上。

如可以理解的，实际的支架环的几何形状可以不同于本文所公开的，只要支架10包括第一区段，所述第一区段具有比支架的第二区段相对更高的径向力或抗挤压性，所述第二区段具有比第一区段相对更高的柔性。还可设想，单独的延伸支架50具有类似于混合支架10的高柔性段的柔性。在美国专利申请号15/471,980和15/684,626中教导了用于混合支架10和延伸支架50的段的示例性支架几何形状，所述申请出于全部目的通过引用结合于此，如同在本文完全阐述一样。

图15A和图15B展示了根据本公开文本的原理的处于压缩状态的支架的高径向/挤压力段的示例性实施方案的“切割”(平面/展平)视图。图15A展示了根据本文所述的原理的支架的高径向/挤压力段214的支架几何形状。图15A和图15B展示了处于压缩状态的示例性高径向/挤压力段。图15B展示了根据本公开文本的原理的图15A中所展示的实施方案的高径向/挤压力段的顶点的放大视图。示例性高径向/挤压力段214包括由多个连接件232连接的多个环212。环212沿着支架高径向/挤压力段214的长轴线以间隔开的关系布置。连接件232在环212的相邻对之间延伸。环212中的每个环包括多个互连的撑条228。这些撑条的尺寸和取向被设计成提供相对高的径向/挤压力，使得支架段具有与相邻过渡段或高柔性段相比更高的抗挤压性(参见图6和图8)。

环212中的每个环包括多个环撑条228，所述多个环撑条互连以形成交替的顶峰或顶点240和凹谷242。如图15A和图15B中所示，环撑条228中的每个环撑条总体上是直的并且具有主撑条宽度224和撑条长度230。主撑条宽度224是撑条沿周向方向的宽度，但是被调整成与撑条的边缘成大约直角。换言之，主撑条宽度224是对应于环212的撑条的最外周向表面的边缘到边缘测量。

连接件232中的每个连接件本身包括连接件撑条234。在本实施方案中，连接件是单个连接件撑条234，但是连接件设计不必限于单个撑条。如图15A中所展示的，每个连接件撑条234的端部236连接到相应的环撑条228。多个连接件撑条中的每个连接件撑条234从其连接到相应环212中的相应环撑条228的端部朝向相邻环212延伸。连接件撑条234沿既不平行于也不垂直于支架高径向/挤压力段214的纵向轴线的方向延伸。如图15A中所展示的，在所展示的实施方案中的高径向力段的这个方面中，连接件232连接到相邻环中的环撑条228，所述环撑条沿纬度方向从所述连接件延伸所自的环撑条偏移。即，如所展示的，连接件234从环撑条228连接到环撑条的紧邻的两个位置上方的位置(在所展示的实施方案中，在两个连接的顶点之间存在两个未连接的顶点)。换言之，在一些实施方案中，每个环撑条228未必通过连接件连接到相邻环中的另一个环撑条。在另一个方面中，每个顶点240可以连接到相邻环212中的顶点240。在一些情况下，那些顶点240可以由连接件232连接，所述连接件与所述顶点的连接从顶点240的实际顶峰偏移，如图15B中详细展示的。在一些实施方案中，连接件232不直接连接到环212的顶点240或不直接连接在所述顶点处。而是，它们沿着它们所连接到的环撑条228的长度稍微偏移。同样，在一些实施方案中，如图15A中所展示的，在压缩配置中，环212的任一侧上的连接件232沿相反方向(例如，顺时针和逆时针方向)“卷绕”。

连接件撑条234(类似于示例性实施方案的环撑条228)具有相对恒定的宽度，除了它们连接到环212的地方。如同上述环撑条228，连接件撑条234的宽度可以在它们合并到与环212的连接中时稍微扩大。如图15B中所示，例如，连接件232中的每个连接件还包括主连接件宽度256(在箭头之间)和顶点连接件宽度258(在箭头之间)。主连接件宽度256是连接件撑条228的宽度，通常是环212与连接件顶点240之间的撑条的最小宽度或表示具有最高柔性的区的宽度。顶点连接件宽度258是连接件顶点240在沿其弯曲部的某处(诸如在弯曲部的中间)的宽度。在任何情况下，顶点连接件宽度258可以是在连接件顶点240上的高柔性区的结构表达。

图16展示了根据本公开文本的原理的处于扩张状态的支架的高径向/挤压力段的示例性实施方案。如图16中所展示的，当图15A中所展示的压缩的高径向力段228扩张时，环212旋转，使得通过连接件232的长度的设计，每个环212的顶点在相邻环212的顶点之间周向对准。在一些实施方案中，诸如，较大的支架(例如，外径在大约16-20mm的范围内)，MTS区段与过渡区段之间的柔性连接件可以具有基本上沿支架的轴向方向延伸的例如“直的”连接件(在扩张状态下)。在其他实施方案中，诸如，较小的支架(例如，外径在大约12-14mm的范围内)可以具有在扩张状态下成角度的支架(例如，在基本上不沿支架的轴向方向的方向上延伸)。虽然在此提及这些实施方案，但有可能的是任何尺寸的支架在扩张状态下可以具有“直的”连接件和/或“成角度的”连接件。

图17A展示了根据本公开文本的原理的处于压缩状态的支架的柔性段的示例性实施方案和增强段的示例性实施方案的平面/展平视图。图17B展示了根据本公开文本的原理的图17A中所展示的实施方案的柔性段的顶点的放大视图。图17C展示了根据本公开文本的原理的图17A中所展示的实施方案的增强环的顶点的放大视图。

如图17A中所展示的，示例性柔性段318包括由多个连接件332连接的多个环312。环312沿着支架柔性段318的长轴线以间隔开的关系布置。连接件332在环312的相邻对之间延伸。环312中的每个环包括多个互连的撑条328。这些撑条的尺寸和取向被设计成提供相对较高的柔性，使得支架段具有与相邻过渡段或高径向/挤压力段相比更高的柔性(参见图6和图8)。

环312中的每个环包括多个环撑条328，所述多个环撑条互连以形成交替的顶峰或顶点340和凹谷342。如图17A和图17B中所示，环撑条328中的每个环撑条总体上是直的并且具有主撑条宽度324和撑条长度330。主撑条宽度324是撑条沿周向方向的宽度，但是被调整成与撑条的边缘成大约直角。换言之，主撑条宽度324是对应于环312的撑条的最外周向表面的边缘到边缘测量。

连接件332中的每个连接件本身包括连接件撑条334。在本实施方案中，连接件332是单个连接件撑条334，但是连接件设计不必限于单个撑条。如图17A中所展示的，每个连接件撑条334的端部336从凹谷342延伸至相邻环312中的顶点。在示例性实施方案中，连接件撑条334沿基本上平行于支架柔性段318的纵向轴线的方向延伸。如图17A中所展示的，在所展示的实施方案中的柔性段的这个方面中，每四个凹谷342通过连接件332连接到相邻环312中的顶点340。即，如图所示，三个相邻凹谷没有通过连接件332连接到相邻环。换言之，在一些实施方案中，每个凹谷不必通过连接件连接到相邻环中的顶点340。在另一个方面中，每个凹谷342可以连接到相邻环312中的顶点340。在一些实施方案中，尽管未示出，连接件332可以不直接连接到环312的凹谷342或顶点340或不直接连接在所述凹谷或所述顶点处。而是，它们沿着它们所连接到的环撑条328的长度稍微偏移。同样，在一些实施方案中，如图15A中所展示的，环212的任一侧上的连接件332沿相反方向(例如，顺时针和逆时针方向)“卷绕”。

连接件撑条334(类似于示例性实施方案的环撑条328)具有相对恒定的宽度，除了它们连接到环312的地方。连接件撑条334的宽度可以在它们合并到与环312的连接中时稍微扩大。图18展示了根据本公开文本的原理的处于扩张状态的支架的柔性段318的示例性实施方案。

示例性增强环段426包括由多个连接件432连接的多个环412。环412沿着增强环426的长轴线以间隔开的关系布置。连接件432在环412的相邻对之间延伸。环412中的每个环包括多个互连的撑条428。这些撑条的尺寸和取向被设计成提供相对较大的径向力，使得支架段具有与相邻过渡段或高柔性段相比更高的抗挤压性(参见图6和图8)。本图将连接件432展示为水平于/平行于支架轴向方向，但是它们也可以是成角度的，并且相邻的环可以被定向成使得环之间的顶点-顶点不对准，如图21中所展示的。这种连接图案可以用在延伸支架50的端环处。

环412中的每个环包括多个环撑条428，所述多个环撑条互连以形成交替的顶峰或顶点440和凹谷442。如图17A和图17C中所示，环撑条428中的每个环撑条总体上是直的并且具有主撑条宽度424和撑条长度430。主撑条宽度424是撑条沿周向方向的宽度，但是被调整成与撑条的边缘成大约直角。换言之，主撑条宽度424是对应于环312的撑条的最外周向表面的边缘到边缘测量。

连接件432中的每个连接件本身可以包括连接件撑条434。在本实施方案中，连接件432是单个连接件撑条434，但是连接件设计不必限于单个撑条。如图17A中所展示的，每个连接件撑条432的端部436从顶点440延伸至相邻环412中的顶点440。在示例性实施方案中，连接件432沿基本上平行于支架增强环412的纵向轴线的方向延伸。如图17A中所展示的，在所展示的实施方案中的增强段426的这个方面中，每个顶点440通过连接件432连接到相邻环412中的顶点440。换言之，在一些实施方案中，每个顶点通过连接件432连接到相邻环中的顶点440。在另一个方面中，并非所有顶点440可以连接到相邻环412中的顶点440。在一些实施方案中，尽管未示出，连接件432可以不直接连接到环412的顶点440或不直接连接在所述顶点处。而是，它们沿着它们所连接到的环撑条428的长度稍微偏移。

连接件432(类似于示例性实施方案的环撑条428)具有相对恒定的宽度，除了它们连接到环412的地方。连接件撑条432的宽度可以在它们合并到与环412或环顶点440的连接中时稍微扩大。图18展示了根据本公开文本的原理的处于扩张状态的支架的增强环段426的示例性实施方案。

图17A还展示了过渡部分，柔性段318在所述过渡部分处连接到增强段426。如图17A中从右边的第三个环512的连接所示，连接件332从柔性段318的环312的凹谷340延伸并且连接到相邻环512中的顶点540a(图17A中从右边的第二个环)。在环512的相反侧上，环512的每个顶点540b连接到相邻环412中的顶点440。因此，实现了柔性段318与增强段426之间的过渡。

根据本文所述的原理的具有变化的径向/挤压力和柔性的单独的段的混合支架510可以受益于段之间的平滑过渡。在本发明的混合支架的一个方面中，高径向/挤压力段可以包括沿着支架的长度的环，所述环被设计为相对于彼此旋转，并且其中支架更均匀地打开的过渡区域和柔性区域可以不具有旋转。因此，一个方面可以允许支架的两个相邻区域/段之间的平滑过渡，以解决可能由于高径向/挤压力段的最后一个环的扭转而在相邻的过渡/柔性段区域中产生扭转而产生的卷曲和部署问题。图19展示了段之间的过渡的实施方案，所述过渡使得具有旋转/扭转环的段在塌陷/卷曲时或在当被部署时的膨胀过程中能够连接到不扭转但具有柔性的附加装置的段。图19展示了从例如高径向力段518的旋转段(左)到例如过渡段522的非旋转段(右)的直连接过渡。示例性实施方案中的直连接包括多个直连接件532。在连接位置处的直连接能够实现均匀的卷曲并且减少或消除扭曲和卷曲问题。

图20展示了根据本文所述的原理的高径向力段(MTS段)(左)618和过渡区段(右)622之间的示例性连接，其可以适用于较小的混合支架，诸如，12-14mm的支架。所展示的连接和每个相应的展示段只是一个支架几何形状。

应注意，可以使用环的撑条和具有结构的柔性连接件(包括宽度或厚度扩张或减小的区)以考虑静脉应用。作为另一个例子，应注意，静脉应用受益于改善柔性(由于静脉应用的更大弹性)同时维持足够的硬度以抵抗选定区中的静脉结构上的压力(诸如针对梅-瑟纳综合征)的配置。

值得注意的是，除非权利要求特别要求，否则本文中的支架不必限于静脉应用。例如，所公开的支架可以采用在动脉和胆管应用中。但是，特别适合于限定管腔的相对软结构的需求，所述管腔经受比一般动脉管腔大得多的弯曲、扭转、拉伸和其他扭曲和载荷。

为了部署植入物，植入物可以被径向压缩/卷曲到较小的直径，以用于装载到递送导管上/中。植入物可以卷曲在递送系统的内芯上的球囊上，所述球囊可以稍后膨胀以使卷曲的植入物扩张至期望的直径。

诸如上述那些植入物的植入物可以有利地提供适应性直径和/或柔性以顺应腿部/骨盆中的外周静脉的动态运动，从而促进髂静脉压迫综合征和髂股静脉流出阻塞的治疗。

可以令人期望的是具有将顺应静脉的现有路径的支架，而不是通过支架拉直血管。还可能令人期望的是支架的径向/挤压刚度高，以抵抗支架在挤压载荷下的塌陷，并且使在支架部署的位置处的经治疗的血管的所得直径最大化。对于大多数支架构造，在径向刚度与轴向刚度之间存在直接关系。

常见的可商购球囊可扩张支架经历长度的急剧变化，因为球囊用于在血管内扩张支架。常见的可商购自扩张支架经历的长度变化不太急剧，但仍是实质性的，这随着支架长度的增加而增加。递送系统内的配置与当部署在血管中时之间的长度变化导致难以将支架精确地放置/落在目标位置处。当支架以其卷曲配置递送、然后部署或扩张时，长度的缩短导致支架目标部署位置不得不从目标停留位置偏移。这种影响的大小不是可控制的或容易预测的，因为它取决于沿着目标停留位置的长度的管腔截面(其通常且意外地受到残余狭窄、由于外部物体和/或力引起的不规则形状等的影响)。对于通向左髂和右髂的连接位置进入IVC中的靶病灶，这导致难以将支架放置成沿着其总长度完全停留在髂内直到连接位置到达下腔静脉，而不穿入下腔静脉。高径向/挤压力段在连接位置处的放置不仅有助于解决梅-瑟纳综合征造成的挤压，而且可以有助于减少从目标位置的缩短。

本文公开的实施方案可以用于球囊可扩张和自扩张的支架设计。支架设计可以用于所有支架介入，包括冠状动脉、外周动脉、颈动脉、神经、胆管和特别是静脉应用。此外，这对于支架移植物、经皮瓣等可以是有益的。

当前可用的植入物典型地以卷曲配置装载并固持在递送系统上，然后在期望的解剖学位置中导航和部署，在所述解剖学位置处它们扩张至植入的配置。可以通过机械扩张/致动(例如，球囊可扩张)或自扩张(例如，镍钛诺)来实现最终植入配置。自扩张植入物由超弹性或形状记忆合金材料制成。由于与自扩张植入物相关的多个固有设计属性，自扩张植入物的准确和精确部署可能是挑战性的。由于材料的储存弹性能量，植入物可以在部署过程中从递送系统的远端跳跃/前进。此外，由于植入物直径从卷曲配置到扩张配置的变化，植入物在部署过程中可能缩短。最后，生理学和解剖学配置(诸如，放置在体腔分叉部处或附近)可能影响植入物的准确放置。一旦植入物被放置在体腔内，就可能存在不均匀扩张或缺乏与体腔并列的周向植入物，这可能导致移动、迁移或在某些严重情况下导致植入物栓塞。

在一些实施方案中，提供了一种自扩张植入物，所述自扩张植入物被设计成具有足够的径向力或抗挤压性以抵抗体腔的恒定压迫，同时提供最佳的抗疲劳性、准确放置、以及防止移动/迁移的体内锚定。此外，提供了用于部署和植入以治疗髂静脉压迫综合征和静脉功能不全疾病的各种方法。

在一些实施方案中，植入物包括有意设计的静脉植入物，旨在集中治疗髂静脉压迫(梅-瑟纳综合征)。植入物的长度可以相对较短(约60mm)，并且可以由具有整合的锚定特征的自扩张镍钛诺制造，以帮助准确放置并减轻植入之后的迁移。植入物和递送系统被设计用于在下腔静脉的分叉部处精确部署和放置到右髂总静脉和左髂总静脉中。

作为另一个特征，本文公开的支架可以包括例如在未决的美国专利申请号15/471,980和15/684,626中阐述的锚定构件、不透射线标记物或孔眼，所述申请出于全部目的通过引用结合于此，如同在本文完全阐述一样。

尽管已经在某些实施方案和例子的背景下公开了本发明，但是本领域技术人员将理解，本发明超出具体公开的实施方案扩展到本发明的其他替代性实施方案和/或用途以及其明显的修改和等同物。此外，虽然已经详细地示出核描述了本发明的许多变体，但是基于本公开文本，在本发明的范围内的其他修改对于本领域技术人员将是显而易见的。还可设想，可以对实施方案的特定特征和方面进行各种组合或子组合，并且仍然落在本发明的范围内。因此，应理解，所公开的实施方案的各种特征和方面可以彼此组合或替代以便形成所公开的发明的不同模式。因此，本文公开的本发明的范围旨在不应受以上所描述的具体公开的实施方案的限制，而应仅由对所附权利要求的合理阅读来确定。

类似地，本公开文本的这种方法不应被解释为反映任何权利要求需要比所述权利要求中明确叙述的特征更多的特征的意图。相反，如所附权利要求所反映的，创造性方面在于更少任何单个前述公开的实施方案的所有特征的组合。因此，具体实施方式所附的权利要求由此明确地并入此具体实施方式中，其中每项权利要求独立地作为单独的实施方案。

虽然以上已经描述了本发明的各个实施方案，但应理解，这些实施方案仅以举例方式而非限制性的方式呈现。对相关领域的技术人员显而易见的是，在不脱离本发明的精神和范围的情况下，可以在形式和细节上做出各种改变。因此，本发明的广度和范围不应受任何上述示例性实施方案的限制，而应仅根据所附权利要求及其等同物来限定。