申请/专利权人：先健科技(深圳)有限公司

申请日：2016-09-07

公开（公告）日：2020-03-24

公开（公告）号：CN107822739B

主分类号：A61F2/07(20130101)

分类号：A61F2/07(20130101);A61F2/04(20130101)

优先权：

专利状态码：有效-授权

法律状态：2020.03.24#授权;2018.04.17#实质审查的生效;2018.03.23#公开

摘要：本发明公开的管腔支架包括管体和套设于所述管体的裙边。所述裙边包括柔性连接段和与所述柔性连接段的近端相连的覆膜支架。所述柔性连接段的远端与所述管体的外表面密封连接。所述覆膜支架的近端悬空且设有第一径向支撑结构。当所述柔性连接段径向压缩时，至少部分所述第一径向支撑结构朝远离管体的方向弯折。本发明还公开了包括该管腔支架的支架系统。该管腔支架和支架系统能防止III型内漏。

主权项：1.一种管腔支架，其特征在于，包括管体和套设于所述管体的裙边；所述裙边包括柔性连接段和覆膜支架，所述柔性连接段的近端与所述覆膜支架相连，远端与所述管体的外表面密封连接，所述覆膜支架的近端悬空且设有第一径向支撑结构，当所述柔性连接段径向压缩时，至少部分所述第一径向支撑结构朝远离管体的方向弯折；所述第一径向支撑结构的最大长度小于或等于所述第一径向支撑结构到所述管体的外表面的最大垂直距离。

全文数据：管腔支架及管腔支架系统技术领域[0001]本发明涉及植入医疗器械领域，尤其涉及一种管腔支架及管腔支架系统。背景技术[0002]米用管腔支架可在血管中隔绝动脉夹层或动脉瘤。若病变区域有分支血管引出时，通常需要至少两个管腔支架配合使用，以避免主体管腔支架阻挡分支血管的血运。[0003]例如，参见图1和2，动脉夹层10位于主动脉弓11，延及左锁骨下动脉12附近，可先在主动脉弓11内植入主体管腔支架I3,然后通过该主体管腔支架13的侧孔在左锁骨下动脉12内植入一个分支管腔支架14。分支管腔支架14因形状似礼帽，也称礼帽支架，包括管体141以及围绕该管体端部开口的边沿142。该边沿142基本垂直于管体141，用于紧贴主体管腔支架13的内侧壁，以建立主动脉弓11和左锁骨下动脉12之间的血运，并通过边沿卡位避免分支管腔支架在左锁骨下动脉12中脱落以及防止主体管腔支架13在血流的冲击下移位。[0004]但是，无论在体外还是在体内在主体管腔支架13的侧壁形成所述侧孔以组装分支管腔支架14时，都会不可避免地出现侧孔与分支管腔不完全同心，导致分支管腔支架14植入后其管壁未能完全填充侧孔，出现间隙13a。另，当主体管腔形貌不规则时，分支管腔支架14的边沿142将无法完全贴合主体管腔支架13的内壁。且，血流的不断冲击也会导致分支管腔支架14与主体管腔支架13接口无法紧密结合，造成分支管腔支架14的边沿142与主体管腔支架13的内侧壁之间形成间隙13b，血流可经由该间隙13b、并通过间隙1：3a进入主动脉夹层10的假腔中，如图2箭头所示血流泄露通道，出现m型内漏。[0005]ni型内漏可能出现在胸主动脉、腹主动脉或其它管腔中。若血流持续流入，可引起夹层假腔或者动脉瘤瘤腔继续增大，最终导致其破裂的严重后果。由此，尽量避免111型内漏尤为重要。发明内容[0006]本技术方案提供能防止III型内漏的管腔支架，包括管体和套设于所述管体的裙边。所述裙边包括柔性连接段和覆膜支架。所述柔性连接段的远端与所述管体的外表面密封连接，近端与所述覆膜支架的远端相连。所述覆膜支架的近端悬空，且设有第一径向支撑结构。当所述柔性连接段径向压缩时，至少部分所述第一径向支撑结构朝远尚管体的方向弯折。，[0007]所述柔性连接段与所述管体的外表面轴向的夹角为5。〜80。。所述第一径向支撑结构的最大长度小于或等于所述第一径向支撑结构到所述管体的外表面的最大垂直距离。例如，所述第一径向支撑结构到所述管体的外表面的最大垂直距离为6〜4〇"™;所述第一径向支撑结构的最大长度为2〜38_。、、、[0008]可以理解，所述柔性连接段具有与所述管体相连的连接边界。所述柔性连的轴向长度需小于所述管体的近端端面到所述连接边界的长度。例如，所述管体的近端端面到所述连接边界的长度与所述柔性连接段的轴向长度的差值不大于2〇mm。[0009]所述覆膜支架可以为直筒形，也可以为喇叭形，还可以是泔从所边进叛以介别处端的方向，所述覆膜支架的周面为凹形曲面，即直径先递减然后递增。[0010]所述第一径向支撑结构可以全部由覆膜覆盖，也可以仅有一部分由覆膜覆盖，即第一径向支撑结构的一部分在近端裸露出来。、[0011]所述柔性连接段可仅包括覆膜，所述覆膜的一端与所述管体的外表面密封连接，另一端与所述覆膜支架密封连接;或者所述柔性连接段还可包括至少一个第二径^支撑结构，所述覆膜覆盖所述第二径向支撑结构。所述第一径向支撑结构与相邻的所述第二径向支撑结构的间距小于或等于2mm。所述第一径向支撑结构与相邻的第二径向支撑结构相互勾绕，或通过柔性线连接。[0012]在一具体实施方式中，所述覆膜支架与管体轴向的夹角大于柔性连接段与所述管体轴向的夹角。[0013]在一具体实施方式中，沿从所述连接边界朝近端的方向，所述柔性连接段的直径递增。[0014]在一具体实施方式中，在自然状态下，所述第一径向支撑结构的近端朝远离管体的方向弯折。[0015]在一具体实施方式中，所述第一径向支撑结构的近端与所述覆膜支架的近端齐平。[0016]本技术方案还提供一种管腔支架系统，包括如前所述的管腔支架和与该管腔支架配套的主体管腔支架。所述主体管腔支架设有侧孔，当所述管体穿过该侧孔且所述柔性连接段在侧孔内被所述主体管腔支架径向压缩时，至少部分所述第一径向支撑结构朝远离管体的方向弯折至与主体管腔支架的内壁贴合。[0017]本发明提供的管腔支架和管腔支架系统中，由于包括可在柔性连接段压缩的同时朝远离管体的方向弯折的第一径向支撑结构，可有效增加第一径向支撑结构贴合血管管壁或主体管腔支架内壁的性能，从而防止出现III型内漏。附图说明[0018]下面将结合附图及实施例对本发明作进一步说明，附图中：[0019]图1是现有技术的管腔支架系统配合使用的结构示意图；[0020]图2是图1的局部放大图；[0021]图3是依据本发明第一实施例的主体管腔支架的示意图；[0022]图4是依据本发明第一实施例的分支管腔支架的示意图；[0023]图5是图4中分支管腔支架的轴向截面示意图；[0024]图6-10是图4中分支管腔支架从输送鞘管中逐步释放的示意图；[0025]图11是依据本发明第二实施例的分支管腔支架的轴向截面示意图；[0026]图1以是依据本发明第三施例的分支管腔支架的局部轴向截面示意图；[0027]图12B是图12A中的分支管腔支架植入后的示意图；[0028]图13是依据本发明第四施例的分支管腔支架的局部轴向截面示意图；[0029]图14是依据本发明第五施例的分支管腔支架的裙边的示意图；[0030]图15A是依据本发明第六施例的分支管腔支架的裙边的示意图；[0031]图1®是图15A的局部放大图；[0032]图ISA是依据本发明第六施例的分支管腔支架的第一和第二径向支撑结构的示意图；[0033]图16B是图16A的局部放大图。具体实施方式[0034]为了对本发明的技术特征、目的和效果有更加清楚的理解，现对照附图详细说明本发明的具体实施方式。为方便描述，以血管为例来阐述管腔，该血管可以是主动脉弓，或胸主动脉，或腹主动脉等。本领域的普通技术人员应当知晓，采用血管来阐述仅用作举例，并不是对本发明的限制，本发明的方案适用于各种人体管腔，例如消化道管腔等，基于本发明教导的各种改进和变形均在本发明的保护范围之内。另外，在阐述血管中，可按照血流方向定义方位，本发明中定义血流从近端流向远端。除非特别说明，本申请所述径向支撑结构是指本领域常见的沿覆膜支架轴向排布的闭合状波形环状物。[0035]第一实施例[0036]参见图3和图4,依据本发明第一实施例的管腔支架系统包括主体管腔支架2以及至少一个与该主体管腔支架2配合使用的分支管腔支架3。[0037]主体管腔支架2包括具有轴向la的管状结构，植入管腔后该管状结构可作为新的流体通道，例如植入血管后可作为新的血流通道。主体管腔支架2至少包括径向支撑结构21以及覆盖该径向支撑结构21的覆膜22，上述径向支撑结构21与覆膜22配合形成主体管腔支架2的侧壁。该侧壁上设有至少一个侧孔23,其形貌和尺寸与分支管腔支架3匹配，使得分支管腔支架3可通过该侧孔23与主体管腔支架2组合并植入到分支管腔中。可在侧孔23周边设置显影结构，例如可在其边缘附着一圈显影金属丝。[0038]径向支撑结构21可由各种生物相容的材料制成，包括植入医疗器械制造中所使用的已知材料或各种材料的组合，例如316L不锈钢、钴-铬-镇-钼-铁合金、诸如L605的其它钴合金、钽、镍钛合金镍钛诺），或其它生物相容的金属。径向支撑结构21可以由金属线绕制而成或由金属管切割形成。径向支撑结构21可沿轴向包括多圈波形环状物，例如多圈Z形波;或者包括螺旋缠绕结构;或者包括网状结构。覆膜22可以是PET膜或PTFE膜，可通过缝合或热熔方式覆盖该径向支撑结构21。[0039]通过上述径向支撑结构21，主体管腔支架2具有径向膨胀能力，可在外力作用下被压缩并在外力撤销后自膨胀或通过机械膨胀例如球囊扩张膨胀恢复至初始形状并保持初始形状，由此植入管腔后可通过其径向支撑力紧贴管腔壁而固定于管腔内。应当知晓，后续若无特别说明，文中描述的是管腔支架径向展开后的初始形状。通过上述覆膜22,主体管腔支架2可隔离管腔的病变区域，例如，植入动脉血管后可隔离动脉夹层或动脉瘤。[0040]参见图4,分支管腔支架3包括管体31和套设于管体31外的裙边32。管体31包括具有轴向lb的管状结构，植入管腔后该管状结构可作为新的流体通道，例如植入血管后可作为新的血流通道。管体31包括设于管体上的径向支撑结构（图中未示出）及覆盖该径向支撑结构的覆膜，该径向支撑结构与覆膜配合形成管体31的侧壁，可采用与上述主体管腔支架2相同或类似的径向支撑结构和覆膜，此处不再赘述。通过上述径向支撑结构，管体31具有径向膨胀能力;可在外力作用下被压缩并在外力撤销后自膨胀或通过机械膨胀例如球囊扩张膨胀恢复至初始形状并保持初始形状，由此植入主体管腔后可通过其径向支撑力紧贴管腔壁而固定于管腔内。通过上述覆膜，管体31可隔离管腔的病变区域，例如，植入动脉血管后可隔离动脉夹层或动脉瘤。[0041]为方便描述，以管体31与裙边32的连接边界31a为界，沿轴向将管体31分为第一段311和第二段312,第一段311位于第二段312的近端一侧，即第一段311从连接边界31a到管体31的近端开口端31b，第二段312从连接边界31a到官体31的远开口iffs31c。应当知晓，第一段311与第二段312仅是为了阐述方便而做的区分，并不代表管体在上述连接边界3la被分离断开，管体31可以是均匀的一体结构。[0042]裙边32沿轴向包括覆膜支架321和柔性连接段322,覆膜支架321位于柔性连接段322的近端一侧。覆膜支架321大致呈圆柱状，包括沿其周向排布的一圈具有多个Z型波的第一径向支撑结构323。其中，多个Z型波的波高可以相等，也可以不等。覆膜支架321悬空形成开口30。当对柔性连接段322施加径向压缩力时，柔性连接段3M将发生径向压缩，覆膜支架321的开口端将相对柔性连接段322朝远离轴向lb的方向弯折。裙边32包括覆膜324,柔性连接段322通过覆膜324与管体31的外表面密封连接。[0043]仍参见图4和5,柔性连接段322至少在管体31与裙边32的连接边界附近包括覆膜324，覆膜324可以是PET膜或PTFE膜，可通过缝合或热熔方式将柔性连接段322与管体31的侧壁外表面密封连接在一起，例如可将柔性连接段322的覆膜324与管体31的外表面覆膜热熔在一起而实现密封连接，本领域的普通技术人员可根据需要选择合适的密封方式，此处不再赘述。覆膜324可覆盖第一径向支撑结构323的局部或整体，或者第一径向支撑结构323可以位于覆膜324的中间区域。本实施例中，柔性连接段322由覆膜组成，该覆膜324可通过热熔或缝合的方式覆盖第一径向支撑结构323。覆膜324由柔性材料制成，由此覆膜支架321与柔性连接段322可通过该覆膜324可弯折连接在一起。[0044]柔性连接段322的封闭端与管体31密封连接，另一端沿远端指向近端的方向向外辐射展开，形成近似锥形结构，即柔性连接段322的直径从连接边界31a开始朝其开口端递增。柔性连接段322与管体31的外表面轴向lc的夹角a为5〜80°，或者可以是5〜60°。其中，管体31的外表面轴向lc为沿外表面的轮廓的轴向，本实施例中管体31为直管状，因此外表面轴向lc与管状结构的轴向lb平行，若管体31为锥管状，则外表面轴向lc与轴向lb之间形成夹角，该夹角通常为锐角。[0045]柔性连接段322的长度小于管体31的第一段311的长度，其中柔性连接段322的长度为从连接边界31a沿柔性连接段322的外表面轴向到覆膜支架321与柔性连接段322的可弯折连接边界的长度，第一段311的长度为从连接边界31a沿管体31的外表面轴向到管体31的近端端口31b的长度。柔性连接段322的长度与管体31的第一段311的长度的差值不大于20mm，例如差值可以是5〜10mm。[0046]第一径向支撑结构323可以分布在覆膜支架321的局部上，即沿轴向方向，第一径向支撑结构323的最大长度小于覆膜支架321的长度;第一径向支撑结构323也可分布在整个覆膜支架321上，即沿轴向方向，第一径向支撑结构323的最大长度等于覆膜支架321的长度。本实施例中，第一径向支撑结构323分布在整个覆膜支架321上，且所述第一径向支撑结构的近端与所述覆膜支架的近端齐平。第一径向支撑结构323具有径向膨胀能力，可在外力作用下被压缩并在外力撤销后自膨胀恢复至初始形状并保持初始形状。第一径向支撑结构323可由各种生物相容的材料制成，包括植入医疗器械制造中所使用的己知材料或各种材料的组合，例如316L不锈钢、钴-铬-镍-钼-铁合金、诸如L605的其它钴合金、钽、镍钛合金镍钛诺），或其它生物相容的金属。第一径向支撑结构323可沿轴向包括多圈波形环状物，例如Z形波;或者包括螺旋缠绕结构;或者包括网状结构。[0047]第一径向支撑结构323可由金属丝绕制形成，金属丝的直径为0.15〜0.4mm;或者，第一径向支撑结构323由金属管切割形成，形成第一径向支撑结构323的切割金属杆的线径为0•15〜0•4mm。本实施例中，第一径向支撑结构323由镍钛合金绕制而成，金属丝的直径为0.2mm〇[0048]沿裙边32的开口30方向，即沿远端指向近端的方向，第一径向支撑结构323与管体31的轴向lb的夹角大于或等于0°且小于180°，即第一径向支撑结构323的取向可与管体31的轴向lb基本平行，或者相对于管体31的轴向lb朝外翻，例如可相对于管体31的轴向lb垂直外翻。本实施例中，覆膜支架321以及第一径向支撑结构323的取向与管体31的轴向lb基本平行。[0049]覆膜支架321具有以上取向的第一径向支撑结构323,有利于柔性连接段322在径向压缩状态下带动覆膜支架321的开口端相对于柔性连接段322自动向外弯折，从而使得第一径向支撑结构323弯折后形成相对管体31的轴向lb近似垂直的边沿。即植入后，柔性连接段322在输送鞘管或分支管腔的径向压缩下，带动覆膜支架321弯折，使得第一径向支撑结构323相对管体31的轴向lb近似垂直而与主体管腔支架2的内管壁贴壁。若第一径向支撑结构323与管体31的轴向lb的夹角大于或等于0°且小于90°，则在柔性连接段322的径向压缩下，覆膜支架321即第一径向支撑结构323相对外翻在图4和5的轴截面中沿顺时针方向弯折），使得第一径向支撑结构323可相对管体31的轴向lb近似垂直。若第一径向支撑结构323与管体31的轴向lb的夹角大于90°且小于180°，则在柔性连接段322的径向压缩下，覆膜支架321即第一径向支撑结构323相对内翻在图4和5的轴截面中沿逆时针方向弯折），使得第一径向支撑结构323可相对管体31的轴向lb近似垂直。若第一径向支撑结构幻3与管体31的轴向lb的夹角近似为90。，则在柔性连接段322的径向压缩下，第一径向支撑结构323在初始状态即可相对管体31的轴向lb近似垂直。[0050]第一径向支撑结构323的最大长度小于或等于第一径向支撑结构323到管体31的外表面的最大垂直距离。可以理解，当第一径向支撑结构323包括的波形单元的波高不相等时，所述最大长度是指所有波形单元中对应的最大波高，当第一径向支撑结构323包括多个等波高的波形单元时，所述最大长度为从其远端端部沿第一径向支撑结构323的外表面轴向到第一径向支撑结构323的近端端部的长度。该最大长度介于2〜4〇臟，例如可以介于2〜30mra。第一径向支撑结构323到管体31的外表面的垂直距离与第一径向支撑结构323的取向相关，第一径向支撑结构323与管体31的外表面基本平行或相对于管体31的外表面外翻，则通常可选择第一径向支撑结构323的近端开口端边缘到管体3丨的外表面的垂直距离为最大的垂直距离。该最大的垂直距离介于6〜40mm，例如可以介于6〜3〇™。[0051]第一径向支撑结构323的最大长度小于或等于第一径向支撑结构323到管体31的外表面的最大垂直距离，使得柔性连接段322在径向压缩状态下，易于带动覆膜支架3=的开口端（即第一径向支撑结构323相对柔性连接段322向远离轴向lb的方向弯折，即提高覆膜支架321的自动弯折成功率，且还能提高第一径向支撑结构323与管体31的轴向lb垂直的几率。设置第一径向支撑结构323的最大长度介于2〜38mm，既可以确保第一径向支撑结构3¾有足够的长度可以与主体管腔支架2的内壁贴合，还可避免第一径向支撑结构323与相邻的侧孔重叠而影响其它分支管腔支架的植入。相应地，第一径向支撑结构323到管体31的外表面的最大垂直距离介于6〜40mm。[0052]另外，当覆膜支架321的开口端在柔性连接段322的径向压缩下带动弯折后，柔性连接段322基本贴覆在管体31的外表面上，即基本贴覆在管体31的第一段311的外表面上。此时，设置柔性连接段322的长度小于第一段311的长度，使得覆膜支架321弯折后，管体31的第一段311中至少有一部分相对裙边32外露，植入后近端开口端31b伸入到主体管腔支架2的腔内，外露的这部分位于主体管腔支架2的腔内，从而确保主体管腔支架2中的血流可以通过近端开口端31b进入分支管腔支架3中，从而建立分支管腔的血运，并且防止主体管腔支架移位。同时，设置柔性连接段322的长度与管体31的第一段311的长度的差值不大于20_，可在确保血流顺利流入分支管腔支架3的同时，管体31中外露的这部分不会在主体管腔支架2中导致血液紊流或者涡流，从而尽可能降低血栓形成的风险。[0053]下面将以重建主动脉弓11和从主动脉弓11引出的左锁骨下动脉12的血运为例来阐述本发明的管腔支架系统的植入过程，应当知晓，以下阐述仅用作举例，并不是对本发明的限制，本发明的管腔支架系统也可适用于其它血管，例如，可采用本发明的管腔支架系统重建腹主动脉和从腹主动脉引出的肾动脉的血运，此处不再逐一阐述。[0054]参见图6,在本发明的管腔支架系统的植入过程中，首先采用任意适合的方式在主体管腔例如主动脉弓11中植入主体管腔支架2，主体管腔支架2的侧孔23与从主体管腔引出的分支管腔例如左锁骨下动脉12的开口对齐。随后将预装有分支管腔支架3的输送鞘管40从左锁骨下动脉12通过主体管腔支架2的侧孔23输送进入到主体管腔支架2的腔内，此时分支管腔支架3被径向压缩在鞘管40内。[0055]参见图7,沿箭头方向回撤鞘管40以释放分支管腔支架3,即从分支管腔支架3的近端到远端逐步释放，对于裙边32,覆膜支架321首先在主体管腔支架2内释放，从鞘管40释放出来的覆膜支架321通过其第一径向支撑结构323的径向膨胀能力，可自膨胀恢复至初始形状并保持初始形状。同样，己经在主体管腔支架2内释放出来的管体31也可通过其径向支撑结构自膨胀恢复至初始形状并保持初始形状。[0056]参见图8，持续回撤鞘管40，直至覆膜支架321全部从鞘管40释放出来，而柔性连接段322的至少一部分还留在鞘管40内，即在释放过程中，当覆膜支架321完全释放后，柔性连接段322仍然处于径向压缩状态。在柔性连接段322的径向压缩的带动下，释放出来的覆膜支架321相对其弯折而向外翻，使得覆膜支架321中的第一径向支撑结构323近似垂直于管体31的轴向lb。因柔性连接段322的长度大于管体31的第一段311的长度，因此覆膜支架321弯折后，管体31的至少一部分相对裙边32暴露出来。[0057]参见图9,当覆膜支架321完全释放后，在沿图中箭头持续回撤鞘管40的同时，沿该箭头方向一并移动鞘管40和管腔支架系统，直至覆膜支架321与主体管腔支架2的内侧壁贴壁，可适当拉动鞘管40，使覆膜支架321贴合主体管腔支架2的内侧壁更加紧密。[0058]参见图10,分支管腔支架3从其近端到远端释放完成，其管体31的第二段312以及一部分第一段311植入到左锁骨下动脉12中，并通过管体31的径向膨胀能力，使分支管腔支架3稳定地位于左锁骨下动脉12中；第二段312的另一部分通过主体管腔支架2的侧孔23深入到主体管腔支架2的腔内，方便血流进入分支管腔支架3。裙边32的柔性连接段3M与管体31—并被左锁骨下动脉12径向压缩，该径向压缩使得覆膜支架321仍相对柔性连接段322弯折，并在主体管腔支架2的腔内与主体管腔支架2的内壁紧密贴壁。[0059]裙边32的覆膜支架321相当于传统礼帽支架的帽沿，可在与主体管腔支架2的内壁贴合后，降低血流对二者结合位置的冲击，使管体31能保持径向支撑形貌，避免褶皱、内翻、坍塌等变形的发生，从而避免流入管腔的血液受阻防止III型内漏的形成，同时还能减少主体管腔支架2在血流的冲击下发生移位。且，在主体管腔支架2的侧孔23处，裙边32的覆膜支架321与管体31之间形成半封闭的间隙，流入上述间隙的血液可作为填充材料封堵III型内漏通道，避免血液流入瘤体或夹层10处。且，作为礼帽支架的帽沿的覆膜支架321与作为分支管腔支架3的血流入口的管体31分离，侧孔23的形貌、其是否与分支管腔的开口同心，还有帽沿的变形或失效均不会影响血流入口。[0060]应当知晓，分支管腔支架3除可以和主体管腔支架2配合使用外，还可单独使用，例如，可仅植入分支管腔支架3到分支管腔例如左锁骨下动脉12中，其管体31的第二段312以及一部分第一段311植入到分支管腔中，并通过管体31的径向膨胀能力，使分支管腔支架3稳定地位于分支管腔中；第二段312的另一部分通过主体管腔例如主动脉弓11的开口深入到主体管腔的腔内，方便血流进入分支管腔支架3。裙边32的柔性连接段322与管体31—并被分支管腔径向压缩，该径向压缩使得覆膜支架321的开口端仍相对柔性连接段322弯折，并在主体管腔的腔内与主体管腔的内壁紧密贴合。[0061]第二实施例[0062]参见图11，与第一实施例的区别在于，依据第二实施例的分支管腔支架4沿裙边42的开口方向，即沿远端指向近端的方向，覆膜支架421即图中未示出的第一径向支撑结构）与管体41的轴向4b的夹角为锐角，例如可以是60°，即在初始状态下，覆膜支架421的取向相对于管体的轴向lb朝外翻，覆膜支架421呈喇叭形。并且，覆膜支架421与轴向4b的夹角大于柔性连接段422与轴向4b的夹角。管体41与第一实施例中的管体31相同或近似，不再赘述。[0063]采用该设置可相应增大覆膜支架421到管体41的外表面即外表面轴向为4c的最大垂直距离H41，为此即使柔性连接段422与管体41的外表面轴向的夹角a相对较小的情况下，也可满足最大垂直距离H41大于第一径向支撑结构的最大长度L41。柔性连接段422与轴向4b的夹角a越小，分支管腔支架的释放越顺畅，释放中拉动鞘管的力越小。[0064]第三实施例[0065]参见图12A和12B，与第一实施例的区别在于，依据第三实施例的分支管腔支架5的裙边52的覆膜支架521的悬空一端（即未示出的第一径向支撑结构）的边缘即近端端部在自然状态下外翻，管体51与第一实施例中的管体31相同或近似，不再赘述。当分支管腔支架5植入后，覆膜支架521即图中未示出的第一径向支撑结构相对柔性连接段522弯折时，该外翻的边缘可增强覆膜支架521的边缘与主体管腔支架2的内壁的贴壁性能，避免覆膜支架521与主体管腔支架2的内壁之间形成泄露通道。[0066]第四实施例[0067]参见图I3,与第一实施例的区别在于，依据第四实施例的分支管腔支架6的裙边62的覆膜支架621即未示出的第一径向支撑结构呈凹形曲面，即按从连接边界到近端的方向，覆膜支架621的直径先递减后递增。当分支管腔支架6植入后，覆膜支架621相对柔性连接段622弯折时，该凹形曲面可增强覆膜支架621与主体管腔支架2的内壁的贴壁性能，避免覆膜支架621与主体管腔支架2的内壁之间的泄露通道的形成。设于凹形曲面中的第一径向支撑结构的长度L61为其近端端部与远端端部之间的连线长度L61，而第一径向支撑结构到管体61的外表面的最大垂直距离为第一径向支撑结构的近端端部到管体61的外表面的垂直距离H61，仍满足册1L61。管体61与第一实施例中的管体31相同或近似，不再赘述。[0068]第五实施例[0069]参见图14,与第一实施例的区别在于，依据第五实施例的分支管腔支架的裙边72的柔性连接段722包括沿其周向排布的第二径向支撑结构725,该第二径向支撑结构725可以分布在柔性连接段722的局部上，即沿轴向方向，第二径向支撑结构725的最大长度小于柔性连接段722的长度;也可以分布在柔性连接段722的整体上，即沿轴向方向，第二径向支撑结构725的最大长度等于柔性连接段722的长度。第二径向支撑结构725具有径向膨胀能力，可在外力作用下被压缩并在外力撤销后自膨胀恢复至初始形状并保持初始形状。第二径向支撑结构725可由各种生物相容的材料制成，包括植入医疗器械制造中所使用的已知材料或各种材料的组合，例如316L不锈钢、钴-铬-镍-钼-铁合金、诸如L605的其它钴合金、钽、镍钛合金镍钛诺），或其它生物相容的金属。第二径向支撑结构725可沿轴向包括多圈波形环状物，例如Z形波;或者包括螺旋缠绕结构;或者包括网状结构。[0070]本实施例的分支管腔植入后，同样地，柔性连接段722与管体图中未示出）一并受到分支管腔的径向压缩作用，柔性连接段722通过第二径向支撑结构725的径向膨胀能力而增强了其自身与分支管腔壁的贴合性，确保了柔性连接段722与管体之间间隙的通畅，使得血流可以顺利流入该间隙，提高了密封性能，并可促进血流在压力作用下形成漩涡，改变血流方向，从而有利于血液流入管体。[0071]第二径向支撑结构725可由金属丝绕制形成，该金属丝的直径小于绕制第一径向支撑结构723的金属丝的直径或者小于切割形成第一径向支撑结构723的金属杆的线径;或者第二径向支撑结构7¾可由金属管切割形成，切割形成的金属杆的线径小于绕制第一径向支撑结构723的金属丝的直径或者小于切割形成第一径向支撑结构723的金属杆的线径。例如，若第二径向支撑结构7¾由金属丝绕制形成，金属丝的直径为0.15〜0.4mm;或者，若第二径向支撑结构72f5由金属管切割形成，形成第二径向支撑结构725的金属杆的线径为〇•15〜0.4mm。设置第二径向支撑结构725具有较小的丝径或杆径，可减少其与鞘管的摩擦力，从而减少输送系统的释放力;且，植入后还可减少第二径向支撑结构725产生的扩张力，例如可减少第二径向支撑结构725对分支管腔和或主体管腔支架的开口所产生的扩张力。[0072]本实施例中，第二径向支撑结构725分布于柔性连接段722的局部，包括一圈第二波形环状物，其为一圈Z形波，由镍钛合金绕制而成，金属丝的直径为o.imm。第一径向支撑结构723基本分布于覆膜支架Ml的整体上，包括一圈第一波形环状物，其为一圈z形波，由镍钛合金绕制而成，金属丝的直径为0•2mm。相比于其它的径向支撑结构，z形波的径向支撑力相对较大。[0073]第一波形环状物的波形数量小于或等于第二波形环状物的波形数量，例如，第一波形环状物的波形数量可以是5〜I2个，第二波形环状物的波形数量可以是第一波形环状物的波形数量的两倍。通过上述波形数量的设置，使得第二波形环状物在径向压缩下，更易带动第一波形环状物朝远离第一主体轴向的方向弯折翻转，同时还能确保第一波形环状物的贴壁性能。[0074]裙边72的覆膜724同时覆盖第一径向支撑结构723和第二径向支撑结构725,覆膜724可以是PET膜或PTFE膜，可通过热熔或缝合的方式覆盖第一径向支撑结构723和第二径向支撑结构725。[0075]第一径向支撑结构723与第二径向支撑结构725之间的最短距离小于或等于2mm，即相邻的第一波形环状物与第二波形环状物之间的最短距离小于或等于2mm。所述最短距离是指相对第一波形环状物的所有波峰的连线与相邻的第二波形环状物的所有波谷的连线之间的距离。本实施例中，参见图14,最短的覆膜长度为第一波形环状物的一个波谷与最邻近的第二波形环状物的一个波峰之间的最短覆膜间隔L7。由此，当第二径向支撑结构725受到径向压缩时，可有效促使第一径向支撑结构723弯折，若第一径向支撑结构723与第二径向支撑结构725之间最短的覆膜长度过大，则第二径向支撑结构725受到的径向压缩的力难以传递至第一径向支撑结构723,从而不利于带动第一径向支撑结构723相对弯折。[0076]第六实施例[0077]与第五实施例的区别在于，依据第六实施例的分支管腔支架的第一径向支撑结构与第二径向支撑结构之间可以设有覆膜，也可以不设置覆膜，覆膜支架与柔性连接段之间的可弯折连接通过第一径向支撑结构与第二径向支撑结构之间的可弯折连接实现。[0078]参见图15A和15B，在第六实施例的一具体实施方式中，第一径向支撑结构823与第二径向支撑结构825相互勾绕在一起，也可以说是两者互挂在一起;第一径向支撑结构823与第二径向支撑结构825之间无覆膜，覆膜824仅覆盖第二径向支撑结构825的一部分并与管体密封连接。当第二径向支撑结构825受到径向压缩时，可直接将力传递至第一径向支撑结构823,使得第一径向支撑结构823更易于相对其弯折翻转。为方便植入，可在第二径向支撑结构825上设置显影装置，以观察第一径向支撑结构823是否发生弯折翻转。第一径向支撑结构823包括至少一个第一波形环状物，可以是Z形波，第二径向支撑结构825包括至少一个第二波形环状物，可以是Z形波，参见放大区域8A的图示，相邻的第一波形环状物与第二波形环状物相互勾绕在一起，即其中一个波形环状物的波峰与另一个波形环状物的波谷互挂。同样地，第一波形环状物的波形数量小于或等于第二波形环状物的波形数量，例如，图中第一波形环状物的波形数量等于第二波形环状物的波形数量。[0079]参见图16A和WB，在第六实施例的另一具体实施方式中，第一径向支撑结构833与第二径向支撑结构8邪之间通过柔性件S36连接，两者之间无覆膜。该柔性件836包括生物相容的金属线和或高分子线，例如，金属丝可以是镍钛合金丝，高分子线可以是PET缝合线或ePTFE缝合线或其它适合的医用级缝合线。柔性件836可包括一种丝线，也可以是多种丝线配合使用。参见放大区8B的图示，柔性件的一端与第一径向支撑结构833固定连接，另一端与第二径向支撑结构S35连接。同样地，第一径向支撑结构833与第二径向支撑结构835之间沿裙边的最短距离小于或等于2画。即，第一波形环状物的一个波谷与最邻近的第二波形环状物的一个波峰之间的间隔小于或等于2mm。或者，也可设置柔性件的长度小于或等于2_。由此，当第二径向支撑结构835受到径向压缩时，可有效促使第一径向支撑结构833弯折。[0080]综上，依据本发明的分支管腔支架的裙边的覆膜支架因包括第一径向支撑结构且与柔性连接段可弯折连接，因此植入过程中以及植入后在柔性连接段的径向压缩下带动其相对柔性连接段弯折，作用相当于传统礼帽支架的帽沿，可与主体管腔支架的内壁贴合，降低血流对二者结甘位置的冲击，使管体能保持径向支撑形貌，避免褶皱、内翻、坍塌等变形的发生，从而避免流入管腔的血液受阻并防止III型内漏的形成，同时该帽沿还能减少主体管腔支架在血流的冲击下发生移位。[0081]且，在主体管腔支架的侧孔处，裙边的覆膜支架与管体之间形成半封闭的间隙，流入上述间隙的血液可作为填充材料封堵III型内漏通道，避免在管体与分支管腔的腔壁以及管体与分支管腔的开口之间形成泄露通道，从而避免血液流入瘤体或夹层处。2〇82]且，作为礼帽支架的帽沿的覆膜支架与作为分支管腔支架的血流入口的管体31分离，主体管腔支架的侧孔的形貌、其是否与分支管腔的开口同心，还有帽沿的变形或失效均不会影响血流入口，确保了流入分支管腔支架的血流通畅。

权利要求：1.一种管腔支架，其特征在于，包括管体和套设于所述管体的裙边;所述裙边包括柔性连接段和覆膜支架，所述柔性连接段的近端与所述覆膜支架相连，远端与所述管体的外表面密封连接，所述覆膜支架的近端悬空且设有第一径向支撑结构，当所述柔性连接段径向压缩时，至少部分所述第一径向支撑结构朝远离管体的方向弯折。2.根据权利要求1所述的管腔支架，其特征在于，所述柔性连接段与所述管体的外表面轴向的夹角为5°〜80°。^3.根据权利要求1所述的管腔支架，其特征在于，所述第一径向$撑结构的最大长度小于或等于所述第一径向支撑结构到所述管体的外表面的最大垂直距离。〜4.根据权利要求1所述的管腔支架，其特征在于，所述第一径向支撑结构到所述管体的外表面的最大垂直距离为6〜4〇mm;所述第一径向支撑结构的最大长度为2〜38mm。、5.根据权利要求1所述的管腔支架，其特征在于，所述柔性连接段具有与所述管体相^的连接边界，所述柔性连接段的轴向长度小于所述管体的近端端面到所述连接边界的长度。6.根据权利要求5所述的管腔支架，其特征在于，所述管体的近端端面到所述连接边界的长度与所述柔性连接段的轴向长度的差值不大于20_。7.根据权利要求5所述的管腔支架，其特征在于，沿从所述连接边界朝近端的方向，所述覆膜支架的周面为凹形曲面。8.根据权利要求1所述的管腔支架，其特征在于，所述第一径向支撑结构的至少一部分由覆膜覆盖。#9.根据权利要求1所述的管腔支架，其特征在于，所述柔性连接段包括覆膜，所述覆膜的一端与所述管体的外表面密封连接，另一端与所述覆膜支架连接。10.根据权利要求9所述的管腔支架，其特征在于，所述柔性连接段还包括至少一个第二径向支撑结构，所述覆膜覆盖所述第二径向支撑结构。11.根据权利要求10所述的管腔支架，其特征在于，所述第一径向支撑结构与相邻的所述第二径向支撑结构的间距小于或等于2mm。12.根据权利要求1〇所述的管腔支架，其特征在于，所述第一径向支撑结构与相邻的第二径向支撑结构相互勾绕。13.根据权利要求1〇所述的管腔支架，其特征在于，所述第一径向支撑结构与相邻的第二径向支撑结构通过柔性线连接。14.根据权利要求1所述的管腔支架，其特征在于，所述覆膜支架与管体轴向的夹角大于柔性连接段与所述管体轴向的夹角。15.根据权利要求5所述的管腔支架，其特征在于，沿从所述连接边界朝近端的方向，所述柔性连接段的直径递增。16.根据权利要求5所述的管腔支架，其特征在于，在自然状态下，所述第一径向支撑结构的近端朝远离管体的方向弯折。17.根据权利要求8所述的管腔支架，其特征在于，所述第一径向支撑结构的近端与所述覆膜支架的近端齐平。18.—种管腔支架系统，包括如权利要求1-17任一项所述的管腔支架和主体管腔支架，所述主体管腔支架设有侧孔，当所述管体穿过该侧孔且所述柔性连接段在侧孔内被所述主体管腔支架径向压缩时，至少部分所述第一径向支撑结构朝远离管体的方向弯折至与主体管腔支架的内壁贴合。

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