支架植入物近端自定心輸送系統和方法

2023-12-03 05:20:16

專利名稱：：支架植入物近端自定心輸送系統和方法
技術領域：
：本發明屬於腔內血管修復領域。本發明尤其涉及支架植入物近端自定心輸送系統和方法，例如用於腔內》f復動^^瘤和/或切開胸腔^l向主動脈弓、胸腔後主動脈弓和胸段降主動脈段。本發明屬於假體輸送系統領域，具體說是血管內支架植入物輸送系統中可釋放的夾持支架植入物的支架夾持裝置。
背景技術：
：支架植入物是一個可植入的裝置，由管形外科植入鞘和擴張或自擴張框架組成。支架植入物置於血管內，例如在血管的動脈瘤段、切開段或其它病變段上搭橋，從而不使血流的血液動力學壓力達到血管病變段。對於選定的患者，支架植入物的優點是不需要切開胸部或進行腹部的外科手術來治療主動脈疾病，不需要進行完全的主動脈重建。因而，患者的創傷小，住院和恢復時間縮短。例如，插入支架植入物所需要的時間大大少於開放性主動脈旁路外科手術修補一般所需要的麻醉時間。在血管手術中使用手術植入物和/或血管內植入物方法在世界上已經廣泛採用。有許多不同種類的血管植入物結構，有些在整體上有一個支撐框架，有些只有兩個支架作為支撐框架，還有一些只是管狀的、沒有附加支撐框架的植入材料，此例與本發明無關。最廣為人知的一種支撐支架才直入物的框架是在Gianturco的美國專利號5282824和5507771中公布的(以下均表示為"Gianturco")。Gianturco描述了鋸齒形的自擴張支架，一般稱為鋸齒形支架。這種支架最好用鎳鈦諾製造，但也有用不鏽鋼和其它生物相容性材料製造的。支架植入物有各種不同的特點，第一種重要的特點就是植入材料管。這種管被統稱為植入物並且構成最終取代血管病變段的管狀形狀。植入物最好用聚酯或PTFE的紡織片(管)製造。植入管的周長一般至少要與植入物將要插入的血管的直徑和/或周長一樣大，以^f更血液不可能流到植入物的周圍(也稱為內漏)而使植入物發生移位或使血液動力學壓力再一次作用於血管的病變段。因此，為了固定住植入物，一般在植入材料上附加自擴張框架，可以附加在內部或外部。如果框架置於植入物的內壁上，植入物腔內血流可能會受到損害，所以框架一般連接於植入物的外壁。由這樣一種外部框架形成的嵴通過提供在與血管壁接觸時自然抓壁能夠內皮化的區域，進一步把支架植入物固定到位。血管內植入技術中一個非常大的危險就是植入物可能從被安裝的所需位置發生移動，因此創造了各種裝置協助把植入物固定在血管壁上。有一種現有技術修復裝置是用自擴張金屬框架製造的支架植入物。為了輸送，支架植入物首先被徑向壓縮，然後放入一個導入系統，由導入系統把該裝置送到目標區域。當導入系統把支架植入物定位在血管內適當的位置上並使之打開時，自擴張框架產生的徑向力有助於把支架植入物固定在血管的腔內，但有時並不是十分有效。Lenker等人的美國專利號5824041(以下表示為"Lenker，，)介紹了一個支架植入物輸送系統的實例。Lenker介紹了各種實施方案，其中一個鞘在所要釋放的修復物附近可伸縮。根據圖7和圖8,Lenker把組件72和76分別命名為"鞘"和"假體密封鞘"。然而，後者只不過是容納修復物74和鞘72的導管。根據圖9和圖10,鞘82有內層91和外層92,內外層以無流體漏出方式連接在一起，在修復物P的周圍構成一個氣脹構也膨脹。根據圖13和圖15，Lenker介紹了"鞘"120(只是輸送導管)和可外翻的膜126，"鞘120縮回時膜126向後折迭(外翻)，以便鞘[120]的遠端和修復物P之間總有兩層膜"。Lenker第9欄第63-66行。外翻(向後翻)是由於遠端130和鞘120的直接連接造成的。圖19A和圖19D中所示的Lenker輸送系統在末端256和258支持修復物P，而外導管254在修復物P和內鞘260上回縮。收縮之前、期間和之後，內鞘260保持在外導管254內部。圖23A和圖23B說明了在兩個末端保持修復物P的另一個結構，其中有彈性軸向元件342的近端保持結構與近端環狀結構346連接。圖24A-24C也示出了在兩端把修復物保持在薄壁管362內的實施方案。為了增大支架的徑向力，有些以前的裝置增加了沒有全部被植入材料覆蓋的近端和/或遠端支架，通過在支架的近端/遠端一部分不覆蓋植入材料，這類支架進一步徑向擴張的能力高於完全被植入材料覆蓋的支架。通過進一步擴張，支架的近端/遠端就更好地固定在血管內壁上，這樣，4巴植入物末端的橫斷面壓入到血管壁內就形成了不滲漏血液的固定密封。在美國專利出版物US2002/0198587(Greenberg等人)中可以找到這樣一種現有技術暴露支架的例子，其中模塊式支架植入物組件是一個由三部分構成的支架植入物包括由主動脈段12和髂骨段14(每一種有4個規格)的兩部分構成的植入物以及對側的髂總動詠封堵器80。圖1、2和4-6示出了附屬支架32。如圖1、2和4所示，附屬支架32雖然是圓的，但比較鋒利，因此增加了刺穿血管的可能性。在Hoganson等人的美國專利出版物2003/0074049(以下表示為"Hoganson")中可以找到現有技術暴露支架的第二個實例，該出版物介紹了包覆支架10，其中末端20a和20b的延長部分或延長段24延伸到覆蓋物22的邊糹彖之外。參見Hoganson見圖1、3、9、lla、llb、12a、12b和13。然而，這些伸出的暴露邊緣是三角形的，鋒利的尖端指向植入物放置位置的上下遊。暴露支架20a和20b的這樣一種結構增加了刺穿血管的可能性。在圖6a、6b、6c、10和14a所示的各種實施方案中，Hoganson講述了完全覆蓋延長的支架和由此支架不從覆蓋物22伸出。注意，Hoganson支架是通過球嚢導管的充氣植入的。在White等人的美國專利6565596(以下表示為"WhiteI")中還可以找到一種現有技術暴露支架的另一個實例，這種支架採用近端延伸支架防止扭曲或扭結，保持植入物不縱向移動。延伸的支架由氣嚢擴張，其正弦幅度大於緊鄰的一個或兩個正弦金屬絲。Whitel指出，植入物上遊末端相鄰的金屬絲要儘可能地靠近。WhiteI的支架金屬絲實際上是通過在各個位置刺入植入體而編織到植入體內部的。參見WhiteI的圖6和圖7。因而，植入體中的裂縫可能導致暴露支架相對於植入物移動的可能性，還有可能造成植入體進一步開裂。植入體在延伸支架17的各段之間有小孔。美國專利5716393(Lindenberg等人)的支架結構與WhiteI類似，整體支架最外邊的部分是用片材經過切割/衝切然後巻成圓筒製成的，它的前端的幅度大於支架體剩下的部分。在Hartley等人的美國專利6524335(以下表示為"Hartley")中還可以找到一個現有技術暴露支架的實例。Hartley的圖1和圖2專門介紹了從植入物近端4近側延伸的第一個近端支架1,其中近端和遠端都逐漸變細成為尖端。還有一個現有技術暴露支架的實例在Pinheiro的美國專利6355056(以下表示為"Pinheiro")中可以找到。象Hartley暴露支架一樣，Pinheiro介紹了暴露的支架具有三角形的鋒利近端。在White等人的美國專利6099558(以下表示為"WhiteII")中還可以找到一個現有技術暴露支架的實例。WhiteII暴露支架類似於WhiteI暴露支架，也採用氣嚢來擴張支架。另外一個現有技術暴露支架的實例可以在Lazarus的美國專利5871536中找到。該專利介紹了從近端縱向延伸成圓形點的兩個支撐件68。不過，這樣的點非常容易造成刺穿血管的可能性。還有一個現有技術暴露支架的實例可以在Pinheiro的美國專利5851228(以下表示為"PinheiroII")中找到。PinheiroII暴露支架與PinheiroI暴露支架類似，因此有三角形的尖銳近端。在Lenker(美國專利號5824041)中還可以找到另一個現有技術暴露支架的實例，它的近端和遠端暴露帶件(brandmember)14表現為方形末端。暴露元件14的一部分附在植入材料18和20上，在縱向上大於暴露元件14暴露的部分，並且從植入材料18、20向外延伸。Lenker等人對元件14沒有詳細的說明。在美國專利5824036(Lauterjung)中還可以找到一個現有技術暴露支架的實例，它給出了在所有這裡描述的現有技術實施方案中最尖銳的暴露支架。具體地說，暴露支架的近端象尖塔一樣尖銳。塔尖非常尖銳，目的是使支架154外部的叉形件300(見Lauterjung的圖5)可把支架154從鞘302中拉出，與推入相反。最後一個現有技術暴露支架的實例可以在美國專利5755778(Kleshinski)中找到。每一個Kleshinski暴露支架都有兩個不同形狀的部分，三角形的基座部分和環形末端部分。每一個暴露環的整體都象一個城堡形建築。儘管支架的最末端部分是彎曲的，但由於它比較窄，還是造成了刺穿血管壁的可能性。所有這些現有技術支架都有缺點，比較尖銳的暴露支架近端的形狀容易刺穿血管壁。曾經採用過與暴露支架不同的裝置來防止植入物移動。還有一種裝置是沿整個植入物放置一個比較硬的縱向延伸的縱向支撐件。典型的支架植入物有一個管狀體和一個環形框架。這種框架通常不是連續的，一般是沿管狀植入物的一系列的環形形狀。有些支架植入物只在近端和/或遠端有一個或兩個這樣的環，有些則是沿整個植入材料力文置多個銜接的支架。因而，整個支架植入物為"手風琴"形狀。在每一次心動周期的心臟收縮期，血管內的血流動力學壓力與支架植入物的縱向平面基本平行。因此，具有不穩固支架的裝置可能象手風琴或六角手風琴一樣隨著每一次心臟收縮跳動而動作，並且可能會向下遊移動。(獲得向前運動的向下遊移動是圓柱形體在縱向方向上不斷地壓縮和伸展。)這種移動是極其不利的。把支架和支撐件在裝置的縱向方向上連接到一起可以防止這樣的運動。為了提供這樣的支撐件，可以配備第二防遷移裝置作為與框架連接的一個比較硬的縱向杆。在PinheiroI(6355056)和PinheiroII(5851228)中可以找到縱向支撐杆的清楚的例子。這兩個參考文獻的每一個都介紹了在暴露支架20a和20b之間延伸並且將近端和遠端暴露支架20a和20b直接互連的多個縱向延伸的支柱40。這些支柱40設計成一^:平行於植入物10的內腔15,也就是說，它們是直的。另一個縱向支撐的實例可以在美國專利6464719(Jayaraman)中找到。Jayaraman支架是由植入管21和鎳鈦諾製造的支撐片1構成的。此支撐片在圖3以最佳方式示出。支撐片的末端件11和13通過波狀的縱向連接件15(通過切割支撐片1形成)相互直接連接在一起。為了形成支架植入物，把支撐片1巻起或纏繞在圓柱形管21上。見圖1和圖4。另外，可以把每一個末端都有孔的多個連接件53通過縫合線57附加到圓柱形織物管51上，如圖8所示。Jayaraman需要一個以上的這種曲浙-形連接件53來提供縱向支撐。美國專利出版物2002/0016627和美國專利6312458(Golds)分別/>開了不同的螺旋固定件20。美國專利6053943(Edwin等人)在圖8中介紹了另一種支撐件。象Jayaraman—樣，美國專利5871536(Lazarus)介紹了附屬在環形支撐結構36上面的多個直的縱向支撐結構38。見圖1、6、7、8、10、11、12、14。Lazarus在圖8中介紹了縱向支撐結構38,該結構附屬於遠端結構36並且幾乎一直延伸到近端結構36。縱向結構38、84和94可以直接連接到支架體22、80上，可以是伸縮的38、64。VanSchie等人的美國專利出版物2003/0088305(以下表示為"VanSchie")沒有介紹支撐杆，但它介紹了採用彈性材料8的彎曲支架植入物，彈性材料8在近端2和遠端3上與支架連接(見圖1和圖2),因此形成彎曲的支架植入物。由於VanSchie需要製造柔韌的彎曲植入物，所以用矽膠或其它類似材料製造彈性材料8。因而，材料8無法在支架植入物的縱向方向上提供支撐。所以，可替代彈性支撐材料8的就是圖3-6中所示的縫合材料。
發明內容本發明提供了用於自定心支架植入物的近端的一個輸送系統和方法，它們克服了上述裝置和上述一般類型方法的缺點，所提供的血管修復裝置由於隨著主動脈的自然彎曲調節而能夠更有效地植入/適應主動脈的自然段或病變段，減少了血管被刺穿的機會，加強了血液不漏出的血管連接，保持了血管管腔內壁的位置，抗移動性更強，並且把支架植入物送入彎曲的血管時最大程度減少了送入引起的血管內腔力，也最大程度減少了使用者把支架植入物送入彎曲的血管所需要的力。根據上述目的和其它目的，本發明提供了一種在彎曲腔定心植入假體的方法，其中包括將假體裝入輸送鞘的步驟，該假體有近端，該輸送鞘有遠端，在患者體內向彎曲腔推進所述鞘，至少將近端安置在彎曲腔內，將假體近端和/或鞘遠端在彎曲腔內對正中心。根據本發明的目的，還提供了定心植入假體的方法，包括至少將假體近端安置在患者體內彎曲腔內和在植入該假體之前將1K體近端在彎曲腔內對正中心的步驟。根據本發明的目的，還提供了在彎曲腔內定心植入假體的方法，包括將假體裝入輸送鞘的步驟，假體有近端，鞘有遠端，在推進的第一步，將載有內鞘的外導管推進到接近彎曲腔的位置，在推進的第二步，將載有假體的內鞘推進到彎曲腔內，至少將近端安置在彎曲腔內，而外導管基本上保持在原位，將假體近端和/或鞘遠端在彎曲腔內對正中心，進行對中步驟以後，假體的近端在彎曲腔內對中安放。根據本發明的目的，還提供了在患者治療部位植入假體的方法，包括提供具有柔性比較大的內鞘和剛性比較大的外鞘的假體輸送系統的步驟，將假體裝在內鞘內，將含有假體的內鞘裝載在外鞘內，在患者體內向治療部位推進外鞘，到達距離治療部位有一定距離的給定位置。外鞘保持在這個給定位置，將內鞘從外鞘中推出，到達治療部位，至少將內鞘近端安放在治療部位內，將假體近端和/或內鞘遠端在彎曲腔內對正中心。內鞘退回到至少部分地將假體植入在治療部位，一旦完成假體植入，將內鞘和外鞘從患者體內收回。根據本發明的另一種模式，進行定心步驟以後，假體在彎曲腔內對中安放。根據本發明進一步的模式，假體的近端有一個確定流入平面的小孔，腔的近端植入部位確定植入平面，通過將流入平面與糹直入平面基本對正完成對中步驟。根據本發明增加的模式，完成對中步驟以後，假體的安置使流入平面與糹直入平面基本7於正。根據本發明的另一種模式，用鞘對中裝置至少將鞘的遠端在彎曲腔內對中，完成對中步驟。又根據本發明的另一種模式，將假體部分摺疊到小於鞘內部的尺寸，將部分摺疊的假體插入鞘內，完成裝載步驟；在彎曲腔內釋放對中的假體，完成安放步驟。又根據本發明的另一種模式，提供的鞘為柔性比較大的內鞘，內鞘可滑動地配置在剛性比較大的外鞘內。又根據本發明的另一種模式，首先將裝有內鞘的外導管向彎曲腔推進到彎曲腔的近端，將裝有假體的內鞘推進到彎曲腔內，而外導管基本保持在原位，完成推進步驟。又根據本發明的另一種模式，在主動脈的彎曲段內進行對中步驟。又根據本發明的另一種模式，假體有一個確定流入平面和出口平面的管狀植入體，植入體支架的所有部分布置在流入平面和出口平面之間。又根據本發明的另一種模式，導向絲在彎曲腔內穿過植入部位，沿導向絲引導裝有假體的輸送鞘完成推進步驟，通過在植入部位向離開導向絲的方向移動假體近端和/或鞘的遠端完成定心步驟。又根據本發明的另一種模式，提供一個尖端，通過此尖端進行假體近端定心。又根據本發明的另一種模式，尖端可滑動地配置在輸送鞘內。仍然根據本發明的另一種模式，該尖端可操作地連接到輸送鞘，用尖端和鞘執行定心步驟。仍然根據本發明的另一種模式,尖端可滑動地配置在輸送鞘內，將尖端安置在鞘的遠端，鞘定心裝置通過鞘連接到尖端，用鞘定心裝置完成定心步驟。仍然根據本發明的另一種模式，鞘定心裝置有一個尖端，此尖端可滑動地配置在輸送鞘內，將尖端安置在鞘的遠端，通過從尖端向外擴張鞘定心裝置完成定心步驟。根據本發明的另一種模式，在鞘的近端有一個鞘定心裝置,用鞘定心裝置完成定心步驟。仍然根據本發明的另一種^t式，用與鞘分開的鞘定心裝置完成定心步驟。又根據本發明的另一種模式，在進行定心步驟之前，將鞘定心裝置的中心軸線置於接近垂直於鞘縱向軸線的位置。根據本發明的另一種模式，用圍繞鞘外部的鞘定心裝置完成定心步驟。又根據本發明的另一種模式，用配置在鞘外表面與鞘所插入的腔的壁之間的鞘定心裝置完成定心步驟。根據本發明伴生的模式，用置於鞘內的鞘定心裝置完成定心步驟。所附權利要求書闡述了被視為本發明特徵的其他特徵。雖然在支架植入物近端自定心輸送系統和方法中具體說明和描述了本發明，但決不是要僅限於所給出的內容，因為在不偏離本發明宗旨以及在權利要求的範疇和等同範圍內可以做出各種修改和結構改變。不過，通過結合附圖來閱讀以下具體實施方案的說明可以最佳地理解本發明的結構和使用方法以及其他目的和優點。在所附權利要求書中具體地闡述了被認為新穎的本發明的特徵，結合附圖參考以下說明可以更好地理解本發明和其它目的及其優點，在這幾幅圖中相同的附圖標記表示同樣的元件，其中圖1是本發明的支架植入物的側視圖；圖2是圖1中支架植入物的支架側視固；圖3是有各種突出的圖2的支架的截面圖；圖4是用於形成現有技術支架的現有技術圓形心棒的立體圖；圖5是一段血管中現有技術支架的局部側視圖；圖6是用於形成圖1-圖3的支架的十二面體形狀心棒的立體圖；圖7是在一段血管中圖1-圖3的支架的局部側視圖8是圖1的支架植入物近端的局部放大側視圖，其說明了萬向架固定末端的運動；圖9是根據本發明的兩部分支架植入物的側視圖10是根據本發明的輸送系統的局部側視圖，在中間位置上有一個鎖緊環；圖11是圖IO的輸送系統的局部側視圖，具有在前進位置的鎖緊環，以及用虛線表示的處於前進位置的遠端把手和鞘組件；圖12是圖10的輸送系統的鞘組件的局部放大圖13是處於俘獲位置的輸送系統的圖10的頂點俘獲裝置的局部放大圖14是處於鬆開位置的圖13的頂點俘獲裝置的局部放大圖；圖15是處於俘獲位置的圖10的輸送系統的頂點釋放裝置的局部放大圖16是去除中間件之後處於俘獲位置的圖15的頂點釋放組件的局部放大圖17是處於釋放位置的圖16的頂點釋放組件的局部放大圖；圖18是圖11的輸送系統的局部側面正視圖，示出了使用者如何布安》文該》f復物；圖19是包括主動脈的人動脈的局部截面圖，其中本發明組件處於根據本發明的插入修復物方法第一步中；圖20是圖19中動脈的局部截面圖，其中該組件處於插入修復物方法的下一步中；圖21是圖20中動脈的局部截面圖，其中該組件處於插入修復物方法的下一步中；圖22是圖21中動脈的局部截面圖，其中該組件處於插入修復物方法的下一步中；圖23是圖22中動脈的局部截面圖，其中該組件處於插入修復物方法的下一步中；圖24是圖23中動脈的局部截面圖，其中該組件處於插入修復物方法的下一步中；圖25是本發明輸送系統內腔的共軸關係的局部示意立體圖；圖26是根據本發明的頂點釋;^文組件的局部截面圖；圖27是圖1中支架植入物的局部側視圖，包括各種取向的本發明不透射線標記物；圖28是圖1中支架植入物的局部立體圖，包括各種取向的本發明不透射線標記物；圖29是圖13中頂點俘獲裝置的遠端頂點頭部的立體圖30是圖29中遠端頂點頭部和圖13中頂點俘獲裝置近端頂點體的局部側視圖，部分棵支架處於俘獲位置；圖31是圖30中遠端頂點頭部和近端頂點體的局部側視圖，切除一部分近端頂點體是為了說明處於俘獲位置的棵支架；圖32是處於釋放位置的圖30中遠端頂點頭部和近端頂點體的局部側視圖:圖33是根據本發明的手柄組件的一個實施方案的局部截面圖34是圖33中手柄組件的推動器扣緊旋轉體的截面圖35是圖34中推動器扣緊旋轉體沿直線C-C觀察的平面視圖36是圖34中推動器扣緊旋轉體的平面(部分隱藏)視圖，包括用於圖10、,11和18的手柄組件的第一個實施方案的螺旋溝槽；圖37是圖36中推動器扣緊旋轉體沿剖面線A-A的截面圖38是圖36中推動器旋轉體的平面(部分隱藏)視圖39是圖38中推動器扣緊旋轉體沿剖面線B-B的截面視圖40是圖33中手柄組件旋轉體的立體圖41是圖40中旋轉體的部分隱藏的側視圖42是圖41中旋轉體沿剖面線A-A的截面圖43是圖4G中旋轉體的部分隱藏側視圖44是圖33中手柄組件推動器扣緊體的部分隱藏的側視圖45是圖44中推動器扣緊體沿剖面線A-A的截面圖；圖46是圖44中推動器扣緊體沿剖面線B-B的截面圖；圖47是圖33中手柄組件的一部分的局部側視圖，包括本發明的鞘組件；圖48是圖47中手柄組件的一部分的分解側視圖；圖49是圖33中手柄組件手柄體的部分隱藏局部側視圖；圖50是根據本發明的手柄組件的第二個實施方案的一部分的局部分解側視圖51是圖50中處於中間位置那一段的局部側視圖52是手柄組件的第二個實施方案的第一部分的分解圖53是與具有第一部分和鞘組件的圖52比較的手柄組件的第二個實施方案的較大部分的局部分解圖54是手柄組件的第二個實施方案的扣緊體的立體圖55是圖54中扣緊體的側視圖56是圖55中扣緊體沿剖面線A-A的截面圖57是圖54中扣緊體的平面圖58是圖57中扣緊體從剖面線B-B觀察的平面圖59是手柄組件的第二個實施方案的扣緊套管的部分隱藏的局部側—見圖60是圖59中扣緊套管的一部分沿剖面線A的局部截面圖61是圖59中扣緊套管沿剖面線C-C的局部截面圖62是圖59中相對於圖59旋轉的扣緊套管的部分隱藏的局部側視圖63是圖10中頭錐體和鞘組件的局部截面圖64是根據本發明的自調節結構的一部分的局部透視圖65是輸送系統遠端部分的局部截面示意圖，其中本發明自調節結構在下行胸主動脈中並且該自調節結構與期望取向相反；圖66是圖65中輸送系統遠端部分的局部截面示意圖，其中自調節結構部分位於下行胸主動脈內，部分位於主動脈弓內，自調節結構的取向接近於預期的取向；圖67是圖65中輸送系統遠端部分的局部截面示意圖，其中自調節結構主要位於主動脈弓內，並且該自調節結構基本上處於完全處於期望的取向上；圖68是圖25中植入物推動內腔遠端的替代實施方案的部分分解局部i文大立體圖69是使用者在彎曲裝置周圍彎曲支架植入物組件使導絲內腔彎曲的圖片；圖70是根據本發明的支架植入物的側視圖71是帶有扣緊支架和冠狀支架的支架植入物替代實例側視圖72是顯示圖71的支架植入物側面的照片；圖73是圖l和圖70的支架植入物近端從側面看的立體圖照片，其中棵支架從近端伸出；圖74是圖71的支架植入物近端從內側看;^文大的立體圖照片；圖75是圖71的支架植入物從遠端看的立體圖照片，帶有另一種冠狀支架，其中支架較少連接到植入物上；圖76是圖71的支架植入物從根據本發明的輸送系統柔性鞘部分地抽出的側視圖照片，其中有一些夾持支架尖頂可釋放地夾持在輸送系統的尖頂夾持裝置內；圖77是圖76的夾持支架植入物從近端看的立體圖照片，其中有一些支架夾持尖頂可釋;^文地夾持在輸送系統的尖頂夾持裝置內；圖78是圖1和圖70的支架植入物在典型的脈管內安放時從近端看的立體圖照片；圖79是圖71的支架植入物在典型的脈管內安放時從近端看的立體圖照片；圖80是圖13、14、29至32和63的頂尖夾持裝置沿垂直於本發明的輸送系統縱向軸線的平面的截面圖，該輸送系統不帶內鞘；圖81是圖80的頂尖夾持裝置沿垂直於圖80圖面的平面和通過本發明的輸送系統的縱向軸線的局部剖面圖，不帶內鞘；圖82是根據本發明的輸送系統的遠端局部側視圖，帶有彎曲定向的內鞘和具有D形標記的替代實例；圖83是圖82的輸送系統的局部俯視圖84是圖82的輸送系統的遠端的局部平面、部分隱藏的視圖，在相反的頂側帶有D形標記；圖85是圖82的輸送系統的遠端從圖82頂面看和平行於輸送系統導管縱向軸線的局部正視圖86是根據本發明的輸送系統帶有轉動的遠端手柄替代實例的側視圖87是圖86的轉動遠端手柄的局部截面圖；圖88是圖86的轉動遠端手柄替代實例的局部截面圖；圖89是圖86的輸送系統遠端的局部立體圖；圖90是本發明的輸送系統的另一種實例的遠端側的立體圖；圖91是圖90的輸送系統的頂尖釋放裝置的局部放大分解側視圖；圖92是圖90的輸送系統的鎖球裝置的局部放大分解側視圖；圖93是圖90的輸送系統手柄裝置的夾緊套的立體圖；圖94是圖90的手柄裝置的夾緊體裝置的分解立體圖；圖95是圖90的手柄裝置的轉子裝置的分解立體圖；圖96是圖95的轉子裝置在組裝狀態的立體圖；圖97是圖90的輸送系統的輸送鞘的局部分解側視圖；圖98是圖97的輸送鞘旋轉大約90度的局部分解側視圖；圖99是圖98的輸送鞘的一部分放大的側視圖；圖100是圖90的輸送系統遠端的局部放大側視圖；圖101是圖90的手柄裝置的近端的局部的部分隱藏的側視圖和局部截面圖，鞘腔已卸下；圖102是圖101的手柄裝置的近端的局部截面圖103是圖102的手柄裝置的促動球和夾緊體裝置的局部放大截面圖104是圖102的手柄裝置的轉子裝置的局部放大截面圖105是圖104的手柄裝置的轉子裝置的局部進一步放大的截面圖；圖106是圖90的輸送系統的手柄裝置的局部橫斷面圖107是圖90的輸送系統的手柄裝置的局部橫斷面圖108是圖90的輸送系統的手柄裝置的局部橫斷面圖109是圖90的輸送系統的手柄裝置的局部橫斷面圖110是圖90的輸送系統的手柄裝置的局部橫斷面圖111是圖110的手柄裝置的局部放大橫斷面圖112是圖90的輸送系統的手柄裝置的局部-鏡斷面圖113是圖112的手柄裝置的局部放大橫斷面圖114是圖90的輸送系統的手柄裝置的局部橫斷面圖115是圖90的輸送系統的手柄裝置的局部橫斷面圖116是圖90的輸送系統的手柄裝置的局部橫斷面圖117是圖90的輸送系統的手柄裝置的局部橫斷面圖118是圖90的輸送系統的手柄裝置的局部橫斷面圖119是圖90的手柄裝置遠端的帶陰影的局部截面圖，不帶近端手柄；圖120是裝有現有技術的支架植入物的胸腔主動脈局部截面示意圖，其流入平面與才直入平面成一定角度；圖121是裝有根據本發明放置的支架植入物的胸腔主動脈局部截面示意圖，其流入平面與才直入平面對正；圖122是根據本發明的支架植入物定心裝置的第一個典型實例的側面示意圖123是圖122的支架植入物定心裝置在主動脈內的局部截面示意圖124是根據本發明的支架植入物定心裝置的第二個典型實例的局部示意立體圖125是圖124的支架植入物定心裝置的局部示意截面圖，其中一個氣嚢在主動脈內充氣；圖126是圖124的支架植入物定心裝置的局部平面圖，有三個充氣圖127是根據本發明的支架植入物定心裝置的第四個典型實例在第一個位置的局部立體圖128是圖127的支架植入物定心裝置在第二個位置的局部立體圖；圖129是根據本發明的支架植入物定心裝置第五個典型實例的局部示意立體圖130是作用於圖129的支架植入物定心裝置上的力的局部截面示意圖131是根據本發明的支架植入物定心裝置的第六個典型實例在第一個位置的局部示意截面圖132是圖131的支架植入物定心裝置在第二個位置的局部示意截面圖133是根據本發明的支架植入物定心裝置的第七個典型實例在閉合位置的局部示意立體圖134是圖133的支架植入物定心裝置在張開位置的局部示意立體圖135是圖133的支架植入物定心裝置在夾持狀態的局部示意立體圖136是根據本發明的支架植入物定心裝置第八個典型實例局部示意側浮見圖137是圖136的支架植入物定心裝置在伸出狀態的局部示意側視圖138和140是圖136的支架植入物定心裝置的局部示意分解圖139是圖136的支架植入物定心裝置的局部示意側視圖，其中該定心裝置在縮回狀態和夾持了支架；圖141是圖136的支架植入物定心裝置的局部示意側視圖，其中該定心裝置在伸出的定心狀態和夾持了支架；圖142是圖136的支架植入物定心裝置的局部示意側視圖，其中該定心裝置在伸出的定心狀態和釋i文了支架；圖143是根據本發明的支架植入物定心裝置的第九個典型實例在主動脈內的局部示意截面圖144是根據本發明的支架才直入物定心裝置的第十個典型實例在直線狀態的局部示意側;〖見圖145是圖144的支架植入物定心裝置在迂迴狀態的局部示意側視圖146是圖144的支架植入物定心裝置在彎曲狀態的局部示意側視圖147是根據本發明的支架植入物定心裝置第十一個典型實例在定心狀態的局部示意截面圖148是圖147的支架植入物定心裝置的局部示意截面圖，帶有輸送系統和支架植入物閉合；圖149是圖147的支架植入物定心裝置的局部示意截面圖，帶有輸送系統和支架植入物張開；圖150是帶充氣氣嚢的圖147的支架植入物定心裝置的局部示意立體圖151是未充氣的圖147的支架植入物定心裝置氣嚢的局部示意立體圖152是根據本發明的支架植入物定心裝置的第十二個典型實例在主動^K內的局部示意截面圖153是圖152的支架植入物定心裝置將支架植入物輸送裝置定心的局部示意截面圖，其中支架植入物閉合；圖154是圖152的支架植入物定心裝置將支架植入物輸送裝置定心的局部示意截面圖，其中支架植入物張開；圖155是圖152的支架植入物定心裝置的局部示意截面圖156是根據本發明的支架植入物定心裝置的第十三個典型實例的局部示意側-現圖157是在主動脈內的現有技術的支架植入物的局部示意側視圖，其流入平面與植入平面成一定角度；圖158是圖156的支架植入物定心裝置在主動脈內的局部示意側視圖，其中流入平面與植入平面對正；圖159是根據本發明的支架植入物定心裝置的第十四個典型實例的局部示意立體圖160是根據本發明的支架植入物定心裝置的第十五個典型實例的局部示意立體圖161是圖160的支架植入物定心裝置的控制裝置局部示意立體圖；圖162是根據本發明的支架植入物定心裝置的第十六個典型實例的第一種構型的局部示意立體圖163是圖162的支架植入物定心裝置第二種構型的局部示意立體圖164是根據本發明的支架植入物定心裝置的第十七個典型實例在伸出狀態的局部示意側視圖165是圖164的支架植入物定心裝置在進一步伸出狀態的局部示意側一見圖166是圖164的支架植入物定心裝置在收縮狀態的局部示意側視圖167是圖164的支架植入物定心裝置在張開位置的局部示意側視圖167A是圖167的支架植入物定心裝置在張開位置的局部示意;^文大側牙見圖168是圖164的支架植入物定心裝置在夾持位置的局部示意;^文大側牙見圖169是圖167的支架植入物定心裝置在支架被夾持位置的局部示意側浮見圖170是根據本發明的支架植入物定心裝置第十八個典型實例在閉合狀態的局部示意立體圖171是圖170的支架植入物定心裝置穿過支架植入物的局部示意立體圖172是圖171的支架植入物定心裝置在張開狀態和沒有支架植入物的局部示意立體圖173是根據本發明的支架植入物定心裝置的第十九個典型實例在閉合狀態的局部示意側視圖174是圖173的支架植入物定心裝置在張開狀態的局部示意側禍L圖175是圖174的支架植入物定心裝置穿過支架植入物的局部示意側一見圖；和圖176是根據本發明的支架植入物定心裝置的第二十個典型實例的局部示意側—見圖。具體實施例方式雖然說明書以規定本發明的特徵-被認為是新穎的-的權利要求書結束，但我們認為，結合附圖(其中相同的附圖標記被慣切)來考慮以下說明可以更好地理解本發明。本發明提供了用兩部分擴張輸送系統植入假體的支架植入物、輸送系統和方法，尤其適用於治療/人主動^^弓的頭臂動^^水平向遠端的剛好在腹腔軸水平以上的胸主動脈缺陷，為胸主動脈的吻合提供血管腔內基礎，同時通過排除血管缺陷並使主動脈的手術修復不必要而為部分/全部修復胸主動脈提供了一種替代療法。不過，本發明的支架植入物不限於在主動脈中使用，它可以插入能夠容納支架植入物尺寸的任何可介入的動月永內。支架糹直入物本發明的支架植入物提供的各種特徵，這些特徵迄今為止還未在本領域中使用過，具有這些特徵的血管修復裝置可以更有效地植入/適應主動脈的自然段或病變段，減少刺穿血管的可能性，提高脈管連接的血液密封性，減少了植入物移動的可能性。支架植入物通過輸入系統在開放式血管修復之前、之間或替代開放式血管(即主動脈弓，尤其是上行或下行主動脈段)修復植入到血管腔內。下面對輸入系統有詳細的描述。支架植入物治療的主要病症是主動脈瘤、主動脈夾層動脈瘤和其它與主動脈有關的疾病，如主動脈潰瘍穿孔、主動脈縮窄和動脈導管未閉。支架植入物》文入主動脈血管內腔時在血管內形成密封，並自動將其自身粘附在血管上，結果消除了病理損害。現在首先詳細參考附圖中的圖形，尤其是圖1,其中給出改進的支架植入物1,支架植入物1有植入物套管10和訐多支架20。支架20最好用鎳鈦諾製造，鎳鈦諾是一種有獨特屬性的合金，壓縮後可以回彈成固定結構，其回彈屬性取決於合金現有的溫度。關於鎳鈦諾的詳細說明及其在支架上的應用例如可以參考美國專利4665906(Jervis)和專利5597378(Gianturco)。植入物套管10為圓筒形狀，整個長度是用織造植入材料製造的。植入材料最好是聚酯，尤其是指DACR0N⑧品牌的聚酯或者是泡沫聚四氟乙烯("EPTFE")類的其它材料類型，或者是其它聚合物基包覆材料。管狀植入套10具有多個獨立的內腔支撐金屬絲的框架，每一條金屬絲在本領域中都指支架20。各支架20的連接優選用聚合物(尼龍、聚酯)線在整個支架20的周圍縫合和穿過植入套管10進行縫合。縫合間距要足夠小，以防止支架20的邊緣從植入套管10的外周伸出大大超過金屬絲本身的直徑。縫合間距最好在0.5-5毫米之間。支架20縫合在植入套管10的內表面或外表面上。圖1介紹了植入套管IO外表面16上的所有支架20和支架30。在沒有用圖示說明的實例中，最近端支架23和最遠端支架以及棵支架30連接在植入套管10的內表面上，剩下的支架20連接到外表面16上。還有一種未舉例說明的可能的實施方案，它把支架20和支架30與植入套管10的連接從植入物的外表面改變成植入物的內表面，這種改變都有周期順序。在與植入套管10連接時，支架20徑向迫使植入套管10擴張到預定直徑D。當把植入物植入到血管內並且使之張開時，釋放的徑向力在血管壁上形成密封並把植入物粘附到血管壁上。通常，確定支架20的尺寸，以完全張開到植入套管10完成張開的直徑D。不過，本發明的特點是每一個支架20和支架30的直徑都大於植入套管IO完全張開的直徑D。因而，當支架1完全張開並定位在其放置位置的血管內表面上時，每一個支架20都向植入套管10獨立施加徑向力。施加這裡所指的預壓縮是為了(l)確保植入覆蓋物完全張開，(2)確保有足夠的支架徑向力形成良好的密封，(3)固定支架植入物並防止它扭曲，(4)固定支架植入物並防止移動。每一個支架20最好用一根鎳鈦諾金屬絲製造。當然也可以用其它生物相容性材料，如不鏽鋼、生物聚合物、鈷鉻合金和鈦合金。每一個支架20的典型形狀對應於本領域所指的鋸齒形支架。例如，參見Gianturco(儘管支架20的形狀可以是滿足自動張開支架功能的任何形式)。因此，構成支架20的金屬絲是一個具有波浪或正弦曲線形狀的環。尤其，如圖2所示，垂直於支架20中軸線21的正浮見圖所給出的形狀介於三角形波浪和正弦曲線之間。換句話說，圖2中的^見圖說明每一個支架20都有交替的近端頂點22和遠端頂點24。不論與植入套管10的完全圓周連接如何，面向血管壁的頂點的半徑r優選不要太尖，以防止刺穿血管的可能性。尤其，支架20近端頂點22和遠端頂點24的曲率半徑r最好相等。曲率半徑在大約0.1毫米和3.0毫米之間，特別是約0.5亳米。支架的另一個有利特徵是支架接觸血管內壁的縱向延伸形狀。關於縱向形狀的說明，參考圖3-7。現有技術支架和本發明的支架都是在心棒29和29，上把金屬絲纏繞在它們上面製造的，並且通過在未示出的從心棒的軸垂直伸出的針狀物(pin)上纏繞金屬絲而形成頂點22、24、32和34。這種針狀物(如果用圖示說明)將位於圖4-6中心棒29和29'中示意的小孔中。現有技術支架是在圓形心棒29(也稱為杆)上製造。在圓形心棒29上形成的支架20，具有圓形剖面(見圖5)。由於剖面是圓的，支架20'無法均勻地符合它所插入的血管2的內壁。這種缺點在支架植入物1的密封區-其中植入物10的末端需要靠在血管2的內壁上的區域-非常嚴重。臨床經驗表明，用圓形心棒29製造的支架20，沒有貼在血管2上；反而，如圖5所示，只是支架20，的中間段定位在血管2上。因此，在支架植入物1的近端12或遠端14的任何一個上有這樣的支架20，時，植入材料就從血管2的管壁上張開進入內腔這是要避免的狀況。對比圖5中支架20，縱向彎曲剖面的上下段和血管2的直線縱剖面就可以看出這種張開情況。為了解決這一問題和保證支架與脈管的筒形並置，本發明的支架20是在多面心棒上形成的。尤其，支架20是在多面體形狀的心棒29，上形成。心棒29，沒有鋒利的邊緣。相反，它具有平坦段和在各平坦段之間的圓形邊緣部分。因此，如圖3所示，在心棒29，上形成的支架其截面是有些圓的多邊形。與這種支架20中軸線21垂直的截面視圖在平面側或支撐33之間(對應心棒29，的平坦段)有斜面或圓形邊緣31(對應心棒29'的圓形邊緣部分)。為了製造支架20,在位於心棒29'的圓形段的沒有圖示說明的針狀物上纏繞金屬絲形成支架20的頂點，針腳。因此，位於支架20的頂點22、24、32、34之間的支柱33平坦地貼在心棒29，的平坦側。當在本發明心棒29'上這樣形成時，縱剖面實質上沒有支架20，的剖面圓，實際上基本是線性的。對於分別有6個近端頂點22和6個遠端頂點24的支架20來說，支架20是在十二面體形狀的心棒29，(心棒有12個側面)上形成，圖6中所示的就是心棒29'。在這種心棒29，上形成的支架將擁有圖3所示的截面。圖7所示的14個頂點的支架20舉例說明了在14個側面的心棒上形成的支架20。圖7中支架20的橫截面(有14個側面)是多邊形，並且如圖7所示，支架20的縱剖面完全是線性的。從臨床來看，線性的縱剖面提高了支架20適應血管2的能力，把植入套管IO在每個支架20的末端密封區內向外壓。改善支架植入物1性能的另一種方法是植入物IO上的最遠端支架25(即下遊)提供附加的頂點，讓它具有較長的縱向長度(即較大的振幅)和/或較長的周長。當把周長較長的支架25縫合到植入物上時，支架植入物1就會具有更好的臨床表現。這種改進的部分原因是需要把植入材料10的遠端部分牢固地壓在血管壁上。增加頂點數就增加了支架植入物1和血管壁之間的接觸點，從而保證了與血管壁更好的並置和植入材料10與血管之間更好的密封性。並置性與密封性的提高大大改善了支架植入物1遠端14與血管的軸向對準。如上所述，每一個支架20和30的直徑都大於植入套管10完全張開時的直徑D。因此，如果遠端支架25的直徑也大於直徑D,它就會比沒有這種超尺寸結構的支架在植入物相應段的四周產生更大的徑向偏置。植入的典型支架植入物1一般在血管的筆直段不會脫離，因為支架作用於植入套管上的徑向偏置力為支架和植入物匹配血管壁提供了足夠的壓力。然而，當典型的支架植入物植入彎曲的血管(如主動脈)時，支架植入物1確實會脫離脈管壁。根據本發明支架植入物1並置性和密封性的加強大大減少了脫離的可能性，因為與現有技術支架植入物相比，增加的高度和附加頂點加強了支架植入物垂直於血管壁的調準(不發生脫離)。支架總頂點數取決於將要植入支架植入物1的血管直徑。直徑小的血管其頂點總數比植入較大直徑血管的支架少。下面的表1介紹了具有不同直徑血管的優選支架實施方案。例如，如果血管的直徑為26或27毫米，那麼植入套管10的典型的直徑是30毫米。對於直徑30毫米的植入套管來說，中間支架20將在每一側(近端和遠端)有5個頂點，一共10個頂點。換句話說，支架定義了5個周期性的"波浪"。相比之下，最遠端的支架25定義了6個周期性"波浪"，因此總共有12個頂點。注意，圖1中的最遠端支架25沒有增加頂點。雖然表l示出了典型的實施方案，但可以根據需要調節和改變這些結構。表1tableseeoriginaldocumentpage32tableseeoriginaldocumentpage33為了提高支架植入物1在血管中的固定性，在支架植入物1上提供了暴露或棵露的支架30,支架30優選僅僅位於植入套管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，即圖1中血液/人;陳露的支架30向左流過套管10的部分。4果露架30並不限於附在近端12上。另一個未標示出來的棵支架同樣可以附在植入套管10的遠端14上。重要的是，棵支架30隻是部分與植入套管IO相連。具體地說，棵支架30隻是固定在棵支架30遠端頂點34的植入套管10上。因而，棵支架30從植入套管10的近端部分自由延伸近端頂點32。棵支架3Q有各種屬性，主要屬性是改善植入材料對血管壁輪廓的並置性和調準主動脈弓腔內植入覆蓋物的近端部分，提供了植入套管10近端12的血液密封罩，以便血流不經過動脈內壁和套管10的外表面之間通過(內漏)。遠端頂點34的曲率半徑ot的典型構型基本上等於支架20近端頂點22和遠端頂點24的半徑r,尤其是至少等於和棵支架30直接相鄰的支架20近端頂點的曲率半徑r。這樣，如圖8所示，最近端支架23的近端頂點22和棵支架30暴露部分交叉點之間的距離在植入套管10近端12的整個圓周上相互之間都是基本上相同。這一距離最好根據植入物的直徑而變化。因此，與植入套管10連接的遠端頂點34的正弦部分所橫跨的路徑與距棵支架30最近的支架23的路徑基本上相同。因而，支架22和棵支架30(與植入套管IO相連)各部分之間的距離保持不變。這樣一種結構是有利的，因為它保持了血管周圍裝置徑向力的對稱，還有助於裝置的同步、同時張開，從而由於增加了與血管壁接觸的外向力構件而提高了植入材料和血管壁的並置性形成近端密封並且大大改善了近端密封。把支架23、30相互協調地插在一起，建立搭接，即棵支架30的頂點34定位在支架23的槽內。這種結構還有一個優點，就是搭接部分在植入物10的近端開口和植入支架植入物1的血管之間提供了兩倍數量的接觸點。增加的並置點使植入套管10的近端開口面向血管壁，大大減少了內漏的可能性。另外，支架23、30的4荅>|妻部分增加了徑向負荷或壓縮阻力，從功能上加強了固定性，減少了裝置遷移的機會。與棵支架30的遠端頂點34相比，近端頂點32(這些端件沒有縫合到植入套管10上)的曲率半徑(3比遠端頂點34的曲率半徑oc大很多。棵支架頂點的典型結構是，近端頂點32的半徑約等於1.5毫米，遠端頂點34的半徑約等於0.5毫米。這樣一種結構在很大程序上防止了近端頂點32刺穿血管，或者至少降低了棵支架30刺穿血管的機會，因為近端頂點32的彎曲不尖銳。棵支架30的幅度也大於其它支架20的幅度。優選的是，支架20峰-峰幅度約為1.3-1.5釐米，而棵支架30的峰-峰幅度約為2.5-4.0釐米。因此，棵支架30施加到主動脈內壁的力(由於棵支架30擴展到它的自然位置)分布於一個較大的表面積上。因而本發明中棵支架30對血管內壁施加的創傷徑向應力小雖然每平方毫米的應力比單個支架20的應力小，但這一特點還是足以把近端12保持在位置上。同時，棵支架30的較高配置以更加"自衛"的方式引導支架植入物的近端開口。因此，支架植入物的近端開口在近端開口區內與血管的自然彎曲更加協調。如上所述，由於血管不斷地移動和由血流賦予的壓力不斷地改變，置於血管中的任何支架植入物都自然傾向於向下遊遷移。當支架植入物1擁有植入套管段18的時候就更是這樣，套管段18兩端的支架間隔規定套管段18的長度，賦予支架植入物1手風琴式、六角手風琴式或毛毛蟲樣的形狀。當這樣一種形狀隨血管一起搏動，而從近端12到下遊遠端14沿著支架植入物以脈動的方式產生血液動力學壓力時，支架植入物1就在血管中傾向於向下遊移動。必須完全阻止這種運動。植入套管IO縱向長度上的支撐就是防止這種移動的。因此，如上所述，現有技術支架植入物在支架之間的直線段上裝有縱向杆。不過，本發明提供有縱向的螺旋支撐件40,當與植入套管10的縱軸11相對平行延伸時，支撐件40並不象現有技術那樣與整個支架植入物1的縱向方向基本上平行。"相對平行"在這裡指的是長度更趨向於支架植入物1的縱軸11而不是與其垂直的軸的程度。具體地說，縱向支撐件40是某種S旋轉形狀，因為近端部分42以第一個角度41(被定義為植入套管10的圓周360度中的一個角度)相對平行於植入套管10的軸線11，遠端44也相對平行於管狀植入物的軸線11，但角度卻是植入套管10圓周上不同的第二個角度43。第一和第二個角度41、43之間的差異取決於植入套管10的長度L。例如，對於大約20釐米長(約8")的植入套管，第二個角度43與第一角度41相差80-110度之間，尤其大約相差90度。相比之下，對大約9釐米長(約3.5")的植入套管，第二個角度43與第一個角度41相差30-60度，尤其相差大約45度。如下所述，第一個和第二個角度41、43之間的距離還取決於支架植入物在體內所受到的曲率和彎曲類型。縱向支撐件40在近端部分42和遠端部分44之間有一個彎曲的中間部分46。用"部分"一詞並不是指支撐杆分為三個獨立的部分(當然，在特殊結構中多部分實施方案是可能的)。縱向支撐件40的典型實施方案是一個整體的支撐杆，用不鏽鋼、鈷鉻合金、鎳鈦諾或聚合材料製造，形狀是完全彎曲的螺旋42、44和46,沒有直段。在一種可供選擇的支架植入物實施方案中，近端部分42和遠端部分44可以基本上與支架植入物1的軸線11平行，中間部分46可以是螺旋彎曲的。描述縱向支撐件40典型的彎曲實施方案的一種方法可以使用漸近線的類似物。如果有兩條漸近線以植入套管10的第一種角度41和第二種角度43平行於植入套管10的縱軸線11延伸，那麼近端部分42就可以呈現第一種角度41或者是漸近於第一種角度41延伸，近端部分44可以呈現第二種角度43或是漸近於第二種角度43延伸。由於縱向支撐件40在一個典型的實施方案中是一個整體，所以彎曲部分46符合通過如這裡所述安置近端部分42和遠端部分44所形成的自然彎曲。在這樣一個位置上，彎曲的縱向支撐件40有一個中心線45(平行於植入套管10的縱軸線11,在植入套管10上的第一種角度41和第二種角度43之間的中途)。因此，在這種實施方案中，彎曲段以大約20-40度的程度插入到中心線45，優選的角度約為30-35度。描述縱向支撐件彎曲的另一種方法可以對照中心線45。縱向支撐件40在第一個角度41和中心線45之間的部分基本上是縱向支撐件40在第二個角度43和中心線45之間部分的鏡像，只是繞垂直於中心線45的軸線旋轉了180度。這裡的這種對稱可以稱為"鏡像對稱"。縱向支撐件40優選以與支架20同樣的方式縫合到植入套管10。然而，縱向支撐件40不是直接縫合到任何支架20的植入物近端部分。換句話說，縱向支撐件40是獨立於支架20所構成的近端框架的。這樣一種結構是有利的，因為獨立的近端形成一個萬向節，賦予支架植入物附和加的靈活性。具體地說，有萬向架的近端可以讓近端更好地匹配近端並置點，從而減少了內漏的機會。增加縱向支撐件的獨立性可以讓近端固定點獨立於遠端段，該遠端段由於血液的脈衝流(pulsutileflow)的生理運動而進行相關的運動。還有，在一個典型的實施方案中，與檔:入套管10連接之前，縱向支撐件40還預加工成需要的螺旋形狀(逆時針/人近端至遠端)。由於安置支架植入物1的血管一般不是直的(尤其是主動脈弓)，所以支架植入物1的最終植入位置最有可能是以某種形式彎曲的。在現有技術支架植入物中(只有縱向平行的支撐杆)，固有地存在一個力使支撐杆變成筆直的自然形狀，因此使整個支架植入物趨向於筆直。這種力對於至少部分彎曲安裝的支架植入物來說是不利的。才艮據本發明的縱向支撐件40的彎曲形狀至少大部分或基本上全部消除了這一缺點，因為縱向支撐件40的自然形狀是彎曲的。因此，支撐件40施加的較少的力少或根本不施加力使縱向支撐件40變直，所以不會以不利的方式移動植入的支架植入物。同時，彎曲的縱向支撐件40抵消了心動周期中脈波和心臟收縮血壓傳播產生的駐留於主動脈壁上的潛在動力能的影響，動力能在心臟舒張時被釋放。更加具體地說，支架植入物l穿越它要植入的彎曲血管時，縱向支撐件4Q被基本上放入到彎曲主動脈的上縱截面線時(相對於解剖位置)，本發明的輸送系統自動把支架植入物l調整到最佳位置。在典型的實施方案中，縱向支撐件40可以按適合患者的形式彎曲，以適應將要植入植入物的實際血管的預期彎曲。因此，第一個和第二個角度41、43之間的距離取決於支架植入物1在體內所受到的曲率和彎曲類型。因此，植入彎曲的縱向支撐件40時，它實際上具有相反的力抗拒要改變支撐件與其駐留的血管現有走向相一致的任何環境。優選以與支架20類似的方式把支撐件40縫合到植入套管10的外表面16上。現有技術支撐杆其端部只是鋼杆或鎳鈦諾杆的截止端，因此是尖的。即使在現有技術中把這些端部縫合到管狀的植入物上，還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撐杆。本發明縱向支撐件40的兩端不是突然截止的。相反，縱向支撐件的每一端都往回彎曲成一個環47,因此支架植入物軸線上的縱向支撐件的末端不是尖銳的，相反，從植入套管10的末端12、14這一側看它的外部是圓的或橢圓的形狀。這種結構在很大程度上防止了撕裂血管壁的可能性，並且因為橢圓形47在兩側縱向延伸還在橢圓形上提供了額外的縱向支撐。此外，在另一實施方案中，縱向支撐件的末端可以連接第二個近端3支架28和最遠端支架。這種結構允許縱向支撐件固定到支架28上(見圖l)和最遠端支架上以便支撐，同時還保持支架植入物近端的萬向架固定特徵。縱向支撐件40的一個重要特點是，縱向支撐件40的末端可以不一直延伸到植入套管10的兩個末端12和14。相反，縱向支撐件40截止於近端12上倒數第二個支架28或支架28之前，如有必要，也可以截止於植入套管10遠端14上倒數第二個支架28，之前。這樣一種截止結構(無論只是近端還是同時包括近端和遠端)的選擇有其特殊原因當縱向支撐件40截止於橫斷面線52和52，定義的一個平面之前時，分別連接的套管10和支架20構成萬向架固定部分50、50，。也就是說，當作用於萬向架固定末端50和50，的4爪力/人一黃斷面線52、52，定義的平面開始繞縱軸11移動或轉動定義植入套管10每一個末端開口的橫斷面時，如圖8所示，移動部分50、50，可以在所有方向上(360度)以環形開口為中心耳又任何角度Y。因此，天然萬向架允許末端50、50，/人縱軸11向4壬意的徑向方向傾4鬥。尤其，萬向架固定末端50、50，允許每一個末端開口自然動態調節到符合植入的血管彎曲。萬向架固定末端50、50，的一個重要優點是限制了作用於單個部件上的力的傳播。實際上，以前作用於整個支架植入物l上的力，也就是作用於支架植入物1兩端50、50，和中間部分的力(即在平面52、52，之間)，現在主要作用於力產生的這一部分。例如，只作用於兩個末端部分50、50，之一的力實際上不傳播到支架植入物1的中間部分(即平面52、52，之間)。然而更重要的是，當力作用於支架植入物1的中間部分時(無^r是縱向、徑向(擴張)移動或扭轉)，末端50、50，因為有萬向節固定而相對保持與相應末端50、50，周圍血管的自然輪廓完全一致，實際上沒有傳遞的任何力，而這種力會潛在造成末端磨損、摩擦或偏離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，延長了支架植入物1的使用壽命。縱向支撐件40的另一個優點是增加了支架植入物1的圓筒強度。具體地說，植入套管的材料可以沿縱軸11很容易壓縮，即使存在支架20也還保持這種屬性，只要支架連接植入套管10並且在一個支架20的遠端24和相鄰的下一個支架20的近端22之間具有間距。對於血流沿縱軸11的長度施加的力的數量尤其是這樣。不過，用根據本發明連接縱向支撐件40,支架植入物1的縱向力增加了，克服了血流帶來的縱向力。這種增加的縱向強度帶來的另一個好處是，進一步防止了支架植入物1在血管中的遷移，因為管狀植入物沒有象手風琴一樣壓縮和膨脹這種動作自然造成植入物的遷移。防止支架植入物1移動的另一種措施是配備至少一個單獨的支架20、30或縱向支撐件40,有突出部分60,如倒鉤或彎鉤(圖3)。例如，參見美國專利出版物2002/0052660(Greenhalgh)。在本發明的典型實施方案中，支架20、30被固定在植入套管10的圓周外表面16上。因此，如果支架20(或支架30的連接部分)有突出部分60向外突出，那麼這種特點就會抓住血管內壁，防止了支架植入物1的移動。這樣一種實施方案非常適合於動脈瘤，但具有脆弱特點的解剖是不優選的，例如因為這種突起60能夠擦傷血管的內表層並造成層間滲漏等。如圖9所示，支架植入物1不只是有一個植入套管10，而是整個支架植入物可以包括第一個支架植入物100和第二個支架植入物200。第一個支架植入物100具有上述支架植入物1的所有特點。第二個支架植入物200沒有上述的環形邊緣近端12,而是有一個形狀與最近端支架220的輪廓一樣的近端212,周長比第一個支架植入物100的遠端周長略大。因此，把第二個支架才直入物200的近端212插入第一個支架才直入物100的遠端114就在整體上形成一個兩部分的支架植入物。由於血液/人第一個支架植入物100的近端112流至第二個支架植入物200的遠端214，所以最好把第一個支架植入物100安裝到第二個支架植入物200內以防止血液從中間滲漏。把裝置按相反的順序植入可以獲得這種結構(首先植入才直入物200,然後植入植入物100)。才艮據需要，每一個支架才直入物100和200都可以有自己的縱向支撐件40。第一個支架植入物100最遠端支架的支架頂點是否匹配第二個支架植入物200最近端支架220的支架頂點並不重要，重要的是這兩個植入物100和200之間的接頭重疊量。輸送系統如上所述，現有技術包括許多把修復物(尤其是支架植入物)送入血管內腔的不同系統。許多輸送系統都有類似的部件，多數系統一般都是在使用輸送系統之前通過在患者腹股溝附近的股動脈插入導絲作為引導。為了防止刺穿通向主動脈並且包括主動脈的動脈，輸送系統與導絲共軸連接並跟蹤導絲的行程到達主動脈。因此跟蹤導絲的輸送系統部件的外徑尺寸要小於患者股動脈的內徑。跟蹤導絲的輸送系統部件包括支架植入物，是由一系列稱為導管和鞘的共軸管腔組成的。支架植入物主要受限於外導管，把支架植入物安裝到外導管內要求壓縮支架植入物。這樣做使得約束支架植入物的輸送系統部分變得非常硬，因此降低了該部分的柔性，讓輸送系統難於跟蹤導絲，尤其是在主動脈弓等彎曲的血管中。此外，由於支架植入物必須壓縮一定的量才能安裝到導管內，支架植入物在約束導管上施加非常大的徑向力，所以通過滑動約束導管脫離支架植入物來布置支架植入物的過程要求非常大的力，一般稱為布置力。另外，導管必須有足夠的強度來約束植入物，要求導管必須是用剛性材料製造的。如果剛性材料彎曲(如跟蹤進入主動脈弓)，則剛性材料會扭結，使其即使可能也會很難布置支架植入物。血管修復物輸送系統的共有特徵包括一個與導絲管腔固定連接的頭錐體，其內徑完全對應導絲的外徑，以便導絲管腔能夠輕易地在導絲上沿著導絲滑動。一個可拆卸的、中空的導管把壓縮修復物包裹在其空腔內，導管固定連接到導絲管腔上。這樣，當修復物處於植入的正確位置上時，醫生就撤回空心導管逐漸從近端向遠端露出自膨脹的修復物。當導管從修復物膨脹框架的每一部分撤回足夠的距離時，框架可張開到自然位置,最好是直徑至少等於血管壁內徑的位置，^v而把修復物緊緊地貼在血管內。當把導管完全從修復物上撤回，從而讓修復物膨脹到血管的直徑時，修復物就完全張開並沿著整個修復物的長度連接到血管的內腔上，如治療主動脈夾層動脈瘤。例如，治療主動脈瘤時，修復物從導管完全釋放時與血管的近端和遠端植入區4妻觸。在輸送過程中的這一位置上，輸送系統可以從患者體內撤出。不過，如果植入不理想，修復物是無法重新裝入導管的。主動脈在腹部和胸下部通常有一個比較直的段。可是，主動脈在胸上部非常彎曲，從心臟的背面到心臟的前面經過一個倒置的U形。如上所述，現有技術輸送系統比較硬，不柔韌(現有技術輸送系統的導絲/導管部分)。因此，如果導絲/導管必須經過主動脈的彎曲^a，導絲/導管就會扭結，因為它是彎曲的或者它會壓住主動脈彎曲的頂部，如果病變段位於導絲/導管施加力的位置上就可能刺穿主動脈。這種狀況必須竭盡全力地避免，因為患者死亡的可能性高。現有技術沒有辦法大大減少主動脈彎曲段上的應力或者使導絲/導管有足夠的柔韌性穿過彎曲段而不造成血管的損傷。不過，本發明具有現有技術所沒有的重要特點，有助於把支架植入物放入主動脈的彎曲段，其方式大大減少了主動脈彎曲段上的應力，極大地減少了使壓縮植入物通過主動脈彎曲段所需要的插入力。如上所述，縱向支撐件40連接到植入套管10之前預先加工成需要的螺旋形狀，在一個典型實施方案中，以適合患者的方式彎曲，以適應將要植入植入物的實際血管的預期彎曲。這樣，當把縱向支撐件40完全置於彎曲主動脈(根據解剖位置)的上縱斷面線時，支架植入物定位在最佳位置。有兩種途徑可以實現這樣的定位。首先為支架植入物l、支撐件40或任何接近於目標位置的輸送系統部分提供不透輻射的標記，醫生監視標記並利用標記把支撐件40調節到認為是最佳的位置上。不過，這種調準技術的成功依賴於醫生的技巧。其次，可以讓輸送系統自動把支撐件40調整到最佳位置上。現有技術中沒有這樣的系統。不過，本發明的輸送系統提供這種調準裝置，因而不需要讓醫生猜測所植入支架植入物1的三維旋轉位置。這種調準裝置以下參考圖64和圖67做更詳細的介紹。本發明的輸送系統還有一個使用非常簡單的手柄裝置。手柄裝置利用了主動脈內徑比股動脈內徑大很多的事實。因此，本發明採用了兩段法，其中把裝置通過股動脈插入並跟蹤進入主動脈的腹部區域之後(主動脈的直徑大於股動脈(見圖19))進行第二階段(見圖20),使支架植入物少量張開但還限制在在鞘內；但此鞘是用紡織/編織聚合物或類似的柔韌材料製造的，非常有柔性。這樣一種結構為輸送系統提供了更大的跟蹤柔韌性，因鞘的直徑較大而減少了布置力，並且由於鞘是用織物製造的而易於克服扭結。為了描述本發明的輸送系統，先要結合圖10、11和12介紹一下輸送裝置600的使用方法。之後介紹單個部件，以便更好地理解過程中的每一步是如何實現把支架植入物1送入主動脈700的任意部分(見圖19-20),尤其是主動脈的彎曲段710的。首先壓縮支架植入物1的遠端14並把它放入中空的杯形或管狀的植入物保持裝置中，實際上是遠端套管644(例如，參見圖25)。在這一點上，注意用於指示相對於輸送系統的方向的習慣與指示相對於支架植入物的方向的習慣相反。因此，輸送系統的近端方向是離使用系統的使用者/醫生最近的部分，遠端方向對應離用戶/醫生最遠的部分，即面向最遠端頭錐體632。遠端套管644固定連接到植入物推進腔642的遠端，推進腔642為支架植入物1的遠端14提供了一個端面。作為一種選4奪，可以整個去掉遠端套管644。例如，在這樣的結構中，如圖12所示，內鞘652的近端錐體可以提供措施在縱向上保持植入物1的壓縮遠端。如果去掉了套管644，重要的是要防止支架植入物的遠端14進入空心鞘內腔654的內表面和植入物推進腔642外表面之間的空間，推進腔642設置在鞘內腔654之內，可滑動。選擇該空間的徑向厚度小於組成支架20、30的金屬絲(3直徑(實際上不大於其半徑))，從而確保了支架植入物1遠端14的可靠移動。在圖68所示的另一種可選擇的結構中，遠端套管644可以是植入物推進腔642遠端上的一個碟片形支撐644。樣本結構可以為支撐物644提供一個空心的近端插腳6442、一個空心的遠端加強管6444和一個中間支撐壁6446。支撐物6444與輸送系統600的中軸線同心，允許共軸導絲管腔620和頂點釋放管腔640從其中通過。插腳6442使得可方便地與植入物推進腔643連接。加強管64從植入物推進腔642到頂點釋放腔620和導絲管腔640建立了一個勁度過渡，並為其中的內腔620、640提供支撐。這種勁度過渡減少了植入物推進腔642遠端上扭結的可能性，有助於在全部都是彎曲取向時把力從植入物推進腔642傳遞到其中的內腔620、640。支撐壁6446有一個平面，平面與支架植入物1的遠端對向側接觸，植入物推進腔642向遠處移動時平面可用於向遠處推動支架植入物。支撐物644的這種可選擇結構保證了這些部件相互相對移動時支架植入物1在植入物推進腔642和其中的內腔620、640內不受撞擊。如下面更加詳細的描述的那樣，棵支架30的每一個頂點32然後可以裝入到頂點俘獲裝置634中，以便在支架植入物1的近端和遠端保持住支架植入物1。裝入的遠端14以及遠端套管644和糹直入物推進腔642進而裝入內鞘652中，從而進一步壓縮了整個支架植入物1。被俘獲的棵支架30以及頭錐體裝置630(包括頂點俘獲裝置634)直到頭錐體632的近端置於內鞘652的遠端上才裝入。然後把整個頭錐體裝置630和鞘裝置650裝入剛性外導管660的近端，這就進一步把支架植入物1(置於內鞘652內)壓縮到它的完全壓縮位置以便後來插入患者體內。參見圖63。因此，支架植入物1在近端和遠端被保持住，從第一個位置(如圖19所示，在下面有描述)移動到第二個位置(如圖21所示，在下面有描述)時就同時受到推拉。具體地上，推的動作是通過空心遠端套管644的未標示內端面(或內鞘652的錐體653)完成的，拉的動作是通過頂點俘獲裝置634保持在棵支架30的頂點32上來完成的。根據本發明的輸送裝置600順著已經插入到患者體內的導絲610通過主動脈伸到、但不進入到心臟720的左心室。因此，導絲是通過導絲腔620插入的，從頭錐體裝置630開始，通過鞘裝置650、手柄裝置670和頂點釋》文裝置690。導絲610延伸到本裝置600的最近端之外。導絲腔620與頭錐體裝置630、鞘裝置650、手柄裝置670和頂點釋;^文裝置690共軸，是直接環繞導絲610的裝置600的最裡面的腔。使用輸送系統裝置600之前必須從裝置600內清除所有的空氣。因此，把液體(如無菌美國藥典(U.S.P.)生理鹽水)通過未標示的錐形流爾式針座(luerfitting)注入，在位於導絲內腔近端附近的未標示淨化口沖洗導絲內腔。其次，還通過橫向淨化口(見圖11)的流爾式針座612注入生理鹽水，液體充滿輸送系統裝置600的整個內部共軸空間。需要控制該系統，促使要清除的空氣運動到系統的最高點。清除所有空氣之後，可以把系統穿上導絲並插入到患者體內。由於外導管660的長度是一定的，所以可以把固定的前端手柄置於相對靠近股動脈入口的位置上。不過要注意，外導管660的長度是這樣設計的，對於在入口和主動脈胸/腹連接處742、732之間預計有最長距離的患者來說，外導管的固定近端手柄672不直接與患者的股動脈入口接觸(這一距離是預定的)。因而，本發明的輸送裝置600可用於典型解剖結構的患者。當然，裝置600的尺寸可以規定為任何有用的長度。頭錐體裝置630插入到患者的股動脈內並順著導絲610前進直到頭錐體632到達腹腔幹水平的第一個位置。圖19中給出了第一個位置。頭錐體裝置630的整體或部分是不透輻射的，能夠讓醫生用螢光法確定比如頭錐體裝置630處於第一個位置。例如，頭錐體632可以在任何位置上有一個不透輻射的標記631或是整個頭錐體632都不透輻射。圖19至24顯示導管660伸入到大約到達腎動脈。但是本發明的導管660的形狀能延伸到腹腔軸(在圖19至24未顯示)。正如在此處所使用的，腹腔軸按照通用醫學術語定義。在一種過於簡單的定義中，腹腔軸是一個平面，它在腹腔與主動脈交叉點交叉和平行於患者腹腔中心軸線，因此，這個平面在腹腔與主動脈的交叉點大致垂直於腹部/胸部主動脈縱向軸線。因此，就導管660伸入主動脈而論，伸入到主動脈內到達腹腔軸平面但不穿過腹腔軸平面。到達這個最遠端位置以後，導管660的遠端沿著主動脈的縱向軸線保持基本穩定，直到支架植入物1被植入(見圖24)和整個輸送系統從患者體內取出。由於本發明的輸送系統除了一種例外(棵支架32張開，頂尖釋放裝置634從壓縮棵支架32的狀態鬆開)，能夠按照圖24所示的方向退出，因此在植入支架植入物1之後從主動脈取出導管660的優先選擇的實例採用圖19所示的狀況一其中所有內腔620、640、642、654在導管660內退出，頭錐體631與導管660的遠端接觸。頭錐體裝置630進入如圖19所示的第一個位置之後，鎖緊鈕676就從其中間位置被》文入其前端位置。正如下面所描述的，在近端或遠端方向上移動近端手柄678時，把鎖緊^組或環676;改入其前端位置A就可以讓頭錐體裝置630和內鞘裝置650作為一個整體移動，因為鎖緊4醜676在徑向上把植入物推進腔642鎖定在頂點釋^:裝置690的內腔上(包括導絲腔620和頂點釋放管腔640)。鎖緊鈕676固定連接到鞘內腔654上。在描述手柄裝置670的各種實施方案如何工作之前，首先簡要介紹一下中間位置、前端位置和部署位置之間多腔連接的關係。當鎖緊環處於圖10中所示的中間位置時，圖48中所示的推進器扣緊彈簧298和圖52中所示的遠端夾緊體彈簧606就都一皮;NHf。這就允許植入物推進腔642以及導絲腔620和頂點釋放腔640在手柄體674內自由移動。當鎖緊鈕676移動到前端位置時，圖48中所示的推進器扣緊彈簧298被銜接上，圖52中所示的遠端夾緊體彈簧606被鬆開。因此，鞘腔654(固定連接到內鞘652上)被鎖定到植入物推進腔642(固定連接到遠端套管644上)，以^f更近端手柄向遠端手柄678向遠端手柄642移動時，鞘腔654和植入物推進腔642作為一個整體移動。在這一點上，植入物推進腔642還鎖定到導絲腔620和頂點釋;^文腔640(它們通過頂點釋放裝置690相互鎖緊在一起，這在後面有更加詳細的描述)。因此，如圖11中的虛線所示，當近端手柄678移動到第二個位置時，鞘裝置650和頭錐體裝置630就向遠端行進到外導管660之外(見圖20和21以及圖11中的虛線)。在這一點上，需要把鞘腔654從支架植入物1撤回，從而把支架植入物1從其近端12到遠端14露出，最後整個離開遠端14。因此，鎖緊鈕676移動進入部署位置D就銜接上圖52中所示的遠端夾緊體彈簧606並鬆開圖48中所示的推進器扣緊彈簧298。這樣，植入物推進腔642以及導絲腔620和頂點釋放腔640就被鎖定在手柄體674上，以^更不相對於手柄體674移動。鞘腔654從植入物推進腔642解鎖。遠端手柄678返回到第三個位置(近端)，因此把鞘腔654拉向近端，從而在近端上4巴內鞘652從支架植入物1上撤回。在這一點上，輸送裝置600隻抓住支架植入物1的棵支架30。因此，從頭錐體裝置630釋放棵支架30就最終釋放了支架植入物1,這是利用以下所述的頂點釋i文裝置690來完成的。為了解釋上面所說的如何鎖緊和釋放內腔，參考圖33-62。圖33是近端手柄678和鎖緊鈕676的截面圖。推進器扣緊旋轉體292置於扣緊套管614和植入物推進腔642之間。圖34-39舉例說明了推進器扣緊旋轉體292的一個特定實施方案。在扣緊旋轉體292和植入物推進腔642之間還有一個旋轉體294,旋轉體294與植入物推進腔642直接相鄰。圖40-43舉例說明了旋轉體294的一個特定實施方案。旋轉體294和鞘腔654之間安置的是推進器扣緊體296,推進器扣緊體296固定連接到旋轉體294和鎖緊鈕676上。圖44-46舉例說明了推進器扣緊體296的一個特定實施方案。推進器扣緊彈簧298可操作的把推進器扣緊旋轉體292連接到旋轉體294上(從而連接到推進器扣緊體296上)。圖48給出了這些部件的分解圖，其中0形圈293置於旋轉體294和推進器扣緊體296之間。如平面圖47所示，波紋環295把鞘腔654連接到推進器扣緊體296的遠端突起297上。近端手柄678和鎖緊鈕676滑動安裝在空心手柄體674上(見圖10、11和33),空心手柄體674中裝有推進器扣緊旋轉體292、旋轉體294、推進器扣緊體296和推進器扣緊彈簧298。整個裝置可旋轉式安裝到遠端手柄672上，以便把支架植入物1旋轉進入位置(見圖23和24以及下面的有關說明)。圖49舉例說明手柄體674的一個特定實施方案。定位螺絲679從近端手柄678伸出，與推進器扣緊旋轉體292中的縱向螺旋溝槽接觸(見圖36和38)。因此，向近端或遠端移動近端手柄678時，推進器扣緊旋轉體292就順時針或逆時針旋轉。圖50及以後的圖中給出了鎖緊鈕676的可供選擇的實施方案，因為不是通過近端手柄678和推進器扣緊旋轉體292的凸輪/跟隨裝置的特點利用縱向運動旋轉推進器扣緊彈簧298,而是將旋轉鎖緊鈕582定位於手柄體674的近端上。旋轉鎖緊鈕582在圖51中有三個清楚的位置中間位置N、前端位置A和部署位置D。這些位置N、A、D的功能對應上述鎖緊4醜676和近端手柄678的位置N、A、D。在替代實例中，定位螺釘或銷子584通過手柄體674上的長孔675穿入扣緊套管614，通過旋鈕582上的長孔583與鎖緊鈕582相連接。銷子584在夾緊套614內的深度很小，因為夾緊套614的厚度比較小。為了對銷子584提供附加支承和防止其從夾緊套614內伸出，在夾緊套614的近端外表面配置一個外環6144。由於旋鈕582中長孔583的x軸取向和手柄體674中長孔675的y軸取向，當旋鈕582滑動到手柄體674的末端上並且定位螺絲584旋入扣緊套管614時，旋鈕就固定連接到手柄體674上。之後，當鎖緊鈕582在中間位置N、前端位置A和部署位置D之間旋轉時，扣緊套管614就旋轉啟動彈簧鎖(見圖48和52)。如圖53所示，定位螺絲586銜接近端扣緊裝置604中的溝槽605,把近端扣緊裝置604連接到扣緊套管614上，但允許扣緊套管614繞扣緊體602旋轉。圖50和53，特別是圖59-62給出了扣緊套管614。圖53中的近端扣緊裝置604在圖52中的分解圖中有更清楚的表示。近端扣緊裝置604的組成部件包括遠端夾緊體彈簧606、鎖緊墊圏608、緊固件603(尤其，一個安裝在近端扣緊體602內螺紋上的螺絲)和近端扣緊體602。圖54-58尤其示出了近端扣緊體602。近端扣緊裝置604是優選用圖50中所示的螺絲585固定連接到手柄體674上的，在圖51中隱藏在S走4醜582下面。手柄體674上有一個定位銷592,用於銜接鎖緊鈕582遠端的定位孔。定位銷592可以只是銜接手柄體674的一個定位螺絲。當把鎖緊鈕582輕輕地拉向近端時，旋鈕則順時針或逆時針旋轉把定位銷592放入對應前端位置A、中間位置N和部署位置D的定位孔內。如圖18所示，開始部署支架植入物1時，使用者/醫生同時抓住遠端手柄672和近端手柄678,在箭頭A指示的方向上4巴近端手柄678向遠端手柄672滑動。如圖19-21所示，這一動作使柔韌的內鞘652(其中持有壓縮的支架植入物1)漸進性從外導管660的內部露出。這一過程在支架植入物1束綽在內鞘652中時允許支架植入物1膨脹到一個較大的直徑(如圖12所示)，該直徑比外導管660的內徑大很多，但小於要植入支架植入物血管的內徑。優選地，外導管660用聚合物(共擠出物或聚四氟乙烯)製造，內鞘652用編織/織造聚合物或其它類似的材料製造。因此，內鞘652實質上比外導管660更加柔韌。在這一點上要注意，內鞘652在其近端含有錐體653，遠離內鞘652與鞘腔654的連接處(在此連接處內鞘652與遠端套管644有相同的直徑，內鞘652與遠端套管644相互協作以俘獲支架植入物1的遠端14)。錐體653提供了一個過渡，把支架植入物1裝入輸送系統600時(圖10和11中標示的位置)以及外導管660穿越股血管和髂血管時，這種過渡在很大程度上防止了外導管660的扭結。鞘腔654的一種特定實施方案是，長度約為30-40英寸之間，尤其是36英寸；外徑約為0.20-0.25英寸之間，尤其是0.238英寸；內徑約為0.18-0.22英寸之間，尤其是0.206英寸。如圖11中的虛線所示，當近端手柄678向遠端位置移動時，頭錐體裝置630和鞘裝置650向第二個位置移動，其中如圖20和21所示，鞘裝置650在第二個位置上從外導管660內完全露出。在圖20和21中可以明顯地看出，頭錐體裝置630和鞘裝置650從外導管660中露出來時，它們正穿越下行主動脈的彎曲段710。利用螢光法可以通過輸送系統各段上和/或支架植入物1上的不透輻射標記進行直觀的跟蹤。後面對這種標記會有更加詳細的說明。例如，使用不透輻射材料製造的或含有不透輻射材料的頭錐體630可以觀察該輸送系統。注意，如果較硬的外導管660必須穿過主動脈700的彎曲段710，就會有刺穿主動脈700的極大危險，特別是近端下行主動脈710的病變段744，因為外導管660不象內鞘652—樣柔韌。但是，由於內鞘652非常柔韌，頭錐體裝置630和鞘裝置650可以很容易地伸入主動脈700的彎曲段710,施加在手柄上的力比現有技術系統所需要的力小很多，而且由於內鞘652的柔韌性使得在彎曲主動脈710血管內腔表面上施加的力沒有傷害性。在圖21中所示的第二個位置上，使用者/醫生利用頭錐體的任何部分上或支架植入物1和/或鞘裝置630和650上的不透輻射標記(例如標記631)的螢光跟蹤，確定支架植入物1的近端112處於靠近主動脈700病變段744的正確縱向位置上。由於主動脈700中整個插入的裝置630和650除了遠端手柄672之外還是與手柄裝置670的該部分旋轉連4妄的(遠端手柄672與外鞘660連接，獨立旋轉手柄裝置670剩餘部分旋轉)，所以醫生只是按需要的方向旋轉近端手柄678就能夠順時針或逆時針(圖20中用箭頭B表示)旋轉整個插入的裝置630和650。這種特徵是極其有利的，因為內鞘652旋轉時外導管660不旋轉就在需要並進行內鞘652的旋轉時消除了股動脈和髂動脈上的應力。因此，醫生可以預先調整支架植入物1,把支架植入物l放在最佳的圓周位置上。圖23用圖示說明了縱向支撐件40沒有處於正確的上部位置上，圖24用圖示說明了縱向支撐件40處於正確的上部位置上。最佳上表面位置最好靠近圖23和24所示的沿主動脈彎曲段周長的最長上縱線。如上所述，當縱向支撐件40沿著彎曲主動脈的上縱線延伸時，縱向支撐件40實質上消除了使用支架植入物1時在其不利徑向彎曲上形成扭結的任何可能性，還可以把沿支架植入物1內腔產生的縱向力傳遞給整個支架植入物1的縱向長度，從而使支架植入物1的整個外表面可以抵制縱向遷移。由於支撐件40的曲率是預先定好的，所以支撐件40無法完全準確地與彎曲主動脈的上縱線一致。因此，支撐件40的最佳上表面位置就是將支撐件40的中間段(在它的兩端47之間)儘可能多地靠近彎曲主動脈上縱線。非常理想的植入位置上有彎曲主動脈的上縱線貫穿支撐件40的近半部-近半部定義為支撐件40位於中心線45和近端支撐件環47之間的那一部分。不過，為了充分植入的目的，支撐件40的中心線45與彎曲主動脈上縱線的任何一側之間可以達到70度的圓周角。充分植入的意思是支架植入物1至少大概對準了。如果植入時支架植入物1與彎曲主動脈上縱線左側或右側之間小於70度，如小於40度，那麼支架植入物1基本上就是對準了。在現有技術支架植入物和支架植入物輸送系統中，支架植入物一般在一條縱向線上有對稱形狀的不透輻射標記，至少在與支架植入物相對一側(一百八十度(180q))的另一條縱線上還有另一個對稱形狀的不透輻射標記。因此，利用二維螢光法確定支架植入物是否處於正確旋轉位置的唯一途徑就是讓使用者/醫生在兩個方向上旋轉支架植入物，直到確定第一條縱線在上面，另一條縱線在前面。這種操作要求醫生做大量的工作，因此是不利的。根據圖27和28圖示說明的本發明的一個典型的實施方案，將獨特的不透輻射標記232和234定位於支架植入物上，幫助使用者/醫生只在一個方向上旋轉就能把縱向支撐件40正確定位在正確的主動脈上表面位置上，也就是說，把支架植入物1放入旋轉的正確位置所需要的旋轉最少。具體地說，支架植入物1有一對形狀對稱但直接相對的標記232和234,指示使用者/醫生需要將支架植入物1向哪一個方向轉動才能把縱向支撐件40對準彎曲主動脈的縱線(相對於解剖位置)。優選地，在植入套管10的相對側(一百八十度(180Q))把標記232和234置於植入套管io的最近端12上。標記232和234在植入套管10上的角度位置取決於縱向支撐件40的位置。在典型的實施方案中，支撐件40在兩個標記232和234之間。對這樣一種位置的解釋是，如果標記232在植入套管10上的0度位置，標記234在180度的位置，那麼支撐件40的中心線45就處於90度的位置上。不過，標記的另一種可選才,位置可以:te標記234置於和第一種角度41(見圖1)成90度的位置上。這種定位一定程度取決於使用者/醫生觀察植入的某種方式，也可根據其它因素而改變。因此，可以按任何有益的方式轉動該位置。在血管內腔放置支架植入物1的典型的輔助設備是螢光鏡，焚光鏡具有高解析度的圖像增強器安裝在自由角度的c臂上。c臂可以便攜，可以吊裝，或安裝在基座上。重要的是，c臂要有全範圍的動作獲得前後左右的投影而不移動患者或汙染已消毒區域。c臂的能力應包括數字減影血管造影、高解析度血管造影和路演。為了把輸送系統導入腹股溝介入動脈，首先讓患者仰臥在一個無菌區。為了確定放置支架植入物1的準確目標區域，旋轉c臂把患者的影像投射成左腹面斜投影，這就打開了胸主動脈弓的徑向彎曲獲得沒有構造重影的最佳造影。患者轉動的角度不一樣，但通常為40-45度。在這一點上，C臂置於患者的上方，螢光束的中心射線準確地垂直於目標區域。這種》欠置可以定位標記232和234，/人而正確地放置支架植入物1。沒能夠把螢光束的中心射線垂直於目標區域會造成視差，因螢光x射線射束的發散而導致患者剖析的圖像失真，結果就放錯了支架植入物1的位置。進行血管造影並在目視監視器上標記出建議的支架植入物放置區。一旦做好標記，患者、手術臺和螢光鏡C臂都不能移動，否則參考標記失效。然後把支架植入物1放入標記的放置區。在典型的實施方案中，標記232和234都是半球形的，也就是說，它們大致都是"D"的形狀。選^t奪這種形狀是因為這種形狀提供特殊的便於解讀的指示，可立即把使用者/醫生引導到縱向支撐件40的正確放置位置。例如，圖27展示了標記232和234置於彎曲主動脈最上方上縱線位置時的平面圖。正確位置有清晰的圖示，因為兩個半球的平面直徑(flatdiameter)在頂部相互對準或直衝妻相互連4妻，因此標記232和234的兩個半球的圓形部分構成一個基本上完整的圓。圖28中的立體圖也指出了這一位置。圖27和28都舉例說明了標記232和234沒有對準的情況，因此支架植入物1沒有在正確的插入位置上。例如，在圖27中，從圖23的支架才直入物1右端的平面236向其左端看和乂人軸線11向下看，兩個標i己232'和234，指示的是逆時針轉動的錯配支架植入物1。因而，為了以可能最有效的方式(最少的轉動)對準標記232，和234，，使用者/醫生看到的兩個平面直徑之間的距離要小於半球曲線最高點之間的距離。因此知道，必須順時4十轉動支架才直入物14巴兩個平面直徑連"l妄到一起。圖28也有兩個標記232"和234",從圖27的支架植入物1右端的平面236向其左端看和從軸線11向下看，這兩個標記指示錯配的順時針旋轉的支架植入物l。因而，為了以可能最有效的方式(最少的轉動)對準標記232"和234",使用者/醫生看到的半球曲線最高點之間的距離要小於兩個平面直徑之間的距離。因此知道，必須在半球曲線最高點指向的方向上轉動支架植入物1把兩個平面直徑連接到一起；也就是說，必須逆時針轉動支架植入物1。直接相對的對稱標記232和234所具有的重要優點是，支架植入物1置於患者體內之後，這兩個標記可在患者以後的生命中用於遷移診斷。如果在支架植入物1插入患者體內之後的任何時候採用螢光鏡檢查或射線檢查技術，以及如果以放置支架植入物1時查看的角度查看支架植入物1,那麼所觀察到的標記232和234的相對位置應該會給檢查人員一個非常清晰、即時的決定-支架植入物l是否以轉動的方式遷移了。標記232和234的半球形狀只是提供的樣本形狀。標記232和234可以是允許使用者/醫生區分調準和調準轉動方向的任何形狀。例如，標記232和234可以是三角形，特別是等腰三角形，它的單邊在直觀上長於或短於兩個等邊。如上所述，對準最佳的植入位置依賴於進行植入的醫生的技巧。本發明改進了具有縱向和^t轉的不透輻射標記232和234的實施方案，實際上不需要旋轉標記。特別注意的是，導線610經過彎曲血管和主動脈弓向心臟720延伸，因此需要預先製作輸送系統的形狀以匹配患者的主動脈。用金屬(最好是不鏽鋼)製造導絲腔620。這樣，導絲腔620可以塑性變形為任何給定的形狀。相比之下，頂點釋放腔64G是用聚合物製造的，傾向於保持其原始形狀，沒有外力的情況下(如加熱)不會塑性變形。因此，為了實現輸送裝置600的預定型，如圖64所示，導絲腔620的預定型就是在導絲腔620的最遠端區域622形成彎曲。例如，可以採用上述的螢光鏡預操:作技術來預先確定形狀，其中導絲腔620可以定製為某個患者的主動脈形狀。另外，還可以用標準方法把導絲腔620預定型為符合一般的患者。另一種方法是提供工具包，工具包可以用針對患者量身定做的方式對導絲腔620進行預定型，如提供一套輸送系統600或一套具有不同曲率半徑的導絲腔620。利用預彎曲的導絲腔620,當頭錐體632和內鞘652退出外導管並開始沿彎曲的導絲610行進時，預彎曲導絲腔620自然傾向在移動中把兩個彎曲相互最佳地匹配(見圖20和21)。防止導絲腔620自轉動/人而達到這種匹配的主要因素就是繞導絲610轉動導絲腔620產生的扭矩。主動脈和裝置之間的摩擦也抑制旋轉運動。不過，輸送系統600的結構自然設計為最大程度減小這種扭矩。如上面關於圖15和7的描述，導絲腔620在頂點釋放腔640內自由轉動，並且只在腔620和640的最近端區域和頂點釋放腔640連接。當內鞘652向前經過主動脈弓時，這兩個腔620和640隻是在頂點釋放腔690處旋轉連接。這就意味著導絲腔620繞導絲610在頂點釋放腔640內的轉動是發生在導絲腔620的整個長度上的。由於金屬導絲腔620在其長度上相對有旋轉彈性，所以最遠端段(靠近頭錐體裝置630)相對於最近端段(靠近頂點釋放裝置690)的旋轉需要非常小的力。換句話說，阻止最遠端段轉動以符合導絲610彎曲的扭矩是可以忽略的。實際上，該:扭矩非常小，以至於阻止導絲腔620對準導絲610的力給主動脈內部，尤其是病變主動脈的解剖內壁造成微小的可以忽略的損傷或者根本沒有損傷。由於本發明輸送系統600的結構，當導絲腔620從外導管660伸出時(例如，如圖20和21所示，與導絲腔620和頂點釋it腔640、支架檔」入物1、內鞘652—同伸出)，導絲腔620的預定形狀造成整個遠端裝置(包括支架植入物1)沿其縱軸自動和自然地轉動。這就是說，導絲腔620的長度和連接性以及製造導絲腔620的材料允許整個遠端裝置(1、620、630、640、650)自然轉動並使預彎曲的導絲腔620與導絲610的彎曲一致-即使把導絲腔620插入與主動脈彎曲完全相反的(一百八十度(180e)主動脈也是這樣。無論任何情況，彎曲的導絲腔620會使支架植入物1旋轉進入最佳植入位置，即把支撐件40的需要段和彎曲主動脈上縱線之間的角度調整到士70度。此外，對抗導絲腔620旋轉的扭力不要太大,以免轉動時損傷主動脈。本發明的自對準特性首先重要的是把支架植入物1裝入內套管652中。為了描述相對於導絲腔620的彎曲622放置支架植入物1的支撐件40,規定了X-Y坐標曲線平面，並在圖64中出。實際上，導絲腔620是彎曲的，該彎曲622^見定了弧面624。為了保證最佳植入，把支架植入物1裝入內鞘652中時，支撐件40上在支架植入物1的中心線45和近端支撐件環47之間的預期點要調整到與弧面624交叉。這種典型的但不是要求的預期點在支撐件40上的位置定位在圖1所示支架植入物1圓周上從與近端支撐件環47—致的第一個角度41起始的45度角上。當支架植入物1以典型取向裝入時，就可以插入到內套管652內。在裝入的過程中，支架才直入物1和導絲腔620都是不斷旋轉保持的。這種裝入之後，內套管652縮進外導管660內，輸送系統600就可以用生理鹽水清洗和對患者使用了。圖65-67用圖示說明了遠端裝置620、630、640和650一皮從外導管660(見圖20和21)推出遠端之後的自動調準。圖65示出了主動脈700和穿過髂動脈802進入主動脈下行胸部段804之後的遠端裝置。頭錐體裝置630正好位於主動脈弓806之前，支架植入物1被束縛在內鞘652內。參考線820在支架植入物1上的縱線上設置於支架植入物1上，該縱線預期對準主動脈弓806的上縱線808(用虛線表示)。在圖65中，參考線820還位於預彎曲導絲腔620定義的彎曲624上。從圖65可以清楚地看到，參考線820幾乎位於彎曲主動脈或彎曲主動脈的下縱線上因此支架植入物1離對準差180度。圖66顯示了完全位於主動脈弓806內的頭錐體630和位於主動脈弓806的入口處的內套管652。利用預彎曲導絲腔620的自對準結構，遠端裝置從圖65所示的位置移動到圖66所示的位置導致參考線820幾乎向上縱線808順時針旋轉了90度(相對於在下行主動脈中向上看的視角)。在圖67中，頭錐體裝置630已經大致到達了左鎖骨下動脈810。現在完成了遠端裝置的旋轉動作，參考線820幾乎對準了主動脈弓806的上縱線808。/人圖65-67來看，還有一個給出的事實就是，預彎曲導絲腔620沒有造成內套管652的任何部分用力推壓主動脈弓806的內表面這種力可能使主動脈夾層動脈瘤惡化。注意，當頂點釋》支裝置690處於圖15和16所示的鎖定位置上時，導絲腔620不必旋轉固定方式連接到頂點釋放腔640。相反，未標示的自由旋轉耦聯接頭可以在任何位置介入導絲腔620(但最好靠近頂點釋放裝置690)。這種耦聯接頭有一個近端段旋轉固定地連接到頂點釋放腔640,當頂點釋》文裝置690處於圖15和16所示的鎖定位置時，並且具有固定地連接到所有置於遠端的導絲腔620的自由旋轉遠端段。因而，靠近鞘裝置650的導絲腔620永遠都是可自由旋轉的，因此允許導絲腔620繞導絲610進行輕易的無扭矩旋轉。還要注意，導絲腔的預彎曲段622不需要在廠家製造。如圖69所示，隨輸送系統600提供有彎曲裝置，可以讓執行植入程序的醫生量身製作彎曲622，以符合要植入支架植入物l血管的實際彎曲。因為不同的患者可能有不同的動脈弓彎曲，所以隨輸送系統600提供了若干個這種彎曲裝置，每一種彎曲裝置都有不同的彎曲形狀。每一種裝置還可以有兩個側面，每個側面有一個不同的彎曲形狀，因此減少了裝置的數量(如果需要大量的彎曲)。此外，為了輸送、存儲和使用，所有彎曲裝置都可以旋轉地連接到一個公共軸上。為了按照患者的彎曲血管定製彎曲，醫生例如可以用螢光鏡檢查法查看血管(如主動脈弓)並據此確定需要的彎曲，例如使彎曲裝置在顯示器中顯示出來。只要是在圓周上彎曲導絲腔620,任何彎曲裝置都可以用於彎曲導絲腔620。因為預先規定了支撐件40的曲率，所以支撐件40無法準確且完全地對準彎曲主動脈的上縱線。因此，支撐件40的最佳上表面位置將支撐件40的中心部分(在它的兩端47之間)儘可能多地靠近彎曲主動脈的上縱線808。非常理想的植入位置具有貫穿支撐件40的近半部的彎曲主動脈的上縱線808近半部定義為支撐件40位於中心線45和近端支撐件環47之間的那一部分。不過，為了充分植入的目的，支撐件40的中心線45與彎曲主動脈上縱線的任何一側之間可以達到70度的圓周角。當支架植入物1處於縱向和圓周上的適當位置時(圖21),支架植入物1就可以輕易從內鞘652中移出並植入到血管700內。由於不再需要支架植入物1相對於血管的相對運動，所以需要縮回內鞘652而支架植入物1保留在適當位置上，即沒有縱向或圓周運動。支架植入物1的這種不可移動性是這樣保證的。首先，頭錐體裝置630的頂點俘獲裝置634抓住支架植入物1前端的棵支架30(見圖12、22和23),其次，通過打開鎖緊鈕676/把鎖緊環/鈕放入D位置就可以讓鞘腔654獨立於導絲腔620、頂點釋》文腔640和才直入物推進腔642而移動。如圖13、14、30和311所示(並且如在以下所詳細說明的)，頂點俘獲裝置634在轉動方向和縱向上牢牢地i爪住;陳支架30的每一個遠端頂點32。頭錐體裝置630以及頂點俘獲裝置634被牢固地附著於導絲腔620(也牢固地附著於頂點釋放腔640，至少直到頂點釋放為止)。內鞘652牢固地附著於鞘腔654上，它同軸布置在導絲腔620的周圍並與近端手柄678固定連接。支架植入物1也在其遠端上由植入物推進腔642和遠端套管644或內鞘652的錐體653支持。(圖25描述的各種腔610、620、640、642、654和660的整個共軸關係只是為了舉例的目的，其中一部分可以在圖50的手柄裝置分解圖中看到。)因此，當近端手柄678隨鎖緊鈕676向近端移動到部署位置D時，如圖13、22和23所示，鞘腔654向近端移動，帶動鞘652—同向近端移動，而導絲腔620、頂點釋放腔640、植入物推進腔642和遠端套管644基本上保持不動，因此支架植入物1在轉動方向和縱向上都保持穩定。支架植入物1現在就可以最後安裝到主動脈700內。為了進行植入，棵支架30必須從頂點俘獲裝置634釋》文出來。如圖13、14和29-32所示，頂點俘獲裝置634抓住遠端頂點頭636和近端頂點體638之間的淨果支架30的近端頂點32,這將在下面進行更加詳細的描述。遠端頂點頭636固定連接到導絲腔620上，但近端頂點體638固定連接到頂點釋放腔640上，頂點釋放腔640與導絲腔620和鞘腔654共軸，並置於二者之間，如圖25所示。(如下面所要詳細描述的，植入物推進腔642也固定地連接到頂點釋放腔640上。)因此，頂點釋》支腔640和導絲腔620的相對運動^巴遠端頂點頭636和近端頂點體638相互分開。為了形成這種相對運動，在一個典型的實施方案中，頂點釋;^文裝置690有三個部分遠端釋放件692、近端釋》文件694和中間件696(在圖16和26中表示為夾子的形狀)。為了保證遠端頂點頭636和近端頂點體638始終相互保持固定直到準備釋放棵支架30,近端釋放件694上形成一個遠端平面695,遠端釋放件692上形成一個近端平面693,中間件696上有近端和遠端表面平面對應表面695和693,因此，當把中間件696活動插入到遠端表面695和近端表面693之間時，中間件696就用形狀鎖緊連接(form-lockingconnection)把遠端釋放件692和近端釋放件694相互堅固。形式鎖緊連接是由於兩個元件本身的形狀而把它們連接在一起，與力鎖緊連接相反，力鎖緊連接是通過作用於元件上的外力把元件鎖緊在一起。具體地說，如圖26所示，夾子696環繞在近端釋ii件694的遠端插塞699周圍，近端釋放件694可滑動地插在遠端釋放件692的空心698內。近端釋放件694的插塞699可以在空心698內滑動，但空心698內的止擋697防止遠端插塞699從空心698回拉超過夾子696的縱向跨度。為了使遠端頂點頭636和近端頂點體630之間可以相對移動，用一隻手就可以輕易地把中間件696從圖16所示的位置移動到圖17所示的位置，遠端釋放件692和近端釋放件694在軸向上相向移動(最好是前者向後者移動)。如圖14所示，這種動作把遠端頂點頭636和近端頂點體638分開。因此，棵支架30的遠端32自由張開到自然位置，在該位置上棵支架30向血管700釋放。當然，可以用任何種類的接頭構成頂點釋放裝置690,使頂點釋放腔640和導絲腔620相對移動。例如，在一個典型的替定實施方案中，中間件696可以是一個可以選擇的槓桿，槓桿固定地連接到遠端釋放件692或近端釋放件694上，其長度等於圖26中所示的夾子696的寬度。因而，當在遠端釋放件692和近端釋放件694之間利用樞軸銜接槓桿時，部件692和694無法相對移動；當在部件692和694之間利用樞軸脫出該槓桿時，遠端釋放件692和近端釋i文件694就自由相對移動。頂點俘獲裝置634是本發明的所獨有的，通過棵支架30，本發明具有的特徵允許在支架植入物1上施加的縱向力乂人導絲腔620和頂點釋放腔640處獲得完全的支撐。為遠端頂點頭636提供遠端表面639就實現了支撐-表面639支撐棵支架30的近端頂點32(如圖29中所示的遠端頂點頭636的放大透視圖)。俘獲時，棵支架30的每一個近端頂點32分別位於遠端平面639上，圖30和31中有更清晰的說明。遠端頂點頭636的近端輻條在近端頂點體638的撥爪內移動，當這些部件相向移動時。因此在撥爪和輻條的外環面之間有一個小空間。為了保證棵支架30不進入這一空間(會阻止棵支架30從頂點俘獲裝置634中的適當釋放)，該空間的徑向厚度必須小於組成棵支架30的金屬絲的直徑。最好該空間不大於金屬絲的半徑。讓遠端表面639作為近端32的承載面就確保了每一個遠端頂點32從頂點釋放裝置690張開。遠端頂點頭636的近端表面641(見圖30)靠近近端頂點體638的內表面幫助承載頂點負荷，因為頂點俘獲裝置634閉合時棵支架30的頂點被俘獲在期間。因此，完全俘獲棵支架30就把作用在棵支架30上的縱向力全部傳遞給了導絲腔620和頂點釋放腔640，使該裝置更加結實。在圖31中的近端頂點體638的剖視圖中可以清楚地看到這種俘獲。要釋放棵支架30的頂點32,近端頂點體638相對於圖30-33(比較圖30和31與圖32)向左移動。因為在端件32-皮俘獲時在頂點32和近端頂點體638的"牙齒，，之間存在摩擦，所以，頂點32還試圖與近端頂點體638—起向左移動。如果允許這樣做，可能永遠都無法清除"牙齒"讓每一個頂點32張開。不過，當近端頂點體638脫離時(圖31中向箭頭C的方向移動)，與遠端表面639的直接接觸完全阻止了頂點32隨著近端頂點體638向箭頭C的方向滑動，以保證自動釋放棵支架30的每一個被俘獲頂點32。由於近端頂點體638繼續向箭頭C的方向移動，最終"牙齒"會清除頂點32的相應俘獲，棵支架30全部打開。圖14和32中指出了遠端頂點頭部636和近端頂點體638的釋放位置，與圖17中頂點釋;^文裝置690的位置相對應。可以看出，近端頂點體638遠端外表面上的錐體在頂點俘獲裝置634的任意部位上幫助進一步阻止對棵支架30近端頂點32的俘獲。在這種結構中，遠端表面639承擔了棵支架30和近端頂點體638撥爪上的所有負荷。簡單地說，頂點俘獲裝置634在內鞘652位於前端位置A和內鞘652撤回時(即處於部署位置D時)為置於支架植入物1上的負荷提供支撐。這種結構對棵支架30的並置有利，因為在整個植入套管10部署完成之後釋放棵支架30,從而減少了在初始布置點上刺穿血管的可能性。如圖24所示，當支架植入物1完全脫離內鞘652時，近端手柄678則完全處於或接近於圖10中所示的第三個位置(部署位置)。現在，支架植入物1被安全地置於血管700內，可以從患者體內取出裝置600的整個部分630、650和660。圖70和71顯示圖1的支架植入物1的替代結構。圖70的支架植入物1000與圖1的支架植入物1類似。支架植入物1000有植入物1010和幾個支架1020。支架1020連接在植入物套1010的外表面或內表面。支架1020最好縫在植入物1010上。圖70所示的支架植入物1000已經在前面對照圖l討論過，因此，為了簡短起見，將不再重複相關的特點。圖70顯示連杆1040的彎曲端頭1047的一個典型實施方案。尤其，連杆1040形成一個環路(無論多角形、卵圓形或圓形)和有一個端部1048，端部繼續返回，與連杆1040平行並且離連杆^艮近。端部1048與連杆1040的相鄰部分能夠綁結在一起，覆蓋兩個長度的連杆1040,將端部1048更好地固定在植入物套1010。在這種結構中，連杆104(M艮少有、甚至沒有機會使鋒利端頭暴露而損傷植入物套1010或安放支架植入物1000的血管壁。另一種可選擇實施方案的支架植入物1000如圖71中的支架植入物1100所示。這個支架植入物11Q0包含植入套1110，植入物套完全覆蓋圖l和圖70所示的棵支架30,在後面的圖71至78中稱作扣緊支架1130。在圖72和74中特別清楚地顯示出扣緊支架1130被植入物1110整個覆蓋，然而不是整個支架連接在植入物1110的材料上。至少一些近端頂尖1132(最好三或四個)不連接，以便當抓手通過頂尖開口1134前伸時允許與近端頂尖體638的抓手可釋放地連接。當然，在某些應用中，只留一個頂尖1132不連接可能是有利的。每個頂尖1132不連接的部分的最小縱向長度大約是支架縱向長度的百分之十，最大縱向長度大約是支架長度的百分之九十。不連接部分的縱向長度最好在大約百分之三十到百分之四十之間，如圖72和74所示，其中顯示扣緊支架1130縫在植入物1110的內部。為了便於比較，顯示圖1和圖70的支架近端的圖73與圖74緊挨著布置。頂尖1132不連接的部分不需要有相同的縱向長度。根據應用，頂尖1132的一個或幾個不連接的部分的縱向長度可以不同於頂尖1132其它不連接部分的縱向長度。例如，圖75顯示一個接近扣緊支架1130的不連接部分最大縱向長度的一個實施方案。圖76和77顯示圖71的支架才直入物1100的近端部分地乂人柔性內鞘652安放。正如在圖76所看到的，當頂尖被夾緊時，頂尖夾持裝置634的整個夾持裝置都進入支架植入物1100內部。只有遠端頂尖頭636的最遠端部分從支架植入物1100的內部伸出。關於圖77,可以看出，扣緊支架1130實際上只有很少的頂尖1132被頂尖夾緊裝置634夾持。這裡應當注意，才直入本發明的支架才直入物1、1000、1100的同時血液從患者的心臟流出。因此，支架植入物1100不能阻塞植入其的血管，為此，在支架植入物1100在血管內部分地或完全擴張以後的任何時間，必須有一個腔通過血流。如果扣緊支架1130的所有頂尖1132被夾持在頂尖夾緊裝置634內，那末如果頂尖1132的不連接的部分太短，以至不能提供這種腔，有可能阻塞血管。為了避免這種狀況，如果扣緊支架1130隻有一些頂尖1132被夾持，如圖77所示，那末就有足夠大的腔使血液流過植入支架植入物的血管。另一方面，如果大部分頂尖1132不連接，如圖75所示，那末所有頂尖1132能夠被頂尖夾緊裝置634可釋放地夾持，同時植入套1110保持完全張開，在支架植入物1100植入過程使血液流過支架才直入物1100。安放扣緊支架1130作為支架植入物1100的近端支架有缺點，因為植入物1100的材料接近扣緊支架1130。如果不支撐，在植入以後這個材料可能向支架植入物1100內部產生有害的移動，減小或阻塞血流。為了防止這種移動，支架植入物還包括一個冠狀支架1140。和扣緊支架1130一樣，冠狀支架1140連接在植入物1120的內側，如圖71、72、74、76和78所示，在這個典型實施方案中，使用和其它支架相同的聚酯縫合線縫在植入物的材料上。當然，冠狀支架1140可以連接在植入物1010的外面。在這種結構中，冠狀支架1140增大植入物1120的剛性，減少支架才直入物1100近端的壓扁。作為選擇和/或另外，在圖中未示出的遠端冠狀支架可以在支架植入物IIOO遠端相反一側連接到植入物1120的內側或外側。在這種結構中，這個遠端冠狀支架1140在植入物1120的遠端增加材料的剛性，減少此處的壓扁。植入物1120的材料能夠延長和在兩個近端冠狀頂尖1122之間的整個距離搭橋。但是，應當注意，作為替代或另外，在冠狀支架1140的冠狀頂尖1122之間植入物1120的材料可以部分地切下，以確定多個在支架植入物1100近端的徑向可膨脹法蘭部分1124,如圖74所示。支架植入物1100比過去的技術有許多優點。首先，夾緊和冠狀支架1130、1140改善了植入物材料與安放支架植入物1100的血管內膜的並置，尤其是在主動脈。第二，通過支架植入物1110近端部分在主動脈弓腔內更好的對正，夾緊和冠狀支架1130、1140提供改進的血密性支架植入物1110近端封閉，從而血液不會在脈管系統內膜與支架植入物1110外表面之間通過。如上所述，如果頂尖夾緊裝置634夾緊的頂尖少於扣緊支架1130的全部頂尖，導致在植入過程開口允許血液流過。在圖1、13、14和70特別清楚地顯示出支架植入物1、1000的植入物10的材料只在棵支架32的中心遠端開始。相比之下，圖71和73所示的才直入物1120的材剩V人扣緊支架1130的最近端頂尖的近端開始。這樣，這個實施方案允許植入物1120的材料伸入血管要遠的多(即遠至進入彎曲的主動脈弓)。因此，醫生能夠比圖l和圖70所示的支架植入物1，IOOO修復主動脈更遠的上遊血管。在圖1和70的假體實施方案中，在棵支架32的金屬與血管內膜之間有直接接觸。與此相反，帶有扣緊支架1130的支架植入物1100的結構將植入物1120的材料配置在扣緊支架1130的金屬與血管內膜之間。與圖1和70的結構比較，這種結構能提供血管與支架植入物1100的近端之間無創傷連接。這個優點對於處理手術切開特別重要一血管內膜處於薄弱狀態。圖63顯示導管660、內鞘652和頭錐體裝置630(包括頭錐體632、遠端頂尖頭636和近端頂尖體638)之間的交叉。在該圖中，首先，導管660在近端位置，導管不以任何方式覆蓋內鞘652。例如，當內鞘652伸出導管660時導管660產生這種位置，如圖20和21所示。然後，內鞘652清楚地顯示出伸出狀態(由沒有畫出的配置在這裡和向外伸出的假體引起)。內鞘652的最遠端位於遠端頂尖頭636與頭錐體632之間。以這種定向，內鞘652處於在伸出導管660的過程所產生的位置，如圖20和21所示。由於頭錐體632擰入遠端頂尖頭636的遠端，內鞘652的最遠端可釋放地夾緊在兩個零件632、636之間，直到其退出。鞘腔654退出，將被夾緊的內鞘652最遠端從夾緊界面向近端拉出。最後，近端頂尖體638處於鄰近遠端頂尖頭636的退出位置。這個定向只是為顯示遠端頂尖頭636與近端頂尖體638之間的相互作用，因為在使用中不發生分離，如上所述，直到內鞘652從支架植入物1退出和支架30的近端頂尖32已經^皮釋》文，如圖14所示。圖80是通過導管660、近端頂尖體638的抓手、遠端頂尖體636、頂尖釋放腔640和導向絲620的截面圖。圖81是輸送系統沿著縱向軸線的遠端的截面圖。這兩個抓手顯示出存在於導管660與近端頂尖體638和遠端頂尖體636之間的空隙662,為內鞘652流出空間，該內鞘652包圍零件636、638和穿過頭錐體632和遠端頂尖體636之間進入通道664,使得內鞘652可釋放地保持在圖63所示的位置，直到需要退出內鞘652為止。圖82顯示根據本發明的輸送系統遠端在圖20和21中的定向。內鞘652彎曲並且是具有D形標記234的另一種實例。與圖27和28所示的在支架植入物1上有兩個標記234的結構相反，在內鞘652上只有一個標記234。如圖83、84和85中的定向所顯示的，標記234使得使用者在植入前看到應當如何將內鞘652定向。圖86-89顯示前手柄672的可選擇實施方案，前手柄可轉動地連接到收手柄674和可轉動地裝到導管660上。圖90至圖119顯示輸送裝置600具有不同特點的其它典型實施方案。圖90顯示整個輸送裝置600,其中頭錐體裝置630已卸下，以便顯示遠端頂尖頭636。在輸送裝置600的近端，放大的圖91顯示頂尖釋放裝置690的另一種實施方案。在圖91中，近端推桿支承管645環繞兩個同軸腔一導向絲腔620和頂尖釋放腔640。近端推桿支承管645縱向固定在植入物推腔642的近端，支承管645的直徑與植入物推腔642的直徑基本相同。由於近端推桿支承管645用於推/拉組合腔642、645,又由於近端推桿支承管645實際上只安放在手柄體內或近端，近端推桿支承管645可以用剛性比較大的材料製成，例如不鏽鋼。與此相反，植入物推腔642需要有柔性，當其伸出外導管660和進入脈管系統時需要彎曲。因此，植入物推腔642用柔性比較大的材料製成，例如塑料。在圖91中，近端推桿支承管645的近端部分切去，以便顯示此處的結構，包括導向絲腔620和頂尖釋放腔640。頂尖釋放腔640軸向固定在近端頂尖體638上。另一方面，導向絲腔620軸向固定在遠端頂尖頭636上。因此，頂尖釋放腔640相對於導向絲腔620向遠端移動使近端頂尖體638的尖端分離，延伸到超過遠端頂尖頭636的輪輻。為了產生這個相對移動，近端和遠端巻邊裝置621和641分別連接到導向絲620和頂尖釋放腔640。遠端釋放零件692用一個沒有圖示的定位螺釘連接到遠端巻邊裝置641。近端釋放零件694也用一個沒有示出的定位螺釘連接到近端巻邊裝置621。最後，近端路厄氏接頭800連4妻到近端推桿支7義管645的最近端，以1"更腔620、640、645都能注入和/或排出液體，例如鹽水。圖92是在圖50和51第一次顯示的鎖球582的另一種實施方案的放大圖。為了更好地解釋圖92的結構，參照圖93的分離的夾緊套614,夾緊套614最先在圖50、53和59至62顯示。夾緊套614縱向用定位螺釘584可自由轉動地連接在手柄體674,定位螺釘584伸入到手柄體674的槽675內。定位螺釘584擰入但不貫穿夾緊套的近端，如圖93所示。該定位螺釘584伸入到手柄體674的槽675內。當這樣連接後，夾緊套614不能相對於手柄體674縱向移動，但是能夠沿著槽675的長度確定的弧線轉動。定位螺釘584從手柄體674的外圓面伸出，因為定位螺釘進入鎖球582的縱向槽583。因此，定位螺4丁584也控制鎖i昧582的縱向移動距離。當鎖球582靜止時，定位螺釘584被彈簧607產生的偏壓而推到槽583的遠端(見圖94)。第二個定位螺釘592(也叫做定位銷)從手柄體674開始，但是不伸入手柄體674內。定位螺4丁592然而從手柄體674向夕卜伸出，進入鎖球582的三位槽587。因此，定位螺釘592控制鎖球582在三個位置的轉動。第三個定位螺4丁585檸入手柄體674的螺紋孔和鉤環體602的同軸螺紋孔6021內，直到定位螺4丁585與手柄體674的外表面平齊。因此，定位螺4丁585不/人手柄體674的外圓面伸出。近端鉤環裝置604第一次在圖52顯示。在圖94,近端鉤環裝置604顯示不同細節。鉤環體602有遠端內腔6023，其形狀用於容納遠端鉤環體彈簧606，在這個典型實施方案中是扭力彈簧。鎖緊墊圈608用沒有圖示的螺釘連接到鉤環體602的遠端，例如在圖94中，螺4丁在鎖緊墊圏608穿過12點鐘的位置。為了將鉤環體裝置壓入鉤環套614內，如圖101和102所示，在近端內腔6024插入遠端彈簧墊圏605和近端壓縮彈簧607。在手柄體674安裝鎖球676，如圖92所示，將壓縮彈簧607壓縮在鎖球676與彈簧墊圏605的近端表面之間，所述彈簧墊圈605安方文在鉤環體602的近端內腔6023內。這個壓縮力向近端推壓鎖球676，將彈簧592保持在三位槽675內。彈簧墊圏605的作用是當鎖球676在三個轉動位置之間轉動時防止彈簧607彎曲。當彈簧轉動時墊圏605的光滑表面不會掛住壓縮彈簧607的遠端。轉子裝置包括推桿鉤環轉子292、推桿鉤環彈簧298和轉子體294。這些零件最先在圖34至43和47至48中示出，然後在圖95和96中示出。在圖95,轉子裝置用未組裝的分解圖顯示，圖96顯示組裝後的狀態。當組裝後，推桿鉤環彈簧298的兩個伸出端分別插入轉子體294和推桿鉤環轉子292的縱向槽2942和2922。因為轉子體294的遠端直徑比推桿鉤環轉子292的內腔小，裝配到槽2922內的彈簧端部必須比裝配到轉子體294的槽2924內的彈簧298的端部長。轉子體294用兩個定位銷2926固定在推桿鉤環轉子292內，在轉子體294裝入鉤環轉子292內以後，所述定位銷2926壓裝到鉤環轉子292的第一個小孔內。這些定位銷2926然後穿過圓周槽2944,基本上不接觸槽2944的壁，然後穿過鉤環轉子292上與第一個小孔直接相對的第二個小孔。在這種結構中，轉子體294縱向固定，但是在鉤環轉子292內自由轉動。在圖113清楚地顯示出所述第一個和第二個小孔以及槽2944(為了清楚起見，卸下定位銷2926)。圖44到48顯示推桿鉤環體296及其與鞘腔654的關係。圖97和98進一步顯示推桿鉤環體296及其遠端突出部分297的兩個視圖。鞘腔654的近端穿過巻邊環295和跨過突出部分297。然後，將鞘腔654固定在推桿鉤環體296,巻邊環295被壓縮/巻邊。這種連接使鞘腔654相對於推桿鉤環體296在縱向和轉動方向保持穩定。兩個銷子2962將推桿鉤環體296固定在近端手柄678上，從而近端手柄678縱向移動轉變成推桿鉤環體296在手柄體674內的相應的縱向移動。這些銷子2962穿過圖114所示的塞子2964，然後進入推桿鉤環體296。能穿過塞子2964和推桿鉤環體296的銷子所具有的長度提供足夠的支承，防止手柄678移動而導致銷子2962斷裂，如果沒有塞子2964，就可能發生這種情況。應當注意，在圖97和98中內鞘652近端的錐形擴張是不同的。這是因為圖97和98實施方案顯示內鞘652隻在一側縫合的擴張部分。因此，當沿著縫合線看時(如圖98),錐體有一個平的側面。可是當從縫合線轉90度的正視圖看時(如圖97),擴張部分是錐形正視圖。圖98顯示的內鞘652還有一個D形射線透不過標記232。在圖99標記232是i文大的，標記可以用以"X"示意表示的三個縫合點固定在內鞘652上。圖IOO是圖90所示的手柄裝置670的遠端放大視圖。這個遠端頂尖頭636的實施方案顯示出在圖29第一次出現的近端部分的另一種實施方案。如在圖中所看到的，遠端頂尖頭636的近端側是錐形。這個錐形使得遠端頂尖頭636能夠比圖29所示的遠端頂尖頭636更深地進入近端頂尖體638的齒尖之間的內腔。應當注意，在遠端的輸送系統部分是柔性的，以便這部分能通過彎曲的血管。因此，遠端頂尖頭636和近端頂尖體638(半剛性零件)的長度儘可能短是合乎要求的。通過允許遠端頂尖頭636更深地進入近端頂尖體638,兩個零件636和638的縱向長度可以更短。既然已經分別顯示和描述了手柄裝置670的各個零件，現在可以參照下列描述和圖101至105進一步了解組裝以後的相互作用和定向。圖101和102顯示手柄裝置670/人鎖球676的近端到近端手柄678的遠端的近端一半(當手柄678在近端位置時)。圖101中的虛線有助於理解這部分結構。應當注意，為了清楚起見，在圖101中沒有示出鞘腔654。圖102清楚地顯示出手柄裝置670近端一半所包含的部件。手柄體674被遠端手柄678和鎖球676的一部分包圍。在手柄體674的近端內部有尋皮鉤環套614的近端包圍的鉤環體602。鎖緊墊圈608裝在鉤環體602遠端的鉤環套614內。距離鎖緊墊圈608的遠端有一定距離的是轉子裝置，如前所述，轉子裝置縱向固定在近端手柄678上。轉子裝置包括推桿鉤環轉子292，轉子292包圍著推桿鉤環彈簧298和轉子體294。推桿鉤環體296裝在轉子體294的遠端，巻邊環295將鞘腔654固定在推桿鉤環體296的遠端突出部分297上。圖103是圖102所示的鎖球676的近端部分的放大視圖。這些圖顯示鉤環體602內的孔與鎖緊墊圈608的對正，以便用沒有圖示的定位螺釘將兩個零件互相擰緊。圖103還顯示槽605(見圖53和93)之間的對正，所述槽605容納定位螺釘586和將近端鉤環裝置604連接到鉤環套614,以1更鉤環套614仍然能夠圍繞鉤環體602轉動。在圖103;改大的一見圖中還能看到穿過鉤環體602的三個同軸腔620、640、645。和圖103—樣，圖104是圍繞推桿鉤環轉子292的手柄裝置670遠端部分的放大視圖。這個圖不僅顯示轉子體294和推桿鉤環體296相對於推桿鉤環轉子292的定向，而且三個同軸腔穿過也很明顯。在這個視圖中也能看到用於容納未圖示的定位銷2926的槽2944。正如所看到的，導向絲腔620和頂尖釋放腔640都通過整個推桿鉤環體296,但是為了止血的目的，近端推桿支承管645在緊靠轉子體294遠端後面終止。正是在這個端點，近端推桿支承管645連接到植入物推腔642。在一種典型實施方案中，近端推桿支承管645和植入物推腔642的兩部分結構是近端不鏽鋼腔645和塑料腔642的結合(例如聚氨酯擠塑體)。如上所述，手柄部分的剛性腔645保持剛性，遠端手柄672的柔性腔642遠端允許腔根據需要彎曲。轉子體294的遠端也用止血0形圏293對輸送系統遠端內部進行流體密封。圖105是推桿鉤環彈簧298周圍進一步放大的視圖。通過手柄裝置670的橫截面圖說明了該裝置670各個部件之間的相互作用和關係。圖106到圖118顯示的截面圖按從近端到遠端的順序。圖106示出了通過鎖球676的縱向槽583的第一個橫截面圖。在這個橫截面圖中，鉤環體602顯示充滿鉤環套614內部的大部分。鉤環套614上用於定位螺釘585的固定孔顯示與槽583對正。通過鎖球676的三位槽587的第二個橫截面表示在圖107中。在這個橫截面中，鉤環體602仍然顯示充滿鉤環套614內部的大部分。鉤環體602上用於容納扭力彈簧606—端的槽6022也顯示在圖107中。圖108顯示了通過鎖緊墊圏608前面的鉤環體602的第三個橫截面。在這個截面，鉤環體602的槽6022與鉤環套614的近端內側的槽6143對正，鉤環套614在圖93看不到，在圖59和60的剖—見圖中可以看到。這個對正只在圖108顯示，以-使理解槽6022和6143的不同深度。和推桿鉤環彈簧298—樣，遠端鉤環體彈簧606有不同長度的端部。較短的第一個端部插入到鉤環體602的內槽6022,較長的第二個端部插入到鉤環套614的槽6143。在圖109所示的近端鉤環裝置604與轉子裝置之間的第四個^f黃截面顯示出在圖101和102描繪的兩個裝置在空間的分離。在這兩個圖中可以看到縱向槽6141,如截面圖110和111所示，縱向槽6141通過定界對應於凸臺2924寬度的空間引導推桿鉤環轉子292的運動，凸臺2924從推桿鉤環轉子292外圓面伸出。該槽6141允許推桿鉤環轉子292相對於鉤環套614縱向自由移動；同時，這種連接防止獨立於鉤環套614的轉動的推桿鉤環轉子292有任何轉動。因此，當鉤環套614圍繞其縱向軸線轉動時，推桿鉤環轉子292也轉動。圖110所示結構的中心的進一步放大圖顯示在圖111。在這個圖中，清楚地顯示出轉子裝置部分和中間的鉤環彈簧298。第六個截面圖112和放大的第六個截面圖113顯示推桿鉤環轉子292與轉子體294之間縱向固定但是可以自由轉動的連接。在推桿鉤環轉子292內用於容納定位銷2926(未圖示)的兩個孔清楚地顯示出貫穿轉子體294的槽2944內的開》文空間。圖114的第七個截面顯示推桿鉤環體296與近端手柄678通過塞子2964的連接。這個視圖還顯示手柄裝置670內部與路厄氏接頭612之間液體的流通。當路厄氏4妻頭612連4妻到液體供應源時，衝洗液進入轉子體294的內腔遠端，並且被0形圈293密封和在輸送系統遠端驅氣。圖114還顯示植入物推腔642延伸穿過開始於0形圈293遠端側之後的手柄體674。圖115的第八個截面顯示遠端突出部分297,巻邊環295在突出部分將鞘腔654固定在推桿鉤環體296上。這個圖還顯示鉤環套614與植入物推腔642之間開放的徑向空隙。為了防止穿過手柄體674內部空間的比較長的柔性內腔620、640、642移出中心定向(即防止因彎曲而偏離手柄體674的縱向軸線)，沿鉤環套614周期地提供滑動隔環6142,如圖93和116至118所示。只有在近端手柄678向遠端方向移動轉子裝置和推桿鉤環體296時需要這些隔環6142，以防止柔性內腔620、640、642彎曲。因此，隔環6142能夠在鉤環套614的槽6141內滑動到達和超過鉤環套614的遠端(如在圖93所看到的鉤環套614的右側，又見圖117)。每個隔環6142以可滑動的方式固定在鉤環套614上。圖117描繪通過遠端手柄672內的鉤環套614遠端的第九個截面。在一個典型實施方案中，遠端手柄672繞手柄體674自由轉動。在這種實施方案中，外導管660也繞腔620、640、642自由轉動，因為外導管660和遠端手柄672之間固定，見圖118。圖119提供畫陰影線的零件表示鉤環體602周圍的結構部分。在這個視圖中卸下了轉子裝置。下面的內容描述為了用輸送系統植入假體的四種移動和當鎖J求676在三個不同調整位置時輸送系統的在有關的腔之間的相對連接。第一個移動叫做推進階段，使用鎖球676的位置1。當在位置l時，遠端彈簧298與推桿支承管645周圍接合，並且將推桿支承管645(和因此植入物推腔642)固定在轉子裝置292、294。該裝置292、294固定在推桿鉤環體296內部的轉子體294的遠端上(用未圖示的穿過圖98所示的螺紋孔的螺4丁2966)。如上所述，推桿鉤環體296固定在近端手柄678上，因此，推桿支承管245隨著近端手柄678在位置1而移動。在第一個移動中，整個遠端裝置用近端手柄678推進到植入部位。因此，當手柄678向遠端移動時，所有的腔，包括導向絲腔620、頂尖釋放腔640、植入物推腔642/近端推桿支承管645和鞘腔654鎖在一起和相應於近端手柄678的移動而向遠端移動。由於外導管660縱向固定在遠端手柄672,所以在第一個移動中保持縱向固定。在推進階段腔位移顯示在圖19至21。第二個移動叫做初步安放階段，用鎖球676的位置2。在位置2時，遠端彈簧298從推桿支承管645分離，近端彈簧606與推桿支承管645周圍接合，只將推桿642(沒有腔620、640)固定在近端手柄678上，使得鞘腔654(和內鞘652)退回，而所有其它腔分離和保持不動。在第二個移動中，內鞘654需要向近端方向移動，如圖22至24所示。因此，當手柄678向遠端移動時，只有鞘腔645隨手柄678移動。於是，在鎖球676的位置2，鞘腔654鎖定在近端手柄678上，並且隨著近端手柄678的相應移動而一起向近端移動；所有其它腔，包括導向絲腔620、頂尖釋放腔640和植入物推腔642/近端推桿支承管645解鎖和保持在向遠端安放為止，見圖22至24。第三個移動叫做最後安放階段，因為在這個移動中，頂尖夾緊裝置634完全釋放假體遠端，如圖14所示。此時，頂尖釋放腔640相對於導向絲腔620和植入物推腔642/645解鎖(用圖91的釋放機構)。第四個移動叫做退回階段，使用鎖球的位置4(鎖球676的槽587三個位置中的第三個位置)。當在位置4時，遠端彈簧298和近端彈簧606從推桿支承管645分離，使用者可以拉推桿支承管645的近端，從植入部位將其拉出。整個內腔裝置620和640隨同推桿支承管645—起向近端移動，因為隨著推桿支承管645向近端移動，釋放機構(見圖91)被拉動。自定心尖端如上所述，棵支架30在近端12提供外向擴張力。棵支架30和近端支架23在裝到植入物套10時處於壓縮狀態，並且也對植入物套10提供外向擴張力。因此，當植入後，這些力使支架植入物1的近端在血管內定心和將植入物套10壓向血管壁，防止植入物套10與血管壁之間可能發生滲漏。在支架植入物植入中避免了在近端12的這種滲漏。因為有些醫生擔心棵支架可能損壞主動脈壁，尤其是在主動脈切開時，他們喜歡用沒有棵支架的支架植入物，例如圖72和圖74至77所示的支架植入物1100。在這種結構中，近端12能夠在主動脈內向上遊插入更遠，從而將植入物套10安放得靠近心臟。這種植入有許多優點，例如消除了棵支架刺破或損壞血管的可能性和能夠治療靠近心臟的主動脈病變段。然而，如果去掉棵支架30,將影響到近端12的定心能力。沒有棵支架的胸腔植入物的一個缺點是假體近端與主動脈彎曲不能對正，導致植入物近端與主動脈弓內部彎曲不能正確並置。正確並置是所需特徵。支架植入物的性質是代替損壞的血管的直通導管，支架植入物有近端12,用於接受原先由損壞的血管輸送的輸入液體，見圖1。需要將支架植入物開口圓周與安放支架植入物的血管內表面直接接觸，因為支架植入物近端與血管壁之間的開口將產生向外和環繞支架植入物的第二血流。在血管中植入支架植入物時避免了這種第二旁通血流，尤其是在主動脈植入支架植入物時這種旁通是不希望的。本發明通過提供一種裝置、系統和方法將近端12安放在血管內合乎需要的位置，減小和/或消除這種旁通血流的可能性。為了便於討論，將定義幾個術語。與支架植入物近端開口相交的平面叫做流入平面。血管內植入近端開口的組織環叫做上遊植入環。血管內上遊植入環所在的平面叫做植入平面。縱向切線在這裡叫做與上遊植入環處的植入平面垂直的線。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個平面。以這種定向，沿上遊植入平面的每一個點的縱向切線都垂直於流入平面。這意味著支架植入物近端施加的外向力是沿著與植入平面同一個平面中的直線，從而保證在上遊植入環的近端液體密封力最大。在縱向直血管內植入支架植入物時，流入平面和植入平面基本上是同一個平面。以這種定向，在上遊植入環每一點形成最大外向密封力，因此，沿著整個上遊植入環圓周形成永久性不滲透密封的可能性最大。在縱向彎曲血管安力文支架才直入物時，例如圖19至24和65至67所示，植入平面和流入平面不會自然發生同平面性對正。事實上，現有技術的支架植入物和輸送系統在支架植入物安放到彎曲血管時不能建立植入平面與流入平面的同平面性對正。因此，當支架才直入物才直入彎曲血管時，流入平面離開才直入平面一個角度，/人而在彎曲血管下側形成間隙。在某些情況下，這個間隙導致植入的支架植入物周圍產生不允許的液體流通。這種不對正的一個主要原因是由於血管彎曲部分內的導向絲的狀態。導向絲610在血管內整個彎曲部分不保持定心，如圖19至24和65至67示意地顯示。相反，在實踐中導向絲610沿著血管近似中心軸線上方(外側)延伸，直到在彎曲血管內至少在一個點實際接觸上方彎曲的內表面。因此，彎曲的導向絲不僅向上方彎曲引導支架植入物，而且也向上對支架植入物施加外向力-這個力自然使支架植入物在彎曲血管內偏離中心。導向絲610的這種不沿軸線延伸示意地顯示在圖120。其中流入平面300和才直入平面400互相有一個夾角ct。因為上遊才直入環12的直徑具有由植入物材料開口確定的最大長度，在下部彎曲的血管壁與上遊植入環12之間出現下部空隙(3。本發明提供支架植入物1100在血管內自動定心的裝置和方法，從而使植入平面400與流入平面300基本對正，如圖121所示。這裡所說的植入平面400與流入平面300基本對正是兩個平面之間的夾角小於15度。當裝置安放在主動脈腔時，在彎曲構造部位安放之前改善近端並置的第一個典型實施方案顯示在圖122和123。以前描述的尖端632的改變如圖122所示。新的尖端632'的總長度大於尖端632的長度。遠端部分6322'與尖端632有相似的錐形。近端部分6324'是直的，因此沿導向絲延610行進時不能彎曲。這個剛性的近端部分6324'與剛性的遠端鉤環和近端鉤環一起，在輸送系統600的頭錐體裝置630產生伸長的剛性區。當通過彎曲構造時，這個剛性區不隨從主動脈的上方彎曲，而是將輸送系統的遠端向著下方彎曲推進。圖123顯示改進的尖端如何推動支架植入物的近端向著彎曲主動脈腔的下方彎曲延伸。如果支架植入物1100的近端12按圖所示安放和定心，則近端12在下方彎曲部位將與主動"永壁正確並置。近端並置改進裝置第二個典型實施方案顯示在圖124至126。在這個實施方案中，尖端632"含有一組氣嚢6322",當氣嚢獨立充氣時，從各自的槽6324"內伸出。氣嚢的數量可以是l,2,3,4或更多。在圖示的典型實施方案中，有互相間隔120度的三個氣嚢。當尖端632"安置在彎曲主動脈以後，哪個氣嚢充氣將:f又決於槽6324"的位置。如圖125所示，一個氣嚢6322"充氣使尖端632"定心；或如圖26所示，三個氣嚢6322"都充氣。近端並置改進裝置第三個典型實施方案採用棵支架30的原始形式。在所有改進的並置實施方案中取消了棵支架30。因為有些醫生擔心棵支架可能損壞主動脈壁，尤其是在主動脈切開時，本發明建議製造可生物吸收的棵支架。這種棵支架30經過一段時間後溶解，但是能保證植入物近端在安》文時能正確對正。因為棵支架被吸收，消除了對主動脈的任何潛在損傷。近端並置改進裝置第四個典型實施方案顯示在圖127至128。雙錐裝置410使輸送系統600的頭錐體裝置630在腔內定心。頭錐裝置在主動脈腔內定心將保證支架植入物1100的近端與主動月永正確對正。雙錐裝置可以用矽樹脂製造。兩個相反的錐形零件的根部相鄰。當相對擠壓兩個錐形零件端部時，錐形根部的直徑增大。當根部直徑增大時，其圓形膨脹與主動脈壁的上方彎曲部位接觸，迫使頭錐體裝置630向主動脈腔中心線移動。當完全擴張時，支架植入物1100的近端13處於所要求的定心位置，準備好安放。應當注意，錐形部件的形狀可以改變，以便錐體根部在特殊位置有更大的膨脹。近端並置改進裝置的第五個典型實施方案顯示在圖129至130。這個定心系統採用能夠使輸送系統的尖端在主動脈腔內定心的拉絲420。拉絲420裝在輸送系統內的支架植入物1100與內鞘652之間。拉絲420的一端可以連接到頭錐體裝置630,例如近端頂尖體638,連續拉絲的另一端連接到輸送系統600的近端部分的機構上，可以連接在手柄裝置670的近端或頂尖釋放裝置690上。操縱這個機構時，向近端拽拉絲，產生具有圖130所示的兩個合力P'和P"的力P,即使P'是兩個合力中較小的力，如果力P足夠大，P'將把尖端拉向主動脈下方彎曲部位。圖129顯示通過拽拉絲520使輸送系統遠端定心，形成支架植入物1100近端12的定心並置。近端並置改進裝置的第六個典型實施方案顯示在圖131和132。頂尖鉤環裝置636、638由兩半或三瓣組成。在這種結構中，分裂的頂尖鉤環機構能夠在主動脈腔進行植入物近端的角度調整，以保證與主動脈壁有最佳並置，如圖131和132的比較所示。分裂的鉤環使用戶能沿著支架植入物1100的近端圓周前後移動某些特殊的頂尖，從而改變流入平面300相對於植入平面400的角度。採用這種程序和系統，醫生能調整近端12的定向，保證與主動脈弓內彎曲正確並置。近端並置改進裝置的第七個典型實施方案顯示在圖133和135中。如上所述，頂尖鉤環裝置636、638採用一組遠端突出鉤尖和一個內部堡狀部分，以便形成開口，在此開口中可釋放地夾持棵支架30的近端頂尖32或扣緊支架1130的近端頂尖1132。代替用頂尖鉤環裝置636、638,頂尖32、1132分別用圖133至135所示的頂尖夾緊機構夾持。推動一個頂尖夾緊機構的拉絲導致支架植入物1100的近端12移動。對一個或多個頂尖夾緊機構的這種推力組合將S1起近端12移動到所需要的流入平面300和植入平面400並置。當拽拉絲時，拉絲向近端移動，分別釋》文對支架頂尖32、1132的夾持。近端並置改進裝置的第八個典型實施方案顯示在圖136至142。其中尖端632有槽，拉絲環通過槽延伸，當按照圖137、141和142延伸時，在安放尖端632的血管內使其定心。該機構由包含在直線結構的槽內的拉絲組成。壓縮拉絲導致其從槽內伸出，形成壓向血管壁的環，從而使頂尖632在血管內定心。環的伸出可以通過單拉機構推動，例如，通過伸縮滑塊驅動。尖端的定心是通過拉動位於輸送系統近端的手球(作為一個例子)操縱的。手球用導管連接到拉絲環，所述導管從手球延伸到拉絲換的遠端。拉絲環又固定在其遠端。拉動手球將引起導管向近端方向移動，導致壓縮拉絲環，使其從尖端632伸出，如圖137、141和142所示。另外，導管可以包含一個在導管向近端移動時與鉤環接合的部件。因此，導管在移動大約四分之三操作行程中，導管上的部件接合鉤環，藉助手球退回的剩餘行程，鉤環將釋放。近端並置改進裝置的第九個典型實施方案顯示在圖143。在這種方法中，一個輔助裝置430在患者的一個或多個對側肢引入或徑向穿過臂部。引入輔助裝置之前、過程中或之後，用輸送系統將主動脈支架植入物延伸到主動脈弓進行植入。輔助裝置430然後延伸到主動脈弓和壓緊輸送系統的一部分。例如圖3所示，輔助裝置430可以通過左側鎖骨下的動脈引入，用於從動脈弓較大的彎曲偏移開輸送導管。輔助裝置430可以有許多形式。可以是氣嚢、機械式機構、經股骨的推桿，氣嚢或機械式機構是實用的。這些原理可以應用於左側鎖骨下的動脈或頭臂動脈的附近。近端並置改進裝置的第十個典型實施方案顯示在圖144至146。在這個實施方案中，具有溫度敏感特性的鎳-鈦與局部加熱技術結合，表現出有控制的形狀操縱。對輸送系統600的一部分在組合到輸送系統600之前施加形狀記憶彎曲。然後將這些形狀記憶部分製成合乎需要的形狀，例如直線，並組合到輸送系統600中。加熱器帶440沿著輸送系統600分布在與記憶彎曲相鄰的部位。如圖144至146所示，對記憶彎曲加熱引起輸送系統600的相鄰部分彎曲。如果彎曲是協調的，可以使這些彎曲在體內的輸送系統600中以任何需要的方式彎曲，尤其是在血管內使尖端定心，從而以適當的並置植入支架植入物1100的近端12。另夕卜，對超聲波敏感的晶體可以用於作加熱帶。這樣，當輸入能量時，晶體發熱，引起鎳-鈦記憶部分彎曲到預先規定的記憶形狀。近端並置改進裝置的第十一個典型實施方案顯示在圖147至151。在這個實施方案中，提供具有氣嚢結構452的空心氣嚢輸送導管450。氣嚢輸送導管450有內孔454，外導管660、頭錐體裝置630和內鞘652通過內孔454移動。圖149至151顯示使用本發明的氣嚢輸送導管450的示例方法。首先，氣嚢輸送導管450插入到至少一部分主動脈弓，氣嚢452充氣，以便將氣嚢輸送導管450在主動脈內定心和保持位置，見圖147。然後，輸送裝置600的遠端穿過氣嚢輸送導管450,如圖148所示。支架植入物1100的近端12在主動脈弓安放，在糹企驗流入平面300與植入平面400滿意地並置以後，氣嚢結構452放氣，氣嚢輸送導管450可以退出。最後，按照前面所述的方法植入支架植入物1100。在圖150和151所示的典型的氣嚢結構652,有三個相互之間有空隙的氣嚢452，因此在充氣後血液能夠通過氣嚢452。這種三氣嚢裝置裝置表示在圖150和151。氣嚢452可以加到外導管660的遠端，代替氣嚢輸送導管450。當外導管660在主動脈內處於最遠端位置時，氣嚢結構450充氣，頭錐體裝置630在主動脈內定心。因此，當載有支架植入物1100的內鞘652/人外導管660伸出時，頭錐裝置630在主動脈內定心，內鞘652和頭錐裝置630可以在主動脈弓內按定心取向延伸。近端並置改進裝置的第十二個典型實施方案顯示在圖152至155。在這個實施方案中，提供具有氣嚢結構462的氣嚢輸送杆460。氣嚢輸送杆460插入至少一部分主動脈弓，氣嚢結構462在主動脈弓上方彎曲部位充氣，見圖152。然後，輸送系統600的遠端穿過主動脈和沿著充氣的氣嚢結構462延伸，如圖153所示。支架植入物1100的近端12在主動脈弓內安放，在檢驗流入平面300與植入平面400滿意地並置以後，氣嚢結構462放氣，氣嚢輸送杆460可以退出。最後，按照前面所述的方法完全植入支架植入物1100。圖155顯示這個實施方案的氣嚢結構462可能的截面構型。近端並置改進裝置的第十三個典型實施方案顯示在圖156至158。如上所述，垂直於縱向邊緣的近端邊緣12(見圖71)很難在彎曲的血管內定位，在這種情況下，流入平面300與植入平面400有一個角度，如圖157所示。為了抵消沒有棵支架的近端12的這種不並置，支架植入物1100可以形成非直線近端12、如圖158所示。有了這種傾斜的輪廓，如果較短的一側(圖158中的左側)置於血管下方彎曲部位，則近端12將於主動脈內側配合，流入平面300與植入平面400對正，如圖158所示。近端並置改進裝置的第十四個典型實施方案顯示在圖159。尖端632或頭錐體裝置630形成圖159所示的對稱擴張器470。這個擴張器在閉合時只是一個圓筒。然而當如圖所示張開時，兩個外支承表面472對移植支架植入物1100的血管相對的側面施加壓力，從而使頭錐裝置630和近端12在血管內定心，以便流入平面300與植入平面400並置地植入。近端並置改進裝置的第十五個典型實施方案顯示在圖160和161。在這個實施方案中，多條拉絲480(例如四條)擰入和穿過輸送系統600和連接到頂尖夾緊裝置634的四個象限。在輸送系統600的近端裝有操二縱手球或"手柄"482。拉動或以其它方式操縱手球482,拉緊一條或幾條拉絲480和移動尖端632。用這種操縱使尖端632按照要求定心，保證流入平面300與才直入平面400並置。近端並置改進裝置的第十六個典型實施方案顯示在圖162和163。因為血液通過植入支架移植物1100的血管流動，可以用流體的性質^f吏支架植入物近端開口與主動脈弓切線垂直，以便達到最佳近端密封。尤其是在輸送裝置600可以裝錐形"風向袋，，490。風向袋490的近端直徑足夠大，以便因入口血流作用而擴張時，風向袋490的近端開口492張開並壓向主動脈壁。在這種結構中，風向袋490引導全部血液通過並從遠端開口494排出血流。遠端開口494製成小於近端開口492。開口尺寸的改變增加風向袋490內的壓力。當血流被導入與主動脈同心的通道時，例如通過間隔均勻的一組出口小孔494，平衡的(定心的)壓力使支架植入物1100導向部分在安放過程定心。在圖162所示的一種典型結構中，風向袋490的近端492用縫合線連接到頂尖夾緊裝置632。風向袋490的遠端494可以連接或不連接到在所要安放支架植入物1100的近端12的輸送裝置600遠端的一部分。比較圖162和163。應當注意，沒有遠端連接(圖163)可能更優越，因為血流平衡性能可能比有遠端連接(圖162)更好。如果風向袋490的遠端494連接，可以結合血流口採用縫合線斷開法，如圖162所示。風向袋490的性能可以用不同的孔口直徑和總錐度評價。近端並置改進裝置的第十七個典型實施方案顯示在圖164至169。在這個實施方案中，多個形狀記憶金屬(例如Nitinol)次管(hypo-tube)500連接到輸送裝置600,起尖端定心機構的作用，從而使支架植入物1100在定位和安放過程定心。在一種典型實施方案中，兩個控制管或控制腔502、504安置在在頂尖釋放腔620、640之間、附近或上方。每個次管500的遠端506固定在尖端632或靠近該尖端632的內控制管502上。每一個次管500的近端508固定在離開尖端632—定距離的外控制管504上。如圖165和166的比較所示，外控制管向前移動使次管500膨脹成"筐"形，從而與主動脈壁接觸，使支架植入物1100的近端12在血管內定心。當外控制管504在這個前進位置時，如圖164所示，次管500用於在定位過程建立弓形，從而便於進行定心。外控制管504向後移動(退回)減小次管500的輪廓，沿著內控制管502的長度縱向伸展。為了將這個特點結合到與扣緊支架1130的每個近端頂尖1132連接的支架夾緊裝置上，每個次管500有一個小"槽"(略大於扣緊支架1130的拉絲直徑)。這個"槽"位於次管500預先形成的弓形中心(見圖166、167)。在空心次管500的內側有剛性釋放絲，其作用是與近端頂尖1132接合，從而將扣緊支架1130可釋放地連接到輸送系統，例如見圖133至135。圖168和169所示的可釋放扣緊保證支架植入物1100可靠的鎖定在輸送裝置600上。在支架植入物1100連接到輸送裝置600的過程中，扣緊支架1130的頂尖1132置入每個槽510,剛性釋放絲在扣緊支架1130上輸送，夾緊(固定)扣緊支架1130並將其固定在輸送裝置600(見圖169)。在次管500內抽回剛性絲，即可從輸送裝置600釋放支架植入物1100。預先成形的鎳鈥金屬互化物次管500的擴張可以手動(滑動)或通過子擴張結構來完成。近端並置改進裝置的第十八個典型實施方案顯示在圖170至172。在這個實施方案中，尖端632'〃已經有可擴張的外扇形(segment)6322〃'，在此實例有三個扇形。尖端632〃'還包括內擴張機構，例如彈簧驅動或推桿驅動機構，將外扇形6322'"從圖170和171所示的位置伸出到圖172所示的位置。當尖端632〃'這樣延伸時，即在彎曲的血管內定心，從而也使支架植入物1100的近端12定心。尖端定心實例不限於輸送裝置600的遠端。也可以用導向絲610。更詳細地說，在第十九個近端並置改進裝置實施方案中，導向絲610可以在遠端安裝擴張"筐，，520,如圖173至175所示。筐520可以自擴張或手動擴張，當富520在緊鄰植入平面400的上遊時，在主動脈內張開。然後通過導向絲610將輸送裝置600引導到安放部位。送入支架植入物1100以後，將導向絲610抽回到輸送裝置600的導向絲腔620,然後與輸送裝置600—起抽出。近端並置改進裝置的第二十個典型實施方案顯示在圖176。這個實施方案用一個可拆除的棵支架30'代替生物吸收棵支架30。在安放過程使用這種棵支架30',但是在確認流入平面300與植入平面400並置以後拆除棵支架3(K,提供了原始棵支架30的自定心特點，但是沒有因移植支架植入物1100的血管壁內側長期暴露於棵支架30而導致的有害影響。這個可拆除的棵支架30'可以安裝到頂尖夾緊裝置634上或作為頂尖夾緊裝置634的組成部分。棵支架30'可以固定在遠端頂尖頭636的近端和可拆卸地固定在支架植入物iiOQ的近端12。分離淨果支架30'可以有多種方法。一個典型實例是用在棵支架3(T上在近端方向上滑動的回收環使棵支架30，崩塌。隨著回收環沿著棵支架30'的每一轉向近端行進，向內的徑向力施加到每一個近端頂尖32',足以+>開或切斷頂尖32'與支架植入物IIOO之間的接觸。另一種典型的棵支架拆除裝置是將每個頂尖32'連接到支架植入物1100的鉤反向，從而使頂尖夾緊裝置634向遠端方向移動，從支架植入物1100+>開棵支架30'。預計以上所描述的十九個典型實施方案可以單獨或以任何組合使用。雖然舉例說明了本發明的典型實施方案，但要明白本發明並不局限於此。在不偏離所權利要求書所定義的本發明的精神和範圍的前提下，許多修改、變更、替代和等同物可以為本領域的技術人員所獲得。權利要求1.在一個彎曲腔內定心植入假體的方法，該方法包括將假體裝載到輸送鞘，所述假體有近端，所述鞘具有遠端；在患者體內向彎曲腔推進所述鞘，至少將所述近端安放在彎曲腔內；在彎曲腔內將假體近端和鞘遠端的至少一個定心。2.根據權利要求1所述的方法，在進行定心步驟之後，還包括在彎曲腔內定心安放假體。3.根據權利要求1所述的方法，其中假體近端有一個小孔確定流入平面，彎曲腔近端植入部位確定植入平面，還包括通過使流入平面和植入平面基本對正進行定心步驟。4.根據權利要求3所述的方法，還包括進行定心步驟之後，在流入平面和植入平面基本對正條件下安放假體。5.根據權利要求1所述的方法，還包括通過用鞘定心裝置至少將鞘遠端在彎曲腔定心來完成定心步驟。6.根據權利要求5所述的方法，還包括通過將假體部分摺疊到小於鞘內孔的尺寸和將部分摺疊的假體插入鞘，完成裝載步驟；通過釋放在彎曲腔內定心的假體完成安放步驟。7.根據權利要求1所述的方法，還包括提供一個柔性比較大的內鞘作為所述鞘；內鞘可滑動地配置在剛性比較大的外導管內。8.根據權利要求7所述的方法，還包括通過下列方法進行推進步驟首先將載有內鞘的外導管一起向彎曲腔推進到彎曲腔近端位置；隨後將載有假體的內鞘推進到彎曲腔，而外導管基本上保留在原位。9.根據權利要求1所述的方法，還包括在主動脈彎曲部分進行定心步驟10.根據權利要求1所述的方法，還包括提供具有確定流入平面和出口平面的管狀植入體的假體；提供植入體流入平面和出口平面之間的所有支架部分。11.才艮據權利要求1所述的方法，還包括在彎曲腔內通過植入部位^L置導向絲；通過沿導向絲導入載有假體的輸送鞘進行推進步驟；通過在才直入部位向離開導向絲的方向至少移動，支體近端和鞘遠端二者之一進行定心步驟。12.根據權利要求1所述的方法，還包括提供一個尖端和用尖端進行假體近端對中。13.根據權利要求12所述的方法，還包括在輸送鞘內可滑動地配置尖端。14.根據權利要求13所述的方法，還包括將尖端可操縱地連接到輸送鞘，以便用尖端和鞘執行定心步驟。15.根據權利要求1所述的方法，還包括在輸送鞘內可滑動地配置尖端，將尖端安放在鞘的遠端；通過鞘將鞘定心裝置連接到尖端；用鞘定心裝置進行定心步驟。16.根據權利要求1所述的方法，還包括在鞘定心裝置上提供一個尖端；在輸送鞘內可滑動地配置尖端，將尖端安放在鞘的遠端；通過從尖端擴張鞘定心裝置進行定心步驟。17.根據權利要求1所述的方法，還包括在鞘的近端提供一個鞘定心裝置；用鞘定心裝置進行定心步驟。18.根據權利要求1所述的方法，還包括用與鞘分置的鞘定心裝置進行定心步驟。19.根據權利要求18所述的方法，還包括在進行定心步驟之前，將鞘定心裝置的中心軸線放置到大致垂直於鞘縱向軸線。20.根據權利要求1所述的方法，還包括用圍繞在鞘外面的鞘定心裝置進行定心步驟。21.根據權利要求1所述的方法，還包括用配置在鞘外表面與鞘插入的腔壁之間的鞘定心裝置進行定心步驟。22.根據權利要求1所述的方法，還包括用配置在鞘內的鞘定心裝置進行定心步驟。23.—種定心植入假體的方法，該方法包括至少將假體近端安放在患者的彎曲腔；在植入假體之前在彎曲腔內將假體近端定心。24.在彎曲腔內定心植入假體的一種方法，該方法包括將假體裝載到輸送鞘內，所述假體有近端，所述輸送鞘有遠端；在推進的第一步，將載有內鞘的外導管推進到接近彎曲腔的位置；在推進的第二步，將載有假體的內鞘在彎曲腔內至少推進到彎曲腔的近端；而外導管基本保持在原位；在彎曲腔內至少將假體近端和鞘遠端二者之一定心；完成定心步驟之後，在彎曲腔內安放定心的假體近端。25.在患者治療部位植入^f艮體的一種方法，該方法包括提供一個具有柔性比較大的內鞘和剛性比較大的外鞘的假體輸送系統；將假體裝載到內鞘內；將含有假體的內鞘裝載到外鞘內；在患者體內向治療部位推進外鞘，到達距離治療部位一定距離的給定位置；將外鞘保持在給定位置；從外鞘內向治療部位推出內鞘，至少將內鞘近端安放到治療部位；至少將假體近端和內鞘遠端二者之一在彎曲腔內定心；退回內鞘，以便至少部分地將假體植入到治療部位；一旦完成假體植入，從患者體內退出內鞘和外鞘。26.—種血管修復裝置，該裝置包括具有上遊端、下遊端和內表面的管狀植入體；部分地連接到植入體內表面的扣緊支架，所述內表面覆蓋所述支架，扣緊支架的外周面確定上遊頂尖、下遊頂尖和對應連接相鄰的一個其中冠狀支架連接到所述內表面其巾其中冠狀支架是確定遠端頂尖的扇上遊和下遊頂尖的支柱，每個支柱有上遊部分和下遊部分，至少某些支柱的上遊部分與植入體內表面不連接，與不連接的支柱相鄰的某些上遊頂尖與植入體內表面不連接。27.根據權利要求26所述的裝置，還包括一個冠狀支架，冠狀支架的圓周連接到植入體的靠近上遊端和扣緊支架的上遊。28.根據權利要求26所述的裝置，其中下遊頂尖連接到植入體內表面。29.根據權利要求27所述的裝置30.根據權利要求27所述的裝置植入體有外表面；冠狀支架的圓周連接到外表面。31.根據權利要求27所述的裝置形環。32.根據權利要求31所述的裝置，其中所述扇形環從上遊端看有彎曲凸起，彎曲凸起通過遠端頂尖互相連接；所述遠端頂尖有v形伸出，v形伸出的尖峰伸向所述扣緊支架的對應遠端頂尖，至少在扣緊支架的一對相鄰的近端頂尖之間。33.根據權利要求26所述的裝置，其中下遊部分大約是所述支柱長度的百分之十至百分之九十之間。34.根據權利要求26所述的裝置，其中下遊部分大約是支柱長度的百35.根據權利要求27所述的裝置，其中上遊端確定開口平面，冠狀支架連接到所述開口平面的植入體下遊。36.根據權利要求27所述的裝置，其中扣緊支架配置在冠狀支架下遊，其距離能夠在扣緊支架被加緊時在植入體內部放置支架夾緊裝置。37.根據權利要求27所述的裝置，其中扣緊支架和冠狀支架二者中至少一個是從包含鎳鈦金屬互化物、不鏽鋼、生物聚合物、鈷鉻合金和鈦合金中選擇的材料。38.根據權利要求27所述的裝置，其中冠狀支架和扣緊支架縫合到植入體上，縫合點間距大約在O.5mm至5mm之間。39.根據權利要求27所述的裝置，其中植入體有一個擴大的直徑，冠狀支架和扣緊支架有大於上述擴張直徑的固定直徑。40.根據權利要求26所述的裝置，其中上遊頂尖和下遊頂尖是圓的。41.根據權利要求26所述的裝置，其中下遊頂尖有給定的曲率半徑，上遊頂尖的曲率半徑至少和上述給定的曲率半徑一樣大。42.根據權利要求32所述的裝置，其中所述扣緊支架的支柱大致是線性的；所述V形伸出具有靠近每一個峰尖的大致線性的支柱。43.根據權利要求26所述的裝置，其中支柱數量在10到20之間。44.根據權利要求26所述的裝置，還包括至少一個支架，所述至少一個支架在圓周連接到扣緊支架的植入體下遊。45.根據權利要求44所述的裝置，其中植入體有外表面，至少一個支架縫合到所述內表面和外表面二者中至少一個表面。46.根據權利要求44所述的裝置，其中至少一個支架有若干個頂尖；所述扣緊支架有比至少一個支架的頂尖數量多的若干個頂尖。47.根據權利要求44所述的裝置，其中至少一個支架具有近端頂尖和遠端頂尖；下遊頂尖的曲率半徑大致等於所述至少一個支架的近端頂尖和遠端頂尖的曲率半徑。48.根據權利要求47所述的裝置，其中扣緊支架的下遊頂尖的曲率半徑等於與扣緊支架相鄰的所述至少一個支架的近端頂尖的曲率半徑。49.根據權利要求44所述的裝置，還包括一個冠狀支架，冠狀支架的圓周連接到所述植入體的上遊端附近和扣緊支架的上遊，冠狀支架和扣緊支架中的至少一個的幅度比所說的至少一個支架幅度大。50.根據權利要求26所述的裝置，其中植入體、上遊部分和上遊頂尖確定了用於可釋放地連接到支架夾緊裝置的連接區。51.才艮據權利要求27所述的裝置，還包括第二個冠狀支架，冠狀支架的圓周連接到所述植入體的下遊端附近。52.根據權利要求27所述的裝置，其中所述冠狀支架是一個扇形環，扇形環確定從上遊端看的彎曲凸起，彎曲凸起通過遠端頂尖互相連4妄；所述植入體在各對遠端頂尖之間至少部分移出。53.管狀植入體，該管狀植入體有上遊端、下遊端和內表面以及支承框架；支承框架具有周向連接到與所述上遊端相鄰的植入體的冠狀支架；部分地連接到所述冠狀支架的植入體下遊的扣緊支架，扣緊支架有確定上遊頂尖、下遊頂尖和支柱的圓周，所述支柱連接各自相鄰的上遊和下遊頂尖，每一根支柱有上遊部分和下遊部分，至少有一些支柱的上遊部分與植入體內表面不連接，與不連接的支柱相鄰的某些上遊頂尖與植入體內表面不連接。54.—種血管修復裝置，其包括具有上遊端、下遊端和內表面的管狀植入體；部分地連接到植入體內表面的扣緊支架，所述植入體的內表面覆蓋扣緊支架，扣緊支架有確定上遊頂尖、下遊頂尖和支柱的圓周，支柱連接各自相鄰的上遊和下遊頂尖，每一根支柱有上遊部分和下遊部分，下遊頂尖和支柱的下遊部分連接到植入體內表面，只有某些上遊一半支柱和上遊頂尖連接到植入體內表面。55.根據權利要求54所述的裝置，還包括冠狀支架，所述冠狀支架的圓周連接到與上遊端相鄰的植入體和所述扣緊支架的上遊。56.根據權利要求54所述的裝置，其中至少三個上遊頂尖與植入體不連接。57.才艮據權利要求56所述的裝置，其中夾緊至少三個近端頂尖，確定足夠大的中心開口，以便允許液流通過植入體。58.根據權利要求55所述的裝置，其中至少三個上遊頂尖與植入體不連接；冠狀支架迫使上遊端打開，以便當至少三個近端頂尖在植入體內被定心夾緊時允許液流通過植入體。59.—種血管修復裝置，其包括具有上遊端、下遊端和內表面的管狀植入體；至少有兩個支架的結構框架第一個支架的圓周連接到與所述上遊端相鄰的植入體；第二個支架部分地連接到第一個支架的植入體下遊，第二個支架有一個確定上遊頂尖、下遊頂尖和支柱的圓周，支柱連4妄各自相鄰的上遊頂尖和下遊頂尖，每一根支柱有上遊部分和下遊部分，至少有一些支柱的上遊部分與植入體內表面不連接，與不連接的支柱相鄰的某些上遊頂尖與植入體內表面不連接。60.根據權利要求59所述的裝置，其中第二個支架部分地連接到第一個支架下遊並與第一支架相鄰的植入體內表面。61.—個血管修復裝置，其包括具有上遊端、下遊端和內表面的管狀才直入體；具有至少兩個支架的結構框架；第一個支架的圓周連接到與所述上遊端相鄰的植入體；第二個支架部分地連接到第一個支架的植入體下遊，第二個支架有一個確定上遊頂尖、下遊頂尖和支柱的圓周，支柱連接各自相鄰的上遊頂尖和下遊頂尖，每一根支柱有上遊部分和下遊部分，下遊頂尖和支柱的下遊部分連接到植入體的內表面，只有某些支柱上遊部分和上遊頂尖連接到植入體的內表面。62.根據權利要求61所述的裝置，其中第二個支架部分地連接到第一個支架的下遊並且與所述第一支架相鄰的植入體下遊內表面。63.—種血管修復裝置，其包括具有上遊端、下遊端和內表面的管狀植入體；一個周期地改變形狀的扣緊支架，用於確定近端部分和遠端部分，只有扣緊支架的遠端部分連接到植入體。64.根據權利要求63所述的裝置，還包括第二個支架，第二個支架在所述上遊端的鄰近和扣緊支架上遊整體連接到植入體。65.—種血管修復裝置，其包括一個具有上遊端、下遊端和內表面的管狀植入體；一個具有至少兩個支架的結構框架；第一個支架在上遊端鄰近整體地連接到植入體；第二個支架，具有周期地改變形狀，用於確定近端部分和遠端部分，第二個支架只在遠端部分連接到第一個支架的植入體下遊。66.—種血管修復裝置，其包括具有上遊端、下遊端和內表面的管狀植入體；支承框架，該支承框架具有一個冠狀支架，該冠狀支架沿圓周連接到與其上遊端相鄰的植入體；一個扣緊支架，扣緊支架部分連接到所述冠狀支架下遊並與冠狀支架鄰近的植入體，扣緊支架有確定上遊頂尖、下遊頂尖和支柱的圓周，支柱連接到各自相鄰的上遊頂尖和下遊頂尖，每一糹艮支柱有上遊部分和下遊部分，只有下遊頂尖和支柱的下遊部分連接到植入體的內表面。全文摘要在彎曲腔內定心植入假體的方法包括將假體裝入輸送鞘，在患者體內向彎曲腔推進鞘，至少將假體的近端安放在彎曲腔內，將假體的近端和/或鞘的遠端在彎曲腔內對正中心。在推進的第一步，將載有內鞘的外導管推進到接近彎曲腔的位置，在推進的第二步，將載有假體的內鞘推進到彎曲腔內，至少將近端安置在彎曲腔內，而外導管基本上保持在原位。對正中心以後，假體的近端在彎曲腔內對中安放。文檔編號A61F2/06GK101415377SQ200780012452公開日2009年4月22日申請日期2007年2月2日優先權日2006年2月3日發明者塞繆爾·阿爾貝弗耶,弗萊徹·克裡斯琴,格裡·韋萊特,溫貝託·貝拉,芙蘭克·博雷戈,蒂莫西·洛斯特爾,麥可·穆爾申請人:博爾頓醫藥有限公司