專利名稱：：優化的支架套的制作方法優化的支架套本申請是申請日為2007年11月21日，申請號為“200780043259.2”，發明名稱為“優化的支架套”的申請的分案申請。本申請要求享有2006年11月22日提交的美國臨時申請第60/860，486號的優先權，該申請的公開內容由此通過引用并入本文。發明領域和背景本發明在其一些實施方案中涉及支架組件(stentassembly),且更具體地但不排他地，涉及被設計成顯著降低血小板聚集，因此減小、甚至消除對血小板聚集減低劑(plateletaggregationreducer)的依賴性的支架套(stentjacket)。目前，在所有經皮冠狀動脈血運重建術中，超過70%的血運重建術將植入支架，并且常規地，支架被用于外周狹窄的脈管系統，例如狹窄的頸動脈血管和狹窄的器官脈管系統。典型的支架通常形成大的網狀的孔，該孔在支架擴張期間損傷周圍狹窄的血管組織。在支架放置后的最初兩天期間，在支架框和血管(包括損傷組織)上生長一層內皮細胞。內皮細胞在除了O.8%以外的全部支架受體種群(stentrecipientpopulation)中產生防止栓塞和相關后遺癥的亞硝酸鹽。雖然短期內改善了局部循環，但支架并沒有排除在支架所治療的非常狹窄的組織中堵塞的長期危險，因為損傷的組織傾向于形成伸入穿過支架網的新的瘢痕組織，導致了血管堵塞，稱之為再狹窄。具有小孔的包括聚合物的管狀套常常與支架配置在一起，以便通過較大的支架孔防止再狹窄。雖然通常防止了再狹窄，但帶套支架(jacketedstent)引起了在其他威脅生命的危險方面的顯著增加。在內皮組織涂布的聚合物支架套中的細胞群常常是不穩定的，出現了形成凝塊(clump)的影響壽命的風險，所述凝塊包括多個內皮細胞，通過循環自由漂浮。血小板是粘性的、形狀不規則的、圓盤狀的來自血液的群體，它們能促進血液凝固，并容易地感測自由漂浮的內皮細胞凝塊，在內皮細胞凝塊周圍聚集，并附著于內皮細胞凝塊上。聚集的血小板和內皮細胞的栓塞提出了健康威脅，它能夠在帶套支架植入之后的任何時間形成；引起估計2%的所有帶套支架受體最終發展為重要器官壞死和/或死亡。藥物洗脫帶套支架雖然比非洗脫帶套支架減少了再狹窄，但可能會具有比非藥物洗脫支架甚至更大的栓塞死亡的威脅。(“LateAcuteThrombosisAfterPaclitaxelElutingStentImplantation”(紫杉醇洗脫支架植入之后的晚期急性血栓形成)F.Liistro；Heart；2001年9月；第68卷，第262-264頁。來自帶套支架的栓塞的巨大而持續的威脅已經導致終生施用預防性活性藥物成分(API)，其包括氯吡格雷硫酸氫鹽(在本文稱為氯吡格雷)，由Sanofi-Aventis和Bristol-MyersSquibb作為Plavix出售的降低血小板聚集的API。施用氯吡格雷不是無危害的。氯吡格雷與許多副作用有關，所述副作用包括潰瘍、皮疫、暈厥(暫時意識喪失)、骨髓毒性(myelotoxicity)(骨髓損傷)和TTP(血栓性血小板減少性紫癜)，特征在于形成栓塞的組裝性血栓(assemblyicthrombi)的自發形成。即使立即診斷和積極治療，由TTP導致的死亡率仍約為30%。(iiClopidogrel-AssociatedTTPAnUpdateofPharmacovigilanceEffortsConductedbyIndependentResearchers,PharmaceuticalSuppliers,andtheFoodandDrugAdministration(氯卩比格雷相關的TTP:由獨立研究人員、藥物供應商及食品藥品管理局所做的藥物安全監測努力的新進展)”;Zakarija,MD等人；Stroke,2004年2月，第533-537頁。而且，氯吡格雷可能不會防止威脅生命的栓塞，因為目前的數據表明，高達30%的氯吡格雷受體不能充分地產生降低的血小板聚集。(“ResistanceToClopidogrelAReviewOfTheEvidence(氯批格雷耐藥:證據的綜述)，，:NguyenMSc,Pharm等人；JournaloftheAmericanCollegeofCardiology；2005年4月19日；第45卷，第8期，第1157-1164頁)。而且，病狀如遺傳性抗凝血酶缺陷(HD)對血小板聚集預防性API例如氯吡格雷不起反應。接受氯吡格雷的HD患者形成了獨特的危險種群，因為HD常常只有在嚴重的栓塞事件之后被診斷。此外，患有自身免疫缺陷綜合征(AIDS)的人可能實際上由于施用氯吡格雷而產生血友病。在AIDS種群內，尤其具有產生血友病的風險的亞種群(sub-population)包括具有低CCR5(CCR5Δ32純合基因型)的個體，該CCR5耐HIV-I感染。另外，具有獲得血友病的風險的那些人似乎是在免疫低下(immune-suppressed)個體的種群組中，包括老年糖尿病患者和那些早期HIV感染者。(“AcquiredHaemophiliaMayBeAssociatedWithClopidogrel(獲得性血友病可能與氯批格雷有關)”MontaserHaj等人；BritishMedicalJournal2004年8月;第329:323頁)。除了影響上述種群組的健康危害以外，接受終生氯吡格雷的每一個帶套支架受體具有顯著的風險。為了防止與幾乎任何手術相關的過度出血，在手術前和手術后的長時間中必須停止氯吡格雷施用。結果，患者和外科醫生將面臨停止氯吡格雷施用并冒栓塞導致的死亡的風險或者繼續施用氯吡格雷并冒無栓塞的出血、大出血和死亡的風險的兩難選擇。一般而言，帶套支架雖然有助于防止再狹窄，但與可能導致死亡的許多重要但仍未解決的問題相關。因此，對于不需要施用降低血小板聚集的API的支架套存在廣泛認同的需求，且具有無上述局限性的支架是非常有利的。
發明內容根據本發明的一個方面，提供了一種支架植入(stenting)方法，該方法包括將支架組件植入到受治療者的血管內，所述支架組件包括支架套，其包括由直徑在約7微米和約18微米之間的纖維形成的可擴張的網結構(expansiblemeshstructure),所述直徑具有形成基本上穩定的內皮細胞層、覆蓋纖維、因此降低血小板聚集的性能；以及可擴張的支架，其可操作地與支架套結合。所述方法進一步包括將包括血小板聚集減低劑的活性藥物成分(API)施用于患者，持續不超過六個月的縮短的時間段，所述縮短的時間是所述性能的結果。在多個實施方案中，所述縮短的時間段不超過五個月。在多個實施方案中，所述縮短的時間段不超過四個月。在多個實施方案中，所述縮短的時間段不超過三個月。在多個實施方案中，所述縮短的時間段不超過兩個月。在多個實施方案中，所述縮短的時間段不超過一個月。在多個實施方案中，在該縮短的時間段期間，受治療者顯示了對血小板聚集減低劑的反應，并且進一步包括取消施用血小板聚集減低劑。在多個實施方案中，所述反應選自由潰瘍、皮疹、暈厥、骨髓毒性和血栓性血小板減少性紫癜(TTP)組成的組。在多個實施方案中，在該縮短的時間段期間，受治療者顯示了需要取消施用血小板聚集減低劑的病狀，該病狀選自包括下列的病狀組對降低血小板聚集的API無反應(unresponsiveness)、抗凝血酶缺陷、遺傳性抗凝血酶缺陷(HD)、免疫抑制、低CCR5Δ32純合基因型(CCR5)、獲得性血友病、免疫缺陷綜合征(AIDS)和HIV。根據本發明的一個方面，提供了一種支架植入方法，所述方法包括將支架組件植入到受治療者的血管內，所述支架組件包括支架套，其包括由直徑在約7微米和約18微米之間的纖維形成的可擴張的網結構，所述直徑具有形成基本上穩定的內皮細胞層、覆蓋纖維、因此降低血小板聚集的性能；以及可擴張的支架，其可操作地與支架套結合。由于所述性能的結果，所述方法進一步包括取消將藥物施用至受治療者。在多個實施方案中，該直徑在約10微米和約15微米之間。在多個實施方案中，該直徑在約11微米和約14微米之間。在多個實施方案中，該直徑在約12微米和約13微米之間。在多個實施方案中，該直徑在約12.5微米之間。在多個實施方案中，該網被形成為單面針織物(singleknit)。在多個實施方案中,所述纖維由多根絲(filament)形成。在多個實施方案中，可擴張的網結構包括縮回狀態(retractedstate)和展開狀態(deployedstate)，且進一步地，其中在展開狀態中，可擴張的網結構界定了孔，所述孔具有最小中心尺寸，所述最小中心尺寸大于約160微米，因此使單一內皮細胞穿過所述孔中的一個而附著于多于一根的纖維的出現率(occurrence)減到最小，并且減小了由于隨血流的自然的支架搏動而導致的內皮細胞脫離的機會。在多個實施方案中，可擴張的網結構包括縮回狀態和展開狀態，且進一步地，其中在展開狀態中，可擴張的網結構界定了孔，所述孔具有最小中心尺寸，該最小中心尺寸大于約180微米，因此使單一內皮細胞穿過所述孔中的一個而附著于多于一根的纖維的出現率減到最小，并且減小了由于隨血流的自然的支架搏動而導致的內皮細胞脫離的機會。在多個實施方案中,最小中心尺寸大于約200微米。在多個實施方案中，最小中心尺寸大于約220微米。在多個實施方案中，支架套包括在支架的表面積的約9%和約12%之間的小覆蓋面積。在多個實施方案中，纖維由能促進內皮細胞穩定附著于纖維的材料形成。在多個實施方案中，所述材料選自由以下材料組成的組不銹鋼、鎳鈦諾、鈦、金、生物穩定性聚合物(biostablepolymer)和天然聚合物。根據本發明的一個方面，提供了一種支架植入方法，所述方法包括a)將支架組件植入到受治療者的血管內，所述支架組件包括i.支架套，其包括具有縮回狀態和展開狀態的可擴張的網結構，且進一步地，其中在所述展開狀態中，所述可擴張的網結構界定了孔，所述孔具有最小中心尺寸，所述最小中心尺寸大于約160微米，因此使單一內皮細胞穿過所述孔中的一個而附著于多于一根的纖維的出現率減到最小，并且減小了由于隨血流的自然的支架搏動而導致的內皮細胞脫離的機會；以及ii.可擴張的支架，其可操作地與所述支架套結合；以及b)將包括血小板聚集減低劑的活性藥物成分(API)施用于受治療者，持續不超過六個月的縮短的時間段，所述縮短的時間段是所述最小中心尺寸的結果。根據本發明的一個方面，提供了一種支架植入方法，所述方法包括將支架組件植入到受治療者的血管內，所述支架組件包括支架套，其包括具有縮回狀態和展開狀態的可擴張的網結構，且進一步地，其中在展開狀態下，可擴張的網結構界定了孔，所述孔具有最小中心尺寸，該最小中心尺寸大于約180微米，因此使單一內皮細胞穿過所述孔中的一個而附著于多于一根的纖維的出現率減到最小，并且減小了由于隨血流的自然的支架搏動而導致的內皮細胞脫離的機會；以及可擴張的支架，其可操作地與支架套結合。所述方法進一步包括將包括血小板聚集減低劑的活性藥物成分(API)施用于受治療者，持續不超過六個月的縮短的時間段，所述縮短的時間段是最小中心尺寸的結果。在多個實施方案中，所述縮短的時間段不超過五個月。在多個實施方案中，所述縮短的時間段不超過四個月。在多個實施方案中，所述縮短的時間段不超過三個月。在多個實施方案中，所述縮短的時間段不超過兩個月。在多個實施方案中，所述縮短的時間不超過一個月。在多個實施方案中，在該縮短的時間段期間，受治療者顯示了對血小板聚集減低劑的反應，并且所述方法進一步包括取消施用血小板聚集減低劑。在多個實施方案中，所述反應選自由潰瘍、皮疹、暈厥、骨髓毒性和TTP組成的組。在多個實施方案中，在該縮短的時間段期間，受治療者顯示了需要取消施用血小板聚集減低劑的病狀，該病狀選自包括下列的病狀組對降低血小板聚集的API無反應、抗凝血酶缺陷、HD、免疫抑制、低CCR5、獲得性血友病、AIDS、HIV。根據本發明的一個方面，提供了一種支架植入方法，所述方法包括a)將支架組件植入到受治療者的血管內，所述支架組件包括i.支架套，其包括具有縮回狀態和展開狀態的可擴張的網結構，且進一步地，其中在所述展開狀態中，所述可擴張的網結構界定了孔，所述孔具有最小中心尺寸，所述最小中心尺寸大于約160微米，因此使單一內皮細胞穿過所述孔中的一個而附著于多于一根的纖維的出現率減到最小，并且減小了由于隨血流的自然的支架搏動而導致的內皮細胞脫離的機會；以及ii.可擴張的支架，其可操作地與所述支架套結合；以及b)由于所述最小中心尺寸的結果，取消將藥物施用至受治療者。根據本發明的一個方面，提供了一種支架植入方法，所述方法包括將支架組件植入到受治療者的血管內，所述支架組件包括支架套，其包括具有縮回狀態和展開狀態的可擴張的網結構，且進一步地，其中在展開狀態下，可擴張的網結構界定了孔，所述孔具有最小中心尺寸，該最小中心尺寸大于約180微米，因此使單一內皮細胞穿過所述孔中的一個而附著于多于一根的纖維的出現率減到最小，并且減小了由于隨血流的自然的支架搏動而導致的內皮細胞脫離的機會；以及可擴張的支架，其可操作地與支架套結合。由于最小中心尺寸的結果，所述方法進一步包括取消將藥物施用至受治療者。在多個實施方案中，其中該最小中心尺寸大于約200微米。在多個實施方案中，最小中心尺寸大于約220微米。在多個實施方案中，所述支架套包括在所述支架的表面積的約9%和約12%之間的小覆蓋面積。在多個實施方案中，其中可擴張的網結構由直徑在約7微米和約18微米之間的纖維形成，所述直徑具有形成基本上穩定的內皮細胞層、覆蓋纖維、因此降低血小板聚集的性倉泛。在多個實施方案中，所述直徑在約10微米和約15微米之間。在多個實施方案中，所述直徑在約11微米和約14微米之間。在多個實施方案中，所述直徑在約12微米和約13微米之間。在多個實施方案中，所述直徑在約12.5微米之間。在多個實施方案中，所述網由單一纖維(singlefiber)形成。在多個實施方案中，所述纖維由多根絲形成。在多個實施方案中，纖維由能促進內皮細胞穩定附著于纖維的材料形成。在多個實施方案中，所述材料選自由以下材料組成的組不銹鋼、鎳鈦諾、鈦、金、生物穩定性聚合物和天然聚合物。根據本發明的一個方面，提供了一種支架組件，所述支架組件包括支架套，所述支架套包括由直徑在約10微米和約15微米之間的纖維形成的可擴張的網結構，所述直徑具有形成基本上穩定的內皮細胞層、覆蓋纖維、因此降低血小板聚集的性能；以及可擴張的支架，其可操作地與支架套結合。在多個實施方案中，所述直徑在約11微米和約14微米之間。在多個實施方案中，所述直徑在約12微米和約13微米之間。在多個實施方案中，所述直徑在約12.5微米之間。在多個實施方案中，所述網被形成為單面針織物。在多個實施方案中，所述纖維由多根絲形成。在多個實施方案中，可擴張的網結構包括縮回狀態和展開狀態，且進一步地，其中在展開狀態中，可擴張的網結構界定了孔，所述孔具有最小中心尺寸，所述最小中心尺寸大于約160微米，因此使單一內皮細胞穿過所述孔中的一個而附著于多于一根的纖維的出現率減到最小，并且減小了由于隨血流的自然的支架搏動而導致的內皮細胞脫離的機會。在多個實施方案中，可擴張的網結構包括縮回狀態和展開狀態，且進一步地，其中在展開狀態中，可擴張的網結構界定了孔，所述孔具有最小中心尺寸，該最小中心尺寸大于約180微米，因此使單一內皮細胞穿過所述孔中的一個而附著于多于一根的纖維的出現率減到最小，并且減小了由于隨血流的自然的支架搏動而導致的內皮細胞脫離的機會。在多個實施方案中，最小中心尺寸大于約200微米。在多個實施方案中，最小中心尺寸大于約220微米。在多個實施方案中，支架套包括在支架的表面積的約9%和約12%之間的小覆蓋面積。在多個實施方案中，纖維由能促進內皮細胞穩定附著于纖維的材料形成。在多個實施方案中，所述材料選自由以下材料組成的組不銹鋼、鎳鈦諾、鈦、金、生物穩定性聚合物和天然聚合物。根據本發明的一個方面，提供了一種支架組件，所述支架組件包括a.支架套，其包括具有縮回狀態和展開狀態的可擴張的網結構，且進一步地，其中在所述展開狀態中，所述可擴張的網結構界定了孔，所述孔具有最小中心尺寸，所述最小中心尺寸大于約160微米，因此使單一內皮細胞穿過所述孔中的一個而附著于多于一根的纖維的出現率減到最小，并且減小了由于隨血流的自然的支架搏動而導致的內皮細胞脫離的機會；以及b.可擴張的支架，其可操作地與所述支架套結合。根據本發明的一個方面，提供了一種支架組件，所述支架組件包括支架套，其包括具有縮回狀態和展開狀態的可擴張的網結構，且進一步地，其中在展開狀態下，可擴張的網結構界定了孔，所述孔具有最小中心尺寸，該最小中心尺寸大于約180微米，因此使單一內皮細胞穿過所述孔中的一個而附著于多于一根的纖維的出現率減到最小，并且減小了由于隨血流的自然的支架搏動而導致的內皮細胞脫離的機會；以及可擴張的支架，其可操作地與支架套結合。在多個實施方案中,所述最小中心尺寸大于約200微米。在多個實施方案中，所述最小中心尺寸大于約220微米。在多個實施方案中，可擴張的網結構由直徑在約7微米和約18微米之間的纖維形成，所述直徑具有形成基本上穩定的內皮細胞層、覆蓋纖維、因此降低血小板聚集的性能。在多個實施方案中，所述直徑在約10微米和約15微米之間。在多個實施方案中，所述直徑在約11微米和約14微米之間。在多個實施方案中，所述直徑在約12微米和約13微米之間。在多個實施方案中，所述直徑在約12.5微米之間。在多個實施方案中，所述網被形成為單面針織物。在多個實施方案中，所述纖維由多根絲形成。在多個實施方案中，纖維由能促進內皮細胞穩定附著于纖維的材料形成。在多個實施方案中，所述材料選自由以下材料組成的組不銹鋼、鎳鈦諾、鈦、金、生物穩定性聚合物和天然聚合物。除非另有規定，本文使用的所有技術和/或科學術語具有本發明所屬領域的普通技術人員所普遍理解的相同含義。下面描述了示例的方法和/或材料，但在本發明實施方案的實施或試驗中可使用類似或等同于本文所述的那些的方法和材料。在沖突的情況下，將以本專利說明書(包括定義)為準。另外，材料、方法和實施例僅僅是示例性的，且不期望是限制性的。附圖簡述在下文描述中，參照本文附圖閱讀，描述本發明的示例的非限制性實施方案。在附圖中，出現在多于一個圖中的相同的和相似的結構、其元件或部件通常在它們出現的附圖中用相同的或相似的符號來標注。附圖中所示的組件和部件的尺寸主要為了方便和顯示的清晰度而選擇，且不必是按比例的。附圖中圖I是根據本發明的一個示例實施方案的處于打開的、非卷曲的模式下的增強的支架裝置(enhancedstentapparatus)的透視圖2是根據本發明的一個示例實施方案的增強的支架裝置的橫斷面側視圖3是根據本發明的一個示例實施方案的處于原位打開的模式下的增強的支架裝置的圖解；圖4是根據本發明的一個示例實施方案的處于打開的模式下的具有多級螺旋線圈(multiplehelicalcoil)的增強的支架裝置的透視圖5是根據本發明的一個示例實施方案的處于卷曲的、閉合的模式下的增強的支架裝置的透視圖6A是根據本發明的一個示例實施方案的處于打開的模式下的針織多孔結構(knittedporousstructure)的增強的支架裝置的透視圖6B是根據本發明的一個示例實施方案的針織多孔結構的詳細視圖7是根據本發明的一個示例實施方案的編織多孔結構(braidedporousstructure)的增強的支架裝置的透視圖8是根據本發明的一個示例實施方案的處于血管成形球囊上的增強的支架裝置的透視圖9是根據本發明的一個示例實施方案的設置有縱向不可拉伸的線(wire)和水平可拉伸的彈性體的增強的支架裝置的透視圖10是根據本發明的一個示例實施方案的增強的支架裝置的透視圖，其中多孔結構比支撐元件長；圖11是根據本發明的一個示例實施方案的增強的支架裝置的透視圖，其中多孔結構在直徑上顯著大于卷曲的支撐元件，并且自身折疊以便插入到管腔(lumen)中；圖12是根據本發明的一個示例實施方案的直徑顯著大于至少部分放氣的球囊的多孔結構的透視圖，其中該多孔結構自身被折疊以便插入到管腔中；圖13示出了根據本發明的一個示例實施方案的減小至少多孔結構的直徑的漏斗的用途；圖14示出了根據本發明的一個示例實施方案使用可拉伸的橡皮管制造壓縮的多孔結構；圖15是顯示根據本發明的一個示例實施方案的結構的纖維厚度對多孔結構的表面積的百分率的曲線圖16是根據本發明的一個示例實施方案的用于將多孔結構固定于支撐元件的穿入方法(threadingmethod)的詳細圖解；圖17是根據本發明的一個示例實施方案的用于將多孔結構固定于支撐元件的針織方法(knottingmethod)的詳細圖解；圖18是根據本發明的一個示例實施方案的顯示多孔結構折疊技術的增強的支架裝置的橫斷面圖19是顯示根據本發明的一個示例實施方案的用于制造多孔結構的方法的示意圖20A是典型動脈瘤的圖解；圖20B是用于治療動脈瘤的現有技術的圖解；圖20C是根據本發明的一個示例實施方案的用于治療動脈瘤的技術的圖解；圖21A是根據本發明的一個示例實施方案的處于減小的剖面構型(reducedprofileconfiguration)的滑環的橫斷面圖21B是根據本發明的一個示例實施方案的處于展開的構型的滑環的橫斷面圖22是根據本發明的一個示例實施方案的具有在其上覆蓋生長(overgrowing)的內皮細胞層的多孔結構的橫斷面圖23是其中一團內皮細胞從支架支柱上脫離的現有技術情況的圖解；圖24a_24d顯示了根據本發明的實施方案的自擴張支架的展開；圖25-28顯示了原位領域中的典型的支架套材料的原位細節(insitudetail)；以及圖29示出了根據本發明的實施方案的針織支架套的一部分；圖30示出了根據本發明的實施方案的圖29的針織支架套的平面圖31-32示出了材料的細節，包括根據本發明的實施方案的圖29的針織支架套；以及圖33示出了根據本發明的實施方案的圖8-9中所示的材料的原位細節。示例實施方案的詳述本申請被劃分為多個標記部分，所述標記部分通常依次包括裝置的描述(例如多孔結構、支架等)、用于制造裝置的材料和方法、藥物與裝置的使用，以及使用所述裝置的方法。應該理解，各部分標題僅為了清楚，而不是意圖限制其中所述的主題。此外，在特定部分中所述的主題中的一些可能屬于多于一個部分，且因此，一些材料在多個部分之間可能重疊。本發明的多個方面通過提供具有被設計成促進穩定的內皮細胞層的低膨松網套(low-bulkmeshjacket)的支架組件而成功地解決了現有技術的缺陷。根據本發明的一些實施方案，所述網包括纖維，該纖維具有允許各內皮細胞完全覆蓋并重疊各根纖維的小直徑，從而在纖維的每一側上形成附著于組織的內皮細胞層。這樣形成的內皮層(endotheliallayer)基本上是穩定的,具有脫離和形成栓塞的顯著減小的傾向性。根據本發明的一些實施方案，網纖維包括能促進內皮細胞附著，從而促進內皮層穩定的材料。根據本發明的一些實施方案，所述網不用例如可能降低內皮細胞附著的化學涂層進行二次加工。另外，化學涂層的缺少用于保持低膨松纖維和纖維接合，其中第一纖維在第二纖維上方或下方穿過-有助于內皮層穩定的另一個特征。根據本發明的一些實施方案，每一網纖維與相鄰的纖維間隔一定距離，從而防止了單一內皮細胞附著于多于一根的纖維，從而減小了例如由于在血流動期間的自然的支架搏動導致的內皮細胞將從支架脫離的機會。根據本發明的一些實施方案，支架套任選地包括針織的網。根據本發明的一些實施方案，支架套網任選地由單一纖維或者單組纖維形成。增強的支架裝置的綜述本發明在其一些實施方案中涉及如在PCT專利申請PCT/IB2006/051874中所提出的支架組件，該申請的公開內容據此通過引入并入本文。在本發明的一個示例實施方案中，提供了一種包括多孔結構和任選的下層支撐元件例如支架的裝置(其中下層是指多孔結構處在支撐元件和管腔壁之間)。在本發明的一些示例實施方案中，使用包括多孔結構和支架的增強的支架裝置來治療狹窄和/或再狹窄。在本發明的一些示例實施方案中，增強的支架裝置提供了超過常規動脈支架的益處的多重性(multiplicity)中的至少一個。例如，增強的支架裝置任選用于防止斑塊(plaque)進入血流而引起栓塞，因為多孔結構被制成為具有足夠小的孔(尺寸在以下給出)，從而將脫離的斑塊保持在適當的位置。在本發明的一個實施方案中，在支架植入期間，使用多孔結構代替使用栓塞保護設備(embolismprotectiondevice)。任選地,不使用“傘”型栓塞保護設備。任選地，多孔結構與栓塞保護設備聯合使用，以便獲得優于植入常規動脈支架期間使用栓塞保護設備的方法的增強的保護。在本發明的一個實施方案中，增強的支架裝置比常規支架將更廣泛的藥理學援助(pharmacologicalassistance)輸送至治療區。在本發明的一些實施方案中，增強的支架裝置被優化為促進內皮細胞生長和/或遷移。圖I示出了本發明的一個示例實施方案中的增強的支架裝置100的透視圖。支撐元件12被設計和構造成從增強的支架裝置100的中心軸106以徑向方式擴張血管。任選地，支撐元件102在形狀上是管形的。在本發明的一些示例實施方案中，支撐元件102由柔性的生物相容性材料構成。任選地，支撐元件102由不銹鋼、鎳鈦諾和/或鈷鉻合金和/或其他金屬合金(例如鎂合金)構成。任選地，支撐元件102由生物穩定的或生物可吸收的聚合物構成。在本發明的一些不例實施方案中，支撐兀件102是血管支架,例如由Cordis、BostonScientific和/或Medtronics制備的那些。在本發明的一個示例實施方案中，支撐元件102被至少一個多孔結構104覆蓋。任選地，支撐元件102用作多孔結構104的支撐結構，例如提供徑向支撐和/或保持多孔結構104的所需形狀。圖2顯示了增強的支架裝置的橫斷面圖。在該實施方案中，支撐元件102為位于支撐元件102外部的多孔結構104提供結構支撐。在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構104被放置在支撐元件102的外部，且從而重疊支撐元件102中的間隙(使該設備的孔徑尺寸總體上更小，例如150微米)，因為常規支架結構通常在支架的結構中產生多個間隙，通常幾毫米。在本發明的其他示例實施方案中，多孔結構104僅僅覆蓋支撐元件102的一部分。例如，支撐元件102的僅僅一部分被覆蓋，以避免將腔內流(luminalflow)限制至分支血管。在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構104延伸通過支撐元件102的至少一個端部。這例如可以更好地處理處于增強的支架裝置100的邊緣處的血管的內表面，而在邊緣處，更可能具有再狹窄。在本發明的一個示例實施方案中，多孔結構104通過延伸通過支撐元件102的至少一個端部而襯墊和/或治療由支撐元件102的邊緣引起的創傷。任選地，多孔結構104延伸通過支撐元件102的端部不超過1mm。任選地，多孔結構104延伸通過支撐元件102的端部超過1mm。任選地,多孔結構104延伸通過支撐元件102的僅一個端部或兩個端部(如圖10所示)。在本發明的一些示例實施方案中，將多孔結構104固定到支撐元件102，以防止多孔結構104解開和/或引起組織刺激和/或避免多孔結構在展開期間移離支撐元件。任選地，將多孔結構104的端部折疊在支撐元件102的端部上并固定，從而為有可能引起創傷的邊緣提供了襯墊。任選地，多孔結構104的端部自身折疊，并且由于在支撐元件和管腔之間的壓力而保持被折疊。在本發明的一個實施方案中，使用處理如加熱來使該折疊明顯(sharp)和/或持久。應理解，雖然在圖I和圖2中示出了增強的支架裝置的示例構型，但可以使用其他構型，所述其他構型包括多孔結構104在藥物洗脫支撐元件上；藥物洗脫多孔結構在支撐元件102上；藥物洗脫多孔結構在藥物洗脫支撐元件上；支撐元件在至少兩個多孔結構之間，任選地一些或全部洗脫藥物；以及包括多個層的增強的支架，所述多個層表現出不同的可選特性如降解時間和/或藥物洗脫。應理解，以上構型中任一個包括可生物降解的和/或生物可吸收的材料。任選地，選擇構型用于由患者的病狀所指示的具體治療方案。在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構104用于控制由增強的支架裝置對身體管腔壁施加的局部壓力。例如，在多孔結構至少部分地覆蓋支架時，通過增加或減少多孔結構的覆蓋面積(coveragearea),可以改變由每單位面積的增強的支架裝置所施加的壓力。在本發明的一些實施方案中，覆蓋面積的改變考慮諸如支撐元件102的剛度和支撐元件120的支撐支柱的幾何結構和/或覆蓋面積的因素。在本發明的一個實施方案中，使用壓力控制來減小增強的支架裝置引起斑塊從管腔壁脫落的可能性。在本發明的一些實施方案中，使用壓力控制來減小通常由支架植入物引起的組織創傷，從而增強了對狹窄/再狹窄的保護。此外，在本發明的一些實施方案中，以前由于對管腔組織的創傷的可能性而不能使用的支撐元件102支柱可以任選地與多孔結構104結合使用。在本發明的一些示例實施方案中，使用如本文所述的至少一個多孔結構來治療膽管。例如，膽管常常由于限制流動的碎片(debris)(例如膽固醇)而堵塞。使用增強的支架裝置治療膽管可以增加膽管的直徑，改進它們的工作。已知的是，不同類型的身體管腔具有不同的表面結構(surfacetexture),包括在不同的管腔中不同和有時在一種類型的管腔內不同。因此，在本發明的一些示例實施方案中，根據正被治療的管腔的內部表面結構，制造和/或使用具有不同表面結構構型的不同的多孔結構。例如，身體管腔中的峰和谷與多孔結構的反峰(counterpeak)和反谷配合(即，多孔結構的反峰進入管腔的谷中，且多孔結構的反谷接收管腔的峰)。任選地，反峰和反谷具有與正被治療的管腔中存在的峰和谷相同的幅度。應理解，孔徑尺寸、多孔結構厚度、纖維厚度(或French)和/或覆蓋面積隨不同的應用而變化。例如，在治療頸動脈時，超過100微米的碎片應該被防止到達腦部，因此多孔結構被設計成使得在支架擴張至通常約8毫米時，大多數的孔徑尺寸小于100微米。作為另一個例子，當治療冠狀動脈時，較大的碎片(>100微米)是不成問題的，而內皮化過程(endotheliazationprocess)和流動至側支的非限制性是更為重要的。因此，對于冠狀動脈應用，當支撐元件102處于擴張位置時，通常直徑約3毫米，多孔結構中的孔任選地大于100微米且在300微米以下。在本發明的一些實施方案中，多孔結構上內皮細胞生長的速率可以通過增加和/或減小纖維厚度和多孔結構厚度來調節。在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構104與球囊可擴張的支撐元件(balloonexpandablesupportelement)102一起使用。在本發明的一些示例實施方案中，將多孔結構104不與或與支撐元件102—起直接放置在可擴張的球囊802上，例如，如圖8所示。在本發明的一些示例實施方案中，球囊導管可以延伸通過支撐元件102的近端和/或遠端。任選地，需要提供多孔結構104，多孔結構104延伸通過支撐元件102的端部，以在球囊和血管之間提供緩沖，并且任選地，為下層支撐元件102沒有延伸到、但可能暴露于球囊的區域提供藥物治療。在本發明的一個示例實施方案中，多孔結構104的厚度是在100微米以下。在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構的厚度小于30微米。任選地，多孔結構的厚度小于10微米。例如，多孔結構的厚度小于5微米或I微米。多孔結構104任選地包括至少一種細的、線狀的纖維。在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構104包括至少一種厚度為40nm到40微米的纖維。任選地，纖維厚度類似于或小于內皮細胞的直徑，以促進內皮細胞在纖維之間和/或在至少一種纖維周圍生長。在本發明的一個示例實施方案中，使用超強力纖維(super-fiber)來構造多孔結構104,其中超強力纖維由編織在一起的多根纖維制成。任選地，超強力纖維用于提高多孔結構104的強度。在本發明的一個示例實施方案中，將多孔結構104的纖維紡絲和/或針織和/或紡織和/或編織，以便為多孔結構104提供結構和在多孔結構104中提供孔110。任選地，該多孔結構以均勻方式(evenpattern)被紡織。任選地，多孔結構被構造成使得纖維任意地位于多孔結構104中。任選地，使用聚合物纖維來構造多孔結構104。任選地，將聚合物覆蓋物應用于多孔結構102和/或支撐元件102中。示例的多孔結構制造在以下“制造方法”部分中更詳細地描述。在本發明的一個示例實施方案中，聚合物覆蓋的多孔結構104任選地由封閉聯鎖設計和/或開放聯鎖設計或類似于典型支撐元件102設計的半開放設計來制成。開放聯鎖設計在需要側支時是有利的。當治療兩根血管的接合處時，有時需要通過另一根血管側引入一個支架。開放聯鎖設計允許這種操作，且當多孔結構由金屬網制成時，利用開放聯鎖設計，以便使容易建立側支的支架(easysidebranchingstent)成為可能。任選地,在不可生物降解的支撐元件102上使用可生物降解的聚合物涂層將在可生物降解的聚合物降解之后，留下包埋的支撐元件102。在本發明的一個示例實施方案中，將多孔結構104卷曲成小的直徑，同時仍然保持它的柔性，以使得能夠成功地通過患者的血管調動到增強的支架裝置100待被植入的部位。在本發明的一個示例實施方案中，多孔結構104是可擴張的，以在患者的血管內的治療部位處展開時使多孔結構104能夠與支撐元件102—起擴張。任選地，多孔結構104沿著縱軸的擴張匹配支撐元件102沿著縱軸的擴張。在本發明的一個示例實施方案中，至少多孔結構104是可擴張的，而不顯著縮短或伸長多孔結構104的長度。任選地，多孔結構104的擴張不同于支撐元件102，例如使用本文所述的滑動連接(slidingconnection)。如本文的其它地方所述,在多孔結構104的針織實施方案中，擴張的發生至少部分是由于針織結構的原因，并且未必是因為在構造多孔結構104中使用的纖維的彈性。在本發明的一個實施方案中，包括多孔結構104的至少一種纖維在制造期間設置有松弛(slack)，以便在多孔結構104擴張時提供附加的纖維材料。圖9顯示了增強的支架裝置900的透視圖。根據本發明的一個示例實施方案，增強的支架裝置900設置有不可拉伸的線902和可拉伸的彈性體纖維904。這種實施方案有助于保持整個裝置900的長度，同時允許在植入期間的可擴張性和柔性。在本發明的一個示例實施方案中，提供了增強的支架裝置，其包括至少一個可擴張的支撐元件和可擴張的多孔結構。支撐元件任選地是支架，它的實例在用于為各種身體管腔提供治療的技術中是已知的。在本發明的一個實施方案中，多孔結構具有類似于漁網的結構。在本發明的一個實施方案中，多孔結構由直徑約15-20微米的纖維針織而成，具有小于20%的覆蓋面積并具有約150x200微米的孔徑尺寸。在本發明的一些實施方案中，多孔結構通過縫合(stitching)至少暫時地連接于支撐元件的支撐支柱。任選地，縫合是松的，允許多孔結構在支撐支柱上滑動，例如提供關于圖16的本文所述的額外的可擴張性。在本發明的一些實施方案中，縫合是可生物降解的。在本發明的一些實施方案中，支撐元件和/或多孔結構適合于將藥劑洗脫到正被治療的身體管腔中。在本發明的一些實施方案中，根據預期用途或待實施的治療來選擇增強的支架裝置的不同的特征。例如，任選地，根據對提供預防某一尺寸的碎片的栓塞傾瀉(embolicshower)保護的需要來選擇孔徑尺寸。作為另一個實例，任選地選擇覆蓋面積，用于調節正被治療的管腔上的局部壓力。這些特征中的許多是相互關聯的，如本文所描述和如圖15中所顯示的。在本發明的一個實施方案中，多孔結構104是柔性的，以允許管腔自然地改變其直徑，引起管腔中的壓力改變和/或對肌肉活動響應。在本發明的一些實施方案中，多孔結構104分為多個半獨立部分，它們對管腔內的刺激或來自管腔的刺激不同地起反應。任選地，使用多個部分來防止管腔聯合(banding)穿過多孔結構104的整個長度。多孔結構的示例特征和件能在本發明的一個實施方案中，將在下面更詳細描述的制造技術，例如為多孔結構104的單個纖維或部分提供了松弛的針織，使得多孔結構104在展開時任選地能夠擴張至高達其在插入時的直徑的10倍(插入直徑將在下面更詳細地描述)。例如，在冠狀動脈應用中，多孔結構104可以從直徑Imm擴張至3mm。在其他實例中，多孔結構104在頸動脈應用中可以從2mm擴張至8mm,而在腦部應用中，多孔結構104可以從O.3mm擴張至2.5mm。這些數值是近似的，且僅僅用于舉例說明。在本發明的一個實施方案中，多孔結構104的擴張用以下三種方式中的至少一種來實現I)多孔結構104的針織/編織/紡織結構(包括纖維和卷曲纖維中的松弛)；2)制備多孔結構104的纖維是至少輕微彈性的；3)多孔結構104和支撐元件102之間的滑動連接(下文描述)允許多孔結構104在擴張期間相對于支撐元件102在某一定限度內移動。在本發明的一個實施方案中，制備多孔結構104的纖維包括在2%和80%之間的非彈性材料。在本發明的一些實施方案中，制備多孔結構104的纖維的彈性材料允許擴張至高達其初始尺寸的1000%。在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構104在經受扭轉、轉向、壓縮和/或伸長時顯示了高的耐久性，這允許多孔結構104耐受通過患者的脈管系統到達治療部位的輸送過程。在本發明的一個實施方案中，多孔結構104在若干個部位松散地連接于球囊，并且折疊以用于插入到管腔中，如圖12所示；這種構型任選地與支撐元件102聯合使用。折疊的多孔結構104提供了更容易插入到患者的身體管腔中的直徑減小的裝置。如下所述，多孔結構104至少暫時固定于球囊，以防止多孔結構104在植入期間移動。在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構104的總面積的20%包括處于擴張構型時具有不大于50微米、200微米或超過200微米的近似直徑的孔。應認識到，在制造多孔結構期間，例如，用某些制造技術如靜電紡紗(electrospinning)和/或針織,在多孔結構內產生的孔可以重疊。該重疊有效地產生了小于規定值的孔徑尺寸。然而，在本發明的一些示例實施方案中，有效的名義上的孔徑尺寸在直徑上不大于50、200微米或者超過200微米。在本發明的一些實施方案中，孔徑尺寸被選擇為能促進內皮細胞按某一速率覆蓋生長。應該注意的是，至少某種程度上，由于多孔結構104的制造和/或所需性能，孔的形狀可能改變。例如，在針織多孔結構中，孔最可能是大致正方形的。相反，使用紡織技術制造多孔結構可能產生正方形和/或矩形的孔，而編織的多孔結構可能展示四邊形的孔，如圖7所示。在描述孔的近似“直徑”時，應該認識到，全部孔、一些孔或沒有孔將是能夠使用直徑來過分單純化地測量面積的真正的圓形、正方形、矩形和/或四邊形。因此，使用直徑描述僅僅是告知示例孔徑尺寸的近似值。例如，“直徑”可以是在四邊形如正方形或矩形的兩個平行邊之間的距離。在下面描述的一些部分中，本文所述的孔徑尺寸是關于在多孔結構在管腔中展開時的孔的尺寸。在其他部分中，所述尺寸是指在卷曲時的孔徑尺寸。有時，本文所述的孔徑尺寸是指介于卷曲的和展開的構型之間的狀態下的孔的尺寸。在上下文中，應該容易認識到應用以上構型的哪一種，然而，在不清楚的情況下，孔徑尺寸能夠被認為是適用于擴張的、卷曲的或中間的構型。當提到纖維直徑時，它涉及用于構造多孔結構104的纖維。例如，如果多孔結構104由包括一束各自直徑為2微米的10根纖維的超強力纖維構造時，總的超強力纖維直徑為約20微米。此外，應理解，對纖維直徑的提及僅僅是近似值和為了方便，而并不意味著該纖維必定是圓的。任選地，纖維尺寸按French尺度計量,例如O.003Fr。參考圖15，針對具有漁網型構型的多孔結構，示出了多孔結構的纖維厚度與支撐元件的覆蓋面積百分率關聯的曲線圖1500。能夠看出，一般趨勢是，隨著纖維尺寸變細，屬于該結構的多孔結構表面積的量減少。在本發明的一個實施方案中，希望具有25%以下的覆蓋面積。任選地，多孔結構104顯示了低于20%的覆蓋面積。在本發明的一個實施方案中，多孔結構的覆蓋面積適于被最小化，同時還實現預期的管腔治療功能，例如本文所述的那些功能。在本發明的一些實施方案中，多孔結構104的覆蓋面積被最小化，以便避免不希望有的臨床副作用。例如，管腔組織刺激和熱原效應是最小化多孔結構104的覆蓋面積以及任選地其他特征如孔徑尺寸、多孔結構厚度和/或纖維厚度的考慮因素。在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構104的結構與孔的比例、纖維尺寸和/或孔的大小被定為以便允許容易通過多孔結構104擴散和促進內皮細胞的生長。因為用于構造多孔結構104的纖維2202的直徑大約是內皮細胞2204的尺寸，或者更小，如圖22所示，所以在多孔結構上生長的細胞的完整性將好于在現有技術中獲得的完整性。單個細胞在統計學上將具有與血管壁的牢固連接，因為它的尺寸與纖維直徑大致相同或者更大，因此，在本發明的一個實施方案中，將其自身在多于一個部位錨固到其天然基底內膜層(basalaminaintimallayer),并能夠獲得更好的生長條件。因此預計,與目前使用藥物洗脫支架進行治療實現的相比，可以減少遲發或亞急性血栓形成的機會。另外，多孔結構104有效用作血栓傾瀉保護設備、將脫離的斑塊保持在適當的位置、防止它從血管壁進入血流。應該指出，考慮到纖維厚度、多孔結構厚度和/或孔徑尺寸，多孔結構104被構造成使得內皮細胞將長滿多孔結構104和任選的支撐元件102，以便將增強的支架固定在適當的位置和/或將支撐元件102和/或多孔結構104的異物(foreignmaterial)與血流隔開。在本發明的一個示例實施方案中，在植入數小時內建立多孔結構104的內皮細胞層的覆蓋生長。在本發明的一個實施方案中，由于多孔結構104的特征，覆蓋生長在該時間范圍內完成，因為它們與內皮細胞相關聯，例如，總厚度與單個內皮細胞大致相同或者小于單個內皮細胞。在本發明的一些實施方案中，認為由于使用增強的支架裝置的內皮化速率的結果，在支架植入術后，患者的平均住院時間能夠減少。另外，由于在增強的支架裝置100的至少多孔結構104上的快速內皮化的結果，預計能夠增強藥物治療的速率和效力。圖23示出了使用現有技術藥物洗脫支架的缺點，其中內皮細胞的團塊已從支架支柱2304上脫離，露出了支架的暴露“島”2302。有時，由于內皮細胞對支柱2304的聚合物涂層的差的粘著力，團塊從支柱2304上掉落。有助于該差的粘著力的是，支架支柱2304通常比單一內皮細胞大一個數量級，從而需要產生大的內皮細胞橋來跨越該支柱。暴露的島2302可用作血栓形成產生(thrombosisdevelpoement)的種子。在本發明的一些實施方案中，多孔結構104被構造成減小內皮細胞從多孔結構上掉落的可能性，從而減小遲發或亞急性血栓形成的產生和支撐元件102暴露于管腔內的物質的機會。例如，內皮細胞保持力任選地通過用一定厚度的至少一種纖維來構造多孔結構104以及用孔徑尺寸(以便允許內皮細胞穿過該孔生長)(例如本文所述的孔徑尺寸)來加強。任選地，通過使用一定厚度的纖維層例如本文所述的那些來促使內皮細胞保留在多孔結構上。任選地，如圖22所示的單一纖維多孔結構104的線性性質能減小內皮細胞的大的團塊移動的可能性。在本發明的一個實施方案中，將任選地浸透有藥物的多孔結構104放置在裸金屬或藥物洗脫支撐元件的內部，以便減小支撐元件的致血栓性(thrombogenicity)。例如,通過促進內皮細胞在其上生長和/或通過覆蓋支撐元件的一部分來減小支撐元件的暴露表面積。如以上所建議的，使用厚度類似于或小于內皮細胞直徑的細纖維，能夠使內皮細胞層在多孔結構104上生長，同時至少在內皮細胞的兩個點處仍然緊密地結合于基底層(basalintimalayer),在多孔結構104的每一側各有一個點。在本發明的一個實施方案中，該基底層在內皮細胞層上的錨固效應減小了內皮細胞層的一部分脫落和進入管腔的機會。這有效地減小了患者中的栓塞的機會和/或還減小了異物(例如支架和多孔結構)與正被治療的管腔的內含物(content)接觸和反應的可能性。在幾個內皮細胞的團塊從多孔結構104上掉落、暴露一片纖維的情況下，認為對患者傷害的機會減小，因為線性的、單一內皮細胞寬度幾何形狀不象圖23中所示的那樣具有致血栓性，在圖23中，直徑至少幾個細胞的內皮細胞團塊已經掉落。另外，在暴露的多孔結構104上的再內皮化將比在暴露的支柱2304上更快，至少因為以下原因在多孔結構104的情況下，當剛好一個內皮細胞覆蓋生長用于構造多孔結構的內皮細胞尺寸的纖維時，形成了內皮細胞層。相反，內皮細胞層覆蓋生長只有在多個內皮細胞已經覆蓋暴露的島之后才完成。在本發明的一個實施方案中，通過將多孔結構104用于藥物洗脫減小遲發或亞急性的血栓形成的風險，任選地允許減少患者使用抗凝血劑的持續時間和/或劑量。在本發明的一些示例實施方案中，纖維厚度、多孔結構厚度和/或孔徑尺寸全部根據多孔結構104的應用和患者的需要來獨立地改變。例如，在冠狀動脈中，時常有幫助的是提供良好的藥物分散。在這種實例中，包括多孔結構104的纖維任選地被更加靠近設置，以便允許將藥物更完全輸送給患者。在一些示例實施方案中，當在組織中具有差的擴散的大分子藥物用于抵抗再狹窄時，多孔結構可以用適當的藥物浸泡和/或滲透，以便更好地使所述藥物擴散。由于副作用和過度毒性，所使用的大多數藥物的最大濃度是相當有限的，且同時，為了在沒有支架支柱覆蓋的區域中允許具有最佳藥物代謝動力學，該濃度是不足夠的。具有較好的支架區域幾何覆蓋的多孔結構網為支架覆蓋的整個區域提供了更好和更佳的藥物代謝動力學。例如，當使用高道爾頓的大分子藥物時，或者當脂質體是治療劑的載體時，或者當藥物的立體化學結構是大的和/或復雜的時，和/或當藥物是疏水性的時，較為均勻的藥物分布是非常理想的。在本發明的一些示例實施方案中，藥物代謝動力學也被優化，因為藥物位于多孔結構104的纖維上/纖維中，并且被覆蓋和密封在內皮層中，這有助于防止藥物被血液沖走。在本發明的一些示例實施方案中，例如在旁路靜脈移植中，建立側支不是問題，因此任選地使孔徑尺寸變得更小，但不至于小到防止內皮細胞穿過其生長。在本發明的另一個示例實施方案中，例如在頸動脈中，建立側支一般不被認為是問題，但捕獲碎片是問題。因此，在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構104的孔徑尺寸被減小至小到直徑20微米。在其他應用中，孔徑尺寸可以增加至50、100、200微米或甚至超過200微米，這取決于增強的支架裝置100的應用。在本發明的一些示例實施方案中，使用多個多孔結構。任選地，至少一個多孔結構位于支撐元件102的內部、支撐元件102的管腔的內部。任選地，多于一個多孔結構位于支撐元件102的外表面。在本發明的一些示例實施方案中，位于支撐元件102上的至少一些多孔結構被構造成是“同相的(in-phase)”，其中多孔結構的孔彼此重合。任選地，多孔結構是“不同相的(out-phase)”，其中孔被構造成彼此不重合。在本發明的一個示例實施方案中，使用“不同相的”構型來改進多孔結構和管腔內表面之間的接觸表面積。在本發明的一個實施方案中，增加的接觸表面積能夠改進藥物代謝動力學、減小由多孔結構104施加于管腔壁上的局部壓力、改進栓塞傾瀉保護和/或實現其他有利效應。在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構104被構造成與支撐元件102相同的形狀和模式，但尺寸較小。示例的制造材料應該指出的是，在本發明的一些示例實施方案中，需要可拉伸的和/或可擴張的多孔結構104。因此，在本發明的一些實施方案中，選擇a)可拉伸的和/或b)能夠用于制造可拉伸的多孔結構(例如針織結構)的材料。在本發明的一些示例實施方案中，使用可生物降解的(即被身體分解)和/或生物可吸收的(即吸收到身體中)材料。另外，根據本發明的一些實施方案使用材料的混合物。在本發明的一個實施方案中，材料被選擇是因為它雖然薄，但在制造、展開和/或使用期間顯示了耐久性。在本發明的一個實施方案中，待使用的材料的其它考慮因素是它們的生物相容性、毒性、血液相容性和致血栓性(trombogenicity)。用于制造多孔結構104的示例材料包括基于天然的材料(natural-basedmaterial)，例如改性纖維素和/或膠原。在本發明的一些實施方案中，使用金屬纖維來構造多孔結構，多孔結構任選地由不銹鋼和/或CoCr和/或CoNi合金以及其他可能的材料來構造。任選地，所使用的金屬纖維被涂敷有至少一種聚合物。在本發明的一些實施方案中，多孔結構由形狀記憶合金例如鎳鈦諾制造。任選地，將碳纖維加入到多孔結構104中，以便改進多孔結構104的強度特征。任選地，將玻璃纖維加入到多孔結構104中，以便改進多孔結構104的強度特征。任選地，將耐久的、可吸收的和/或可降解的纖維加入到多孔結構104中，以便改進纖維在制造期間的強度和耐久特征，所述纖維被降解或吸收或沖走，從而留下更薄的多孔結構104。在本發明的一個實施方案中，一些聚合物纖維被選擇用于構造多孔結構104，因為它們是彈性的、生物相容的、血液相容的；能夠使其不粘附于可擴張的血管成形術型球囊導管、不粘附于內皮組織；可選擇性地是生物穩定的和/或可生物降解的；表現了所需的機械強度；是可滅菌的；具有高溫轉化區(固體和在37°C下不發粘)；能夠接受有效量的藥物；和/或能夠以控制速率釋放包埋的藥物。在本發明的一些示例實施方案中，表現了這些性能中的一些或全部的其他材料任選地被用來構造多孔結構104。任選地，在多孔結構104上設置涂層，所述涂層包括表現這些性能中的一些或全部的材料。聚合物纖維任選地由以下材料中的任一種制成熱塑性聚合物，例如聚對苯二甲酸乙二醇酯(PET)、聚烯烴、氧化丙烯酸類、PTFE、聚乙烯-醋酸乙烯酯、聚乙烯彈性體、PEO-PBT,PEO-PLA,PBMA、聚氨基甲酸酯、Carbosil(PTG產品)、醫用等級的聚碳酸酯氨基甲酸乙酯、尼龍、PEEK-Optima、包括聚丙烯酸、聚甲基丙烯酸、馬來酸、己糖酸(helonicacid)、衣康酸(taconicacid)和/或這些單體的組合和/或這些單體的酯中的一種或多種的羧酸部分；熱塑性聚合物、熱固性聚合物(thermoseticpolymer)、聚烯烴彈性體、聚酯、聚氨基甲酸酯、聚氟代聚合物(polyfluoropolymer)和/或尼龍。任選地,纖維由彈性體構成。任選地，纖維由涂層纖維構成，所述涂層纖維具有混合以獲得預定的藥物釋放特征、涂敷在金屬上和/或聚合物纖維上的藥物和聚合物涂層。任選地，纖維由除了以上列舉的不例材料以外的其他材料構成。任選用于該目的的不例聚合物由Cordis、Surmodix、BostonScientific>Abbott和HemoteqPolymers制成。任選地，這些聚合物因為上段說明的原因中的至少一個而被選擇。任選地，涂層用于促進從多孔結構104洗脫藥物。在本發明的一些實施方案中，多孔結構由可吸收/可降解的聚合物制成，例如聚乳酸-共聚-聚乙醇酸(“PLGA”)共聚物或者任何其他可降解的共聚物組合，例如聚己內酯(“PCL”)、聚葡萄糖酸酯(polygluconate)、聚乳酸-聚氧化乙烯共聚物、聚羥基丁酸酯、聚酸酐、聚磷酸酯、聚氨基酸、聚-L-丙交酯、聚-D-丙交酯、聚乙交酯、聚α-羥基酸及其組口ο在本發明的一些實施方案中，多孔結構104包括當對其施加足夠量的徑向壓力(例如通過血管成形術球囊)時塑性地或彈性地變形的材料。示例的制造方法本文所述的許多方法和定向被設計成提供表現至少一些可擴張性質的多孔結構。多孔結構104任選地被調節和構造成當它在正被治療的管腔內被展開時拉伸。在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構104設置有可拉伸性，以便容易將多孔結構104放置在球囊和/或支撐元件102上。在本發明的一個示例實施方案中，由于交織和/或卷曲和/或變形纖維(卷曲、松弛)的結構，紡織、編織和/或針織產生了所獲得的多孔結構的一些或全部彈性。這可以通過將多孔結構固定到支架的材料伸長性能來實現。在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構通過結合幾種交織技術如在編織多孔結構上針織或者在針織多孔結構上編織來制備。在本發明的一些實施方案中，使用這些技術來結合和/或產生多層。在本發明的一些示例實施方案中，使用具有“襯墊(laidin)”紗的經紗針織多孔結構。在本發明的一些示例實施方案中，使用彈性體的或卷曲的緯紗來編織多孔結構，以獲得徑向彈性。在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構通過結合幾種技術例如在編織多孔結構上針織或者在針織多孔結構上編織來制造。在本發明的一些示例實施方案中，使用具有“襯墊”紗的緯紗針織多孔結構。在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構使用彈性體的和/或卷曲的緯紗來編織以獲得徑向彈性。任選地，多孔結構包括定向為基本上平行于支撐元件的縱軸的至少一種纖維。在本發明的一個示例實施方案中，將所制造的多孔結構作為覆蓋物添加到支撐元件102。任選地，多孔結構104與支撐元件102單獨地使用，支撐元件102任選地不用于支架植入。在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構104直接在支撐元件102上制造。在本發明的一個示例實施方案中，多孔結構104通過針織領域技術人員已知用于非相似領域如制衣和紡織品的針織技術來制造。多孔結構104的針織任選地通過具有20和35根之間的針的頭部(head)進行。任選地，所使用的頭部具有30和45根之間的針。任選地，所使用的頭部具有35和80根之間的針。頭部尺寸對多孔結構的影響的一個實例可以在上述圖15中見到，圖15中示出了22尺寸的頭部和35尺寸的頭部。在圖15中，針的規格為40。在本發明的一些實施方案中，針織物的形狀和/或尺寸通過控制用于針織的纖維上的張力來控制。例如，為了產生具有較大眼孔的針織物，在針織期間對纖維提供松弛。任選地，在針織期間控制纖維以便在多孔結構104被擴張時獲得圓形眼孔。在本發明的一個實施方案中，在針織期間，在纖維上的預張力為約10-20克。在本發明的一些實施方案中，在針織期間，在纖維上的后張力(post-tension)為15-25克。在本發明的一個示例實施方案中，線跡長度(stitchlength)在300微米和400微米之間。在本發明的一些實施方案中，針織機在相對低速下運轉。例如，針織機使用具有按百分率調節的速度運轉的特殊改造的LambKnittingMachineCorp.SystemModelWK6在10%的速度能力下運轉。在本發明的一個示例實施方案中，使用具有特定細度(fineness)或在5微米和100微米之間的細度范圍的纖維或超強力纖維紗(super-fiberyarn)來制造針織多孔結構。任選地，使用具有10-20微米的細度的紗來制造針織多孔結構。任選地，紗細于5微米。紗細度在紡織品術語中常常用“Tex”表示。這是1000米紗的重量(克)。在本發明的一個示例實施方案中，使用O.3Tex到IOTex范圍內的紗來制造多孔結構。在本發明的一些實施方案中，根據所需的多孔結構104特征來選擇特定的紗細度。例如，在一些實施方案中，使用22規格針頭部的O.5Tex紗將產生具有約12%覆蓋面積的多孔結構。使用以上部件和技術得到的示例多孔結構應該具有5-50橫列數/厘米(coursepercm)。任選地,制造20-45橫列數/厘米。任選地,制造具有30-35橫列數/厘米的多孔結構。圖5示出了處于卷曲的、閉合的位置的針織多孔結構104和支撐元件102。圖6A示出了處于打開位置的布置在支撐元件102的頂部上的針織多孔結構104。圖6B詳細地示出了示例的針織。在本發明的另一個示例實施方案中，使用紡織技術來制造多孔結構104。狹幅針織機(narrowneedlelooms)以及常規狹幅織機(narrowlooms)可以被構造成生產紡織管狀結構。在紡織中，至少兩層經紗與交叉的緯紗(fillyarn)交織。通過使緯紗交替地向后和向前穿過兩層經紗，產生了管形。織物的尺寸和形狀任選地通過確定經紗和/或緯紗密度、交織模式和/或頻率、紗線張力和/或紗線尺寸和/或彈性來控制。用于多孔結構的織物的類型任選地是“平織物(Plain)”、“席紋織物(basket)”、“斜紋織物”、“棉緞織物(sateen)”、“紗羅織物(Ieno)”和/或“提花織物(jacquard)”中的一種。任選地，多孔結構的所有纖維是相同的。可選擇地，織物的經向纖維(warpfiber)和諱向纖維(weftfiber)不是由相同的材料構成。任選地，使用不同材料來利用不同材料的固有性能，例如，一種材料可以是彈性的，且不同材料可以具有高拉伸強度。任選地，經向纖維被涂敷和/或是藥物洗脫，而緯向纖維不被涂敷和/或不是藥物洗脫，或反之亦然。在本發明的另一個示例實施方案中，編織技術用于制造多孔結構104，如在KnittingTechnology,D.J.Spencer1,WoodheadPublishingLimited,AbingtonHall,Abington,Cambridge,CBl6AH,England中所述的,該文獻的公開內容通過引入并入本文。編織機任選地用于以各種交叉角度交織紗。在編織中，將多根紗送到交織區。交織任選地通過旋轉紗線軸或者通過往復式針床來實現。編織物的尺寸和形狀任選地通過紗的數目、交織模式和/或角度和/或紗尺寸和/或彈性來控制。任選地，多孔結構的所有纖維是相同的。任選地，編織物的經向纖維和緯向纖維不是由相同材料構成，例如，其中緯向纖維用于提供強度，而經向纖維用于提供編織物的可拉伸性。在本發明的另一個示例實施方案中，多孔結構104通過靜電紡紗方法制造。靜電紡紗是利用通過小孔或噴嘴(通常針或吸管頭(pipettetip))進料的帶電荷的聚合物溶液(或熔體)的技術。由于該溶液的電荷，該溶液作為射流被吸引向接地的收集板(通常金屬濾網、板或旋轉心軸)，通常離開5-30cm。任選地，支撐元件102放置在用作心軸的輸送導管上。在射流行進期間，溶劑逐漸蒸發，并留下帶電荷聚合物纖維在接地目標物(groundedtarget)上積聚。纖維上的電荷最終散逸到周圍環境中。所得產物是主要由具有在約40納米和40微米之間的直徑的微小纖維組成的非織造纖維多孔結構(例如氈)，取決于輸入到系統的纖維的尺寸。如果允許目標物相對于噴嘴位置移動，例如通過沿著其較長的軸旋轉和/或移動心軸，那么可以獲得具體的纖維定向(fiberorientation)(例如平行排列或者隨機排列)。在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構104以螺旋模式旋轉到心軸或支撐元件102上。任選地，多孔結構104包括多個螺旋模式，通過來回移動心軸來構建，如圖4所示。任選地，多孔結構104用基本上與中心軸線106平行定向的纖維來構造。任選地，多孔結構104用基本上與中心軸線106垂直定向的纖維來構造。任選地，多孔結構104用按照本文描述或建議的定向中的任一種的組合定向的纖維來構造。多孔結構的機械性能任選地通過改變纖維直徑和定向來改變，取決于治療患者的要求。例如，在本發明的一些實施方案中，使用激光來切割具體的孔徑尺寸和/或確保孔從多孔結構104的外邊穿過多孔結構104的內邊。任選地，使用溶劑來改變孔徑尺寸。任選地，導管的部分被掩蔽，以便防止輸送導管被多孔結構104意外的覆蓋。任選地，在將多孔結構104放置在支撐元件102的頂部之前，支撐元件102被涂布有粘合劑和/或藥劑。在本發明的一些示例實施方案中，用于制造多孔結構104的材料用藥劑浸透。任選地，將藥劑放入涂布多孔結構104的材料中。在本發明的一個示例實施方案中，多孔結構104包括鄰近支撐元件102的至少一層內涂層，該內涂層表現了與鄰近患者的血管的外涂層不同的性能。例如，內涂層被任選地構造成避免附著于輸送導管和/或支撐結構。任選地，內涂層被構造成附著于支撐元件102，但不附著于輸送導管。在本發明的一些實施方案中，多孔結構104被設計成對多孔結構104在展開時擴張的縮短和伸長力不敏感。在一些實施方案中，這部分歸因于多孔結構104的針織性質。該性能允許多孔結構104在其端部被固定到支撐元件102，而非其他部位，例如中部，如Greenhalgh等人的美國申請第2005/0038503號中所述的，該申請的描述通過引用并入本文。在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構被制造為至少部分打開的、寬直徑的狀態。在本發明的一些示例實施方案中，至少部分拉伸的多孔結構在制造后通過熱定形、卷曲和/或折疊被減小至更小的直徑。在本發明的一個實施方案中，用機械方法減小至少部分拉伸的多孔結構的直徑。任選地，圖13中所示的漏斗1304用于在多孔結構的制造期間減小針織多孔結構1302的直徑。針織多孔結構1302從針織區被吸引到變窄的孔，漏斗1304內。這使得最終的多孔結構直徑可控地小于針床的直徑。圖14示出了如何使用拉伸橡皮管1402來制造多孔結構。在該方法中，多孔結構1400緊密地插入到預徑向拉伸的管(pre-radiallystretchedtube)1402中，且然后使該管松弛，壓縮多孔結構并產生更小孔徑尺寸的多孔結構，多孔結構的尺寸通過橡皮管的拉伸比來控制。參照圖18，顯示了多孔結構104以基本上“η”形折疊方式被折疊的實施方案，所述折疊用于減小增強的支架裝置100的總直徑，以便更容易插入和導引通過患者。任選地，該折疊向著同一方向。在本發明的一個實施方案中，折疊的多孔結構104至少暫時固定于支撐元件102。圖11由透視圖示出了交替折疊的構型。折疊的一個另外的或者可選擇的實施方案包括將包含聚合物的多孔結構104熱定形到支撐結構102。在本發明的一個實施方案中，當多孔結構104包括至少一種聚合物材料時，使用熱定形。在本發明的一個實施方案中，熱定形條件的確定與聚合物的熱轉變溫度相關。熱定形在聚合物的Tg和Tni之間的溫度范圍內進行。在該范圍內，聚合物變成無定形的，并且收縮到支撐元件102上，確立了不大于支撐元件102半徑的總體增強的支架裝置100半徑。例如，在本發明的一些實施方案中，多孔結構104對于直徑Imm的支撐元件102的直徑增加總共小于10微米。在Tm時，該聚合物轉變為粘性液體，失去其機械完整性并將粘到支撐元件102表面上。例如，聚對苯二甲酸乙二醇酯(PET)具有70°C的1；和2651的Tm,因此，在本發明的一個實施方案中，在該范圍內某處的熱定形溫度是200°C。使用高于Tm的溫度來熱定形能夠引起熱降解，這導致聚合物鏈斷裂、聚合物的解拉鏈(unzipping)和/或產生大量的改變多孔結構104的機械性能和/或釋放有毒和/或非生物相容性材料的低聚物材料、引起患者的炎癥反應。能夠在熱定形中使用的其他示例聚合物在下表I中給出(非詳盡的列舉):表I:用于熱定形的示例聚合物和溫度折疊的另一個另外的或可選擇的實施方案包括使用與多孔結構104結合的至少一個卷曲支撐元件102來卷曲。在本發明的一些實施方案中，多孔結構104與支撐元件102一起被卷曲。在本發明的一個實施方案中，當希望減小增強的支架裝置100的總直徑時，進行多孔結構104和支撐元件102的卷曲。例如，減小直徑的增強的支架裝置100允許將該裝置更容易插入和導引到治療部位。在本發明的一些實施方案中，至少一個卷曲支撐元件102為對象(object)提供相對穩定的機械性能，用于在插入和導引期間更可預測地移動。任選地，多孔結構104被制備在非卷曲支撐元件102上。非卷曲支撐元件102能夠在制造期間被擴張或半擴張。在本發明的一個示例實施方案中，多孔結構104和支撐元件102被一起卷曲。任選地，由于在卷曲期間減小支撐元件102的剖面而產生的過量的多孔結構104材料與支撐元件102折疊，如圖18所示。在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構104被制備在卷曲或部分卷曲的支撐結構102上。當制造用于放置在已經卷曲的支撐結構上的多孔結構時，可以考慮提供當被植入管腔內的治療部位時充分可拉伸以便隨支撐結構的徑向擴張而擴張的多孔結構。在本發明的一些實施方案中，將多孔結構放置在已經定位于血管成形術球囊上的支撐元件上。在本發明的靜電紡紗實施方案中，在球囊上制造多孔結構的程序類似于在支架或心軸上制造。例如，改變球囊相對于靜電紡紗設備的運動允許制造具體的纖維定向。涂布纖維的示例方法在本發明的另一個示例實施方案中，使用制造技術來使多孔結構104所包括的纖維涂布有至少一個聚合物層。例如，利用使用溶于有機溶劑的生物相容性、血液相容性、生物穩定的和/或可生物降解的聚合物的圖19所示的浸潰技術來產生浸潰溶液1906，用于涂布包括多孔結構104的纖維。將待涂布的纖維任選地放置在線軸1902上，纖維1904由該線軸1902引出，以形成多孔結構104。在制造過程期間，可以將添加劑如藥物、生物組分、酶、生長因子和/或本文提到或本領域已知的任何其他添加劑結合到纖維1904中，例如通過將它們放入溶液1906中并使纖維1904通過溶液1906。在本發明的一個實施方案中，使用至少一層，以便控制藥物/生物添加劑的釋放。例如，多于一個溶液罐可以被提供為供纖維1904在制造期間通過。將纖維1904任選地移動至根據所使用的藥物具有37-70攝氏度(在本發明的一些實施方案中)的操作溫度范圍的干燥爐1908中，從而將纖維1904上的溶液1906干燥。在本發明的一個示例實施方案中，然后通過針織系統1910使用纖維1904來制造多孔結構104。任選地,針織系統1910是LambKnittingMachineCorp.SystemModelWK6。任選地，多孔結構104在其已被制造之后被涂布有聚合物層。在本發明的一些示例實施方案中，支撐元件102和多孔結構104被涂布有其他物質。任選地，其他物質是聚合物。任選地，其他物質是藥物洗脫。任選地，涂層是透明質酸(hyaloronicacid)。可選擇地或另外,涂層是玻璃酸(hyaluronan)。任選地,使用不同的非織造技術如濕法和/或干法紡絲來制造多孔結構104。在本發明的一些實施方案中，增加附加涂層以便獲得不同效果，例如藥劑的定時釋放和/或多種藥劑在不同時間的釋放。將多孔結構安裝到支撐元件的示例方法在本發明的一些實施方案中，將多孔結構104至少暫時固定于支撐元件102。至少暫時將多孔結構104固定于支撐元件102的優點包括防止纖維從多孔結構織物中解開和/或跑出，在插入、輸送和/或展開期間，多孔結構104相對于支撐元件102移動和/或滑動。任選地，在許多實施方案中，支撐元件102和多孔結構104不使用粘合劑和/或其他固定方式固定在一起，盡管具有同軸和鄰近的關系。在本發明的一些示例實施方案中，在支撐元件102任選地被涂布有聚合物時，通過同時固化聚合物支撐元件涂層和包含聚合物的多孔結構和/或涂層的多孔結構，并因此將聚合物粘附在一起，來將支撐元件102和多孔結構104連接在一起。任選地，使用壓力和/或熱來將聚合物涂層的支撐元件102附著于未涂層或聚合物涂層的多孔結構104，例如在它們均是熱的時候。在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構104包括兩個部件，相對于支撐元件102的外部件和內部件。在同時固化外部件和內部件時，二者包括的聚合物粘附在一起，從而將多孔結構104固定于位于兩個部件之間的支撐元件102。在本發明的一個示例實施方案中，將多孔結構104固定于支撐元件102，以便避免多孔結構遷移，但不限制多孔結構104和/或支撐元件102的可擴張性。在本發明的一些示例實施方案中，使用粘合劑來將支撐元件102和多孔結構104粘結在一起。任選地，使用任何天然的和/或合成的生物相容性的粘合劑，例如氰基丙烯酸酯(cyanocrylate)、熱塑性彈性體、娃燒、層粘連蛋白(Iaminin)、白蛋白和/或纖維蛋白原(fibrinogen)和/或PEG-PEG粘合劑和/或聚氨基甲酸酯粘合劑和/或任何其他適合的相容性聚合物材料，將多孔結構104粘合到支撐元件102。任選地，當將多孔結構104粘合于支撐元件102時，其中支撐元件102是藥物洗脫支架，使用用于藥物洗脫的相同聚合物來將多孔結構104連接到支撐元件102。在本發明的一個實施方案中，多孔結構104在多個點連接于支撐元件102。任選地，多個點界定了圖案，例如線或之字形點。任選地，多孔結構104壓縮到支撐元件102上，以保持連接于支撐元件102。任選地，多孔結構至少部分地通過摩擦力被保持在支撐元件上的適當位置。任選地，將多孔結構104縫合和/或用機械方法纏繞到支撐元件102上。任選地，加熱、壓力、激光焊接、UV固化和/或超聲波被用作將多孔結構104固定于支撐元件102的技術。任選地，在將多孔結構104粘合于支撐元件102之前，在支撐元件102上使用底漆例如聚對二甲苯(parylene),以便增強粘合力。在本發明的一些示例實施方案中，使用彈性的和/或可擴張的O形和/或C形環來將多孔結構104保持在支撐元件102上。任選地，使用C形環來避免妨礙多孔結構104的可擴張性。任選地，使用環來至少暫時固定和/或施加摩擦力于多孔結構104的每一端與支撐元件102。任選地，這些環被涂布有和/或包埋有洗脫用藥物，例如本文所述的那些。任選地，這些環由基于聚合物的材料構造。在本發明的一些示例實施方案中，任選地使用多孔結構104的纖維，將多孔結構104結合于支撐元件102。在本發明的一個示例實施方案中，使用滑環2012來將多孔結構104固定于支撐元件102，如圖21A和圖21B所示。在多孔結構104和支撐元件102在展開時在管腔治療部位擴張時，滑環2102適合于與多孔結構104和支撐元件102—起擴張。任選地，滑環2102是柔性的，但剛性足以將多孔結構104固定于支撐元件102。在本發明的一個實施方案中，將滑環2102纏繞在處于減小的剖面構型下的增強的支架裝置100周圍，使得滑環2102至少部分地自身重疊。在展開時，如圖21B所示，支撐元件102和多孔結構104被擴張，以便為管腔提供治療。在本發明的一個實施方案中，滑環2102與多孔結構104和支撐元件102—起擴張，同時將足夠的壓力保持在多孔結構104上，以將多孔結構104保持于支撐元件102。在本發明的一個實施方案中，滑環2102的重疊部分由于滑環2102的直徑的總體增加而減小。任選地，滑環2102包括可生物降解的和/或生物可吸收的材料。在本發明的一些實施方案中，滑環2102的厚度在25微米以下。任選地，滑環2102的厚度在15微米以下。任選地，滑環2102的厚度在10微米以下。參照圖16，顯示了本發明的一個實施方案，其中用滑動連接1602將多孔結構104連接于支撐元件102。在本發明的一個示例實施方案中，通過在防止多孔結構104和支撐元件102二者分離，但足夠松散以允許多孔結構104相對于支撐元件102滑動的條件下，將多孔結構104的至少一個環1604連接于支撐元件102，來建立滑動連接。在本發明的一個實施方案中，在滑動連接中，使用松的縫合來將多孔結構104連接于支撐元件102。在本發明的一個實施方案中，多孔結構104的擴張通過利用連接1602的滑動性質來幫助。例如，將多孔結構104固定于支撐元件102的最外面支柱1606的最外位置1608。在本發明的一個實施方案中，在支撐元件102的另一側，還將多孔結構104連接于最外面支柱的最外位置。當支撐元件102和多孔結構104在展開期間被擴張時，相對于預擴張構型，多孔結構104被賦予了附加的可擴張性，因為滑動連接1602從最外面支柱1606上的最外位置1608移動到最內位置1610。從最外位置1608到最內位置1610的距離1612，在本發明的一個實施方案中為約Imm到6mm,為多孔結構104提供了附加的可擴張性。任選地,通過在最內位置1610以及最外位置1608將多孔結構104固定于支柱1606來防止滑動。任選地，滑動通過緊固二者之間的連接來防止，例如通過提供更緊的縫合。在本發明的一些實施方案中，使用拇指結(thumbknot)、方結(squareknot)、縮帆結(reefknot)或雙外科結中的任一種將多孔結構104結合于支撐元件102。任選地,使用用于構造多孔結構104的至少一種纖維來將多孔結構104結合于支撐元件102。圖17示出了使用打結將多孔結構104連接于支撐元件102的示例方法。可以看出，使用打結纖維1702，沿著支撐元件支柱1704的多個位置將多孔結構104固定于支撐元件102。任選地，打結纖維1702通過多個眼孔1706并穿過支撐元件支柱1704，其中結1708被系住，以在至少一些眼孔處將多孔結構104固定于支撐元件102。如上所述，在本發明的一些實施方案中，將多孔結構104固定于支撐元件102還用于減小跑出和/或多孔結構解開的可能性。在本發明的一個實施方案中，因為至少以下原因應該避免跑出和/或多孔結構解開避免多孔結構突出到管腔內和/或使得多孔結構對于管腔的預期治療無效。在本發明的一個實施方案中，在支撐元件102的端部、在多孔結構104和支撐元件102重疊的至少一些交叉點，或在以上兩種部位和/或在兩端的每一個眼孔，將多孔結構104固定于支撐元件102。上述固定方法中的任一種任選地用于將多孔結構104固定于支撐元件102，以防止跑出和/或解開。在本發明的一個示例實施方案中，多孔結構104被處理為在植入期間對支撐元件102提供暫時增強的粘合力。例如，將增強的支架裝置100任選地浸潰在使多孔結構104粘附于支撐元件102的液體中。任選地，該粘附歸因于液體的表面張力。任選地，該粘附歸因于多孔結構104的暫時收縮，這將它更緊密地固定于支撐元件102。在本發明的一些示例實施方案中，暫時粘合力用于防止多孔結構104從支撐元件102滑脫，該滑脫是由于在植入期間脈管系統導弓I期間經歷的摩擦應力。一般藥理學應用可選擇地或除了物理防止碎片進入血流以外，多孔結構104任選地含有被設計成治療各種疾病的藥物。在本發明的一些示例實施方案中，任選地提供藥物，所述藥物包括用于促進細胞和/或脂質體生長和/或其他內皮細胞生長因子、抗增殖、抗血栓、抗凝血和/或抗血小板效應的一種或多種藥物劑，組織工程因子，免疫調節劑，抗氧化劑，反義寡核苷酸，膠原抑制劑，疏水性藥物，親水性藥物和/或內皮細胞接種物質。任選地，由多孔結構給予的藥理學治療用于加速靜脈至動脈轉化。任選地與多孔結構104—起使用的藥物的具體實例包括抗增殖劑如西羅莫司、zolimus或zotarolimus(ABT-578)、紫杉醇及其他紫杉燒類、他克莫司、依維莫司(everolimus)、長春新堿(vincritine)、長春堿(viblastine)、HMG-CoA還原酶抑制劑、阿霉素、秋水仙素、放線菌素D、絲裂霉素C、環孢素(cycloporine)、和/或霉酹酸、三唑并卩密I淀(triazolopyrimidine)及其衍生物(即Trapidll、冠狀動脈血管舒張藥物)；intrapide、糖皮質激素如地塞米松、甲基強的松龍和/或Y-干擾素；抗血栓形成劑，如肝素、肝素樣葡聚糖衍生物、檸檬酸葡萄糖、香豆素(Coumadin)、華法林、鏈激酶、阿尼普酶(anistreplase)、組織纖溶酶原激活物(tPA)、尿激酶和/或阿昔單抗；抗氧化劑如普羅布考；生長因子抑制劑如曲尼司特(tranilast)和/或血管抑肽(angiopeptin);反義寡核苷酸如c_myc和/或c_myb;膠原抑制劑如常山酮(halofuginone)和/或batimistat;脂質體；吉西他濱(即Gemzar);類固醇和皮質甾類，例如可的松和強的松；可的松、強的松；Rapamycin;他J'類藥物如辛伐他汀(simvastatin)、洛伐他汀和/或辛伐他汀(simvastatine)(即Zocor);VEGF;FGF_2;含內皮細胞的微載體；基因；DNA;內皮細胞種子；和/或含有內皮細胞的水凝膠。通常，提供了藥物治療的支架(即支撐元件)僅僅具有在支架結構上尤其是在支架支柱上包埋的藥物。該結構通常被最小化，以便提供柔性并減小成本以及其他原因。由于最小化支撐元件結構的結果，該結構的支柱通常隔開很寬。因此，當支架在原位以及藥物從支架釋放到患者中時，藥物僅僅從寬地間隔開的支柱擴散。這阻止了藥物在支架的整個長度上均勻分布。另外，支架支柱相對于內皮細胞通常是大的，因此覆蓋內皮細胞層的形成通常需要大約數天或數周，使得藥物洗脫到身體組織延遲和/或無效(由于許多原因，包括在內皮細胞層覆蓋支架之前藥物被管腔內流動的流體沖走)。相反，如本文所述的藥物增強多孔結構覆蓋支架(包括支柱)的應用提供了與患者血管內壁接觸的更大表面積，從而允許發生更大的擴散。與支架輸送藥物的常規技術相比，本發明任選地使用較低濃度的藥物，這是因為其改進的提供治療的表面積(therapy-renderingsurfacearea)。在本發明的一個實施方案中，前述的本發明的改進輸送允許使用較低劑量的藥物來提供相同的相對治療量，并減小了獲得相同結果所需的總劑量，因此減小了可能的副作用。例如，目前推薦的在藥物洗脫支架上的紫杉酚(taxol)濃度是約Iμg/mm2支架表面。相反，多孔結構104任選地使用O.5μg/mm2的濃度,這是由于其增加的提供治療的表面積。任選地，該濃度低于O.5μg/mm2。作為另一個例子，雷帕霉素和‘Iimus藥物的典型濃度目前是約140μg/cm2，然而，使用本文所述的多孔結構104，任選地使用80μg/cm2的濃度來獲得相同的治療效果。在本發明的一些示例實施方案中，任選使用少至10μg/cm2來獲得相同的治療效果。在本發明的一些示例實施方案中，在多孔結構上包埋的藥物濃度比目前使用的常規濃度少多達15倍。在常規支架中，在支柱中，藥物不能傳輸足夠遠進入血管壁和/或對血管壁沒有效果，或者可能在血管壁的特定部分過量用藥，而沒有側向充分傳輸到其中需要藥物的內表面的剩余部分。由于具有附加表面積且更均勻地覆蓋支架表面積，多孔結構104能夠以更局部均勻的方式輸送藥物。任選地，在劑量上具有軸向分布變化(anxialprofilechange)。因為藥物在組織中的分布通過擴散來控制，以及因為支柱上劑量濃度的量由于過度毒性和副作用而有限，以更均勻方式散布藥物非常有助于獲得更好的藥物代謝動力學。在本發明的一個實施方案中，施用于患者的藥物位于多孔結構104的纖維內部和/或纖維上面。藥物任選在何處和怎樣定位于多孔結構104的纖維內部和/或上面和/或洗脫的實例包括I.將藥物沉積在多孔結構的孔內；2.在纖維制造時將藥物顆粒混入到多孔結構的纖維中；3.將藥物局部施加于多孔結構，例如通過噴霧；4.將多孔結構浸潰在含有藥物添加劑的溶液中，從而將該添加劑沉積在多孔結構的纖維上面和/或內部；5.將藥物添加劑包封到多孔結構上，任選地使用熱方法；6.使用等離子體處理將藥物添加劑移植到多孔結構上；7.將藥物添加劑蝕刻到多孔結構中，例如經由濺射或涂布；8.使用多孔結構和含有添加劑的物質之間的濃度差將藥物添加劑轉移到多孔結構中，例如通過將含有藥物添加劑的微載體粘附于多孔結構上，從而使它們遷移到多孔結構中；9.本領域技術人員已知的任何方法，如Dubson等人的美國專利申請第2004/0030377號、Hunter等人的美國專利申請第2005/0187140號、Fierens等人的美國專利申請第2004/0236407號、Walsh等人的美國專利6，902，522、Kim等人的美國專利6，669，961、Vook等人的美國專利6，447，796、Palasis等人的美國專利6，369，039、Banik等人的美國專利6,939，374和Narayanan的美國專利6,919，100中所述的方法,這些專利文獻的內容通過引用并入本文；10.藥物從涂布多孔結構纖維的聚合物涂層洗脫；11.藥物從構造多孔結構的聚合物洗脫；以及12.在可生物降解的聚合物中結合藥物。任選地，在增強的支架裝置100的制造之前(例如在制造纖維時將藥物顆粒混入到多孔結構的纖維中)、期間(例如使用圖19所示的浸潰方法)和/或之后(例如在裝置制備之后藥物噴霧)進行藥物包埋(embedding)。在本發明的一些示例實施方案中，藥物包埋的多孔結構104被放置在藥物處理支撐元件102的上部。在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構104用至少一種聚合物涂布。在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構提供有聚合物涂層，該聚合物涂層含有從涂層洗脫的藥物。藥物任選地被包埋到多孔結構104中，使得它們在接近預定時間量的范圍內釋放到患者中。例如,藥物任選地被包埋到多孔結構104中以便在一周的過程中釋放。其他藥物任選地被包埋到多孔結構104中以便在幾個月的過程中釋放。根據藥物釋放時間表改變的因素包括用于制造多孔結構104的材料類型、所使用的藥物類型、多孔結構104的制造方式和/或多孔結構104提供的支撐元件102的覆蓋量。在本發明的一些示例實施方案中，將每平方厘米纖維表面覆蓋面積(不是纖維本身的面積，而是它治療的組織的面積)I微克藥物包埋在纖維上。任選地，在纖維上包埋每平方厘米纖維表面積至多200微克藥物。任選地，取決于患者的治療需求和所使用的藥物類型，使用更高或更低的藥物濃度。大的和/或復雜的立體化學分子藥物應用在本發明的一些示例實施方案中，用于增強的藥物輸送的多孔結構104的使用允許有效分散和輸送大分子和復雜的立體化學藥物。傳統上，大分子藥物不與藥物洗脫支架一起使用，這是因為它們不充分擴散且傳統支架的寬間隔的支柱沒有促進如上所述的大分子的均勻和/或普遍分散。相反，具有更廣泛的血管壁覆蓋的裝置的使用使得用大分子藥物的治療更加可行。由于在一些示例實施方案中的較小孔徑尺寸，這任選地通過為多孔結構104和/或支撐元件102提供洗脫用的大分子藥物和利用多孔結構104的增加的血管壁覆蓋來實現。可選擇地或者另外，由于來自身體的細胞在多孔結構104上的覆蓋生長，大分子藥物被更有效地輸送到患者，例如因為藥物被輸送到組織中而不是在血流中被沖走。任選地，大于700道爾頓、1，000道爾頓、3，000道爾頓或達到50，000道爾頓的藥物被均勻分散和/或輸送到患者的血管系統中。任選地，脂質體從至少一個多孔結構104和/或支撐元件102被洗脫。任選地，類固醇、他汀類、抗凝血劑、吉西他濱(Gemzer)、zolimus或zotarolimus(ABT-578)、西羅莫司(例如Rapamycin)、紫杉酚/紫杉醇、和/或其他大的或復雜的分子藥物從至少一個多孔結構104和/或支撐元件102被洗脫。參照圖3，藥物劑406被顯示為從增強的支架裝置100洗脫為從管腔壁404進入到動脈400中。任選地，劑406在內皮細胞408通過增強的支架裝置100至少有一些生長之后從多孔結構洗脫，例如，由實驗內皮細胞生長數據所確定的時間。如本文其他地方所述，多孔結構104任選地用于在增強的支架裝置100和管腔壁404之間捕集碎片402。定時釋放藥物應用在本發明的一個示例實施方案中，藥物從增強的支架裝置洗脫到覆蓋生長的內皮組織，而不僅僅進入被治療的管腔的內表面。在本發明的一個示例實施方案中，藥物釋放因此通過確保僅僅預定量的藥物損失到血流中和/或其他非治療介質中來優化。在一些示例實施方案中，例如包括與如下所述的BBB治療結合，內皮細胞生長能夠通過提供藥物從植入的支架至治療的身體區域的轉移介質來幫助藥物治療。在本發明的一些示例實施方案中，根據內皮組織生長的程度洗脫藥物。任選地，在通過和/或圍繞增強的支架裝置呈現一些內皮細胞生長之后開始藥物治療。任選地，藥物治療在植入時開始而不考慮內皮細胞生長。在本發明的一些示例實施方案中，增強的支架裝置被改造和制造成根據預定治療時間表延時釋放藥物。任選地，預定治療時間表通過利用具有預定分解速率的涂層而適應預期的和/或實際的內皮細胞生長速率。任選地，藥物的釋放原位按時間確定。例如，如果估計內皮細胞生長需要8小時來完全包封植入的支架，則位于支架的多孔結構內的藥物任選地在以低速釋放和/或洗脫之前具有預定的8小時延遲，以避免藥物的無效的或不希望的(例如毒性過劑量)使用。在本發明的一個實施方案中，內皮細胞覆蓋薄的多孔結構僅需要幾小時，因此，需要調節延時釋放以匹配。這可以通過用抑制藥物擴散預定時間的“擴散屏障”層涂布多孔結構104來實現。任選地，這可以通過使用受控的可降解基質來獲得。任選地，藥物釋放在內皮細胞圍繞和/或通過多孔結構和/或支架僅僅部分生長之后發生。任選地，藥物在插入和/或植入到身體管腔之后立即洗脫。任選地，藥物治療足以使得多孔結構104具有任何生物覆蓋，例如粘液等。在本發明的一些實施方案中，根據預計在多孔結構104覆蓋生長的材料來確定延遲。在本發明的一個示例實施方案中，藥物的定時釋放通過涂布和/或制造多孔結構104和/或支撐元件102的多個可生物降解/可吸收的層來完成。通過使用提供不同性能特性(例如，不同的藥物、不同降解時間、對身體管腔的粘著性、表面處理改造(例如使其不粘著于管腔的處理))的層，增強的支架裝置100可以被調整為執行特定治療時間表。例如#1層(外層)包括在2小時內降解的材料，#2層(內層)包括洗脫到患者中且在10小時分鐘(hoursminutes)內降解的藥物,#3層(內層)包括洗脫到患者中且在6小時內降解的不同藥物，等等。自然地，取決于患者所需的治療，各層和/或這些層的性能特性被改變為提供所需的治療。應該指出的是，可生物降解的層能夠放置在最外面位置，如上所述，它被定時為預計的內皮細胞生長。在這種實施方案中，最外層的降解完成的時間大致與增強的支架裝置100的內皮細胞層覆蓋生長完成的時間相同，這能夠使藥物從增強的支架裝置100的第二層直接洗脫到內皮組織中。在本發明的一個示例實施方案中，支撐元件102洗脫藥物，但通過促進在支撐元件102上的內皮細胞生長的多孔結構104來幫助治療。任選地,位于支撐元件102上的藥物緩慢洗脫，以便允許內皮細胞生長。在本發明的一些實施方案中，洗脫的速率取決于通過周圍身體組織的藥物的局部濃度和預計的擴散速率。在本發明的一些實施方案中，第一藥物劑被洗脫，該第一藥物劑被設計成促進內皮細胞覆蓋生長，隨后第二藥物劑被洗脫，該第二藥物劑被設計成治療患者的疾病。在本發明的一些實施方案中，使用對多孔結構104中的藥物不滲透的粘合劑，將至少多孔結構104連接于管腔。然而，通過使內皮層在多孔結構104上覆蓋生長來實現定時釋放，使得該藥物被洗脫到不鄰近粘合劑的內皮層。任選地，該粘合劑是可生物降解的和/或生物可吸收的并且僅僅延遲洗脫。血腦屏障(BBB)治療BBB是毛細血管內皮細胞的特殊系統，其保護腦而防止血流中的有害物質，同時給腦提供用于完成適當功能所需的營養物。不象允許物質跨細胞/在細胞之間相對自由交換的外周毛細血管，BBB嚴格限制通過物理(緊密連接)和代謝(酶)屏障到腦的運輸。因此，BBB常常是確定治療藥物滲透到腦部的速率限制因子。在本發明的一些示例實施方案中，藥物洗脫多孔結構被用于通過BBB進行治療。如本文所述，藥物治療常常由通過和/或圍繞植入藥物洗脫支架的內皮細胞生長來增強。在腦動脈中使用多孔結構104允許內皮細胞在多孔結構104上生長，因此將多孔結構104包埋到動脈組織中。在先前的內皮細胞層已經被身體吸收之后的最終結果是，含有腦治療藥物的多孔結構104是在內皮層的另一側，因此在BBB的另一側，在多孔結構104和腦組織之間沒有顯著的阻礙。另外，多孔結構104的一些示例實施方案適宜地被依尺寸制造，以便用于腦中存在的窄管腔。在通過BBB的治療中適合與多孔結構104使用的示例藥物包括吉西他濱(Gemzar)和恩扎妥林(enzastamin)、多巴胺和多巴胺衍生物以及抗癌藥物。在本發明的一些實施方案中，多孔結構104洗脫抗BBB材料，用于降低對物質通過BBB輸送的抗性。小管腔的藥物治療目前，小管腔如小冠狀動脈或腦動脈僅僅用球囊型導管治療。這些治療是短期的，本身不會有助于對管腔提供時常需要的藥物治療。通常不進行傳統支架植入，這至少歸因于難以將支架導引至這些動脈的小空間中。在本發明的一個示例實施方案中，使用至少一藥物洗脫多孔結構104和任選的支撐元件來用藥物治療直徑小于2_的管腔。任選地，該支撐元件是支架。任選地，該支撐元件是多孔結構104放置在其上的球囊。在本發明的一個示例實施方案中，使用球囊型導管將多孔結構104插入到小管腔中。該球囊被擴張，引起多孔結構104擴張，并且促使多孔結構104和治療的管腔壁之間的接觸。在本發明的一個實施方案中，多孔結構104至少部分附著于管腔壁。任選地，使用生物相容性粘合劑將多孔結構104附著于管腔壁。在本發明的一些實施方案中，多孔結構104是可自擴張的，不需要或者僅僅部分依靠球囊來進行擴張。在本發明的一個實施方案中，一旦多孔結構已經在小管腔內展開，就去除球囊。在本發明的一些實施方案中，小管腔長期治療，這在目前沒有進行。例如，通過植入增強的支架裝置100的至少多孔結構，治療能夠持續約數月(例如一個月或更多個月)。任選地，治療能夠持續約數周(例如一周或更多個周)。示例治療方法在本發明的一個示例實施方案中，增強的支架裝置100用于治療、擴張、給藥和/或支撐身體管腔如血管。在本發明的一些示例實施方案中，增強的支架裝置100用于治療頸動脈的病癥。在本發明的一些實施方案中，增強的支架裝置100用于治療冠狀動脈的病癥。如上所述，該治療可以通過BBB提供。支架裝置100可以是球囊可擴張的支架或可自擴張的支架，或者使用任何其他擴張方法。任選地，支撐元件102和/或多孔結構104是可自擴張的。任選地，使用藥物來經由身體管腔治療患者，例如，如本文所述的。在本發明的一些實施方案中，增強的支架裝置100用于治療例如在腦中的動脈瘤(下述)。在本發明的一些實施方案中，增強的支架裝置100用于預防性治療易損斑塊(vulnerableplaque)。在操作中，使用本領域已知的技術將增強的支架裝置100導引至增強的支架裝置100將被安置于其中的身體管腔400中的區域，如圖3所示。在本發明的一些示例實施方案中，增強的支架裝置100能夠使用球囊在身體管腔400內擴張。任選地，增強的支架裝置100能夠使用本領域已知的可自擴張的技術在身體管腔400內擴張。任選地，支撐元件102和/或多孔結構104由熱敏感的形狀記憶合金構成，當暴露于患者的自然體溫時，該合金在身體管腔400內在位于適當位置中之后一定時間呈現擴張形狀以提供治療。可選擇地，使用超級彈性(super-elastic)或彈性釋放來將支架放置在治療部位。在本發明的一些示例實施方案中，在將增強的支架裝置100植入到治療區域之前，按照至少兩個步驟(I.預先擴大，2.植入裝置100)的程序使用球囊來預先擴大治療區域的身體管腔400。任選地，僅僅植入多孔結構104而不植入整個增強的支架裝置100。在本發明的一些示例實施方案中，在將增強的支架裝置100植入到治療區域之后，按照至少兩個步驟(I.植入裝置100，2.后擴大)的程序使用球囊來后擴大治療區域的身體管腔400。當植入裝置100是可自擴張的支架(例如用于頸動脈應用)時，通常使用這種程序。在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構網填充有暫時改進多孔結構的剛度直到它到達管腔中的治療部位的材料。在本發明的一些實施方案中，該材料被身體中天然存在的物質如酶溶解。任選地，該溶解被定時至預計的內皮細胞層在多孔結構104上的覆蓋生長。任選地，該材料是菲帛羅蘭(fibrogane)。任選地,該材料是白蛋白菲帛羅蘭己糖酸層粘連蛋白。在插入和/或展開時栓寒傾瀉的示例治療在支架植入術中常見的是使用僅僅在支架植入術期間安放在治療區域下游的栓塞傾瀉保護設備，想法是，該保護設備捕集在支架植入術期間從血管壁脫落的碎片。在本發明的一個示例實施方案中，使用具有多孔結構104的增強的支架裝置100來避免對栓塞傾瀉保護設備的需求。多孔結構104的小孔徑尺寸被設計成捕集在多孔結構104和管腔壁404之間的、在支架植入術期間和/或之后移動的動脈壁斑塊402和特定尺寸的其他碎片。在本發明的一個示例實施方案中，直徑大于孔徑尺寸的碎片被防止以這種方式進入血流。使用植入的多孔結構104代替常規栓塞傾瀉保護設備的另一個優點是，它在術后保持在適當的位置。也就是說，在支架植入進行之后一定時間變得移動的碎片仍然能被多孔結構104捕獲。這是在通常使用的栓塞傾瀉保護設備上的改進，該保護設備在支架植入術結束后移除。任選地，增強的支架裝置100在支架植入術期間與作為再保障的栓塞傾瀉保護設備一起使用。任選地，多孔結構104過濾特定類型的碎片，而支撐元件102過濾其他類型的碎片。應該進一步指出的是，在本發明的一個示例實施方案中，多孔結構104的孔徑尺寸被設計和制造成允許血流從其中通過。這防止了分支血管的“監禁(jailing)”，該“監禁”防止了重要血液成分如紅細胞進入分支血管。在本發明的一個示例實施方案中，多孔結構104的孔徑尺寸大于紅細胞的平均尺寸，或約7微米，從而允許紅細胞通過而沒有產生顯著溶血的風險。在本發明的一些示例實施方案中，大致的孔徑尺寸大于20微米。在本發明的一些示例實施方案中，大致的孔徑尺寸小于100微米，因此允許血液流過，同時保持大的碎片(>100微米)在適當位置。頸動脈支架植入目前很少進行，這是由于在支架植入術期間碎片有移動的高風險。該移動的碎片然后行進到腦部，在腦部中，常常引起對患者的嚴重的損傷。為了對抗該移動碎片的問題，在本發明的一些示例實施方案中，包括多孔結構104的增強的支架裝置100用于在頸動脈中植入支架。動脈瘤的示例治療參照圖20A，描繪了從身體管腔2004傳播的典型動脈瘤體積(aneurismvolume)2002圖20B顯示了目前治療動脈瘤的被稱為線圈栓塞術(coilembolization)的方法。線圈栓塞術尤其被指示為用于治療腦動脈瘤。腦動脈瘤的線圈栓塞術涉及導管通過腹股溝插入，用小的微型導管經過腦動脈導引至動脈瘤本身。然后線圈2006展開到動脈瘤中，從內部填充它，因此擾亂動脈瘤體積中的血流。該效應導致產生血塊,該血塊在動脈瘤體積2002中被捕獲并且最終轉化為更實質的結構，從而減小了動脈瘤破裂的風險。在一些治療中，也使用支架2008，以便防止線圈2006從動脈瘤體積2002中脫落并進入血流。然而，在某些情況下，線圈2006的部分通過支架2008伸出，因此暴露于管腔2004內的血流。另外，將線圈2006安全插入到動脈瘤體積2002中會是復雜的手術。另外，產生的血塊可能通過支架支柱生長，進入血管腔，從而可能使血管腔縮窄到完全堵塞的程度。參看圖20C，其示出了本發明的一個實施方案，其中位于增強的支架裝置100上的多孔結構104用于治療動脈瘤，同時防止線圈2006突出到管腔2004中。任選地，腦動脈瘤通過該方法治療。根據本發明的一個實施方案，多孔結構104適于具有小得足以防止線圈2006突出到管腔2004的孔徑尺寸。任選地，使用至少輕微不同相的多個多孔結構，以便防止線圈2006的至少一部分伸出到管腔2004。在本發明的一些示例實施方案中，線圈2006用多孔結構(獨立于多孔結構104)覆蓋，從而產生更大表面積供血液粘著，增強動脈瘤體積2002內的血塊的產生。在本發明的一些實施方案中，多孔結構104使用靜電紡紗技術制造。在本發明的一個示例實施方案中，增強的支架裝置100用于治療動脈瘤而不需要線圈2006。在本發明的一些實施方案中，多孔結構104適于限制進入動脈瘤體積2002的血流，因此引起動脈瘤體積2002中的捕獲的血液凝結，這進而固化和產生實質組織結構，因此減小由于到其中的血流增加而引起的動脈瘤破裂或擴張的可能性。例如，多孔結構104中的孔徑尺寸可以是小的或者間隔很寬。任選地，多個“不同相”多孔結構一起使用，以限制血流進入動脈瘤體積2002。任選地，多孔結構104具有小于20微米的孔。消除對線圈2006的需求是有利的，因為它使得手術更快、更安全，并且簡化了可以用于進行該手術的輸送導管。在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構104比支撐元件102短。任選地使用更短的多孔結構104，以使得僅僅動脈瘤被治療，且管腔的健康部分不被治療。任選地，更短的多孔結構104用于避免限制血流至分支血管。任選地，多孔結構104在動脈瘤側具有小的孔徑尺寸，用于限制血流通過，而在另一側具有更大的孔，以避免限制血液流到分支血管。在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構104包括自擴張材料例如鎳鈦諾，具有足夠的徑向力以保持自身在管腔內的適當位置。任選地，完全不使用支撐元件102，且多孔結構104提供了對動脈瘤的必要治療。任選地，由多孔結構104施加的徑向壓力等于約I個大氣壓。任選地，用于動脈瘤治療的孔徑小于30微米。在本發明的一些實施方案中，多孔結構104還防止血塊和/或其他引起栓塞的碎片從動脈瘤體積2002進入管腔2004。易損斑塊的示例治療易損斑塊區域的識別允許在它們對患者產生問題之前預防性治療這些區域。在本發明的一個實施方案中，增強的支架裝置100用于優先地治療預計在未來觸發患者的成問題的病狀的管腔區域。例如，斑塊常常在血管內增大，在某些情況下成塊脫落或者部分撕裂，引起血栓形成。斑塊或血栓形成的下游移動是患者心臟病發作、中風或其他疾病的潛在原因。在本發明的一些實施方案中，包括至少多孔結構104的增強的支架裝置被植入在管腔內的潛在成問題的部位，防止斑塊破裂和因此進入血流。在本發明的一些實施方案中，多孔結構104洗脫用于治療影響管腔的病狀的至少一種藥物，例如本文所述的那些疾病。在本發明的一些實施方案中，多孔結構104由作為可自擴張支架的鎳鈦諾制成，具有足夠的徑向力以保持自身在適當位置而不用支撐元件102。示例植入方法在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構104位于導管如可擴張的球囊上，用于植入到與支撐元件102獨立或者不用支撐元件102的管腔內。用導管的治療任選地通過使用導管來植入多孔結構104而提供，多孔結構104適于和被構造成對管腔實施超時治療。任選地，藥物或其他治療劑包埋在多孔結構104內，例如本文所述的那樣。在本發明的一個示例實施方案中，定位需要沿著中心軸106將導管至少部分插入通過多孔結構104的內部。在本發明的一些實施方案中，球囊在將多孔結構104定位于其上之前放氣。任選地，球囊在多孔結構104定位于其上之前至少部分充氣，然后在插入到患者之前放氣和/或折疊。在將多孔結構104輸送到管腔內的治療部位期間，在輸送期間將多孔結構104固定于導管、但沒有牢固到阻止在治療部位植入多孔結構104的程度以及在允許球囊放氣和/或將導管拔出、同時完整地將多孔結構104留在管腔內之間任選地達成平衡。例如，使用粘合劑如樂泰快干粘合劑號(loctiteinstantadhesivenumber)40340、40840、46040或3411-紫外線固化在選定部位任選地將多孔結構104附著于導管。該粘合劑的強度足以防止多孔結構104在輸送期間從導管脫落，然而在球囊自擴張或擴張時，在多孔結構104和導管之間的粘結被打破，從而允許多孔結構104在管腔內的治療部位植入。在本發明的一些實施方案中，輸送持續6小時或更短。任選地，輸送持續3小時或更短。任選地，輸送持續I小時或更短。在本發明的一些示例實施方案中，導管被處理有抗粘連劑如Parylene-c、娃涂層和/或Teflon涂層，以幫助防止多孔結構104在治療部位展開后緊固于導管。任選地，將薄膜涂布于導管上，該薄膜在輸送期間將多孔結構104固定于導管，但在大約一段時間之后溶解，從而允許多孔結構104從導管去除。任選地，該薄膜包括白蛋白纖維蛋白原己糖酸層粘連蛋白。任選地，該薄膜層至多幾微米厚。可選擇地，該薄膜層的厚度為O.I微米。在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構104的網結構用凝膠類材料如菲帛羅蘭、纖維蛋白原和/或透明質酸和/或層粘連蛋白(Iuminin)填充和/或包封。該凝膠材料使多孔結構104變硬以用于輸送，然而，在長期暴露于內管腔條件時，在一定時間例如幾小時或幾天之后，該凝膠溶解，僅留下多孔結構104。在本發明的一個實施方案中，將對一定壓力閾值(例如I個大氣壓到20個大氣壓)敏感的粘合材料置于多孔結構104上，使得當球囊將多孔結構104壓向管腔時，多孔結構104附著于管腔。在本發明的一個示例實施方案中，當多孔結構104涂布壓敏粘合劑時，它僅僅在多孔結構104的管腔側涂布。任選地，多孔結構104用選擇性粘合劑材料覆蓋，該選擇性粘合劑材料具有附著于身體組織的高親和力，例如纖維蛋白密封劑、生物膠、膠原、水凝膠、水膠體或膠原海藻酸鹽，但對于附著于其他物質如輸送導管或球囊具有有限親和力。根據本發明的一個示例實施方案，在達到管腔治療部位時，球囊擴張，以便放置多孔結構104。如上所述，多孔結構104任選地放置在球囊上，使得當球囊被擴張時，多孔結構104相應地擴張。在本發明的一些示例實施方案中，球囊擴張，直到它開始施加壓力于正被治療管腔的內表面上。球囊施加的壓力量根據用于進行治療的目的和技術可改變。在本發明的一些示例實施方案中，球囊被擴張，以將多孔結構104壓向正被治療管腔的內表面。任選地，擴張壓力用于克服正被治療的狹窄。任選地，多孔結構104至少暫時借助粘合劑緊固于管腔的內表面。在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構104使用面向血管內表面的位于多孔結構104的外表面上的至少一個鉤或銷至少暫時連接。任選地，在插入到管腔之前，將粘合劑施加于多孔結構104的外表面。在本發明的一些不例實施方案中，一旦將多孔結構104放置在管腔內的治療部位，支撐元件102植入到與管腔的內表面有關的多孔結構104的相同部位內部，從而將多孔結構104夾在支撐元件102和管腔之間。在本發明的一些示例實施方案中，多孔結構104為血管壁提供了機械支撐。任選地，多孔結構104支撐加于支撐元件102提供的支撐之上。可選擇地，多孔結構支撐104代替由支撐元件102提供的支撐。在本發明的一些示例實施方案中，支撐元件102對血管壁不提供支撐或者提供最小的支撐，而支撐多孔結構104。任選地，多孔結構104為血管提供藥理學治療，而對血管不提供支撐或提供最小的支撐。任選地，多孔結構104與支撐元件102一起植入，然而，支撐元件102原位降解，留下多孔結構104。任選地，多孔結構104防止支撐結構102瓦解成大的碎片，僅允許在一定閾值尺寸例如直徑20微米以下的多孔結構102的碎片釋放。任選地，多孔結構104與支撐元件102—起植入，然而，多孔結構102原位降解，留下支撐元件102。當多孔結構104由含有藥物的聚合物制備時，有時需要這最后一種構型。在一定時間之后消除聚合物和藥物具有優點，因為它減小了長期副作用的可能性，例如與聚合物和藥物存在有關的血栓形成。有或沒有套的支架組件在各種血管組織的開放血管腔內使用，包括(除了別的以外)狹窄的冠狀動脈、狹窄的頸動脈和狹窄的器官血管系統。現有技術支架和套構型參考圖24a，支架組件100包括獨立的管狀支架202，沒有套，本文稱為裸支架202。裸支架202通常包括具有大的網狀孔270的金屬或聚合物管狀結構。示出了環繞球囊260的裸支架202，在球囊260擴張時，裸支架202徑向向外擴張。如圖24b所示，裸支架202在血管腔125內徑向擴張，壓向組織的狹窄區域240，從而徑向向外壓迫和打開狹窄區域240。在支架組件100展開之后，血管腔125擴張，從而允許更好地通過管腔125循環。然而，裸支架202的展開引起對基底內膜層127的損傷，導致疤痕242、斑塊244和伸出到孔270中的新的狹窄病變240的形成。在長期過程中，大百分率的裸支架202的受體發生堵塞管腔125的顯著的狹窄病變240，引起所謂的再狹窄。為了防止再狹窄(圖24c)，已經開發了包括支架202與具有小孔的內套或外套204的支架組件200。示出了在心軸托架(spindleholder)108周圍的適當位置的支架組件200，從壓縮鞘182露出，其中支架202和支架套204為基本管狀排列。通常，套由聚合物形成。在擴張期間，套240防止由沿著基底內膜層127的斑塊產生的栓塞碎片121進入血管腔125。在圖24d中，支架組件200在血管腔125中徑向擴張，使得套204徑向向外壓迫狹窄組織240。在支架組件200展開后，支架套基本上防止疤痕242、斑塊244和狹窄病變240通過孔270伸出。雖然基本上防止了再狹窄，但支架套204產生了其自身的一組與栓塞300形成有關的問題。如上所述，為了提供充分的強度，支架套204可以由交織針織纖維和/或經受化學或熱處理的纖維制成，如圖25中所見，所有這些往往增加了纖維210的厚度和套204的體積。在支架組件200植入之后的48小時內，一層內皮細胞220包覆支架套纖維210和基底內膜層127，如圖25所見。內皮細胞220具有約20微米的直徑222，并且保持附著于基底內膜層127，但通常基本上不附著于套纖維210。支架套中的纖維210通常具有20微米的厚度212，使得橫跨纖維210的內皮細胞220不附著于基底內膜層127，并且容易從纖維210上離開。另外，纖維210通常間隔小于20微米的距離218，使得橫跨兩根纖維210之間的內皮細胞220附著于兩根相鄰的纖維210，并且少量附著于其間的基底內膜層127;再次導致細胞220容易從纖維210上離開。從基底內膜層127上脫離的單個內皮細胞220沒有大到足以被在其周圍聚集的血小板識別為異物。然而如圖26中所見，在纖維210的自然移動期間，例如循環血液的規則博動期間，發生了多個互連細胞220的釋放。在該情況下，四個內皮細胞220已經從基底內膜層127上掙脫，并且在血管腔內自由漂浮。直徑320在內皮細胞220直徑的4到10倍之間的血小板310被吸引至包括至少兩個內皮細胞220的團塊上，內皮細胞220提供了血小板310的優異的吸引目標。如圖27中所見，單個血小板310已經附著于離開的內皮細胞220。如圖28中所見，由于趨化的結果，其他血小板310已經聚集在內皮細胞220周圍，形成栓塞300。如上所述，包括聚集的血小板310的栓塞300提出了健康威脅，它能夠在支架套204的植入之后任何時候形成，引起所有帶套支架204的受體的估計2%最終發展為重要器官的壞死和/或死亡。來自支架-套組件204(圖26)的栓塞300的巨大而持續的威脅已經導致終生施用減低血小板聚集的API。具有許多與氯吡格雷有關的威脅生命的后遺癥，已經用替代的減低血小板聚集的API進行了許多臨床試驗，包括噻氯匹定、坎格雷洛、ARMYDA-2和普拉格電田ο(JournalofInterventionalCardiologyiiTCTAnnualMeetingAntiplateletAgents(TCT年會抗血小板劑)”;第19卷，第193頁-2006年4月。)如上所述，減低血小板聚集的API(在本文為氯吡格雷)的終生施用，對許多部門的種群提出了問題。例如，許多帶套支架受體發生了需要停止氯吡格雷的反應，這些反應包括潰瘍、皮疹和暈厥。用高體積帶套支架，停止氯吡格雷使患者處于發生威脅生命的栓塞300的風險。除了栓塞300的危害以外，有些患者不僅必須停止服用氯吡格雷和具有其伴隨的風險以外，而且可以發生威脅本身生命的病狀，所述病狀包括骨髓毒性、獲得性血友病和TTP。另外，有一些患者可能具有的病狀阻止施用氯吡格雷，所述病狀包括對減低血小板聚集的API無反應、抗凝血酶缺陷、遺傳性抗凝血酶缺陷(HD)、免疫抑制、低CCR5Δ32純合基因型(CCR5)、獲得性血友病、AIDS、HIV。而且，有一些對接受帶套支架的幾乎每一個人均存在的風險。為了防止與幾乎任何手術有關的過多出血，必須在手術前和手術后的相當一段時間內停止氯吡格雷施用。結果，對接受支架并且為選擇的手術(例如前列腺切除)的候選者的患者提出了停止氯吡格雷施用并冒栓塞導致死亡的風險，或者施用氯吡格雷并冒無栓塞的出血、大出血和死亡的風險的兩難選擇。優化支架組件已經發現，上述支架和套的特定構型似乎提供了如在“實驗數據”部分中所解釋的優點。現在闡述這些構型的具體特征。單面纖維針織物(singlefiberknit)自從1939年以來已經被用于連褲襪,并且包括已知用于強度、彈性質量和薄度的許多互連環(interconnectedloop)。單面纖維針織織物是理想的，因為低體積套600沒有沿著尼龍材料邊緣的任何環能夠翻轉180度并且形成一個脫線(run)的問題。圖29示出了包括形成孔110的針織纖維620的針織支架套600。為了防止纖維620的翻轉,彈性體帶640在支架套600的遠端穿過孔110。任選地,彈性體帶640類似地在支架套600的近端穿過環(沒有示出)。如本文所使用，任何提及的“針織材料(knittedmaterial)”包括通過針織方法制造的任何材料，包括(除了別的以外)由單一纖維針織的材料，包括單絲或復絲纖維。單一纖維可以包括(除了別的以外)聚乙烯、聚氯乙烯、聚氨基甲酸酯、尼龍、不銹鋼、鎳鈦諾或任何其他金屬。生物穩定的聚合物包括(除了別的以外)以下的任何之一聚烯烴、聚氨基甲酸酯、氟化聚烯烴、氯化聚烯烴、聚酰胺、丙烯酸酯聚合物、丙烯酰胺聚合物、乙烯基聚合物、聚縮醛、聚碳酸酯、聚醚、芳族聚酯、聚醚(醚酮)、聚砜、硅酮橡膠、熱固性聚合物和聚酯(酯酰亞胺)。天然聚合物包括(除了別的以外)聚烯烴、聚氨基甲酸酯、Mylar、硅酮、聚酯和氟化聚烯烴。如圖30中所見，針織支架套104包括最大化的孔110，使得纖維620提供了其中支架套104覆蓋支架102的小的總覆蓋面積。根據本發明的一些實施方案，在擴張狀態下，孔110的面積在約50，000平方微米和約70，000平方微米之間。在可選擇的實施方案中，孔110具有在約40，000平方微米和約60，000平方微米之間的面積。在其他實施方案中，孔110具有在約30，000平方微米和約50，000平方微米之間的面積。借助于具有提供小的總覆蓋率的纖維620的針織支架套104，用于插入到壓縮鞘例如182(圖24c)的卷曲支架102是相對簡單的。另外，小的總覆蓋率允許卷曲支架102具有小的剖面，使得通過管腔125的可操作性變得容易。而且，借助于具有最小厚度的纖維620的針織支架套104，支架套104實質上對在輸送和擴張期間的支架機械性能具有最小的影響。將套104定位在支架102外部能保護基底內膜層127在支架102擴張期間不受到損傷。另外，將套104定位在支架102的外部提供了對碎片121的充分保護，如在圖24d中所見，防止其在支架102擴張期間進入血管腔125。根據本發明的一些實施方案，套104的近端部分使用選自由以下組成的組的方法連接于支架102的近端面(proximalaspect):縫纟刃、粘合、膠合、折疊、縫合、鉚接和焊接。這種連接例如允許支架102以通常與套104的擴張系數不同的擴張系數擴張，而不引起基底內膜層127的損傷。如在圖30的針織支架套600的平面圖中所見，針織支架套104包括在附錄I中所述的小覆蓋面積，例如相關的自擴張支架102表面積的約9%，或約10%，或約11%，或約12%。通常，覆蓋面積小于16%。這里，雖然在展開之前卷曲支架102，但不需要在展開之前折疊針織套104來配合到鞘182中(圖24c);從而減小體積并提高支架組件200的可操作性。附錄表I提供了以下支持在自擴張支架上的針織套的上述參數在本發明中能夠容易地使用約12.5微米纖維直徑來達到。圖31顯示了針織套600的細節，其中孔110具有大于約160微米的縱向長度650。在其他實施方案中，縱向長度650大于約180微米。在其他實施方案中，縱向長度650大于約200微米。根據本發明的一些實施方案，孔110具有大于約250微米的橫向長度642。在其他實施方案中，橫向長度642大于約240微米。在其他實施方案中，橫向長度642大于約230微米。應理解，縱向長度650和橫向長度642中的較短者確定了最小中心尺寸630(D)，它必須大于約230微米，優選地大于240微米，還更優選地大于250微米。圖32顯示了纖維620具有直徑662，任選地在約7微米和約18微米之間的范圍內。在其他實施方案中，直徑662是在約10微米和約15微米之間的范圍內。還在其他實施方案中，直徑662是在約11微米和約14微米之間的范圍內。還在其他實施方案中，直徑662是在約12微米和約13微米之間的范圍內。還在其他實施方案中，直徑662是在約12.25微米和約12.75微米之間的范圍內。還在其他實施方案中，直徑662為約12.5微米。針織套600的這些度量值的實質上固有的優點在圖33中是非常清楚的，其中由于纖維620的直徑，內皮細胞220在基底內膜層127上充分附著和穩定。由于這種間隔的結果，典型的內皮細胞220與基底內膜層127充分接觸，這是因為由于纖維之間的距離，內皮細胞220被防止附著于一根以上的纖維620。可以見到，一組的三個內皮細胞220附著于針織支架套600的一部分。內皮細胞220具有阿米巴樣移動，使得在纖維連接692處，細胞220通常在連接692上降落并移動，直到細胞220的大部分與基底內膜層127充分接觸。在其中細胞228未能適當錨固在基底內膜層127中的少見情況下，由于在血液循環周期中正常搏動期間的纖維620的運動，具體的單個細胞228單獨具有離開的傾向性。因為相鄰細胞220由與基底內膜層127的充分接觸而獲得的穩定性，多個細胞220不會與單個細胞228—起離開。如圖所示，單一內皮細胞228已經從基底內膜層127上分離。然而，單一細胞228不具有被血小板310識別為值得粘附的物體的必需質量。結果，沒有形成與血小板310的聚集相關的上述威脅生命的檢塞300。通常，為了確保內皮細胞220的穩定性，接受支架套100的患者被給予減低血小板聚集的API例如氯吡格雷，持續不超過6個月，并且可能更短。例如，患者可能接受不超過5個月、不超過4個月、不超過3個月、不超過2個月，或不超過I個月的氯吡格雷。有時，接受支架套100的患者不被給予減低血小板聚集的API，如圖32中所示的纖維直徑的獨特性能以及孔最小中心尺寸D的優點單獨或者組合一起減輕了對減低血小板聚集的API的需要。因此，如果患者被安排在六個月施用期間進行選擇的手術，則可以停止氯吡格雷而不用非常害怕血小板聚集。此外,如果在六個月施用期間,支架套600的受體具有任何反應,所述反應包括潰瘍、皮疹、暈厥、骨髓毒性和TTP，則可以立即停止氯吡格雷而不用非常害怕栓塞形成。此外，在面對患者對氯吡格雷無反應、抗凝血酶缺陷、HD、免疫抑制、低CCR5、獲得性血友病、AIDS和HIV的情況時，可以停止或不啟動氯吡格雷施用。實驗數據現在參考顯示了實驗數據的下表，其與以上描述一起以非限制性方式說明了本發明。支架套纖維厚度和孔平方面積的優化減輕了對抗凝血劑如氯吡格雷的需求。保持小的總覆蓋面積提供了幾個附加優點I.卷曲支架以便插入相對簡單；2.卷曲支架的剖面小；3.支架套實質上對在輸送和擴張期間的支架的機械性能具有最小影響；以及4.當支架的覆蓋面積是自擴張支架的約9%，或約10%，或約11%，或約12%時，套不需要在卷曲期間折疊。一般地，覆蓋面積小于16%。下表提供了以下支持在支架上的套覆蓋率的上述參數在本發明中能夠容易地使用直徑約12.5微米的纖維達到。權利要求1.一種支架組件，所述支架組件包括a.支架套，其包括具有縮回狀態和展開狀態的可擴張的網結構，且進一步地，其中在所述展開狀態中，所述可擴張的網結構界定了孔，所述孔具有最小中心尺寸，所述最小中心尺寸大于約160微米，因此使單一內皮細胞穿過所述孔中的一個而附著于多于一根的纖維的出現率減到最小，并且減小了由于隨血流的自然的支架搏動而導致的內皮細胞脫離的機會；以及b.可擴張的支架，其可操作地與所述支架套結合。2.根據權利要求I所述的支架組件，其中，所述最小中心尺寸大于約180微米。3.根據權利要求I所述的支架組件，其中，所述最小中心尺寸大于約200微米。4.根據權利要求I所述的支架組件，其中，所述最小中心尺寸大于約220微米。5.根據權利要求I所述的支架組件，其中，所述支架套包括在所述支架的表面積的約9%和約12%之間的小覆蓋面積。6.根據權利要求I所述的支架組件，其中，所述可擴張的網結構由直徑在約7微米和約18微米之間的纖維形成，所述直徑具有形成基本上穩定的內皮細胞層、覆蓋所述纖維、因此降低血小板聚集的性能。7.根據權利要求6所述的支架組件，其中，所述直徑在約10微米和約15微米之間。8.根據權利要求6所述的支架組件，其中，所述直徑在約11微米和約14微米之間。9.根據權利要求6所述的支架組件，其中，所述直徑在約12微米和約13微米之間。10.根據權利要求6所述的支架組件，其中，所述直徑在約12.5微米之間。11.根據權利要求I所述的支架組件，其中，所述網被形成為單面針織物。12.根據權利要求I所述的支架組件，其中，所述纖維由多根絲形成。13.根據權利要求I所述的支架組件，其中，所述纖維由能促進內皮細胞穩定附著于所述纖維的材料形成。14.根據權利要求13所述的支架組件，其中，所述材料選自由以下材料組成的組不銹鋼、鎳鈦諾、鈦、金、生物穩定性聚合物和天然聚合物。全文摘要一種支架植入方法，該方法包括將支架組件植入到受治療者的血管內，所述支架組件包括支架套，其包括由直徑在約7微米和約18微米之間的纖維形成的可擴張的網結構，所述直徑具有形成基本上穩定的內皮細胞層、覆蓋所述纖維、因此降低血小板聚集的性能；以及可擴張的支架，其可操作地與支架套結合。所述方法進一步包括將包括血小板聚集減低劑的活性藥物成分(API)施用于患者，持續不超過六個月的縮短的時間段，所述縮短的時間段是所述性能的結果。根據一些實施方案，施用血小板聚集。文檔編號A61F2/95GK102973343SQ20121045435公開日2013年3月20日申請日期2007年11月21日優先權日2006年11月22日發明者阿瑟·霍爾茨,埃里·拜爾,奧菲爾·帕茲申請人:印斯拜爾Md有限公司