血管支架的制作方法

1.本实用新型涉及医疗器械技术领域，具体地，涉及一种适于治疗累及升主动脉并致主动脉瓣叶功能障碍的升主动脉根部疾病的血管支架。


背景技术：

2.主动脉夹层是指主动脉内高速高压血流通过主动脉壁上的内膜撕裂口进入中膜外层或中外膜交界处，从而形成主动脉真假两腔，并沿主动脉长轴方向扩展，可导致主动脉破裂或分支动脉缺血(心梗、脑梗、内脏或下肢缺血) 等，病情凶险，是累及主动脉最严重的疾病之一。
3.根据主动脉夹层近端裂口累及的部位，经典的主动脉夹层stanford分型分a、b两型。
4.其中，b型的夹层病变局限于腹主动脉或髂动脉，主要治疗方式是使用腔内移植物行腔内隔绝术，具有微创性和良好的早期临床结果。目前，微创腔内隔绝术已成为治疗b型主动脉夹层的首选治疗方案，显著改善了b型夹层远期的主动脉重构。
5.而a型的夹层病变位于整个主动脉部位(i型)、或升主动脉部位(ii 型)，病情凶险，急性期死亡率每小时上升1％，目前的治疗方案主要是急诊开胸、深低温、体外循环下行开放手术治疗，手术过程采用升主动脉夹层切除加人工血管置换术，常需同期行主动脉瓣置换、冠状动脉重建及主动脉弓置换等。这样的手术创伤大，死亡率在10-20％之间，术后并发症率在20％以上，术后还会发生多脏器功能衰竭(肾、脑、呼吸、心脏、消化道等)、吻合口出血、肺部感染等问题致人死亡。因此，对于老年人、存在多种合并症以及多脏器功能不全、以及夹层发病后存在脏器灌注不良的患者，往往被迫选择保守治疗，但是保守治疗的预后差，死亡率在60-90％之间，是预后最差的临床类型。
6.目前通常通过植入血管支架产品来治疗主动脉夹层累及升主动脉根部并致主动脉瓣叶功能障碍的升主动脉根部疾病。但是，升主动脉的中心轴线和心室的中心轴线存在一定的角度，当血管支架产品植入人体后，升主支架与主动脉之间会存在扭动、弯曲等相对变形位移，如不能消除该变形位移，会导致产品功能的失效，治疗失败。
7.现有技术中为消除升主动脉与主动脉瓣环二者相对运动产生的影响，在升主动脉与主动脉瓣环之间采用全柔性连接。全柔性连接虽然能够缓解二者相对运动产生的影响，但是当支架在体内释放时，全柔性连接无法保证升主动脉支架与主动脉瓣膜支架的相对位置，无法做到精准释放。同时，支架在体内也存在移位风险。


技术实现要素：

8.为解决上述技术问题，本实用新型实施方式提供了一种血管支架，所述血管支架包括升主动脉支架、主动脉瓣膜支架。
9.其中，沿所述主动脉瓣膜支架的周向间隔设置有多个第一曲形杆，所述多个第一曲形杆用于连接所述主动脉瓣膜支架与所述升主动脉支架；
10.所述第一曲形杆由弹性材料制成，其设置为曲形，以为所述升主动脉支架与所述主动脉瓣膜支架提供半刚性连接，使所述血管支架在生理载荷条件下沿升主动脉与主动脉瓣环的解剖结构弯曲。
11.在本实用新型的一种实施方式中，所述第一曲形杆包括沿其长度方向波浪形延伸的波浪形的曲形部。
12.在本实用新型的一种实施方式中，所述波浪形的曲形部包括沿其长度方向首尾相连的多个半圆形圆弧。
13.在本实用新型的一种实施方式中，所述多个半圆形圆弧彼此的半径相等。
14.在本实用新型的一种实施方式中，所述多个半圆形圆弧的半径从所述第一曲形杆的中部向所述第一曲形杆的两端部逐渐减小。
15.在本实用新型的一种实施方式中，所述升主动脉支架、所述主动脉瓣膜支架与所述多个第一曲形杆一体成型。
16.在本实用新型的一种实施方式中，所述第一曲形杆的横截面为方形，以适于与所述主动脉瓣膜支架的瓣叶进行面接触。
17.在本实用新型的一种实施方式中，所述升主动脉支架包括一体成型的多个支架环和支架环连接部；
18.所述支架环适于与升主动脉的血管内壁贴合并支撑所述升主动脉，多个所述支架环沿所述升主动脉支架的轴向间隔设置；
19.所述支架环连接部设置在相邻支架环之间，用于连接所述多个支架环中的相邻支架环；
20.其中，所述支架环连接部包括沿周向间隔设置的多个第二曲形杆，所述第二曲形杆由弹性材料制成，其设置为曲形，以为所述相邻支架环提供半刚性连接，使所述升主动脉支架沿升主动脉的弯曲结构弯曲。
21.在本实用新型的一种实施方式中，所述第二曲形杆包括沿其长度方向波浪形延伸的波浪形的曲形部。
22.在本实用新型的一种实施方式中，所述支架环连接部包括多个沿周向间隔设置的第三曲形杆，所述第三曲形杆由弹性材料制成，其设置为沿所述血管支架的径向向内部凹陷。
23.相比于现有技术而言，本实用新型实施方式提供的血管支架具有如下技术效果：
24.本实用新型实施方式通过采用第一曲形杆为升主动脉支架与主动脉瓣膜支架提供半刚性连接，可以使血管支架适应主动脉瓣环与升主动脉的相对运动和解剖结构，同时提高血管支架在体内释放的精准性及血管支架固定的牢固性。
附图说明
25.图1是本实用新型实施方式提供的一种血管支架的结构示意图；
26.图2是本实用新型实施方式提供的另一种血管支架的结构示意图；
27.图3是图2所示的血管支架中的第一曲形杆的结构示意图；
28.图4是用于进行仿真测试的三种连接杆的结构示意图；
29.图5是图4所示的三种连接杆在x方向的拉伸变形仿真示意图；
30.图6是图4所示的三种连接杆在y方向的弯曲变形仿真示意图；
31.图7是图4所示的三种连接杆在z方向的弯曲变形仿真示意图；
32.图8是图4所示的三种连接杆在y方向的弯曲应力分布云示意图；
33.图9是y方向弯曲时图4所示的第一曲形杆在a线上的应力分布值曲线图；
34.图10是图4所示的三种连接杆在z方向的弯曲应力分布云示意图；
35.图11是本实用新型实施方式提供的血管支架中的一种升主动脉支架的结构示意图。
具体实施方式
36.为了便于理解本实用新型技术方案的各个方面、特征以及优点，下面结合附图对本实用新型进行具体描述。应当理解，下述的各种实施方式只用于举例说明，而非用于限制本实用新型的保护范围，在不脱离本实用新型实质的情况下，还可以对本实用新型的各种实施方式进行各种不同的组合。
37.图1是本实用新型实施方式提供的一种血管支架的示意图。本实用新型实施方式提供一种血管支架，该血管支架适于植入血管来治疗主动脉夹层累及升主动脉根部并致主动脉瓣叶功能障碍的升主动脉根部疾病。如图1所示，本实施方式提供的血管支架展开后整体近似呈管状，其包括升主动脉支架1、主动脉瓣膜支架2以及多个第一曲形杆3。升主动脉支架1适于植入升主动脉根部并将血管支架锚定在患者体内，主动脉瓣膜支架2的内侧设有人工瓣叶，在一种实施方式中，主动脉瓣膜支架2的内侧可以连接瓣叶固定部，人工瓣叶可以连接在该瓣叶固定部。主动脉瓣膜支架2的外侧可以固定连接瓣膜夹，在使用时可以将自体瓣叶夹在所述瓣膜夹与主动脉瓣膜支架之间。多个第一曲形杆3沿主动脉瓣膜支架1的周向间隔设置，用于连接主动脉瓣膜支架2与升主动脉支架1。第一曲形杆3的一端与升主动脉支架1连接，另一端与主动脉瓣膜支架2连接。
38.其中，第一曲形杆3为半刚性连接件，其设置为曲形，由弹性材料制成，例如，不锈钢、镍钛合金材料等。多个第一曲形杆3设置成为所述升主动脉支架与所述主动脉瓣膜支架提供半刚性连接，使所述血管支架在生理载荷条件下沿升主动脉与主动脉瓣环的解剖结构弯曲。也就是说，本实用新型所谓的“半刚性连接”是指介于刚性、柔性之间，既能够承受和传递弯距，又能够传递轴向力的连接，在生理载荷条件下，半刚性连接的连接处在轴向几乎没有相对拉伸、压缩及扭转，但是拥有较大的弯曲适应能力。
39.作为半刚性连接件，第一曲形杆3既可以承受和传递弯矩，又能够传递轴向力。并且，在生理载荷条件下，相对于生物组织的弹性而言，第一曲形杆3几乎不发生轴向相对拉伸与压缩，但具有较大的弯曲适应能力。通过采用第一曲形杆3连接升主动脉支架1与主动脉瓣膜支架2，可以降低升主动脉支架与主动脉瓣膜支架连接部位的抗弯刚度，使血管支架产生一定的弯曲柔顺性，以适应主动脉瓣环与升主动脉的相对运动和解剖结构。
40.在一些实施方式中，升主动脉与主动脉瓣膜之间的长度一般为 10mm～20mm，拉伸压缩量一般为1mm～2mm，扭转量一般为3.9～7.8度。体内的拉伸压缩量与扭转量都很小。相比于在升主动脉支架与主动脉瓣膜支架之间采用全柔性连接而言，本实用新型实施方式采用半刚性的第一曲形杆3 连接升主动脉支架1与主动脉瓣膜支架2，在生理载荷条件下，第一曲形杆3 几乎不发生轴向拉伸及压缩。当血管支架在体内释放时，本实用新型实施方式
可以保证升主动脉支架1与主动脉瓣膜支架2的相对位置，提高血管支架在体内释放的精准性。
41.并且，作为半刚性连接件，第一曲形杆3在传递弯矩的同时能够传递轴向力，本实用新型实施方式采用第一曲形杆来连接升主动脉支架与主动脉瓣膜支架，可以增加升主动脉支架1的锚定力，提高血管支架的固定效果，降低血管支架在体内移位的风险。
42.在本实用新型的一种实施方式中，第一曲形杆3的横截面可以设置为方形，并且，其可以设置为均匀截面，即第一曲形杆可以为等截面杆。将第一曲形杆的横截面设置为方形，可以使第一曲形杆适于与瓣叶进行面接触，使瓣叶在压握时受压更均衡，由此降低瓣叶损伤的风险。
43.在本实用新型的一种实施方式中，升主动脉支架1、主动脉瓣膜支架2与第一曲形杆3整体一体成型，例如，可以由诸如镍钛合金的激光管材整体通过激光切割而成。整个血管支架是一个整体，不同构件之间不存在相对位移，相比于通过绞接、缠绕等来连接离散构件而言，本实施方式提供的血管支架的不同构件之间不存在磨损，其使用寿命更长。
44.图2是本实用新型实施方式提供的另一种血管支架的结构示意图。图3是图2所示的血管支架中的第一曲形杆的结构示意图。如图2、图3所示，本实施方式提供的血管支架包括升主动脉支架1、主动脉瓣膜支架2以及第一曲形杆4。其中，为便于说明，图中未示出升主动脉支架1的外覆膜。第一曲形杆 4与升主动脉支架1、主动脉瓣膜支架2一体切割而成，整个血管支架为一个整体。第一曲形杆4用于连接升主动脉支架1与主动脉瓣膜支架2，其一端与升主动脉支架1连接，另一端与主动脉瓣膜支架2连接。多个第一曲形杆4沿主动脉瓣膜支架2的周向间隔设置。
45.其中，第一曲形杆4包括波浪形的曲形部(即波浪形曲形部)41，波浪形曲形部41沿长度方向波浪形延伸，波峰和波谷交替出现，波峰和波谷在一个平面上。通过在连接升主动脉支架1与主动脉瓣膜支架2的第一曲形杆4中设置波浪形的曲形部，可以使第一曲形杆4具有较低的抗弯曲刚度，便于升主动脉支架1与主动脉瓣膜支架2的连接部位弯曲。
46.在本实用新型的一种实施方式中，第一曲形杆4的波浪形曲形部41的波峰、波谷所在的平面可以面向血管支架的轴心，以降低弯曲时第一曲形杆对瓣叶的挤压。
47.在本实用新型的一种实施方式中，第一曲形杆4的波浪形曲形部41可以设置为正弦波浪形或余弦波浪形，其波峰、波谷的大小可以设置为彼此相同，也可以设置为彼此不同。大小不同的波峰波谷设计可以避免第一曲形杆4弯曲时应力集中，由此提高第一曲形杆4的使用寿命。
48.在本实用新型的另一种实施方式中，第一曲形杆4的波浪形曲形部41可以设置为半圆波浪形，其沿长度方向呈半圆波浪形延伸，波峰、波谷均为半圆形圆弧，多个半圆形圆弧首尾相连，多个圆弧的半径设置为彼此相等。在生物载荷条件下，包括半圆波浪形曲形部的第一曲形杆4的轴向拉伸变形、压缩变形及扭转变形非常小，其相对于生物组织的弹性而言可以忽略。通过将第一曲形杆4设置为包括半圆波浪形曲形部，可以使第一曲形杆在承受拉或压的载荷时，轴向变形量尽可能小，由此，可以保证升主动脉支架与主动脉瓣膜支架的相对位置，避免升主动脉支架与主动脉瓣膜支架之间的轴向移位和扭转。
49.在一些实施方式中，半圆波浪形曲形部中的多个圆弧的半径设置为彼此相等。在其他实施方式中，可以将所述多个圆弧的半径设置为彼此不相等，例如，可以将半圆波浪形
曲形部设置为中间大两端小的分布，多个圆弧的半径可以设置为从第一曲形杆的中部向其两端部逐渐缩小。
50.在有限的设计空间内，相比于圆弧半径相等的波浪形曲形部的设计而言，圆弧半径不等的波浪形曲形部的设计可以使第一曲形杆的抗弯刚度更低，更易于弯曲，由此，可以使血管支架可以更有效的适应升主动脉与主动脉瓣膜的相对运动及解剖角度。并且，在弯曲时，圆弧不等的设计可以使第一曲形杆的应力更加均匀分布，由此可以降低第一曲形杆弯曲时应力集中，提高第一曲形杆的抗疲劳性。
51.下面以直杆作为对比设计，对本实用新型实施方式提供的第一曲形杆进行仿真测试，以进一步说明本实用新型实施方式提供的血管支架的特性。
52.图4是用于进行仿真测试的三种连接杆方案的结构示意图；图5是图4所示的三种连接杆在x方向的拉伸变形仿真示意图；图6是图4所示的三种连接杆在y方向的弯曲变形仿真示意图；图7是图4所示的三种连接杆在z方向的弯曲变形仿真示意图；图8是图4所示的三种连接杆在y方向的弯曲应力分布云示意图；图9是y方向弯曲时第一曲形杆在a线上的应力分布值曲线图；图10 是图4所示的三种连接杆在z方向的弯曲应力分布云示意图。
53.如图4所示，用于进行仿真测试的三种连接杆方案除形状不同外，其他各种参数均相同。其中，三种连接杆的长度l均为12mm，均为均匀截面，横截面均为方形，横截面的长a和宽b均为0.4mm，材质均为镍钛合金材质，该镍钛合金的参数如下表所示：
[0054][0055]
三种连接杆的形状分别为：
[0056]
方案1：均匀截面直杆；
[0057]
方案2：圆弧相等的第一曲形杆(包括半圆波浪形的曲形部，曲形部中的多个圆弧的半径相等)，其中，圆弧半径为：r0＝0.65mm；
[0058]
方案3：圆弧不等的第一曲形杆(包括半圆波浪形的曲形部，曲形部中的多个圆弧的半径不相等)，其中，圆弧半径为：r0＝0.65mm，r1＝0.8mm, r2＝0.7mm。
[0059]
假设血管支架中，连接升主动脉支架与主动脉支架的连接杆设置为n根，则单根连接杆所承受的拉力为f/n。其中，f为生理载荷，其可以由主动脉瓣膜支架在轴向所受的拉力来确定。主动脉瓣膜支架在轴向所受到的拉力可以由血压和主动脉瓣膜支架的直径来确定，f＝pπd2/4。其中，p为血压值， d为主动脉瓣膜支架的直径。
[0060]
假设最大血压为p
max
＝160mmhg＝0.021mpa，主动脉瓣膜支架的直径的均值为d＝26mm,连接杆的根数n＝3，则f
max
＝12n，单根连接杆所承受的最大拉力为：f
max
/3＝4n。
[0061]
建立上述三种连接杆在x、y、z轴的有限元模型。在x轴施加fx＝4n 的拉伸或压缩载荷，在y轴和z轴施加m＝5n/mm的弯矩，对三种连接杆在x、y、z方向的变形进行仿真，并对方案2、方案3中的连接杆在y和z方向的应力分布进行仿真，三种连接杆进行上述仿真测试的变形量与最大应力如下表所示,仿真结果如图7、8、9、10、11所示。
[0062][0063]
从上表以及图5可以看出，在fx＝4n拉伸载荷下，方案1的连接杆拉伸变形量为0.005mm，方案2的连接杆的拉伸变形量为0.07mm，方案3的连接杆的拉伸变形量为0.15mm。0.07mm或0.15mm的变形量相对于生物组织的弹性而言可以忽略。因此，可以认为，方案2、方案3中的第一曲形杆与方案1的直杆在抗拉或抗压的性能上是一致的，其轴向具有不可拉伸或压缩性。
[0064]
从上表以及图6可以看出，在y方向的m＝5n/mm的弯矩作用下，方案1 的连接杆在y方向的最大变形量为2.9mm，方案2的连接杆在y方向的最大变形量为6.6mm，方案3的连接杆在y方向的最大变形量为8.3mm。因此，在y 方向的抗弯能力上，方案2的圆弧相等的第一曲形杆、方案3的圆弧不等的第一曲形杆明显小于方案1的直杆。也就是说，方案2和方案3中的第一曲形杆在y方向更容易弯曲。
[0065]
从上表及图7可以看出，在z方向的m＝5n/mm的弯矩作用下，方案1的连接杆在z方向的最大变形量为2.7mm，方案2的连接杆在z方向的最大变形量为5.4mm，方案3的连接杆在z方向的最大变形量为6.7mm。因此，在z方向的抗弯能力上，方案2的圆弧相等的第一曲形杆、方案3的圆弧不等的第一曲形杆明显小于方案1的直杆。也就是说，方案2和方案3中的第一曲形杆在z方向更容易弯曲。
[0066]
从上表及图8、图9可以看出，在y方向的m＝5n/mm弯矩作用下，方案 2中的圆弧虽然能分散变形，但圆弧部位局部呈现应力不均匀分布的现象。方案3的应力分布比方案2的应力分布更加均匀。方案2的圆弧相等的第一曲形杆的最大应力为525mpa,方案3的圆弧不等的第一曲形杆的最大应力为 445mpa。可见，采用圆弧不等的设计可以降低y方向弯曲的应力最大值，提高第一曲形杆在y方向弯曲时应力分布的均匀性。
[0067]
从上表及图10可以看出，在z方向的m＝5n/mm弯矩作用下，方案3的应力分布比方案二的应力分布更加均匀，方案2的圆弧相等的第一曲形杆的最大应力为493mpa,方案3的圆弧不等的第一曲形杆的最大应力为467mpa。可见，采用圆弧不等的设计可以提高第一曲形杆在z方向弯曲时应力分布的均匀性。
[0068]
综上所述，方案2、方案3中的第一曲形杆具有与方案1中的直杆相近的抗轴向拉伸能力，该能力可以避免瓣膜支架与主动脉支架之间的轴向移位和扭转；方案3中的圆弧不等的第一曲形杆相比方案2中的圆弧相等的第一曲形杆具有更弱的抗弯曲能力，其能更有效的适应瓣膜支架与主动脉支架之间角度的解剖特性。由于圆弧不等的结构设计，相比方案2，无论是y方向还是z 方向上，方案3的第一曲形杆的变形更大，但是最大应变更小，受力更均匀，因此抗疲劳性能增加。
[0069]
进一步地，可以将上述曲形杆应用于本实用新型实施方式提供的血管支架的升主动脉支架中，以为本实用新型实施方式提供的血管支架中的升主动脉支架的支架环提供半
刚性连接，提高血管支架中升主动脉支架的弯曲柔顺性，使血管支架中的升主动脉支架更加贴合弯曲的升主动脉，并且，增加升主动脉支架的锚定力，避免渗透。
[0070]
在本实用新型的一些实施方式中，如图11所示，本实用新型实施方式提供的血管支架中升主动脉支架包括多个支架环11和支架环连接部12，其中，支架环11适于与升主动脉的血管内壁贴合并支撑所述升主动脉，多个支架环 12沿升主动脉支架的轴向间隔设置。支架环连接部12设置在相邻支架环11之间，用于连接所述多个支架环11中的相邻支架环。多个支架环11与支架环连接部12一体切割而成，不同构件之间不存在相对位移，相比于通过绞接、缠绕等来连接离散构件而言，本实施方式提供的升主动脉支架的不同构件之间不存在磨损，其抗疲劳性增加。
[0071]
在本实用新型的一种实施方式中，支架环连接部12包括沿周向间隔设置的多个第二曲形杆121，第二曲形杆121为半刚性连接件，其在生理载荷条件下既能够承受和传递弯矩，又能够传递轴向力。第二曲形杆121由诸如镍钛合金的弹性材料制成，并设置为曲形。第二曲形杆121的两端分别与相邻的两个支架环连接，以为相邻的两个支架环提供半刚性连接，使所述升主动脉支架沿升主动脉的弯曲结构弯曲。
[0072]
具体地，第二曲形杆121可以包括一个波浪形的曲形部(即波浪形曲形部)，该波浪形曲形部沿其长度方向波浪形延伸，波峰和波谷交替出现，波峰波谷所在的平面面向升主动脉支架的轴心，其内部可以套接其他支架。波峰、波谷的大小可以彼此相同，也可以彼此不同。大小彼此不同波峰、波谷设计可以使第二曲形杆更易于弯曲，弯曲时应力分布更加均匀。
[0073]
进一步地，波浪形曲形部可以为半圆波浪形，其波峰和波谷均为半圆形圆弧，多个半圆形圆弧首尾相连。在一种实施方式中，可以将多个半圆形圆弧的半径设置为彼此相等。在另一种实施方式中，可以将多个半圆弧的半径设置为彼此不相等，以进一步提高升主动脉支架的弯曲柔顺性，降低弯曲时的应力集中。例如，可以将多个半圆弧的半径设置为从第二曲形杆121的中部向其两端部逐渐减小。
[0074]
本实施方式通过半刚性的第二曲形杆121来连接相邻支架环11，可以在提高升主动脉支架弯曲柔顺形的同时增加升主动脉支架的锚定力，降低升主动脉支架移位的风险。并且，通过设置多个支架环11，并通过第二曲形杆 121来连接相邻支架环，可以使升主动脉支架吸收升主动脉拉伸、压缩产生的位移。
[0075]
本实施方式中的第二曲形杆包括一个波浪形曲形部，在其他实施方式中，第二曲形杆可以包括多个波浪形曲形部，多个波浪形曲形部相互连接，其中一个波浪形曲形部的波峰与另一个波浪形曲形部的波谷相连接。例如，两个半圆形曲形部可以交错形成s形曲形部。
[0076]
在本实用新型的实施方式中，支架环连接部还可以包括沿周向间隔设置的多个第三曲形杆122，所述第三曲形杆122可以沿血管支架的径向向内部凹陷。例如，第三曲形杆可以包括一个半圆形圆弧，该半圆形圆弧可以设置为凹向支架环连接部的内部，并且，该半圆形圆弧所在的平面可以设置为与支架环连接部的径向重合。第三曲形杆122的抗弯刚度小于第二曲形杆121，其更容易拉伸、弯曲及扭转。采用第三曲形杆122来连接连接相邻支架环，可以使升主动脉支架更加易于弯曲。
[0077]
上述实施方式的第二曲形杆和第三曲形杆结合使用，在可选的实施方式中，第二
曲形杆和第三曲形杆可以分别单独使用。也就是说，支架连接部可以仅包括第二曲形杆，也可以仅包括第三曲形杆，还可以既包括第二曲形杆又包括第三曲形杆。
[0078]
例如，可以仅使用第二曲形杆来连接升主动脉支架中的所有相邻支架环，以提高升主动脉支架的锚定牢固性，便于升主动脉支架的内部套接其他支架。并且，在使用时，可以根据升主动脉的弯曲结构来设置支架连接部的位置及其中的第二曲形杆的波浪形曲形部的长度以及波浪形曲形部的数目，以使升主动脉支架各部位的抗弯曲刚度适应升主动脉的弯曲结构，从而使升主动脉支架更加贴合升主动脉的弯曲。
[0079]
又例如，可以仅使用第三曲形杆来连接升主动脉支架中的所有相邻支架环，以使升主动脉支架获得更高的弯曲柔顺形。
[0080]
再例如，可以在升主动脉支架近心端的相邻支架环之间使用第三曲形杆连接，在升主动脉支架其他位置的相邻支架环之间使用第二曲形杆连接，以兼顾升主动脉支架的锚定牢固度和弯曲柔顺形，使升主动脉支架的近心端更加易于弯曲及扭转，升主动脉支架的其他部位便于套接其他支架。
[0081]
事实上，第二曲形杆与第一曲形杆的结构基本相同，第三曲形杆可以看作是其波浪形曲形部仅包括一个圆弧的第一曲形杆，只不过第三曲形杆与第二曲形杆波峰波谷所在的平面的朝向不同。本实用新型实施方式提供的第二曲形杆和第三曲形杆的抗拉伸、抗压缩、抗弯曲性质与第一曲形杆基本相同，其抗拉伸、抗压缩、抗弯曲性质可以参见前述第一曲形杆的描述。
[0082]
由于本实用新型实施方式提供的升主动脉支架的柔顺性比较好，在本实用新型的一种实施方式中，升主动脉支架外侧的覆膜可以采用弹性覆膜，以适应升主动脉支架的弯曲。
[0083]
本领技术人员应当理解，以上所公开的仅为本实用新型的实施方式而已，当然不能以此来限定本实用新型之权利范围，依本实用新型实施方式所作的等同变化，仍属本实用新型权利要求所涵盖的范围。