用于治療血管缺損的絲狀裝置的制作方法

本國際申請要求享有2014年4月14日提交的美國臨時申請序列No.61/979,416和2014年12月17日提交的美國臨時申請序列No.62/093,313的優先權，并且也是2014年8月14日提交的美國申請序列No.14/459,638的部分繼續申請，其全部的公開內容整個通過參考包含于此以用于所有目的。
技術領域：
本文的裝置和方法的實施例涉及阻斷哺乳動物體內流過管狀脈管或流入囊狀腔的小內腔室中或血管缺損中的流體流。更具體地，本文的實施例涉及用于治療患者的血管缺損的裝置和方法，其包括具體地涉及治療患者的腦動脈瘤的某些實施例。
背景技術：
：哺乳動物的循環系統包含可充當泵的心臟，以及將血液輸送到體內各個點的血管系統。由于流動的血液對血管施加力，導致血管可能發展出多種血管缺損。一種稱為動脈瘤的常見的血管缺損是由血管的異常加寬所引起的。典型地，血管動脈瘤的形成是由血管壁變窄接著血管壁鼓脹和擴張所致。例如，如果動脈瘤存在于腦動脈內，則動脈瘤會破裂并引起顱內出血，而可以導致死亡。用于治療腦動脈瘤的手術技術典型地涉及開顱術，所述開顱術需要在患者的顱骨中產生開口，通過所述開口，外科醫生可以插入儀器以對患者的腦部直接進行操作。對于一些手術方法，必須撥開(retracted)腦部以暴露出出現動脈瘤的載瘤血管。一旦接近了動脈瘤，則外科醫生就橫過動脈瘤的頸部放置夾鉗，由此防止動脈血進入動脈瘤。在正確放置夾鉗后，動脈瘤就將在數分鐘內被清除。手術技術可以有效治療多種動脈瘤。不幸的是，用于治療這些類型的病況的手術技術包括重大的侵入性手術程序，這常常需要在麻醉狀態下持續較長的時間，將給患者帶來較高風險。因而，這樣的程序要求患者具有大體上良好的身體狀況，以便成為此類程序的候選人。各種可替代的且侵入性較小的程序已被用于治療腦動脈瘤，而無需采用大型外科手術。某些這樣的程序涉及將栓堵或填充材料遞送到動脈瘤中。這樣的血管阻塞裝置或材料的遞送可以用于促進止血或完全填滿動脈瘤腔。血管阻塞裝置可以典型地經由導管放入人體的脈管系統內，以通過形成栓塞物而阻斷流過具有動脈瘤的血管的血流，或在源于所述血管的動脈瘤內形成這種栓塞物。已知各種可植入的、線圈型的血管阻塞裝置。這樣的裝置的線圈本身可以形成為二次線圈(secondarycoil)形狀或多種更為復雜的二次形狀中的任一個。血管阻塞線圈通常用于治療腦動脈瘤，但有若干限制，包括較差的填充密度、由來自血液流動的流體動壓力引起的壓縮、寬頸動脈瘤中的穩定性不良、以及其部署的復雜性和難度，這是因為使用該方法的大部分動脈瘤治療都需要部署多個線圈。不需要侵入性外科手術治療動脈瘤的另一種方法涉及將套管或支架橫過出現動脈瘤的區域放置到血管中。這樣的裝置維持通過血管的血流，而同時減小施加到動脈瘤內部的壓力。一些類型的支架通過使球囊導管脹大而擴張到合適的尺寸，其稱為球囊可擴張支架，而其它支架被設計成以自擴張的方式彈性地擴張。某些支架典型地用稱為移植物的、由聚合材料制成的套管覆蓋以形成支架-移植物。支架及支架-移植物一般通過遞送導管遞送到與血管缺損相鄰的預選位置。在腦動脈瘤的治療中，由于可能無意中阻塞會靠近正治療的血管缺損的小穿支血管，所以已經看到覆蓋的支架或支架-移植物是使用非常有限的。另外，當前未覆蓋的支架通常不足以作為獨立治療。為了使支架配合穿過用在小腦血管中的微導管，通常減小支架的密度，以便當擴張時僅少量的支架結構橋接動脈瘤頸。因而，所述支架不能充分地阻斷流動而引起動脈瘤中的血液凝固，并且從而一般與血管阻塞裝置(例如以上論述的線圈)組合使用以實現動脈瘤阻塞。已經嘗試了具有跨缺損部分或區域的許多動脈瘤頸橋接裝置；然而，這些裝置中沒有一個已經具有臨床成功或使用的重大舉措。這些裝置的采用及臨床有用性的主要限制在于無法定位跨缺損部分以確保覆蓋動脈瘤頸。可與神經血管相容(即，可通過微導管遞送且具有高度柔性)的現有支架遞送系統不具有必要的旋轉定位能力。現有技術中描述的許多動脈瘤橋接裝置的另一限制在于較差的柔性。腦血管是曲折的，并且需要高度的柔性來有效遞送到腦中的大多數動脈瘤位置。已經需要的是用于在較小且曲折的血管中遞送和使用的裝置和方法，其可以基本阻斷血液流入諸如腦動脈瘤的動脈瘤中，降低了無意的動脈瘤破裂或血管壁損壞的風險。另外，已經需要的是借助目前的成像技術可容易地看到的裝置，目前的成像技術例如是X-射線、熒光透視、核磁共振成像和類似技術。技術實現要素：用于治療患者的血管系統的裝置的一個實施例包括自擴張式彈性可滲透外殼，所述自擴張式彈性可滲透外殼具有受徑向約束的細長狀態、擴張的狀態以及被機織在一起的多個細長細絲，所述受徑向約束的細長狀態配置成用于在導管管腔內遞送，所述擴張的狀態相對于受徑向約束的狀態呈球狀的且縱向縮短的構型，所述多個細長細絲限定可滲透外殼的腔體并且所述多個細長細絲包括相對于細絲的總數目至少約40％的復合細絲，所述復合細絲包括高強度的材料和高度不透射線的材料。用于治療患者的血管系統的裝置的一個實施例包括自擴張式彈性可滲透外殼，所述自擴張式彈性可滲透外殼具有受徑向約束的細長狀態、擴張的狀態以及被機織在一起的多個細長細絲，所述受徑向約束的細長狀態配置成用于在導管管腔內遞送，所述擴張的狀態相對于受徑向約束的狀態呈球狀的且縱向縮短的構型，多個細絲具有總橫截面積并且還限定可滲透外殼的腔體，并且所述多個細絲包括至少某些復合細絲，所述復合細絲包括高強度的材料和高度不透射線的材料，并且其中，所述高度不透射線的材料的總橫截面積是介于所述多個細長細絲的總橫截面積的約11％和約30％之間。在本發明的另一個實施例中，說明了一種用于治療腦動脈瘤的裝置。該裝置包括植入物，所述植入物包括機織的編織網狀物。植入物具有帶轂的近側端部、遠側端部和從近側端部延伸到遠側端部的縱向軸線。植入物具有遠側區、近側區和過渡區(transitionregion)，所述過渡區定位成與植入物的縱向軸線基本垂直并且在遠側區和近側區之間延伸。植入物當展開時也具有擴張的構型。擴張的植入物具有最大直徑區，所述最大直徑區從遠側區的近側部分通過過渡區延伸到近側區的遠側部分。另外，在遠側區的近側部分內的孔隙的直徑大于在近側區的遠側部分中的所有孔隙。在本發明的又一個實施例中，說明了一種用于使用上述裝置治療腦動脈瘤的方法。該方法包括提供一種植入物，所述植入物包括機織的編織網狀物(wovenbraidedmesh)，所述植入物具有帶轂的近側端部、遠側端部和從近側端部延伸到遠側端部的縱向軸線。植入物具有遠側區、近側區和過渡區，所述過渡區定位成與植入物的縱向軸線基本垂直并且在遠側區和近側區之間延伸。植入物當展開時也具有擴張的構型。擴張的植入物具有最大直徑區，所述最大直徑區從遠側區的近側部分通過過渡區延伸到近側區的遠側部分。另外，在遠側區的近側部分內的孔隙的直徑大于在近側區的遠側部分中的所有孔隙。植入物以較低型態的受徑向約束的狀態在微導管內前進到大腦動脈內的感興趣區。植入物在腦動脈瘤內展開，其中，遠側和近側可滲透外殼擴張到其擴張的形狀。微導管在展開植入物之后從感興趣區撤回。遠側區的近側部分中的孔隙的直徑大于300μm，可替代地介于約300μm和約900μm之間，可替代地介于約300μm至約700μm之間，可替代地介于約300μm至約500μm之間。近側區的遠側部分中的孔隙的直徑小于200μm，可替代地介于約50μm和約200μm之間，可替代地介于約50μm至約200μm之間，可替代地介于約50μm至約150μm之間，并且可替代地介于約100μm至約200μm之間。過渡區可以具有近似為1000μm的高度，可替代地具有介于約500μm至約1500μm之間的高度，可替代地具有介于約750μm至約1250μm之間的高度。過渡區可以具有近似為植入物的總高度的約0.5％至約20％的高度，可替代地具有植入物的總高度的約1％至約15％的高度，可替代地具有植入物的總高度的約1％至約10％的高度，并且可替代地具有植入物的總高度的約3％至約8％的高度。在本發明的又一個實施例中，說明了一種用于治療腦動脈瘤的裝置。該裝置包括支撐結構，所述支撐結構具有第一端部、第二端部和從第一端部延伸到第二端部的編織式細長柔性細絲。支撐結構具有較低型態的受徑向約束的狀態和擴張的狀態，所述擴張的狀態相對于受徑向約束的狀態軸向地縮短。擴張的狀態具有區段，所述區段具有基本管狀形狀，所述區段具有第一區、過渡帶(transitionzone)和第二區。細長柔性細絲通過轂被聚集在第一端部處。擴張的狀態的第一區包括由第一區中的編織式細長柔性細絲限定的多個孔隙，多個孔隙中的每個孔隙都具有直徑。過渡帶與第一區緊接相鄰，并且包括由過渡帶中的編織式細長柔性細絲限定的多個孔隙，多個孔隙中的每個孔隙都具有直徑。第二區與過渡帶緊接相鄰并且位于支撐結構的過渡帶和第一端部之間。第二區具有由第二區中的編織式細長柔性細絲限定的多個孔隙，多個孔隙中的每個孔隙都具有直徑。與第一區相鄰的過渡帶中的孔隙的直徑大于與第二區相鄰的過渡帶中的孔隙的直徑。第一區內的孔隙的直徑大于第二區中的多個孔隙中的每個的直徑。在本發明的又一個實施例中，說明了一種用于使用上述裝置治療腦動脈瘤的方法。該方法包括提供一種植入物，所述植入物具有支撐結構，所述支撐結構具有第一端部、第二端部和從第一端部延伸到第二端部的編織式細長柔性細絲。支撐結構具有較低型態的受徑向約束的狀態和擴張的狀態，所述擴張的狀態相對于受徑向約束的狀態軸向地縮短。擴張的狀態具有區段，所述區段具有基本管狀形狀，所述基本管狀形狀具有第一區、過渡帶和第二區。細長柔性細絲通過轂被聚集在第一端部處。擴張的狀態的第一區包括由第一區中的編織式細長柔性細絲限定的多個孔隙，多個孔隙中的每個孔隙都具有直徑。過渡帶與第一區緊接相鄰，并且包括由過渡帶中的編織式細長柔性細絲限定的多個孔隙，多個孔隙中的每個孔隙都具有直徑。第二區與過渡帶緊接相鄰并且位于支撐結構的過渡帶和第一端部之間。第二區具有由第二區中的編織式細長柔性細絲限定的多個孔隙，多個孔隙中的每個孔隙都具有直徑。與第一區相鄰的過渡帶中的孔隙的直徑大于與第二區相鄰的過渡帶中的孔隙的直徑。第一區內的孔隙的直徑大于第二區中的多個孔隙中的每個的直徑。植入物以較低型態的受徑向約束的狀態在微導管內前進到大腦動脈內的感興趣區。植入物在腦動脈瘤內展開，其中，遠側和近側可滲透外殼擴張到其擴張的形狀。微導管在展開植入物之后從感興趣區撤回。基本管狀形狀貫穿所述區段具有基本相同的直徑。細長柔性細絲可以從第一端部到第二端部具有恒定的直徑。第一區中的孔隙的直徑可以大于300μm，可替代地介于約300μm和約900μm之間，可替代地介于約300μm至約700μm之間，可替代地介于約300μm至約500μm之間。第二區中的孔隙的直徑可以小于200μm，可替代地介于約50μm和約200μm之間，可替代地介于約50μm至約200μm之間，可替代地介于約50μm至約150μm之間，并且可替代地介于約100μm至約200μm之間。過渡帶可以具有近似為1000μm的高度，可替代地具有介于約500μm至約1500μm之間的高度，可替代地具有介于約750μm至約1250μm之間的高度。過渡帶可以具有近似為擴張的裝置的總高度的約0.5％至約20％的高度，可替代地具有擴張的裝置的總高度的約1％至約15％的高度，可替代地具有擴張的裝置的總高度的約1％至約10％的高度，并且可替代地具有擴張的裝置的總高度的約3％至約8％的高度。細長柔性細絲可以包括鎳鈦諾，例如，鎳鈦諾線材。細長柔性細絲還可以是拉制填充管細絲。拉制填充管細絲可以包括鎳鈦諾和高度不透射線的材料，例如，鉑、鉑合金、金或鉭。細長柔性細絲還可以是鎳鈦諾線材和拉制填充管的混合物。細長柔性細絲可以具有介于約0.0005英寸至約0.002英寸之間的橫向尺寸，可替代地具有介于約0.00075英寸至0.00125英寸之間的橫向尺寸。編織式細長柔性細絲可以包括第一細絲和第二細絲，所述第一細絲和第二細絲中的每個都具有橫向尺寸。第一細絲的橫向尺寸可以小于第二細絲的橫向尺寸。支撐結構包括介于約76個至216個之間的細絲。細長柔性細絲可以通過額外的轂被聚集在第二端部處，所述額外的轂可以是不透射線的。額外的轂可以在擴張的狀態中在第二端部處凹陷。或者，細長柔性細絲可以不被聚集在第二端部處，使得第二端部是開口的。在又一個實施例中，說明了一種用于治療腦動脈瘤的裝置。該裝置包括支撐結構，所述支撐結構具有第一端部、第二端部和從第一端部延伸到第二端部的編織式細長柔性細絲。支撐結構具有較低型態的受徑向約束的狀態和擴張的狀態，所述擴張的狀態相對于受徑向約束的狀態軸向地縮短。擴張的狀態具有區段，所述區段具有基本管狀形狀，所述基本管狀形狀具有第一區、過渡帶和第二區。細長柔性細絲通過轂被聚集在第一端部處。第一區的柔性細絲限定多個孔隙。限定每個孔隙的細絲被布置在第一菱形中，每個孔隙都具有由第一區的編織式細長柔性細絲限定的第一直徑。過渡帶與第一區緊接相鄰，并且包括限定多個孔隙的柔性細絲，每個孔隙都具有由編織式細長柔性細絲限定的直徑。與過渡帶緊接相鄰的第二區的柔性細絲位于支撐結構的過渡帶和第一端部之間。第二區的細絲限定多個孔隙，其中，限定每個孔隙的細絲被布置在第二菱形中，每個孔隙都具有由第二區的編織式細長柔性細絲限定的第二直徑。當在6點鐘位置處的角最接近第一端部時，第一菱形限定在3點鐘位置處的角β1。當在6點鐘位置處的角最接近第一端部時，第二菱形限定在3點鐘位置處的角β2。角β1大于角β2。在本發明的又一個實施例中，說明了一種用于使用上述裝置治療腦動脈瘤的方法。該方法包括提供支撐結構，所述支撐結構具有第一端部、第二端部和從第一端部延伸到第二端部的編織式細長柔性細絲。支撐結構具有較低型態的受徑向約束的狀態和擴張的狀態，所述擴張的狀態相對于受徑向約束的狀態軸向地縮短。擴張的狀態具有區段，所述區段具有基本管狀形狀，所述基本管狀形狀具有第一區、過渡帶和第二區。細長柔性細絲通過轂被聚集在第一端部處。第一區的柔性細絲限定多個孔隙。限定每個孔隙的細絲被布置在第一菱形中，每個孔隙都具有由第一區的編織式細長柔性細絲限定的第一直徑。過渡帶與第一區緊接相鄰，并且包括限定多個孔隙的柔性細絲，每個孔隙都具有由編織式細長柔性細絲限定的直徑。與過渡帶緊接相鄰的第二區的柔性細絲位于支撐結構的過渡帶和第一端部之間。第二區的細絲限定多個孔隙，其中，限定每個孔隙的細絲被布置在第二菱形中，每個孔隙都具有由第二區的編織式細長柔性細絲限定的第二直徑。當在6點鐘位置處的角最接近第一端部時，第一菱形限定在3點鐘位置處的角β1。當在6點鐘位置處的角最接近第一端部時，第二菱形限定在3點鐘位置處的角β2。角β1大于角β2。植入物以較低型態的受徑向約束的狀態在微導管內前進到大腦動脈內的感興趣區。植入物在腦動脈瘤內展開，其中，遠側和近側可滲透外殼擴張到其擴張的形狀。微導管在展開植入物之后從感興趣區撤回。具有基本管狀形狀的區段貫穿所述區段具有基本相同的直徑。角β1可以介于約35°和65°之間，可替代地介于約45°和55°之間。角β2可以介于約25°和45°之間，可替代地介于約30°和40°之間。細長柔性細絲從第一端部到第二端部具有恒定的直徑。過渡帶可以具有近似為1000μm的高度，可替代地具有介于約500μm至約1500μm之間的高度，可替代地具有介于約750μm至約1250μm之間的高度。過渡帶可以具有近似為擴張的裝置的總高度的約0.5％至約20％的高度，可替代地具有擴張的裝置的總高度的約1％至約15％的高度，可替代地具有擴張的裝置的總高度的約1％至約10％的高度，并且可替代地具有擴張的裝置的總高度的約3％至約8％的高度。細長柔性細絲可以包括鎳鈦諾，例如，鎳鈦諾線材。細長柔性細絲還可以是拉制填充管細絲。拉制填充管細絲可以包括鎳鈦諾和高度不透射線的材料，例如，鉑、鉑合金、金或鉭。細長柔性細絲還可以是鎳鈦諾線材和拉制填充管的混合物。細長柔性細絲可以具有介于約0.0005英寸至約0.002英寸之間的橫向尺寸，可替代地具有介于約0.00075英寸至0.00125英寸之間的橫向尺寸。編織式細長柔性細絲可以包括第一細絲和第二細絲，所述第一細絲和第二細絲中的每個都具有橫向尺寸。第一細絲的橫向尺寸可以小于第二細絲的橫向尺寸。支撐結構包括介于約76個至216個之間的細絲。細長柔性細絲可以通過額外的轂被聚集在第二端部處，所述額外的轂可以是不透射線的。額外的轂可以在擴張的狀態中在第二端部處凹陷。或者，細長柔性細絲可以不被聚集在第二端部處，使得第二端部是開口的。在本發明的又一個實施例中，說明了一種形成管狀編織物的方法。該方法包括以下步驟，將多個細長彈性細絲加載到從盤的中心垂直延伸的心軸上，所述盤限定平面和圓周邊緣。多個細絲被加載成使得每個細絲都從心軸朝向盤的圓周邊緣徑向地延伸并且在與相鄰的接合點分隔開距離d的獨立的接合點處接合盤的圓周邊緣。初始張力Ti1繼而被施加在第一子集的細絲中的每個上并且初始張力Ti2被施加在第二子集的細絲上。在多個細絲和心軸上放置有具有重量W1的加重結構，所述加重結構具有比在心軸上的多個細絲的型面略大的內徑。第一子集的細絲與多個致動器接合。多個致動器被操作成使所接合的細絲沿著大致徑向的方向越過盤的圓周邊緣運動到徑向位置。多個致動器或盤中的至少一者被轉動，由此使第二子集的細絲和第一子集的細絲相對于彼此轉動地位移離散的距離并且使第一子集的細絲交叉在第二子集的細絲上。多個致動器被操作成使第一子集的細絲沿著大致徑向的方向朝向盤的圓周邊緣運動，其中，第一子集中的每個細絲都在與其前一個接合點相距圓周距離的接合點處接合盤的圓周邊緣。第二子集的細絲繼而被接合。多個致動器被操作成使所接合的細絲越過盤的圓周邊緣運動到徑向位置。多個致動器或盤中的至少一者被轉動，由此使第二子集的細絲和第一子集的細絲相對于彼此轉動地位移離散的距離并且使第二子集的細絲交叉在第一子集的細絲上。多個致動器被操作成使第二子集的細絲沿著大致徑向的方向朝向盤的圓周邊緣運動，其中，第二子集中的每個細絲都在與其前一個接合點相距圓周距離的接合點處接合盤的圓周邊緣。以上步驟被重復以形成具有多個孔隙的管狀編織物的第一部分，所述第一部分中的多個孔隙中的每個孔隙都具有直徑。加重結構繼而被替換或改變，以便使與重量W1不同的重量W2被施加在多個細絲和心軸上。以上步驟在重量W2下被重復以繼續形成具有多個孔隙的管狀編織物的第二部分，所述第二部分中的多個孔隙中的每個孔隙都具有直徑。第一部分中的多個孔隙的平均直徑與第二部分中的多個孔隙的平均直徑不同。該方法還可以包括以下步驟，將多個細長彈性細絲的端部緊固在管狀編織物的第一端部處。管狀編織物的至少部分被變形。管狀編織物可以借助基本剛性的工具被維持在至少部分變形的狀態中。至少部分變形的管狀編織物可以升高超過臨界溫度，在所述臨界溫度處在細長彈性細絲中發生明顯的分子再取向。管狀編織物可以繼而下降到臨界溫度以下。基本剛性的工具可以繼而被移除。初始張力Ti1等于初始張力Ti2，施加到子集的細絲的初始張力可以相等。可以通過將多個第一張緊元件聯接到第一子集的細絲來施加初始張力Ti1。類似地，可以通過將多個第二張緊元件聯接到第二子集的細絲來施加初始張力Ti2。還可以通過將重量添加到第一子集的細絲和第二子集的細絲中的每者來施加二次張力Ts1。多個第一張緊元件可以是重物。可以通過將重量從第一子集的細絲和第二子集的細絲中的每者移除來施加二次張力Ts1。加重結構W1可以大于W2。或者，W1可以小于W2。心軸可以沿著基本豎直的方向延伸。W1可以是W2的至少1.5倍大。W1可以是至少263克。W1和W2每個都可以是介于約25克和約1600克之間，可替代地介于約50克和約500克之間，可替代地介于約87克和約263克之間。第一部分具有第一編織密度BD1，并且第二部分具有第二編織密度BD2。BD1可以與BD2不同。第一編織密度BD1可以介于約0.10和0.15之間。第二編織密度BD2可以大于第一編織密度BD1。第二編織密度BD2可以處于第一編織密度BD1的約1.25倍至約5.0倍的范圍內，可替代地處于第一編織密度BD1的約1.50倍至約2.0倍的范圍內，可替代地處于第一編織密度BD1的約0.15倍至約0.40倍的范圍內，可替代地處于第一編織密度BD1的約0.17倍至約0.30倍的范圍內。第二部分中的多個孔隙的平均直徑可以是200μm或更小，可替代地介于約50μm至約200μm之間，可替代地介于約100μm至約200μm之間。第一部分中的多個孔隙的平均直徑可以大于200μm，可替代地大于250μm，大于300μm，大于400μm，可替代地介于約250μm至約500μm之間，可替代地介于約300μm至約600μm之間。在本發明的又一個實施例中，說明了一種形成管狀編織物的方法。該方法包括以下步驟，將每個都具有第一端部和第二端部的多個細長彈性細絲加載到從盤的中心垂直延伸的堞形心軸組件上，所述盤限定平面和圓周邊緣。堞形心軸組件包括凸形帽，所述凸形帽在第一端部處由圓柱形城垛狀結構包圍，圓柱形城垛狀結構具有由多個柱狀物分離的多個狹槽，以便使每個細絲的中間部分都橫過凸形帽定位并且穿過第一狹槽和第二狹槽。多個細絲的第一端部和第二端部中的每個都從堞形心軸組件朝向盤的圓周邊緣徑向地延伸并且在與相鄰的接合點分隔開距離d的獨立的接合點處接合盤的圓周邊緣。初始張力Ti1被施加在第一子集的細絲中的每個上，并且初始張力Ti2被施加在第二子集的細絲上。在多個細絲和心軸上放置有加重結構，所述加重結構具有比在心軸上的多個細絲的型面略大的內徑，加重結構具有重量W1。第一子集的細絲與多個致動器接合。多個致動器被操作成使所接合的細絲沿著大致徑向的方向越過盤的圓周邊緣運動到徑向位置。多個致動器或盤中的至少一者被轉動，由此使第二子集的細絲和第一子集的細絲相對于彼此轉動地位移離散的距離并且使第一子集的細絲交叉在第二子集的細絲上。多個致動器被操作成使第一子集的細絲沿著大致徑向的方向朝向盤的圓周邊緣運動，其中，第一子集中的每個細絲都在與其前一個接合點相距圓周距離的接合點處接合盤的圓周邊緣。第二子集的細絲繼而被接合。多個致動器被操作成使所接合的細絲越過盤的圓周邊緣運動到徑向位置。多個致動器或盤中的至少一者被轉動，由此使第二子集的細絲和第一子集的細絲相對于彼此轉動地位移離散的距離并且使第二子集的細絲交叉在第一子集的細絲上。多個致動器被操作成使第二子集的細絲沿著大致徑向的方向朝向盤的圓周邊緣運動，其中，第二子集中的每個細絲都在與其前一個接合點相距圓周距離的接合點處接合盤的圓周邊緣。以上步驟被重復以形成具有多個孔隙的管狀編織物的第一部分，所述第一部分中的多個孔隙中的每個孔隙都具有直徑。該方法還可以包括以下步驟，替換或改變加重結構，以便使與重量W1不同的重量W2被施加在多個細絲和心軸上。以上步驟在重量W2下被重復以繼續形成具有多個孔隙的管狀編織物的第二部分，所述第二部分中的多個孔隙中的每個孔隙都具有直徑，其中，所述第一部分中的多個孔隙的平均直徑與所述第二部分中的多個孔隙的平均直徑不同。圓柱形城垛狀結構圍繞堞形心軸組件延伸360°。第一狹槽可以定位成與第二狹槽成近似180°。或者，第一狹槽可以定位成與第二狹槽成小于90°。或者，第一狹槽可以定位成與第二狹槽成介于30°和160°之間。圓柱形城垛狀結構可以具有至少18個狹槽。在又一個實施例中，說明了一種用于治療動脈瘤的裝置。該裝置包括自擴張式彈性可滲透外殼，其具有近側端部、遠側端部和縱向軸線。可滲透外殼包括多個細長彈性細絲，所述多個細長彈性細絲具有編織結構，所述多個細長細絲中的每個都具有第一端部、中心區段和第二端部。多個細絲的第一端部和第二端部被緊固在可滲透外殼的近側端部處。可滲透外殼是單層的編織式細長彈性細絲。可滲透外殼具有受徑向約束的細長狀態，其配置成用于在微導管內遞送。可滲透外殼還具有擴張的松弛狀態，其相對于受徑向約束的狀態呈球狀的且軸向縮短的構型，其中，所述多個細長細絲中的每個的中心區段都穿過可滲透外殼的遠側區。在本發明的又一個實施例中，說明了一種用于使用上述裝置治療腦動脈瘤的方法。該方法包括提供裝置，所述裝置包括自擴張式彈性可滲透外殼，其具有近側端部、遠側端部和縱向軸線。可滲透外殼包括多個細長彈性細絲，所述多個細長彈性細絲具有編織結構，所述多個細長細絲中的每個都具有第一端部、中心區段和第二端部。多個細絲的第一端部和第二端部被緊固在可滲透外殼的近側端部處。可滲透外殼是單層的編織式細長彈性細絲。可滲透外殼具有受徑向約束的細長狀態，其配置成用于在微導管內遞送。可滲透外殼還具有擴張的松弛狀態，其相對于受徑向約束的狀態呈球狀的且軸向縮短的構型，其中，所述多個細長細絲中的每個的中心區段都穿過可滲透外殼的遠側區。該裝置以較低型態的受徑向約束的狀態在微導管內前進到大腦動脈內的感興趣區。該裝置在腦動脈瘤內展開，其中，遠側和近側可滲透外殼擴張到其擴張的形狀。微導管在展開該裝置之后從感興趣區撤回。多個細長細絲可以不一起緊固在可滲透外殼的遠側端部處。多個細絲包括具有至少兩個不同的橫向尺寸的細絲。多個細絲可以包括鎳鈦諾，例如，鎳鈦諾線材。細絲還可以是拉制填充管。細絲中的至少某些可以是由可生物吸收的材料制成的可生物吸收的細絲，所述可生物吸收的材料例如是PGLA、PGA或PLLA。可滲透外殼的遠側端部可以由多個圈制成，所述多個圈由單個細絲形成。可滲透外殼的近側端部可以由多個圈構成，所述多個圈由單個細絲形成。該裝置可以在近側端部處具有開口。該開口可以具有至少一毫米的直徑。該開口可以構造成允許微導管通過。可滲透外殼的至少部分可以用生長因子涂覆，例如，CE34抗體。該裝置可以任選地具有可滲透層，所述可滲透層具有近側端部、遠側端部和縱向軸線，所述可滲透層包括多個細長彈性細絲，所述多個細長彈性細絲具有編織結構，所述可滲透層布置在可滲透外殼的內部或外部。該裝置可以僅是遞送到動脈瘤的植入物，即，沒有栓塞材料放置在可滲透外殼內。或者，可滲透外殼的至少部分可以構造成包含有栓塞材料。對于具有開口的近側端部的上述裝置，植入物或可滲透外殼可以僅是遞送到(用于治療)動脈瘤的裝置。任選地，諸如栓塞線圈的額外的裝置還可以遞送到動脈瘤(例如，放置在植入物或可滲透外殼內)。附圖說明圖1是用于治療患者的血管系統的裝置的實施例的正視圖，并且多個箭頭指示向內的徑向力。圖2是由兩個簡易支撐物支撐的橫桿的正視圖，并且多個箭頭指示施加到橫桿上的力。圖3是用于治療患者的血管系統的裝置的實施例的底部透視圖。圖4是圖3的用于治療患者的血管系統的裝置的正視圖。圖5是沿圖4中的線5-5取得的圖4的裝置的橫向截面圖。圖6示出沿圖4中的線6-6取得的圖4的裝置的縱向截面圖。圖7是從圖5中所示的圓圈部分7取得的機織細絲結構的放大圖。圖8是從圖6中所示的圓圈部分8取得的機織細絲結構的放大圖。圖9是圖3的裝置的近側端視圖。圖10是由圖6中的線10-10所指示的圖6中的裝置的近側轂部分的橫向截面圖。圖11是遞送導管的遠側端部的部分截面的正視圖，在所述遞送導管的遠側端部中布置有處于塌陷的受約束的狀態中的、圖3的用于治療患者的血管系統的裝置。圖12是遞送裝置或致動器的遠側部分的正視圖，其示出裝置的某些內部結構。圖13是在內部結構上添加有某些管狀元件的圖12的遞送裝置的正視圖。圖14是在適當位置中具有外部線圈及標記的圖13的遞送裝置的遠側部分的正視圖。圖15是遞送裝置的近側部分的正視圖。圖16示出用于治療患者的血管系統的裝置的細絲構型的實施例。圖17是由導管引導鞘、微導管和可釋放地固定到遞送裝置或致動器的遠側端部的用于治療患者的血管系統的裝置接入患者的示意圖。圖18是頂端動脈瘤的截面圖。圖19是動脈瘤的截面圖。圖20是由垂直箭頭顯示的動脈瘤的截面的示意圖，所述垂直箭頭指示動脈瘤的內部標稱縱向和橫向尺寸。圖21是圖20的動脈瘤的截面的示意圖，用虛線表示用于治療患者的血管系統的裝置的輪廓，所述裝置處于未受約束的松弛狀態中，在動脈瘤的壁的外側橫向地延伸。圖22是在圖21中由虛線所表示的且在動脈瘤內處于展開的部分受約束的狀態中的裝置的輪廓的截面的示意圖。圖23至圖26示出用于治療患者的血管系統的裝置的展開順序。圖27是以傾斜角度在動脈瘤內展開的、用于治療患者的血管系統的裝置的實施例的部分截面的正視圖。圖28是在不規則形狀的動脈瘤內展開的、用于治療患者的血管系統的裝置的實施例的部分截面的正視圖。圖29示出在血管缺損動脈瘤內展開的、用于治療患者的血管系統的裝置的截面的正視圖。圖30示出具有由一組虛線指示的密封區實施例的、用于治療患者的血管系統的裝置的實施例的近側透視圖。圖31至圖35示出編織圖案的各種不同的實施例，所述編織圖案可以為用于治療患者的血管系統的裝置的可滲透外殼所使用。圖36示出用于治療患者的血管系統的裝置，其在該裝置的可滲透外殼結構中包括非結構性纖維。圖37是被機織到可滲透外殼結構的細絲中的非結構性纖維的放大圖。圖38是用于以所示的編織處理開始來制造編織式管狀構件的心軸的正視圖，所述編織式管狀構件是用于構造用于治療患者的血管系統的裝置的實施例。圖39是用于制造裝置的編織式管狀構件的編織處理的正視圖。圖40是夾具的實施例的部分截面的正視圖，所述夾具用于對用于制造用于治療患者的血管系統的裝置的編織式管狀構件熱定型。圖41是夾具的實施例的部分截面的正視圖，所述夾具用于對用于制造用于治療患者的血管系統的裝置的編織式管狀構件熱定型。圖42是示出在患者的血管系統的動脈瘤內的血液流動的截面的正視圖。圖43是用于治療患者的血管系統的裝置的實施例的部分截面的正視圖。圖44是用于治療患者的血管系統的裝置的實施例的部分截面的正視圖。圖45是用于治療患者的血管系統的裝置的實施例的正視圖。圖46是用于治療患者的血管系統的裝置的實施例的部分截面的正視圖。圖47表示描繪治療之前的動脈瘤的血管造影的圖像。圖48示出在治療后十分鐘(10)的圖47的動脈瘤。圖49是復合細絲實施例的截面的透視圖。圖50A示出編織式管狀構件。圖50B是圖50A的編織式管狀構件的詳細視圖。圖50C是將編織式管狀構件以二維方式描繪為一系列單獨的菱形模塊。圖50D是來自圖50C的一系列菱形模塊的單個菱形模塊。圖51示出用于在根據本發明的編織式管狀構件中編織多個細絲的編織裝置的實施例。圖52示出用于在根據本發明的編織式管狀構件中編織多個細絲的編織裝置的另一個實施例。圖53是圖52的編織裝置的截面的平面圖，其示出加載有多個細絲的編織機器。圖54A示出在被構建在圖52中所示的實施例的心軸上的管狀編織物上的隨動件重量。圖54B是具有第一重量W1的圖54A的編織裝置的上部分的細節。圖54C是具有第一重量W2的圖54A的編織裝置的上部分的細節。圖54D是管狀編織物的截面的細節。圖55是用于治療患者的血管系統的裝置的實施例的正視圖。圖56是用于治療患者的血管系統的裝置的實施例的正視圖。圖57是在動脈瘤內展開的、圖55的用于治療患者的血管系統的裝置的實施例。圖58是在動脈瘤內展開的、圖56的用于治療患者的血管系統的裝置的實施例。圖59是用于治療患者的血管系統的裝置的實施例的正視圖。圖60是用于治療患者的血管系統的裝置的實施例的正視圖。圖61是用在圖58和圖59的裝置的實施例的編織處理中的堞形心軸組件。圖62是圖61的堞形心軸組件的截面圖。圖63A至圖63C示出加載圖61的堞形心軸組件以用于圖59的裝置的編織處理的方法。圖63D示出用于加載圖61的堞形心軸組件的可替代的實施例。圖63E是用于治療患者的血管系統的裝置的實施例的透視圖。圖63F是用于治療患者的血管系統的裝置的實施例的透視圖。圖63G是用于治療患者的血管系統的裝置的實施例的透視圖。圖64A至圖64B示出加載圖61的堞形心軸組件以用于圖60的裝置的編織處理的方法。圖65是用于治療患者的血管系統的裝置的實施例的正視圖。圖66示出圖65的裝置的近側端部。圖67是正通過微導管遞送到動脈瘤中的圖65的實施例。圖68是緊接在從遞送設備拆卸之前的圖65的實施例。圖69是在從遞送設備拆卸之后的圖65的實施例。圖70是在重新定位微導管期間的圖65的實施例。圖71是在遞送栓塞材料期間的圖65的實施例。圖72示出用于形成自定義網狀裝置的工具作業。圖73是用于形成自定義網狀裝置的方法。圖74是在動脈瘤內展開的、用于治療患者的血管系統的網狀裝置的實施例。圖75是用于治療患者的血管系統的裝置的實施例的正視圖。具體實施方式本文論述的是用于治療血管缺損的裝置和方法，其適于微創地在患者的血管系統內并且尤其在患者的大腦血管系統內展開。為了將這種實施例安全地且有效地遞送到所需的治療部位并且有效地展開，某些裝置實施例可以配置成用于塌陷到較低型態的受約束的狀態，所述較低型態的受約束的狀態具有適于通過微導管的內管腔進行遞送并且從其遠側端部展開的橫向尺寸。這些裝置的實施例一旦展開就可以維持具有足夠機械完整性的臨床上有效的構型，以便在患者的血管系統內隨著時間的推移承受動態力，否則所述動態力會導致展開的裝置壓實。還會期望的是某些裝置實施例在手術程序過程期間急性地阻塞患者的血管缺損，以便向治療醫生提供關于治療的成果的較即時的反饋。本領域的技術人員將應當理解，除非另作陳述，否則各種實施例的特征中的一個或多個可以用在其它實施例中。某些實施例尤其適用于通過重建血管壁以完全地或部分地隔離血管缺損與患者的血液流動來治療腦動脈瘤。某些實施例可以配置成在血管缺損內展開以促進血管壁的重建、橋接或兩者，從而治療血管缺損。對于這些實施例中的某些而言，所述裝置的可滲透外殼可以配置成將所述可滲透外殼錨定或固定在臨床上有益的位置。對于某些實施例而言，所述裝置可以全部或部分地布置在血管缺損內，以便相對于血管結構或缺損錨定或固定所述裝置。可滲透外殼可以配置成跨越血管缺損的開口、頸部或其它部分，以便隔離血管缺損或其部分與患者的標稱血管系統，由此允許缺損愈合或以其它方式使缺損對于患者健康帶來的風險減到最小。對于本文論述的用于治療患者的血管系統的裝置的實施例中的某些或全部而言，可滲透外殼可以配置成允許一些血液最初灌注穿過可滲透外殼。可滲透外殼的孔隙率可以配置成充分地隔離血管缺損，以便促進缺損的愈合及隔離，但允許足夠的初始血流通過可滲透外殼，以便減小或以其它方式最小化在膜上由血管系統內的血液或其它流體的動態流對裝置施加的機械力。對于用于治療患者的血管系統的裝置的某些實施例而言，僅需要可滲透外殼的跨越血管缺損的開口或頸部的一部分(有時稱為跨缺損部分)是可滲透的和/或是對患者血流中的血栓形成有益的。對于這種實施例，所述裝置的不跨越血管缺損的開口或頸部的那部分可以是基本不可滲透的，或是具有過大的孔隙或開口構型以致不能有效地促進血栓形成的完全可滲透形式。一般來說，在某些情況下，會期望使用具有由彈性材料制成的可滲透外殼的中空的薄壁裝置，其可以被約束到較低型態以在患者體內遞送。這種裝置還可以配置成在去除約束之后徑向向外擴張，使得所述裝置的外殼呈現出較大的體積且在血管缺損內展開，以填充或以其它方式阻塞該血管缺損。所述外殼的徑向向外擴張可以用來接合血管缺損的內表面中的某些或全部，借此所述裝置的可滲透外殼的外表面與血管缺損的內表面之間的機械摩擦有效地將所述裝置錨定在血管缺損內。這種裝置的某些實施例還可以部分地或完全地以機械方式被捕獲在血管缺損的腔內，尤其在所述缺損具有狹窄頸部部分及較大內部體積時。為了實現用于遞送的較低型態和體積以及為了能夠具有較高的體積擴張比，某些裝置實施例包括由機織或編織細絲構成的基體，所述機織或編織細絲通過交織(interwoven)結構聯接在一起，從而形成自擴張式可滲透外殼，其在細絲的聯接點或相交點之間具有基本有規律間隔開的且穩定的孔隙或開口圖案，同時仍然允許一致性及體積約束。如本文所使用的，術語機織和編織可以互換使用，這意味著使細絲形成網狀結構的任何機織形式。在紡織品及其它工業中，取決于產品或應用，例如物品是制成薄片形式還是圓柱形式，這些術語可以具有不同的或更具體的含義。出于本發明的目的，這些術語可互換使用。對于某些實施例而言，對于可以在腦動脈瘤的血管內治療中實現所需臨床效果的用于治療患者的血管系統的機織或編織線阻塞裝置，三個因素會是關鍵的。我們已發現，為了在某些應用中有效使用，會期望的是植入裝置具有足夠的徑向剛度以用于穩定、有限的孔隙尺寸以用于接近完全的急性(程序內)阻塞、以及足夠小的塌陷型態以用于允許插入通過微導管的內管腔。在某些情況下，具有比某一閾值低的徑向剛度的裝置會是不穩定的，并且會出現非所需的運動和在血管系統的錯誤區域形成栓塞的較高風險。編織或機織結構中的細絲交點之間的較大孔隙會不產生血栓且在急性環境下會不阻塞血管缺損，并且從而無法向治療醫生或保健專家提供流動破壞將導致對正治療的血管缺損的完全且持久的阻塞的這種臨床反饋。為了以治療醫生習慣的方式接入并且通過曲折的腦血管系統，會尤其期望的是通過標準微導管遞送用于治療患者的血管系統的裝置。對于某些實施例，會期望的是使用具有兩種或兩種以上不同直徑或橫向尺寸的細絲來形成可滲透外殼，以便生產出如下文更加詳細論述的所需構型。兩種細絲(兩種不同的直徑)機織的裝置的徑向剛度可以表達為細絲數量與其直徑的函數，如下所示：S徑向＝(1.2×106lbf/D4)(N1d14+Nsds4)其中，S徑向是徑向剛度，單位為磅力(lbf)，D是裝置直徑(橫向尺寸)，Nl是較大細絲的數量，Ns是較小細絲的數量，dl是較大細絲的直徑，單位為英寸，并且ds是較小細絲的直徑，單位為英寸。使用該表達式，對于具有特定臨床價值的某些實施例而言，徑向剛度S徑向可以介于約0.014lbf力與0.284lbf力之間。在某些實施例中，徑向剛度S徑向可以介于約0.015lbf和約0.065lbf之間。在某些實施例中，徑向剛度S徑向可以在約50％的變形處測量。對于用于治療患者的血管系統的機織線裝置的某些有用的實施例所期望的是裝置的跨越血管缺損的頸部或開口的一部分中的最大孔隙尺寸可以表達為所有細絲的總數、細絲直徑和裝置直徑的函數。當使用兩種或兩種以上細絲直徑或橫向尺寸時，在與裝置尺寸相比一個或多個細絲尺寸極小的某些情況下，可以忽略細絲尺寸之間的差異。對于二絲狀裝置(即，由兩種不同尺寸的細絲所制成的裝置)，可以使用最小的細絲直徑來計算。因此，用于這種實施例的最大孔隙尺寸可以表達如下：Pmax＝(1.7/NT)(πD-(NTdw/2))其中，Pmax是平均孔隙尺寸，D是裝置直徑(橫向尺寸)，NT是所有細絲的總數，并且dw是細絲的直徑(最小)，單位為英寸。在某些實施例中，使用該表達式，裝置的跨血管缺損開口或頸的一部分或者裝置的任何其它適當部分的最大孔隙尺寸Pmax可以小于約0.016英寸或約400微米。在某些實施例中，裝置的跨缺損部分或任何其它適當部分的最大孔隙尺寸可以小于約0.012英寸或約300微米。在某些實施例中，裝置的跨缺損部分或任何其它適當部分的最大孔隙尺寸可以小于約0.008英寸或約200微米。兩種細絲(具有兩種不同細絲直徑的型態)編織的絲狀裝置的塌陷型態可以表達為以下函數：Pc＝1.48((Nldl2+Nsds2))1/2其中，Pc是所述裝置的塌陷型態，Nl是較大細絲的數量，Ns是較小細絲的數量，dl是較大細絲的直徑，單位為英寸，并且ds是較小細絲的直徑，單位為英寸。使用該表達式，對于具有特定臨床價值的某些實施例而言，塌陷型態Pc可以小于約1.0mm。在具有特定臨床價值的某些實施例中，所述裝置可以構造成具有在上文論述的范圍內的以上所有三個因素(S徑向、Pmax及Pc)；同時地，S徑向介于約0.014lbf與0.284lbf之間或介于約0.015lbf和約0.065lbf之間，Pmax小于約300微米，并且Pc小于約1.0mm。在某些這樣的實施例中，所述裝置可被制成為包括約70個細絲到約300個細絲。在某些情況下，所述細絲可以具有約0.0004英寸至約0.002英寸的外部橫向尺寸或直徑。在某些情況下，細絲可以具有約0.0005英寸至約0.0015英寸的外部橫向尺寸或直徑，可替代地具有約0.00075英寸至約0.00125英寸的外部橫向尺寸或直徑。如所論述，用于治療患者的血管系統的裝置的某些實施例需要調整所述裝置的尺寸為接近(或尺寸略大于)血管部位的尺寸，以填充所述血管部位。可以假設的是將裝置按比例縮放到較大尺寸且使用較大的細絲將滿足裝置的這種較大實施例的要求。然而，對于腦動脈瘤的治療，徑向塌陷的裝置的直徑或型態受導管尺寸限制，所述導管尺寸可以在腦部的較小、曲折的血管內有效地通過。此外，由于使用具有給定尺寸或厚度的給定或固定數目的彈性細絲來制成的裝置較大，在細絲的接合部之間的孔隙或開口相應地變得較大。另外，對于給定細絲尺寸，細絲的并從而所述結構的撓曲模量或剛度隨著裝置尺寸增大而降低。撓曲模量可以被定義為應力與應變的比率。因而，如果在給定力下應變(撓度)較低，則可以認為裝置具有較高的撓曲模量或是較硬的。也可以認為較硬的裝置具有較低的順應性(compliance)。為了適當地配置較大尺寸的用于治療患者的血管系統的裝置，會有用的是對當在具有比處于松弛的無約束狀態中的裝置的標稱直徑或橫向尺寸小的直徑或橫向尺寸的血管部位或缺損(例如，血管或動脈瘤)中展開裝置時施加于所述裝置上的力建立模型。如所論述，在某些情況下，可取的是使裝置“尺寸過大”，以便在所述裝置的外表面與血管壁的內表面之間存在殘留的力。圖1中示意性示出了由尺寸過大所引起的施加于裝置10上的向內的徑向力，圖中的箭頭12表示向內的徑向力。如圖2中所示，施加于圖1中的裝置的細絲14上的這些壓縮力可被模型化為具有如由圖中的箭頭18所示的分布的負荷或力的簡易支撐橫桿16。從以下關于具有兩個簡易支撐物20和分布的負荷的橫桿的撓度的等式可以看到，撓度為長度L的4次方的函數：橫桿的撓度＝5FL4/384EI其中，F＝力，L＝橫桿的長度，E＝楊氏模量，并且I＝轉動慣量。因而，隨著裝置的尺寸增大及L增大，順應性基本增大。因此，當將裝置10插入到血管部位(例如，血管或動脈瘤)中時，對于給定量的裝置壓縮或尺寸過大而言，由裝置10的細絲14的外表面對抗約束力而施加的向外的徑向力較低。該力在某些應用中對于確保裝置穩定性和降低裝置移動及潛在的遠側端部栓塞形成的風險較為重要。在某些實施例中，可以利用較小細絲尺寸及較大細絲尺寸的組合來制成具有所需徑向順應性且還具有配置成配合穿過常用微導管的內管腔的塌陷型態的裝置。與全部以較小細絲制成的裝置相比，甚至以少量相對較大細絲14制造的裝置也可以提供減小的徑向順應性(或增大的剛度)。由于在不增大細絲的總橫截面積情況下由直徑增大引起的轉動慣量的變化，甚至相對少量的較大細絲也可以提供彎曲剛度的大幅增加。圓線材或細絲的轉動慣量(I)可以由以下等式定義：I＝πd4/64其中，d是線材或細絲的直徑。由于轉動慣量是細絲直徑的四次方的函數，所以直徑的較小變化會極大地增加轉動慣量。因而，細絲尺寸的較小變化會對給定負荷下的撓度且隨之對裝置的順應性有巨大的影響。因而，在裝置10的塌陷型態的橫截面積沒有大幅增大的情況下，剛度可以增大了顯著的量。由于制成較大的裝置實施例以治療較大的動脈瘤，這會是尤為重要的。雖然較大腦動脈瘤可能相對罕見，但是因為與較小動脈瘤相比，醫生當前可用的某些栓塞裝置具有相對較差的效果，所以其提出了一項重要的治療學挑戰。照此，可以使用具有許多不同直徑(例如，2種、3種、4種、5種或更多種不同直徑)或橫向尺寸的細絲14的組合來形成用于治療患者的血管系統的裝置的某些實施例。在使用兩種不同直徑的細絲的裝置實施例中，某些較大的細絲實施例可以具有約0.001英寸到約0.004英寸的橫向尺寸，并且某些較小的細絲實施例可以具有約0.0004英寸和約0.0015英寸的橫向尺寸或直徑，更明確地說，約0.0004英寸到約0.001英寸的橫向尺寸或直徑。較大細絲的數目與較小細絲的數目的比率可以在約2到12之間，并且還可以在約4到8之間。在某些實施例中，較大細絲與較小細絲之間的直徑或橫向尺寸方面的差異可以小于約0.004英寸，更明確地說，小于0.0035英寸，并且甚至更明確地說，小于0.002英寸。如上文大致論述，使所有線材或細絲都滿足本文所述的各種關系的參數不會總是必要的。當相對大量的細絲被用于不同的結構時，這一點尤其正確。在某些情況下，當可滲透外殼或內部結構的大多數細絲滿足尺寸約束時，細絲結構可滿足本文所述的關系約束。如上文所述，用于治療患者的血管系統的裝置實施例10可以包括形成用作可滲透外殼的結構的多個線材、纖維、線狀物、管或其它絲狀元件。對于某些實施例，可以由這樣的細絲通過連接或緊固管狀編織結構的端部來形成球狀形狀。對于這種實施例，編織或機織結構的密度可以固有地在匯集了線材或細絲14的端部處或附近增大，并且在布置于可滲透外殼40的近側端部32與遠側端部34之前的中間部分30處或附近減小。對于某些實施例，可滲透外殼40的一端或任何其它合適部分可以定位在血管缺損(例如動脈瘤)的開口或頸部中以用于治療。照此，具有可滲透外殼的編織或機織絲狀裝置可以不需要添加具有與所述可滲透外殼的標稱部分的性質不同的性質的單獨跨缺損結構以實現血管缺損的止血及阻塞。可以通過編織、機織或其它合適的細絲制造技術來制造這種絲狀裝置。這種裝置實施例可以定形成例如本文所述的多種三維形狀。例如，例如在共同擁有的2013年8月18日提交的、題名為“BraidingMechanismandMethodsofUse”的美國專利公布No.2013/0092013中所討論的任何合適的編織機構實施例或編織方法實施例可以用于構造本文公開的裝置實施例，所述美國專利公布的整個內容通過參考包含于此。參見圖3至圖10，示出用于治療患者的血管系統的裝置10的實施例。裝置10包括自擴張式彈性可滲透外殼40，其具有近側端部32、遠側端部34、縱向軸線46，并且進一步包括多個細長彈性細絲14，如圖5、圖7及圖18中更詳細地示出，所述細長彈性細絲14包括具有至少兩種不同的橫向尺寸的較大細絲48和較小細絲50。細絲14具有機織結構且在其近側端部60和遠側端部62處相對于彼此緊固。所述裝置的可滲透外殼40具有受徑向約束的細長狀態，所述受徑向約束的細長狀態配置成用于在微導管61(如圖11中所示)內遞送，其中細機織細絲14沿著細絲的長度彼此徑向相鄰地從近側端部42縱向延伸到遠側端部44。如圖3紙圖6中所示，可滲透外殼40還具有擴張的松弛狀態，所述擴張的松弛狀態相對于所述受徑向約束的狀態呈球狀的且縱向縮短的構型。在擴張的狀態下，機織細絲14在近側端部32與遠側端部34之間從裝置的縱向軸線46沿徑向擴張的平滑路徑形成自擴張式彈性可滲透外殼40。細絲14的機織結構包括在機織細絲之間形成在可滲透外殼40中的多個開口64。對于某些實施例，所述開口64中的最大開口可以配置成允許血液僅以比血栓形成的閾速度低的速度流過所述開口。血栓形成的閾速度已經至少在某種程度上定義為當血管移植物在患者的血管系統內展開時多于50％的移植物表面被血栓覆蓋時的時間平均速度。在動脈瘤阻塞的情況下，略微不同的閾值可為合適的。因此，如本文中所使用的血栓形成閾速度應當包括在患者的血管系統內展開裝置(例如裝置10)時所述裝置內或裝置上發生凝血而使得進入通過所述裝置治療的血管缺損中的血液流動在不到約1小時內或者在治療程序期間基本被堵塞時的速度。在某些情況下，在將足量的對比劑已經注射到患者的血管系統中植入部位的上游且在其從所述部位消散時進行觀察之后，進入血管缺損的對比劑極少會指示進入血管缺損中的血液流動被堵塞。所述在不到約1小時內或在植入程序持續時間期間血流的持續堵塞也會稱為血管缺損的急性阻塞。照此，一旦裝置10展開，流過可滲透外殼的任何血液隨即可以減緩到低于血栓形成閾速度的速度，并且將開始在可滲透外殼40中的開口上及所述開口周圍形成血栓。最終，該過程可以配置成在展開裝置10的血管缺損內產生急性阻塞。對于某些實施例，至少可滲透外殼40的遠側端部具有呈外翻式構型的反向彎曲部，使得細絲14的緊固的遠側端部62在處于擴張的狀態中的標稱可滲透外殼結構或輪廓內軸向地撤回。對于某些實施例，可滲透外殼的近側端部進一步包括呈外翻式構型的反向彎曲部，使得細絲14的緊固的近側端部60在處于擴張的狀態中的標稱可滲透外殼結構40內軸向地撤回。如本文中所使用，術語外翻可以包括如圖3至圖6的裝置實施例中所示的外翻、部分外翻和/或經反向彎曲而凹陷的結構。對于這種實施例，布置在細絲14的端部60和端部62周圍的可滲透外殼或轂結構的細絲14的兩個端部可以在所述裝置的可滲透外殼的球狀周邊內或下方撤回。可滲透外殼40的細長彈性細絲14可以通過一個或多個方法(包括熔焊、焊接、粘結、環氧粘合或類似方法)在其近側端部60和遠側端部62處相對于彼此緊固。除了細絲的端部緊固在一起外，遠側轂66也可以緊固到可滲透外殼40的細絲14的遠側端部62，并且近側轂68緊固到可滲透外殼40的細絲14的近側端部60。近側轂68可以包括一種圓柱形部件，所述圓柱性部件向近側地延伸越過細絲的近側端部60，由此在近側轂68的近側部分內形成腔70。近側腔70可以用于固持粘合劑，例如環氧樹脂、焊料或任何其它合適的粘結劑，以用于緊固細長的可拆系鏈(elongatedetachmenttether)72，所述可拆系鏈72又會可拆卸地緊固到例如圖11至圖15中所示的遞送設備。對于某些實施例，可滲透外殼40的細長彈性細絲14可以具有基本圓形的橫截面，并且由超彈性材料(也可為形狀記憶金屬)制造。可滲透外殼40的細絲的形狀記憶金屬可以被熱定型成松弛的擴張狀態的球狀構型，如圖3至圖6中示出。合適的超彈性形狀記憶金屬可以包括合金，例如，NiTi合金及其類似物。這種合金的超彈性性質可用于使細長細絲14具有彈性，以便使所述細絲可熱定型成所示的完全受約束的球狀以用于在微導管的內管腔內遞送，并且繼而在患者體內展開之后即刻松開而自擴張回復成球狀構型的基本原始的熱定型形狀。在具有近側端部32和遠側端部34的可滲透外殼40處于擴張的松弛狀態中的情況下，裝置10可以具有外翻式細絲結構。對于所示實施例，可滲透外殼40具有基本封閉的構型。裝置10的可滲透外殼40中的某些或全部可以配置成在所述裝置展開成擴張狀態后在一段時期內基本堵塞或阻止流體流或壓力進入到血管缺損中或以其它方式隔離血管缺損。可滲透外殼40和裝置10通常還具有較低型態的、受徑向約束的狀態，如圖11中所示，呈細長管狀或圓柱形構型，其包括近側端部32、遠側端部34和縱向軸線46。當處于受徑向約束的狀態中時，可滲透外殼40的細長柔性細絲14可以在近側端部與遠側端部之間彼此基本平行且側面緊密相鄰地布置，從而形成基本管狀或壓縮的圓柱形構型。可滲透外殼40的至少某些細絲14的近側端部60可以緊固到近側轂68，并且可滲透外殼40的至少某些細絲14的遠側端部62可以緊固到遠側轂66，近側轂68和遠側轂66與縱向軸線46基本同軸布置，如圖4中示出。細絲14的端部可以通過上文關于將細絲端部彼此緊固所論述的方法(包括使用粘合劑、焊料、熔接及其類似物)中的任一者緊固到相應的轂66和68。在某些情況下，轂可以由高度不透射線的材料制成，例如，鉑、鉑合金(例如、90％鉑/10％銥)或金。如圖11所示，可滲透外殼40的中間部分30可以具有適于從微導管遞送的第一橫向尺寸及較低型態。對裝置10的徑向約束可以通過微導管的內管腔的內表面(例如所示的微導管61的遠側端部部分)來施加，或其可以在裝置10從導管的遠側端部排出時通過會以可控方式釋放的任何其它合適的機構來施加。在圖11中，裝置10的近側端部或轂68緊固到布置在裝置10的近側轂68處的遞送系統112的細長遞送設備110的遠側端部。具有編織或機織絲狀結構的某些裝置實施例10可以使用約10個細絲到約300個細絲14，更明確地說約10個細絲到約100個細絲14，并且甚至更明確地說約60個細絲到約80個細絲14來形成。可滲透外殼40的某些實施例可以包括從近側端部32延伸到遠側端部34的約70個細絲到約300個細絲，更明確地說從近側端部32延伸到遠側端部34的約100根到約200個細絲。對于某些實施例，細絲14可以具有約0.0008英寸到約0.004英寸的橫向尺寸或直徑。細長彈性細絲14在某些情況下可以具有約0.0005英寸到約0.005英寸，更明確地說約0.001英寸到約0.003英寸，并且在某些情況下約0.0004英寸到約0.002英寸的外部橫向尺寸或直徑。對于包括不同尺寸的細絲14的某些裝置實施例10，可滲透外殼40的較大細絲48可以具有約0.001英寸到約0.004英寸的橫向尺寸或直徑，并且較小細絲50可以具有約0.0004英寸到約0.0015英寸，更明確地說約0.0004英寸到約0.001英寸的橫向尺寸或直徑。此外，較小細絲50與較大細絲48之間的橫向尺寸或直徑的差異可以小于約0.004英寸，更明確地說，小于約0.0035英寸，并且甚至更明確地說，小于約0.002英寸。對于包括不同尺寸的細絲14的可滲透外殼40的實施例，可滲透外殼40的較小細絲50的數目比可滲透外殼40的較大細絲48的數目可以是約2比1到約15比1，更明確地說，約2比1到約12比1，并且甚至更明確地說，約4比1到約8比1。可滲透外殼40的擴張的松弛狀態(如圖4中所示)相對于受約束的狀態具有軸向縮短的構型，使得與處于受約束的狀態中相比近側轂68更接近于遠側轂66布置。轂66和轂68兩者與所述裝置的縱向軸線46基本同軸布置，并且每個絲狀元件14都在近側轂66與遠側轂68之間形成在每一端處都具有反向彎曲部的平滑的弧。對于某些實施例，處于展開的松弛狀態中的可滲透外殼40的近側轂66與遠側轂68之間的縱向間距可以是處于受約束的圓柱形狀態中的近測轂66與遠側轂68之間的縱向間距的約25％到約75％。近側端部32與遠側端部34之間的細絲14的弧可以配置成使得每個細絲14的中間部分都具有基本大于第一橫向尺寸的第二橫向尺寸。對于某些實施例，可滲透外殼40可以具有約0.2mm到約2mm的處于塌陷的受徑向約束的狀態中的第一橫向尺寸和約4mm到約30mm的處于松弛的擴張狀態中的第二橫向尺寸。對于某些實施例，處于擴張的狀態中的可滲透外殼40的第二橫向尺寸可以是第一橫向尺寸的約2倍到約150倍，更明確地說，是第一或受約束的橫向尺寸的約10倍或約25倍。處于松弛的擴張狀態中的可滲透外殼40的近側端部32與遠側端部34之間的縱向間距可以是處于受約束的圓柱形狀態中的近側端部32與遠側端部34之間的間距的約25％到約75％。對于某些實施例，處于松弛的擴張狀態中的可滲透外殼40的主要橫向尺寸可以是約4mm到約30mm，更明確地說，約9mm到約15mm，并且甚至更明確地說，約4mm到約8mm。如圖6中所示，可滲透外殼40的細絲14的弧形部分可以在可滲透外殼40的端部附近具有類似正弦曲線的形狀，其具有第一或外半徑88和第二或內半徑90。該類似正弦曲線或多曲線的形狀可以在近側端部32中提供凹面，所述凹面可減少對與血管缺損相鄰的載瘤血管中的流的阻塞。對于某些實施例，可滲透外殼40的第一半徑88與第二半徑90可以在約0.12mm與約3mm之間。對于某些實施例，近側端部32與遠側端部34之間的距離可以小于可滲透外殼40的總長度的約60％(對于某些實施例)。當裝置10在遠側端部34處遇到阻力時，該構型可以允許遠側端部34朝向近側端部32向下屈曲并且從而可以提供縱向適應性(conformance)。在某些實施例中，細絲14可經成形為使得在大于2mm的距離內沒有無曲率的部分。因而，對于某些實施例，每個細絲14都可以具有基本連續的曲率。該基本連續的曲率可以提供平滑的展開且可減少血管穿孔的風險。對于某些實施例，端部32或34中的一者收回或外翻的程度可以大于另一者，從而使一端在縱向上或軸向上比另一端更具適應性。對于某些實施例，可滲透外殼40的第一半徑88和第二半徑90可以在約0.12mm與約3mm之間。對于某些實施例，近側端部32與遠側端部34之間的距離可以大于擴張的可滲透外殼40的總長度的約60％。因而，內表面之間的最大縱向距離可以是裝置10的外表面的縱向長度或總長度的約60％到約90％。當裝置10在遠側端部處遇到阻力時，在近側端部32和遠側端部34處的轂66與轂68之間的間隙可以允許遠側轂66朝向近側轂68向下屈曲，從而提供縱向適應性。細絲14可經成形為使得在大于約2mm的距離內沒有無曲率的部分。因而，對于某些實施例，每個細絲14都可以具有基本連續的曲率。該基本連續的曲率可以提供平滑的展開且可減少血管穿孔的風險。遠側端部34收回或外翻的程度可以大于近側端部32，使得可滲透外殼40的遠側端部部分可以在軸向上比近側端部部分更具適應性。遠側端部部分的適應性可以使裝置更好地適應不規則形狀的動脈瘤或其它血管缺損。所述裝置的凸表面可向內屈曲，形成凹表面以符合血管部位的曲率。圖10示出布置在裝置10的近側轂68內的細絲14的放大圖，其中具有兩種不同尺寸的細絲14由近側轂68的外環約束且緊緊包裹。如圖6中所示，系鏈構件72可任選地布置在細絲14的中間部分內或與細絲14的近側端部60接近的近側轂68的腔70內。系鏈72的遠側端部可以被在其遠側端部中所形成的鏈結92緊固，所述鏈結92是以機械方式被捕獲在近側轂68的腔70中，所述腔70由近側轂68的近側肩部分94形成。系鏈72的打結的遠側端部92也可以借助機械壓縮、粘結、熔焊、焊接、銅焊或類似方法通過將系鏈72的遠側端部粘結或封裝于腔70內且任選地在細絲14的近側端部60之中來緊固。圖6中所示的系鏈實施例72的打結的遠側端部92以粘合劑封裝于近側轂68的腔中。該系鏈72可以是可溶解的、可割斷的或可釋放的系鏈，所述系鏈可以是如圖11及圖23至圖26中所示的用于展開裝置10的遞送設備110的一部分。圖10還示出布置在近側轂68內且由近側轂68約束的較大細絲48和較小細絲50，所述近側轂68可以配置成將較大細絲48和較小細絲50相對于彼此緊固在近側轂68的外環內的適當地方。圖7和圖8說明用于治療患者的血管系統的裝置10的可滲透外殼40的編織細絲14的某些配置實施例。在每個實施例中，編織結構被示出為布置在機織或編織結構的孔隙64內的圓形100，其中所述圓形100與每個相鄰的細絲區段接觸。孔隙開口尺寸可以至少部分地由編織物的細絲元件14的尺寸、細絲相對于彼此形成的角度重疊及每英寸編織結構的緯密來確定。對于某些實施例，網眼(cell)或開口64可以具有如圖7中所示的細長的基本呈菱形的形狀，并且如圖8中所示，可滲透外殼40的孔隙或開口64可以具有朝向裝置10的中間部分30基本更接近正方形的形狀。菱形的孔隙或開口64可以具有基本大于尤其在轂66和68附近的寬度的長度。在某些實施例中，對于某些網眼，菱形孔隙或開口的長度與寬度的比率可超過3比1的比率。菱形開口64可以具有大于寬度的長度，由此具有大于1的長寬比(定義為長度/寬度)。如圖7中所示，在轂66和68附近的開口64可以具有基本大于與所述轂相距較遠的開口的長寬比。與所述轂相鄰的開口64的長寬比可以大于約4比1。對于某些實施例，在最大直徑附近的開口64的長寬比可以在約0.75比1與約2比1之間。對于某些實施例，可滲透外殼40中的開口64的長寬比可以是約0.5比1到約2比1。對于某些實施例，由可以布置在可滲透外殼40的編織結構的開口64內且同時不會使開口64周圍的細絲14移位或變形的最大圓形100所界定的孔隙尺寸的尺寸范圍可以是約0.005英寸到約0.01英寸，更明確地說，約0.006英寸到約0.009英寸，甚至更明確地說，約0.007英寸到約0.008英寸。此外，在裝置10的可滲透外殼40的相鄰細絲14之間所形成的開口64中的至少某些可以配置成允許血液僅以低于血栓形成的閾速度的速度流過開口64。對于某些實施例，可滲透外殼結構40中的最大開口64可以配置成允許血液僅以低于血栓形成的閾速度的速度流過開口64。如上文所述，對于某些實施例，所述孔隙尺寸可以小于約0.016英寸，更明確地說，小于約0.012英寸。對于某些實施例，在相鄰的細絲14之間所形成的開口64可以是約0.005到約0.04英寸。參見圖12到圖15，更詳細地示出圖11的遞送系統112的遞送設備實施例110。如圖12中所示，設備110包括細長芯線114，所述細長芯線114從設備110的近側端部116延伸到設備110的遠側端部區段118。芯線114配置成提供足夠的斷裂強度來推動用于治療患者的血管系統的受約束的裝置10通過如圖11中所示的遞送系統112的微導管61的內管腔120。芯線114還具有足夠的抗拉強度以將裝置10從微導管61外側的位置撤回或向近側地收回且在軸向上進入微導管61的內管腔120內。如圖13中所示，從近側轂68向近側地延伸的系鏈72借助一定長度的可收縮管122緊固到芯線114的遠側端部，所述可收縮管122布置在系鏈72的一部分及芯線114的遠側區段上，并且在兩者上收縮，但是可以使用任何其它合適的緊固措施。電聯接到第一導體126和第二導體128的加熱線圈124布置在系鏈72的最遠側部分上。加熱線圈124還可以由布置在熱收縮管122的遠側的加熱線圈124上的一定長度的聚合物管130覆蓋，所述聚合物管130用來充當熱屏障且使從加熱線圈124泄漏到遞送設備110的周圍環境(例如患者的血流)中的熱減到最少。如圖13中所示，一旦熱收縮管122及絕熱聚合物管130已經被緊固到設備110的遠側區段118，就可修剪在熱收縮管122近側布置的系鏈72的近側部分。從遞送設備110的遠側端部134延伸到設備110的近側區段136的同心線圈(overcoil)132可以繼而被布置在加熱線圈124、芯線114、系鏈72、第一導體126和第二導體128上以將這些元件固持在一起，產生低摩擦力的外表面且維持遞送設備110的所需柔性。如圖15中所示，設備110的近側區段136包括布置于第一接觸138和第二接觸140的遠側的同心線圈132的近側端部，所述第一接觸138和第二接觸140圍繞芯線114的近側區段136沿圓周布置，與其隔離且分別電聯接到第一導體126和第二導體128。加熱線圈124可以配置成接收從電源142通過第一導體126和第二導體128供應的電流，所述電源142聯接到在設備110的近側區段136處的第一接觸138和第二接觸140。通過加熱線圈124的電流將所述加熱線圈加熱到高于系鏈材料72的熔點的溫度，由此在展開裝置10時即刻熔化系鏈72且將其割斷。遞送設備110的實施例通常可以具有大于將要用于遞送系統112的微導管61的總長度的長度。該關系允許遞送設備110連同緊固到其遠側端部的裝置10一起從微導管61的內管腔120的遠側端部端口延伸，同時具有足夠的長度從微導管61的近側端部150延伸(在下文論述的圖17中示出)，以使醫生能夠對其進行操縱。對于某些實施例，遞送設備110的長度可以是約170cm到約200cm。芯線114可以由任何合適的高強度的材料制造，例如不銹鋼、NiTi合金或類似物。芯線114的實施例可以具有約0.010英寸到約0.015英寸的外徑或橫向尺寸。同心線圈132可以具有約0.018英寸到約0.03英寸的外徑或橫向尺寸。雖然圖12到圖15中所示的設備實施例110由通過導體對的電能激活，但是使用通過光纖或任何其它合適布置的光能的類似配置可以用于遠程加熱遠側的加熱部件或元件(例如加熱線圈124)以割斷系鏈72的遠側部分。此外，本文中還論述且本文中并入有也可用于在本文所述的用于治療患者的血管系統的裝置實施例10中的任一個的其它遞送設備實施例。其它遞送和定位系統實施例可以提供以用于在不沿著遞送設備的整個長度轉移力矩的情況下在體內轉動用于治療患者的血管系統的裝置的能力。用于遞送和定位裝置10的某些實施例在共同擁有的國際申請No.PCT/US2008/065694中說明，該國際申請的整個內容通過參考包含于此。所述遞送和定位設備可以包括遠側轉動構件，所述遠側轉動構件允許轉動定位所述裝置。所述遞送和定位設備可以包括遠側轉動構件，所述遠側轉動構件在不沿著所述設備的整個長度傳輸力矩的情況下在體內轉動植入物。任選地，遞送系統還可以在不在近側端部與遠側可轉動端部之間的中間部分中傳輸力矩的情況下轉動植入物。所述遞送和定位系統可以可釋放地緊固到用于治療患者的血管系統的裝置的任何合適部分。本文所述的裝置實施例可以是可從任何合適的柔性、細長遞送設備或致動器(例如導絲或類似導絲的結構)釋放。裝置實施例從這種遞送設備的釋放可以通過熱機構(如上文所述)、電解機構、液壓機構、形狀記憶材料機構或在血管內植入物展開技術中已知的任何其它機構來激活。用于治療裝置的展開及釋放(例如在患者的血管系統內展開栓塞裝置或支架)的實施例可以包括將這種裝置經由可釋放的連接而連接到推進器或其它遞送設備部件的遠側部分。治療裝置10可以通過上文可稱為系鏈的絲狀系鏈72、細繩、線狀物、線材、縫合線、纖維或類似物可拆卸地安裝到所述設備的遠側部分。系鏈72可以是單絲、桿、絲帶、中空管或類似物的形式。系鏈的某些實施例可以具有介于約0.05mm與0.2mm之間的直徑或最大厚度。系鏈72可以配置成能夠經受在約0.5kg與5kg之間的最大拉伸負荷。對于某些實施例，由于展開的裝置10的質量可能基本大于某些栓塞裝置，使得某些已知的拆卸裝置會缺少足夠的抗拉強度，而無法用于本文所述的某些實施例。照此，對于具有大于約15牛頓的“斷裂負荷(loadatbreak)”的某些系鏈實施例，會期望的是使用強度非常高的較小纖維。對于某些實施例，可以使用由稱為迪尼瑪普提(DyneemaPurity)(可從荷蘭海爾倫的皇家帝斯曼集團(RoyalDSM)購得)的材料制成的系鏈。系鏈72可以通過輸入能量(例如電流)到加熱元件來割斷，由此引起治療裝置的釋放。對于某些實施例，所述加熱元件可以是具有較高電阻率的線卷(例如鉑鎢合金)。系鏈構件可以穿過加熱元件或定位成與所述加熱元件相鄰。所述加熱器可基本包含在遞送設備的遠側部分內以提供熱隔絕，由此降低拆卸期間對周圍組織造成熱損傷的可能性。在另一個實施例中，電流可以通過系鏈，所述系鏈也充當加熱元件。許多材料可以用于制造系鏈實施例72，包括聚合物、金屬和其復合物。適用于系鏈的一類材料包括聚合物，例如聚烯烴、聚烯烴彈性體(例如聚乙烯、聚酯(PET)、聚酰胺(尼龍)、聚氨酯、聚丙烯)、嵌段共聚物(例如PEBAX或Hytrel和乙烯-乙烯醇(EVA))；或類橡膠材料，例如硅酮、乳膠和科騰(Kraton)。在某些情況下，所述聚合物還可以使用輻射交聯以操縱其拉伸強度及熔化溫度。可以用于系鏈實施例的另一類材料可以包括金屬，例如鎳鈦合金(鎳鈦諾)、金、鉑、鉭和鋼。可以用于構造系鏈的其它材料包括全芳香族聚酯聚合物，所述全芳香族聚酯聚合物是可以提供高性能性質且具有高度惰性的液晶聚合物(LCP)。市售LCP聚合物是Vectran，其由可樂麗公司(KurarayCo.)(日本東京)生產。所述材料的選擇可以取決于熔化或軟化溫度、用于拆卸的動力及身體治療部位。所述系鏈可以通過卷曲、熔接、打結(knottying)、焊接、粘結或在本
技術領域：
中已知的其它方法連結到植入物和/或推進器。還應注意，對于細絲和近側轂構造(例如上文參照圖10詳細描述)的許多變型都可以用于供治療患者的血管系統的裝置10的有用實施例。圖16示出近側轂構型的橫向截面的放大圖。對于所示的實施例，細絲14布置在近側轂68或裝置10的端部部分內，其中細絲14由近側轂68的外環約束且緊緊地包裹。系鏈構件72可以布置在細絲14的中間部分內或布置在鄰近細絲14的近側端部60的近側轂68的腔內。該系鏈72可以是可溶解的、可割斷的或可釋放的系鏈，所述系鏈可以是如上文論述的用于展開裝置的釋放設備的一部分。圖16示出近側轂68的實施例的橫向截面，其示出可以通過轂68的內表面緊緊包裹和徑向約束的細絲的構型。在某些實施例中，由這種細絲14形成的可滲透外殼40的編織或機織結構可以使用較大數目的較小細絲來構造。細絲14的數目可以大于125且還可以在約80個細絲與約180個細絲之間。如上文所述，對于某些實施例，細絲14的總數目可以是約70個細絲到約300個細絲，更明確地說，約100個細絲到約200個細絲。在某些實施中，可滲透外殼40的編織結構可以使用兩種或兩種以上尺寸的細絲14來構造。舉例來說，所述結構可以具有若干較大細絲以提供結構支撐，并且具有若干較小細絲以提供所需孔隙尺寸及密度，并且從而提供流動阻力以在某些情況下實現血栓形成的閾速度。對于某些實施例，可滲透外殼40的較小細絲50可以具有約0.0006英寸到約0.002英寸(對于某些實施例)和約0.0004英寸到約0.001英寸(在其它實施例中)的橫向尺寸或直徑。較大細絲48可以具有約0.0015英寸到約0.004英寸(在某些實施例中)及約0.001英寸到約0.004英寸(在其它些實施例中)的橫向尺寸或直徑。細絲14可以平紋機織(即，一下一上結構)(圖7和圖8中示出)或互補機織(supplementaryweave)(一個以上經紗與一個或一個以上緯紗交織)的方式編織。緯密(pickcount)可以在每英寸約25與200緯數(PPI)之間變化。對于某些實施例，可滲透外殼40或其若干部分可以是多孔的且對于液體可以是高度可滲透的。與當在120mmHg的壓力下測量時通常具有低于2000ml/min/cm2的透水性的大多數血管假體織物或移植物相比，本文所述的某些實施例的可滲透外殼40可以具有大于約2000ml/min/cm2，在某些情況下大于約2500ml/min/cm2的透水性。對于某些實施例，當在120mmHg的壓力下測量時，可滲透外殼40或其若干部分的透水性可以在介于約2000ml/min/cm2與10000ml/min/cm2之間，更明確地說，約2000ml/min/cm2到約15000ml/min/cm2。裝置實施例及其組件可以包括金屬、聚合物、生物材料及其復合物。合適的金屬包括基于鋯的合金、鈷鉻合金、鎳鈦合金、鉑、鉭、不銹鋼、鈦、金及鎢。可能合適的聚合物包括，但不限于，丙烯酸系物、絲線、硅酮、聚乙烯醇、聚丙烯、聚乙烯醇、聚酯(例如，聚對苯二甲酸乙二酯或PET)、聚醚醚酮(PEEK)、聚四氟乙烯(PTFE)、聚碳酸酯聚氨酯(PCU)和聚氨酯(PU)。裝置實施例可以包括降解或被身體吸收或腐蝕的材料。可以使用生物可再吸收(例如，分解且被細胞、組織或身體內的其它機構吸收)或生物可吸收(類似于生物可再吸收)材料。或者，可以使用生物可腐蝕(例如，通過與周圍組織液接觸、通過細胞活性或其它生理降解機構隨著時間的推移腐蝕或降解)、生物可降解(例如，通過酶解或水解作用或身體內的其它機制隨著時間的推移而降解)或可溶解材料。這些術語中的每一個都可互換解釋。可能合適的生物可吸收材料包括聚乳酸(PLA)；聚(α-羥基酸)，例如聚左旋乳酸(PLLA)、聚右旋乳酸(PDLA)、聚乙交酯(PGA)；聚二氧雜環己酮；聚己內酯；聚葡萄糖酸酯；聚乳酸-聚氧化乙烯共聚物；改性纖維素；膠原蛋白；聚(羥基丁酸酯)；聚酐；聚磷酸酯；聚(氨基酸)；或相關的共聚物材料。可吸收復合纖維可以通過將由約18％的乙醇酸和約82％的乳酸的共聚物制成的強化纖維與由以上共聚物和約20％的聚己內酯(PCL)的摻合物所組成的基質材料組合來制成。在本文所述的合適裝置實施例10的任一個中，可滲透外殼40或本文所述的任何其它合適的可滲透外殼結構可以包括一個或多個固定元件或表面以促進所述裝置固定于血管或其它血管部位內。所述固定元件可包含吊鉤、倒鉤、突出物、孔隙、微觀特征、紋理(texturing)、生物粘合劑或其組合。支撐結構的實施例可以由去除了若干部分的金屬的管制造。材料的去除可以通過激光、電火花加工(EDM))、光化學蝕刻及傳統加工技術來進行。在所描述的實施例的任一個中，如在血管支架制造技術中，所述支撐結構可以使用多個線材來構造、從材料的片切割或蝕刻、從管切割或蝕刻或其組合。可滲透外殼實施例40可以至少部分由線材、絲帶或其它絲狀元件14形成。這些絲狀元件14可以具有圓形、橢圓形、卵形、正方形、矩形或三角形截面。可滲透外殼40還可以使用常規加工、激光切割、電火花加工(EDM)或光化學加工(PCM)來形成。如果可滲透外殼由金屬制成，則其可以由金屬管或片材形成。本文所述的裝置實施例10可以由遞送和定位系統112遞送且展開，所述遞送和定位系統112包括微導管61，例如在神經血管導航及治療技術中已知類型的微導管61。用于治療患者的血管系統的裝置實施例10可以通過管或其它徑向限制器(例如微導管61的內管腔120)彈性地塌陷并且被限制以用于遞送和展開。微導管61通常可以通過小切口152插入，接近周圍血管，例如股動脈或肱動脈。微導管61可以在熒光透視法下或通過其它合適引導方法從患者身體156外的位置經過導絲159遞送或以其它方式導航到所需治療部位154。在某些情況下，導絲159可以在這種程序期間去除，以允許將緊固到遞送系統112的遞送設備110的裝置10通過微導管61的內管腔120插入。圖17示出正在進行如圖18中示出的血管缺損160的治療的患者158的示意圖。導引鞘(accesssheath)162被示出為借助遞送系統112布置在患者158的橈動脈164或股動脈166內，所述遞送系統112包括布置在導引鞘162內的微導管61和遞送設備110。遞送系統112示出為向遠側地延伸到與患者腦中的血管缺損160相鄰的患者腦部的血管系統中。可以建立起到患者的多種血管(包括例如股動脈166、橈動脈164等動脈)的通路，以便實現到血管缺損160的經皮通路。一般來說，患者158可為外科手術做準備并且經由小外科切口152暴露導入動脈，并且通過使用塞丁格技術(Seldingertechnique)獲得到管腔的通路，所述塞丁格技術使用引導針放置線，一個擴張器或一系列擴張器在所述線上擴張血管，從而允許導管引導鞘162插入到所述血管中。這將允許經皮使用所述裝置。在導管引導鞘162處于適當位置中的情況下，繼而使用引導導管168來提供從入口部位到待治療的目標部位154附近的區域的安全通道。舉例來說，在治療人腦中的部位時，應選擇這樣的引導導管168，即，所述引導導管168應從在股動脈處的入口部位152延伸，向上穿過經由主動脈弓而在心臟周圍延伸的大動脈，并且下游穿過從主動脈(例如頸動脈170)的上側延伸的動脈之一。通常，導絲159和神經血管微導管61繼而通過引導導管168放置并且通過患者的血管系統前進，直到微導管61的遠側端部151布置在目標血管缺損160(例如動脈瘤)的附近或內部為止。用于神經血管使用的示例性導絲159包括由波士頓科學公司(BostonScientific)制造的以及由麥克維頓泰爾默公司(MicroVentionTerumo)制造的GlidewireGoldNeuro。典型的導絲尺寸可以包括0.014英寸和0.018英寸。一旦導管61的遠側端部151被定位在所述部位，這經常通過使用不透射線的標記材料及熒光透視法放置其遠側端部來實現，所述導管即可被清除。舉例來說，如果已經使用了導絲159定位微導管61，則導絲從導管61撤回并且繼而植入物遞送設備110通過微導管61前進。本文所述的裝置實施例10的遞送和展開可以通過首先將裝置10壓縮成如圖11中示出的受徑向約束且縱向柔性的狀態來執行。裝置10在微導管61內布置的同時可以繼而被遞送到所需治療部位154，并且繼而從微導管61的遠側端部151排出或以其它方式展開。在其它方法實施例中，微導管61可以首先經過導絲159或通過其它合適導航技術導航到所需治療部位154。微導管61的遠側端部可以被定位成使得微導管61的遠側端口朝向待治療的血管缺損160指引或布置在待治療的血管缺損160內，并且導絲159被撤回。緊固到合適遞送設備110的裝置10可以繼而受徑向約束，被插入到微導管61的內管腔120的近側部分中，并且通過內管腔120向遠側前進到血管缺損160。一旦布置在血管缺損160內，就繼而可以允許裝置10呈現出擴張的松弛或部分松弛狀態，其中所述裝置的可滲透外殼40跨越或部分跨越血管缺損160的一部分或整個血管缺損160。對于某些實施例，裝置10也可以通過施加能源來激活以在其從微導管61的遠側區段排出后呈現擴張的展開構型。一旦裝置10在所需治療部位154處展開，就可以繼而撤回微導管61。本文所述的用于治療患者的血管系統的裝置10的某些實施例可以針對治療患者的血管系統的特定類型的缺損。舉例來說，參見圖18，以截面圖示出通常稱為頂端動脈瘤的動脈瘤160。頂端動脈瘤通常在患者的血管系統中的分歧點處出現，在所述分歧點處來自供血血管的血液流動(由箭頭172指示)分裂成相互遠離指向的兩個或兩個以上分支血管。來自供血血管174(例如基底動脈)的主血液流有時沖擊血管分叉且動脈瘤囊形成的血管。頂端動脈瘤可以具有經良好界定的頸狀結構(在所述頸狀結構處動脈瘤160的型態在相鄰標稱血管型態處變窄)，但是其它頂端動脈瘤實施例可以具有界定不太明確的頸狀結構或沒有頸狀結構。圖19以截面圖示出典型的漿果型動脈瘤160，在所述漿果型動脈瘤160處，標稱血管區段的壁的一部分減弱且擴張成囊狀結構，鼓脹而離開標稱血管表面及型態。某些漿果型動脈瘤可以具有如圖19中示出的經良好界定的頸狀結構，但是其它漿果型動脈瘤可以具有界定不太明確的頸狀結構或根本沒有頸狀結構。圖19還示出某些任選使用的程序，在所述程序中支架173或其它類型的支撐物已在與動脈瘤相鄰的載瘤血管174中展開。也示出通過微導管61沉積到動脈瘤160中的栓塞材料176。可以在用于治療患者的血管系統的裝置10展開之前或之后以此方式展開支架173和栓塞材料176兩者或其中任一者。在用于治療患者的血管系統的裝置10遞送和展開之前，會期望的是治療醫生選擇合適尺寸的裝置10以優化治療效果。某些治療實施例可以包括估計待治療的血管部位或缺損160的體積以及選擇體積基本等于或尺寸略大于血管部位或缺陷160的體積的裝置10。待阻塞的血管缺損160的體積可以連同計算所選區域的體積的軟件一起使用三維血管造影術或其它類似成像技術來確定。尺寸過大的量可以在所測量的體積的約2％與15％之間。在某些實施例(例如形狀非常不規則的動脈瘤)中，會期望的是使裝置10的體積尺寸偏小。小裂片(lobe)或“子動脈瘤(daughteraneurysm)”可以從所述體積排除，從而界定截頂的體積，所述截頂的體積可以僅被所述裝置部分填充而不影響結果。在以下討論的圖28中示出在這種不規則形狀的動脈瘤160內展開的裝置10。這種方法實施例還可以包括植入或展開裝置10，以便使血管缺損160的體積基本由裝置及其中所含血液的組合來填充。裝置10可以配置成具有足夠適應性以適應不規則形狀的血管缺損160，以便使所述血管缺損體積的至少約75％(在某些情況下約80％)由裝置10及其中所含血液的組合來阻塞。尤其，對于某些治療實施例，會期望的是選擇橫向尺寸適當地尺寸過大的裝置10，以便在裝置10展開之后實現所需適應性、徑向力及配合。圖20至圖22示出可以如何選擇裝置10以在展開之后進行適當配合的示意性表示，所述裝置10的橫向尺寸最初比血管缺損160的最大橫向尺寸大了至少約10％，并且有時高達所述最大橫向尺寸的約100％。對于某些實施例，相對于血管缺損160的寬度、高度或頸部直徑的測量尺寸，裝置10可以少量尺寸過大(例如，小于約1.5mm)。在圖20中，示出腦動脈瘤形式的血管缺損160，其中水平箭頭180和垂直箭頭182指示缺損160的近似最大內部尺寸。水平延伸的箭頭180指示缺損160的最大橫向尺寸。在圖21中，示出疊加在圖20的血管缺損160上的用于治療血管缺損的裝置10的虛線輪廓184，從而說明所選橫向尺寸已經過大約20％的裝置10如何呈現其未受約束的松弛狀態。圖22示出由圖21的虛線184指示的裝置10可以如何在展開之后符合血管缺損160的內表面，借此處于未受約束的松弛狀態中的裝置10的標稱橫向尺寸現在已經略微受由血管缺損160施加在裝置10上的向內的徑向力185約束。作為響應，由于裝置10的細絲14并且從而由細絲14制成的可滲透外殼40具有恒定的長度，所以裝置10已經沿裝置10的軸向或縱向軸線呈現出略細長的形狀，以便伸長并且更好地填充缺損160的內部體積，如圖22中向下的箭頭186所指示。一旦已經選定合適尺寸的裝置10，即可以繼而進行遞送和展開過程。還應注意，本文所述的裝置實施例10和遞送系統實施例112的性質通常允許裝置10在最初展開到缺損160中之后但在裝置10拆卸之前收回。因此，也會有可能且期望在缺損160內的配合已被評估為有利于不同尺寸的裝置10之后，撤回或收回最初展開的裝置10。圖23以截面圖示出頂端動脈瘤160的示例。如圖24中所示，導管(例如微導管61)的管頭151可以前進到血管部位或缺損160(例如，動脈瘤)中或相鄰血管部位或缺陷160(例如，動脈瘤)。對于某些實施例，栓塞線圈或其它血管阻塞裝置或材料176(如例如圖19中所示)可以任選地放置在動脈瘤160內以提供用于接收裝置10的框架。此外，在本文所述的用于治療患者的血管系統的裝置遞送之前或期間，可以將支架173放置在某些動脈瘤的載瘤血管174內，基本橫越動脈瘤頸部(同樣如例如圖19中所示)。具有約0.020英寸到約0.022英寸的內管腔直徑的合適微導管61的示例是由柯蒂斯公司(CordisCorporation)所制造的Rapid某些合適微導管61的示例可以包括具有約0.026英寸到約0.028英寸的內管腔直徑的微導管，例如Ev3公司(Ev3Company)的波士頓科學公司的Renegade以及柯蒂斯公司的Mass具有約0.031英寸到約0.033英寸的內管腔的合適微導管可以包括切斯特納特醫療有限公司(ChestnutMedicalTechnologies,inc.)的以及巴爾特公司(BaltExtrusion)的Vasco具有約0.039英寸到約0.041英寸的內管腔直徑的合適微導管61包括巴爾特公司的Vasco35。這些微導管61僅作為示例性實施例列出，其它合適的微導管也可以與本文所述的實施例中的任一個一起使用。裝置10從遞送設備110的拆卸可以由布置在遞送系統112的近側端部處的控制開關188控制，所述開關188還可以聯接到能源142，其切斷將裝置10的近側轂68緊固到遞送設備110的系鏈72。當布置在微導管61或其它合適遞送系統112內時(如圖11中所示)，可滲透外殼40的細絲14可呈現基本相互平行且與導管61的縱向軸線平行的細長的非外翻式構型。如圖25中所示，一旦裝置10從微導管61的遠側端部端口推出，或徑向約束以其它方式被去除，細絲14的遠側端部62就可以繼而朝向彼此軸向收縮，從而在血管缺損160內呈現球狀外翻式構型。裝置10可以通過微導管61插入，以便使導管管腔120在遞送期間約束裝置10的徑向擴張。如圖25中所示，一旦遞送系統112的遠側管頭或展開端口被定位在相鄰血管缺損160或在血管缺損160內的所需位置中，裝置10就可以在導管61的遠側端部外展開，從而使所述裝置開始徑向擴張。當裝置10從遞送系統112的遠側端部出現時，裝置10在血管缺損160內擴張到擴張狀態，但是可以至少部分受血管缺損160的內表面約束。如圖26中所示，在完全展開之后，裝置10的徑向擴張可以用于將裝置10緊固在血管缺損160內，并且還跨開口190(例如，動脈瘤頸部)的至少一部分而展開可滲透外殼40，從而至少部分地隔離血管缺損160與相鄰血管缺損160的患者的血管系統的流動、壓力或兩者。裝置10的適應性，尤其在頸部區域190中的適應性可以提供以用于改善的密封。對于某些實施例，可滲透外殼40一經展開就可以基本減緩流體的流動，并且阻止流動進入到血管部位中，并且從而減小血管缺損160內的壓力。對于某些實施例，裝置10可以被基本植入血管缺損160內，然而，在某些實施例中，裝置10的一部分可以延伸到缺損開口或頸部190中或分支血管中。已經開展的一個示例性實例研究包括對雌性犬執行的程序，其中在受試犬中通過外科手術產生一個動脈瘤。在治療之前，目標動脈瘤具有約8mm的最大橫向尺寸、約10mm的長度及約5.6mm的頸部測量值。展開的裝置10包括由144個具有約0.0015英寸的橫向直徑的彈性細絲形成的可滲透外殼40，所述細絲編織成球狀結構，所述球狀結構處于松弛的擴張狀態中時具有約10mm的橫向尺寸及約7mm的縱向長度。擴張的展開的可滲透外殼40的孔隙64的最大尺寸100是約0.013英寸。使用由波士頓科學公司制造的5Fr.GuiderSoftipXF引導導管將所述裝置遞送到目標動脈瘤。擴張的展開的可滲透外殼40的跨越動脈瘤頸部的部分的孔隙64的最大尺寸100同樣為約0.013英寸。在從遞送系統拆卸后5分鐘，裝置10已產生對動脈瘤的急性阻塞。開展的另一示例性實例研究涉及對在新西蘭白兔(NewZealandWhiteRabbit)中通過外科手術產生的動脈瘤進行治療。在治療之前，目標動脈瘤具有約3.6mm的最大橫向尺寸、約5.8mm的長度及約3.4mm的頸部測量值。展開的裝置10包括由144個具有約0.001英寸的橫向直徑的彈性細絲形成的可滲透外殼，所述細絲編織成球狀結構，所述球狀結構處于松弛的擴張狀態時具有約4mm的橫向尺寸及約5mm的長度。擴張的展開的可滲透外殼40的編織網格中的配置成跨越血管缺損頸部的部分的孔徑100是約0.005英寸。使用由柯蒂斯神經血管醫療器械公司(CordisNeurovascular)制造的5Fr.STR引導導管將所述裝置遞送到通過外科手術產生的動脈瘤。繼而通過引導導管插入由波士頓科學公司制造的具有約0.027英寸的內管腔直徑的RenegadeHi-Flo微導管，并且其充當用于遞送緊固到遞送設備的遠側端部的裝置10的輸送管。一旦裝置10在血管缺損160內展開，即在植入后5分鐘時實現血管缺損160的至少部分阻塞。然而，由于受試動物對血管造影注射及測量的敏感性，在所述程序期間沒有獲取進一步的數據。當在所述程序后3個星期檢查時，觀察到所述裝置實現完全阻塞。對于某些實施例，如上文所論述，裝置10可以被用戶操縱以在裝置10展開期間或在展開之后但在拆卸之前在血管部位或缺損160內定位裝置10。對于某些實施例，裝置10可以被轉動成使得在裝置10展開之前或期間，達到裝置10的所需位置，并且更明確地說，達到可滲透外殼40的所需位置。對于某些實施例，裝置10可以圍繞遞送系統112的縱向軸線轉動，其中沿著用于遞送的遞送導管的中間部分展現或不展現力矩的傳輸或顯示。在某些情況下，會期望的是在裝置10從遞送系統112的遞送設備110拆卸之前，確定是否已發生對血管缺損160的急性阻塞。這些遞送及展開方法可以用于在漿果動脈瘤、頂端動脈瘤或任何其它合適血管缺損實施例160內展開。某些方法實施例包括在患者的血管系統形成分歧的三根血管的匯流點處展開裝置10，以便使裝置10的可滲透外殼40基本覆蓋頂端動脈瘤的頸部。一旦醫生對裝置10的展開、尺寸和位置滿意，則可以使用上文描述且在圖26中示出的方法通過控制開關188的致動來拆卸裝置10。此后，裝置10在血管缺損160內處于植入狀態中以實現對血管缺損160的治療。圖27示出在患者的血管缺損160中展開和植入的裝置的另一構型。雖然圖26中所示的植入配置指出使得裝置10的縱向軸線46基本與缺損160的縱向軸線對準的構型，但是可以使用其它合適且臨床上有效的植入實施例。舉例來說，圖27示出使得植入裝置10的縱向軸線46相對于目標血管缺損160的縱向軸線傾斜約10度到約90度的角度的植入實施例。這種可替代植入構型也可以用于在一些情況下通過對血管缺損160的急性阻塞以及對與所治療的血管缺損相鄰的正常血液流動恢復來實現所需臨床效果。圖28示出植入到不規則形狀的血管缺損160中的裝置10。所示的動脈瘤160具有從主動脈腔延伸的至少兩個不同的裂片192。所示的兩個裂片192未由展開的血管裝置10填充，但是由于動脈瘤頸部部分190的阻塞，裂片192仍然與患者身體的載瘤血管隔開。在裝置10或遞送系統112上的標記(例如不透射線的標記)可以結合外部成像裝備(例如，X射線)一起使用，以促進在展開期間的所述裝置或遞送系統的定位。一旦所述裝置被適當定位，用戶即可以拆卸裝置10。對于某些實施例，裝置10從遞送系統112的遞送設備110的拆卸可以受到裝置10與遞送設備110之間的連結或釋放機構的能量(例如，熱、射頻、超聲波、振動或激光)遞送的影響。一旦已經拆卸裝置10，遞送系統112就可以從患者的血管系統或患者的身體158撤回。對于某些實施例，如圖19中所示說明的，在裝置10遞送之后，支架173可以基本橫越動脈瘤頸部190放置在載瘤血管內。對于某些實施例，可以從裝置10的響應性材料部件釋放生物活性劑或被動治療劑(passivetherapeuticagent)。所述試劑的釋放可以受身體環境參數中的一個或多個影響，或能量可以遞送(從內部或外部來源)到裝置10。由于血管缺損160的隔離，可以在血管缺損160內發生止血，最終通過血栓性材料和裝置10的組合而引起血管缺損160的凝血和基本阻塞。對于某些實施例，血管缺損160內的血栓形成可以由從裝置10釋放的試劑和/或遞送到患者的藥品或其它治療劑來促進。對于某些實施例，一旦裝置10展開，就可以抑制血小板附著到可滲透外殼40，并且通過合適地選擇血栓形成涂層、抗血栓形成涂層或對于某些實施例可以布置在裝置10的任何部分(包括細絲14或轂66及68的外表面)上的任何其它合適涂層(未示出)來促使或以其它方式促進血管缺損160的內部空間、裝置或兩者內凝塊的形成。所述一種或多種涂層可以施加到可滲透外殼40的任何適合部分。對于某些實施例，也可以通過遞送設備110和/或單獨導管施加能量形式，以促進與血管缺損160相鄰的裝置10的固定和/或治愈。在裝置10展開之后，一個或多個栓塞裝置或栓塞材料176也可以任選地與跨越血管缺損160的頸部或開口190的可滲透外殼部分相鄰地遞送到血管缺損160中。對于某些實施例，在血管缺損治療裝置10展開之前或之后，可以在與缺損160相鄰的載瘤血管中植入或展開支架或類似支架的支撐裝置173，以使其跨越穿過血管缺損160。在以上實施例的任一者中，裝置10可以具有足夠的徑向順應性，以便能易于收回或縮回到典型的微導管61中。對于某些實施例，可以通過使用直徑減小的細絲、錐形細絲或徑向屈曲定向的細絲來工程改造或修改裝置10的近側部分或整個裝置，使得裝置10可使用小于約2.7牛頓(0.6lbf)力的縮回力縮回到具有小于約0.7mm的內徑的管中。用于將裝置10收回到微導管61中的力可以在約0.8牛頓(0.18lbf)與約2.25牛頓(0.5lbf)之間。如圖29中所示，當處在擴張的松弛狀態中時，可滲透外殼40與血管缺損160的內表面的組織的接合可以通過對患者的血管缺損160的腔的內表面的組織施加向外的徑向力來實現。類似的向外的徑向力也可以由裝置10的近側端部部分及可滲透外殼40來施加，以便將可滲透外殼40與血管缺損160的內表面或相鄰組織接合。這種力可以在處于松弛的未受約束的狀態中的可滲透外殼40的標稱外部橫向尺寸或半徑大于內部展開裝置10的血管缺損160的標稱內部橫向尺寸(即，如上文論述的過大的尺寸)的某些實施例中施加。對于某些實施例，可滲透外殼40及其細絲14的回彈性可以通過合適地選擇材料(例如超彈性合金，其包括鎳鈦合金，或任何其它合適材料)來實現。裝置10的可滲透外殼40的近側部分的適應性可以使得其將易于尺寸過大以適應動脈瘤頸部190的形狀及尺寸(如圖20到圖22中所示)，從而對圍繞所述裝置的流提供良好密封及屏障。因而，裝置10可以實現良好密封，從而基本阻止圍繞所述裝置的流，而不需要突出到載瘤血管中的固定部件。某些植入的裝置實施例10使可滲透外殼40的細絲14的端部與由與所述端部相鄰布置的細絲的頂部所形成的平面平齊布置或正好布置在所述平面內。裝置10的某些實施例還可以包括布置在可滲透外殼40的周圍區域198或其它合適部分內或周圍的密封構件，并且配置成促進流動的破壞、纖維化組織響應或在可滲透外殼40與患者的血管系統的表面之間形成物理密封。密封構件可以包括如本文中描述的涂層、纖維或表面處理。如圖29和圖30中所示，所述密封構件可以在相鄰所述裝置接觸在動脈瘤頸部附近的動脈瘤壁的所述裝置的周圍區域(密封區198)的一部分或全部中。所述區域可以從外部近側端部半徑88的最高點的附近延伸擴張的裝置10的高度的約20％的距離。密封區198可以包括在約5％與30％之間的裝置10的表面積。由于進入動脈瘤160中的血液流動一般偏向于開口的一側，所以所述密封構件可貫穿圖30中所示的周圍區域(密封區198)并入可滲透外殼40結構中或附接到可滲透外殼40結構。所述密封構件的某些實施例可以包括可膨脹聚合物。在某些實施例中，所述密封構件可以包括生物活性材料或試劑，例如生物材料或生物可降解、生物可再吸收或其它生物活性聚合物或其共聚物。本文中論述的用于治療患者的血管系統的裝置10的任何實施例、用于此類裝置10的遞送系統112或兩者可以適于將能量遞送到用于治療患者的血管系統的裝置或遞送到圍繞在植入部位處的裝置10的組織以達到促進裝置10固定、治愈相鄰所述裝置的組織或兩者的目的。在某些實施例中，能量可以通過遞送系統112遞送到用于治療患者的血管系統的裝置10，以使得裝置10被加熱。在某些實施例中，能量可以經由單獨的細長器械(例如導管，未示出)遞送到用于治療患者的血管系統的裝置10和/或在植入物154的部位處的周圍組織。可以被遞送的能量的實例包括，但不限于，光能、熱能或振動能、電磁能、射頻能及超聲波能。對于某些實施例，遞送到裝置10的能量可觸發化學制品或生物劑的釋放，以促進用于治療患者的血管系統的裝置10到患者的組織的固定、與這種裝置10相鄰布置的組織的治愈或兩者。某些裝置實施例10的可滲透外殼40還可以被配置成對能量的遞送做出反應以引起機械或結構特性的變化、遞送藥品或其它生物劑或將熱轉移到周圍組織。舉例來說，可以通過使用當暴露于電磁能(例如，熱、光或射頻能)時改變若干性質的材料來使一些裝置實施例10變得更柔軟或更堅硬。在一些情況下，可滲透外殼40可以包括聚合物，所述聚合物響應于生理流體通過擴張來起反應。示例性材料在科克斯于2004年1月22日提交的提名為“AneurysmTreatmentDeviceandMethodofUse”的美國專利申請公布No.2004/0186562中描述，所述專利申請案的全部內容通過參考包含于此。本文中論述的裝置實施例10及其部件可以呈現許較多種類的構型以實現特定或大致所需的臨床效果。在某些裝置實施例10中，可滲透外殼40的編織結構的開始可以由近側轂68推遲，使得細絲1如圖31中的裝置的近側端視圖中所示以輪輻狀放射性方式從近側轂68發散。還在圖33中示出圖31的編織圖案的壓平坦的模擬型式。相對于完全編織的構型，在距近側轂68給定的徑向距離下，該構型可以在細絲14之間產生較小寬度間隙，其壓平的模擬圖案在圖34中示出。該可在會經歷最高流速的裝置10的區域中提供更好的流動破壞且促進止血。圖32示出未編織的細絲結構的壓平的模擬表示以供參考。如圖35中的平面模式模擬圖案中所示，機織結構可以包括中斷細絲14的機織或編織的部分。在中斷區域中，細絲14可以基本相互平行。所述中斷區域可以提供具有不同的機械特性(例如徑向剛度及/或順應性)的區域。此外，所述中斷區域可以允許添加如本文中描述的非結構性纖維或密封構件200或其它元件以促進固定、治愈、纖維化或血栓形成。所述中斷區域可以在如圖29和圖30中所示的密封構件區198內或為其一部分或與其相鄰。所述中斷區域可以小于表面積的約50％并且可以介于所述表面積的約5％到25％之間。在某些實施例中，可為基本非結構性的細絲或纖維構件可以附接或交織到可滲透外殼的一部分的結構性細絲中，以增加對血液通過可滲透外殼結構40的流動的阻力。在某些實施例中，如圖36中所示，多個纖維200可以附接到在轂68附近的可滲透外殼40的內表面上。對于某些實施例，纖維部件200可以是形成拆卸系統系鏈的纖維。在某些實施例中，如圖37中所示，一個或多個纖維200可以被交織到可滲透外殼細絲14中。非結構性纖維200(其可以是超細纖維或任何其它合適纖維)可以是聚合的。非結構性纖維200可以包括，但不限于，本文中論述或并入本文中的纖維或超細纖維中的任一者。在某些情況下，通常可以通過用絲狀元件14編織基本管狀編織結構、使編織的管狀結構成形為所需形狀并且將編織成形的細絲熱定型成所需形狀，來制造用于治療患者的血管系統的裝置實施例10。一旦如此形成，細長彈性細絲14的端部就可以繼而通過上文論述的方法中的任一者和添加的近側轂66和遠側轂68而相對于彼此緊固在一起。這種編織工藝可以通過自動化機器制造來進行或者也可以用手執行。在圖38中示出用于通過手工工藝編織管狀編織結構的處理的實施例。多個細長彈性細絲14通過約束帶(constrainingband)204在細長圓柱形編織心軸202的一端處緊固。帶204可以包括相對于心軸202緊固細絲14的端部的任何合適結構，例如一段膠帶、松緊帶、環形夾或類似物。與緊固端部相對的細絲14的松散端部按照如由箭頭206所指示的編織或機織圖案來操縱，以獲得用于產生編織式管狀構件208的一上一下的編織圖案。如上文所述，雖然示出了并且說明了一上一下的簡單編織圖案，但是也可以使用其它編織或機織圖案。另一編織構型的一個這種示例可以包括兩個在上一個在下的圖案。圖39示出隨著編織過程繼續，編織式管狀構件208呈現形狀且變長，如圖39中的箭頭206所指示。一旦編織式管狀構件208達到足夠的長度，編織式管狀構件208就可以從編織心軸202去除并且定位在成形夾具(例如圖40和圖41中所示的成形夾具實施例)內。圖40示出布置在內部桿狀心軸210上的管狀編織構件208，所述內部桿狀心軸210延伸穿過內部球狀心軸212的中心管腔和一對相對凹陷端部成形心軸214。管狀編織構件208還布置在內部球狀心軸212的外表面上和在端部成形心軸214中的每個的內管腔內。為將編織管狀構件208固持到內部球狀心軸212(包括其凹陷端部216)的外表面輪廓上，端部成形心軸214配置成被抵靠內部球狀心軸212的凹陷端部216推壓到內部球狀心軸212的凹陷端部216中，以便使編織管狀構件208的內表面被固持抵靠在內部球狀心軸212的外部輪廓上并且被固定在適當的位置中。該整個夾具220(其中編織管狀結構208的內表面被固持抵靠在內部球狀心軸212的外表面上)可以繼而經歷合適的熱處理，以便使編織管狀構件208的彈性細絲14呈現中心球狀心軸212的外部輪廓或以其它方式使其定形為中心球狀心軸212的外部輪廓。在某些實施例中，可滲透外殼40的細絲元件14可以通過夾具固持，所述夾具配置成將可滲透外殼40固持到所需形狀，并且可滲透外殼40的細絲元件14可以被加熱到約475攝氏度至525攝氏度長達約5到10分鐘以使結構定形。中心球狀心軸212可以配置成具有任何所需的形狀，以便產生定形的管狀編織構件208，所述管狀編織構件208形成具有所需形狀和尺寸(例如以上圖3至圖6的裝置10的球狀配置或任何其它合適配置)的可滲透外殼40。照此，中心球狀心軸212也可以是在轂66和68的相對側中具有凹陷部的球狀球囊，其被放置在管狀編織物208的內部。具有被組裝以形成有所需裝置形狀的腔的一個或多個零件的一個或多個模具也可以與端部成形心軸214結合使用或代替端部成形心軸214使用。一旦熱定型過程完成，纖維、涂層、表面處理就可以被添加到由此產生的可滲透外殼40結構的某些細絲、細絲的若干部分或所有細絲。此外，對于裝置加工的某些實施例，可滲透外殼40可以如上文所述通過緊固細長細絲元件14的近側端部60和遠側端部62或通過將細長細絲元件14的近側端部60和遠側端部62緊固到相應的近側轂66和遠側轂68來形成。圖41示出用于對用于治療患者的血管系統的裝置的可滲透外殼40定形的夾具的另一個實施例。圖41的夾具實施例230可以以與圖40的夾具實施例220實質上相同的方式使用，除了用內部管狀心軸232代替中心球狀心軸212來結合外部管狀限制器234一起使用以便在熱定型過程期間保持編織管狀構件208的形狀以外。更明確地說，管狀編織構件208放置在內部桿狀心軸210上，所述桿狀心軸210延伸穿過內部管狀心軸232的中心管腔和一對相對的凹陷端部成形心軸214。管狀編織部件208還放置在內部管狀心軸232的外表面上和在端部成形心軸214中的每個的內管腔內。為了將編織管狀構件208(包括其凹陷端部)固持成所需形狀，端部成形心軸214配置成被抵靠內部管狀心軸232的凹陷端部238推壓到內部管狀心軸232的凹陷端部238內，使得編織管狀構件208的內表面被固持抵靠在內部管狀心軸232的外部輪廓上并且被固定在管狀心軸232的端部處的適當位置中。在管狀心軸232的端部之間，編織管狀構件208徑向向外擴張，直到其觸到外部管狀心軸234的內表面并且受外部管狀心軸234的內表面約束為止。在內部管狀心軸232的端部處的編織管狀構件208的軸向限制與緊固的組合，結合對布置在其近側端部與遠側端部之間的編織管狀構件208的外表面的向內徑向限制，可以配置成產生適用于裝置10的可滲透外殼40的所需球狀構型。再次，該整個夾具230(其中編織管狀結構208的端部的內表面被固持抵靠在內部管狀心軸232的端部的外表面上，并且編織管狀構件208的外表面受外部管狀構件234的內表面233徑向約束)可以繼而經歷合適的熱處理。所述熱處理可以配置成使得編織管狀構件208的彈性細絲14呈現由夾具230所產生的細絲14的球狀輪廓或以其它方式定形成由夾具230所產生的細絲14的球狀輪廓。在某些實施例中，可滲透外殼40的絲狀元件14可以通過夾具固持，所述夾具配置成將編織管狀構件208固持到所需形狀，并且可滲透外殼40的絲狀元件14可以被加熱到約475攝氏度至525攝氏度長達約5到10分鐘以使結構定形。內部管狀心軸232和外部管狀構件234的內表面233可以被如此配置以具有任何所需形狀，從而產生形成可滲透外殼40的經定形的管狀編織構件208，所述可滲透外殼40具有所需形狀和尺寸，例如上文圖3到圖6的裝置的球狀構型，或任何其它合適構型。對于某些實施例，材料可以附接到裝置10的可滲透外殼40的細絲14，以便使其基本減小細絲14之間的穿通(fenestration)、網眼或孔隙64的尺寸，并且從而減小所述區域中的孔隙率。舉例來說，涂層實施例可以被布置在細絲14的若干部分上以產生較小的穿通或網眼，并且從而產生較高密度的可滲透外殼40。活性材料(例如響應性水凝膠)可以附接或以其它方式并入到某些實施例的可滲透外殼40中，以便使其在與液體接觸時隨著時間的推移而膨脹，從而降低可滲透外殼40的孔隙率。本文論述的裝置實施例10可以用各種聚合物來涂覆以增強其性能、固定和/或生物相容性。此外，裝置實施例10可以由在植入裝置技術中已知的各種生物材料制成，其包括，但不限于，聚合物、金屬、生物材料及其復合物。本文論述的裝置實施例可以包括細胞和/或其它生物材料以促進治愈。本文論述的裝置實施例還可以構造成提供一種或多種有益藥品、其它生物活性物質或兩者到血液或周圍組織中的洗脫或遞送。用于治療患者的血管系統的裝置10的可滲透外殼實施例40可以包括多個層。第一層或外層可以由具有較低生物活性和血液相容性的材料構造，以便使血小板凝集或附著減到最少，并且從而使形成凝塊及血栓的傾向減到最小。任選地，外層可以涂覆或并入抗血栓形成劑，例如肝素或本文中描述或本技術中已知的其它抗血栓形成劑。朝向血管缺損布置的、相對于第一層處于展開狀態中的一個或多個內層可以由具有較大的生物活性和/或促進凝血的材料來構造，并且從而增強阻塞性凝塊物質及裝置在血管缺損內的形成。已示出為具有生物活性和/或促進凝血的某些材料包括絲線、聚乳酸(PLA)、聚乙醇酸(PGA)、膠原蛋白、海藻酸鹽、纖維蛋白、纖維蛋白原、纖維連接蛋白、甲基纖維素、明膠、小腸粘膜下層(SIS)、聚N-乙酰氨基葡萄糖及其共聚物或復合物。適合用于本文論述的實施例中的生物活性劑可以包括在身體內具有特異性作用的生物活性劑，以及具有非特異性作用的生物活性劑。具有特異性作用的試劑通常為蛋白質類，包括血栓形成類型和/或膠原蛋白、凝血酶及纖維蛋白原的形式(其中每個都可提供活性及成本的最佳組合)，以及彈性蛋白和溫韋伯氏因子(vonWillebrandfactor)(其會傾向于為較低活性和/或較貴的試劑)和這些劑中的每個的活性部分及結構域。血栓形成蛋白典型地借助與參與最終導致凝塊形成的一連串事件的血小板或酶類的特異性相互作用來起作用。具有非特異性血栓形成作用的試劑一般為帶正電荷的分子，例如聚合物分子，例如幾丁聚糖、聚賴氨酸、聚(乙烯亞胺)，或由丙烯酰亞胺或甲基丙烯酰胺聚合得到的丙烯酸系物，其并入呈伯胺、仲胺或叔胺或季銨鹽形式的帶正電基團；或非聚合物試劑，例如(三(十二烷基)甲基氯化銨)。帶正電荷的止血劑通過非特異性機制促進凝塊形成，所述非特異性機構包括經由血小板表面上的負電荷與所述試劑自身的正電荷之間的離子相互作用實現的血小板的物理吸附作用。本文論述的裝置實施例10可以包括在一部分、一側或所有表面上的促進或抑制血栓形成、凝血、治愈或其它栓塞形成性能度量的表面處理或涂層。所述表面處理或涂層可以是合成的、生物的或其組合。對于某些實施例，可滲透外殼40的內表面的至少一部分可以具有由生物可降解或生物可再吸收材料(例如聚乳酸、聚乙交酯或其共聚物)制成的表面處理或涂層。可以增強裝置的栓塞形成性能的另一表面處理或涂層材料包括多糖類，例如基于海藻酸鹽的材料。某些涂層實施例可以包括細胞外基質蛋白類，例如ECM蛋白質。這種涂層的一個實例可以是FinaleTM促愈合(Prohealing)涂層，其由明尼蘇達州伊登普雷里市的薩摩迪斯公司(SurmodicsInc.)市售。另一個示例性涂層可以是普利澤-F(Polyzene-F)，其由佐治亞州紐蘭市的塞羅諾瓦生物科技公司(CeloNovoBioSciences，Inc.)市售。在某些實施例中，所述涂層可以施加的厚度小于細絲14的橫向尺寸的約25％。抗血小板劑可以包括阿司匹林、糖蛋白IIb/IIIa受體抑制劑(包括阿昔單抗(abciximab)、埃替非巴肽(eptifibatide)、替羅非班(tirofiban)、拉米非班(lamifiban)、夫雷非班(fradafiban)、科瑪非班(cromafiban)、托西非班(toxifiban)、XV454、來達非班(lefradafiban)、科勒韋爾(klerval)、洛洽非班(lotrafiban)、奧博非班(orbofiban)及謝米羅非班(xemilofiban))、雙嘧達莫(dipyridamole)、載脂雙嘧達莫(apo-dipyridamole)、潘生丁(persantine)、前列環素(prostacyclin)、噻氯匹定(ticlopidine)、氯吡格雷(clopidogrel)、科瑪非班(cromafiban)、西洛他唑(cilostazol)和一氧化氮。為遞送一氧化氮，裝置實施例可以包括釋放一氧化氮的聚合物。裝置實施例10還可以遞送或包括抗凝血劑，例如肝素、低分子量肝素、水蛭素(hirudin)、華法令(warfarin)、比伐盧定(bivalirudin)、水蛭素、阿加曲班(argatroban)、毛喉素(forskolin)、希美加群(ximelagatran)、伐哌前列素(vapiprost)、前列環素及前列環素類似物、葡聚糖、合成抗凝血酶、Vasoflux、阿加曲班、依非加群(efegatran)、蜱抗凝血肽(tickanticoagulantpeptide)、Ppack、HMG-CoA還原酶抑制劑及血栓烷A2受體抑制劑(thromboxaneA2receptorinhibitor)。在某些實施例中，裝置10的可滲透外殼40可以用組合物涂覆，所述組合物可以包括納米級結構化材料或其前體(例如，自組裝肽)。所述肽可以具有交替的親水性及疏水性單體，所述單體允許其在生理條件下進行自組裝。所述組合物可包含氨基酸殘基序列。在某些實施例中，所述可滲透外殼可以包括較薄的金屬膜材料。薄膜金屬可通過濺鍍沉積法制造且可在多個層中形成。所述薄膜可以是鎳鈦合金，也稱為鎳鈦諾。在某些實例中，囊狀動脈瘤可以具有如由圖42中所示的大致循環的血液動態流動302。在外殼減緩流入到動脈瘤300中的血流的同時，血栓形成及栓塞形成可以通過內部多孔結構得到進一步增強。特定來說，形成為使得循環流302且尤其最高速度區域被迫通過一個或多個多孔層的結構，可以具有協同治療作用且促進快速的血栓形成。在某些實施例中，如圖43中所示，內層(或內部結構)310的遠側端部308可以借助連接件或轂304終止。借助內部結構310的內部終止，由于內層310能夠在不影響或最低限度影響外層312的情況下塌陷，長度匹配和屈曲的潛在問題可以減到最低。在某些實施例中，內層或內部結構310的塌陷長度可以小于外層或外部結構312的塌陷長度的約80％。近側轂314也示出為用于終止外層312的近側端部316和內層310的近側端部318。在某些實施例中，在圖44中示出外部結構320的特征，該外部結構320可以具有截頂球形或大致心臟狀的橫截面形狀。近側部分322可以是大致凸形的或半圓形的。如圖45中所示，這些特征允許裝置以相對于動脈瘤的軸線326成角度的取向放置在囊狀血管部位(例如腦動脈瘤)中。不管裝置軸線324的角度形成如何，半圓形的近側表面都使載瘤血管呈現出相對恒定的形狀。在某些實施例中，內部結構可以形成為使得內部結構328的體積的至少約80％被包含在外部結構或外殼體積的下部或更為近側的半部內。對于某些實施例而言，內部結構的網格密度可以高于外部外殼或外部結構的網狀結構的密度。在某些實施例中，如圖46中所示，內部結構可以基本處于外部外殼內部容積的近側或下部330的80％內。內部結構328可以通過編織、機織或本文所述與用于外殼形成的技術類似的其它細絲交織技術或在醫用織物及血管內植入物的技術中已知的技術來形成。或者，所述內部結構細絲會僅僅被扭曲或允許形成隨機細絲網格。所述內部結構細絲可以如本文中所述且與用于形成外殼的方法類似地進行熱定型，或其可以除了當細絲形成時進行的任何熱定型外不被熱處理。所述內部結構細絲可以是金屬、聚合物或其復合物。在一些實施例中，所述細絲由可以經受至少約450℃的熱處理的材料形成。在一些實施例中，一些細絲可以由芳綸纖維形成，例如，可在商品名Kevlar下購得的聚對苯二甲酰對苯二胺。在某些實施例中，內部結構絲狀構件可以是具有在約10微米(0.0004英寸)與約30微米(0.0012英寸)之間的直徑的線材。內部結構可以包括材料、涂層或以釋放促進形成血栓及血栓形成的元素或化學制品的顆粒或分子浸漬。占據外部外殼的下部部分的內部結構可以提供血栓形成的快速發展，尤其在動脈瘤的遠側部分中。在某些實施例中，該構型可以提供對動脈瘤的遠側“圓頂”部分(其一般被認為是最弱的且最具破裂傾向)的保護。因而，具有近側內部結構的實施例可以提供一種快速阻塞在血管造影術下可見的動脈瘤的遠側部分的方法。該過程的實施例在圖47和圖48中所示的模型動脈瘤的血管造影圖像中示出，所述模型動脈瘤出于評估裝置實施例的目的而在動物中產生。圖47是在借助用于治療患者的血管系統的裝置的實施例治療之前在動物模型中產生的動脈瘤的治療前血管造影片，所述用于患者的血管系統的治療的裝置的實施例與圖43中所示的裝置實施例在結構方面具有某種類似性。圖48表示在借助用于治療患者的血管系統的裝置治療之后十(10)分鐘的血管造影片，其示出對動脈瘤的遠側部分的快速阻塞。一般而言，本文說明的各種裝置實施例的特征、尺寸或材料中的一個或多個可以在本文說明的其它類似裝置實施例以及其它裝置實施例中使用。例如，本文討論的任何合適的特征、尺寸或材料還可以應用到例如在于2011年1月27日公布的題名為“MethodsandDevicesforTreatmentofVascularDefects”的共同擁有的美國專利公布No.2011/0022149、于2009年11月5日公布的題名為“FilamentaryDevicesforTreatmentofVascularDefects”的美國公布No.2009/0275974、于2011年6月23日公布的題名為“MultipleLayerFilamentaryDevicesforTreatmentofVascularDefects”的美國專利公布No.2011/0152993以及于2012年11月8日提交的題名為“MethodandApparatusfortheTreatmentofLargeandGiantVascularDefects”的美國公布No.2012/0283768中討論的那些裝置實施例，所述全部文獻的整個內容通過參考包含于此。在本文所討論或所包含的用于治療患者的血管缺損或動脈瘤的裝置實施例中的任一個中，所述裝置可以包括一個或多個復合細絲。復合細絲(例如，線材)可以被定義為這樣的細絲，即，所述細絲在混合物或合金中或在由兩種材料物理地組合成一種材料的復合結構中包括多種材料。在裝置中添加至少某些復合線材可以在外部成像下為裝置提供改進的可見性，所述外部成像例如是X射線、熒光透視法、核磁共振成像和類似方法。在某些實施例中，復合線材可以提供改進的機械特征。對于某些復合細絲實施例，如圖49中所示，復合細絲可以與基本在另一個復合細絲內的一種材料布置在共軸的布置中。一種已知的制造這種共軸復合線材的方法是拉制填充管線材，其中拉制填充管的材料被組合，但是保持其各個機械性能。拉制填充管線材可從美國印第安納州韋恩堡市的Ft.WayneMetals市售。在某些情況下，用于生產拉制填充管細絲的工藝可以包括極大的壓縮力，以便使內部填充線332的外表面334和外管336的內表面338之間的機械結合是冶金的聲音(metallurgicallysound)。在某些實例中，各自都具有不同材料的多個外管可以彼此被分層在內部線材上，以便組合多個材料的機械性能。對于這樣的實施例，拉制填充管細絲可以包括2個、3個、4個、5個或更多個外管層。在某些實施例中，拉制填充管線材由鎳鈦諾(NiTi)外管和高度不透射線的填充線材的組合形成，所述高度不透射線的填充線材可以同心地布置在外管內。在本
技術領域：
中已知的各種不透射線的材料和金屬可以用作填充線材，其包括，但不限于，金、鉑、鉭和類似物。具有NiTi外部和內部高度不透射線的填充線材的復合物的一個優點在于，所述裝置可以基本維持其高度彈性的或超彈性的表現，并且血液接觸表面的大多數保留鎳鈦諾。這允許裝置在X射線成像下具有基本改進的可見性，而同時維持機械特征的合適范圍。在某些情況下，拉制填充管線材或細絲的特定構造會是重要的，以便維持用于治療血管缺損的裝置的所需性能特征。更具體地，會重要的是平衡復合物的剛度、彈性和不透射線性。尤其，對于包括韌性不透射線材料的內部線材332(例如鉑)和彈性或超彈性材料(例如NiTi)的外管336的拉制填充管細絲實施例，會必要的是仔細平衡內部線材的橫截面積相對于細絲的總橫截面積的百分比率。這種比率可以被稱為填充比率。如果實施例包括相對于外管材料太少的不透射線的或高度不透射線的內管材料，則會有不足的不透射線性和可見性。另一方面，如果實施例包括相對于彈性外管太多的內部線材材料，則韌性不透射線的材料的機械性能會壓倒外管材料的彈性性能，并且細絲會傾向于在壓縮等之后建立過彎形式(Takeaset)，導致永久變形。對于某些實施例，所需復合或拉制填充管線材可以以內部填充線材的橫截面積與整個復合細絲的橫截面積的填充比率來構造，所述填充比率介于約10％和約50％之間，更具體地介于約20％和約40％之間，并且甚至更具體地介于約25％和約35％之間。在某些實施例中，復合線材的數目可以是介于約40和190之間，并且在其它實施例中介于約50和190之間，并且在其它實施例中介于約70和150之間。在某些實施例中，用于治療患者的血管系統的裝置可以具有相對于線材的總數目至少約25％的復合線材，并且在某些實施例中這種裝置可以具有相對于該裝置中的線材的總數目至少約40％的復合線材。例如，第一子集的細長彈性細絲可以包括這樣的細絲，即，每個所述細絲都具有高度不透射線的材料和高強度的材料的復合物，并且第二子集的細長彈性細絲可以本質上由高強度的材料構成。例如，高度不透射線的材料可以包括鉑、例如90％鉑/10％銥的鉑合金、或金、或鉭。高強度的材料可以包括NiTi。雖然復合線材可以提供增強的可視化和/或機械特征，但是它們與類似直徑的NiTi線材相比會在某些構型中具有減小的抗拉強度。在其它構型中，依據它們的直徑，復合線材可以增大所述裝置的塌陷型態。因此，會有益的是將數目減到減少。較低百分比的復合線材在目前的成像設備下尤其在通過頭骨進行成像的神經與血管的應用中會不足以可見的。另外，太多的復合線材(或具有極高的填充比率的復合線材)會導致所述裝置具有過多的在CT或MRI成像上的人工制品。所述高度不透射線的材料的比率和量提供用于神經與血管的移植物的獨特狀況，其中所述裝置的周邊僅在經顱熒光透視法下是可見的，但是所述裝置成像區域不完全地除去(例如，由于人工制品)，這是由于所述裝置伴隨有基本由鉑或鉑合金制成的常規栓塞線圈。實現所需的不透射線性程度的一種方式是通過選擇相對于線材的總數目的復合線材的填充比率和復合線材的百分比的特定組合。根據實施例構造有具有單層編織(機織)結構的裝置。例如，構造有這樣的編織結構的實施例，其包括72個復合鉑/NiTi拉制填充管線材和72個NiTi線材，所述復合鉑/NiTi拉制填充管線材具有0.00075"的直徑和30％的鉑填充比率，所述NiTi線材具有0.00075"的直徑。編織結構中的鉑的總百分比(總橫截面積％)是約15％。構造有編織結構的另一個實施例，其包括108個復合鉑/NiTi拉制填充管線材和72個NiTi線材，所述復合鉑/NiTi拉制填充管線材具有0.001"的直徑和30％的鉑填充比率，所述NiTi線材具有0.00075"的直徑。編織結構中的鉑的總百分比是約22％。構造有編織結構的又一個實施例，其包括72個復合鉑/NiTi拉制填充管線材和108個NiTi線材，所述復合鉑/NiTi拉制填充管線材具有0.00125"的直徑和30％的鉑填充比率，所述NiTi線材具有0.00075"的直徑。編織結構中的鉑的總百分比是約19.5％。構造有編織結構的又一個實施例，其包括108個復合鉑/NiTi拉制填充管線材和108個NiTi線材，所述復合鉑/NiTi拉制填充管線材具有0.00125"直徑和30％的鉑填充比率，所述NiTi線材具有0.00075"的直徑。編織結構中的鉑的總百分比是約22％。根據這些實施例中的每個所構造的裝置均被植入到活體中并且使用熒光透視法成像。在每種情況下，所述裝置的周邊在在經顱熒光透視法下是可見的，但是所述裝置成像區域沒有被完全地除去(例如，由于人工制品)。另外，根據實施例構造有具有外部編織(機織)結構和內部編織(機織)結構(如在圖43至圖46中)的裝置。例如，構造有具有編織的外部結構和具有編織的內部結構的實施例，所述編織的外部結構包括54個具有0.001"的直徑和30％的鉑填充比率的復合鉑/NiTi拉制填充管線材和54個具有0.00075"的直徑的NiTi線材，所述編織的內部結構包括108個具有0.00075"的直徑的NiTi線材。在編織的外部結構中的鉑的總百分比是約19％。在組合的外部結構和內部結構中的鉑的總百分比是約11％。構造有具有編織的外部結構和具有編織的內部結構的另一個實施例，所述編織的外部結構包括48個具有0.001"的直徑和30％的鉑填充比率的復合鉑/NiTi拉制填充管線材和96個具有0.0015"的直徑和30％的鉑填充比率的復合鉑/NiTi拉制填充管線材，所述編織的內部結構包括132個具有0.00075"的直徑的NiTi線材和12個具有0.001"的直徑的NiTi線材。在編織的外部結構中的鉑的總百分比是約30％。在組合的外部結構和內部結構中的鉑的總百分比是約18.5％。根據這些實施例中的每個所構造的裝置均被植入到活體中并且使用熒光透視法成像。在每種情況下，所述裝置的周邊在在經顱熒光透視法下是可見的，但是所述裝置成像區域沒有被完全地除去(例如，由于人工制品)。在某些實施例中，高度不透射線的材料的總橫截面積是多個細長元件的總橫截面積的介于約11％和約30％之間。在某些實施例中，高度不透射線的材料的總橫截面積是多個細長元件的總橫截面積的介于約15％和約30％之間。在某些實施例中，高度不透射線的材料的總橫截面積是多個細長元件的總橫截面積介于約15％和約22％之間。在某些實施例中，高度不透射線的材料的總橫截面積是多個細長元件的總橫截面積的介于約19％和約30％之間。在某些實施例中，高度不透射線的材料的總橫截面積是多個細長元件的總橫截面積的介于約11％和約18.5％之間。因為包括高度不透射線的材料的復合細絲的不透射線性可以允許充分的裝置可視化(例如，通過熒光透視法)，會期望的是將轂304、306、314中的一個或多個由較透射線的或非不透射線的材料制成。在某些實施例中，鉑、鉑合金(例如，90％鉑/10％銥)會不期望它們的不透射線性將壓倒復合細絲的不透射線性并且從而使復合細絲難以描繪。因而，在這些實施例中，會期望使用較透射線的或非不透射線的材料來制成轂304、306、314，但是也可以用在其它實施例的轂66、68上。可以代替高度不透射線的轂使用一個或多個鈦或鈦合金轂或NiTi轂。鈦、鈦合金或NiTi轂的使用還可以幫助焊接到NiTi細絲，這是由于它們的熔化溫度比在使用例如鉑、鉑合金或金轂時的熔化溫度更加密切地匹配。結果是在具有較高拉伸斷裂力的細絲和轂之間可以有接合部。該變型的接合部被構造和證實在拉伸力中有近似48％的改進。在某些實施例中，復合細絲或線材可以至少部分地由各種單層和多層的、線圈的或編織的構型制成。一個可能適當的部件被稱為HelicalHollowStrandTM并且可從美國印第安納州韋恩堡市的Ft,WayneMetals市售。另一個可能的構造可從從賀利氏醫療組件(HeraeusMedicalComponents)購得。用于治療患者的血管系統的裝置的一個實施例可以包括自擴張式彈性可滲透結構，其具有近側端部、遠側端部、縱向軸線、受徑向約束的細長狀態、擴張的狀態和多個細長彈性細絲，所述受徑向約束的細長狀態配置成用于在導管管腔內遞送，所述擴張的狀態相對于所述受徑向約束的狀態呈球狀的且縱向縮短的構型并且從縱向軸線在近側端部和遠側端部之間延伸，所述多個細長彈性細絲相對于彼此被緊固在近側端部或遠側端部中的至少一個處，其中，所述細長彈性細絲包括第一子集的細長彈性細絲和第二子集的細長彈性細絲，第一子集的細絲中的每個都包括高度不透射線的材料和高強度的材料的復合物，所述第二子集的細長彈性細絲中的每個本質上都是高強度的材料，其中，所述第一子集的細絲是多個細長彈性細絲的總數目的約25％至約40％。在特定的實施例中，第一子集的細絲的細長彈性細絲的高強度的材料和第二子集的細絲的細長彈性細絲的高強度的材料包括超彈性材料，例如，NiTi。在一個實施例中，第一子集的細長彈性細絲可以包括約50個至約190個細絲。在一個實施例中，第一子集的細長彈性細絲可以包括約70個至約150個細絲。在一個實施例中，細長彈性細絲可以包括拉制填充管線材。在一個實施例中，拉制填充管線材可以具有介于約10％和約50％之間的橫截面積填充比率。在一個實施例中，拉制填充管線材可以具有介于約20％和約40％之間的橫截面積填充比率。在一個實施例中，拉制填充管線材可以具有介于約25％和約35％之間的橫截面積填充比率。在一個實施例中，高度不透射線的材料可以包括鉭。在一個實施例中，高度不透射線的材料可以包括鉑。在一個實施例中，高度不透射線的材料可以包括金。用于治療患者的血管系統的裝置的一個實施例可以包括自擴張式彈性可滲透結構，其具有近側端部、遠側端部、縱向軸線、受徑向約束的細長狀態、擴張的狀態和多個細長彈性細絲，所述受徑向約束的細長狀態配置成用于在導管管腔內遞送，所述擴張的狀態相對于所述受徑向約束的狀態呈球狀的且縱向縮短的構型并且從縱向軸線在近側端部和遠側端部之間延伸，所述多個細長彈性細絲相對于彼此被緊固在近側端部或遠側端部中的至少一個處，其中，所述細長彈性細絲包括第一子集的細長彈性細絲和第二子集的細長彈性細絲，第一子集的細絲中的每個都包括高度不透射線的材料和高強度的材料的復合物，所述第二子集的細長彈性細絲中的每個本質上都是高強度的材料，其中，所述第一子集的細絲是多個細長彈性細絲的總數目的至少約25％。在特定的實施例中，第一子集的細絲的細長彈性細絲的高強度的材料和第二子集的細絲的細長彈性細絲的高強度的材料包括超彈性材料，例如，NiTi。在一個實施例中，第一子集的細絲是多個細長彈性細絲的總數目的至少40％。在一個實施例中，第一子集的細長彈性細絲可以包括約50個至約190個細絲。在一個實施例中，第一子集的細長彈性細絲可以包括約70個至約150個細絲。在一個實施例中，細長彈性細絲可以包括拉制填充管線材。在一個實施例中，拉制填充管線材可以具有介于約10％和約50％之間的橫截面積填充比率。在一個實施例中，拉制填充管線材可以具有介于約20％和約40％之間的橫截面積填充比率。在一個實施例中，拉制填充管線材可以具有介于約25％和約35％之間的橫截面積填充比率。在一個實施例中，高度不透射線的材料可以包括鉭。在一個實施例中，高度不透射線的材料可以包括鉑。在一個實施例中，高度不透射線的材料可以包括金。用于治療患者的血管系統的裝置的一個實施例可以包括自擴張式彈性可滲透外殼，其具有受徑向約束的細長狀態、擴張的狀態以及被機織在一起的多個細長細絲，所述受徑向約束的細長狀態配置成用于在導管管腔內遞送，所述擴張的狀態相對于所述受徑向約束的狀態呈球狀的且縱向縮短的構型，所述多個細長細絲限定可滲透外殼的腔體并且所述多個細長細絲包括相對于細絲的總數目至少約40％的復合細絲，所述復合細絲包括高強度的材料和高度不透射線的材料。在一個實施例中，多個細長細絲可以相對于彼此被緊固在可滲透外殼的遠側端部處。在一個實施例中，多個細長細絲可以相對于彼此被緊固在可滲透外殼的近側端部處。在一個實施例中，多個細長細絲可以包括約50個至約190個復合細絲。在一個實施例中，多個細長細絲可以包括約70個至約150個復合細絲。在一個實施例中，復合細絲可以是拉制填充管。在一個實施例中，拉制填充管線材可以具有介于約10％和約50％之間的橫截面積填充比率。在一個實施例中，拉制填充管線材可以具有介于約20％和約40％之間的橫截面積填充比率。在一個實施例中，拉制填充管線材可以具有介于約25％和約35％之間的橫截面積填充比率。在一個實施例中，高度不透射線的材料可以包括鉭。在一個實施例中，高度不透射線的材料可以包括鉑。在一個實施例中，高度不透射線的材料可以包括金。用于治療患者的血管系統的裝置的一個實施例可以包括自擴張式彈性可滲透外殼，其具有受徑向約束的細長狀態、擴張的狀態以及被機織在一起的多個細長細絲，所述受徑向約束的細長狀態配置成用于在導管管腔內遞送，所述擴張的狀態相對于所述受徑向約束的狀態呈球狀的且縱向縮短的構型，所述多個細絲具有總橫截面積并且還限定可滲透外殼的腔體，并且所述多個細絲包括至少某些復合細絲，所述復合細絲包括高強度的材料和高度不透射線的材料，并且其中，所述高度不透射線的材料的總橫截面積高度是介于多個細長細絲的總橫截面積約的11％和約30％之間。在一個實施例中，高度不透射線的材料的總橫截面積是介于多個細長細絲的總橫截面積的約15％和約30％之間。在一個實施例中，高度不透射線的材料的總橫截面積是介于多個細長細絲的總橫截面積的約15％和約22％之間。在一個實施例中，高度不透射線的材料的總橫截面積是介于多個細長細絲的總橫截面積的約19％和約30％之間。在一個實施例中，高度不透射線的材料的總橫截面積是介于多個細長細絲的總橫截面積的約11％和約18.5％之間。在一個實施例中，多個細長細絲可以相對于彼此被緊固在可滲透外殼的遠側端部處。在一個實施例中，多個細長細絲可以相對于彼此被緊固在可滲透外殼的近側端部處。在一個實施例中，多個細長細絲可以包括約50個至約190個復合細絲。在一個實施例中，多個細長細絲可以包括約70個至約150個復合細絲。在一個實施例中，復合細絲可以是拉制填充管。在一個實施例中，拉制填充管線材可以具有介于約10％和約50％之間的橫截面積填充比率。在一個實施例中，拉制填充管線材可以具有介于約20％和約40％之間的橫截面積填充比率。在一個實施例中，拉制填充管線材可以具有介于約25％和約35％之間的橫截面積填充比率。在一個實施例中，高度不透射線的材料可以包括鉭。在一個實施例中，高度不透射線的材料可以包括鉑，在一個實施例中，高度不透射線的材料可以包括金。圖50A和圖50B示出編織式管狀構件1000，其用于生產具有單層的網狀裝置，所述單層具有至少兩個不同的編織部分：具有第一編織密度(BD1)的第一編織部分1002和具有第二編織密度(BD2)的第二編織部分1004。編織式管狀構件沿著縱向軸線ZL延伸。在第一編織部分1002和第二編織部分1004之間布置有具有過渡編織密度(BDT)的過渡部分1003。如圖50C和圖50D所示，模塊化編織密度(BDM)是在編織物內的基本菱形模塊1008中的細絲覆蓋面積百分比的二維表達。如本文所述的編織密度(BD)與傳統“編織線材密度”不同，所述傳統"編織線材密度"說明了每英寸緯密(PPI)或每厘米緯密。“編織線材密度”不是面積的比率，反而是在管狀截面的特定長度內的線材交叉點的數目。“編織線材密度”無視于在一定面積內的材料覆蓋量，這是因為其不考慮一個或多個線材直徑。另一方面，編織密度(BD)是針對在一定面積內的材料覆蓋的百分比。基本菱形模塊1008是在圖50D中的菱形虛線內的二維面積AM。基本菱形模塊1008包括具有面積AO的基本菱形開口1011，所述基本菱形開口1011由四個細絲包圍：第一細絲1013、第二細絲1015、第三細絲1017和第四細絲1019。如將進一步說明的，四個細絲1013、1015、1017、1019可以包括四個單獨的線材，或可替代地，兩個或更多個細絲可以由相同的線材制成。四個細絲1013、1015、1017、1019圍繞菱形開口1011在第一細絲1013和第二細絲1015之間的第一交叉點1023處、在第二細絲1015和第三細絲1017之間的第二交叉點1025處、在第三細絲1017和第四細絲1019之間的第三交叉點1027處和在第四細絲1019和第一細絲1013之間的第四交叉點1029處彼此交叉。菱形模塊1008內的面積AM和菱形開口1011內的面積AO每個都可以通過平行四邊形的面積公式估計(底乘高，其中高與底垂直)。在圖50D中的四個虛線每個都位于細絲橫向厚度(例如，細絲寬度或圓形細絲直徑)的兩個外部范圍之間的中心。因此，菱形模塊1008的面積AM包括菱形開口1011的面積AO和包圍菱形開口1011的四個細絲1013、1015、1017、1019中的每個的厚度的一半的面積。如上所述，細絲中的兩個或更多個可以具有彼此不同的厚度，或全部可以具有相同的厚度。在單個模塊處計算的模塊化編織密度(BDM)是：BDM＝(AM-AO)/AM其中，AM是菱形模塊的面積，并且AO是菱形開口的面積。在具有固定直徑、固定圓周和固定細絲數目的編織式管狀構件1000的實施例中，配合在固定圓周內的菱形模塊1008的數目將不改變，不管編織物如何稀疏地或密集地形成。因此，模塊寬度1084將保持相同的尺寸，不管編織物如何稀疏地或密集地形成。然而，隨著編織物形成得越密集，模塊長度1086將越短，并且隨著編織物形成得越稀疏，模塊長度1086將越長。在編織期間，為了在不改變模塊寬度1084的情況下適應模塊長度1086的這種變化，細絲1015和細絲1017將在交叉點1025處滑動越過彼此，并且細絲1013和細絲1019將在交叉點1029處滑動越過彼此，而同時角度1082及與1082相對的角改變。與此同時，細絲1013和細絲1015將相對于彼此在交叉點1023處旋轉，并且細絲1017和細絲1019將相對于彼此在交叉點1027處旋轉，而同時角1078及與角1078相對的角改變。例如，隨著編織物更加密集地纏繞，角度1082及與1082相對的角二者將增大，而角1078及與角1078相對的角二者將減小。此外，隨著編織物更加稀疏地纏繞，角度1082及與1082相對的角二者將減小，而角1078及與角1078相對的角二者將增大。應當注意到，在編織命名法中角1082將是“編織角”的兩倍。模塊長度1086增大和減小，伴隨編織“密度”變化，外加模塊寬度1084恒定，這意味著在一定圓周“行”中的模塊數目將不隨角1078、1082變化而變化，但是在一定軸向“列”中的模塊數目將變化。為了計算圓柱形編織密度(BDC)，必須對在具有K個模塊的圓柱形面積內的所有模塊化編織密度的分子和分母二者求和，并且繼而求得比率：BDC＝∑(AMk-AOk)/∑(AMk)k＝1、2、3……n其中，AM是菱形模塊的面積，并且AO是菱形開口的面積。在編織式管狀構件1000的特定部分或由編織式管狀構件1000制成的網狀裝置上的模塊化編織密度(BDM)中有某些變化的情況下，可以計算圓柱形編織密度(BDC)。變化的模塊化編織密度(BDM)的第一示例是在過渡部分1003中，其中模塊化編織密度(BDM)沿著縱向軸線ZL增大或減小。變化的模塊化編織密度(BDM)的第二示例是在具有球形或球狀形狀的網狀裝置中，其中模塊化編織密度(BDM)朝向網狀裝置的外半徑減小和朝向網狀裝置的中心或縱向軸線ZL增大。假設在位于流入血管缺損(例如動脈瘤)中的最大流動附近的編織部分中的關鍵編織密度(BD)是在最擴張直徑處的編織密度(BD)。編織密度(BD)本質上朝向網狀裝置的中心軸線變得更大，這是因為有效的直徑(并且從而圓周)減小，從而對于相同數目的細絲1005而言留下較少的空間，并且從而減小每個模塊的模塊寬度1084。在網狀裝置的若干實施例中，網狀裝置由具有至少兩個不同的編織部分1002、1004的編織式管狀構件1000形成，以便使網狀裝置自身可以具有至少兩個不同的編織部分。具有至少兩個編織部分的主要目的之一在于，更稀疏的編織部分可以更易于機械地在直徑上約束以用于在微導管61的較小管腔內遞送和提供更加柔性的裝置來通過曲折路徑輸送，例如，當更加密集的編織部分放置在動脈瘤或其它血管缺損的頸部或開口處時，更加密集的編織部分可以更加有效地中斷血液流動。隨著第二編織部分1004被更加密集地編織(例如，伴隨有增大的角1082和減小的角1078)，流過菱形開口1011的阻力增大。通過菱形開口1011的流動的特征可以在于液壓直徑(DH)1033，表示與菱形開口1011相同的流動特征的理論圓形直徑。液壓直徑(DH)典型地用于表示流過各種非圓形管腔或開口(例如菱形開口1011)的流動。這是因為非圓形開口會具有低流動區，如同菱形開口1011中的低流動區1088。用于液壓直徑(DH)的公式是：DH＝(4×AO)/PO其中，AO是菱形開口的面積，并且PO是菱形開口的周長。編織密度(BD)可以用于比較編織式管狀構件1000的一個部分與編織式管狀構件1000的另一個部分。編織密度(BD)還可以用于比較相鄰于編織式管狀構件1000的縱向軸線ZL的部分與編織式管狀構件的相同部分內的最擴張區段。編織密度(BD)可以用于比較由編織式管狀構件1000構造的網狀裝置的一個部分與由編織式管狀構件構造的網狀裝置的另一個部分，例如，比較第一部分的最擴張區段與第二部分的最擴張區段。如上所述，意欲中斷流動(例如，在動脈瘤的頸部處)的部分的最擴張區段是關于預測中斷最壞情況的較高流動位置中的流動的有效性。編織密度還可以被表示為由編織式管狀構件1000制成的網狀裝置的編織式管狀構件1000的若干不同部分的平均(例如，平均值，中值)。編織密度還可以被表示為若干編織式管狀構件1000或由編織式管狀構件1000構造的網狀裝置的相同部分的測量平均值。若干所述實施例的網狀裝置由編織式管狀構件1000形成，所述編織式管狀構件1000最初通過編織機器1050、1100中的至少一個編織。分別在圖51的實施例和圖52的實施例中所示的編織機器1050、1100是豎直類型的，即，圓柱形編織心軸1010的編織軸線(Z)沿著豎直方向延伸，圍繞所述編織軸線(Z)形成管狀編織物1055(參見圖54A)。豎直類型的編織設備比水平類型的設備向操作員提供對設備的各種部件更加便利的訪問，在所述水平類型的設備中編織物圍繞水平軸線形成。豎直類型的編織設備也利用重力的幫助，而不需要例如通過使用滑車、重物或其它機構的顯著復雜性。編織機器1050、1100包括圓盤1020，從所述圓盤1020垂直地延伸心軸1010。心軸1010的外徑確定形成在該心軸上的編織物的內徑。在某些實施例中，心軸可以在約2mm至約50mm的范圍內。同樣，心軸1010的長度確定可以形成的編織物的長度。心軸1010的的最上端具有尖端1012，所述尖端1012比形成凹陷部或凹口1014(圖54A)的心軸1010具有更小的直徑，所述凹陷部或凹口1014用于將多個細絲加載在心軸1010的尖端上。在使用中，多個細絲1005a至1005n被加載到心軸尖端1012上，以便使每個細絲都朝向盤1020的圓周邊緣1022徑向地延伸。細絲1005可以在心軸1010上繞圈，以便使圈抓住在形成在尖端1012和心軸1010的連結部處的凹口1014上。例如，單個線材1007可以在心軸1010上繞圈和附貼到心軸1010以產生兩個單獨的編織細絲1005a、1005b。這因為可以簡化在心軸1010的尖端1012處的細絲1005的附裝而提供更好的加載效率。或者，細絲1005可以通過約束帶被臨時地緊固在心軸尖端1012處，所述約束帶例如是膠帶，橡筋帶、環形夾或類似物。細絲1005a至1005n布置成使得它們圍繞盤1020的圓周邊緣1022間隔開并且每個細絲都在這樣的點處接合邊緣1022，即，所述點與由緊接相鄰的細絲接合的點間隔開圓周距離d(圖53)。在某些實施例中，心軸可以被加載有約10個至1500個細絲，或者約10個至1000個細絲，或者約10個至500個細絲，或者約18個至288個細絲，或者104個、108個、144個、162個、180個、216個、288個、360個或800個細絲。在線材1007搭在心軸1010上的情況下，將有1/2數目的線材1007，這是因為每個線材1007都產生兩個編織細絲1005。細絲1005a至1005n可以具有約0.0005至0.005英寸(1/2密耳至5密耳)的橫向尺寸或直徑，或者約0.0075至0.002英寸(3/4密耳至2密耳)的橫向尺寸或直徑。在某些實施例中，編織物可以由多個尺寸的細絲1005形成。例如，細絲1005a至1005n可以包括較大細絲和較小細絲，所述較大細絲具有約0.001至0.005英寸(1密耳至5密耳)的橫向尺寸或直徑，所述較小細絲具有約0.0004至0.0015英寸(1/2密耳至1.5密耳)的橫向尺寸或直徑，更具體地，約0.0004英寸至約0.001英寸的橫向尺寸或直徑。另外，在較小細絲和較大細絲之間的橫向尺寸或直徑的差異可以小于約0.005英寸，或者小于約0.0035英寸，或者小于約0.002英寸。對于包括不同尺寸的細絲的實施例，較小細絲的數目相對于較大細絲的數目可以是約2比1至約15比1，或者地約2比1至約12比1，或者約4比1至約8比1。圓盤1020限定平面1021和圓周邊緣1022。諸如步進馬達的馬達1018(圖54A)被附裝到盤1020以在離散的步驟中轉動盤。馬達1018和控制系統可以被容納在圓柱形鼓1060中，所述圓柱形鼓1060連接到盤1020的底側，或者馬達1018和控制系統可以處于與鼓1060分離并且通過齒輪傳動裝置、滑車或鏈傳動裝置聯接到盤1020和鼓1060的頂部或底部。在某些實施例中，鼓1060可以具有約等于盤1020的直徑，以便使鼓1060的縱向側可以充當物理機制以穩定延伸越過盤1020的邊緣的細絲1005。例如，在某些實施例中，鼓1060的側可以由吸收能量的、輕帶紋理的有槽表面或具有凸出部的表面制成，以便當細絲1005延伸越過盤1020的邊緣時，細絲1005將開始擱置在鼓1060的側上，使得細絲1005是基本豎直的而不是纏結的。圍繞盤1020的圓周定位有多個抓取機構1030(參見圖53)，每個抓取機構1030都朝向盤1020的圓周邊緣1022延伸并且布置成選擇性地捕獲延伸越過盤1020的邊緣的各個細絲1005。抓取機構1030可以包括鉤、倒鉤、磁體或任何其它在本
技術領域：
中已知的、能夠選擇性地捕獲和釋放一個或多個細絲1005的磁性、吸力或機械部件。例如，如圖53中所示，在一個實施例中，抓取機構1030可以在遠側端部處包括雙頭鉤1036以用于接合位于抓取機構1030的任一側上的細絲1005。鉤的彎曲部可以如圖所示是略微J狀的，以鼓勵細絲1005保留在鉤中。或者，鉤可以是更加L狀的，以當鉤遠離細絲1005轉動時幫助釋放所接合的細絲。抓取機構1030的數目確定可以加載在編織機器1050、1100上的細絲1005的最大數目，并且因此確定在所述抓取機構1030上制成的編織物1055中的細絲1005的最大數目。抓取機構1030的數目將通常是細絲1005的最大數目的1/2。每個抓取機構1030可以處理兩個線程(或更多)；因此，例如，具有144個圍繞盤1020延圓周延伸的雙頭鉤抓取機構1030的編織機器1050、1100可以加載有最大288個細絲。然而，因為抓取機構1030中的每個都被單獨地激活，機器還可以在部分加載的構型中操作，所述部分加載的構型被加載有任何偶數數量的細絲1005以產生具有一定范圍的細絲1005的編織物1055。每個抓取機構1030都連接到致動器1040，所述致動器1040控制抓取機構1030朝向和遠離盤1020的圓周邊緣1022的運動以一次一個地交替接合和釋放細絲1005。致動器1040可以是在本
技術領域：
中已知的任何類型的線性致動器，例如，電力的、機電的、機械的、液壓的或氣動的致動器，或是在本
技術領域：
中已知的、能夠使抓取機構1030和所接合的細絲1005既遠離盤1020又朝向盤1020運動了設定距離的任何其它致動器。抓取機構1030和致動器1040圍繞盤1020的圓周定位，以便使致動器1040的動作促使抓取機構1030沿著大致徑向的方向遠離和朝向盤1020的圓周邊緣1022運動。抓取機構1030被進一步定位成使得抓取機構1030隨著所選的細絲1005延伸越過盤1020的圓周邊緣1022而接合所選的細絲1005。例如，在某些實施例中，抓取機構1030位于在由盤1020限定的平面略微下方的水平面中。或者，抓取機構1030可以成角度成使得當抓取機構1030朝向盤1020運動時，抓取機構1030將在由盤1020限定的平面1021下方的點處截斷細絲1005。如圖51至圖54A中所示，多個抓取機構1030和致動器1040可以附裝到包圍圓盤1020的固定軌道1042，并且圓盤構造成轉動。或者，對于可轉動的盤1020，多個抓取機構1030和致動器1040可以附裝到可轉動的圓形軌道(未示出)，所述可轉動的圓形軌道構造成圍繞固定的盤轉動。諸如步進馬達的馬達可以附裝到圓形軌道以在離散的步驟中相對于盤1020轉動抓取機構1030。能夠有具有固定的軌道和固定的盤1020二者的可替代的實施例。在該特定的實施例中，多個抓取機構1030和致動器1040可以以圍繞固定的軌道的內徑的鐵路車輛的方式被驅動。在使用中，如圖53中所示，心軸1010被加載有多個細絲1005a至1005j，所述多個細絲1005a至1005j徑向地延伸越過圓盤1020的圓周邊緣1022。細絲1005a至1005j中的每個都在與由每個緊接相鄰細絲1005接合的點相距距離d的離散的點處接合盤1020的圓周邊緣1022。在某些實施例中，接合點可以包括一系列預標出的位置，其例如通過物理標記具體地識別出。在其它實施例中，接合點還可以包括物理特征，例如，微觀特征、紋理、槽、凹口或其它凸出部。槽1066被示出為在圖51的鼓1060的外圓周上軸向地延伸。如圖53中所示，抓取機構1030a至1030e最初被等距定位在相鄰的細絲1005a至1005j之間，即，抓取機構1030a被定位在細絲1005a和1005b之間，抓取機構1030b被定位在細絲1005c和1005d之間，抓取機構1030c被定位在細絲1005e和1005f之間，抓取機構1030d被定位在細絲1005g和1005h之間，抓取機構1030e被定位在細絲1005i和1005j之間。每個抓取機構1030都進一步借助越過盤1020的圓周布置的鉤定位。為了接合第一集的細絲1005a、1005c、1005e、1005g和1005i，附裝到抓取機構1030a、1030b、1030c、1030d、1030e的致動器1040a、1040b、1040c、1040d、1040e被致動以使每個抓取機構1030都沿著大致徑向的方向朝向盤1020運動離散的距離。每個抓取機構1030a至1030e的遠側端部都優選地隨著細絲延伸越過盤1020的邊緣1022而在圓盤1020的平面下面的點處接合細絲1005a、1005c、1005e、1005g和1005i。例如，一旦鉤1036a至1036e已經沿著方向C2(相對于鉤1036e和致動器1040e具體地示出)朝向盤1020運動，以便使每個鉤1036a至1036e的尖端都延伸越過懸掛的細絲1005a、1005c、1005e、1005g和1005i，盤1020沿著箭頭方向C3被順時針轉動以促使鉤1036a至1036e接觸細絲1005a、1005c、1005e、1005g和1005i。一旦細絲1005a、1005c、1005e、1005g和1005i被抓取機構1030a至1030e的鉤1036a至1036e接觸，附裝到抓取機構1030a至1030e的致動器1040a至1040e被再次致動以沿著箭頭方向C4(相對于鉤1036e和致動器1040e具體地示出)收回抓取機構1030a至1030e，在鉤1036a至1036e中接合細絲1005a、1005c、1005e、1005g和1005i，并且使所接合的細絲1005a、1005c、1005e、1005g和1005i遠離盤1020的圓周邊緣1022沿著大致徑向的方向運動到超越盤1020的邊緣1022的點。接下來，盤1020被沿著箭頭方向C1逆時針轉動距離2d以將所接合的細絲1005a、1005c、1005e、1005g和1005i交叉在未接合的細絲1005b、1005d、1005f、1005h和1005j上。或者，如上所述，相同的相對運動可以通過沿著箭頭方向C3轉動致動器1040a至1040e和抓取機構1030a至1030e而不是沿著方向C1轉動盤1020來產生。接下來，附裝到抓取機構1030a至1030e的致動器1040a至1040e被再次致動以使抓取機構沿著大致徑向的方向朝向盤1020運動離散的距離，如由箭頭C2指示。鉤1036a至1036e由此朝向盤1020運動，以便使每個鉤1036a至1036e的尖端都在由懸掛的細絲1005a至1005j所形成的圓周內延伸。這將再次將細絲1005a、1005c、1005e、1005g和1005i放置成與盤1020的邊緣1022接觸和釋放細絲1005a、1005c、1005e、1005g和1005i，另外，當盤1020沿著逆時針方向被轉動時，細絲1005d、1005f、1005h和1005j通過雙鉤1036a至1036d被接合在抓取機構1030a至1030d上。相同的步驟可以繼而沿著相反的方向重復以將細絲1005b、1005d、1005f、1005h和1005j交叉在未接合的細絲1005a、1005c、1005e、1005g和1005i上而使細絲以一上一下的圖案交織。如圖54A中所示，細絲1005a至1005n從而圍繞心軸1010從由圓盤1020延伸的心軸1010的最上尖端1012朝向下端1016漸進地機織成編織物1055。所述的步驟以一上一下的圖案產生編織物1055，即，菱形圖案，然而，可以通過改變所接合的子集的細絲1005、轉動的距離和/或重復的圖案而產生任何數目的編織圖案。如圖54A中所示，在供細絲1005a至1005n匯聚以形成編織物的點(即，落點或編織點)處，隨動件重物1070與心軸1010結合使用以影響管狀編織物的尺寸和形狀(連同其它重要因素一起，例如，細絲的數目、細絲的橫向尺寸和編織圖案)。隨動件重物1070(例如，可調節的型環(formerring))可以幫助控制編織物1055的外徑，并且心軸1010幫助控制內徑。理想地，隨動件重物1070的內徑略大于心軸1010的外橫截面，接近于編織物1055的直徑。例如，大了約二分之一毫米至四分之三毫米。這樣，隨動件重物1070將編織的細絲1005a至1005n借助較短的行進路徑推動了較小的距離到心軸1010，以便使編織物1055被緊緊地拖拉在心軸1010上，由此產生具有較高結構完整性的均勻編織物1055。具有可調節的內徑1072的隨動件重物1070可以被調節以密切地匹配所選心軸1010的外徑并且用于將編織物1055緊緊拖拉在心軸1010上。可調節的隨動件重物1070通過提供可調節的內徑1072而制成，例如，所述可調節的內徑1072通過多個鳶尾花形式的重疊的葉片(未示出)而產生，所述重疊的葉片可以被調節以提供一定范圍的內徑。這種可調節的型環是在本
技術領域：
中已知的，并且關于這種可調節的環的構造的更多細節可以在2004年1月20日提交的題名為“FormingRingwithAdjustableDiameterforBraidProduction,andMethodsofBraidProduction”的美國專利No.6,679,152中找到。或者，固定的隨動件重物具有密切地匹配心軸1010的外徑的預定的且不可調節的內徑，所述固定的隨動件重物可以用于將編織物1055緊緊拖拉在心軸1010上。在某些實施例中，隨動件重物可以不被顯著地加重。在其它實施例中，隨動件重物可以被顯著地加重了特定的量以提供額外的力，所述額外的力隨著細絲1005a至1005n被拖拉在心軸1010上以形成編織物1055而向下推壓在細絲1005a至1005n上。例如，依據所使用的細絲1055的類型和尺寸，隨動件重物1070可以包括介于約100克至1000克之間、或者介于約150克至500克之間的重量，以在細絲1005a至1005n上提供額外的向下力，所述細絲1005a至1005n被推動通過隨動件重物1070并且如被推壓在心軸1010上以產生編織物1055。雖然在圖52的編織機器1100中，具有雙頭鉤1360的抓取機構1030被緊固到每個致動器1040的可運動的表面1031，圖51的編織機器1050包括具有可運動的耙狀物1032的致動器1040，每個耙狀物1032都具有多個雙頭鉤1036，例如，四個雙頭鉤1036。圖51和54A示出多個張緊元件1006a至1006n，所述多個張緊元件1006a至1006n被聯接到每個細絲1005a至1005n的端部，以便控制在編織處理期間的每個細絲1005中的張力。張緊元件1006a至1006n可以包括附裝到每個細絲1005的端部的重物，或可以包括在本
技術領域：
中已知的任何其它張緊元件，所述任何其它張緊元件用于將介于約2克至20克之間的重量或可替代地介于約8克至16克之間的重量施加到各個細絲1005中的每個。張緊元件1006a至1006n的尺寸設定成配合在鼓1060上的多個槽1066中。例如，每個張緊元件1006都可以包括細長圓柱形重物，如圖51和54A所示。張緊元件1006a至1006n對于每個細絲1005a至1005x而言是分離的并且被各個地連接到每個細絲1005a至1005x。因此，所施加的張力的量可以對于每個細絲1005a至1005x改變。例如，較大的張緊元件1006可以附裝到較小直徑的細絲1005以相對于較大直徑的線材1007向較小直徑的線材1007施加更大的張力。各個張緊每個細絲1005的能力產生準確的張緊系統，所述準確的張緊系統改進編織物1055的一致性和完整性并且能夠使編織機器1050、1010對多個直徑線材1007操作。在某些實施例中，細絲1005可以包括高強度的鎳鈦合金，例如，鎳-鈦-鎢(Ni-Ti-W)。因為可以在編織機器1050、1010上制造的編織裝置的各種實施例，管狀編織物1055的尺寸可以顯著地改變。為產生所需的裝置或用于裝置的部件而會改變的某些參數包括心軸1010直徑、細絲1005直徑、細絲1005的數目、每單位長度的總交叉點的數目(即，每英寸緯密或每厘米緯密)以及總編織長度。圖54A至圖54C示出關鍵的編織機器尺寸，其會通過改變這些參數而被影響。例如，因為致動器1040和抓取機構1030圍繞圓周的全部配合要求，隨著細絲1005的數目增加，由鉤1036接合細絲1005的直徑DB增大。另外，夾角(θ)增大。該夾角(θ)的增大盡管是小得多的程度上但是也受到心軸1010的直徑DM的減小影響。隨著編織物1055制成，心軸1010構造成從編織機器1050沿著方向Z伸縮地延伸，例如，如電子傳感器(例如，光學傳感器1093(圖54A))的標引或點動(indexingorjogging)例如通過隨動件重物1070、1075的位置而感測編織的進程。例如，光學傳感器1093可以位于從編織機器1050延伸的柱狀物1095上并且其視準線1097瞄準隨動件重物1070的側1077。只要隨動件重物1070的側1077被光學傳感器1093感測到，心軸1010就不給出軸向地延伸的命令(例如，來自控制器)。然而，當編織已經被充分地進行而使得隨動件重物1070的上邊緣1071落在視準線1097以下時，控制器給出向上延伸或指引心軸1010的命令，直到隨動件重物1070的側1077被再次處于視準線1097內為止。事實上，受到隨動件重物1070影響的有效夾角(θ)可以通過控制各種參數而改變：由隨動件重物1070所施予的有效重量、心軸1010沿著方向Z線性延伸的速率以及在較小程度上通過張緊元件1006在細絲中產生的有效張力。這些參數中的一個或多個可以在編織處理期間被蓄意操縱，以便產生具有可變的編織密度的部件，例如，在圖50A至圖50D中所示的編織式管狀構件1000。圓錐角(CA)α經常是與編織機器1050、1100的監控和操作協力記錄的角，而并非是夾角(θ)(圖54A)。圓錐角(α)涉及由以下等式得到的夾角(θ)：CA＝α＝90°-θ/2其中，α是在細絲1005的接合點處(在盤1020的圓周邊緣1022處)的水平面(盤1020的面)和延伸的細絲1005之間的角。角α可以例如借助沿著延伸的細絲1005的一部分施加的機械或電子水平來測量。如參見圖50A，例如，可以以如下方式構造編織式管狀構件1000，其具有至少兩個不同的編織部分：具有第一編織密度(BD1)的第一編織部分1002和具有第二編織密度(BD2)的第二編織部分1004，其中，所述第二編織密度(BD2)與所述第一編織密度(BD1)不同。多個細絲1005被加載到心軸1010上，并且初始張力Ti1被施加在第一子集的細絲1005中的每個上和第二子集的細絲1005上。例如，重物具有約2克至約20克或更具體地約8克至約16克或約12克的重量。隨動件重物1070或其它類似的加重結構繼而被放置在細絲1005和心軸1010上。隨動件重物1070具有密切地匹配心軸上的多個細絲的型面的內徑，并且重量W1。多個致動器1040被操作成接合第一子集的細絲1005并且使接合的細絲1005沿著大致徑向的方向越過圓盤1020的圓周邊緣運動到徑向位置。圓盤1020或多個致動器1040繼而被轉動(或二者均被轉動)，由此使第二子集的細絲1005和第一子集的細絲1005相對于彼此轉動地位移離散的距離并且使第一子集的細絲1005交叉在第二子集的細絲1005上。多個致動器1040繼而被操作成使第一子集的細絲1005沿著大致徑向的方向朝向圓盤1020的圓周邊緣運動，其中，第一子集中的每個細絲1005都在與其前一個接合點相距圓周距離的接合點處接合圓盤1020的圓周邊緣1022。多個致動器1040繼而被操作成接合第二子集的細絲1005并且使接合的細絲1005沿著大致徑向的方向越過圓盤1020的圓周邊緣運動到徑向位置。圓盤1020或多個致動器1040繼而被轉動(或二者均被轉動)，由此使第二子集的細絲1005和第一子集的細絲1005相對于彼此轉動地位移離散的距離并且使第二子集的細絲1005交叉在第二子集的細絲1005上。多個致動器1040繼而被操作成使第二子集的細絲1005沿著大致徑向的方向朝向圓盤1020的圓周邊緣運動，其中，第二子集中的每個細絲1005都在與其前一個接合點相距圓周距離的接合點處接合圓盤1020的圓周邊緣1022。以上步驟被重復以形成具有第一編織密度BD1的管狀編織物。隨動件重物1070繼而用具有不同重量的不同隨動件重物替換或被修改成使其具有不同的重量W2，或具有任何等效的方式，以便使隨動件重物1070對從管狀編織物延伸的細絲1005的影響被改變，例如，改變有效的圓錐角(CA)和夾角(θ)。以上步驟被重復以繼續形成管狀編織物，但是具有與第一編織密度BD1不同的第二編織密度BD2。對于具有144個0.001英寸鎳鈦諾細絲的、以一上一下的圖案編織的編織式管狀構件1000而言，可以使用5mm內徑的可變的編織物，其具有兩個不同的部分，具有第一編織密度BD1和第二編織密度BD2，263克的重量W1和175克的重量W2，或者重量W1比重量W2高約50％(圖54B至圖54C)。使用263克的重量W1編織的部分將以較大的夾角(θ1)和較小的圓錐角(α1)編織，并且將從而具有比使用175克的重量W2編織的部分低的編織密度BD。使用175克的重量W2編織的部分將從而以較小的夾角(θ2)和較大的圓錐角(α2)編織。重量W1也可以比重量W2高50％。伴隨從重量W1改變到重量W2，細絲上的初始張力Ti1可以改變到二次張力Ts1。例如，通過將額外的重物(張緊元件1006)附裝到細絲1005中的一個或多個或通過移除附裝到細絲1005中的一個或多個的額外的重物(張緊元件1006)。在圖54B中示出正形成具有第一編織密度BD1的第一編織部分1002，其中重量W1放置在適當位置中，如心軸1010沿著正Z方向(圖54A)標引。在圖54C中，重量W1由較輕的重量W2，并且形成具有第二編織密度BD2的第二編織部分1004，第二編織密度BD2高于第一編織密度BD1。圖54D中所示的管狀編織物1055沿著軸線ZL在第一端部和第二端部之間取向。管狀編織物1055具有多個菱形1061。在第一編織部分1002內的3點鐘位置處的角β1大于在第二編織部分1004內的3點鐘位置處的角β2。在某些實施例中，角β2可以介于約25°和約45°之間或介于約30°和約40°之間，或約35°。在某些實施例，角β1可以介于約35°和約65°之間或介于約45°和約55°之間，或約50°。在圖55中示出在其擴張的構型中的網狀裝置1200，其由編織式管狀構件1000制成且具有基本球形的擴張的構型。網狀裝置1200具有第一編織部分1202和第二編織部分1204，所述第一編織部分1202具有第一平均編織密度BDavg1，所述第二編織部分1204具有第二平均編織密度BDavg2。第二平均編織密度BDavg2大于第一平均編織密度BDavg1。編織密度BD從第一編織部分1202經過過渡帶TZ1206過渡到第二編織部分1204。在某些實施例中，過渡帶TZ1206可以具有小于約兩毫米的長度(或高度)或小于約一毫米的長度。在某些實施例中，過渡帶TZ1206可以具有小至約300微米的長度或甚至小至約100微米的長度。在某些實施例中，在過渡帶TZ1206的長度(高度)和網狀裝置1200的總長度(總高度)之間的比率可以是約0.5％至約20％，或約1％至約15％，或約1％至約10％，或約3％至約8％。在由編織式管狀構件1000制成的且具有第一編織部分1202和第二編織部分1204的網狀裝置1200中，會期望具有這樣的第一編織部分1202編織密度BD1，其處于約0.10至約0.20的范圍內，或更具體地從約0.10至約0.15的范圍內。此外，會期望具有第二編織部分1204編織密度BD2，其處于約0.15至約0.40的范圍內，或更具體地從約0.17至約0.30的范圍內。第二編織部分1204還可以具有多個開口，所述多個開口具有200μm或更小的平均液壓直徑DH。第二編織部分1204編織密度BD2與第一編織部分1202編織密度BD1的比率，或BD2/BD1，會期望處于約1.25至約5.0的范圍內，或更具體地處于約1.25和約2.5之間的范圍內，或甚至更具體地處于約1.50和約2.0之間的范圍內。參照圖7和圖8，在某些實施例中，第二編織部分1204中的多個開口或孔隙64中的大多數具有介于約0.005英寸和約0.010英寸之間的圓形(100)直徑。在某些實施例中，第二編織部分1204中的多個開口或孔隙64中的大多數具有介于約0.006英寸和約0.009英寸之間的圓形(100)直徑。在某些實施例中，第二編織部分1204中的多個開口或孔隙64中的大多數具有介于約0.007英寸和約0.008英寸之間的圓形(100)直徑。在某些實施例中，第一編織部分1202中的孔隙的直徑可以介于約300μm和約900μm之間或介于約300μm和約700μm之間或介于約300μm和約500μm之間。在某些實施例中，第二編織部分1204中的孔隙的直徑可以介于約50μm和約200μm之間或介于約100μm和約200μm之間。網狀裝置1200具有近側端部1208和遠側端部1210，第一編織部分1202與遠側端部1210相鄰，并且第二編織部分1204與近側端部1208相鄰。構成制成網狀裝置1200的編織式管狀構件1000的各個細絲1212在近側端部1208處通過標記帶1214被緊固在一起，例如，標記帶包括不透射線的材料，例如，鉑或鉑合金。或者，各個細絲1212可以通過焊接、粘合劑、環氧樹脂或任何其它連結方法保持在一起。粘合劑或環氧樹脂可以摻雜有不透射線的材料(例如鉭)，以便增大可視化。網狀裝置1200當用于治療血管缺損(例如，腦動脈瘤)的目的時放置到動脈瘤中，以便使第二編織部分1204覆蓋動脈瘤的頸部。第二編織部分1204的第二平均編織密度BDavg2高于平均編織密度BDavg，所述平均編織密度BDavg處于當網狀裝置1200在動脈瘤內擴張時有效地使血液到動脈瘤中的流動停滯的范圍內。另外，在第二編織部分1204的最擴張區1205處的菱形開口1011中的每個的平均液壓直徑DH是200μm或更小。在第一編織部分1202的最擴張區1203處的菱形開口1011中的每個的平均液壓直徑DH可以大于300μm或甚至大于500μm，其中網狀裝置1200保持其機械特征，例如，徑向強度。在網狀裝置1200的遠側端部1210處的細絲1212沒有以與近側端部1208相同的方式聚集在一起，而是自由的未連接的端部1216。每個端部1216都可以簡單地為特定細絲1212的裸露終止，或可替代地，每個端部1216都可以用粘合劑或環氧樹脂涂覆或包覆，以便將其制成得較為鈍的。在圖56中示出在其擴張的構型中的網狀裝置1300，其由編織式管狀構件1000制成且具有比圖55的網狀裝置1200更為細長的擴張的構型。網狀裝置1300具有第一編織部分1302和第二編織部分1304，所述第一編織部分1302具有第一平均編織密度BDavg1，所述第二編織部分1304具有第二平均編織密度BDavg2。第二平均編織密度BDavg2大于第一平均編織密度BDavg1。編織密度BD從第一編織部分1302經過過渡帶TZ1306過渡到第二編織部分1304。網狀裝置1300具有近側端部1308和遠側端部1310，第一編織部分1302與遠側端部1310相鄰，并且第二編織部分1304與近側端部1308相鄰。構成制成網狀裝置1300的編織式管狀構件1000的各個細絲1312在近側端部1308處通過標記帶1314被緊固在一起。在網狀裝置1300的遠側端部1310處的細絲1312沒有以與近側端部1308相同的方式聚集在一起，而是自由的未連接的端部1316。每個端部1316都可以簡單地為特定細絲1312的裸露終止，或可替代地，每個端部1316都可以用粘合劑或環氧樹脂涂覆或包覆，以便將其制成得較為鈍的。網狀裝置1300當用于治療血管缺損(例如，腦動脈瘤)的目的時放置到動脈瘤中，以便使第二編織部分1304覆蓋動脈瘤的頸部。在第二編織部分1304的最擴張區1305處的編織密度BDavg2高于平均編織密度BDavg，所述平均編織密度BDavg處于當網狀裝置1300在動脈瘤內擴張時有效地使血液到動脈瘤中的流動停滯的范圍內。參照圖55的網狀裝置1200所討論的編織密度范圍和編織密度比率也應用于此。另外，在第二編織部分1304的最擴張區1305處的菱形開口1011中的每個的平均液壓直徑DH是200μm或更小。在第一編織部分1302的最擴張區1303處的菱形開口1011中的每個的平均液壓直徑DH可以大于300μm或甚至大于500μm，其中網狀裝置1300保持其機械特征，例如，徑向強度。如圖57和圖58所示，網狀裝置1200和網狀裝置1300二者當用于腦動脈瘤的栓塞術時被展開，以便使遠側端部1210、1310未到達動脈瘤160的圓頂161并且避免碰觸動脈瘤160的圓頂161。這會在動脈瘤160(所述動脈瘤160的圓頂161最近破裂)的栓塞術期間尤其有用，這是因為網狀裝置1200、1300將不太可能沿著愈合的破裂部位163摩擦，如圖57中所示。植入物與愈合的破裂部位163的直接接觸會剪掉或迫使打開纖維的愈合帽165。已經說明了編織網狀裝置1200、1300的優勢，所述編織網狀裝置1200、1300在第二編織部分1204、1304處具有較高的編織密度BD，所述第二編織部分1204、1304構造成與動脈瘤160的的頸部167相鄰放置。另外，有利的是網狀裝置1200、1300的受徑向約束的細長狀態待被配置成用于在這樣的微導管內遞送，所述微導管具有盡可能小的外徑并且從而具有盡可能小的內管腔直徑。具有小于0.033英寸或小于0.020英寸且小至0.017英寸或更小的內管腔直徑的微導管可以被追蹤到非常遠側的且非常曲折的血管系統中。由單層編織式管狀構件1000制成的網狀裝置1200、1300可以被徑向地約束到比由雙層編織式管狀構件制成的網狀裝置更小的直徑中。第二編織部分1204、1304的平均編織密度BDavg2越高，第二編織部分1204、1304在雙層網狀裝置中包含有越小的有效開口尺寸，但是沒有需被約束的兩個層。另外，第一編織部分1202、1302的較低編織密度BDavg1可以允許網狀裝置1200、1300被徑向地約束到較小的直徑中，并且配合通過比具有單層編織部分的網狀裝置小的微導管管腔，所述單層編織部分的整個長度具有較高的平均編織密度。形成由具有可變的編織物的編織式管狀構件1000制成的單層網狀裝置1200、1300的能力進一步允許細絲的總數目下降，從而進一步減小網狀裝置的受約束的直徑，并且允許網狀裝置放置在較小的微導管管腔中。由單個編織式管狀構件1000制成的網狀裝置1200、1300具有108個或更少的細絲1005，每個所述細絲都具有約0.0005英寸至約0.001英寸的橫向尺寸，并且所述網狀裝置1200、1300被編織成使其具有可變的編織結構，所述可變的編織結構具有第一編織部分和第二編織部分，所述第二編織部分的編織密度BD2大于第一編織部分的編織密度BD1，所述第二編織部分可以被約束和穿過具有0.017英寸的內管腔直徑的微導管。具體地參照圖57，軸線r表示在動脈瘤160的頸部167處的徑向位置。在頸部的中心處，r＝0，并且在頸部的外部范圍處，r是最大。如圖所示，網狀裝置1200的典型取向使得第二編織部分1204的較小擴張的部分1207較接近于頸部的中心(即，較接近于r＝0)，并且第二編織部分1204的最擴張的部分1205在外部范圍處，在該處r是最大，或者就圖57而言，超出頸部167的外部范圍。在第二編織部分1204的最擴張部分1205處的編織密度固有地高于在第二編織部分1204的較小擴張的部分1207處的編織密度。而且，在較高流動的基部頂端動脈瘤中常見的是在朝向頸部167的中心(即，較接近于r＝0)的部分處的血流沖擊速度V1高于朝向頸部的外部范圍(即，較接近于r＝最大)的血流沖擊速度V2。因此，期望的是形成網狀裝置1200，以便使在第二編織部分1204的最擴張部分1205處的開口1011的液壓直徑DH是200μm或更小，這樣，在第二編織部分1204中的開口1011的全部或幾乎全部將具有200μm或更小的液壓直徑DH。在一些解剖結構中，由于血管曲折度、疾病或其它原因，血流沖擊速度V2可以高于血流沖擊速度V1。在這些情況下，液壓直徑DH將在最大沖擊速度位置處仍然是200μm或更小。網狀裝置1200、1300可以由一個、兩個、三個或甚至更多個不同類型的細絲1005制成，包括不同的細絲材料或細絲橫向尺寸。在一個特定的三個細絲組合的實施例中，較大直徑的線材(例如，0.001英寸至0.002英寸)可以被包括以提供機械支撐。較小直徑的線材(0.0005英寸至0.001英寸)可以被包括以確保可以制成較高的編織密度部分，例如，所述部分構造成與動脈瘤160的的頸部167相鄰放置。也可以有“中等”細絲，其具有介于約0.00075英寸和0.00125英寸之間的直徑，以提供不透射線性。例如，這些細絲可以由鉑或鉑合金制成，或可以是拉制填充管(DFT)，所述拉制填充管包括鎳鈦的外殼和鉑或鉑合金的內芯。“中等”細絲可以以可變的百分比(相對于細絲的總數目)被包含，以便實現特定的剛度特征。“中等”細絲還可以以特定的百分比被包含以給予所需的最小抗拉強度。可以使用包含鈷-鉻(CoCr)的復合線材技術。例如，具有包含鈷-鉻(CoCr)的外殼及鉑或鉑合金的芯的DFT細絲提供強度、剛度和不透射線性。具有鈷-鉻芯的鎳鈦外殼提供可成形性和強度。在圖59中示出在其擴張的構型中的網狀裝置1400，其具有基本球形的擴張構型和基本封閉的遠側頂點1415。網狀裝置1400具有第一編織部分1402和第二編織部分1404，所述第一編織部分1402具有第一平均編織密度BDavg1，所述第二編織部分1404具有第二平均編織密度BDavg2。第二平均編織密度BDavg2大于第一平均編織密度BDavg1。編織密度BD從第一編織部分1402經過過渡帶TZ1406過渡到第二編織部分1404。網狀裝置1400具有近側端部1408和遠側端部1410，第一編織部分1402與遠側端部1410相鄰，并且第二編織部分1404與近側端部1408相鄰。構成制成網狀裝置1400的可替代的編織構件的各個細絲1412在近側端部1408處通過標記帶1414被緊固在一起，例如，標記帶包括不透射線的材料，例如，鉑或鉑合金。或者，各個細絲1412可以通過焊接、粘合劑、環氧樹脂或任何其它連結方法保持在一起。粘合劑或環氧樹脂可以摻雜有不透射線的材料(例如鉭)，以便增大可視化。網狀裝置1400當用于治療血管缺損(例如，腦動脈瘤)的目的時放置到動脈瘤中，以便使第二編織部分1404覆蓋動脈瘤的頸部。第二編織部分1404的第二平均編織密度BDavg2高于平均編織密度BDavg，所述平均編織密度BDavg處于當網狀裝置1400在動脈瘤內擴張時有效地使血液到動脈瘤中的流動停滯的范圍內。參照圖55的網狀裝置1200所討論的編織密度范圍和編織密度比率也應用于此。另外，在第二編織部分1404的最擴張區1405處的菱形開口1011中的每個的平均液壓直徑DH是200μm或更小。在第一編織部分1402的最擴張區1403處的菱形開口1011中的每個的平均液壓直徑DH可以大于300μm或甚至大于500μm，其中網狀裝置1400保持其機械特征，例如，徑向強度。參照圖61和圖62，示出堞形心軸組件1038，并且堞形心軸組件1038包括堞形心軸1034，所述堞形心軸1034在其中心腔1046內具有倒圓的帽1044。堞形心軸1034包括圓柱形城垛狀結構1048，其具有多個狹槽或垛口(crenel)1052，所述多個狹槽或垛口1052由多個柱狀物或堞形物1054分離。圖61和圖62中所示的實施例包括18個垛口1052和18個堞形物1054，然而，可替代的實施例可以包括27個垛口1052和27個堞形物1054或其它數量。倒圓的帽1044具有凸半徑1056，所述凸半徑1056的表面1058被優選地容納在由城垛狀結構1048所包圍的中心腔1046的部分內。銷1064從倒圓的帽1044延伸并且延伸到堞形心軸1034內的孔1066中。倒圓的帽1044可以通過使用螺紋螺釘、粘合劑、環氧樹脂、焊接或類似方法將銷1064附裝到孔1066而被緊固到堞形心軸1034。倒圓的帽1044和堞形心軸1034可以由剛性耐用材料制成，例如不銹鋼。在圖63A至圖63C中示出用于構造圖59的網狀裝置1400的工藝的堞形心軸組件1038的加載。柱狀物或堞形物1054a至1054r圍繞城垛狀結構1048沿圓周地排列，垛口1052a至1052r在堞形物1054a至1054r中的每個之間。在圖63A中，第一細絲1412a沿著向下的方向加載到垛口1052a(在堞形物1054r和1054a之間)和垛口1052j(在堞形物1054i和1054j之間)中并且被緊固到堞形心軸組件1038。第一細絲1412a可以例如被緊固成使得第一細絲1412a的中心部分1068a被緊貼地保持橫過倒圓的帽1044的凸半徑1056的表面1058。在堞形心軸組件1038的18個垛口的實施例中，垛口1052a和1052j的位置相對于彼此成180°，近似于例如鐘面上的12點鐘位置和6點鐘位置。然而，其它非180°的構型(例如圖63D的構型)可以被選擇用于細絲1412a或隨后待加載的細絲1412。在圖63B中，第二細絲1412b沿著向下的方向被加載到垛口1052b(在堞形物1054a和1054b之間)和垛口1052k(在堞形物1054j和1054k之間)中并且被緊固到堞形心軸組件1038。細絲1412b的中心部分1068b橫越第一細絲1412a的中心部分1068a并且被緊貼地保持橫過倒圓的帽1044的凸半徑1056。該加載一直持續到所有細絲1412被加載和緊固到堞形心軸組件1038為止。多個細絲1412可以被加載到垛口1052中的每個中或僅一些所選垛口1052中。在將所有細絲1412加載到垛口1052中并且將細絲1412緊固到堞形心軸組件1038之后，細絲1412被整理并且徑向地延伸，如圖51至圖54中的細絲1005那樣，并且如以上參照這些附圖所述來執行編織處理。所得到的圖59的網狀裝置1400因為細絲1412在倒圓的帽1044處彼此分層的方式而具有基本封閉的遠側頂點1415。圖59的網狀裝置1400可以例如由72個至216個細絲1412制成，但是因為心軸的加載由單個線材件產生兩個細絲1412的等效物，所以僅有36個至108個所需的線材件。網狀裝置1400可以進具有單個標記帶1414，如在遠側端部1410處不需要緊固線材。可以選擇鉑或鉑合金細絲與鎳鈦細絲的混合物以將不透射線性尤其在沒有標記帶1414的遠側端部1410處添加到網狀裝置1400。或者，可以使用具有不透射線的(例如，鉑或鉑合金)芯的拉制填充管(DPT)。在圖59的網狀裝置1400和圖60的網狀裝置1500二者中，細絲直徑可以在從約0.0005英寸至約0.002英寸的范圍內或在從約0.00075英寸至0.00125英寸的范圍內。圖63C示出參照圖63A至圖63B中所述的方法所制成的網狀裝置1400的已加載的堞形心軸組件1038的俯視圖。因為細絲1412中的每個都橫過中心交叉點1073，網狀裝置1400的基本封閉的遠側頂點1415包括在該中心交叉點1073處的許多層細絲1412。然而，網狀裝置1400的成形和熱定型可以在中心交叉點1073處至少部分地改良細絲1412中的某些或全部，將它們展開，以便減少中心交叉點處的松厚度。在圖63D中示出可替代的細絲加載方法。細絲1115以交錯的方式被加載。細絲1115a被加載到垛口1052a和1052f中；因而，細絲1115a在堞形物1054a、1054b、1054c、1054d和1054e內延伸并且被緊貼地保持橫過倒圓的帽1044的凸半徑1056的部分。細絲1115b被加載到垛口1052b和1052g中，并且從而細絲1115b在堞形物1054b、1054c、1054d、1054e和1054f內延伸并且在細絲1115a的頂部上交叉。這一直持續到所有細絲1115被加載為止，并且圖63D的構型是可見的。在該實施例中，與網狀裝置1400的封閉的遠側頂點1415相比，形成中心開口1091。依據在城垛狀結構1048處的堞形心軸1034的直徑和當加載每個細絲1115時跳過的垛口1052的總數目二者，中心開口1091的尺寸可以改變。在圖60中示出在其擴張的構型中的網狀裝置1500，其具有開口的遠側端部1510。網狀裝置1500具有第一編織部分1502和第二編織部分1504，所述第一編織部分1502具有第一平均編織密度BDavg1，所述第二編織部分1504具有第二平均編織密度BDavg2。第二平均編織密度BDavg2大于第一平均編織密度BDavg1。編織密度BD從第一編織部分1502經過過渡帶TZ1506過渡到第二編織部分1504。參照圖55的網狀裝置1200所討論的編織密度范圍和編織密度比率也應用于此。網狀裝置1500具有近側端部1508和遠側端部1510，第一編織部分1502與遠側端部1510相鄰，并且第二編織部分1504與近側端部1508相鄰。構成制成網狀裝置1500的可替代的編織構件的各個細絲1512在近側端部1508處通過標記帶1514被緊固在一起，例如，標記帶包括不透射線的材料，例如，鉑或鉑合金。或者，各個細絲1512可以通過焊接、粘合劑、環氧樹脂或任何其它連結方法保持在一起。粘合劑或環氧樹脂可以摻雜有不透射線的材料(例如鉭)，以便增大可視化。網狀裝置1500當用于治療血管缺損(例如，腦動脈瘤)的目的時放置到動脈瘤中，以便使第二編織部分1504覆蓋動脈瘤的頸部。第二編織部分1504的第二平均編織密度BDavg2高于平均編織密度BDavg，所述平均編織密度BDavg處于當網狀裝置1500在動脈瘤內擴張時有效地使血液到動脈瘤中的流動停滯的范圍內。另外，在第二編織部分1504的最擴張區1505處的菱形開口1011中的每個的平均液壓直徑DH是200μm或更小。在第一編織部分1502的最擴張區1503處的菱形開口1011中的每個的平均液壓直徑DH可以大于300μm或甚至大于500μm，其中網狀裝置1500保持其機械特征，例如，徑向強度。在網狀裝置1500的遠側端部1510處的開口部分1518由多個圈1516包圍，所述多個圈1516由細絲1512最初加載到堞形心軸組件1038上所得。在圖64A至圖64B中示出用于構造網狀裝置1500(圖60)的過程的堞形心軸組件1038的加載。在圖64A中，第一細絲1512a沿著向下的方向被加載到垛口1052a(在堞形物1054r和1054a之間)和垛口1052b(在堞形物1054a和1054b之間)中。第一細絲1512a的中心部分1168a被緊貼地圍繞堞形物1054a保持，并且細絲1512a的第一部分1170a和第二部分1172a被緊固到堞形心軸組件1038。在圖64B中，第二細絲1512b沿著向下的方向被加載到垛口1052b(在堞形物1054a和1054b之間)和垛口1052c(在堞形物1054b和1054c之間)中。第二細絲1512b的中心部分1168b被緊貼地圍繞堞形物1054b保持，并且第一部分1170b和第二部分1172b被緊固到堞形心軸組件1038。該加載一直持續到所有細絲1512被加載和緊固到堞形心軸組件1038為止。多個細絲1512可以圍繞堞形物1054中的每個加載或圍繞僅一些所選堞形物1054加載。在將所有細絲1512加載到垛口1052中并且將細絲1512緊固到堞形心軸組件1038之后，細絲1512被整理并且徑向地延伸，如圖51至圖54中的細絲1005那樣，并且如以上參照這些附圖所述執行編織處理。如圖60中所示，從細絲1512的中心部分1168引起多個圈1516，所述多個圈最初圍繞堞形心軸組件1038的堞形物1054彎曲。在城垛狀結構1048處的堞形心軸1034的直徑可以改變，以便控制開口部分1518的直徑。堞形物1054的數目和尺寸可以改變，以便控制圈1516的數目和尺寸。圈1516可以隨著網狀裝置1500在血管缺損內擴張而用作遲鈍的前導部分，增大其使用的安全性。圖63E示出網狀裝置1800的頂部(遠側)端部1810，所述頂部(遠側)端部1810結合了圖59的網狀裝置1400的特征和圖60的網狀裝置1500的特征。網狀裝置1800使用參照圖63A和圖63B所述的處理和參照圖64A和圖64B所述的處理二者的元素構造。第一子集的細絲1812a借助圖63A和圖63B的處理編織，并且形成封閉的遠側頂點1815。第二子集的細絲1812b借助圖64A和圖64B的處理編織，并且形成多個圈1816，每個圈都具有孔口1893。這些子集的細絲1812a、1812b中的每個都以分別參照圖63A和圖63B及圖64A和圖64B所述的方式在編織處理開始時被緊固到堞形心軸組件1038。細絲1812a罩原本作為開口部分，但是因為它們表示較小子集的細絲1812的總數目，所以中心交叉點1873具有較少的重疊的細絲1812a，從而允許減小遠側型面(厚度)以用于便于塌陷和通過微導管放置。在某些實施例中，可以在中心交叉點1873處有總共35個細絲1812a的交叉點，但是網狀裝置1800可以包含有約76個或更多的細絲。在某些實施例中，在中心交叉點1073處的交叉點的總數目與細絲1812的總數目的比率可以在約3％至約46％的范圍內或在約8％至約19％的范圍內。在某些實施例中，中心交叉點1873可以包括多個交叉點1873a、1873b，其可以通過執行圖63A和圖63B的方法來獲得，而在兩對或更多對垛口1052之間延伸細絲1812a，每對所述垛口1052都間隔開小于180°。多個交叉點1873a、1873b等的形成可以允許減小遠側型面(厚度)以用于便于塌陷和通過微導管放置，或可以在封閉的遠側頂點1815的不同部分處產生多個封閉的區域。在圖63F示出網狀裝置2400的頂部(遠側)端部2410。網狀裝置2400與圖59的網狀裝置1400類似，并且可以使用圖61至圖62的堞形心軸組件1038借助參照圖63A至圖63C所述的方法構造。細絲2412延伸越過倒圓的帽1044的凸半徑1056以形成具有中心交叉點2473的封閉的遠側頂點2415。在某些實施例中，網狀裝置2400可以不使用圖50A至圖54D的可變的編織密度方法構造，并且在其它實施例中，網狀裝置2400可以使用圖50A至圖54D的可變的編織密度方法構造。封閉的遠側頂點2415在遠側端部2410處沒有保持細絲2412的轂，并且從而可以在較小的破裂風險(在已愈合的或部分愈合的破裂部位處的重復破裂)下放置在之前破裂的動脈瘤中，如在動脈瘤圓頂上僅存在有平滑的表面。另外，將有在新部位處出現破裂的較小風險。在圖63G示出網狀裝置2500的頂部(遠側)端部2517。網狀裝置2500與圖60的網狀裝置1500類似，并且可以使用圖61至圖62的堞形心軸組件1038借助參照圖63D所述的方法構造。細絲2512形成為具有孔口2593的圈2516。開口部分2510從而居中地位于網狀裝置2500的遠側端部2517處。在某些實施例中，網狀裝置2500可以不使用圖50A至圖54D的可變的編織密度方法構造，并且在其它實施例中，網狀裝置2500可以使用圖50A至圖54D的可變的編織密度方法構造。開口部分2510可以在較小的破裂或再破裂的風險下位于破裂的動脈瘤中，如沒有材料接觸動脈瘤圓頂。圖65中所示的網狀裝置1600以與圖60中的網狀裝置1500類似的方式用細絲1612編織。然而，具有緊固細絲1612的標記帶1615的網狀裝置1600的遠側端部1610更加類似于網狀裝置1500的近側端部1508，并且網狀裝置1600的近側端部1608以與網狀裝置1500的遠側端部1510類似的方式(借助堞形心軸組件)編織。使用在城垛狀結構1048處的較小堞形心軸1034直徑，或可替代地使用圖63D中所述的加載技術，以便產生較小直徑的開口部分1618。例如，可以選取具有近似1mm直徑的開口部分1618中的圓形開口。開口部分1618的一個目的在于，在網狀裝置1600已經在血管缺損(例如，動脈瘤)內展開之后允許微導管1161插入(圖67至圖71)。圖66示出圍繞網狀裝置1600的近側端部1608延圓周排列的圈1616a至1616r(其中1616a、1616j和1616r被標出)，開口部分1618處于中心。在圖75中示出在其擴張的構型中的網狀裝置1700。網狀裝置1700包括單層編織式管狀構件，其具有第一編織部分1702和第二編織部分1704，所述第一編織部分1702具有第一平均編織密度BDavg1，所述第二編織部分1704具有第二平均編織密度BDavg2。第二平均編織密度BDavg2大于第一平均編織密度BDavg1。編織密度BD從第一編織部分1702經過過渡帶TZ1706過渡到第二編織部分1704。參照圖55的網狀裝置1200所討論的編織密度范圍和編織密度比率也應用于此。網狀裝置1700具有近側端部1708和遠側端部1710，第一編織部分1702與遠側端部1710相鄰，并且第二編織部分1704與近側端部1708相鄰。構成制成網狀裝置1700的可替代的編織構件的各個細絲1712在近側端部1708處通過標記帶1714被緊固在一起，例如，標記帶包括不透射線的材料，例如，鉑或鉑合金。構成制成網狀裝置1700的可替代的編織構件的各個細絲1712也在遠側端部1710處通過標記帶1701被緊固在一起。或者，各個細絲1712可以通過焊接、粘合劑、環氧樹脂或任何其它連結方法保持在一起。粘合劑或環氧樹脂可以摻雜有不透射線的材料(例如鉭)，以便增大可視化。在某些實施例中，標記帶1714、1701中的一個或二者處于凹陷部分1707、1709內。網狀裝置1700當用于治療血管缺損(例如，腦動脈瘤)的目的時放置到動脈瘤中，以便使第二編織部分1704覆蓋動脈瘤的頸部。第二編織部分1704的第二平均編織密度BDavg2高于平均編織密度BDavg，所述平均編織密度BDavg處于當網狀裝置1700在動脈瘤內擴張時有效地使血液到動脈瘤中的流動停滯的范圍內。另外，在第二編織部分1704的最擴張區1705處的菱形開口1011中的每個的平均液壓直徑DH是200μm或更小。在第一編織部分1702的最擴張區1703處的菱形開口1011中的每個的平均液壓直徑DH可以大于300μm或甚至大于500μm，其中網狀裝置1700保持其機械特征，例如，徑向強度。在圖67至圖71中示出用于借助網狀裝置1600和一個或多個附屬裝置使血管缺損(例如，具有頸部167和圓頂161的動脈瘤160)栓塞的方法。在圖67中，微導管1161被導航到動脈瘤160中，并且受約束的網狀裝置1600通過微導管1161的管腔1162遞送，直到遠側端部1610開始離開微導管1161的管腔1162為止。在圖68中，在維持聯接到網狀裝置1600的遞送設備1164的近側端部上的力的同時，仔細地推回微導管1161，從而允許網狀裝置1600擴張。網狀裝置1600可以被選擇為尺寸略大于動脈瘤106，以便使網狀裝置1600在沒有導致動脈瘤160任何損傷的情況下被緊固在動脈瘤160內。如圖69中所示，微導管1161現在通過網狀裝置1600的開口部分1618且越過遞送設備1164被向前追蹤。現在，例如使用參照圖12至圖15所述的實施例或可替代地通過由普拉扎等人于2013年12月3日提交的題名為“DeliveryandDetachmentSystemsandMethodsforVascularImplants”的美國專利No.8,597,323中說明的實施例來執行從遞送設備1164拆卸網狀裝置1600，該美國專利的整個內容通過參考包含于此。它們的一個差異在于，在網狀裝置1600的遠側端部1610內附裝有熱切斷的系鏈1166。在拆卸之后，如圖70所示，已拆卸的遞送設備1164被完全從微導管1161移除，并且微導管1161被仔細地收回到網狀裝置1600內的更為近側的位置。附屬裝置現在進一步或完全用于動脈瘤160的栓塞。例如，如在圖71中，栓塞材料1176通過微導管1161的管腔1162注射以填充網狀裝置1600的至少近側部分。網狀裝置1600從而用作用于保持所容納的栓塞材料1176的約束件并且阻止其栓塞到本地血管中的一個或多個(例如，血管1167)。栓塞材料1176可以用于遮蓋在網狀裝置1600的近側端部1608處的開口1174(圖65)中的某些。網狀裝置1600還可以包含有在若干以上實施例中所述的可變的編織密度，但是這不是所要求的特征。有這樣的臨床病例，即，在所述臨床病例中血管缺損是奇怪的不均勻或非均勻的形狀。圖72至圖73示出自定義形狀的網狀裝置的實施例以及用于產生該自定義形狀的網狀裝置的方法。在步驟1250中，獲得血管缺損的三維圖像，例如，MRI的CT掃描。在步驟1252中，通過使用來自三維圖像的信息確定與血管缺損配合的適當的未成形的網狀裝置1220的尺寸。這涉及細絲材料、一個或多個細絲橫向尺寸、細絲的數目、形成網狀裝置1220的編織式管狀構件1000的長度、網狀裝置1220的長度、網狀裝置1220的直徑以及形成網狀裝置1220的編織方法。這涉及上下細絲的數目、編織密度、編織機器的尺寸(即，盤直徑)以及隨動件重物和張緊構件的重量。在步驟1254中，創造自定義工具作業，其包括第一成形工具1226和第二成形工具1228。三維圖像用于創造工具作業的三維計算機模型。工具作業的分型線對準1234被選擇成使得兩個成形工具1226、1228將能夠互相協調，并且將能夠分離。快速成形過程用于從高溫材料產生成形工具1226、1228，例如，3D打印、立體光刻、來自立體光刻的鑄造，等等。在步驟1256中，網狀裝置1220由細絲1222編織，細絲端部1232被緊固在標記帶1230內。在步驟1258中，端部形成心軸1224和兩個成形工具1226、1228用于通過將網狀裝置1220加壓在成形工具1226、1228中的每個內且將網狀裝置1220暴露于較高溫度而形成網狀裝置1220中的形狀，并且隨后冷卻網狀裝置。端部形成心軸1224和成形工具1226、1228繼而被移除，留下具有自定義形狀的網狀裝置1220，其構造成配合在不均勻的血管缺損內。例如，由鎳鈦諾細絲形成的網狀裝置1220可以在大約500℃的溫度下形成。圖74示出植入血管缺損160(動脈瘤)內的網狀裝置2200，所述血管缺損160在其圓頂161處具有已愈合(或新鮮的，未愈合的)破裂部位163。在某些實施例中，網狀裝置2200具有近側轂2202，但是沒有遠側轂。在某些實施例中，網狀裝置2200的遠側部分2204在細絲2210中的開口2208之間包含有第一柔性填料材料區段2206。柔性填料材料區段2206包括柔性填料材料2209。在某些實施例中，柔性填料材料2209可以包括硅酮或聚氨酯浸漬材料。如參見圖74，在使用中，具有柔性填料材料區段2206的網狀裝置2200的遠側部分2204放置成與破裂部位163相鄰。隨著在圖74中植入，網狀裝置2200可以保護破裂部位163，幫助閉合破裂部位163或防范再破裂。同時，在某些實施例中，近側部分2212可以不包括遮蓋其開口2214的柔性填料材料區段2206，并且從而允許用于使一些最初的血液流動BFI流入動脈瘤160中和血液流動BFO流出動脈瘤160，直到動脈瘤160通過阻塞處理有進展為止。在其它實施例中，近側部分2212可以包括第二柔性填料材料區段2211。在某些實施例中，第二柔性填料材料區段2211可以包括與第一柔性填料材料區段2206相同的柔性填料材料2209。在某些實施例中，第二柔性填料材料區段2211可以具有環形，以便使外環部分2213落座在動脈瘤160的壁上，并且內環部分2215阻礙流入動脈瘤160中的血液流動BFI和流出動脈瘤160的血液流動BFO中的至少某些。可以在中心部分中包括沒有填料材料的開口區段2217，其中開口2214具有較小的尺寸，并且從而阻礙流入和/或流出動脈瘤160的至少某些流動。不管是否示出，所示的網狀裝置的全部實施例可以包含有可變的編織密度。這涉及具有兩個或更多個層的網狀裝置。例如，絲狀構件的內部結構可以具有編織結構，所述編織結構具有至少兩個不同的部分，每個部分都具有不同的編織密度，并且絲狀構件的外部結構可以具有較不可變的或不可變的編織密度。或者，絲狀構件的外部結構可以具有編織結構，所述編織結構具有至少兩個不同的部分，每個部分都具不同的編織密度，并且絲狀構件的內部結構可以具有較不可變的或不可變的編織密度。但是仍然，外部結構和內部結構二者每個都可以具有可變的編織密度的不同的部分。而且，在任一個實施例中，能夠包括可生物吸收的細絲，例如，包括(PGLA)、(PGA)或(PLLA)的細絲。在某些實施例中，編織的PGLA細絲的外殼包圍鎳鈦諾或DFT細絲的內殼。外殼可以是可溶解的，以便拆卸網狀裝置。甚至能夠制成可完全生物吸收的網狀裝置。可生物吸收的金屬(例如，鎂、鎂合金、鐵或鐵合金)也可以用于制成可生物吸收的細絲。在任一個實施例中，能夠用生長因子(例如CE34抗體)涂覆可滲透外殼或細絲中的至少某些，以便鼓勵內皮細胞的生長以在閉塞的動脈瘤上形成愈合帽。CE34抗體的作用是綁定到內皮細胞源的生長因子。在一個實施例中，提供一種用于治療患者的血管系統的動脈瘤的裝置，其具有自擴張式彈性可滲透外殼，所述自擴張式彈性可滲透外殼具有近側端部、遠側端部和縱向軸線，所述外殼具有多個細長彈性細絲，所述多個細長彈性細絲具有可變編織結構，其中，所述多個細絲被緊固在其近側端部或遠側端部中的至少一個處；其中，可滲透外殼具有受徑向約束的細長狀態和擴張的松弛狀態，所述受徑向約束的細長狀態配置成用于在微導管內遞送，所述擴張的松弛狀態相對于受徑向約束的狀態呈球狀的且軸向縮短的構型，可滲透外殼具有形成在所編織的細絲之間的多個開口；其中，可變編織結構包括：第一編織部分，其與遠側端部相鄰并且具有第一編織密度；第二編織部分，其與遠側端部相鄰并且具有第二編織密度，第二編織密度大于第一編織密度；并且其中，所述多個細絲在連續的單層中跨越第一編織部分和第二編織部分。在某些實施例中，細絲具有介于0.0005”和0.002”之間的橫向尺寸。在某些實施例中，第二編織密度處于第一編織密度的約1.25倍至約5.0倍的范圍內。在某些實施例中，第二編織密度處于第一編織密度的約1.25倍至約2.5倍的范圍內。在某些實施例中，第二編織密度處于第一編織密度的約1.50倍至約2.0倍的范圍內。在某些實施例中，第二編織密度是介于約0.15和約0.40之間。在某些實施例中，第二編織密度是介于約0.17和約0.30之間。在某些實施例中，第一編織密度是介于約0.10和約0.20之間。在某些實施例中，第一編織密度是介于約0.10和約0.15之間。在某些實施例中，第二編織部分包括多個開口，每個開口都具有液壓直徑，其中，第二編織部分中的多個開口的平均液壓直徑是200μm或更小。在某些實施例中，第一編織部分包括多個開口，每個開口都具有液壓直徑，其中，第一編織部分中的多個開口的平均液壓直徑大于200μm。在某些實施例中，第一編織部分中的多個開口的平均液壓直徑大于300μm。在某些實施例中，多個細絲包括具有至少兩個不同的橫向尺寸的細絲。在某些實施例中，多個細絲包括結構性細絲，每個所述結構性細絲都具有第一端部、第二端部和中心區段，并且其中，所述中心區段在自身上彎回，并且其中，第一端部和第二端部被緊固在可滲透外殼的近側端部處。在某些實施例中，可滲透外殼的遠側端部包括多個圈，所述多個圈由單個細絲形成。在某些實施例中，可滲透外殼的近側端部包括多個圈，所述多個圈由單個細絲形成。在某些實施例中，可滲透外殼的遠側端部包括多個未緊固的細絲端部。在某些實施例中，多個未緊固的細絲端部包括具有防護罩的多個端部。在某些實施例中，所述裝置還包括可滲透層，其具有近側端部、遠側端部和縱向軸線，所述可滲透層包括多個細長彈性細絲，所述多個細長彈性細絲具有編織結構，可滲透層布置在可滲透外殼的內部或外部。在某些實施例中，可滲透外殼的至少部分用生長因子涂覆。在某些實施例中，生長因子是CE34抗體。在某些實施例中，細絲中的至少某些包括可生物吸收的細絲。在某些實施例中，可生物吸收的細絲包括PGLA、PGA和PLLA細絲中的至少一個。在另一個實施例中，提供一種用于治療患者的血管系統的動脈瘤的裝置，其具有自擴張式彈性可滲透外殼，所述自擴張式彈性可滲透外殼具有近側端部、遠側端部和縱向軸線，所述外殼包括多個細長彈性細絲，所述多個細長彈性細絲具有編織結構，其中，所述多個細絲被緊固在其近側端部或遠側端部中的至少一個處；其中，可滲透外殼具有受徑向約束的細長狀態和擴張的松弛狀態，所述受徑向約束的細長狀態配置成用于在微導管內遞送，所述擴張的松弛狀態相對于受徑向約束的狀態呈球狀的且軸向縮短的構型，可滲透外殼具有形成在所編織的細絲之間的多個開口；并且其中，所述多個細絲包括結構性細絲，每個所述結構性細絲都具有第一端部、第二端部和中心區段，并且其中，所述中心區段在自身上彎回，并且其中，第一端部和第二端部被緊固在可滲透外殼的近側端部處。在某些實施例中，多個細絲包括具有至少兩個不同的橫向尺寸的細絲。在某些實施例中，細絲中的至少某些包括鉑。在某些實施例中，可滲透外殼的遠側端部包括多個圈，所述多個圈由單個細絲形成。在某些實施例中，可滲透外殼的近側端部包括多個圈，所述多個圈由單個細絲形成。在某些實施例中，可滲透外殼的遠側端部包括多個未緊固的細絲端部。在某些實施例中，多個未緊固的細絲端部包括具有防護罩的多個端部。在某些實施例，所述裝置還包括可滲透層，所述可滲透層具有近側端部、遠側端部和縱向軸線，所述可滲透層包括多個細長彈性細絲，所述多個細長彈性細絲具有編織結構，可滲透層布置在可滲透外殼的內部或外部。在某些實施例中，可滲透外殼的至少部分用生長因子涂覆。在某些實施例中，生長因子是CE34抗體。在某些實施例中，細絲中的至少某些包括可生物吸收的細絲。在某些實施例中，可生物吸收的細絲包括PGLA、PGA和PLLA細絲中的至少一個。在某些實施例中，可滲透外殼的遠側端部包括封閉結構。在又一個實施例中，提供一種用于治療患者的血管系統的動脈瘤的裝置，其具有自擴張式彈性可滲透外殼，所述自擴張式彈性可滲透外殼具有近側端部、遠側端部和縱向軸線，所述外殼包括多個細長彈性細絲，所述多個細長彈性細絲具有編織結構，其中，所述多個細絲被緊固在其近側端部或遠側端部中的至少一個處；其中，可滲透外殼具有受徑向約束的細長狀態,其配置成用于在微導管內遞送；其中，可滲透外殼具有擴張的松弛狀態，其相對于受徑向約束的狀態呈球狀的且軸向縮短的構型，可滲透外殼具有形成在所編織的細絲之間的多個開口；并且其中，所述多個細絲包括結構性細絲，每個所述結構性細絲都具有第一端部、第二端部和中心區段，并且其中，所述中心區段在自身上彎回，并且其中，第一端部和第二端部被緊固在可滲透外殼的遠側端部處。在某些實施例中，多個細絲包括具有至少兩個不同的橫向尺寸的細絲。在某些實施例中，細絲中的至少某些包括鉑。在某些實施例中，可滲透外殼的遠側端部包括多個圈，所述多個圈由單個細絲形成。在某些實施例中，可滲透外殼的近側端部包括多個圈，所述多個圈由單個細絲形成。在某些實施例中，所述裝置還包括可滲透層，其具有近側端部、遠側端部和縱向軸線，可滲透層包括多個細長彈性細絲，所述多個細長彈性細絲具有編織結構，所述可滲透層布置在可滲透外殼的內部或外部。在某些實施例中，可滲透外殼的至少部分用生長因子涂覆。在某些實施例中，生長因子是CE34抗體。在某些實施例中，細絲中的至少某些包括可生物吸收的細絲。在某些實施例中，可生物吸收的細絲包括PGLA、PGA和PLLA細絲中的至少一個。在某些實施例中，所述裝置還包括在近側端部處的開口。在某些實施例中，所述開口具有至少一毫米的直徑。在某些實施例中，所述開口被構造成允許微導管通過。在某些實施例中，可滲透外殼的至少部分構造成包含有栓塞材料。在另一個實施例中，提供一種用于治療患者的血管系統的動脈瘤的裝置，其具有自擴張式彈性可滲透外殼，所述自擴張式彈性可滲透外殼具有近側端部、遠側端部和縱向軸線，所述外殼包括多個細長彈性細絲，所述多個細長彈性細絲具有可變編織結構，其中，所述多個細絲被緊固在其近側端部或遠側端部中的至少一個處；其中，可滲透外殼具有受徑向約束的細長狀態，其配置成用于在微導管內遞送；其中，可滲透外殼具有擴張的狀態，其相對于受徑向約束的狀態呈球狀的且軸向縮短的構型，可滲透外殼具有形成在所編織的細絲之間的多個開口；其中，可變編織結構包括：第一編織部分，其與遠側端部相鄰并且具有第一編織密度；第二編織部分，其與遠側端部相鄰，并且具有第二編織密度，所述第二編織密度大于第一編織密度；其中，多個細絲在連續的單層中跨越第一編織部分和第二編織部分；并且其中，在第二編織部分中形成在所編織的細絲之間的多個開口中的大多數具有介于約0.005英寸和約0.01英寸之間的直徑。在某些實施例中，在第二編織部分中形成在所編織的細絲之間的多個開口中的大多數具有介于約0.006英寸和約0.009英寸之間的直徑。在某些實施例中，在第二編織部分中形成在所編織的細絲之間的多個開口中的大多數具有介于約0.007英寸和約0.008英寸之間的直徑。在又一個實施例中，提供一種用于治療患者的血管系統的動脈瘤的裝置，所述裝置具有第一自擴張式彈性可滲透外殼，所述第一自擴張式彈性可滲透外殼具有近側端部、遠側端部和縱向軸線，所述第一可滲透外殼包括多個細長彈性細絲，所述多個細長彈性細絲具有編織結構，其中，所述多個細絲被緊固在其至少近側端部處；其中，所述第一可滲透外殼具有受徑向約束的細長狀態，其配置成用于在微導管內遞送；其中，所述第一可滲透外殼具有擴張的狀態，其相對于受徑向約束的狀態具有軸向縮短的構型，第一可滲透外殼具有形成在所編織的細絲之間的多個開口；第二自擴張式彈性可滲透外殼，所述第二自擴張式彈性可滲透外殼具有近側端部、遠側端部和縱向軸線，所述第二可滲透外殼包括多個細長彈性細絲，所述多個細長彈性細絲具有編織結構，其中，所述多個細絲被緊固被緊固在其至少遠側端部處；其中，所述第二可滲透外殼具有受徑向約束的細長狀態，其配置成用于在微導管內遞送；其中，所述第二可滲透外殼具有擴張的狀態，其相對于受徑向約束的狀態具有軸向縮短的構型，第二可滲透外殼具有形成在所編織的細絲之間的多個開口；其中，第一可滲透外殼的編織結構具有第一編織密度，并且第二可滲透外殼的編織結構具有第二編織密度，所述第二編織密度大于第一編織密度；并且其中，所述第一可滲透外殼的多個細絲的近側端部被緊固到第二可滲透外殼的多個細絲的遠側端部。在某些實施例中，第一可滲透外殼的多個細絲的近側端部和第二可滲透外殼的多個細絲的遠側端部被緊固到帶。在某些實施例，所述裝置還包括第三自擴張式彈性可滲透外殼，其具有近側端部、遠側端部和縱向軸線，所述第三可滲透外殼包括多個細長彈性細絲，所述多個細長彈性細絲具有編織結構，其中，所述多個細絲被緊固在其至少近側端部處；其中，所述第三可滲透外殼具有受徑向約束的細長狀態，其配置成用于在微導管內遞送；其中，所述第三可滲透外殼具有擴張的狀態，其相對于受徑向約束的狀態具有軸向縮短的構型，第三可滲透外殼具有形成在所編織的細絲之間的多個開口；其中，第三可滲透外殼的編織結構具有第三編織密度，所述第三編織密度大于第一編織密度；并且其中，第一可滲透外殼的多個細絲的遠側端部被緊固到第三可滲透外殼的多個細絲的近側端部。在某些實施例中，第三編織密度與第二編織密度不同。在又一個實施例中，提供一種用于治療患者的血管系統的動脈瘤的裝置，其具有自擴張式彈性可滲透外殼，所述自擴張式彈性可滲透外殼具有近側端部、遠側端部和縱向軸線，所述外殼包括多個細長彈性細絲，所述多個細長彈性細絲具有可變編織結構，其中，所述多個細絲被緊固在其近側端部或遠側端部中的至少一個處；其中，所述可滲透外殼具有受徑向約束的細長狀態和擴張的松弛狀態，所述受徑向約束的細長狀態配置成用于在微導管內遞送，所述擴張的松弛狀態相對于受徑向約束的狀態呈球狀的且軸向縮短的構型，所述可滲透外殼具有形成在所編織的細絲之間的多個開口；其中，可變編織結構包括第一編織部分，其與遠側端部相鄰并且具有第一孔隙率P1；第二編織部分，其與近側端部相鄰并且具有第二孔隙率P2，第一孔隙率P1大于第二孔隙率P2；并且其中，所述多個細絲在連續的單層中跨越第一編織部分和第二編織部分。關于以上詳細的說明，相同的附圖標記在此用于指示可以具有相同的或類似的尺寸、材料和構型的相同的元件。雖然已經示出了和說明了實施例的特定形式，但是將顯而易見的是可以在不脫離本發明的實施例的精神和范圍的情況下作出各種修改方案。因此，本發明意欲不受以上詳細的說明限制。當前第1頁1 2 3