CN103517685A - 可植入和可去除的可定制身体管道 - Google Patents

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Abstract

在此提供了一种用于治疗狭窄的器具和方法。在此提供了一种递送装置，该递送装置具有与其连接可一个长形管状构件（404）。这个长形管状构件（404）具有一个外表面，该外表面被配置成用于防止体内物质的粘附。管状构件（404）具有一个近端（408）和一个远端（412）、并且沿着其长度被加并以便在横向荷载下保持开放的内腔。该管状构件被置于脉管结构中，这样使得长形管状构件（404）的远端（412）被安置在狭窄的远侧。该长形管状构件的近端（408）被安置在血管内，优选在该狭窄近侧的位置处。此后，在一个治疗阶段之后，长形管状构件（404）被完整去除。

Description

可植入和可去除的可定制身体管道
相关申请的交叉引用
本申请是2009年3月3日提交的美国申请第12／397,275号的部分继续申请，要求了2008年3月5日提交的美国临时申请第61／034,125号的权益，该美国临时申请案通过引用以其全文结合在此。以下申请各自也是通过引用以其全文结合在此：2006年11月16日提交的美国申请序列号11／600,589、2005年8月31日提交的美国申请序列号11／216,536和2004年10月8日提交的美国申请序列号10／962,200。
发朋背景
发明领域
本申请涉及用于治疗或绕过身体管道中的狭窄并接通多个部分的流体携带管道的系统和方法。
相关技术说明
在美国，约400,000人患有需要长期血液透析的晚期肾病。用于进行血液透析的永久血管通路部位可通过产生动静脉(AV)吻合，由此使静脉附接到动脉形成高流量分流或瘘管来形成。静脉可被直接附接到动脉，但在瘘管的静脉段已足够成熟到提供足够血流用于血液透析之前，可能耗时6到8周。此外，直接吻合可能由于解剖学考虑因素而不能用于所有患者。其他患者可能需要使用人工移植材料以便提供动脉和静脉血管系统之间的通路部位。
虽然已用于产生动脉移置的修复移植物的许多材料也已被尝试用于透析通路，但是膨体聚四氟乙烯(ePTFE)为优选材料。这一情况的原因包括其使针穿刺容易和特别低的并发症率(假性动脉瘤、感染和血栓症)。然而，AV移植物在使用之前仍需要使移植材料成熟的时间，使得临时通路装置(如昆顿(Quinton)导管)必须被插入到患者中用于血液透析通路直到AV移植物已成熟为止。临时导管通路的使用使患者暴露于流血和感染的额外风险，连同不适。而且，ePTFE通路移植物的通畅率仍不令人满意，因为总移植失败率依然很高。每年，这些移植的百分之六十失败，一般归因于静脉端的狭窄。(参见毕沙拉A(Besarab，A)和萨马拉朋格D(SamararpungavanD.)，“测量血液透析通路的充分性(Measuring the Adequacy of HemodialysisAccess)”，肾脏学与高血压新见(Curr Opin Nephrol Hypertens)5(6)527-531，1996，拉居s(Raju，S.)“用于血液透析通路的PTFE移植物(PTFE Grafts forHemodialysis Access)”，外科学年鉴(Ann Surg)206(5)，666-673，1987年11月，顾苏林LC(Koo Seen Lin，LC)和波那普L(Burnapp，L.)“长期血液透析的临时血管通路手术(Contemporary Vascular Access Surgery for ChronicHemodialysis)”，皇家外科学院学报(JR Coll Surg)41，164-169，1996，和库普DA(Kumpe，DA)和科恩MAH(Cohen，MAH)“血管成形术/血栓溶解治疗的失败和失败的血液透析通路部位：与外科治疗的比较(Angioplasty／Thrombolytic Treatment of Failing and Failed Hemodialysis AccessSites：Comparison with Surgical Treatment)”，心血管病研究进展(ProgCardiovasc Dis)34(4)，263-278，1992，全部通过引用以其全文结台在此)。这些失败率在更高风险的患者(如糖尿病患者)中进一步增加。这些通路失败导致干扰日常透析日程并且每年产生超过20亿美元的医院成本。参见莎拉福丁MJA(Sharafuddin，MJA)、卡迪尔S(Kadir,s.)等人，“凝结的血液透析通路移植物的经皮球囊辅助性抽吸血栓切除术(Percutaneous Balloon-assistedaspiration thrombectomy of clotted Hemodialysis access Grafts)”，血管与介入放射学杂志(J Vasc Interv Radiol)7(2)177-183，1996，其全文通过引用结合在此。
许多个体具有变窄、变狭、被阻塞、或被另外损害而抑制流动的血管段。归因于早先透析通路导管的放置，这常常是透析患者中的问题，如戴维斯D(Davis，D)、皮特森J(Petersen，J)、费德曼R(Feldman，R)等人，锁骨下静脉狭窄.锁骨下透析的并发症(Subclavian venous stenosis.Acomplication of subclavian dialysis)美国医学会杂志(JAMA)1984；252：3404所述。狭窄通常是由锁骨下静脉中透析导管的存在所引起。常常报导这些个体中的手臂水肿、疼痛和不适。这些副作用经常在透析期间加速。
发明概述
在一种方法中，治疗狭窄以便改善血管段的通畅。在该方法中，提供了一种递送装置，该递送装置具有与之连接的一个长形管状构件。该长形管状构件具有一个外表面，该外表面被配置成用于防止体内物质的粘附。例如，可以提供一个非常平滑并且不能渗透的表面。如下文所述，硅酮是一种可以具有这些特性的材料。组织和脉管结构反应归因于硅酮的生物相容性、表面光洁度、不存在孔隙度和可能的依从性和/或表面能为最小。在一个或多个这些区域中提供可比特性的其他材料可为合适取代物，如以下所详述。该售状构件具有一个近端和一个远端、并月沿着其长度被加固以便在横向荷载下保持开放的内腔。这一递送装置和该管状构件被推进脉管结构中，这样使得该长形管状构件的远端被安置在狭窄远侧。该长形管状构件的近端被安置在血管内，优选在狭窄近侧的部位。此后，使该长性管状构件与这一递送装置间隔开，以便展开该长形管状构件。所展开的长形管状构件保留在身体中，而这一递送装置被去除。所展开的长形管状构件提供支架或扩张作用，并且由此将狭窄径向地向外移置并将血管内腔扩张。此后，在一个治疗阶段之后，将该长形管状构件完整去除。这一治疗阶段可被定义为发生血管重塑的一个阶段。
如在此使用，“重塑”是一个广义术语并且包括持久拓宽先前变窄的身体血管到一个更大尺寸、允许更大程度的流动、更小流动阻力、更小反压和/或其他流动益处。在此描述的实施例可以在任何身体管道(如任何血管)中得到应用。动脉和静脉血管可以用这些器具和方法进行治疗。而且，可以治疗各种不同尺寸和身体区域的这些血管。这一方法可被应用在脉管结构中的任何地方，但是已被测试在静脉脉管结构中具有巨大成功。也可治疗血管系统外的其他体内腔，包括食道、呼吸道和鼻道、胃肠道、泌尿道、胆管的内腔。
可提供一种递送装置，它被配置成与长形管状构件连接以便施加轴向力(例如轴向拉力)，以促使长形管状构件从如以上所讨论的能够提供开放内腔的扩张配置到低截面轮廓配置。这一递送装置可以在低截面轮廓配置中用安置在其上或其中的管状构件推进。这一递送装置可以被配置成释放轴向拉力以允许管状构件从低截面轮廓配置移动到扩张配置。
在不同应用中，治疗预想在一个治疗阶段之后去除管状构件。换言之，管状构件被规定为一个临时植入结构。这一治疗阶段可以少到1天。在一些情况下，这一治疗阶段可以长达12个月。显著永久益处可奏效约2个月。
在另一个方面中，提供了一种绕过脉管结构中的狭窄的方法。在这一方法中，第一移植构件是与狭窄上游的第一血管段连接并目第二移植构件是与狭窄下游的第二血管段连接。通过施加连接力，例如在血液流动管道的一端与安置在一个移植构件一端的连接器之间提供相对运动，血液流动管道的第一端与第一移植构件连接并且血液流动管道的第二端与第二移植构件连接。血液流动管道的第一和第二端都被安置在脉管结构外。当第一和第二移植物被连接到血液流动管道时，使血液流动管道与第一或第二移植物断开所必需的力显著地高于连接力。在这一方法的一些变化中，血液流动管道的第一和至少一部分中的一个或两个被安置在患者皮肤下。
在另一个方面中，一种方法绕过狭窄并且为定期治疗程序(如血液透析)提供血管通路。提供了一个远端血液管道和一个包括一个移植物和一个连接器的近端血液管道。该连接器具有一个保持特征位于其上。该远端血液管道包括一个导管，该导管包括嵌入其中的一个编织结构。该远端血液管道的远端区被插入脉管结构中并且穿过脉管结构中的狭窄。在一些实施例中，远端包括一个出口并且该出口位于狭窄外但仍在脉管结构内的任何地方。在远端下游，血液退出血液管道并且再加入心血管系统中的流动。
尽管不在所有方法中要求绕过狭窄并且提供血管通路，但是导管可被切开穿过编织结构以原位定导管尺寸。该导管被推进越过连接器的远端段直到编织结构的至少一部分被定位在保持特征的近侧为止。而且，虽然这一方法已在多组件血液管道的情形中在此被讨论，但是关于绕过狭窄并且提供血管通路，不是所有实施例需要为多组件。
此外，在绕过狭窄并且提供血管通路的这一方法的某些变化中，需要也提供一种重塑狭窄的治疗。用于配置管道以便提供用于重塑的各种技术在此被讨论并且可用于提供重塑，连带着绕过狭窄并且提供血管通路。
在另一个方面中，提供了一种用于绕过狭窄的系统。该系统包括一个导管、一个第一连接器和一个第二连接器。该导管具有一个近侧部分、一个远侧部分以及一个在近侧部分与远侧部分之间延伸的长形体。该长形体限定了一个内壁，该内壁具有限定了血液流动内腔的内周长。该导管具有一个编织结构，该编织结构被嵌入该长形体内并安置在该内腔周围。该第一连接器用于将第一血管移植物与该导管的近侧部分流体连接。该第一连接器包括一个连接器本体和一个接合特征。该连接器本体具有一个限定了第一外周长的外表面和一个限定了一个内腔的内表面。该接合特征安置在连接器本体的外表面上而邻近其远端。该接合特征限定了大于该第一外周长的第二外周长。该第二连接器被配置成用于将第二血管移植物与该导管的远侧部分牢固地接合。该导管的近侧部分具有在自由状态下的第一配置以及当处于轴向压缩时的第二配置。在该第一配置中，该内周长小于该第一外周长。在该第二配置中，该编织结构扩张以允许该导管本体的内周长扩大，这样使得该导管的近端部分可被推进越过该连接器本体的接合特征。
附图简要说明
用本发明实施例的以下详细描述以及随附说明将更好地理解使用本发明的结构和方法，其中：
图1是一个血管通路系统的透视图，具有一个适于与第一血管段连接的近端和一个适于插入到第二血管段中的远端；
图2是一个导管的透视图，具有一个适于放置在血管中的远侧部分和一个被配置成向另一个血液管道提供增强连接的近侧部分；
图2A是一个导管远侧部分的示意图，说明使编织结构嵌入其中的技术；
图3是一个被配置结合到图2的血液流动管道中的加固构件的侧视图；
图3A是图3的编织结构的一个编织构件的端视图；
图4是一个适于使第一血液流动管道与第二血液流动管道连接的连接器的平面图；
图5是说明用于在此描述的不同接合机构的保持力的一个图；
图6是说明对应于用于连接具有两个倒钩的接合机构的不同技术的保持力的一个图；
图7是说明具有一个有不同pic数的编织结构的接合机构的保持力的一个图；
图8是不同实施例的附接力的一个图；
图9示意说明一种使用一个长形管状构件治疗血管中的狭窄的方法；
图9A说明一种能够递送身体管道的临时支架的递送装置的一个实施例的一个远侧部分；
图10说明一种绕过狭窄的方法；以及
图11说明一种用于绕过咏管结构中的狭窄的系统和方法。
优选实施例的详细说明
本申请涉及多个新的血管通路系统、多个新的连接器系统和多个新的流体携带管道。在不同实施例中，这些流体携带管道是动静脉(AV)分流器或导管。在此描述的一些苎实施例可被合并到个一血液透析系统中。这些实施例也可用于治疗或绕过脉管结构中的狭窄，如以下所讨论。
血液透析治疗和血管通路装置因此在美国专利申请第10／962,200号(美国公开第2005-0137614-A1号)、第11／216,536号(美国公开第2006-0064159A1号)和第11／600,589号(美国公开第2007-0167901A1号)中以及在美国专利第6,102,884号和第6,582,409号中被更详细地讨论。在此描述的实施例可与这些申请和专利中任一个的系统和方法组合，这些申请和专利的全文内容都通过引用结合在此。
如鉴于在此提供的描述所理解，多个新的连接器系统和器具可改善一个或多个区域的血管通路系统的性能。例如，在此所述的实施例原位改善被配置用作流出组件的一个导管或其他血液携带管道与一个血管通路系统的另一个组件或装置或与一个旁路系统的多个其他组件的连接。
在一些实施例中，一个加固构件可被合并到一个血液输送系统(例如在一个导管或其他血液携带管道的一个近侧部分)以增强一个导管与该系统的另一个组件之间连接的牢固性。在一些情况下，该加固构件也延伸穿过一个血液携带管道长度的实质性部分以改善该流体携带管道的抗扭结和压扁性。加固也可提供增强了的箍强度或向外指向的箍应力以便移置组织，例如血管周围的皮下组织或产生血管中堵塞的狭窄物。在此描述的多个新装置和方法的这些和其他优势在采用血管通路系统(如血管通路装置、心室辅助装置、全部人工心脏和不同类型的血液透析系统)的多种环境中可能是有用的。
可使用这些改善的环境包括短期应用(例如若干天到一周)和长期应用。例如，在此描述的改善在30天或更长的长期应用中是有用的。在此描述的改善在90天或更长的长期应用中是有用的。在一些情况下，在此描述的改善在1年或更长的长期应用中是有用的。在此描述的实施例可被合并到透析的短期和更长期应用中。下文关于图9进一步讨论，在此讨论的某些器具可通过用作临时支架而被使用或修改，以辅助重塑脉管结构，从而改善在一个治疗阶段期间和之后的通畅率。
如下文将被讨论，一个编织结构可被合并到一个流体携带管道中。在一些实施例中，该编织结构可被嵌入该流体携带管道的长形体，提供相对固定的平滑外表面。该编织结构可改善该血液携带管道与其所附接的其他结构之间连接的牢固性或完整性。在不同实施例中，这些创新提供更大的耐用性和可制造性。此外，植入过程可如通过提供更好的可连接性和在一些情况下连接牢固性的触觉确认而被增强，如下文所讨论。在一些情况下，可提供连接牢固性的视觉确认。
图1描绘了血管通路系统10的一个实施例，它被配置成将血液从第一血管段分流到第二血管段。血管通路系统10可采用任何合适形式，但是优选地，系统适合于被植入到患者皮肤下。在一个实施例中，血管通路系统10被主要被植入到血管外，虽然它的远侧部分可存在于或延伸穿过血管。血管通路系统10可被部分或完全植入。不同植入技术在下文被讨论，包括系统10的至少一部分在血管段中的放置。图10说明使用类似于图1存取系统的导管系统10A以便提供改善了的穿过血管狭窄区的血流的方法。在这一方法中，系统10A可在透析或其他定期治疗程序期间被仅用于改善穿过狭窄的通畅率或用于改善了的流动和通路这二者。而且，类似于血管通路系统10的导管系统10B可被植入到皮下通道，如下文进一步讨论图11说明被配置成提供狭窄血管段旁路的导管系统10B，其中该系统被安置在一个皮下通道中。植入过程的额外细节在上文列出的专利和申请中被讨论，这些专利和申请是通过引用结合在此。
继续参考图1，血管通路系统10具有一个近端14和一个远端18和在近端与远端14、18之间延伸的一个内腔20。近端14可适合于与第一血管段附接，例如附接到第一血管段，并且远端18可适合于与第二血管段连接，例如插入到第二血管段中。内腔20优选在近端与远端14、18之间延伸，并且提供一个使血液在第一与第二血管段之间流动的路径。内腔20也可从患者外部被进入以有助于透析或其他治疗。在一些应用和实施例中，内腔20提供从上游到下游位置的血流，不需要或不预期任何定期存取。
在不同技术中，第一和第二血管段是动脉或静脉血管段。例如，近端14可适合于与一个肱动脉或接近皮肤存在的其他动脉连接。可使用在近端14与第一血管段之间的任何合适连接。在一个实施例中，近端14可通过端侧吻合术而被附接到一个肱动脉。远端18可适合于与例如中心静脉系统中的一个静脉连接或延伸到其中，如下文和通过引用结合在此的申请中所讨论。
在一个实施例中，血管通路系统10包括多个可被装配形成内腔20的组件。在一个实施例中，第一血液携带管道22从近端14朝向远端18延伸并且第二血液携带管道26从远端18朝向近端14延伸。在一个实施例中，第三血液携带管道30被放置在第一与第二血液携带管道22、26之间。如下文所讨论，在不同实施例中，第三血液携带管道30适合于将第一和第二血液携带管道22、26连接在一起。
在被提供时，第三血液携带管道30能够使得第一和第二血液携带管道22、26具有非常适合于这些管道与脉管结构相互作用的唯一方式的不同特征。例如，第一血液携带管道22可被特别配置而整合到与其连接的血管中，例如通过吻合连接到一个动脉。而且，第二血液携带管道26可被特别配置成与一个血管段相互作用以将不良副作用的可能性减到最小，例如通过是可弯曲的或以其他方式被形成以便使得管道26的远侧部分能够延伸到中心静脉系统中并且以一种防止损伤的方式与多个血管壁和脉管结构或心脏中的其他组织相互作用。因此，这一创新是关于履行作为一个永久植入的血管外移植物并且作为一个血管内导管这二者的一个装置的独特要求。
图11说明一个或多个附加血液携带管道可被合并到系统10B中以提供一个旁路系统的多个实施例。如上文所讨论，这可使得多个末端部分能够与多个血管和一个中心部分连接，以具有一个增强了的通畅配置。
血管通路系统10和旁路系统10B可以配有一个或多个增强系统的两个血液携带管道之间连接的牢固性的接合机构32。接合机构32可包括多个部分，至少一个部分位于第二血液携带管道26上并且至少一个部分位于第三血液携带管道30上。在一些实施例中，接合机构32被配置，这样使得由此形成的连接需要一个比连接第二和第三血液携带管道26、30所需更大的力去分开。这为在接合机构32处的连接提供更大的牢固性和可信度。
在不同实施例中，接合机构32包括位于第二和第三血液携带管道26、30中的一个上的接合特征33和在第二和第三血液携带管道26、30的另一个上的可扩大部分34。例如，如下文更详细地讨论，第三血液携带管道30可包括至少一个倒钩并且可形成第二血液携带管道26以便在该倒钩上施加一个向内和有时向远端指向的力抵抗管道分开。在一个实施例中，第三血液携带管道30的远侧部分包括两个倒钩。在一个实施例中，第二血液携带管道26包括一个编织结构或其他可膨胀的加固构件35，在一个倒钩或多个倒钩上形成一个压缩力以增强接合机构32的牢固性。为了清晰，图1仅部分示出了编织结构。如下文所进一步讨论，编织结构可延伸到近端14并且朝向远端18。接合机构的特征的不同附加实例被讨论在下文。
在一些实施例中，血管通路系统10也包括一个接合机构36，帮助第一血液携带管道22与内腔20的远侧部分连接。如下文所进一步讨论，接合机构36可被合并到一个连接器的近侧部分中。在其他实施例中，第一和第三管道22、30可在构造上是整体的，这样使得不需要接合机构36。
第一血液携带管道22可为了在一个患者的血管系统与内腔20之间提供流体连通而采用任何合适形式。在一个形式中，第一血液携带管道22是一个由一种合适材料(例如ePTFE)形成的移植物。在一些应用中，需要在系统10植入后很快地提供通向内腔20的通路。用于在植入后能够很快(如果不是此后立刻)获得通路的不同特征在上文通过引用结合在此的申请中被讨论，包括美国申请第11／216,536号(美国公开第2006-0064159A1号)和第11／600,589号(美国公开第2007-0167901A1号)。其他合适生物相容材料可被使用并且这些对本领域的技术人员将是明显的。
虽然在一种AV分流情形中加以说明，但是接合机构也与其他情形有关。因此，第一血液携带管道22可以是一个连接器的近侧部分或例如在一个心室辅助装置中输送血液的另一个系统的一个组件。而且，如关于图10-11所讨论，接合机构对于意在绕过狭窄的多个系统和方法可以是有用的。
在一个实施例中，第二血液携带管道26被配置为一个导管用于使血液返回患者的脉管结构。在一些实施例中，管道26是系统10的一个流出组件。该导管优选被适配，这样使得在使用中，至少它的远端部分在血管通路系统10被应用于一个患者时可自由地漂浮在一个血管段内。这一特征反映出表明由于AV移植物的静脉端处的局部狭窄的移植失败主要归因于内膜增生、移植物与天然静脉吻合之间的依从性不匹配、和吻合部位处的湍流的研究。坎特曼R.Y.(Kanterman R.Y.)等人“透析通路移植物：静脉狭窄的解剖位置和血管成形术的结果(Dialysis access grans：Anatomic location of venous stenosis andresults of angioplasty.)”放射学(Radiology)195：135-139，1995。我们假定这些起因可通过消除静脉吻合，并且作为替代，使用一个流体携带管道将血液直接放到静脉系统中而被规避。我们已开发出血管通路系统，使用一个在静脉端的导管元件和一个以标准方式与动脉吻合的合成移植元件消除AV分流中的静脉吻合。我们相信这样的系统应该消除或减少静脉增生，这是AV分流失败的最大原因。
因此，第二血液携带管道26的至少一部分(例如其远侧部分)可被配置成自由漂浮以提供与血管的防止损伤的相互作用。这一配置也可通过将对血管的创伤减到最小而将损伤其中存在远端部分的血管的可能性减到最小。这一方法也与下文所讨论的图10的旁路技术有关，其中第一区被配置成扩张到与狭窄接合并事实上将它重塑，而第二区被配置成自由漂浮以便将第二区处的不利创伤减到最小。
在一些实施例中，管道30或其部分可被整合到另一个组件中，例如到第一血液携带管道22中。因此，系统10可以配有不到三个(例如仅两个)独立的血液携带管道。额外地，第三血液携带管道30的主要功能是将第一和第二血液携带管道22、26连接，且因此在所有实施例中，第三血液携带管道不需要暴露于血液或形成内腔20的一部分。
图2示出了可用于血管通路系统10的一个导管100的一个实施例。如此处所使用，“导管”是一个广义的术语，包括可被至少部分插入一个血管中并且在其中被推进到一个所选位置(包括到心房中)的任何血液携带管道。导管100可采用任何合适形式，符合下文的描述。在一些实施例中，导管被配置为一个流出组件。
导管100具有一个近侧部分104、一个远侧部分108和一个在它们之间延伸的长形体112。在一些应用中，导管100被配置，这样使得近侧部分104可被连接到一个倒钩上，如下文所讨论，以增强导管100与可被合并到管道30中的一个连接器的牢固性。近侧部分104也优选是可微调的，这样使得导管100的长度可被原位测定出。在一个实施例中，导管100也具有一个定尺寸区114，有助于定制适合患者的导管100的尺寸。在一个实施例中，定尺寸区114位于导管100的近侧部分104。如将在下文被进一步讨论，定尺寸区114可被裁剪或切穿以减小导管100的长度。定尺寸区114优选被配置成使用手术室中应存在的任何标准切割器具(如手术剪)用手切割。
长形体112优选限定围绕血液流动内腔120的内壁116。内壁116具有部分限定导管100的血流量的内周长124。在一个实施例中，血液流动内腔120基本上是圆柱形，并且内壁116和内周长124限定实基本上是圆形截面。在一个实施例中，血液流动内腔120具有约5.0mm的内径。还可使用其他形状的内腔，如本领域的技术人员应了解。形成具有一个5.0mm直径内腔的内腔120提供一个在一种技术中能够操作足够血流用于透析，同时允许导管100的外部尺寸小到足以被可插入到内颈静脉中的益处。导管100的外部尺寸和内周长124可基本上贯穿内腔120的长度是恒定的或可如本领域的技术人员应了解地变化。
以下图9讨论使用具有与导管100类似的配置的支架400。因此，导管100的特征被合并到下文支架400的讨论中。支架400可取决于应用具有从1.0到15mm间的任何内周长(例如直径)。血管疗法的多种实施例具有在约5.0mm至哟14.0mm范围内的扩展尺寸。在特别适于神经疗法的一些实施例中，支架400可被配置以扩展到在约2.0mm与约4.0mm之间的内部尺寸。在特别适于颈动脉血管疗法的其他实施例中，支架400可被配置以扩展到在约6.0mm与约10.0mm之间的内部尺寸。
长形体112(特别是内壁116)可被配置以便提供足够血液相容性，这样使得通过那里的血流不会由此被损坏或受到不利地影响。血液流动内腔120优选被配置成在部分104、108之间以基本上防止损伤的方式输送血液。在一个实施例中，内壁116在表面光洁度上平滑到足以使壁上的湍流减到最小。如果导管100被整合到血管通路系统10中(例如作为第二血液携带管道26)，内腔120可形成内腔20的一部分。内腔20的其他部分可在第一和第三血液携带管道22、30的一个或两个中被限定。
导管100优选被配置，这样使得远侧部分108在使用中可自由地漂浮在一个血管段内。如在本文别处所讨论，系统10可被应用，这样使得远侧部分108被放置在一个血管中、在其中延伸、或被插入穿过其中，例如在中心静脉系统中。因此，远侧部分108优选被配置成具有一个比其中存在的血管小的外部尺寸。这使得血液能眵在远端部分108周围经过。例如，远侧部分108可以这样一种方式存在于中心静脉系统中，使得血液在远侧部分108的外表面与血管的内表面之间流动。在一个实施例中，导管100的远侧部分108具有基本上是外径约为6.1mm的基本上圆形的外周长。比较起来，远侧部分108可被插入穿过的典型血管为约8-20mm。在一些患者中，一部分中心静脉系统(例如内颈静脉)可变窄，明显减小其尺寸。在一些情况下，内颈静脉具有宽为0到1mm小的一个内腔。这些患者可从能够扩大内颈静脉或中心静脉系统的其他血管中的内腔的一个方法和一个装置受益，如下文所讨论。虽然更大的导管可用于一些患者和一些其他应用，但是6.1mm是特别适合被插入到成年人类患者的内颈静脉中的一个尺寸。更小的导管可用于某些技术，例如用于更多外周应用。
图10说明一个旁路应用，其中导管100'的远侧部分与近侧部分之间一个区大到足以接合一个狭窄病变，例如具有的外径比非狭窄血管孔大适合于抵消在退出时的血管弹回的一个百分比。例如，在使用介入技术的静脉和动脉血管成形术期间观察到的弹回典型地为20％-30％。静脉系统更具弹性且因此可在这一范围的上端。预期本发明将由于更长治疗周期(支架植入物对比球囊介入)而采用多达或小于这一量。因此，在不同实施例中，为了产生治疗效果，外周长(例如直径)约比非狭窄血管孔大20％-30％。在一些例如具有更长治疗周期的治疗中，为了产生治疗效果，外周长(例如直径)比非狭窄血管孔大多达约20％。一个实施例规定以非狭窄血管孔的约20％定狭窄接合区的尺寸，其中为了产生治疗效果，治疗周期为至少约2个月。
系统10和在此描述的可用于系统10的组件的尺寸不受限制。实际上，这些尺寸提供特定实施例的实例。对于其他应用，其他尺寸可以是适当的。例如，导管100的远侧部分108的外径不需要是6.1mm，而实际上将随其将被插入的血管而变。在目前考虑的其他应用中，远侧部分108的外径可以是约4nm到约8mm。更一般地说，外径可在约2到约14mm的范围内。
额外地，如下文所讨论，远侧部分108优选被形成具有相对易弯性。易弯性允许远侧部分108相对平缓地与其所在的血管相互作用。在一个应用中，导管100被应用穿过一个浅血管并朝着心脏被推进穿过内颈静脉。在这一环境中，相对较低的刚度构造足以用于导管100的远侧部分108的传递。
图2A说明一种制造更易弯的导管100的方法，其中一种柔软材料被合并到长形体112中。在不同实施例中，所有或一部分长形体112可以是由任何合适易弯弹性体形成，如聚氨基甲酸酯、CFlex、SIBS(苯乙烯异戊二烯丁二烯)或聚烯烃。在一个实例中，硅酮管可用于导管100的内部100A。更一般地说，长形体112可以是由一种可植入的热塑性弹性体形成。在一个实施例中，硅酮管具有约50邵氏硬度A(Shore A)或更小的硬度计硬度，用于形成导管100的内部100A。在一些应用中，导管100可以是由一种具有30-80邵氏硬度A的硬度计硬度的材料形成，并将充分地表现出。在其他实施例中，可使用更高或更低硬度计硬度的材料。如下文所进一步讨论，30-60邵氏硬度A和40-50邵氏硬度A的更软硬度计硬度可具有具体的优势。如下文所进一步讨论，导管100的外部100B可以是由一种与内部100A类似或相同的材料形成。
此外，外部和内部100A、100B中的至少一个可包括亲水或平滑的涂层。这些涂层可提供改善了的性能。例如，这些涂层可增强性能，如改善了的润滑性以便展开和减小了的血栓形成性以便改善通畅率。而且，对于下文讨论的临时支架，这些涂层可有助于促进外植体程序。
在不同实施例中，基底材料优选是易弯的并且基底材料强度不太严格。在本申请中，编织管径向扩张越过连接器倒钩的能力是优选的。如先前所提及，这是编织加固物优于不能扩张滑过倒钩的单丝盘绕的加固物的一个优势。这同样是使用一种更软基底材料(如具有相对较低硬度计硬度(例如＜70邵氏硬度A)的一种基底材料)的编织加固管优于具有一种更硬基底材料的编织加固管的一个优势。在倒钩上压迫具有一种硬基底材料的编织管所需要的力令人不可接受地高。此外，在预期在使用期间施加的力下，具有一种更硬基底材料的编织管不会在一些临床情况中提供听需的颈缩程度。
导管100也可在内部部分100A与外部部分100B之间包括编织结构140或其他加固构件。编织结构140给导管100提供多个益处。例如，编织结构140可被配置以至少部分造成对长形体112径向压缩的抵抗。而且，编织结构140可被配置以至少部分提供对长形体112扭结的抵抗。
在一个实施例中，编织结构140主要被提供用于增强导管100与一个血液携带系统(如血管通路系统10)的另一个组分之间连接的牢固性。例如，编织结构140可增强该编织结构形成一部分的接合机构的牢固性。
在一个实施例中，编织结构140包括一个近端144和一个远端148。编织结构140可被安置在内腔120的周围，例如基本上或完全围绕该内腔。编织结构140也可沿着内腔120延伸，这样使得近端144在长形体112的近侧部分104内并且远端148在该长形体的远侧部分108内。在一个实施例中，编织结构140被配置，这样使得近端144延伸到或接近长形体112的近端。
在一个实施例中，编织结构140被配置，这样使得远端148置于长形体112的远端近侧。例如，编织结构140的远端148可被置于导管100的远端近侧约0.2英寸、约0.25英寸或从约0.2到约0.25英寸。这一排列允许用于目视的装置被置于编织结构140的远端148远侧。例如，不透射线的标记物149可位于长形体的远侧部分108。在一个实施例中，不透射线的标记物149是由铂、钽、钨、金、钯、铱、硫酸钡或另一种不透射线的材料和其任何组合形成的一个环。虽然标记物149被配置为一个固体环，但是在其他实施例中，这些标记材料可被掺杂到导管100的多个层中或被配置为多个环或一个或多个贴片、平板、线或其他形状。它们可被分布在整个装置中或在该装置的一端或两端或之间的任何地方。当血液流动管道正在脉管结构中被推进时，将导管100的远侧部分108位于何处的指示提供给临床医师的任何其他合适装置可用于代替不透射线的标记物149，如本领域的普通技术人员将了解。
而且，可沿着导管长度改变编织结构140的配置以便优化导管的某些性能指标。例如，如在此所讨论，远侧部分108优选是相对易弯的，以便将对患者脉管结构的创伤减到最少。如下文所讨论，某些治疗方法得益于更高箍强度或向外指向的力。具有高箍(径向)强度同时具有低抗弯强度被认为是有利的。这产生一种装置，它抗紧缩但是易弯以便将不同结构容纳在体内，同时使由该装置施加和在该装置上施加的力减到最小。当这些特性主要来源于编织结构时，可能需要通过改变治疗区内的编织图案来增强这些特性。这些变化可通过改变编织结构140的pic计数来实观额外地，编织结构140的近侧部分可被优化以增强如在此讨论的接合机构的连接强度。
图2A说明编织结构140可被嵌入长形体112中。在一个实施例中，编织结构140被嵌入长形体112中，这样使得长形体112的外表面围绕编织结构140。在一些情况下，编织结构140被安置在长形体112内，这样使得长形体112的外表面沿着导管本体的纵轴基本上是平滑的。当被嵌入长形体112时，编织结构140也可被径向安置在长形体112的内壁116外。编织结构140也可被径向安置在长形体112的内壁116与其外表面之间。
虽然导管100相对较软，但是编织结构140提供加固，其防止扭结、压碎和其他可导致内腔120至少部分紧缩的现象或基本上将这些现象减到最少。内腔120的紧缩可发生在导管100横贯相对较小半径的弯曲时。例如，在一些应用中，需要导管100横贯一个关节，如患者的肩。该横贯可需要一个相对较小的弯曲半径。在其他应用中，导管100不需要横贯一个小弯曲半径(例如当不与一个关节相交时)。在一些应用中，导管100的一个优选路径可使管道横贯一个约1.0英寸半径的弯曲。在一些应用中，导管100的一个优选路径可使管道横贯一个约1.0荚寸或更大半径的弯曲。在其他应用中，在一个优选路径中，导管100可能必须横贯一个约0.25英寸半径的弯曲。在其他应用中，在一个优选路径中，导管100可能必须横贯一个约0.5英寸半径的弯曲。在其他应用中，在一个优越路径中，导管100可能必须横贯一个半径在约0.25英寸与约1.0英寸之间的弯曲。在所有这些情况中，编织结构140提供加固以防止内腔120的紧缩或基本上将内腔120的紧缩减到最少。
编织结构140的特性和其变化产生合乎需要的扭结最小化特性，这是使用线圈加固不可达到的。在极小弯曲直径下，预期编织结构140逐渐变平，而不是突然内曲成一个扭结配置。出于若干原因，这是有利的。首先，编织结构140逐渐变平将被临床医师可检测到(例如使用一种成像技术，如X射线成像)，这样使得临床医师可认识到在血液管道完全变窄之前存在一个小于需要的弯曲半径。其次，线圈加固经受比编织结构140更高的应变水平和交替应变。这防止或延迟由于在极小弯曲半径下反复弯曲而不合需要的破裂或破坏。此外，编织结构140多个构件中仅一小部分经受在最个弯曲半径下的显著应力或应变水平。在皱褶的顶部和底部上的编织构件与在皱褶侧面的构件相比，经受可忽略的应力。这意味着即使荷载条件严重到足以使皱褶侧面上的编织构件破裂，皱褶处的大部分编织构件不会破裂并且装置将保持基本上完整。在早先的单丝线圈加固装置中，任何破裂都可能是灾难性的。而且，披露了的编织配置有利地在比在先线圈加固装置小得多的弯曲半径下展现完全变窄或扭结。在先线圈加固装置具有约0.5英寸的扭结半径，而导管100的不同实施例具有约0.2英寸的扭结半径。
在一些实施例中，编织结构140形成与接合机构32类似的一个接合机构的一部分。
图3说明编织结构140的一个实施例的另外细节。在一个实施例中，编织结构140具有多个在该结构中彼此重叠的编织构件152。在不同实施例中，编织结构140可包括一种形状记忆材料，如一种镍钛合金(例如镍钛诺合金)。其他合适材料包括不锈钢(例如304或316)、钛、玻璃、凯夫拉尔(Kevlar)和其他类似纤维材料。例如，多个编织构件152各自可包括一种镍钛合金或其他形状记忆材料。在一些实施例中，这些编织构件152被编在一起形成编织结构140。这些编织构件152可具有一个截面，其中第一横向尺寸D1大于第二横向尺寸D2，该第一横向尺寸D1与该第二横向尺寸D2垂直。在一个实施例中，第二横向尺寸D2(例如两个尺寸中更短的)一般相对于内腔120的纵轴径向延伸。这些实施例是通过图3A来说明。
该排列可将长形体的内壁116与外表面之间的长形体112的厚度减到最小。这样可产生一个非常薄的结构，例如具有约2.0mm或更小的厚度。在—个实施例中，内壁116与导管外表面之间的导管100的厚度为约1.1mm。在—个实施例中，编织构件152的厚度比长形体112的厚度小约百分之50。在一个实施例中，编织构件152的厚度比长形体112的厚度小约百分之25。在一个实施例中，编织构件152的厚度是长形体112的厚度的约百分之10。在一些实施例中，将导管壁的厚度减到最小是重要的，这是因为它可使内腔的尺寸最大以便携带血液的同时仍保持将导管100插入到所选血管中的能力。
通过减小尺寸D2，可将导管100的截面轮廓减小或减到最小。减小截面轮廓提供允许穿过一个更小切口进入血管系统的优势。在一些实施例中，对于一个给定截面轮廓，通过减小尺寸D2，可增加内腔120的尺寸。增加内腔120的尺寸是有利的，因为它允许该内腔中的流体携带量更大。编织结构140提供长形体112的相当大的抗扭结和压扁性和相对易弯性。
由图3A说明的一个实施例提供多个编织构件152，具有通过多个轴对称并排线提供的伸长横截面。例如，一个编织构件可包括以并排排列提供的两个圆截面线。在这一实施例中，这些编织构件152的径向尺寸(D2)约等于线直径并且横跨径向尺寸(D1)的尺寸约等于两倍的线直径。这些编织构件152的一个有用构筑体合并由一种镍钛合金形成的两股0.005英寸线。其他实施例可合并0.006英寸或更大的线。一些实施例可合并0.004英寸或更小的线。更大的线可适用于更大的导管或适用于可使用更小内腔的导管。更小的线可适用于更小的导管或适用于遭受更小挤压或扭结力的导管。在其他实施例中，编织构件152可用一个或多个扁平或椭圆截面线形成。一种合适的合金应包括56重量%镍和44重量%钛。这一材料可被处理以提供合适特性，如通过直接退火。光氧化表面处理适合于一些实施例。
任何合适编织图案可被提供用于产生编织结构140。例如，可采用方平组织织物，其中这些编织构件152在第一横向编织构件上方交叉，然后在该第一横向编织构件邻近的第二横向编织构件下方交叉。这一图案可被重复遍及编织结构140以提供一个合适织物。方平组织织物有时被称为菱形图案满载。在其他实施例中，织物可以是一个菱形图案半载或一个人字形织物，这将是本领域的普通技术人员所了解的。可被使用的其他织物排列包括例如平纹织物。然而，对于一些应用，预计不采用平纹织物连同在此讨论的其他织物图案。
编织结构140的其他方面可影响它的性能。例如，当导管100与另一个血液携带组件接合时，编织构件152的密度和配置可影响牢固度。例如，在一个实施例中，形成具有一个合适螺旋角的编织结构140，该螺旋角被定义为编织构件152中的任一个与编织结构140的纵轴之间的角度。在约40度到约65度范围内的一个螺旋角可用于编织结构140的一些实施例中。在其他实施例中，可形成具有一个在约50度到约55度范围内的螺旋角的编织结构140。在一个实施例中，编织结构140限定约51度的一个螺旋角。在一个实施例中，编织结构140限定约54度的一个螺旋角。一个更高的螺旋角产生一个更易弯的导管。一个更低的螺旋角提供的易弯性更小，但是更易于推进越过一个连接器，如下文所讨论。更低的螺旋角也提供一个抗挤压性更小的导管，这在一些应用中次佳。
涉及接合机构32(其中编织结构可作为一部分)的性能的编织结构140的另一个方面是编织结构140的pic计数(每单位长度的交叉数)。本领域的普通技术人员将认识到pic计数和螺旋角是相关的。更具体地，pic计数可影响导管100与连接器的可连接性，它可形成第三血液携带管道30的一部分。更大的pic计数对应于连接接合机构32所需的一个更高的力。更小的pic计数对应于更低的连接力。具有更低pic计数的导管更易遭受扭结。在一个实施例中，编织结构140具有一个在约21ppi与约24ppi之间的pic计数。在另一个实施例中，编织结构140当被组装在导管100上时具有一个在约22-24ppi之间的pic计数。在另一个实施例中，编织结构140具有一个约21ppi的pic计数。在另一个实施例中，编织结构140具有一个约23ppi的pic计数。在另一实施例中，一个22ppi的pic计数应为合适的。
图7和8说明分别用于接合机构的不同实施例的保持力和附接力的一个比较。在这一研究中，导管中编织结构的pic计数和连接器200的接合特征240的不同方面是变化的。连接器200中变化的变量被示出在下表中，其中所有尺寸是以英寸为单位)：
图8示出了与其他实施例相比，实施例4的向更低附接力的总趋势。实施例4具有关于倒钩248的高度和长度的下限值。而且，图8示出了导管的编织结构的一个更低pic计数与一个更高pic计数排列相比可产生一个明显更低的附接力，其中该连接器具有两个倒钩。在一些实施例中，需要降低附接力以便向临床医师提供更快并更容易的血管通路系统的原位组装。
图7示出了对于上表中描述的多个实施例，保持力(例如将导管100与连接器200断开所必需的力)并非高度取决于所研究的连接器实施例的pic计数。虽然实施例2的保持力与其他实施例相比增加，但是所有四个实施例与接合机构(包括与具有编织结构的导管接合的具有单个倒钩的连接器)相比具有相对较高的保持力。
而且，编织结构140的性能可与合并到织物中的线数有关。在一些实施例中，编织结构140包括约四十八个编织构件152。然而，可提供其他数目的编织构件152。例如，在一个实施例中，可提供二十四个编织构件152。更少线提供更小抗挤压和扭结性。更多线在编织结构140中提供更大抗扭结和挤压性。如本领域的普通技术者应了解，也可使用形成编织结构140的其他线数。
在一些实施例中，管道30、连接器200和其变化形式可呈一个连接器形式，并且可与另一个治疗装置连接或被整合到其中用于操作血液。例如，管道30可包括一个连接器用于连接一个泵或一个血管辅助装置或其他心血管治疗装置的其他组件。如在此所讨论，这些组合在这些组件与导管100和其变化形式之间提供非常牢固的连接。
用于形成血液携带管道的技术
考虑用于形成具有内部和外部部分100A、100B的导管100的不同技术。在一些技术中，外部部分100B是在与内部部分100A不同的一个过程中形成。例如，在一个实施例的第一步中，使硅酮或一种易弯弹性体的长形管状段滑动进入整体心轴以提供内部部分100A。管状段可具有约50邵氏硬度A的硬度计硬度或如在此所讨论的任何其他合适硬度。管状段任选地装载有硫酸钡。在一种技术中，管状段的内径为约5.0mm并且管状段的外径为约5.5mm。
此后，编织结构140可被置放在内部部分100A的外表面上。编织结构140可具有大致与管状段外径相同的直径。在一个实施例中，编织结构140具有约5.5mm的内径。在一个实施例中，编织结构140具有略小于管状段外径的内径。例如，用于编织结构140的约5.4mm内径将为合适的。这一排列使得编织结构140向下捆紧在管状段外表面上，形成内部部分100A。在一种技术中，定编织结构140的尺寸，这样使得它的长度基本上与管状段相同或略小。
此后，铂铱标记带(或其他配置的目测装置)被放置在内部部分100A上。这可通过在远端上将标记带滑动到编织结构远端与管状段远端之间的一个位置来实现。在另一技术中，编织结构140的股线(特别是位于其远侧部分的股线)可被配置成使用射线照相术或另一个类似技术可见。
此后，到目前为止在过程中形成的组装件可被一种合适材料覆盖以形成导管100的外部部分100B。例如，组装件可用一种合适材料涂布以形成导管100的外部部分100B。在一种技术中，外部部分100B是通过将硅酮、聚氨基甲酸酯或其他合适材料浸泡或喷涂在组装件上来形成。在另一种技术中，外层可放置在组装件上并且粘结、收缩、热融合或以其他方式形成在一起。在另一种技术中，外层可通过串联挤压形成在组装件上。
在不同实施例中，此后可进行其他任选步骤。例如，构筑体可被切成一定尺寸并且鲁尔接头(1uer fitting)(或其他合适连接器)可视需要在其近端上形成。前述步骤是说明性的并且不需要按列举的顺序进行。
接合特征和机构
如上文所讨论，在不同实施例中，编织结构140延伸到导管100的近侧部分108。至少部分这样延伸的编织结构140可与血液携带管道30交界，形成接合机构32的一部分。
图4说明可被合并到系统10的血液携带管道30的连接器200的一个实施例。连接器200包括连接器本体202，具有近侧部分204、远侧部分208和在它们之间延伸的内腔212。内腔212可采用任何合适形式。在一个实施例中，内腔212包括与美国申请第10／962,200号中所述类似的锥形段。
近侧部分204优选被配置成与血液携带管道22交界(例如连接)。连接器200与管道22之间的连接可以任何合适方式来实现。例如，近侧部分204可具有放大部分214，管道22可在上面被推进。放大部分214可包括接合机构36的一部分。用于连接连接器200和管道22的其他技术和结构描述在上文通过引用结合在此的申请中，包括美国申请第11／216,536号和第11／600,589号。
远侧部分208被配置成与血液携带管道26或与导管100交界。在一个实施例中，远侧部分208包括在连接器200的远端224与近端228之间延伸的外表面220。在一个实施例中，外表面220从远端224延伸到远侧部分部分208的近端，接近放大段250。连接器200也包括安置在外表面220上的接合特征240。在一个实施例中，接合特征240包括拼命机构的一部分。
接合特征240可采用任何合适形式。例如，在一个实施例中，连接器本体202具有第一外部尺寸CB1，并且接合特征240具有比第一外部尺寸CB1大的第二外部尺寸CB2。在一个实施例中，外部尺寸CB1、CB2可对应于直径，但可对应于外周长。在一个实施例中，CB1是约5.4mm的直径。在一个实施例中，CB2是约6.0mm的直径。如上文所讨论，在一个实施例中，导管100的内径为约5.0mm。这对应于在导管100直径中约1mm的预应力。在一些实施例中，在接合特征240上插入的导管内径的约20％的预应力可提供合适可连接性。在一些实施例中，预应力的合适量(例如在接合特征240上连接的导管内径放大)可在16％-24％范围内。在其他实施例中，预应力的合适量(例如在接合特征240上连接的导管内径放大)可在8％-28％范围内。
预应力或拉伸导管100的内尺寸产生由接合机构32形成的连接牢固性增强。具体来说，编织结构140和导管100的近侧部分在连接器200相对于导管远端推进期间在被压缩放置时扩张。在推进后，编织结构140设法回到它预成型的形状，在连接器200上产生一个向内指向的力，增加连接器200与导管100之间接合的牢固性。而且，编织结构140的配置是这样的，这样使得如果施加一个用于断开连接器200和导管100的力，该编织结构将增加向内指向的力，进一步使连接牢固。在接合机构处的这一举动类似于一种中国指套玩具，在伸长时减小横截面尺寸。
提供一个或多个倒钩产生一个甚至更牢固的连接。在一些实施例中，接合特征240包括在连接器本体202的一部分上延伸的倒钩244。倒钩244可包括任何结构，该结构包括延伸到连接器本体上方的凸起表面。
图4说明在一个实施例中，在第一倒钩244与连接器200的近侧部分204之间提供第二倒钩248。如下文所讨论，接合特征的第二倒钩248极大地增强了导管100与连接器200之间连接的牢固性。第二倒钩248可采用任何合适形式。在连接器200的一些实施例中，第二倒钩248比第一倒钩244小。例如，在一个实施例中，第二倒钩248的直径可为约5.8mm。第一倒钩244的直径可为约5.99。
在一些实施例中，接合特征240(例如倒钩244或248)的高度可能是重要的。可在从径向距离内腔轴最远的倒钩位置穿过连接器200到接近倒钩244、248的表面220的距离上测量倒钩高度。在一个实施中，这一距离在约0.005英寸与约0.020英寸之间。在一个实施例中，接合特征的高度为约0.013英寸。在一个实施例中，接合特征的高度为约0.012英寸。在一个实施例中，接合特征或倒钩的高度在约0.008英寸与约0.009英寸之间。在一个实施例中，接合特征240的第一倒钩的高度为约0.012英寸并且接合特征240的第二倒钩的高度为约0.008英寸。可增加接合特征240的高度和直径以增加保持力。在一些实施例中，增加这些尺寸可被一般手动完成的将连接器200推进到导管100中需要的力限制。
接合特征240的另一个方面是其长度或其个别部分的长度。例如，一个实施例具有两个如上文所讨论的倒钩。在一个排列中，最远的倒钩约0.065英寸长，但是可使用更长的倒钩。在一个实施例中，最近的倒钩约0.065英寸长。最近的倒钩可更短或更长。例如，在一个实施例中，最近的倒钩约0.040英寸长。在一个实施例中，最远的倒钩为0.065英寸并且最近的倒钩为0.040英寸。
在一些实施例中，有助于连接的两个附加特征是倒钩244、248之间的间距和导管被推进越过最近倒钩的距离。
图5证明了不同倒钩间距的性能。在约0.740英寸的最大峰到峰倒钩间距下测试一个配置。这一图表示出了用于更大倒钩间距的保持力增加的总趋势。图表中所观察到的一些力的增加可被归结于导管与连接器器具接触的长度更大。随着倒钩间距增加，连接导管的总长度也增加。图5可被解释为表示在一些实施例中最小间距约0.100英寸。在比这一值小的倒钩间距下，保持力迅速降低。然而，在比这一值大的增加间距下，该力更缓慢增加。在图5中，一种技术将变化率计算为在拐点之前约71bs／0.040英寸和在临界点后约1.21bs／0.040英寸。这一分析采用一种简单的线性拟合。本领域的普通技术人员将认识到一种更复杂的数据拟合可能产生一种不同的数据数学描述。然而，预期其他这些曲线拟合仍将揭露朝着0.100英寸的相对较陡的斜率和朝着中间数据的更平缓斜率。类似地在下文讨论的图6中，一个更复杂的曲线拟合可揭露在数据集一端或两端一般渐近的轮廓。
图5示出了双倒钩配置在所有倒钩间距下具有比单个倒钩优越的连接强度，并且在峰到峰间距超过约0.100英寸后比两倍的强度大。而且，裸硅酮与编织加固的硅酮之间的差异在图5中是明显的。注意除在任何倒钩间距下的优越性能之外，编织导管的直线斜率更大。这可部分归结于在导管与连接器200连接时，通过保持特征240和导管100中的编织结构140的组合产生的保持力增大。这突出了编织易弯导管超过替代设计的优越性。更具体地，对于一个给定的倒钩尺寸，编织结构具有比相同材料的非编织导管大得多的保持强度。而且，编织结构具有通过在连接器200上使用多个倒钩进一步增加保持强度的能力。而且，与其他加固物相比，编织结构的使用有助于在连接器200上使用倒钩和优化了的倒钩几何形状。此外，在导管100中使用软的长形体112允许编织结构140在倒钩后面颈缩并且由此增加保持强度。
鉴于图5中所说明的结果，间距可以是任何合适间距，但如下文所讨论，优选在具有两个或更多个倒钩的排列中为至少约0.100英寸。在一个实施例中，相邻倒钩244、248的峰间间距为约0.229英寸。在一个实施例中，峰间间距为约0.240英寸。
虽然图5说明可通过上文描述的实施例实现巨大改善，但在一些应用中，具有更少冗余的接合机构提供足够保持力。例如，图5示出了一个实施例，其中具有单个倒钩的接合机构提供约10磅的保持力。对于一些应用，这一量值的力是足够的。而且，虽然图5示出了裸硅酮一般对不同双倒钩排列提供一个低得多的保持力，但是裸硅和连接器的组合在一些排列(如，如果硅酮被夹在它的外表面)中可以是足够的。
在不同实施例中，将导管向近端推进越过最近的倒钩是优选的。对这一变量的敏感性是由图6来说明。而且，单个倒钩实例说明在图6中。双倒钩变量设置证明当一个实施例的越过倒钩的量超过约0.125英寸时，保持力增加很少或不增加。这提示对于导管和连接器组合的一个实施例，越过倒钩的导管连接的合适范围可为约2-3mm(0.080”-0.120”)或约1.5-4mm(0.060'’-0.160”)。
图6示出了与第二倒钩的近端侧齐平的导管超过单个倒钩的保持强度，其中该导管超出单个倒钩的近端侧约0.125英寸或更小。其他实施例超出保持特征240在约0.080英寸与0.120英寸之间推进。在一些实施例中，将导管向近端推进越过最近的倒钩约0.060英寸与0.160英寸之间是优选的。在一些实施例中，将导管向近端推进越过最近的倒钩约0.010或约0.111英寸是优选的。在一些实施例中，将导管向近端推进越过最近的倒钩至少约0.125英寸是优选的。
如上文所讨论，接合机构32，特别是在被配置成包括多个部分的导管100和连接器200时，提供多个优于其他动静脉分路装置的临床优势。确切地，接合机构中编织结构和倒钩中至少一个的组合改善装置使用的简易性，如上文听讨论，导管100可被切割和连接，无需在连接前进一步修改导管。而且，在此讨论的实施例具有改善了的可连接性，在于可用于连接接合机构32的力应比足以断开该机构的力小。而且，系统10是“一刀切”，因为它被配置成修剪到任何所需长度。
其他被提供的优势包括改善了的耐用性。导管100在编织结构140内具有许多独立的编织构件152。多个编织构件152提供多余支座，产生对夹持和疲劳断裂的改善了的抗性。多个编织构件152也提供拉伸强度的改善。与其他在先方法相比，需要更少制造步骤，减小劳动力和生产成本。而且，预期与在先装置可能的情况相比，导管100的至少一些实施例在紧缩之前承受更高的径向荷载并且可被放置在一个更紧的半径中而未扭结。在至少一些应用中，改善了的抗暴裂性(承受高压而不与连接器分开或破裂的能力)可以是有利的，但不是所需的。
在此讨论的实施例的其他优势包括一个关于医师接收指示导管已被正确连接的反馈的益处。例如，多个倒钩系统提供的强度增加，即使在导管最低限度地越过第二倒钩时。可见的变形(例如通过导管100或编织结构140的扩张)充当正确附接的一个可见指示。这允许使用者观察可见参考，通过参考在编织导管越过第一和第二倒钩时的两个可见环确保导管越过两个倒钩。如果并不可见，这一扩张可在导管100另外的平滑外表面上产生罗纹部分，以提供正确附接的触觉确认。
虽然建议导管正对着连接器200的中心放大段250被完全推进，但是如果插入小于这一量(例如仅从倒钩248到段250的一半距离)，连接的完整性提供足够的强度。当与一个类似单倒钩系统相比时，这预期产生几乎加倍的强度。当完全插入时，预期强度应几乎是三倍。
如上文所讨论，多个和单个倒钩接合特征可适合用于牢固的连接。正确设计的单个倒钩和编织导管连接系统可被制造得非常牢固，例如具有约六倍的由同一材料制成但无编织的导管的保持力。预期第二倒钩使保持强度增加至少100％。这使得接合机构更鲁棒，提供减小导管越过连接器最佳插入到放大段250的紧迫性的增加益处。
这些特征提供所需牢固程度，同时提供给最终用户实现牢固连接的可信度增加。
适合于治疗血管狭窄的系统和方法
图9-11说明用于治疗血管狭窄的不同方法和器具。在每幅图中，狭窄300被说明为血管V的血液流动内腔与未阻塞状态的血管相比变窄。变窄阻止血液到达组织下游，导致局部缺血、用于有效透析的血流量不足、和其他疾病。
图9在上部示出了治疗之前的一段血管V和在下部示出了用临时支架400治疗期间的同一血管段。支架400是一种形式的血液携带管道，如在此所讨论，并且可合并上文讨论的某些结构特征。在使用中，支架400被置于血管中移置狭窄300以增加血管V的血液携带能力，提供一种用于打开血管V的方法。支架400具有一种结构，使它将狭窄300径向移动远离血管V的中心，使得血管变宽。与已知的支架相反，支架400被配置用于血管临时放置和重塑。
支架400包括长形管状构件404，具有被配置成用于防止体内物质粘附的外表面。例如，支架400的外表面优选防止组织生长到支架400的至少一部分中。例如，可形成与导管100的外部部分100B类似的外表面，例如是由硅酮或其他硅橡胶材料形成。可替代地，可使用聚合材料，包括具有以下商标名的聚氨基甲酸酯，如Pellathane、Tecothane(脂肪族聚醚聚氨基甲酸酯)、Tecoflex(芳香族热塑性聚氨基甲酸酯)。这与典型支架不同，典型支架被配置为开放栅格或暴露了的单元图案，虽然可易于组织生长。因为优选在一个治疗阶段之后去除该装置，所以应避免这样的向内生长。在一些情况下，支架400的外表面也防止患者的细胞结构黏附于支架400。抵抗平滑肌细胞粘附于支架400，它可能妨碍支架去除。
管状构件404包括近端408和远端412，并且被加固以便在横向荷载下保持扩张了的配置。可使用任何加固物，只要支架400具有足以移置狭窄300并产生重塑作用的强度，如在此所讨论。特别有用的一种加固物是一种编织结构。上文听讨论的编织结构140和任何它的变体或取代物可用作加固物。
移置围绕待治疗血管的组织的能力取决于若干因素，包括支架400的扩张尺寸。一般来说，支架400不受约束的扩张宽度应比变窄的血管内腔宽度大。如果支架400一般是自体扩张的，它可从受压减小的直径尺寸放松到一个更大尺寸，例如朝着不受约束的尺寸。如在此所讨论，回到扩张尺寸的过程可作为治疗的一部分而受控制。在不同应用中，对于某些血管，支架400不受约束的宽度(例如直径)可为约4mm到约8mm。更一般地说，外径可在约2到约14mm的范围内。
近端与远端408、412之间的长度可以是任何合适长度。在一些实施例中，长度是预先确定的。在其他实施例中，可在程序中确定支架400的长度。例如，可在程序中通过切割一部分管状构件404产生一个所选尺寸来形成支架400。长度也可以是待治疗的脉管结构的函数。例如，如果支架400用于治疗神经脉管结构，长度可在约2cm与约4cm之间。如果用于治疗颈动脉脉管结构，支架400可在约2与约15cm之间。如果用于治疗外周血管，支架400可更长。
支架400可能特别适合的一类血管包括那些移动性很强并经受高循环的向管，例如从骨关节的一侧横贯到另一侧的血管。例如，股浅动脉(SFA)横贯膝关节并在膝盖的每个弯曲循环。这使得SFA经受巨大的移动并且使其中的任何结构经受对应循环。支架400具有极其鲁棒的设计，抵抗因这些循环诱发的疲劳而引起的破坏。为此，对于SFA和类似血管，支架400被认为是有利的。SFA实施例的典型长度在40mm与550mm之间。在某些实施例中，支架400被配置成具有在200与300mm之间的展开长度。一个实施例为约240mm长。在某些实施例中，将支架400定尺寸为一个典型病变的至少约两倍长。病变典型地在约70mm到约100mm的范围内。支架400的其他应用包括在胆管系统中展开，并且对于这样一个应用，应适当地将支架400定尺寸为至少覆盖狭窄并大到足以使内腔膨胀。
可展开支架400的其他血管包括锁骨下动脉或静脉、内颈动脉或静脉、和无名动脉或静脉、上内腔静脉。
在一种方法中，管状构件404是以一个低截面轮廓配置被推进到患者的脉管结构中，这样使得远端412被安置在狭窄300的远侧并且近端408被安置在狭窄300的近侧。低截面轮廓配置可被轴向荷载(如被施加用于拉伸或伸长构件404的一个力)诱发。此后释放管状构件404上的轴向荷载，以使该管状构件从低截面轮廓配置过渡到扩张了的配置。
图9A说明一个递送工具420，它被配置用于拉伸并由此以直径方向紧缩支架400。随着支架400被位伸，直径减小。减小了的直径状态使得支架400能够被扒进穿过一个更小切口并进入到更小血管中。递送工具420包括一个中心长形体424，具有一个导线通道428延伸穿过它。被安置在长形体424远端上防止损伤的尖瑞432帮助工具420在导线上沿轨道前进。尖端432的近侧部分436具有一个支架接合特征440，适合于抓牢该支架远端412的远端面或支架400内腔(与上文讨论的内腔120类似)的圆周带中的至少一个。
安置在长形体424周围的套筒452被配置成相对于长形体424可移动并目通过该移动提供拉伸功能。例如，套筒452的远侧部分456可包括一个支架接合特征460，适合于抓牢支架400近端408的近端面或支架400内腔(与上文讨论的内腔120类似)的圆周带中的至少一个。
在一种展开技术中，支架接合特征440、460分别与支架400的近端和远端408、412连接。此后，在套筒452与长形体424之间提供相对移动，这样使得支架接合特征440、460沿着工具420的纵轴彼此远离。移动导致支架400拉伸，减小它的直径。支架因此被移动到低截面轮廓配置。
在支架400已被递送到一个治疗部位后，释放支架400上的轴向荷载以使支架400从低截面轮廓配置过渡到扩张了的配置。在一种技术中，可通过在套筒452与长形体424之间提供相对移动释放工具420的轴向荷载，这样使得支架接合特征440、460沿着工具420的纵轴向彼此移动。这使支架400在直径方向上扩张，这样使得其与工具420分离。支架接合特征440、460的深度优选足够地小，例如将尺寸定为具有与低截面轮廓直径类似的直径，这样使得长形体424可在支架展开后穿过支架400的内腔被收回并且离开患者。工具420的变化是提供由易弯材料(例如硅酮)制成的特征440和460，以随着长形体424被收回而提供径向紧缩的能力。
工具420的变化提供一个偏置力，以便在递送支架接合特征之前偏置开。偏置力可由慢慢穿过工具420通道的长形线或开伞索释放。释放偏置力释放拉伸功能并且允许支架400展开。支架400可被附接到工具420的一端以便如图9A中所说明运输到治疗部位，或被包含在一个递送工具内，如在工具420与安置在该工具420上的套筒之间。
展开工具420上的变化将例如通过提供一个安置在支架周围的鞘套来保持支架400的压缩状态，其中该支架呈紧缩状态支架400可通过将至少一部分管状构件404向内折叠到体内腔中而被置于紧缩状态。例如，管状构件404的弓形段可被内卷到内腔中，并且该段的末端可被聚集在一起产生一个更小横断面轮廓。套筒可被安置在向内折叠的支架周围。在这一方法的一个变化中，在折叠支架400周围提供可去除的约束以降低由支架400施加到套筒的压力。与在套筒提供完整压缩作用以使支架400保持在折叠状态时相比，这一结构减小收回套筒所必需的力。
图9A的展开工具的替代物是将支架400以大致它的全尺寸展开的导管装置。该展开技术可与其他技术或装置(如远端保护装置)组合，解决副作用(如斑块或血栓的移去)的风险。
虽然经由皮肤插入支架400将为有利的，但是即使支架是通过手术切开放置，仍可获得支架400的显著临床益处。对于相对在外周和浅表的某些血管，该方法可优选是一个经皮方法。
不同治疗涉及在一个治疗阶段之后去除支架400。换言之，管状构件旨在为一个临时植入结构。这一方法可被应用在脉管结构中的任何地方，但是已观察到在静脉脉管结构中起作用。与装置植入之前相比，血管显示出已极大地改善通畅率。泊疗阶段可少到1天。在一些情况下，治疗阶段可长达12个月。显著的永久益处可奏效约2个月。
在一种变化中，支架400被配置成在大部分治疗阶段期间扩张。这一特征规定在展开时，支架400被释放达到第一扩张直径。在展开后，支架400在狭窄被移动并且血管对由支架400施加的力作出反应时随时间推移继续扩张以不断增加直径。支架400可被构造，这样使得它对血管或身体管道施加的径向力低到足以使支架不立即扩张到它的完全不受约束的外径(例如展开前的直径)。这一配置有利地使得成像技术(如X射线或荧光检查)能够用于评估随时间推移血管直径的变化这一直径变化可用于确定血管正施加到装置上的力的量值。在一种疗法中，监测支架400，直到尺寸增加多达约100％的递送直径为止。在另一种疗法中，监测支架400，直到尺寸增加至少约50％的递送直径为止。在这些百分比增加后，可去除支架400。这一信息可用于预测在支架去除时血管松弛(血管再变窄)的量。因此，支架400可被展开用于一个治疗阶段，这一治疗阶段可根据特定患者和治疗的需要来定制，提供合适的时间量而使血管扩张／重塑到适当直径。另一方法是通过参考血管弹回的可能性来确定治疗阶段。例如，在预测到一些弹回的情况下，可监测支架400的扩张，直到支架400中的内腔具有一个宽度(例如直径)超过所需血管孔达一个预定量为止。例如，可监测支架400，直到它的内径比所需的血管治疗后孔大至少约20％到30％为止。在一些技术中，支架400的扩张比所需的血管治疗后孔大多达20％。
一种配置支架400以提供这一时间扩张特性的方式是修改(例如降低)编织物140的pic计数或以其他方式减小径向刚度以增大扩张范围。可替代地，更小直径的编织线或具有更低弹性模量的材料可用于减小刚度。更低pic计数编织物应产生更具反应性的装置，同时响应于血管荷载变化的直径变化更大。
支架400优选被配置成使它的位置固持在血管V中，以使得治疗继续长达狭窄300处所需之久在正确的条件下，摩擦力可足以将支架400的位置保持在血管中。附加的外部材料、向外翻边端或更粗糙的表面纹理可用于提高支架400与血管壁之间的摩擦力。
其他技术包括使用紧固件(如缝合线或夹子)以便将支架400固定在适当位置上。在其他实施例中，在长形体404的近端和远端408、412的一个或两个处提供套箍、短长度的内皮化促进结构或在径向上向外定向的倒钩是可以接受的。
图9A示出了在一个实施例中，在套箍484与支架400之间提供分离区480以促进支架与套箍484的分离。分离区480在支架400与套箍484之间提供一个部分或相对容易撕开的粘结。在这一实施例中，向内生长在套箍484中是被允许的，以便隐定支架400并提供最低限度地侵袭可去除性。在所说明的实施例中，套箍484被安置在支架400的近端。这使得当支架400在血管中被展开时，支架400的前缘被锚定，其中血液是以近端到远端的方向流过支架400的内腔。在其他实施例中，套箍484可处于支架的远端，这对在血管中展开可以是有益的，其中血流是以远端到近端的方向穿过该内腔。在其他实施例中，套箍可被提供在支架400的近端与远端两处上。
套箍484可以是由具有与血管壁相比类似或更小、的刚度的相对柔软的纺织品样构筑体构造。例如，ePTFE或涤纶环可被合并到套箍484中。套箍484可非常薄，在一个实施例中约0.010”厚，并且在其他实施例中在约0.005与约0.015”厚度之间。在其他实施例中，套箍484可为约0.001”到小于约0.005”厚。在一些情况下，套箍484可大于0.015”厚。套箍484可相对较短，例如约0.100”。在一些情况下，套箍484可在长约0.050”到约0.500”之间。在其他实施例中，套箍484可小于约0.050”长，而在其他实施例中，套箍可大于0.500”长。
套箍484可通过任何合适技术，如通过具有一个比支架外径小的内径或通过一种适当较弱的胶粘剂被连接到支架400。额外地，套箍484可由一种生物可吸收材料构造以促进回到完全天然的结构。套箍484可被配置成随时间推移被完全囊封在血管内膜中或吸收或溶解在血液中。
当需要外植体时，支架400可被抓紧并与一个或多个套箍484分离，这个或这些套箍被原位保持在治疗区的近侧和/或远侧。与套箍484的分离可通过沿着血管的纵轴向支架400施加一个远离套箍484的力来实坝。例如，一个球囊可被插入到支架400的内腔中并扩张到与支架400的内壁接合。支架400的内壁可与上文关于长形体112所讨论的内壁116类似。内壁的远端区可被配置成具有与外植体工具的外表面(例如与外植体工具的球囊的外表面)增强的摩擦接合。
在不同实施例中，支架400被配置成使得外植更容易。如上文所讨论，外表面被配置成用于防止体内物质粘附或将粘附减到最少。此外，外表面优选被配置成在外植期间非常容易地滑动，例如最接近地滑出治疗区。在一个实施例中，安置在支架400外表面的硅酮极大地减小将支架400从身体中取出所需的近端指向力。这一低力可滑动性减小对治疗区产生任何创伤的几率，创伤会导致流血、炎症和可能再狭窄。其他材料可被提供在与此相符的支架400上。例如，内层或结构可能包括将需要比外层高的力可滑动性的材料。在一些实施例中，外层可包括亲水性涂层，它可例如通过增加支架400的润滑性减小去除支架400所必需的力。其他材料(如上文关于导管l00所讨论、具有可比的低力可滑动性的那些材料)可用于形成支架400或被安置在它的外表面上。
作为一种替代物，目前销售的血管内勒除器可用于取回。
图10说明一种可涉及使用实际上至少部分血管外血液环路绕过狭窄的治疗。该方法也可涉及多种医学疾病的治疗。例如，该方法提供狭窄的一个旁路并且提供用于一个定期治疗程序(如血液透析)的血管通路。
在该方法之前，注意动脉或静脉中的闭塞300。闭塞300导致血管V与例如上游段A相比变窄。这一方法可用导管系统10A来执行，如上文所讨论。提供一个远端血液管道26A和一个近端血液管道，它们可包括管道22和管道30。如上文所讨论，管道22可以是由一种常规材料(如ePTFE)制成的移植物。管道30可以是一个连接器，如图4中所说明的连接器200。
连接器30、200优选具有一个或多个保持特征位于上面，保持特征可与上文所讨论的倒钩244、248类似。远端血液管道26A可被配置为与上文所讨论的导管100类似的导管100'，例如具有编织结构140嵌入其中。
远端血液管道26A、100'的远端区或部分500被插入脉管结构中并且穿过脉管结构中的狭窄。在一种技术中，远侧部分500具有至少两个离散区域。第一区域500A从血管通路部位延伸到靠近未闭塞的上游段A的远端的血管V中。第二区域500B从远端血液管道26A、100′的远端向近端延伸。第二区域500B被配置用于与脉管结构的软相互作用，如上文听讨论。这防止归因于血管中存在第二区域500B的任何不良副作用。
第一区域500A优选被优化用于治疗狭窄300。特别是，第一区域500A可定尺寸，如上文关于支架400所讨论，以便将狭窄300移置出血管V的内腔。至少第一区域500A优选如上文所讨论被加固以移置狭窄300，而不是因狭窄正在被变形为血管内腔。远侧部分500的至少第一区域500A具有一个平滑外表面。平滑表面被配置为防止体内物质粘附。平滑表面也非常适合通过向导管26A、100'的近端施加一个力来促进平滑非创伤性外植。
导管26A、100'适合于被切穿编织结构，如上文听讨论，以原位定导管尺寸。导管26A、100'被推进越过连接器30的远端段，直到编织结构140的至少一部分被放置在保持特征的近侧，例如倒钩244、248。
可通过图10的方法提供组合治疗，其中改善穿过闭塞区域的流动并且治疗狭窄300以增加未闭塞区A下游血管V的通畅率。狭窄300的治疗可被视为一个独特的治疗。而且，系统10A可提供流经管道22的血液通路。该通路可具有一个针头，例如帮助血液透析。流量大部分或全部被转向穿过系统，如在管道22的血管端进入系统10A的箭头和退出第二区域500B的远端的箭头指示。在去除如图10中所应用的系统时，血管V中先前阻塞的部分将比治疗之前打开得远远更大。
图10的技术主要被指定为例如以与单个血管的各段连接的近端和远端组件治疗同一血管。在一些变化中，可用这一方式治疗邻接静脉或邻接动脉血管。
图10方法变体涉及系统10A从动脉到静脉的连接。例如，管道22的近端可例如通过吻合术被连接到患者肱动脉。管道22的远端可被插入到静脉中并推进到中心静脉系统内的一个位置。在一种方法中，在中心静脉系统中观察到狭窄并且导管26、100'的远端向远端推进，直到出口为狭窄的远侧或至少不被狭窄阻塞。此后，允许血液从动脉脉管结构流经系统10A到在狭窄远处的静脉脉管结构。以此方式，狭窄的存在不干扰透析治疗。如在此所讨论，导管26、100'可被配置在至少与狭窄相互作用的部分以将狭窄移置出血管内腔。在一些方法中，系统10A被留在原地历经一个治疗阶段，例如至少与改善穿过变窄区域的通畅率所需一样长，并且此后可被去除。用于将动脉段连接到静脉段的多种技术被讨论在通过引用被结合在上文的文件中，如(a)美国专利第6,102,884号，参见例如图8；(b)第11／216,536号(美国公开第2006-0064159A1号)，参见例如图23A-23F、26和37A-37E；(c)第11／600,589号(美国公开第2007-0167901A1号)，参考例如图8A-9E；和(d)。
使用系统10A治疗血管的一个有利方式是插入导管26、100’仅到所需那么远例如，可限制导管26、100'的插入以将其远端仅推进到在狭窄300远处的血管部位。虽然在某些实施例中，方法涉及将远端插入到心室(如左心房)中，但是在其他实施例中，远端被放置在心脏之外、脉管结构内。放置在心外简化程序，因为不需要系统10A与心脏相互作用。而且，因为不需要将导管26、100'推进那么远，所以可更快地完成程序。另一个可能的优势在于通过缩短导管26、100'，因为导管可能比要是它被推进到更远(例如心脏中)所需短，所以血液和身体组织暴露于更少外来物质。
图11说明一类治疗，其中旁路系统10B用于引导正常解剖血液在狭窄300周围流动。
旁路系统10B包括导管604、第一连接器608和第二连接器612。导管604具有近侧部分616、远侧部分620和在近侧与远侧部分616、620之间延伸的长形体624。导管604可与导管100类似，例如提供一个血液流动内腔和足够结构支撑以保持该内腔在被植入皮肤以下时打开。如下文所讨论，不打算将导管604插入到脉管结构中。因此，可省略有助于这样插入的导管100的特征。该特征可包括不透射线的标记物，如上文所讨论。在一种变化中，编织结构140被合并到导管604中。
长形体624限定了一个内壁，该内壁具有围绕与内腔120类似的血液流动内腔的内周长。导管624具有一个编织结构140，该编织结构被嵌入该长形体并且安置在该内腔周围。第一连接器608用于将第一血管移植物640与导管604的近侧部分616流体连接。第一连接器608包括一个连接器本体和一个接合特征。如关于图4所讨论，连接器608、612各自的连接器本体具有限定了第一外周长(例如直径)的外表面和限定了一个内腔的内表面。接合特征可被安置在连接器本体的外表面上而邻近其一端。如上文所讨论，该接合特征限定了大于该第一外周长的第二外周长。
导管604的外部尺寸不如其他实施例中严格，但可使用上文讨论到的任何尺寸。例如，导管604可以是具有从约4mm到约8mm间的任何尺寸的不受约束的尺寸。更一般地说，导管604的外径可在约2到约14mm的范围内。也可使用更大尺寸，因为导管604不需要装配在本申请的血管内。
导管604的近侧部分具有在自由状态下的第一配置以及当处于轴向压缩时的第二配置。在第一配置中，内周长比第一连接器608的第一外周长小。在第二配置中，编织结构扩张以允许导管604主体的内周长扩大，这样使得导管604的近端部分可被推进越过该连接器本体的接合特征。
第二连接器612可采用任何合适形式，但优选被配置用于将第二血管移植物644与导管的远侧部分牢固地接合。例如，第二连接器612可具有与图4类似的配置。
在一种方法中，第一移植构件640与狭窄300上游的第一血管段连接。在这一方法中，导管604的近端和远端都被安置在脉管结构外。血液可穿过移植物640的近端流入移植构件640。第二移植构件644与狭窄300下游的第二血管段连接。第一和第二血管段在一些应用中可以是同一血管的多个部分。在其他应用中，第一和第二血管段可以是动脉血管或静脉血管，它们可以是相邻血管或被一个或多个介入血管间隔开。
通过施加一个连接力，例如提供在导管604的一端与安置在移植构件640一端上的连接器608之间的相对移动，将导管604的第一端与第一移植构件640连接。如果第二连接器612具有类似构造，此后可用类似方式将导管604的第二端与第二移植构件644连接。当使用这些连接器时，编织结构140是通过轴向相对移动扩张，以允许导管604被接收在对应连接器上。当第一和第二移植物640、644被连接到导管640时，使血液流动管道与第一或第二移植物断开所必需的力显著地高于所需连接力。断开所必需的力也比身体中预期出现的力大。在这一方法的一些变化中，第一和第二移植物640、644的一个或两个以及导管604的至少一部分被安置在患者皮肤下。
系统10B可与安置在相对于第二连接器612上游位置的第一连接器608一起应用，如图11中所说明。具体地，流动经过系统10B可来自图中标记“流动”的箭头位置。血液接着流经第一移植物640并进入导管604中。血液流经连接器608的一部分到达导管604。血液然后从导管604经由连接器612流入第二移植物644中并且以第二移植物644远侧的箭头流入血管中。所说明的流入血管段中的绝大部分血液是以这一方式在狭窄300周围绕过。在其他实施例中，第二连接器612可被安置在相对于第一连接器608的上游位置，这与图11之所说明的相反。
在图11系统10B的一些变体中，移植物640、644可被预先附接到对应连接器608、712或可将组件与其分离。
虽然本发明已被披露在某些优选实施例及实例的情形中，但本领域的普通技术人员将了解，本发明扩展超出特定披露的实施例到其他替代实施例和／或本发明的用途以及其显而易见的改变和等效物。额外地，预期可将所描述的本发明的不同方面和特征单独实践、组合在一起、或彼此取代，并且可产生这些特征和方面的各种组合和子组合并且仍属于本发明的范畴。因此，规定在此披露的本发明的范畴不应受上述具体披露的实施例限制，但应仅通过合理阅读权利要求书来确定。

Claims (22)

1.一种用于绕过狭窄的系统，该系统包括：
一个导管，该导管具有一个近侧部分、一个远侧部分、以及在该近侧与远侧部分之间延伸的一个长形体，该长形体限定了一个内壁，该内壁具有限定了一个血液流动内腔的内周长，该导管具有一个编织结构，该编织结构被嵌入陔长形体内并安置在该内腔周围；以及
一个第一连接器，该第一连接器用于将一个第一血管移植物与该导管的近侧部分流体连接，该连接器包括：
一个连接器本体，该连接器本体具有限定了一个第一外周长的外表面以及限定了一个内腔的内表面；以及
一个接合特征，该接合特征被安置在该连接器本体的外表面上而邻近其远端，该接合特征限定了大于该第一外周长的一个第二外周长；以及
一个第二连接器，该第二连接器被配置成用于将一个第二血管移植物与该导管的远侧部分牢固地接合；
其中该导管的近侧部分具有在自由状态下的一种第一配置，其中该内周长小于该第一外周长，以及当处于轴向压缩时的一种第二配置，其中该编织结构扩张以允许该导管本体的内周长扩张，这样使得该导管的近端部分可被推进越过该连接器本体的接合特征。
2.如权利要求1所述的系统，进一步包括预先连接到该第一连接器上的一个第一血管移植物以及预先连接到该第二连接器上的一个第二血管移植物。
3.如权利要求1所述的系统，其中该第二连接器包括：
一个连接器本体，该连接器本体具有限定了一个第一外周长的外表面以及限定了一个内腔的内表面；以及
一个接合特征，该接合特征被安置在该连接器本体的外表面上而邻近其远端，该接合特征限定了大于陔第一外周长的一个第二外周长。
4.一种治疗狭窄的方法，该方法包括：
提供一个递送装置，该递送装置具有与之连接的一个长形管状构件，该长形管状构件具有一个外表面，该外表面被配置成用于防止体内物质的粘附，该管状构件包括一个近端和一个远端并且被加固以便在横向荷载下保持一个开放的内腔；
将这一递送装置以及该管状构件推进到静脉的脉管结构中，这样使得在该静脉的脉管结构中，该长形管状构件的远端被安置在一处狭窄的远侧而该长形管状构件的近端被安置在该狭窄的近侧；
使该长形管状构件与这一递送装置分离以便展开该长形管状构件，所展开的长形管状构件将该狭窄径向地向外移置以此将该血管内腔扩张；并且
在一个治疗阶段之后将该长形管状构件完整去除，在这一治疗阶段期间发生该血管的重塑。
5.如权利要求4所述的方祛，其中这一递送装置与该长形管状构件连接并且施加一个轴向力以促使该长形管状构件从一个能够提供该开放腔的扩张配置到一个低截面轮廓配置；该方法进一步包括：
在该低截面轮廓配置中，在这一递送装置上推进管状构件；
在该长形管状构件上释放该轴向力以使得该管状构件从该低截面轮廓配置移动到这一扩张配置。
6.如权利要求5所述的方法，其中释放包括将一个拉力施加到一个受拉构件，该受拉构件延伸穿过这一递送装置的一个腔。
7.如权利要求4所述的方法，其中该管状构件包托一个嵌入其中的编织结构。
8.如权利要求7所述的方法，其中该编织结构包括一个圆筒，该圆筒具有在一个拉伸轴向荷载下的第一直径和在未遭受该拉伸轴向荷载时大于该第一直径的第二直径，该圆筒当在一个压缩铀向载荷下时具有第三直径，该第三直径大于该第二直径。
9.如权利要求4所述的方法，其中该管状结构的外表面包括一种硅酮材料。
10.如权利要求4所述的方法，其中该管状构件具有一个扩张尺寸，这一扩张尺寸比无狭窄的血管的尺寸大。
11.如权利要求10所述的方法，其中该管状构件具有一个扩张尺寸，这一扩张尺寸与无狭窄的血管的尺寸相比，约20％更大。
12.如权利要求4所述的方法，其中这一治疗阶段小于约60天。
13.如权利要求4所述的方法，其中去除该管状构件包括：
推进一个低轮廓长形体穿过该脉管结构；
使该长形体与该管状构件接合；以及
施加一个轴向荷载以促使该管状构件从一个扩张配置到一个低截面轮廓配置。
14.如权利要求4所述的方法，进一步包括通过将组织锚定物放置在该狭窄的近端或远端来锚定该管状构件。
15.如权利要求4所述的方法，其中这些锚定物包括一个或多个缝合线、一个被配置成促进体内物质粘附的套箍以及一个增强摩擦接合的表面处理。
16.如权利要求4所述的方法，进一步包括在至少两个时机观察以下各物中至少一个的扩大程度：(a)管状构件的尺寸、(b)正在治疗的血管段的尺寸、(c)经过该管状构件的流量、或(d)经过正在治疗的血管段的流量，以便确定这一治疗阶段。
17.如权利要求4所述的方法，其中该长形体被配置成在大部分这一治疗阶段期间连续扩张。
18.一种绕过脉管结构中的狭窄的方法，该方法包括：
将一个第一移植构件与该狭窄上游的一个第一血管段连接并且将一个第二移植构件与该狭窄下游的一个第二血管段连接；
通过施加一个连接力将一个血液流动管道的第一端与该第一移植构件连接并且将该血液流动管道的第二端与该第二移植构件连接；并且
将该第一和第二移植构件以及该血液流动管道安置在患者皮肤下，这样使得该血液流动管道的第一和第二端都在该脉管结构外；
其中使该血液流动管道与该第一或第二移植物断开所必需的力是显著地高于该连接力。
19.如权利要求18所述的方法，其中该血液流动管道沿着该管道的近端和远端长度包括一个嵌入在其壁内的编织加固物。
20.如权利要求19所述的方法，进一步包括：
提供一个连接器安置在(1)该第一移植物与该血液流动管道和(2)该第二移植物与该血液流动管道中的至少一个之间，该连接器具有至少一个径向投影，该径向投影具有一个比该血液流动管道的内径更大的外周长；
其中连接(1)该第一移植物与该血液流动管道和(2)该第二移植物与该血液流动售道中的至少一个包括将该至少一部分近端和/或远端长度的血液流动管道插在这一个或多个径向投影上。
21.一种绕过狭窄并提供血管通路的方法，该方法包括：
提供一个远端血液管道和一个近端血液管道，该近端血液管道包括一个移植物和一个连接器，该连接器具有位于其上的一个保持特征，该远端血液管道包括一个导管，该导管包括嵌入其中的一个编织结构；
将该远端血液管道的一个远端区插入该脉管结构之中并且穿过该脉管结构中的一处狭窄；并且
将该导管推进越过该连接器的一个远端段直到该编织结构的至少一部分被定位于这一保持特征的近侧为止。
22.如权利要求21所述的方法，进一步包括在将该导管推进越过该连接器的远端段之前，切割该导管穿过该编织结构以原位定该导管的尺寸。
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