CN114929163A - 用于增加对远侧四肢的血液灌注的装置和方法 - Google Patents

Abstract

装置和方法将血流从第一脉管转向到第二脉管并维持第一脉管中的血流。所述装置包括第一节段和第二节段。所述第一节段被配置为锚定在所述第一脉管中。所述第一节段包括窗口，以允许血液流入所述第一节段，通过所述窗口，并且在所述第一脉管中向远侧流动。所述第二节段被配置为锚定在所述第二脉管中。所述第二节段被配置为允许血液流入所述第一节段，通过所述第二节段，并进入所述第二脉管。

Description

用于增加对远侧四肢的血液灌注的装置和方法

相关申请的交叉引用

本申请要求保护于2019年11月1日提交的临时专利申请号62/929,366；于2020年4月3日提交的美国临时专利申请号63/004,763；以及于2020年9月4日提交的美国临时专利申请63/072,423的优先权权益，为了所有目的，其中的每一个通过引用以其整体并入本文。

技术领域

本申请涉及在经皮介入性手术中使用的方法和系统。具体而言，本申请涉及提供或维持通过身体通道诸如心腔和血管的流体流的方法和系统。

背景技术

微创经皮手术或“锁孔(key-hole)”手术是其中将外科装置通过在皮肤中切割的小孔口插入患者的体腔的外科技术。这种形式的手术因为其允许患者忍耐较少的手术不适同时保持传统手术的益处已变得越来越流行。这种技术治疗的患者容易受到较低水平的不适、全身麻醉的需要、创伤、和感染的风险，并且其恢复时间相比于传统手术程序可以显著减少。

例如，锁孔手术能够用于腹腔镜手术和用于治疗心血管疾病。在治疗心血管疾病中，球囊血管成形术可以作为心脏直视手术的替代选择用于治疗部分闭塞的冠状动脉，在球囊血管成形术中球囊导管被插入通常靠近患者腹股沟的动脉并被引导至患者的心脏，在心脏中导管远端部分处的球囊被膨胀以使闭塞的脉管变宽或扩大从而帮助恢复血液流动至心脏组织。管状支撑装置(例如，支架)可以在堵塞的部位处部署以防止血管的将来闭塞(再狭窄)或塌缩。例如，支架可以是球囊导管的球囊上携带的可扩张的金属网管，或可以是自扩张的。当球囊膨胀时，球囊可扩张的支架扩张，以便支架推压血管壁。当支架例如通过塑性变形或借助机械锁定机构达到其扩张位置时，支架被布置以保持其扩张形状，从而在血管中形成有弹性的支架或支撑。该支撑结构(例如，支架)支撑血管壁并且使血管壁扩大，以维持血液流过脉管的路径。自扩张支架也是可用的，其通过适当地修改的导管保持在塌缩状态用于运输通过动脉，并且当在堵塞的部位处部署时其采取扩张状态。例如，导管可以包括保持支架在压缩或未扩张状态的保持套。一旦从支架移去或收回该套，支架就扩张以支撑血管壁和使血管壁扩大。

球囊血管成形术例如在急性病例和在冠状动脉完全闭塞的情况下不总是适合的措施。在这些情况下，通常的治疗是采用冠状动脉旁路。冠状动脉旁路手术是开胸程序或心脏直视程序，并且通常涉及将一块健康血管移植在冠状动脉上从而绕过堵塞并且恢复血液流动至冠状组织。健康血管通常是在旁路手术的过程期间自患者的腿或臂获得的静脉。为了进行该程序，患者的心脏必须通过打开胸腔、分离胸骨和切开围绕心脏的心包而被暴露，这导致显著的手术创伤。

传统冠状动脉旁路手术并不总是一个选项。某些患者不适合作为传统冠状动脉旁路手术的候选人，这是由于来自因手术造成的重大创伤的恢复低预期或高风险、感染的高风险、用作旁路移植的健康脉管的缺乏、显著的共发病和与开胸手术相关联的预期长的且复杂的恢复时间。例如，诸如糖尿病、年龄、肥胖和吸烟的因素可以排除真正需要这种治疗的一部分候选患者。

发明内容

本申请提供了用于克服某些缺陷和/或改善经皮方法和系统的方法和系统。例如，根据数个实施方式，本文描述的方法和系统可以改善治疗施用的靶向和定位，其可以有利地经由经皮技术对不适合更侵入性手术的患者提供治疗。本文描述的某些实施方式可以通过使用微创性的经皮手术技术创建旁路在通道诸如冠状和/或外周血管中提供流体流。

在一些示例中，一种用于从第一脉管靶向第二脉管的发射导管包含导管，导管包含近侧部分和远侧部分，远侧部分包含平坦的不透射线标记物。不透射线标记物可以是矩形的。导管可以包含针孔口。导管可以包含针，针被配置为延伸通过针孔口。

导管的远侧部分可以是弯曲的。标记物可以不遵循导管的远侧部分的曲率。针孔口可以在标记物近侧。针孔口可以在标记物远侧。针孔口可以与标记物至少部分地重叠。

针孔口可以在导管的远侧部分的第一侧上。标记物可以在导管的远侧部分的第二侧上。第一侧可以与第二侧相同。第一侧可以与第二侧相对。从针孔口中延伸出来的针的远端可以与不透射线标记物纵向地对准。针可以包含异型件。针可以滑动通过针内腔。针内腔可以包含与异型件互补的形状(例如，以在针的推进期间减少针的纵向移动)。

标记物可以包含第一透射线材料和被耦接到第一透射线材料的第二不透射线材料。第二不透射线材料可以通过以下中的一个或更多个被耦接到第一透射线材料：熔覆、镀敷、化学气相沉积、原子层沉积、丝网印刷、涂覆、粘合或溅射。第二不透射线材料可以在被耦接到第一透射线材料之后被抛光或变平。

标记物的长度与标记物的宽度的比可以在1/1和5/1之间。

标记物可以具有在0.001mm和1mm之间的厚度。标记物可以具有在1nm和10μm之间的厚度。

一种成套工具可以包含发射导管和目标导管。目标导管可以包含可扩张构件。可扩张构件可以包含勒除器。可扩张构件可以包含网状物。可扩张构件可以包含不透射线材料。目标导管可以包含第一不透射线标记物。目标导管可以包含与第一不透射线标记物纵向地间隔开的第二不透射线标记物。

在一些示例中，一种用于从第一脉管靶向第二脉管的发射导管包含导管，导管包含近侧部分和远侧部分，远侧部分包含针孔口和平坦的矩形不透射线标记物。平坦的矩形不透射线标记物在旋转之后在荧光检查下消失以提供关于发射导管的旋转对准的信息。发射导管进一步包含针，针被配置为延伸通过针孔口。

在一些示例中，一种导管包含平坦的不透射线标记物。导管可以是用于从第一脉管靶向第二脉管的发射导管。导管可以包含远侧部分，远侧部分包含平坦的不透射线标记物。不透射线标记物可以是矩形的。导管可以包含针孔口。导管可以包含针，针被配置为延伸通过针孔口。导管的远侧部分可以是弯曲的。标记物可以不遵循导管的远侧部分的曲率。针孔口可以在标记物近侧。针孔口可以在标记物远侧。针孔口可以与标记物至少部分地重叠。针孔口可以在导管的远侧部分的第一侧上。标记物可以在导管的远侧部分的第二侧上。第一侧可以与第二侧相同。第一侧可以与第二侧相对。从针孔口中延伸出来的针的远端可以与不透射线标记物纵向地对准。针可以包含异型件。针可以滑动通过针内腔。针内腔可以包含与异型件互补的形状(例如，以在针的推进期间减少针的纵向移动)。一种成套工具可以包含发射导管和目标导管。目标导管可以包含可扩张构件。可扩张构件可以包含勒除器。可扩张构件可以包含网状物。可扩张构件可以包含不透射线材料。目标导管可以包含第一不透射线标记物。目标导管可以包含与第一不透射线标记物纵向地间隔开的第二不透射线标记物。

在一些示例中，一种对准导管的方法包含旋转第一血管中的导管。导管包含平坦的不透射线标记物。旋转直至标记物具有指示导管的旋转对准的厚度。厚度可以在荧光检查下是可见的。厚度可以小于一定值。厚度可以通过薄(例如，最小厚度)线来指示。不透射线标记物可以是矩形的。

方法可以包含旋转第一血管中的导管直至标记物在荧光检查下具有厚度(例如，最小厚度)并且在导管的一侧上。方法可以进一步包含纵向地推进导管直至标记物在第二血管中的第二导管近侧。第二导管可以包含在荧光检查下可见的不透射线特征。第二导管的在荧光检查下可见的不透射线特征可以包含可扩张构件。可扩张构件可以包含勒除器。可扩张构件包含网状物。

方法可以进一步包含，在旋转导管之后，将针从导管中延伸出来。将针从导管中延伸出来可以包含离开第一脉管并且进入与第一脉管不同的第二脉管。对准导管可以包含对准针。将针从导管中延伸出来可以包含穿过第一脉管与第二脉管之间的间质组织。

方法可以进一步包含将导丝延伸通过针并进入第二脉管。方法可以进一步包含将导丝缠结在第二脉管中的第二导管中。缠结导丝可以包含闭合第二导管的可扩张构件。方法可以进一步包含移动第二导管以检测导丝的对应移动。方法可以进一步包含移动第二导管以移动导丝通过第二脉管。

一种导管系统能够包括管状主体、以及被耦接到管状主体的靶向系统、可扩张构件或流体注入端口中的至少一个。

在一些实施方式中，一种用于识别脉管中的分叉的导管系统包含或可选地实质上由以下部分组成：管状主体；靶向系统，靶向系统被耦接到管状主体；可扩张构件，可扩张构件被配置为在扩张状态下附着脉管的侧壁以闭塞脉管；以及流体注入端口，流体注入端口被配置为在扩张状态下在可扩张构件近侧将不透射线流体注入到脉管内，使得不透射线流体靠近可扩张构件汇集，并且提供脉管和分支脉管的可视化。

可扩张构件可以被耦接到管状主体。管状主体可以包含流体注入端口。导管系统可以进一步包含第二管状主体。可扩张构件可以被耦接到第二管状主体。第二管状主体可以包含流体注入端口。靶向系统可以包含超声换能器。靶向系统可以包含全向超声换能器。

在一些实施方式中，一种导管系统包含或可选地实质上由以下部分组成：管状主体；靶向系统，靶向系统被耦接到管状主体；以及可扩张构件。

可扩张构件可以被耦接到管状主体。导管系统可以进一步包含第二管状主体。可扩张构件可以被耦接到第二管状主体。可扩张构件可以被配置为附着脉管的侧壁以闭塞脉管。导管系统可以进一步包含流体注入端口。管状主体可以包含流体注入端口。导管系统可以进一步包含第二管状主体，第二管状主体包含流体注入端口。靶向系统可以包含超声换能器。靶向系统可以包含全向超声换能器。

在一些实施方式中，一种导管系统包含或可选地实质上由以下部分组成：管状主体；靶向系统，靶向系统被耦接到管状主体；以及流体注入端口。

管状主体可以包含流体注入端口。导管系统可以进一步包含第二管状主体，第二管状主体包含流体注入端口。导管系统可以进一步包含可扩张构件。可扩张构件可以被耦接到管状主体。导管系统可以进一步包含第二管状主体。可扩张构件可以被耦接到第二管状主体。可扩张构件可以被配置为附着脉管的侧壁以闭塞脉管。靶向系统可以包含超声换能器。靶向系统可以包含全向超声换能器。

在一些实施方式中，一种导管系统包含或可选地实质上由以下部分组成：管状主体、流体注入端口和可扩张构件。

管状主体可以包含流体注入端口。导管系统可以进一步包含第二管状主体，第二管状主体包含流体注入端口。可扩张构件可以被耦接到管状主体。导管系统可以进一步包含第二管状主体。可扩张构件可以被耦接到第二管状主体。可扩张构件可以被配置为附着脉管的侧壁以闭塞脉管。导管系统可以进一步包含靶向系统。靶向系统可以包含超声换能器。靶向系统可以包含全向超声换能器。一种识别分叉的方法可以包含将导管系统插入到第一脉管内，将导管系统定位在第一位置处，扩张可扩张构件以闭塞第一脉管，以及将对比物质递送到第一脉管内。对比物质可以靠近可扩张构件汇集。方法可以进一步包含在荧光检查下检查(reviewing)第一脉管中的对比物质的形状。

在一些实施方式中，一种识别分叉的方法包含或可选地实质上由以下部分组成：将导管系统插入到第一脉管内，以及将导管系统定位在第一位置处。导管系统包含可扩张构件和流体注入端口。方法进一步包含扩张可扩张构件以闭塞第一脉管，以及将对比物质从流体注入端口中递送出来。对比物质靠近可扩张构件汇集。方法进一步包含在荧光检查下检查第一脉管中的对比物质的形状。

单个导管可以包含可扩张构件和流体注入端口。第一导管可以包含可扩张构件，并且第二导管可以包含流体注入端口。扩张可扩张构件可以包含通过与可扩张构件流体连通的膨胀内腔提供流体流。扩张可扩张构件可以包含扩张第一脉管。对比物质可以包含基于碘的对比剂和基于硫酸钡的对比剂中的至少一种。递送对比物质可以包含扩张第一脉管。检查对比物质的形状可以包含识别分叉和分支脉管中的至少一个的存在。方法可以进一步包含如果分叉和分支脉管中的至少一个存在，则重新定位导管系统。方法可以进一步包含如果分叉和分支脉管中的至少一个不存在，则使针从第二脉管中的另一导管延伸。使针延伸可以包含离开第二脉管，穿过第二脉管和第一脉管之间的间质组织，并且进入第一脉管。方法可以进一步包含将导丝推进通过针。导管系统可以包含被配置为将导丝引导到导丝内腔内的捕获元件。

导管系统可以包含靶向系统。将导管系统定位在第一位置处可以包含从第二脉管中的另一导管上的互补靶向系统靶向靶向系统。靶向系统可以包含超声接收器。互补靶向系统可以包含超声发射器。超声接收器可以包含全向超声换能器。超声发射器可以包含指向超声换能器。方法可以进一步包含扩大瘘。

方法可以进一步包含将假体至少部分地部署在第二脉管和第一脉管之间的瘘中。在部署假体之后，血液可以通过假体从第一脉管被递送到第二脉管。方法可以进一步包含，在部署假体之后，用支架移植物衬里第一脉管，包括覆盖第一脉管的侧副管(collateral-vessel)。用支架移植物衬里第一脉管可以包含用多个支架移植物衬里第一脉管。用多个支架移植物衬里第一脉管可以包含首先部署多个支架移植物中的最远侧支架移植物，以及最后部署多个支架移植物中的最近侧支架移植物。在用多个支架移植物衬里第一脉管之后，多个支架移植物中的最远侧支架移植物的近侧边缘可以重叠多个支架移植物中的下一个最远侧支架移植物的远侧边缘。在用多个支架移植物衬里第一脉管之后，多个支架移植物中的最近侧支架移植物的近侧边缘可以重叠假体的远侧边缘。

方法可以进一步包含使第一脉管中的瓣膜关闭不全。使第一脉管中的瓣膜关闭不全可以是在用支架移植物衬里(填充，lining)脉管之后。使第一脉管中的瓣膜关闭不全可以包含推进反向瓣膜刀通过假体，以及在第一脉管中向远侧推进反向瓣膜刀，以使瓣膜失去能力。使第一脉管中的瓣膜关闭不全可以包含在径向压缩状态下推进双向瓣膜刀以靠近瓣膜，将双向瓣膜刀径向扩张到径向扩张状态，以及在径向扩张状态下，在第一脉管中向远侧推进双向瓣膜刀和向近侧缩回双向瓣膜刀中的至少一个，以使瓣膜失去能力。径向扩张双向瓣膜刀可以包含向近侧缩回鞘和向远侧推进双向瓣膜刀中的至少一个。一种使脉管中的瓣膜关闭不全的方法可以包含在径向压缩状态下推进双向瓣膜刀以靠近瓣膜，将双向瓣膜刀径向扩张到径向扩张状态，以及在径向扩张状态下，在脉管中向远侧推进双向瓣膜刀和向近侧缩回双向瓣膜刀中的至少一个，以使瓣膜失去能力。

在一些实施方式中，一种修改脉管的方法包括使脉管中的瓣膜关闭不全并且覆盖脉管的侧副管，方法包含或可选地实质上由以下步骤组成：用支架移植物衬里脉管，包括覆盖脉管的侧副管，以及在用支架移植物衬里脉管之后，使脉管中的瓣膜关闭不全。

方法可以进一步包含将假体至少部分地部署在第二脉管和脉管之间的瘘中。在部署假体之后，血液可以通过假体从第二脉管被转向到脉管。用支架移植物衬里脉管可以在部署假体之后。方法可以进一步包含扩大瘘。方法可以进一步包含将针从第二脉管推进到脉管以形成瘘。推进针可以包含用第二脉管中的第二导管靶向脉管中的第一导管。第二导管可以包含超声发射器。第一导管可以包含超声接收器。用第二脉管中的导管靶向脉管中的导管可以包含用超声发射器靶向超声接收器。方法可以进一步包含将导丝推进通过针。脉管中的导管系统可以包含被配置为将导丝引导到导丝内腔内的捕获元件。用支架移植物衬里脉管可以包含用多个支架移植物衬里脉管。用多个支架移植物衬里脉管可以包含首先部署多个支架移植物中的最远侧支架移植物，以及最后部署多个支架移植物中的最近侧支架移植物。在用多个支架移植物衬里脉管之后，多个支架移植物中的最远侧支架移植物的近侧边缘可以重叠多个支架移植物中的下一个最远侧支架移植物的远侧边缘。在用多个支架移植物衬里脉管之后，多个支架移植物中的最近侧支架移植物的近侧边缘可以重叠瘘中的假体的远侧边缘。使脉管中的瓣膜关闭不全可以包含在脉管中向远侧推进反向瓣膜刀以使瓣膜失去能力。使脉管中的瓣膜关闭不全可以包含在径向压缩状态下推进双向瓣膜刀以靠近瓣膜，将双向瓣膜刀径向扩张到径向扩张状态，以及在径向扩张状态下，在脉管中向远侧推进双向瓣膜刀和向近侧缩回双向瓣膜刀中的至少一个，以使瓣膜失去能力。径向扩张双向瓣膜刀可以包含向近侧缩回鞘和向远侧推进双向瓣膜刀中的至少一个。方法可以进一步包含促进血液到脚趾内的逆行灌注。促进血液到脚趾内的逆行灌注可以包含在足底内侧静脉中膨胀第一可扩张构件以闭塞足底内侧静脉。促进血液到脚趾内的逆行灌注可以包含在足底外侧静脉中膨胀第二可扩张构件以闭塞足底外侧静脉。促进血液到脚趾内的逆行灌注可以包含增加深足底静脉弓中的流体静压。增加深足底静脉弓中的流体静压可以包含使静脉瓣膜失去能力，并且使血流能够逆转到跖骨静脉内。

在一些实施方式中，一种促进血液到脚趾内的逆行灌注的方法包含或可选地实质上由以下步骤组成：在足底内侧静脉中膨胀第一可扩张构件以闭塞足底内侧静脉，以及增加深足底静脉弓中的流体静压。增加深足底静脉弓中的流体静压可以包含使静脉瓣膜失去能力，并且使血流能够逆转到跖骨静脉内。方法可以进一步包含在足底外侧静脉中膨胀第二可扩张构件以闭塞足底外侧静脉。

在一些实施方式中，一种用于促进血液到脚趾内的逆行灌注的导管系统包含或可选地实质上由以下部分组成：第一导管，第一导管包含第一可扩张构件，第一可扩张构件被配置为在足底内侧静脉中被扩张以闭塞足底内侧静脉；以及第二导管，第二导管包含第二可扩张构件，第二可扩张构件被配置为在足底外侧静脉中被扩张以闭塞足底外侧静脉。

第一导管可以纵向移动通过第二导管和第二可扩张构件。第一导管可以包含与第一可扩张构件流体连通的膨胀内腔。第二导管可以包含与第二可扩张构件流体连通的膨胀内腔。第一导管可以被配置为围绕足底外侧静脉弯曲到足底内侧静脉内。

在一些实施方式中，一种双向瓣膜刀包含或可选地实质上由以下部分组成：近侧部分；远侧部分；以及纵向地在近侧部分和远侧部分之间的中间部分。中间部分包含面向远侧的刀片和面向近侧的刀片。

中间部分可以包含支柱，支柱包含面向远侧的刀片和面向近侧的刀片。中间部分可以包含多个支柱。多个支柱中的一个支柱可以包含面向远侧的刀片和面向近侧的刀片。多个支柱中的每个支柱可以包含面向远侧的刀片和面向近侧的刀片。多个支柱中的至少一个支柱可以包含面向远侧的刀片。多个支柱中的至少一个支柱可以包含面向近侧的刀片。中间部分可以包含三个支柱。三个支柱可以被均匀地周向间隔开。中间部分可以是径向可扩张的。中间部分可以是在从鞘释放后自扩张的。近侧部分可以被耦接到推进器元件。中间部分可以是(例如，从海波管或板)激光切割的。面向远侧的刀片和面向近侧的刀片中的至少一个可以相对于中间部分的周边被旋转。

在一些实施方式中，一种使脉管中的瓣膜关闭不全的方法包含或可选地实质上由以下步骤组成：在径向压缩状态下推进双向瓣膜刀以靠近瓣膜，将双向瓣膜刀径向扩张到径向扩张状态，以及在径向扩张状态下，在脉管中向远侧推进双向瓣膜刀和向近侧缩回双向瓣膜刀中的至少一个，以使瓣膜失去能力。

推进双向瓣膜刀以靠近瓣膜可以包含沿与天然流体流相反的方向推进双向瓣膜刀。推进双向瓣膜刀以靠近瓣膜可以包含沿天然流体流的方向推进双向瓣膜刀。推进双向瓣膜刀以靠近瓣膜可以包含将双向瓣膜刀推进到瓣膜的近侧。推进双向瓣膜刀以靠近瓣膜可以包含将双向瓣膜刀推进到瓣膜的远侧。

在一些实施方式中，一种用于捕获导丝的导管包含或可选地实质上由以下部分组成：导管主体；捕获元件；以及与捕获元件连通的导丝内腔。

捕获元件可以被配置为从导管主体的远端部署。捕获元件可以被配置为从导管主体的侧面部署。捕获元件可以具有塌缩状态和扩张状态。捕获元件可以包含被配置为在体温下改变到扩张状态的形状记忆材料。捕获元件可以在扩张状态下具有110°和150°之间的角度。导丝内腔可以包含靠近捕获元件的扩张部分。导管可以进一步包含被配置为扩张捕获元件的可扩张元件。可扩张元件可以包含可膨胀构件。导管主体可以包含与可膨胀构件流体连通的膨胀内腔。可扩张元件可以相对于导管主体移动。

在一些实施方式中，一种使瓣膜关闭不全的方法包含以下步骤或可选地实质上由以下步骤组成：在第一脉管和第二脉管之间形成瘘。第一脉管可以是动脉。第二脉管可以是静脉。形成瘘包含将第一导管插入第一脉管。第一导管包含超声发出换能器和被配置为从第一导管径向延伸的针。形成瘘进一步包含将第二导管插入第二脉管。第二导管包含超声接收换能器。形成瘘进一步包含从超声发出换能器发出超声信号，并且在超声信号被超声接收换能器接收之后，从第一导管延伸针。延伸针包含离开第一脉管，横穿第一脉管和第二脉管之间的间质组织，并且进入第二脉管。该方法进一步包含将假体至少部分地部署在瘘中。在部署可植入假体之后，血液通过假体从第一脉管被转向到第二脉管。该方法进一步包含，使第二脉管中的瓣膜关闭不全。使第二脉管中的瓣膜关闭不全包含利用反向瓣膜刀切割瓣膜，并且利用支架衬里第二脉管。

支架可以包含覆盖物或移植物。衬里第二脉管可以包含覆盖第二脉管的侧副管(collateral vessels)。支架可以与假体分开。支架可以沿着第二脉管的长度与假体间隔开。支架可以与假体一体。

在一些实施方式中，一种使瓣膜关闭不全的方法包含以下步骤或可选地实质上由以下步骤组成：在第一脉管和第二脉管之间形成瘘。形成瘘包含将导管插入第一脉管。导管包含被配置为从第一导管径向延伸的针。形成瘘进一步包含从第一导管延伸针。延伸针包含离开第一脉管，横穿第一脉管和第二脉管之间的间质组织，并且进入第二脉管。该方法进一步包含将假体至少部分地部署在第一脉管和第二脉管之间的瘘中。在部署可植入假体之后，血液通过假体从第一脉管被转向到第二脉管。方法进一步包括使第二脉管中的瓣膜关闭不全。使第二脉管中的瓣膜关闭不全包含以下中的至少一个：利用反向瓣膜刀切割瓣膜，膨胀球囊，扩张临时支架和利用可植入支架衬里第二脉管。

可植入支架可以包含覆盖物或移植物。衬里第二脉管可以包含覆盖第二脉管的侧副管。可植入支架可以与假体分开。可植入支架可以与假体一体。第一导管可以包含超声发出换能器。形成瘘可以包含将第二导管插入第二脉管，第二导管包含超声接收换能器，从超声发出换能器发出超声信号，并且在超声信号被超声接收换能器接收之后，从第一导管延伸针。

在一些实施方式中，一种使瓣膜关闭不全的方法包含以下步骤或可选地实质上由以下步骤组成：将假体至少部分地部署在第一脉管和第二脉管之间的瘘中。在部署可植入假体之后，血液通过假体从第一脉管被转向到第二脉管。该方法进一步包含使第二脉管中的瓣膜关闭不全。

使第二脉管中的瓣膜关闭不全可以包含，利用反向瓣膜刀切割瓣膜。使第二脉管中的瓣膜关闭不全可以包含用支架衬里第二脉管。支架可以包含覆盖物或移植物。衬里第二脉管可以包含覆盖第二脉管的侧副管。支架可以与假体分开。支架可以沿着第二脉管的长度与假体间隔开。支架的近侧节段可纵向地重叠假体的远侧节段。支架可以与假体一体。使第二脉管中的瓣膜关闭不全可以包含利用反向瓣膜刀切割瓣膜，并且用支架衬里第二脉管。使第二脉管中的瓣膜关闭不全可以包含膨胀球囊和扩张临时支架中的至少一个。使第二脉管中的瓣膜关闭不全可以包含膨胀球囊。使第二脉管中的瓣膜关闭不全可以包含扩张临时支架。

在一些实施方式中，一种用于治疗第一脉管中的闭塞的可植入假体包含或可选地实质上由以下组成：多个细丝，其被织造在一起成为织造结构；近端；远端；在近端和远端之间的侧壁；由侧壁限定的内腔；和足以导向流体流通过内腔而基本上不灌注通过侧壁的孔隙度。

孔隙度可以在约0％和约50％之间。孔隙度可以在约5％和约50％之间。假体可以基本上没有移植物材料。假体可以包含具有孔隙度的第一纵向节段和具有与孔隙度不同的第二孔隙度的第二纵向节段。第二纵向节段可以具有与第一纵向节段不同的参数。该参数可以包含编织角度、细丝直径、细丝材料、织造结构直径、织造结构形状和补充支撑结构中的至少一个。假体可以进一步包含在第一纵向节段和第二纵向节段之间的第三纵向节段。第三纵向节段可以具有与第一纵向节段和第二纵向节段中的至少一个不同的参数。该参数可以包含编织角度、细丝直径、细丝材料、织造结构直径、织造结构形状和补充支撑结构中的至少一个。假体可以进一步包含补充支撑结构。补充支撑结构可以包含被织造在一起成为第二织造结构的第二多个细丝，第二多个细丝具有与多个细丝不同的参数。该参数可以包含编织角度、细丝直径、织造结构直径和细丝材料中的至少一个。补充支撑结构可以包含切割海波管。多个细丝可以包含包括形状记忆材料(例如，镍钛诺)的细丝和包括生物相容聚合物(例如，

)的假体。

在一些实施方式中，一种用于治疗第一脉管中的闭塞的可植入假体包含或可选地实质上由以下组成：近端；远端；在近端和远端之间的侧壁；由侧壁限定的内腔；第一纵向区段，其被配置为锚定在第一体腔中；第二纵向区段，其被配置为锚定在第二体腔中；和在第一纵向区段和第二纵向区段之间的第三纵向区段。第一纵向区段和第三纵向区段中的至少一个包含足以导向流体流通过内腔而基本上不灌注通过侧壁的孔隙度。

孔隙度可以在约0％和约50％之间。孔隙度可以在约5％和约50％之间。假体可以基本上没有移植物材料。第二纵向节段可以具有与第一纵向节段不同的参数。该参数可以包含编织角度、细丝直径、细丝材料、直径、形状和补充支撑结构中的至少一个。第三纵向节段可以包含与所述孔隙度不同的第二孔隙度。第一纵向节段可以是球囊可扩张的。第二纵向节段可以是自扩张的。假体可以包含被织造在一起成为织造结构的多个细丝。多个细丝可以包含包括形状记忆材料(例如，镍钛诺)的细丝和包括生物相容聚合物(例如，

)的假体。第三纵向区段可以具有与第一纵向区段和第二纵向区段中的至少一个不同的参数。该参数可以包含编织角度、细丝直径、细丝材料、直径、形状和补充支撑结构中的至少一个。假体可以进一步包含补充支撑结构。第一纵向区段可以是大体柱形，并且可以具有第一直径，第二纵向区段可以是大体柱形，并且可以具有大于第一直径的第二直径，并且第三纵向区段可以是截头锥形，并且可以从第一直径到第二直径呈锥形。第一纵向区段可以是大体柱形，并且可以具有第一直径，并且第二纵向区段和第三纵向区段可以是截头锥形，并且从第一直径到大于第一直径的第二直径呈锥形。

在一些实施方式中，一种用于治疗第一脉管中的闭塞的可植入假体包含：多个细丝，其被织造在一起成为织造结构；近端；远端；在近端和远端之间的侧壁；由侧壁限定的内腔；和在约5％和约50％之间的孔隙度。

孔隙度可以被配置为导向流体流基本通过内腔。假体可以包含第一纵向节段和第二纵向节段，第一纵向节段具有孔隙度，第二纵向节段具有与所述孔隙度不同的第二孔隙度。

在一些实施方式中，一种成套工具包含假体和瘘形成系统。该成套工具可以进一步包含使瓣膜失去能力的装置。在一些实施方式中，一种成套工具包含假体和使瓣膜失去能力的装置。该成套工具可以包含包括假体的假体递送系统。在一些实施方式中，一种方法包含将假体部署在第一脉管和第二脉管之间的瘘中。使瓣膜失去能力的装置可以包含反向瓣膜刀。使瓣膜失去能力的装置可以包含球囊。使瓣膜失去能力的装置可以包含静脉支架。静脉支架可以包含覆盖物或移植物。静脉支架可以与假体一体。

在一些实施方式中，一种将流体流从第一脉管转向到第二脉管的方法包含将假体至少部分地部署在第一脉管和第二脉管之间的瘘中，其中第一脉管包含闭塞。假体包含被织造在一起成为织造结构的多个细丝，织造结构包含小于约50％的孔隙度。在部署可植入假体之后，血液可以通过假体从第一脉管被转向到第二脉管。

第一脉管可以是动脉。脉管通道可以是静脉。该方法可以包含扩大瘘。第一脉管可以基本平行于第二脉管。部署假体可以包含允许假体自扩张。部署假体可以包含球囊扩张假体。部署假体可以包含部署织造结构并且部署补充支撑结构。部署补充支撑结构可以在部署织造结构之前。部署补充支撑结构可以在部署织造结构之后。补充支撑结构可以包含被织造成第二织造结构的第二多个细丝。补充支撑结构可以包含切割海波管。该方法可以进一步包含形成瘘。形成瘘可以包含将发射导管插入第一脉管，并且将目标导管插入第二脉管。发射导管可以包含超声发出换能器和被配置为从发射导管径向延伸的针。目标导管可以包含超声接收换能器。形成瘘可以包含从超声发出换能器发出超声信号，在发出超声信号期间和直到超声信号被超声接收换能器接收，进行以下至少一项：旋转发射导管，和纵向地移动发射导管；和在超声信号被超声接收换能器接收之后，从发射导管延伸针，其中延伸针包含：离开第一脉管，横穿第一脉管和第二脉管之间的间质组织，并且进入第二脉管。该方法可以进一步包含使第二脉管中的瓣膜关闭不全。使第二脉管中的瓣膜关闭不全可以包含利用反向瓣膜刀切割瓣膜。使第二脉管中的瓣膜关闭不全可以包含膨胀球囊。使第二脉管中的瓣膜关闭不全可以包含扩张支架。使第二脉管中的瓣膜关闭不全可以包含用支架衬里第二脉管。支架可以包含覆盖物或移植物。衬里第二脉管可以包含，覆盖第二脉管的侧副管。支架可以与假体分开。支架可以沿着第二脉管的长度与假体间隔开。支架的端部可以紧靠假体的端部。支架的一部分可以纵向地重叠假体的一部分。支架的部分可以在假体的部分的径向内部。该方法可以包含在部署假体之后扩张支架。假体的部分可以在支架的部分的径向内部。该方法可以包含在部署假体之前扩张支架。支架可以与假体一体。

在一些实施方式中，一种用于维持下肢中的动脉和静脉之间的吻合的开放性的可植入假体包含：被配置为驻留在下肢动脉中的第一区段、被配置为驻留在下肢静脉中的第二区段、和纵向地在第一区段和第二区段之间的第三区段。第三区段被配置为维持动脉和静脉之间的吻合的开放性。

第一区段可以被配置为附着(appose)下肢动脉的壁。第一区段可以包含倒钩。第二区段可以被配置为附着下肢静脉的壁。第二区段可以包含倒钩。第一区段、第二区段和第三区段中的至少一个可以是自扩张的。第一区段、第二区段和第三区段中的至少一个可以是球囊可扩张的。第二区段的长度可以大于第一区段的长度。第二区段可以被配置为使下肢静脉的瓣膜失去能力。第二区段可以被配置为覆盖下肢静脉的侧副管。

在一些实施方式中，一种将流体流从下肢中的第一脉管转向到第二脉管的方法包含在第一脉管和第二脉管之间形成孔口，并且扩张孔口以形成吻合。

形成孔口可以包含将线材(wire)迫使从第一血管到第二血管内。形成孔口可以包含将针从第一血管横穿入第二血管。扩张孔口可以包含利用至少一个球囊扩大孔口。扩大孔口可以包含利用具有逐渐更大直径的多个球囊。多个球囊中的第一个球囊可以具有约1.5mm的直径，并且其中多个球囊中的最后一个球囊可以具有约3mm的直径。多个球囊可以包含具有约1.5mm的直径的第一球囊、具有约2.0mm的直径的第二球囊、具有约2.5mm的直径的第三球囊、和具有约3.0mm的直径的第三球囊。利用多个球囊扩大孔口可以包含利用逐渐更大的球囊膨胀压力。该方法可以不包括(例如，没有或免于)放置假体(例如，而不使用支架、移植物、支撑架(scaffolding)、或其他假体)。第一脉管和第二脉管的位置可通过围绕第一脉管和第二脉管的解剖结构被基本上维持。该方法可以进一步包含将假体放置在吻合中。将假体放置在吻合中可以包含将假体锚定在第一脉管和第二脉管中的至少一个中。第一脉管可以包含足底外侧动脉。第二脉管可以包含足底外侧静脉。

在一些实施方式中，一种用于捕获导丝的导管包含或可选地实质上由以下部分组成：鞘和可扩张元件。当在鞘中时可扩张元件具有塌缩状态，并且当从鞘中出来时，可扩张元件具有扩张状态。可扩张元件包含被配置为捕捉(snare)导丝的多个单元。

导管可以进一步包含延伸通过鞘和可扩张元件的导丝鞘。可扩张元件的近端可以被耦接到导丝鞘。可扩张元件可以被配置为在部署后扩张脉管。可扩张元件可以是在荧光检查下可见的。可扩张元件可以包含限定多个单元的支柱。如果被针接触，支柱可以是可偏转的。导管可以进一步包含超声接收换能器。超声接收换能器可以在可扩张元件远侧。超声接收换能器可以纵向地在可扩张元件的近端和可扩张元件的远端之间。超声接收换能器可以在可扩张元件近侧。一种捕获导丝的方法可以包含将导管插入到第一脉管内，在第一脉管中将可扩张元件扩张到扩张状态，以及使针从第二脉管延伸，通过间质组织，并在可扩张元件的近端和可扩张元件的远端之间进入第一脉管。使针延伸可以包含延伸通过多个单元中的一个单元。方法可以进一步包含使导丝延伸通过针并且进入可扩张元件，以及朝向塌缩状态塌缩可扩张元件。塌缩可扩张元件可以包含捕捉导丝。

在一些实施方式中，一种捕获导丝的方法包含或可选地实质上由以下步骤组成：在第一脉管中将可扩张元件扩张到扩张状态，以及使针从第二脉管延伸，通过间质组织，并在可扩张元件的近端和可扩张元件的远端之间进入第一脉管。可扩张元件包含多个单元。使针延伸包含延伸通过多个单元中的一个单元。方法进一步包含使导丝延伸通过针并且进入可扩张元件，以及朝向塌缩状态塌缩可扩张元件。塌缩可扩张元件包含捕捉导丝。

塌缩可扩张元件可以包含扭转可扩张元件。扩张可扩张元件可以包含扩张第一脉管。使针延伸可以包含在荧光检查下靶向可扩张元件。方法可以进一步包含向近侧缩回可扩张元件。向近侧缩回可扩张元件可以包含将导丝输送通过第一脉管。

在一些实施方式中，一种用于部署管状结构的装置包含或可选地实质上由以下部分组成：把手主体、旋钮和滑动件。把手主体包含第一节段，第一节段包含螺纹；第二节段，第二节段纵向地邻近第一节段并且在第一节段近侧；以及纵向狭槽。第二节段没有螺纹。旋钮包含螺纹。旋钮在开始位置中处于第一节段的远端。滑动件被可操作地连接到旋钮。滑动件被耦接到鞘。旋钮被配置为对于第一节段绕把手主体向近侧旋转，并且被配置为对于第二节段沿着把手主体向近侧滑动。滑动件被配置为在旋转旋钮期间将鞘向近侧缩回第一量，并且被配置为在滑动旋钮期间将鞘向近侧缩回第二量。装置被配置为在鞘被缩回第二量之后完全部署管状结构。

第一量可以小于第二量。第一量可以在第二量的10％和50％之间。管状结构可以包含支架。管状结构可以包含支架移植物。

在一些实施方式中，一种部署管状结构的方法包含或可选地实质上由以下步骤组成：绕把手主体旋转旋钮。绕把手主体旋转旋钮包含向近侧缩回鞘，并且部署管状结构的第一量。方法进一步包含，在绕把手主体旋转旋钮之后，沿着把手主体向近侧滑动旋钮。沿着把手主体向近侧滑动旋钮包含向近侧缩回鞘，从而部署管状结构的第二量。第一量和第二量是管状结构的全部量。

第一量可以小于第二量。第一量可以在第二量的10％和50％之间。管状结构可以包含支架。管状结构可以包含支架移植物。

在一些实施方式中，一种用于部署管状结构的装置包含或可选地实质上由以下部分组成：鞘；把手主体；旋钮，旋钮包含蜗轮，蜗轮包含齿；以及滑动件，滑动件被耦接到鞘。滑动件包含在把手主体中的第一部分；在把手主体外部的第二部分；以及蜗杆，蜗杆包含被配置为与蜗轮的齿相互作用的齿。滑动件被配置为在旋转旋钮期间将鞘向近侧缩回第一量，并且被配置为在滑动滑动件期间将鞘向近侧缩回第二量。装置被配置为在鞘被缩回第二量之后完全部署管状结构。

第一量可以小于第二量。第一量可以在第二量的10％和50％之间。管状结构可以包含支架。管状结构可以包含支架移植物。把手主体可以包含纵向狭槽。滑动件可以包含延伸通过纵向狭槽的第三部分。把手主体可以包含第二纵向狭槽。滑动件可以包含在把手主体外部的第四部分和延伸通过第二纵向狭槽的第五部分。第四部分可以在把手主体的与第二部分相对的侧面上。把手主体可以包含外壳，外壳至少部分地覆盖滑动件的第二部分直至鞘可向近侧缩回第一量。

在一些实施方式中，一种部署管状结构的方法包含或可选地实质上由以下步骤组成：旋转旋钮。旋转旋钮包含向近侧缩回鞘，并且部署管状结构的第一量。方法进一步包含，在旋转旋钮之后，沿着把手主体向近侧滑动滑动件。沿着把手主体向近侧滑动滑动件包含将鞘向近侧缩回第二距离并且部署管状结构的第二量。第一量和第二量是管状结构的全部量。

第一量可以小于第二量。第一量可以在第二量的10％和50％之间。管状结构可以包含支架。管状结构可以包含支架移植物。旋钮可以包含蜗轮，蜗轮包含齿。滑动件可以包含蜗杆，蜗杆包含被配置为与蜗轮的齿相互作用的齿。把手主体可以包含纵向狭槽。滑动件可以包含在把手主体中的第一部分、在把手主体外部的第二部分以及延伸通过纵向狭槽的第三部分。把手主体可以包含第二纵向狭槽。滑动件可以包含在把手主体外部的第四部分和延伸通过第二纵向狭槽的第五部分。第四部分可以在把手主体的与第二部分相对的侧面上。向近侧缩回滑动件可以包含紧握第二部分和第四部分。把手主体可以包含外壳，外壳至少部分地覆盖滑动件的第二部分直至鞘向近侧缩回第一量。旋钮的旋转轴线可以横向于把手主体的纵向轴线。

在一些实施方式中，一种进入对象的胫静脉的方法包含或可选地实质上由以下组成：将第一止血带定位在腿的膝上方，将第二止血带定位在腿的踝上方，通过跖骨静脉注射一定量的对比剂，以及使用荧光检查来准备静脉造影以对腿的脚的静脉进行成像。

第一止血带可以是与第二止血带不同的类型。第一止血带可以是与第二止血带相同的类型。第一止血带可以是与第二止血带相同的尺寸。第一止血带可以是与第二止血带不同的尺寸。方法可以进一步包含将对象定位在相反的特伦德伦伯卧位中。方法可以进一步包含，在通过跖骨静脉注射量的对比剂之后，使对象变平。对比剂可以包含非离子对比剂。对比剂可以包含对比物质和盐水的混合物。对比剂可以包含对比物质和盐水的50/50稀释物。对比剂的量可以包含在5mL和50mL之间。跖骨静脉可以是足背跖骨静脉。跖骨静脉可以是足底跖骨静脉。方法可以进一步包含触摸跖骨静脉。方法可以进一步包含使用静脉造影来选择胫静脉。方法可以进一步包含将导丝推进到目标胫静脉。方法可以进一步包含移除第二止血带。方法可以进一步包含在导丝上面追踪功能导管。功能导管可以包含用于形成瘘的导管(例如，目标导管、发射导管)。功能导管可以包含勒除器。

在一些实施方式中，一种进入对象的足底外侧静脉的方法包含或可选地实质上由以下组成：将第一止血带定位在腿的踝上方，将针放置在朝向腿的脚的脚趾的足背内侧边际静脉中，将第一导丝推进到脚的第一跖骨静脉内，注射一定量的对比剂，以及使用荧光检查来准备静脉造影以对腿的脚的静脉进行成像。

对比剂可以包含非离子对比剂。对比剂可以包含对比物质和盐水的混合物。对比剂可以包含对比物质和盐水的50/50稀释物。对比剂的量可以包含在5mL和50mL之间。方法可以进一步包含使用静脉造影选择两个足底外侧静脉中的更大者。方法可以进一步包含将第一导丝推进到横穿点或在踝上方中的至少一个，并且使用超声来调查脚的底部上的静脉以观察第一导丝的位置。方法可以进一步包含将第一导丝推进到横穿点或在踝上方中的至少一个，使用超声来调查脚的底部上的静脉以观察第一导丝的位置，并且在第二进入部位处尽可能在脚的足底弓中远侧地进入脚的含有第一导丝的足底外侧静脉。方法可以进一步包含将第二导丝推进到足底外侧静脉内。方法可以进一步包含将第二导丝推进到胫后静脉内并且直到横穿点。方法可以进一步包含移除第一导丝。方法可以进一步包含移除止血带。方法可以进一步包含在导丝上面追踪功能导管。功能导管可以包含用于形成瘘的导管(例如，目标导管、发射导管)。功能导管可以包含勒除器。

在一些实施方式中，一种执行升静脉造影程序的方法包含或可选地实质上由以下组成：从第一跖骨静脉将一定量的对比剂注射到静脉脉管系统内。

在一些实施方式中，一种执行降静脉造影程序的方法包含或可选地实质上由以下组成：从朝向脚的大隐静脉将一定量的对比剂注射到静脉脉管系统内。

在一些实施方式中，一种对准用于静脉动脉化程序的导管的方法包含将第一导管插入在第一脉管中。第一导管包含针孔口、不透射线标记物和针，针孔口在针的第一侧上，不透射线标记物在针孔口远侧并且在第一导管的与第一侧相对的第二侧上，针被配置为延伸通过针孔口。不透射线标记物在荧光检查下是可见的。方法进一步包含将第二导管插入在第二脉管中。第二导管包含球囊。方法进一步包含扩张球囊。扩张球囊包含利用在荧光检查下可见的不透射线材料膨胀球囊。方法进一步包含纵向地推进第一导管直至不透射线标记物靠近第二脉管中的第二导管，并且将第一导管的针孔口与第二导管对准。对准针孔口包含旋转第一脉管中的第一导管，使得不透射线标记物在第一位置与第二位置之间转变。方法进一步包含监测不透射线标记物朝向第二位置的旋转以确认针孔口与第二导管的旋转对准，并且在确认旋转对准之后，将针从第一导管的针孔口中延伸出来。延伸针包含离开第一脉管，穿过第一脉管与第二脉管之间的间质组织，并且进入第二脉管。

方法可以进一步包含将导丝延伸通过针并进入第二脉管，并且将导丝缠结在第二脉管中的第二导管中。缠结导丝可以包含闭合第二导管的可扩张构件。方法可以进一步包含，在延伸导丝之后，移动第二导管以检测导丝的对应移动从而确认导丝在第二导管中的缠结。方法可以进一步包含移动第二导管以移动导丝通过第二脉管。移动第二导管以移动导丝通过第二脉管可以包含在脚中的位置处离开第二脉管。

在一些实施方式中，一种对准用于静脉动脉化程序的导管的方法包含将第一导管插入在第一脉管中。第一导管包含不透射线标记物和针，针可沿着延伸路径延伸。方法进一步包含将第二导管插入在第二脉管中。第二导管包含可扩张构件。可扩张构件包含在荧光检查下可见的不透射线材料。方法进一步包含扩张可扩张构件，并且将第一导管的针与第二导管对准。对准针包含旋转第一脉管中的第一导管，使得不透射线标记物在第一位置与第二位置之间转变。方法进一步包含监测不透射线标记物朝向第二位置的旋转以确认针延伸路径与第二导管的旋转对准，并且在确认旋转对准之后，将针从第一导管延伸出来并沿着延伸路径延伸。延伸针包含离开第一脉管，穿过第一脉管与第二脉管之间的间质组织，并且进入第二脉管。

方法可以进一步包含将导丝延伸通过针并进入第二脉管。延伸导丝可以包含将导丝缠结在第二导管的可扩张构件中。方法可以进一步包含缩回可扩张构件通过第二脉管。缩回可扩张构件可以包含推进导丝通过第二脉管。缠结导丝可以包含闭合第二导管的可扩张构件。不透射线标记物可以在第一导管的与针延伸路径相对的一侧上。不透射线标记物可以在针离开孔口远侧。第二导管可以包含球囊。球囊可以利用不透射线材料被膨胀。

在一些实施方式中，一种对准用于静脉动脉化程序的导管的方法包含将第一导管插入在第一脉管中。第一导管包含不透射线标记物和针。方法进一步包含将第二导管插入在第二脉管中。第二导管包含可扩张构件。方法进一步包含扩张可扩张构件。扩张的可扩张构件包含不透射线材料。方法进一步包含使用不透射线标记物和不透射线材料将针的延伸路径与第二脉管对准，并且将针从第一脉管中延伸出来，通过第一脉管与第二脉管之间的间质组织，并进入第二脉管。

方法可以进一步包含将导丝延伸通过针并进入第二脉管，并且将导丝缠结在第二导管中。缠结导丝可以包含闭合可扩张构件。方法可以进一步包含移动第二导管以移动导丝通过第二脉管。将针的延伸路径与第二脉管对准可以包含旋转第一脉管中的第一导管，使得不透射线标记物在第一位置与第二位置之间转变。第一位置可以包含在荧光检查下可见的第一厚度。第二位置可以包含在荧光检查下可见的第二厚度。第一厚度可以不同于第二厚度。第一导管可以包含在第一侧上的针孔口。不透射线标记物可以在第一导管的与第一侧相对的第二侧上。第一导管可以包含在不透射线标记物近侧的针孔口。可扩张构件可以包含球囊。扩张可扩张构件可以包含利用不透射线材料膨胀球囊。

在一些实施方式中，一种进入对象的胫静脉的方法包含将对象定位在相反的特伦德伦伯卧位中，将第一止血带定位在腿的膝上方，将第二止血带定位在腿的踝上方，通过跖骨静脉注射一定量的对比剂，在通过跖骨静脉注射量的对比剂之后，使对象变平，使用荧光检查来准备静脉造影以对腿的脚的静脉进行成像，使用静脉造影来选择胫静脉，将导丝推进到选择的胫静脉，移除第二止血带，在导丝上面追踪功能导管，使用功能导管捕捉从动脉延伸的第二导丝，将第二导丝从脚中缩回出来，以及在第二导丝上面追踪第二功能导管。跖骨静脉可以是足背跖骨静脉。跖骨静脉可以是足底跖骨静脉。功能导管可以包含用于形成瘘的导管(例如，目标导管、发射导管)。第二功能导管可以包含使瓣膜失去能力的装置。使瓣膜失去能力的装置可以包含瓣膜刀。使瓣膜失去能力的装置可以包含切割球囊。使瓣膜失去能力的装置可以包含旋切装置。

在一些实施方式中，一种进入对象的胫静脉的方法包含通过跖骨静脉注射一定量的对比剂，使用荧光检查来准备静脉造影以对腿的脚的静脉进行成像，使用静脉造影来选择胫静脉，将导丝推进到选择的胫静脉，在导丝上面追踪功能导管，将第二导丝从动脉延伸到胫静脉内，使用功能导管捕捉第二导丝，将第二导丝从脚中缩回出来，以及在第二导丝上面追踪第二功能导管。

跖骨静脉可以是足背跖骨静脉。跖骨静脉可以是足底跖骨静脉。功能导管可以包含用于形成瘘的导管(例如，目标导管、发射导管)。第二功能导管可以包含使瓣膜失去能力的装置。使瓣膜失去能力的装置可以包含瓣膜刀。使瓣膜失去能力的装置可以包含切割球囊。使瓣膜失去能力的装置可以包含旋切装置。

在一些实施方式中，一种进入对象的胫静脉的方法包含通过跖骨静脉注射一定量的对比剂，使用荧光检查来准备静脉造影以对腿的脚的静脉进行成像，使用静脉造影来选择胫静脉，将导丝推进到选择的胫静脉，并且在导丝上面追踪功能导管。

跖骨静脉可以是足背跖骨静脉。跖骨静脉可以是足底跖骨静脉。功能导管可以包含被配置为捕捉导丝的元件。方法可以进一步包含使用功能导管捕捉从动脉延伸的第二导丝，并且缩回第二导丝。方法可以进一步包含在第二导丝上面追踪第二功能导管。功能导管可以包含用于形成瘘的导管(例如，目标导管、发射导管)。第二功能导管可以包含使瓣膜失去能力的装置。使瓣膜失去能力的装置可以包含瓣膜刀。使瓣膜失去能力的装置可以包含切割球囊。使瓣膜失去能力的装置可以包含旋切装置。

在一些实施方式中，一种切割勒除器系统包含或实质上由以下组成：捕捉结构和瓣膜刀结构。

系统可以进一步包含外鞘。捕捉结构和瓣膜刀结构可以是在外鞘中可交换的。瓣膜刀结构可以在捕捉结构近侧。捕捉结构可以被配置为从外鞘的远端延伸。瓣膜刀结构可以与捕捉结构成整体。外鞘可以包含多个孔口。瓣膜刀结构可以被配置为从外鞘横向地延伸通过多个孔口。捕捉结构可以包含被配置为接收导丝的多个单元。捕捉结构可以包含被配置为捕捉导丝的多个支柱。捕捉结构可以包含被配置为捕捉导丝的多个线材。瓣膜刀结构可以在捕捉结构近侧。瓣膜刀结构可以在捕捉结构远侧。瓣膜刀结构可以与捕捉结构成整体。捕捉结构可以具有第一直径，并且瓣膜刀结构可以具有小于第一直径的第二直径。捕捉结构可以被配置为在将纵向力施加于捕捉结构之后翻转成瓣膜刀结构。瓣膜刀结构可以与捕捉结构分开。瓣膜刀结构可以被配置为在捕捉结构中伸缩。捕捉结构可以被配置为在瓣膜刀结构中伸缩。瓣膜刀结构可以包含被配置为将径向向外力施加于捕捉结构的可扩张构件。瓣膜刀结构可以包含多个刀片。多个刀片可以包含在两个刀片与八个刀片之间。多个刀片可以包含三个刀片。多个刀片可以包含四个刀片。多个刀片可以面向近侧。多个刀片可以面向远侧。多个刀片可以面向近侧和远侧。

在一些实施方式中，一种切割勒除器系统包含或实质上由以下组成：捕捉结构、瓣膜刀结构和外鞘，捕捉结构包含被配置为接收导丝的多个单元，瓣膜刀结构包含在两个面向近侧的刀片与八个面向近侧的刀片之间。捕捉结构和瓣膜刀结构可从外鞘扩张。瓣膜刀结构可以与捕捉结构成整体。

在一些实施方式中，一种进入对象的足底静脉的方法包含将对象定位在相反的特伦德伦伯卧位中，将第一止血带定位在腿的膝上方，将第二止血带定位在腿的踝上方，通过跖骨静脉注射一定量的对比剂，在通过跖骨静脉注射量的对比剂之后，使对象变平，使用荧光检查来准备静脉造影以对腿的脚的静脉进行成像，使用静脉造影来选择足底静脉，将导丝推进到选择的足底静脉，移除第二止血带，在导丝上面追踪功能导管，使用功能导管捕捉从动脉延伸的第二导丝，将第二导丝从脚中缩回出来，以及在第二导丝上面追踪第二功能导管。

跖骨静脉可以是足背跖骨静脉。跖骨静脉可以是足底跖骨静脉。功能导管可以包含用于形成瘘的导管(例如，目标导管、发射导管)。第二功能导管可以包含使瓣膜失去能力的装置。使瓣膜失去能力的装置可以包含瓣膜刀。使瓣膜失去能力的装置可以包含切割球囊。使瓣膜失去能力的装置可以包含旋切装置。

在一些实施方式中，一种进入对象的足底静脉的方法包含通过跖骨静脉注射一定量的对比剂，使用荧光检查来准备静脉造影以对腿的脚的静脉进行成像，使用静脉造影来选择足底静脉，将导丝推进到选择的足底静脉，在导丝上面追踪功能导管，将第二导丝从动脉延伸到足底静脉内，使用功能导管捕捉第二导丝，将第二导丝从脚中缩回出来，以及在第二导丝上面追踪第二功能导管。

跖骨静脉可以是足背跖骨静脉。跖骨静脉可以是足底跖骨静脉。功能导管可以包含用于形成瘘的导管(例如，目标导管、发射导管)。第二功能导管可以包含使瓣膜失去能力的装置。使瓣膜失去能力的装置可以包含瓣膜刀。使瓣膜失去能力的装置可以包含切割球囊。使瓣膜失去能力的装置可以包含旋切装置。

在一些实施方式中，一种进入对象的足底静脉的方法包含通过跖骨静脉注射一定量的对比剂，使用荧光检查来准备静脉造影以对腿的脚的静脉进行成像，使用静脉造影来选择足底静脉，将导丝推进到选择的足底静脉，并且在导丝上面追踪功能导管。

跖骨静脉可以是足背跖骨静脉。跖骨静脉可以是足底跖骨静脉。功能导管可以包含被配置为捕捉导丝的元件。方法可以进一步包含使用功能导管捕捉从动脉延伸的第二导丝，并且缩回第二导丝。方法可以进一步包含在第二导丝上面追踪第二功能导管。功能导管可以包含用于形成瘘的导管(例如，目标导管、发射导管)。第二功能导管可以包含使瓣膜失去能力的装置。使瓣膜失去能力的装置可以包含瓣膜刀。使瓣膜失去能力的装置可以包含切割球囊。使瓣膜失去能力的装置可以包含旋切装置。

在一些实施方式中，一种进入对象的足底静脉的方法包含将对象定位在相反的特伦德伦伯卧位中，将第一止血带定位在腿的膝上方，将第二止血带定位在腿的踝上方，通过跖骨静脉注射一定量的对比剂，在通过跖骨静脉注射量的对比剂之后，使对象变平，使用荧光检查来准备静脉造影以对腿的脚的静脉进行成像，使用静脉造影来选择足底静脉，将导丝推进到选择的足底静脉，移除第二止血带，在导丝上面追踪功能导管，使用功能导管捕捉从静脉延伸的第二导丝，将第二导丝从脚中缩回出来，以及在第二导丝上面追踪第二功能导管。

跖骨静脉可以是足背跖骨静脉。跖骨静脉可以是足底跖骨静脉。功能导管可以包含用于形成瘘的导管。第二功能导管可以包含使瓣膜失去能力的装置。使瓣膜失去能力的装置可以包含瓣膜刀。

在一些实施方式中，一种进入对象的胫静脉的方法包含将第一止血带定位在腿的膝上方，将第二止血带定位在腿的踝上方，通过跖骨静脉注射一定量的对比剂，使用荧光检查来准备静脉造影以对腿的脚的静脉进行成像，使用静脉造影来选择胫静脉，包含将导丝推进到选择的胫静脉，移除第二止血带，并且在导丝上面追踪功能导管。第一止血带可以是与第二止血带不同的类型。

在一些实施方式中，一种对准导管的方法包含将第一导管定位第一脉管中，并且将导管定位在第二脉管中。第一导管包含不透射线材料。导管包含平坦的矩形不透射线标记物。方法进一步包含旋转成像系统直至第一导管和导管在成像平面中。旋转成像系统包含在第一导管上面绘制第一中心线，在导管上面绘制第二中心线，最大化第一中心线与第二中心线之间的距离，以及产生第一导管和导管在成像平面中的信号。方法进一步包含旋转导管直至平坦的矩形不透射线标记物的厚度处于最小值。旋转导管包含沿着平坦的矩形不透射线标记物的第一长边缘绘制第一线，沿着平坦的矩形不透射线标记物的与第一长边缘相对的第二长边缘绘制第二线，最小化第一长线与第二线之间的距离，以及产生厚度处于最小值的信号。方法进一步包含从第二脉管中的导管在成像平面中延伸针，从第二脉管中出来，并进入第一脉管。

在一些实施方式中，一种对准导管的方法包含将第一导管定位第一脉管中，并且将导管定位在第二脉管中。第一导管包含不透射线材料。导管包含不透射线标记物。方法进一步包含旋转成像系统直至第一导管和导管在成像平面中，并且旋转导管直至不透射线标记物的厚度处于最小值。旋转导管包含产生厚度处于最小值的信号。

在一些实施方式中，一种对准导管的方法包含将包含不透射线标记物的导管定位在脉管中，并且旋转导管直至不透射线标记物的厚度处于最小值。旋转导管可以包含产生厚度处于最小值的信号。

在一些实施方式中，一种在成像平面中对准第一脉管和第二脉管的方法包含将第一导管定位第一脉管中，并且将第二导管定位在第二脉管中。第一导管包含不透射线材料。第二导管包含不透射线标记物。方法进一步包含旋转成像系统直至第一导管和第二导管在成像平面中。旋转成像系统包含在第一导管上面绘制第一中心线，在第二导管上面绘制第二中心线，最大化第一中心线与第二中心线之间的距离，以及产生第一导管和导管在成像平面中的信号。

在一些实施方式中，一种对准导管的方法包含将对比剂注射到第一脉管内，将对比剂注射到第二脉管内，以及旋转成像系统直至第一脉管和第二脉管在成像平面中。旋转成像系统包含沿着第一脉管绘制第一线，沿着第二脉管绘制第二线，最大化第一线与第二线之间的区域，以及产生第一脉管和第二脉管在成像平面中的信号。方法进一步包含将导管定位在第二脉管中。导管包含平坦的矩形不透射线标记物。方法进一步包含旋转导管直至平坦的矩形不透射线标记物的厚度处于最小值。旋转第二导管包含沿着平坦的矩形不透射线标记物的第一长边缘绘制第一线，沿着平坦的矩形不透射线标记物的与第一长边缘相对的第二长边缘绘制第二线，最小化第一长线与第二线之间的距离，以及产生厚度处于最小值的信号。方法进一步包含从第二脉管中的导管在成像平面中延伸针，从第二脉管中出来，并进入第一脉管。

在一些实施方式中，一种对准导管的方法包含将对比剂注射到第一脉管内，将对比剂注射到第二脉管内，以及旋转成像系统直至第一脉管和第二脉管在成像平面中。旋转成像系统包含沿着第一脉管绘制第一线，沿着第二脉管绘制第二线，最大化第一线与第二线之间的区域或距离，以及产生第一脉管和第二脉管在成像平面中的信号。方法进一步包含将导管定位在第二脉管中。

在一些实施方式中，一种在成像平面中对准第一脉管和第二脉管的方法包含将对比剂注射到第一脉管内，将对比剂注射到第二脉管内，以及旋转成像系统直至第一脉管和第二脉管在成像平面中。

在一些实施方式中，一种对准导管的方法包含将第一导管定位第一脉管中，并且将导管定位在第二脉管中。导管包含不透射线标记物。方法进一步包含旋转导管直至不透射线标记物的厚度处于最小值，并且产生厚度处于最小值的信号。

在一些实施方式中，一种对准导管的方法包含将第一导管定位第一脉管中，并且将导管定位在第二脉管中。导管包含不透射线标记物。方法进一步包含旋转导管直至不透射线标记物的厚度小于一值，并且产生厚度小于值的信号。值可以小于3mm。值可以小于1mm。值可以小于10μm。

在一些实施方式中，一种凭借通过静脉系统的逆行流动增加对远侧四肢的血液灌注的方法包括将血液从动脉转向到第一静脉并在第一静脉和第二静脉之间建立血流环路。

远侧四肢可以包括脚。远侧四肢可以包括手。远侧四肢可以包括脚趾。远侧四肢可以包括手指。动脉可以是胫后动脉。第一静脉可以是足底内侧静脉。第二静脉可以是胫前静脉。第二静脉可以是足底外侧静脉。第一静脉可以在足背静脉弓的第一侧上，并且第二静脉可以在足背静脉弓的第二侧上。

建立血流环路可以包括禁用第一静脉或第二静脉中的至少一个中的瓣膜。禁用第一静脉或第二静脉中的至少一个中的瓣膜可以包括使用瓣膜刀。禁用第一静脉或第二静脉中的至少一个中的瓣膜可以包括使用球囊。禁用第一静脉或第二静脉中的至少一个中的瓣膜可以包括使用支架。支架可以抑制通过侧壁进入分支脉管的灌注。

该方法可以包括在第一静脉或第二静脉与第三静脉之间建立第二血流环路。第三静脉可以是足底外侧静脉。建立第二血流环路可以包括禁用第三静脉中的瓣膜。禁用第三静脉中的瓣膜可以包括使用瓣膜刀。禁用第三静脉中的瓣膜可以包括使用球囊。禁用第三静脉中的瓣膜可以包括使用支架。支架可以抑制通过侧壁进入分支脉管的灌注。可以在同一介入程序期间建立第二血流环路。可以在稍后的介入程序期间建立第二血流环路。

该方法还可以包括限制静脉系统中的流出。限制静脉系统中的流出可以包括将血液引导经过分叉静脉或侧分支。

该方法可以进一步包括栓塞分叉静脉或侧分支。栓塞分叉静脉或侧分支可以包括使用线圈、微球、液体栓塞或激光中的至少一种。

该方法还可以包括施加外部压力以通过限制静脉流出来增加远侧四肢中的血压。施加外部压力可以包括使用套箍、止血带或带圈中的至少一种。施加压力可以是连续的。施加压力可以是间歇性的。

该方法还可以包括将血液从第二动脉转向到第二静脉、第三静脉或第四静脉中的至少一个。将血液从动脉转向到第一静脉不包括再进入动脉。该方法可以进一步包括在远侧四肢中的动脉与远侧四肢中的静脉之间形成瘘管。

该方法还可以包括为多个静脉目标产生流动回路。多个静脉目标可以包括在远侧四肢的第一水平中的至少一个静脉和在远侧四肢的第二水平中的至少一个静脉。多个静脉目标可以包括在远侧四肢的第一水平中的至少一个静脉与远侧四肢的第二水平中的至少一个静脉之间的静脉。多个静脉目标可以包括穿孔器。

建立血流环路可以增加血流环路中的压力。增加血流环路中的压力可以增加对包括远侧四肢的肢体的血液灌注的远侧性。

在一些实施方式中，一种凭借通过静脉系统的逆行流动增加对脚趾的血液灌注的方法包括将血液从动脉转向到第一静脉。将血液从动脉转向到第一静脉不包括再进入动脉。该方法还包括在第一静脉和第二静脉之间建立血流环路。第一静脉在足背静脉弓的第一侧上，并且第二静脉在足背静脉弓的第二侧上。建立血流环路包括使用瓣膜刀、球囊或支架中的至少一种来禁用第一静脉或第二静脉中的至少一个中的瓣膜。该方法还包括通过将血液引导经过分叉静脉或侧分支来限制静脉系统中的流出。该方法还包括使用线圈、微球、液体栓塞或激光中的至少一种来栓塞分叉静脉或侧分支。该方法还包括使用套箍、止血带或带圈中的至少一种施加外部压力以通过限制静脉流出来增加远侧四肢中的血压。

在一些实施方式中，用于凭借通过静脉系统的逆行流动增加对脚趾的血液灌注的装置、系统、成套工具等包括或可选地基本上由以下组成：第一假体，其被配置为将血液从动脉转向到第一静脉；瓣膜刀、球囊或支架中的至少一种，其被配置为使瓣膜失去能力以在第一静脉和第二静脉之间产生血流环路；流动转向支架，其被配置为通过将血液引导经过分叉静脉或侧分支来限制静脉系统中的流出；线圈、微球、液体栓塞物或激光器中的至少一种，其被配置为栓塞分叉静脉或侧分支；以及套箍(cuff)、止血带或带圈(wrap)中的至少一种，其被配置为施加外部压力以通过限制静脉流出来增加脚中的血压。

在一些实施方式中，本文描述了用于凭借通过静脉系统的逆行流动增加对脚趾的血液灌注的装置、系统、成套工具和方法。

在一些实施方式中，本文描述了用于凭借通过静脉系统的逆行流动增加对远侧四肢的血液灌注的装置、系统、成套工具和方法。

在一些实施方式中，一种凭借通过静脉系统的逆行流动增加对远侧四肢的血液灌注的方法包括在第一静脉和第二静脉之间建立血流环路。

在一些实施方式中，一种用于将血流从第一脉管转向到第二脉管并维持第一脉管中的血流的装置包括或可选地基本上由以下组成：第一节段和第二节段。第一节段被配置为锚定在第一脉管中。第一节段包括窗口，以允许血液流入第一节段，通过窗口，并在第一脉管中向远侧流动。第二节段被配置为锚定在第二脉管中。第二节段被配置为允许血液流入第一节段，通过第二节段并进入第二脉管。

第一节段可以包括支架结构。支架结构的至少一部分可以是未覆盖的。第二节段可以包括支架结构。支架结构的至少一个参数在第一节段和第二节段之间可以是不同的。参数可以包括单元图案。第二节段可以包括移植物覆盖物。移植物覆盖物可以大致垂直于装置的纵向轴线。移植物覆盖物可以与装置的纵向轴线成角度。该角度可以在约10°和约70°之间。第一节段可以包括移植物覆盖物。第一节段的移植物覆盖物可以包括V形切口。第一节段可以与第二节段分开部署。窗口可以在制造过程期间形成。窗口可以原位形成。第一节段可以包括可穿刺的移植物。第一节段可以包括被配置为便于穿刺的支架结构。第一节段可以包括被配置为径向向外打开的翼片。第一节段可以包括被配置为径向向外打开的多个翼片。第一节段可以包括被配置为定位在第一脉管的分支脉管中的分支。第一节段可以包括被配置为在第一节段弯曲时打开的多个狭缝。该装置可以包括沿其长度具有可变孔隙度的织造编织物。第一节段可以包括具有第一孔隙度的部分，该第一孔隙度被配置为允许血液灌注通过该部分。第二节段可以包括具有第二孔隙度的部分，该第二孔隙度被配置为使血液转向通过该部分。第一孔隙度可以小于75％。第二孔隙度可以大于60％。该装置还可以包括闭塞植入物。闭塞植入物可以包括被配置为锚定在第二节段中的系绳。第二节段可以包括被配置为限制通过装置的流体流动的第三节段。第三节段可以包括比第二节段更窄的直径。第一节段可以包括凸缘。

在一些实施方式中，一种在装置中形成窗口以将血流从第一脉管转向到第二脉管并维持第一脉管中的血流的方法包括或可选地基本上由以下步骤组成：将装置植入第一脉管中，延伸通过间质组织并进入第二脉管，并将导丝插入第一脉管中的装置中的弯曲部。导丝穿刺移植物材料以形成开口。

该方法还可以包括在导丝上追踪扩张器以加宽开口。扩张器可以具有弯曲顶端。将导丝插入通过弯曲部可以包括离开具有成角度的斜坡表面的导管。导管还可以包括笔直路径。该方法还可以包括在导丝上追踪球囊。球囊可以延伸通过开口。该方法还可以包括使球囊扩张。扩张的球囊可以扩大开口。该方法还可以包括锚定导丝。锚定导丝可以包括在第一脉管中扩张锚定球囊。将导丝插入通过弯曲部可以包括形成多个开口。该方法还可以包括在第一脉管中将不透射线目标定位在装置的外部且在装置的下游。该方法还可以包括通过开口部署支架。

在一些实施方式中，一种用于将血流从第一脉管转向到第二脉管并维持第一脉管中的血流的装置包括或可选地基本上由以下组成：第一区段，第一区段包括支架结构，支架结构包括孔，孔被配置为允许血液流入第一区段，通过孔，并在第一脉管中向远侧流动，和/或流入第一区段，通过第一区段，并在第一脉管中向远侧流动；以及第二区段，第二区段被配置为允许血液从第一脉管流入第二区段，通过第二区段，并进入第二脉管。

第一区段的近端可以被配置为放置在第一脉管中。第一区段的远端可以被配置为放置在第二脉管中。第一区段的近端可以被配置为放置在第一脉管中。第一区段的远端可以被配置为放置在第一脉管中。第二区段的近端可以被配置为放置在第一脉管中。第二区段的远端可以被配置为放置在第二脉管中。第一区段的长度可以与第二区段的长度大致相同。第一区段的长度可以不同于第二区段的长度。第一区段的直径可以与第二区段的直径大致相同。第一区段的直径可以不同于第二区段的直径。第二区段可以从近端到远端呈锥形(渐缩)。第一区段的近侧区段可以具有新月形形状。第一区段的远侧区段可以具有圆形形状。第一区段的近端可以被配置为锚定在第一脉管中并且可以朝向远端向内呈锥形。第二区段可以从第一区段的远端延伸。第二节段可以包括被配置为限制通过装置的流体流动的第三节段。第三节段可以包括比第二节段更窄的直径。第一节段可以包括凸缘。

在一些实施方式中，植入物包括或可选地基本上由以下组成：第一部分和第二部分，第一部分包括被配置为闭塞脉管中的血流的闭塞植入物，第二部分拴系到第一部分。第二部分包括被配置为耦接到支架的锚定件。

闭塞植入物可以包括可扩张网、海绵、塞子、线圈、多个线圈、栓塞液体、水凝胶、微球或可植入球囊中的至少一种。锚定件可以包括被配置为在从导管释放时形成线圈的线材。

在一些实施方式中，一种用于将血流从第一脉管转向到第二脉管并维持第一脉管中的血流的装置包括或可选地基本上由以下组成：扩口和细长区段，扩口要锚定在第一脉管，细长区段从扩口延伸。细长区段被配置为锚定在第二脉管中。

扩口可以被配置为最小程度地延伸到第一脉管中。该装置可以包括多个扩口，该多个扩口包括扩口。多个扩口中的扩口可以是对称的。多个扩口中的扩口可以是不对称的。多个扩口中的至少一个扩口可以比多个扩口中的其他扩口更长。至少一个扩口可以被配置为在第一脉管中在其他扩口的下游。扩口可以是覆盖的。扩口可以是未覆盖的。细长区段可以包括被配置为限制通过装置的流体流动的第三节段。第三节段可以包括比第二节段更窄的直径。

在一些实施方式中，一种用于使来自分支脉管的流动转向以灌注远侧脉管的装置包括或可选地基本上由以下组成：多个线材，多个线材织造在一起以形成网状结构。网状结构可以具有在约4mm和约8mm之间的扩张直径。网状结构可以具有在约60％和约75％之间的孔隙度。网状结构可以具有在约50mm和约150mm之间的长度。扩张的结构可以具有在约120°和约179°之间的编织角度。网状结构可以具有在约0.4N/mm和约1.1N/mm之间的抗压缩性。

网状结构可以具有截头圆锥形状。网状结构可以从扩张直径到第二扩张直径呈锥形。第二扩张直径可以被配置为在扩张直径的下游。网状结构可以具有在约0.25N/mm和约0.6N/mm之间的长期向外的力。多个线材中的每一个可以具有在约50μm和约100μm之间的直径。多个线材中的每一个可以包括形状记忆材料。网状结构可以具有在约50和约150之间的PPI。

在一些实施方式中，一种用于减少脉管中湍流的装置包括或可选地基本上由以下组成：第一节段和第二节段，第一节段具有第一直径并且被配置为与可以拉伸脉管的支架移植物重叠，第二节段从第一直径到第二直径呈锥形。该装置被配置为以呈锥形的方式拉伸脉管以提供通过该装置的层流。

直径可以在约2mm和约10mm之间。第二直径可以在约1mm和约8mm之间。第二节段可以具有在约5mm和约100mm之间的长度。第二节段可以具有在约60％和约75％之间的孔隙度。该装置还可以包括在第一区段的近端处的第一不透射线标记。该装置还可以包括在第一区段和第二区段之间的过渡部处的第二不透射线标记。

在一些实施方式中，一种用于限制通过装置的流体流动的装置包括或可选地基本上由以下组成：第一节段、第二节段、第三节段、第四节段和第五节段，第一节段具有第一直径并被配置为锚定在第一脉管中，第五节段具有第二直径并被配置为锚定在第二脉管中。第三节段具有小于第一直径和第二直径的第三直径。第三直径被配置为限制通过该装置的流体流动。第二节段从第一直径到第三直径呈锥形。第四节段从第三直径到第二直径呈锥形。

第一节段可以被配置为将流体流从第一脉管转向到第二脉管中。第一节段可以被配置为允许流体继续流过第一脉管。第一节段可以包括窗口。第一直径可以小于第二直径。第一直径可以与第二直径相同。第一节段可以包括具有大于第一直径的第四直径的凸缘。该装置可以包括支架结构和移植物。第一节段的至少一部分可以没有移植物。移植物可以在第三节段中具有第三直径。支架结构可以具有大于第三节段中的第三直径的第四直径。第三节段中的移植物可以被配置为响应于压力的变化而向内挠曲。第三节段中的移植物可以被配置为响应于压力的变化而向外挠曲。第一节段可以被配置为锚定在腘动脉的P3节段中。第一节段可以被配置为锚定在胫腓干(tibioperoneal trunk)中。第一直径可以在约5mm和约7mm之间。第一直径可以在约4mm和约6mm之间。第二直径可以在约5mm和约7mm之间。第三直径可以在约2.5mm和约5mm之间。第二节段或第三节段中的至少一个可以被配置为在第五节段中提供层流。

在一些实施方式中，一种用于限制通过装置的流体流动的装置包括或可选地基本上由以下组成：第一节段、第二节段和第三节段，第一节段具有第一直径并被配置为锚定在第一脉管中，第三节段具有第二直径并被配置为锚定在第二脉管中。第一直径被配置为限制通过该装置的流体流动。第二节段从第一直径到第二直径呈锥形。

第一节段可以被配置为将流体流从第一脉管转向到第二脉管中。第一节段可以被配置为允许流体继续流过第一脉管。第一节段可以包括窗口。第一节段可以包括具有大于第一直径的第三直径的凸缘。该装置可以包括支架结构和移植物。第一节段的至少一部分可以没有移植物。移植物可以在第一节段中具有第一直径。支架结构可以具有大于第一节段中的第一直径的第三直径。第一节段中的移植物可以被配置为响应于压力的变化而向内挠曲。第一节段中的移植物可以被配置为响应于压力的变化而向外挠曲。第一直径可以在约2.5mm和约5mm之间。第二直径可以在约5mm和约7mm之间。

一种用于限制通过装置的流体流动的装置包括或可选地基本上由以下组成：第一节段、第二节段、第三节段和第四节段，第一节段具有第一直径并被配置为锚定在第一脉管中，第二节段横向于第一节段延伸，第四节段具有第二直径并被配置为锚定在第二脉管中。第二节段具有小于第一直径和第二直径的第三直径。第三直径被配置为限制通过该装置的流体流动。第三节段从第三直径到第二直径呈锥形。

第一节段可以被配置为将流体流从第一脉管转向到第二脉管中。第一节段可以被配置为允许流体继续流过第一脉管。

在一些实施方式中，一种用于限制通过内腔的流体流动的植入物包括或可选地基本上由以下组成：第一节段、第二节段和第三节段。第二节段具有第一直径，该第一直径被配置为限制通过植入物的流体流动，并且当植入物定位在内腔中时限制通过内腔的流体流动。第一节段从被配置为将植入物锚定在内腔中的第二直径到第一直径呈锥形。第二节段从第一直径到被配置为将植入物锚定在内腔中的第三直径呈锥形。

第一直径可以在约2.5mm和约5mm之间。第一节段中的移植物可以被配置为响应于压力的变化而向内挠曲。第一节段中的移植物可以被配置为响应于压力的变化而向外挠曲。内腔可以是流动转向装置。内腔可以是静脉。系统可以包括植入物和流动转向装置，该流动转向装置被配置为将流体流从第一脉管转向到第二脉管。植入物可以被配置为定位在流转向装置中。植入物可以被配置为定位在第二脉管中。

以上概括的和下面进一步详细陈述的方法描述了由从业者采取的某些行动；然而，应当理解，它们也可以包括由另一方指示那些行动。因此，行动诸如“使第一脉管中瓣膜关闭不全”包括“指示使第一脉管中瓣膜关闭不全”。

为了总结本发明和可以实现的优点的目的，本文描述了一些目标和优点。不一定需要依据任何具体的实施方式实现所有的这些目标和优点。在一些实施方式中，本发明可以以可以实现或优化一个优点或一组优点而不必要实现其他目标或优点的方式体现或执行。

所有这些实施方式意欲处于本文公开的发明的范围内。参考附图，这些和其他实施方式从以下详细描述将是显而易见的，本发明不限于(一个或多个)任何具体的公开的实施方式。参考一些实施方式描述的任选的和/或优选的特征可以与其他实施方式结合并且并入其他实施方式中。本文引用的所有参考文献(包括专利和专利申请)通过引用以其整体并入。

附图说明

本公开的这些和其他特征、方面和优点参照某些实施方式的附图进行描述，所述附图意欲图示某些实施方式并不意欲限制本发明，其中相同的参考数字用于相同的特征，并且其中：

图1示意性地图示了将信号从第一体腔导向到第二体腔中的目标装置的发射装置的示例实施方式。

图2是沿着图1的虚线B-B的横截面表示。

图3示意性地图示了发射装置的示例实施方式。

图4示意性地图示了目标装置的示例实施方式。

图5示意性地图示了发射装置的另一示例实施方式。

图6示意性地图示了用于发射的居中装置和/或目标装置的示例实施方式。

图7示意性地图示了在诸如动脉-静脉动脉化的程序之后在恰当位置的假体。

图8是提供流体流的装置的示例实施方式的侧透视图。

图9示出了用作两个血管之间的分路的图8的装置。

图10是提供流体流的装置的另一示例实施方式的侧透视图。

图11是提供流体流的装置的又一示例实施方式的侧透视图。

图12是提供流体流的装置的又一示例实施方式的侧透视图。

图13是提供流体流的装置的又一示例实施方式的侧透视图。

图14A是超声发射导管的示例实施方式的示意性侧横截面视图。

图14B是在圆14B内的图14A的超声发射导管的远端部分的放大示意性侧横截面视图。

图15A是超声目标导管的示例实施方式的示意性侧视图。

图15B是在圆15B内的图15A的超声目标导管的放大示意性侧横截面视图。

图15C是在圆15C内的图15A的超声目标导管的放大示意性侧横截面视图。

图16是检测导管对准的图的示例实施方式。

图17是假体递送系统的示例实施方式的示意性侧视图。

图18是假体的示例实施方式的示意性侧视图。

图19是假体的另一示例实施方式的示意性侧视图。

图20A至图20H示意性地图示了实现逆行灌注的方法的示例实施方式。

图21是超声接收换能器的示例实施方式的示意性透视图。

图22是超声接收换能器的另一示例实施方式的示意性横截面视图。

图23A是瓣膜刀(valvulotome)的示例实施方式的示意性透视图。

图23B是反向瓣膜刀的示例实施方式的示意性透视图。

图24是LeMaitre装置的示例实施方式的示意性透视图。

图25A是假体的又一示例实施方式的示意性侧视图。

图25B是假体的又一示例实施方式的示意性侧视图。

图25C是假体的又一示例实施方式的示意性侧视图。

图26A和图26B示意性地图示了用于实现逆行灌注的方法的另一示例实施方式。

图27示意性地图示了用于实现逆行灌注的假体和方法的另一示例实施方式。

图28A和图28B分别示意性地图示了脚的动脉和静脉。

图29示意性地图示了吻合装置的示例实施方式。

图30示意性地图示了被吻合装置耦接的两个血管的示例实施方式。

图31A示意性地图示了与静脉支架的示例实施方式分开的动静脉瘘支架(fistulastent)的示例实施方式。

图31B示意性地图示了包含集成的静脉支架的动静脉瘘支架的示例实施方式。

图31C示意性地图示了包含集成的静脉支架的瘘支架的示例实施方式。

图32A至图32D图示了用于在经皮旁路程序中识别和避免分叉1104的示例方法和装置。

图33A和图33B示意性地图示了能够在针横穿间质组织的情况下在第一脉管和第二脉管的连接后被执行的示例程序。

图34A至图35F图示了当导丝在脉管中时能够被执行的示例程序。

图36A至图36D图示了促进血液通过静脉进入脚趾的逆行灌注的示例方法。

图37A图示了处于径向扩张状态的使瓣膜失去能力的装置的示例。

图37B是图37A的使瓣膜失去能力的装置的展开侧视图。

图37C是通过图37B中的圆37C标识的区域中的图37A的使瓣膜失去能力的装置的展开侧视图的扩大图。

图37D是如在图37B中示出的那样展开的图37A的使瓣膜失去能力的装置的端视图。

图37E是处于径向收缩状态的图37A的使瓣膜失去能力的装置的端视图。

图37F是处于径向收缩状态的图37A的使瓣膜失去能力的装置的侧视图。

图37G是处于径向收缩状态并且与图37F相比被周向旋转的图37A的使瓣膜失去能力的装置的另一侧视图。

图37H是处于径向扩张状态的图37A的使瓣膜失去能力的装置的侧视图。

图37I是处于径向扩张状态并且与图37H相比被周向旋转的图37A的使瓣膜失去能力的装置的另一侧视图。

图37J是沿着图37H的线37J-37J获取的处于径向扩张状态的图37A的使瓣膜失去能力的装置的横截面端视图。

图37Ki至图37Nii图示了能够使用图37A的使瓣膜失去能力的装置执行的示例程序。

图38A示意性地图示了导管的远端的示例。

图38B至图38D图示了能够使用图38A的导管的远端执行的示例程序。

图38Ei和图38Eii图示了导管的远端的示例。

图38F图示了导管的一部分的示例。

图38G图示了导管的一部分的另一示例。

图39A是目标导管的一部分的示例的透视图。

图39B是处于第一状态的图39A的目标导管的侧视图。

图39C是处于第二状态的图39A的目标导管的侧视图。

图39D至图39I示意性地图示了使用图39A的目标导管的示例方法。

图40A是用于部署管状结构的示例把手的透视图。

图40B是图40A的把手的一部分的扩张的透视剖视图。

图40C是处于部署状态的图40A的把手的透视图。

图40D是处于部署状态的图40A的把手的一部分的扩张的透视剖视图。

图41A是用于部署管状结构的示例把手的透视图。

图41B是图41A的把手的一部分的扩张的透视局部透明图。

图41C至图41Eiii示出了操作图41A的把手的示例方法。

图42A是发射装置的示例实施方式的俯视图。

图42B是图42A的发射装置的远侧部分的示意性俯视图、侧视图和远端透视图。

图42Bi是示例不透射线标记物的示意性侧视图。

图42C是图42A的发射装置的远侧部分的示意性扩张的俯视图。

图42Ci-图42Ciii图示了包括被附接到针的异型件的示例导管。

图42D是图42A的发射装置的远侧部分的示意性侧视图。

图43A-图43N示意性地图示了使用包括图42A的发射装置的远侧部分的发射装置的示例方法。

图43Oi-图43Ovi图示了使用软件的对准的示例实施方式。

图44A-图44J示意性地图示了示例脚的解剖结构。

图45示出了可以被用于足进入的成套工具的示例部件。

图46A-图46K示出了用于执行升静脉造影的示例程序。

图47A是示例切割勒除器系统的一部分的透视图。

图47Bi和图47Bii是另一示例切割勒除器系统的侧视图。

图47Ci-图47Ciii是另一示例切割勒除器系统的侧视图。

图47Civ是又一示例切割勒除器系统的侧视图。

图47Di-图47Dv是又一示例切割勒除器系统的侧视图。

图47Ei-图47Eiii是又一示例切割勒除器系统的侧视图。

图47Eiv是另一示例切割勒除器系统的侧视图。

图47Fi和图47Fii是又一示例切割勒除器系统的侧视图。

图47Gi-图47Giii是又一示例切割勒除器系统的侧视图。

图48A图示了在静脉动脉化程序之后脚的示例图像。

图48B图示了在静脉动脉化程序之后脚的另一示例图像。

图49图示了向多个静脉提供血流的示例方法。

图50图示了使用栓塞线圈来防止脉管窃血并将血液向远侧重定向的方法。

图51A是提供从第一脉管到第二脉管并通过第一脉管的流体流动的示例装置的局部横截面。

图51B是提供从第一脉管到第二脉管并通过第一脉管的流体流动的另一示例装置的侧视图。

图51C是提供从第一脉管到第二脉管并通过第一脉管的流体流动的又一示例装置的侧视图。

图51D是提供从第一脉管到第二脉管并通过第一脉管的流体流动的又一示例装置的侧视图。

图52A是提供从第一脉管到第二脉管并通过第一脉管的流体流动的又一示例装置的侧视图。

图52Bi是提供从第一脉管到第二脉管并通过第一脉管的流体流动的又一示例装置的侧视图。

图52Bii是图52Bi的装置沿线52Bx-52Bx的示例横截面视图。

图52Biii是图52Bi的装置沿线52Bx-52Bx的另一示例横截面视图

图52Ci是提供从第一脉管到第二脉管并通过第一脉管的流体流动的另一示例装置的侧视图。

图52Cii是图52Ci的装置沿线52Cii-52Cii的横截面视图。

图52D是提供从第一脉管到第二脉管并通过第一脉管的流体流动的又一示例装置的侧视图。

图53A是提供从第一脉管到第二脉管并通过第一脉管的流体流动的又一示例装置的侧视图。

图53Bi-53Biii图示了提供从第一脉管到第二脉管并通过第一脉管的流体流动的示例装置的原位形成的示例方法。

图53Ci示出了用于有窗装置的支架结构的示例单元图案。

图53Cii示出了部分地覆盖在移植物中并包括窗口的图53Ci的支架结构的示例。

图53Di图示了提供从第一脉管到第二脉管并通过第一脉管的流体流动的示例装置的原位形成的示例方法。

图53Dii示出了可与图53Di的装置一起使用的示例呈锥形节段。

图53Diii示出了可与图53Di的装置一起使用的另一示例呈锥形节段。

图53Ei和53Eii图示了用于对准穿刺器以便原位形成提供从第一脉管到第二脉管并通过第一脉管的流体流动的示例装置的示例方法。

图54A是提供从第一脉管到第二脉管并通过第一脉管的流体流动的又一示例装置的侧视图。

图54Bi是提供从第一脉管到第二脉管并通过第一脉管的流体流动的又一示例装置的侧视图。

图54Bii是提供从第一脉管到第二脉管并通过第一脉管的流体流动的另一示例装置的侧视图。

图54C是提供从第一脉管到第二脉管并通过第一脉管的流体流动的又一示例装置的侧视图。

图55A是提供从第一脉管到第二脉管并通过第一脉管的流体流动的又一示例装置的侧视图。

图55B示出了定位在第一脉管中、延伸通过间质组织并进入第二脉管的图55A的装置。

图55C示出了提供从第一脉管到第二脉管并通过第一脉管的流体流动的又一示例装置。

图55D是植入第一脉管和第二脉管中的图55C的装置的远端视图。

图55Ei是共享图55C和55D的装置的特征的装置的顶视图。

图55Eii是共享图55C和55D的装置的特征的另一装置的顶视图。

图55F示出了提供从第一脉管到第二脉管并通过第一脉管的流体流动的又一示例装置。

图55G是图55F的装置的顶视图。

图56A是提供从第一脉管到第二脉管并通过第一脉管的流体流动的又一示例装置的侧视图。

图56B是示出针对不同的装置孔隙度值在具有和没有图56A的装置的情况下通过母体脉管和侧分支的流量的曲线图。

图57A图示了用于在踝下方引导流动的示例装置。

图57Bi图示了通过靠近踝的静脉的血流的第一示例。

图57Bii图示了通过靠近踝的静脉的血流的第二示例。

图57Ci-57Ciii图示了与图57A的装置共享特征的织造流动转向装置的示例变型。

图57Di图示了其中移植物覆盖物的一部分被穿孔有多个开口的装置。

图57Dii是图57Di的装置的示意性侧视图，示出了多孔区域对流体流动的影响。

图57E是示出孔隙度对窃血的影响的孔隙度谱图。

图57Fi是被配置为提供从第一脉管到第二脉管并通过第一脉管的流体流动的另一示例装置的侧视图。

图57Fii是57Fi的装置在区域57Fii中的放大图。

图57Fiii示出了定位在第一脉管中、延伸通过间质组织并进入第二脉管的装置。

图57Fiv是57Fiii的装置在区域57Fiv中的放大图。

图58A是示例闭塞植入物的侧视图。

图58Bi-58Biii图示了图58A的闭塞植入物和提供从第一脉管到第二脉管并通过第一脉管的流体流动的示例装置的原位耦接的示例方法。

图58C是包括图58A的闭塞植入物的示例闭塞植入物系统的侧视图。

图59Ai图示了通过靠近踝的静脉的血流的第三示例。

图59Aii图示了通过靠近踝的静脉的血流的第四示例。

图59B图示了与支架移植物重叠的图59Aii的装置。

图60是示出左下腿的某些脉管系统的部分透明视图。

图61A图示了可以放置在闭塞上游的假体的示例。

图61B图示了可以放置在闭塞上游的假体的另一示例。

图61C图示了可以放置在闭塞上游的假体的又一示例。

图61D图示了可以放置在闭塞上游的假体的又一示例。

图62A图示了可以放置在闭塞上游的假体的示例。

图62B图示了可以放置在闭塞上游的另一假体的另一示例。

图62C图示了可以放置在闭塞上游的假体的又一示例。

图62D图示了可以放置在闭塞上游的假体的又一示例。

图63A图示了可以放置在闭塞上游的假体的示例。

图63B图示了可以放置在闭塞上游的假体的另一示例。

图63C图示了可以放置在闭塞上游的假体的又一示例。

图64图示了流动限制植入物的示例。

图65图示了可以放置在闭塞上游的假体的又一示例。

具体实施方式

虽然某些实施方式和示例在下面描述，但是本发明延伸超过具体公开的实施方式和/或应用以及其显而易见的改变和等同物。本文公开的发明的范围不应当被下面描述的任何(一个或更多个)具体的实施方式限制。

微创手术可以提供用于治疗更广泛的患者的手段，包括当前从标准手术技术排除的那些患者。一个这样的程序是经皮原位冠状静脉动脉化(PICVA)，其是基于导管的冠状动脉旁路程序，在该程序中通过在冠状动脉和相邻的冠状静脉之间建立通路而“绕过”患病动脉中的闭塞。以这种方式，动脉血被转向到静脉系统内并且可以以逆行方式(逆行灌注)灌注心脏组织并且恢复血液供给至缺血组织。执行如PICVA的程序的一些示例装置和方法在PCT公开第WO99/049793号和美国专利公开第2004/0133225号中描述，其在此通过引用以其整体并入。

成功执行使血流从冠状动脉转向相邻静脉的微创程序迄今为止具有低成功率，很多时候是由于不能从动脉适当地靶向静脉。由于没有适当的系统和方法，这类程序(例如，尝试通过X射线荧光检查和位于导管远端端头上的成像超声探针的组合来靶向静脉，例如如美国专利公开第2004/0133225号中所描述的)甚至在开始之前常常就注定要失败。实际上，这样的布置可能难以导航(navigate)，并且相邻静脉的定位就临床医生而言可需要相当多的技巧。一般而言，用于进行靶向的系统和方法(诸如使用本文描述的导管的那些系统和方法)的改进通常可以能够实现诸如PICVA的程序和经血管的手术。如果没有这种改进，这类经皮技术对于传统心脏直视外科手术和其他类型旁路手术来说仍然是次要的。

根据数个实施方式，本申请描述了在微创手术程序中可使用的方法和系统，其可降低传统手术的性能来治疗诸如冠心病和严重肢体缺血的状况。例如，可以治疗可能否则不能接受诸如冠状动脉旁路手术或外周动脉旁路手术的手术的患者，并且手术创伤的量、感染风险和/或恢复时间与传统手术相比可以被降低或显著降低。

图1示意性地图示了将信号从第一体腔30导向到第二体腔35中的目标装置20的发射装置10的示例实施方式。发射装置10包括信号发送器12。发射装置10可以包括，例如，包含细长柔性杆状部分和端头部分的导管，并且可以提供在患者身体内施用治疗的管道(conduit)。发射装置10可以适合于定位和移动通过患者身体内的第一体腔或脉管30(例如，心室、冠状动脉、冠状静脉、外周动脉、外周静脉)。发射装置10的细长区段包括包围空间的外鞘11，其限定了内腔13。内腔13内的空间根据需要可以被适当地划分或细分从而限定用于施用治疗、控制发射装置10的定位等的通路。例如，这样的细分可以纵向地或同中心地以轴向方式实现。

发射装置10包括信号换能器12。信号换能器12配置为提供或发出从发射装置10向外导向的信号40。在图1中示出的实施方式中，信号40以垂直于发射装置10的纵向轴线的方向从发射装置10径向地向外导向。如下面更详细提及的，在一些实施方式中，信号40的方向不需要垂直于发射装置10的纵向轴线并且可以与发射装置10的纵向轴线成一定角度导向。信号换能器12可以因此形成信号生成装置的至少一部分。

信号换能器12与信号发送器50连接。信号发送器50可以适当地选自超声源或适合的电磁源，诸如激光、微波辐射、无线电波等。在一些实施方式中，如下面进一步详细描述的，信号发送器50被配置为生成超声信号，超声信号被转发至信号换能器12，信号换能器12转而将信号40导向出第一体腔30进入周围组织。

目标装置20位于患者体内的相邻的第二体腔或脉管32(例如，心室、冠状动脉、冠状静脉、外周动脉、外周静脉)内。第一体腔30和第二体腔32被居间组织34分开，居间组织34有时被称为间质组织或隔膜。第一体腔30和第二体腔32对于它们各自长度的至少一部分以平行的方式彼此靠近定位。例如，已知身体的许多静脉和动脉对于它们的总长度的至少一部分彼此平行延伸。

目标装置20可以采取与发射装置10的布置相似的布置。例如，目标装置20可以包括包含细长柔性杆状部分和端头部分的导管。对于另一示例，可以实现目标装置20在体腔32内的精细移动和定位。对于又另一示例，目标装置20可以包括包围空间的外鞘21，其限定内腔23。内腔23可以被适当地划分，例如与发射装置10一样。

目标装置20包括配置为从发射装置10的换能器12接收信号40的接收换能器22。接收换能器22组成信号检测装置的至少一部分。在使用中，当接收换能器22接收从信号换能器12发送的信号40时，接收换能器22将接收的信号发送至信号检测器60。信号检测器60配置为例如经由输出显示器61向系统的使用者提供输出读数。输出显示器61可以是可视显示器、音频显示器(例如，接收到信号后嘟嘟响或发出一些其他声音)等。

以这种方式，导向的信号40的发送和检测可以允许发射装置10相对于目标装置20的导航和定位。在使用中，发射装置10和目标装置20可以通过系统的使用者操纵，直到输出显示器61指示信号40正被目标装置40接收。

在一些实施方式中，信号40包括超声信号或是超声信号。信号40是指向性的并通过信号换能器12以窄圆锥体或圆弧的形状发出(例如，随着距信号换能器12的距离增加，信号带的宽度增加)。因此，发射装置10和目标装置20之间的对准精度不仅取决于信号检测，而且取决于两个装置之间的距离——因为信号束宽度在更远的距离处更大。这种水平的误差被称为“位置不确定性”。对于位置不确定性，可能存在某一水平的公差；然而，如果将要精确地指导治疗，则不确定性的量应当被降低或最小化。例如，如果信号换能器12的直径d为1mm并且超声信号的频率为30MHz，则位置不确定性x(例如，中心线任一侧上的误差裕度)在发射装置10和目标装置20之间的5mm垂直间距下为1mm。对于临床应用，(对于接收点处10mm的总信号束宽度)位置不确定性通常不应当超过约±5mm。在一些实施方式中，位置不确定性在约±0.01mm和约±4.50mm之间或在约±0.1mm和约±2mm之间。在一些实施方式中，位置不确定性不超过约±1mm。

信号40的强度可以是检测中的因素，并且随着发射装置10和目标装置20之间的距离增加，信号强度通常减小。该距离部分地由装置10、20之间的居间组织34的量确定。举例来说，如果信号40是超声信号，则当发射装置10和目标装置20被超过约20mm的固体组织(例如，居间组织34)分开时，信号的显著衰退可以被预期。相对于距离，居间组织34的密度也可以对信号40的衰退具有影响(例如，与较不密集组织相比，较密集的组织使信号衰退更多)。

超声信号的频率也可以影响信号换能器的厚度，对于标准超声陶瓷换能器(例如，压电式换能器(PZT))，在30MHz下，信号换能器的厚度为0.075mm。

图2是沿着图1的虚线B–B的横截面表示。发射装置相对于目标装置的正确取向(orientation)可以是检测中的因素，因为取向线41可以确定将在哪里应用治疗。如果指向信号40与用于递送治疗的装置相联系(例如，平行和纵向地偏移)，对患者中精确放置治疗的临床需要可以更好的发挥作用。例如，以这种方式，系统的使用者可以通过确保发射装置10和目标装置20经由信号40的发送和接收被正确地定位而将治疗施用至正确的位置。图2中的取向线41不仅表示信号行进的方向而且表示可将治疗沿其施用至患者的路径。

图3示意性地图示发射装置10的示例实施方式。发射装置10包括相对于发射装置10的纵向轴线以斜角取向的信号换能器120。当发射装置进入体腔30时(图1和2)，信号40以沿发射装置10的行进(例如，向前行进、横向行进)的方向的角度发送。在一些实施方式中，波束角约垂直于发射装置10的纵向轴线。在一些实施方式中，当0°对应于在行进方向中的发射装置10的纵向轴线时，波束角在与垂线成约20°和约60°之间，与垂线成约30°和约50°之间，或与垂线成约45°。

发射装置10包括中空针或套管17，其是施用治疗的示例装置。在发射装置10的行进期间，中空针17以未部署的(undeploy)或缩回的状态位于发射装置10的内腔13内。中空针17可以在使用者认为适当的时间经由外鞘11中的孔口16从发射装置10部署(deploy)/延伸(例如，在信号40被目标装置20检测到之后)。孔口16可以允许内腔13和体腔30之间的流体连通(图1)。如图3的示例实施方式所图示的，中空针17可以沿着平行于信号40的方向的路径行进。中空针17可以用于穿刺居间组织34(图1)。在一些实施方式中，中空针17进行穿过居间组织34的整体的通行，并且这样做允许发射装置10进入第二体腔32(图2)。如果需要，由中空针17制造的通过居间组织34的路径可以随后被加宽以允许第一体腔30和第二体腔32之间的流体连通。

适合在数个实施方式中使用的治疗装置可以包括，例如，选自以下组中的装置和/或仪器：套管、激光器、辐射发出装置、探针、钻头、刀片、线材、针、其适合的组合等。

在一些实施方式中，中空针17包括传感器19，传感器19可以帮助进一步确定中空针17的端头相对于发射装置10的位置信息。在一些实施方式中，传感器19被配置为检测流体静压的改变。适合在本文描述的系统和方法中使用的其他传感器可以包括温度传感器、氧合传感器和/或颜色传感器。

任选地，中空针17可以包括附加的信号换能器122。在图3中示出的实施方式中，信号换能器122位于导丝14的端部上的中空针17的端头附近。如果需要，信号换能器122也可以或可选地位于中空针17上。在使用中，利用产生指向信号和非指向信号脉冲的短发送脉冲驱动信号换能器122。信号脉冲可以由安装在目标装置20上的接收换能器22检测。从导丝14或中空针17到接收换能器22的距离和因此到目标装置20的距离可以至少部分地由基于信号脉冲自信号换能器122的发送和接收换能器22上信号脉冲的接收之间的延迟的时间确定。

图4示意性地图示目标装置20的示例实施方式。在图4中示出的实施方式中，目标装置20位于体腔32内。如上面所提及的，目标装置20包括用于接收信号40的接收换能器22。接收换能器22可以是单向的(例如，仅仅能够接收来自一个方向的信号)或全向的(例如，能够接收来自任何方向的信号)。箭头A示出已经实现动脉-静脉动脉化(也称为PICVA)之后血流的反向方向。目标装置20包括全向超声信号接收换能器60。任选的反射锥形体601可以将信号40导向至圆盘形接收换能器60上。透声窗602可以将反射锥形体601与接收换能器60分开。在一些实施方式中，全向超声信号接收换能器可以通过在目标装置20的外鞘周围定位柔性压电材料诸如聚二氟乙烯(PVDF)的圆筒而被获得。这样，圆筒可以以与接收换能器60相似或等同的方式起作用。

在图4中图示的实施方式中，目标装置20包括任选的通路25，用于将药剂诸如治疗剂施用至患者。在一些实施方式中，通路25起管道的作用以允许施加封堵材料251，封堵材料251用于至少部分地阻塞或闭塞体腔32。封堵材料251可以适当地选自基于凝胶的物质。封堵材料251也可以或可选地包括栓塞形成构件(例如，球囊，自扩张支架等)。封堵材料251的放置可以通过移动目标装置20而被导向。目标装置20的内腔23内存在引导构件24可以允许使用者按照需要精确地操纵目标装置20的位置。

再次参照图2，发射装置10包括可以任选地被取向的信号换能器12以便信号40以非垂直于信号换能器12的角度发送。图5示意性地图示了发射装置10的另一示例实施方式。在一些实施方式中，例如在图5中所示出的发射装置10，信号换能器是信号换能器阵列123的形式。信号换能器阵列123包括多个信号换能器元件124，其可以共同被取向以至少部分地限定信号束宽度和相对于发射装置10的角度。元件124的较小尺寸可以允许信号换能器123不占据发射装置10的内腔13的显著比例。

图5中示出的实施方式可用于超声束形成信号。图5示出经由延迟元件51分别连接至发送器50的信号换能器元件124的阵列，所述延迟元件51允许至每个元件124的信号相对于彼此被延迟。延迟元件可以提供或确保来自每个元件124的超声波阵面被对准从而以期望的角度产生超声波束40。例如，在其中信号40包括可见光的一些实施方式中，也可以或可选地使用LED的阵列。

图6示意性地图示用于发射的居中装置和/或目标装置10,20的示例实施方式。为了帮助第一体腔30中的发射装置10和第二体腔32中的目标装置20之间的对准过程，装置10、20的一个或两个可以包括用于在它们的体腔内使各自装置居于中心的装置。

在一些实施方式中，居中装置包括可膨胀的囊状物或球囊111，可膨胀的囊状物或球囊111在未部署状态时位于内腔13、23中，并且当装置10、20到达患者内期望位置时可以膨胀。球囊111可以设置在外鞘11、21的外表面上。球囊111是环形形状，从而使得它至少部分地以类似环状的(toroidal)或圆圈状(doughnut)的方式环绕装置10、20。球囊111可以被布置使得它在装置10、20的仅一侧或仅两个相对侧膨胀。如图6中所图示，球囊111在发射装置10的一侧上部署。

在一些实施方式中，居中装置包括位于内腔13、23中或外鞘11、21中制造的凹处内的在未部署或缩回状态的一个或更多个环结构112。当装置10、20到达患者内的期望位置时，一个或更多个环结构112可以从装置10、20径向向外地扩张，从而在体腔30、32内使装置10、20居于中心。环结构112的向外扩张可以由压缩一定长度的线材而被适当地实现，例如使得它从外鞘11、21向外弯成弓形。采用该构造的居中装置可以包括围绕外鞘11、21的外围以径向空间间隔平行布置的多个可压缩长度的线材或其他适当的柔性材料。可以经由近侧和/或远侧靠近多个线材的端部定位的滑动构件(未示出)引起多个线材的压缩。滑动构件能够沿着装置10、20的纵向轴线平移移动。如图6中所图示的，目标装置20包括完全部署的居中装置112，其允许目标装置20在体腔32内居于中心。

在体腔30、32内使装置10、20居于中心的其他可能的装置包括，但不限于，可扩张的中国灯笼形装置、可逆地可扩张的支架、线圈、螺旋线、可缩回的探针或支腿(leg)、其组合和类似物。

在一些实施方式中，居中装置或其他装置(例如，球囊、具有不同长度的金属支座(stand-off)等)可以用于将装置10、20取向在体腔30、32内而不是在体腔中心或基本上在体腔的中心。例如，装置10可以靠近体腔30的壁取向，针17将在体腔30的壁处离开体腔30，例如，由于针17穿过内腔内空间，这可以提供更短的超声信号路径和/或降低误差。对于另一示例，装置10可以靠近与体腔30壁相对的体腔30壁取向，在那里针17将离开体腔30，这可以例如提供针17推压的坚固表面。对于又一示例，装置20可以靠近体腔32的壁取向，在那里针17将进入体腔32，这可以例如提供更短的超声信号路径。不居于中心也不靠近脉管壁的其他装置取向也是可能的(例如，远离内腔的壁和/或中心的一些直径的分数，例如1/2、1/3、1/4等)。

实施例

本文描述的方法和系统根据数个实施方式表明了在心血管手术中的具体应用。某些方面通过下面的非限制性示例进一步图示，其中系统被临床医生使用以执行动脉静脉连接(PICVA)的程序，从而能够在冠状动脉的闭塞之后逆行灌注心脏组织。

通过标准的锁孔手术技术(例如，在导丝上进行追踪、通过引导导管进行追踪)将发射导管10插入到闭塞的冠状动脉中。通过标准的锁孔手术技术(例如，在导丝上进行追踪、通过引导导管进行追踪)将目标导管20插入到与冠状动脉平行延伸的冠状静脉中。冠状静脉没有闭塞并且，因此，提供血液流动至心肌的可替代通路，从而有效地使冠状动脉中的闭塞被绕过。

发射导管10包括PZT超声换能器12(例如，可从美国新墨西哥州Albuquerque的CTSPiezoelectric Products购得)，PZT超声换能器12被取向以便在该示例中指向性的超声束以45°角(相对于发射装置的纵向轴线)，优选地以动脉30中血液流动的方向发送，但是包括约90°在内的其他角也是可能的。超声换能器12被激活，并且在该示例中30MHz的指向性超声信号40从发射导管10发送，但是其他频率也是可能的。目标导管20包括全向的超声接收换能器60。为了帮助定位发射导管10和目标导管20二者，导管10、20二者都包括定中心或取向装置，在该示例中其是环形可膨胀的球囊111的形式，但是其他定中心或取向装置也是可能的或缺少定中心或取向装置也是可能的。当发射导管10被认为在靠近冠状动脉30内的闭塞部位的适合位置时，发射导管10上的居中装置111由临床医生部署。这可以经由标准的荧光检查成像技术和/或根据物理阻力确定。目标导管20然后在相邻的冠状静脉32内移动，直到导向的超声信号40被信号接收换能器60检测到。为了使得在发射导管10和目标导管20之间实现更精密的对准，目标导管20上的居中装置111可以在检测到信号40之前或之后部署。

在接收发送的信号40之后，临床医生可以确定发射导管10和目标导管20都旋转地和纵向地正确定位在它们各自的血管30、32内，以允许开始动脉-静脉连接程序。经由通过目标导管20中的通路25施用凝胶封堵材料251，目标导管20可以被用于封堵冠状静脉32内的血液流动。可以相对于接收信号换能器60的位置在静脉血液流动的下游的冠状静脉32中的位置处施用封堵材料251。

临床医生然后可以通过基本上沿着一路径从发射导管10部署中空针17来开始静脉-动脉连接，其中该路径平行于并且接近于超声信号40通过冠状动脉30和冠状静脉32之间的居间组织34所采用的路径，或中空针17可以穿过在冠状静脉32内的某点处与超声信号路径相交的路径。中空针17任选地包括接近其端头的传感器19，其被配置为检测流体静压或多普勒流动的改变，从而使得当中空针17通过两个脉管30、32之间时，使用者可以监测从动脉压力到静脉压力的过渡。任选地，中空针17包括在部署期间在中空针17的孔或内腔中的导丝14。一旦中空针17和导丝14穿过居间组织34，中空针17可以缩回到发射导管10的内腔13中，留下导丝14在适当的位置。在一些实施方式中，一旦中空针17穿过居间组织34，使用者可以分开地使导丝14通过中空针17的孔或内腔并且然后将针17缩回到发射导管10内。

临床医生从患者收回发射导管10，留下导丝14在适当的位置。进一步的导管装置然后沿着导丝14滑动。图7示意性地图示在诸如动脉-静脉动脉化的程序之后在适当位置的假体26(诸如可扩张的支架26)。关于包含支架和支架移植物的可能的假体的进一步细节在下面提供。支架26可以被部署以使冠状动脉30和冠状静脉32之间的居间组织34中的穿孔变宽，其中间断的箭头A表示通过第一和第二体腔30、32之间的支架26的血流方向(例如，动脉血因此转向静脉系统并且能够逆行灌注心肌组织)。支架26可以封堵体腔32中向上的流动，迫使体腔32中的血流与体腔30中的血流在相同的方向。支架26的移植材料可以在体腔30和体腔32之间形成液密的腔。目标导管20从患者收回，留下封堵材料251在适当的位置。任选地，进一步的封堵或缝合可以插入冠状静脉以抑制或防止动脉血流的逆转，如本文进一步详细描述的。

尽管上面描述的具体示例是关于心血管外科，但是本文描述的方法和系统可以在其他形式的手术中具有深远的应用。例如，可以考虑涉及需要将治疗从一个体腔(例如，对于治疗外周动脉疾病)朝向另一相邻体腔导向的任何手术。因此，在神经外科、泌尿外科和一般血管外科领域中的应用也是可能的。该类型的治疗不限于在体腔之间形成通路。例如，本文描述的方法和系统也可以在导向技术诸如导管消融术、心室的非接触式标测、递送药物至身体的精确区域和诸如此类中使用。

以上描述了通过经皮手术有效地绕过动脉中闭塞的某些技术。这些技术包括在第一通道和靠近第一通道的第二通道之间建立通路或通道以通过第三通道使第一通道和第二通道互连，所述第一通道诸如闭塞上游的动脉、静脉或心室，所述第二通道诸如动脉、静脉或心室。流体诸如血液可以经由互连第三通道而从第一通道转向到第二通道内。在第一通道包括动脉并且第二通道包括静脉的实施方式中，动脉血液可以以逆行方式(逆行灌注)灌注到组织内。

如上面所描述的，第一身体通道和第二身体通道之间的互连通道可以通过例如从位于第一通道内的第一导管向外部署针以便针穿过第一通道和第二通道之间的间质组织或隔膜而建立。第二导管可以位于第二通道中，从而提供接收从第一导管发送的信号(例如超声信号)的目标装置。通过监测接收的信号，可以确定第一导管相对于第二导管的位置，从而确保针以正确的位置和取向部署以在第一通道和第二通道之间建立用于流体流动的通道。

为了提供或维持血液流动通过互连通道或通路，可以将包含内腔的结构插入在通道中，以支撑间质组织和/或以抑制或防止通道关闭。例如，如本文中所描述的，管可以包括使用球囊导管在通路中扩张或自扩张的支架。递送该结构的导管(例如球囊导管或允许自扩张的导管)可以通过在通道中由第一导管部署的导丝引导至通路。

诸如动脉、静脉和心室的通道可以随着心脏跳动而搏动，例如这是由于心脏壁、外周肢体的移动和/或通道自身内压力的波动。这种搏动可以引起通道相对于彼此的移动，其可以对于其间的互连通道内的结构强加应力。这种应力与单一通道内的结构经历的应力相比可能是大的。例如由于支架支柱的疲劳失效，应力可以导致结构的过早失效。该结构的失效可能导致对间质组织的损伤和/或互连通道的闭塞，这可能导致显著并发症或治疗的完全失败。

图8图示用于提供或维持通过至少一个通道的流体流的装置或植入物或假体100。装置100包括第一或近端部分102、第二或远端部分104、以及近端部分102和远端部分104之间的中间部分106。装置包括用于流体通过装置100的孔或内腔110。装置100，例如至少装置100的中间部分106，包括柔性聚合物管108。柔性聚合物管108可以至少部分地限定内腔110。

装置100包括包含网状物112和网状物114的支撑结构(例如，至少一个支架)。在一些实施方式中，网状物112的至少一部分被嵌入靠近装置100的近端部分102的管108的外壁。在一些实施方式中，网状物114的至少一部分(例如线材或支柱)被嵌入靠近装置110的远端部分104的管108的外壁。网状物112、114可以包括生物相容的金属(诸如不锈钢)和/或形状记忆材料(诸如镍钛诺或铬钴)。

线材网112、114可以分别使端部102、104变硬。在中间部分106不包括网状物的一些实施方式中，中间部分106与端部102、104相比可以是相对柔性的，和/或端部102、104可以具有相对高的径向刚性。

在一些实施方式中，装置100的端部102、104是沿直径可扩张的。例如，线材网112、114在形成或制造之后与装置100将被部署在其内的通道(诸如血管)相比可以具有更小的直径。当装置100处于在通道中的适合位置时，端部102、104可以向外地扩张或变形，以便端部102、104的各自直径增加，例如以邻接通道的内部侧壁。例如通过网状物112、114的材料(例如，线材、支柱)的塑性变形和/或通过提供布置为将网状物112、114机械地锁紧在扩张位置的锁紧机构，端部102、104被配置为无限期地(indefinitely)维持扩张的直径。装置100的中间部分106可以是沿直径可扩张的，例如经由管108的塑性变形。

图9示出图8的装置100，其被部署以在第一通道116和第二通道118之间提供流体流动路径。通道116、118可以包括冠状血管，例如冠状动脉116和冠状静脉118，或反之亦然。通道116、118可以包括外周血管(例如，四肢中的血管)，例如股动脉或其他外周动脉116和股静脉或其他外周静脉118，或反之亦然。装置100的端部102、104和中间部分106已经被扩张成与通道116、118的内壁接触并推压通道116、118的内壁。装置100的远端部分104位于第二通道118内，并且装置100的近端部分102位于第一通道116内。中间部分106延伸通过在通道116、118之间外科形成的开口或互连通道130。

装置100的扩张的端部102、104是有弹性的，并且对通道116、118的内壁赋予向外的径向力。由于装置100的端部102、104的径向刚性，端部102、104被保持或锚定在各自的通道116、118内的适当位置。装置100在通道116、118内的滑动因此被防止或减小。以这种方式，装置100的端部102、104可以将装置100锚定或固定在适当的位置，在使用中，同时提供或维持通过管108的内腔110的流体流(图8)。以这种方式，装置100可以充当第一通道116和第二通道118之间的分路。

装置100的中间部分106可以是柔性的，例如允许中间部分106形成由第一通道116、第二通道118和互连通道130的组合形成的‘S’形(图9)。响应于通道116、118的相对移动，柔性中间部分106可以允许装置100的端部102、104相对于彼此移动。

在中间部分106不包括线材网而是包括柔性聚合物材料的管108的实施方式中，中间部分106可能不易于由于例如在通过通道116、118的相对移动所赋予的循环或其他应力造成的网疲劳而被损坏。

装置100的中间部分106具有足够的弹性以维持互连通道130的扩大，以便互连通道130保持打开以经由管108的内腔110提供或维持从动脉116到静脉118的血液流动路径(图8)。经由互连通道130从动脉116到静脉118的血流可以因此被提供或维持通过管108的内腔110。装置100至少部分地支撑动脉116、静脉118和互连通道130，从而为通过装置100的流体连通提供路径。

装置100的近端部分102和远端部分104被布置以便，当装置100以远端部分104在静脉118中和近端部分102在动脉116中部署时，例如如图9中所示出，扩张的远端部分104的直径足以保持远端部分104在静脉118内，并且扩张的近端部分102的直径足以保持近端部分102在动脉116内。近端部分102的直径可以因此与远端部分104的直径不同。通过为端部102、104和中间部分106选择适合的直径，可以为某些解剖结构和/或个体患者的解剖结构定制装置100。

现在将描述用于定位图8的装置100以在闭塞的动脉116和静脉118(例如，冠状动脉116和冠状静脉118，或外周动脉116和外周静脉118)之间提供分路从而实现动脉血的逆行灌注的示例程序，例如如图9中所示出的。

可以经由通常在患者的腹股沟区域中切割的小孔口将导管插入患者的动脉系统。导管被供应至动脉116并被引导至闭塞部位上游的位置，例如在靠近且平行于或基本平行于静脉118的部位处。将中空针从导管部署，通过动脉116的壁，通过使动脉116和静脉118分开的间质组织132，并通过静脉118的壁。针的路径建立互连通道或开口130，其允许血液在动脉116和静脉118之间流动。针的部署可以通过耦连至动脉116中导管的发送器(例如，指向超声发送器)和耦连至静脉118中导管的接收器(例如，全向超声接收器)引导，或反之亦然，例如如本文和美国专利申请第11/662,128号中描述的。形成开口130的其他方法也是可能的(例如，从静脉到动脉，利用或不利用指向超声引导，利用诸如本文所描述的其他类型的引导，等)。

在针从通道130收回之前，将导丝(例如，如关于图3的导丝14所描述的)插入通过中空针并进入静脉118。然后缩回针，留下导丝在动脉116、通道130和静脉118中的适当位置。携带针的导管然后可以从患者的身体收回。导丝可以用于引导进一步的导管至动脉116和静脉118之间的互连通道130。

携带非扩张状态的装置100的导管朝向互连通道130推进，由导丝引导例如由快速交换的内腔引导或引导通过内腔110。例如，导管可以包括配置为扩张装置100的至少一部分的球囊导管和/或配置为允许装置100的至少一部分的自扩张的导管。装置100的远端部分104穿过互连通道130并进入静脉118，留下近端部分102在动脉116中。装置100的中间部分106至少部分地在通道130中，并至少部分地在动脉116和静脉118内。中间部分106弯曲以采用弯曲的或“S”形构造，这取决于部位的解剖结构。采取这样的曲率可以使延伸通过互连通道130并任选地进入通道116、118的至少一个的中间部分106的形状与至少互连通道130的形状一致。

例如，装置100的远端部分104在球囊膨胀之后或通过自扩张而扩张，从而增加远端部分104的直径并抵靠静脉118的内壁锚定远端部分104。导管可以适合于例如通过球囊的膨胀来扩张装置100的中间部分106，以便互连通道130可以被加宽或扩大以获得从动脉116到静脉118的血流(例如，足够的血流)。例如，装置100的近端部分102在球囊膨胀之后或通过自扩张而扩张，从而增加近端部分102的直径并抵靠动脉116的内壁锚定近端部分102。

在装置100的端部102、104例如由于自扩张和/或球囊扩张而扩张之后，并且在部署之后改善或不改善扩张的情况下，导管和导丝从患者的身体收回。以这种方式，将装置100被锚定或固定在静脉118、动脉116和互连通道130内的适当位置，如图9中所示出的。在装置100包括支架移植物的实施方式中，可以在动脉116和静脉118之间形成液密通道的移植物能够抑制或防止血液在静脉118中顺行流动，因为这样的通道被封堵，其可以是除了静脉118中的封堵剂之外的附加项或取代静脉118中的封堵剂。

导管可以适合于选择性地单独或组合扩张装置100的近端部分102、远端部分104和/或中间部分106，例如通过提供两个或更多个单独膨胀的球囊或球囊部分、配置为同时扩张装置100的所有部分的单个球囊或配置为扩张装置100的一个或更多个选择的部分的单个球囊。例如，端部102、104可以是自扩张的，并且中间部分106可以通过球囊扩张以扩大通道130。在包括球囊扩张的一些实施方式中，装置100的所有部分或选择部分可以例如通过穿过装置100整个长度的球囊或通过纵向隔开以选择性地使装置100的选择部分膨胀的多个球囊而被同时扩张，和/或通过球囊或多个球囊而被相继扩张。在包括至少部分自扩张的一些实施方式中，装置100的所有部分或选择部分可以例如通过装置100上或周围的鞘的近侧缩回而扩张，这可以导致随着鞘向近侧缩回装置100从远侧到近侧部署。装置100从近侧到远侧的部署和装置100首先中间然后两端的部署也是可能的。在一些实施方式中，例如在装置100至少部分地是圆锥形的或呈锥形的实施方式中，圆锥形的或呈锥形的球囊可以用于至少部分地扩张装置100。在某些这样的实施方式中，靠近静脉118的球囊的部分可以比靠近动脉116的球囊的部分具有更大的直径，例如使得装置100可以适应于由于静脉118中的压力或血流的任何增加而导致的改变的静脉直径。

其他步骤可以被包括在该程序中。例如，在装置100部署之前，球囊导管可以被引导至互连通道130并被定位，以便导管的可膨胀的球囊部分位于互连通道130中。在球囊膨胀之后，球囊推压互连通道130的壁以使互连通道130加宽或扩大以易于随后插入装置100。

图10图示了提供通过至少一个通道的流体流的另一装置134。装置134包括网状物136和聚合物管108。网状物136示出为在聚合物管108外侧，但是如本文所描述，其也可以或可选地在聚合物管的内侧上和/或在聚合物管108之内。如关于装置100所描述的，装置134包括近端部分102、远端部分104和中间部分106。在图10所图示的实施方式中，网状物136沿着装置134的整个长度包括沿着中间部分106延伸。

在一些实施方式中，网状物136的细丝或支柱的间距沿着装置134的长度改变。例如，织造或分层的细丝网状物的缠绕密度可以被改变和/或切割网状物的窗口大小型式可以被改变。

在一些实施方式中，间距在近端部分102和远端部分104中可以是相对小的，并且间距在中间部分106中可以是相对大的。换句话说，网状物136的密度或窗口大小在中间部分106中可以是相对低的，并且网状物136的密度或窗口大小在端部102、104中可以是相对高的。在某些这样的实施方式中，中间部分106与端部102、104相比可以是柔性的。相对刚性端部102、104可以接合和锚定在通道中。虽然中间部分106中的网状物136可以经受应力诸如循环应力，但在使用中，由于低的密度或窗口大小造成的中间部分106的相对高的柔性使得应力的影响较低，这是因为中间部分能够响应于应力而挠曲。装置134和具体地网状物136的细丝或支柱138的疲劳失效风险与沿着其整个长度具有均匀柔性的装置相比可以因此降低。

在一些实施方式中，间距在近端部分102和远端部分104中可以是相对大的，并且间距在中间部分106中可以是相对小的。换句话说，网状物136的密度在中间部分106中可以是相对高的(或网状物136的窗口大小可以是相对小的)，并且网状物136的密度在端部102、104中可以是相对低的(或网状物136的窗口大小可以是相对大的)。在某些这样的实施方式中，中间部分106可以具有足以抑制或防止通道130塌缩的径向强度，然而仍足够柔性以响应于应力(诸如循环应力)而挠曲。端部102、104可以接合和锚定在通道中。

图11图示了提供通过至少一个通道的流体流的另一装置或植入物或假体140。如关于装置100所描述的，装置140包括近端部分102、远端部分104和中间部分106。装置140包括聚合物管108和包含第一网状物142和第二网状物144的支撑结构。第一网状物142从近端部分102朝向(例如，进入)中间部分106延伸，并且任选地进入远端部分104。第二网状物144从远端部分104朝向(例如，进入)中间部分106延伸，并且任选地进入近端部分102。网状物142、144因此至少在中间部分106处彼此重叠。网状物142、144二者都可以在管108外侧上，在管108内侧上，或嵌入管108内，或一个网状物可以在管108外侧上，在管108内侧上，或嵌入管108内，同时其他网状物不同地在管108外侧上，在管108内侧上，或嵌入管108内(例如，一个网状物在管108内侧并且一个网状物在管108外侧)。网状物142、144可以如下形成，例如，通过在聚合物管108的周围或内侧的网格构造的缠绕线材，通过在聚合物管108周围或内侧放置切割管，通过被嵌入聚合物管108中，其组合或诸如此类。

在一些实施方式中，网状物142、144的密度在它们各自的端部102、104中是相对高的(或网状物142、144的窗口大小是相对小的)并且朝向中间部分106降低密度(或增加窗口大小)。总缠绕密度(诸如，网状物142、144二者合起来的缠绕密度)在中间部分106中可以比在端部102、104中更低，或总窗口大小(例如，网状物142、144二者合起来的窗口大小)在中间部分106中可以比在端部102、104中更大。在某些这样的实施方式中，中间部分106与端部102、104相比是相对柔性的。在一些实施方式中，网状物142、144不延伸进入中间部分，并且不存在网状物可以使得中间部分106与端部102、104相比相对柔性。在一些实施方式中，当窗口大小(例如，沿着装置140的呈锥形部分纵向地)增加时，因为支柱和/或细丝的宽度保持基本恒定或恒定或不与窗口大小以相同的比例增加，所以密度减小，网状物覆盖范围减小，和/或孔隙度增加，这可以提供沿着纵向长度的柔性改变。

第一网状物142和第二网状物144可以包含不同的材料，对于装置140的具体应用，不同的材料可以允许装置140的各自远端部分和近端部分102,104的每个的性能最优化。例如，装置140的远端部分104处的第二网状物144可以包括相对柔性的金属合金，以易于插入通过两个血管之间的互连通道，同时装置140的近端部分102处的第一网状物142可以包括相对无弹性的金属合金以在近端部分104处提供高弹性度从而将装置140牢固地锚定在适当的位置。第一网状物142和第二网状物144可以包括相同的材料组成(例如，二者都包含镍钛诺)但包括不同的线材直径(规格(gauge))或支柱厚度。

图12图示了提供通过至少一个通道的流体流的另一装置或植入物或假体150。装置150包括支撑结构(例如，支架)152和移植物154。如关于装置100所描述的，装置150包括近端部分102、远端部分104和中间部分106。近端部分102包括柱形的或大体柱形的部分，并且远端部分104包括柱形的/圆柱形或大体柱形/圆柱形的部分。近端部分102的直径小于远端部分104的直径。在一些实施方式中，近端部分102的直径大于远端部分104的直径。中间部分106在近端部分102和远端部分104之间具有呈锥形的或截头锥形/截头圆锥形的形状。支架152可以包括细丝(例如，织造的、分层的)、切割管或板、和/或其组合。

支架152的参数遍及(across)一个部分和/或遍及多个部分可以是均匀的或基本均匀的，或在一个部分内和/或遍及多个部分可以改变。例如，近端部分102处的支架152可以包括切割管或板，远端部分102处的支架152可以包括切割管或板，和中间部分106处的支架152可以包括细丝(例如，织造的或分层的)。某些这样的实施方式可以通过近端部分102和远端部分104以及中间部分106的良好的柔性(例如，对第三通道大小和动态应力的适应性)提供良好的锚定。

支架152在不同的部分中可以包含不同的材料。例如，近端部分102处的支架152可以包含铬钴和/或钽，远端部分104处的支架152可以包含镍钛诺，并且中间部分106处的支架152可以包含镍钛诺。某些这样的实施方式可以通过每个部署区域(例如，近端部分102接合动脉的侧壁，远端部分104接合静脉的侧壁，和中间部分106接合动脉和静脉之间的通道的侧壁)中的装置150提供良好的锚定和/或壁附着(apposition)。在远端部分104是自扩张的一些实施方式中，由于改变的脉管直径(例如，如果静脉直径由于血压或血流的增加而增加)，远端部分104可以例如通过进一步自扩张来进行适应。

支撑结构材料和类型的组合也是可能的。例如，近端部分处的支架152可以包括包含铬钴和/或钽的切割管或板，远端部分104处的支架152可以包括包含镍钛诺的切割管或板，并且中间部分106处的支架152可以包括包含镍钛诺的细丝。

在支架152包括包含切割管或板的至少一部分的实施方式中，切割型式可以相同。例如，切割型式在近端部分102和远端部分104中可以相同，但是与直径的改变成比例。在一些实施方式中，窗口大小或支柱密度在部分102、104、106内，在部分102、104、106的两个或更多个内，和/或从支架152的一个端部到支架152的另一个端部是均匀的或基本均匀的。在支架152包括包含细丝的至少一部分的实施方式中，缠绕可以是相同的。例如，缠绕在近端部分102和远端部分104中可以是相同的，但是由于直径的改变而改变。在一些实施方式中，缠绕密度或孔隙度在部分102、104、106内，在部分102、104、106的两个或更多个内，和/或从支架152的一个端部到支架152的另一个端部是均匀的或基本均匀的。在支架152包括包含切割管或板的至少一部分和包含细丝的至少一部分的实施方式中，切割型式和缠绕可以被配置为导致均匀的或基本均匀的密度。不均匀性也是可能的，例如如本文所描述的。

如关于管108所描述的，移植物154可以包括材料并附接至支架152。移植物154通常为装置150的至少一部分形成液密的通道。虽然图示仅围绕中间部分106，但是移植物154可以延伸装置150的整个长度，或可以部分地重叠入柱形端部102、104的至少一个。

图13图示了提供通过至少一个通道的流体流的另一装置160。装置160包括支撑结构(例如，支架)和移植物164。如关于装置100所描述的，装置160包括近端部分102、远端部分104和中间部分106。近端部分102包括呈锥形的或截头锥形的部分，并且远端部分104包括呈锥形的或截头锥形的部分。近端部分102的近端的直径小于远端部分104的远端的直径。在一些实施方式中，近端部分102的近端的直径大于远端部分104的远端的直径。中间部分106在近端部分102和远端部分104之间具有呈锥形的或截头锥形的形状。在一些实施方式中，部分102、104、106的倾斜的角度是相同的或基本相同的(例如，如图13中所图示的)。在一些实施方式中，至少一部分的倾斜的角度比至少一个其他部分更尖锐(sharp)或更窄。截头锥形的近端部分102和远端部分104可以允许在身体通道中的更好锚定，例如因为动脉从心脏随着距离趋于呈锥形，并且静脉朝向心脏随着距离趋于呈锥形，并且端部102、104可以被配置为至少部分地对应于这样的解剖学呈锥形。

图12图示了装置150，其包括第一柱形的或直的部分、圆锥形的或呈锥形的部分和第二柱形的或直的部分。图13图示了装置160，其包括一个或更多个圆锥形的或呈锥形的区段(例如，整个装置160是圆锥形的或呈锥形的或包括多个圆锥形的或呈锥形的区段)。在一些实施方式中，装置150、160的组合是可能的。例如，对于装置的剩余部分，装置可以包括柱形的或直的部分和圆锥形的或呈锥形的部分。在某些这样的实施方式中，装置的长度可以在约1cm和约10cm之间(例如，约5cm)，其包括柱形的或直的部分和圆锥形的或呈锥形的部分，所述柱形的或直的部分的直径在约1mm和约5mm之间(例如，约3mm)且长度在约0.5cm和约4cm之间(例如，约2cm)，所述圆锥形的或呈锥形的部分的直径从柱形的或直的部分的直径增加到在约3mm和约10mm之间(例如，约5mm)的直径且长度在约1cm和约6cm之间(例如，约3cm)。这样的装置在其后可以缺少另一柱形的或圆锥形的部分。

如上面关于支撑结构152所描述的，支撑结构162可以包括细丝(例如，织造的、分层的)、切割管或板、相同的材料、不同的材料和其组合。

如关于管108所描述的，移植物164可以包括材料并附接至支架162。移植物164通常为装置160的至少一部分形成液密的通道。虽然图示为仅围绕中间部分106，但是移植物164可以延伸装置160的整个长度，或可以部分地重叠入截头锥形的端部102、104的至少一个。

在一些实施方式中，装置150和装置160的组合是可能的。例如，近端部分102可以是柱形的或大体柱形的(例如，如在装置150中)，远端部分104可以是呈锥形的或截头锥形的(例如，如在装置160中)，近端部分102具有比远端部分104的远端更大的直径。对于另一示例，近端部分102可以是呈锥形的或截头锥形的(例如，如在装置160中)，远端部分104可以是柱形的或基本柱形的(例如，如在装置150中)，而且近端部分102的近端具有比远端部分104更大的直径。在每个示例中，中间部分106在近端部分102和远端部分104之间可以具有呈锥形的或截头锥形的形状。

本文描述的可移植装置的示例部署装置在2009年8月24日提交的美国专利申请第12/545,982号和2012年6月1日提交的美国专利申请第13/486,249号中描述，其每一篇的全部内容在此通过参考并入。装置通常包括在近端处的具有使用者可致动的触发器的把手和在远端处的配置为在触发器致动之后推和/或拉以释放装置的管状构件的组合。其他递送装置也是可能的。递送装置可以包括在导丝(例如，已经在动脉和静脉之间经横穿组织的针导航的导丝)上可滑动的部分和/或可以是通过导管的内腔可追踪的。

虽然本文详细示出或描述了某些实施方式和示例，但是那些实施方式的具体特征和方面的不同组合、子组合、改进、变化、替换和省略是可能的，其一些现在将仅以示例的方式描述。

装置，例如装置的支架、装置的网状物、装置的支撑结构等可以是自扩张的。例如，网状物可以包括形状记忆材料，诸如镍钛诺，其在经历变形之后能够回复至预设定形状。在一些实施方式中，支架可以被制造为在扩张配置中期望的形状，并且是可压缩的以装配在套筒内，用于在导管上运输至血管部位。为了部署和扩张支架，套筒从支架撤回以允许形状记忆材料回复至预设定形状，这可以将支架锚定在通道中，并且如果支架具有足够的径向强度，这可以使通道扩大。球囊导管的使用不需要使完全自扩张的支架扩张，但是可以用于例如改善或优化部署。

装置可以包括一个或更多个自扩张部分，和例如使用球囊导管通过变形可扩张的一个或更多个部分。例如，在图11中所示出的实施方式中，第一网状物142可以包括通过球囊导管可扩张的不锈钢，和第二网状物144可以包括部署后自扩张的镍钛诺。

关于本文中描述的任何实施方式，包含移植物154、164的聚合物管108可以包括任何适合的顺应性或柔性聚合物，诸如PTFE、硅酮、聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、聚氨酯诸如聚碳酸酯芳族生物耐久热塑性聚氨酯弹性体(例如，ChronoFlex

80A和55D医用级，可购自Wilmington,Massachusetts的AdvanSource Biomaterials)、其组合和诸如此类。聚合物管108可以包括生物可降解的、生物可吸收的或生物相容的聚合物(例如，聚乳酸(PLA)、聚乙醇酸(PGA)、聚乙醇酸-乳酸(PLGA)、聚己酸内酯(PCL)、聚原酸酯、聚酸酐、其组合等)。聚合物在与支撑结构(例如，支架)相互作用之前可以是管形式，或可以在支撑结构(例如，支架)上、中和/或周围形成。例如，聚合物可以包含纺成纤维、浸涂层、其组合等。在一些实施方式中，例如当装置将要被部署在单一血管中时，装置可以省略管。在某些这样的实施方式中，支架的中间部分可以包括具有低缠绕密度或大窗口大小的网状物，同时支架的端部包括具有更高缠绕密度或更小窗口大小的网状物，网状物是大体管状的以限定路径以便流体流动通过网状物中心。在一些实施方式中，聚合物管108包括边缘(例如，包括相同或不同的材料)，其可以帮助在聚合物管108和身体通道之间形成液密密封。该密封可以是有角度的，例如以考虑身体通道之间的聚合物管108的成角度放置。在一些实施方式中，聚合物管108可以纵向地以至少一个方向延伸超过支撑结构，并且延伸超过的部分不被支撑结构所支撑。

网状物可以包括任何适合的材料，例如镍、钛、铬、钴、钽、铂、钨、铁、锰、钼、其组合(例如，镍钛诺、铬钴、不锈钢)和诸如此类。网状物可以包括生物可降解的、生物可吸收的或生物相容的聚合物(例如，聚乳酸(PLA)、聚乙醇酸(PGA)、聚乙醇酸-乳酸(PLGA)、聚己酸内酯(PCL)、聚原酸酯、聚酸酐、其组合等)和/或玻璃，并且可以缺少金属。例如，如前面关于图11所描述的，不同的材料可以用于网状物的部分或在相同的网状物内。例如，装置100的远端部分104处的网状物114和近端部分102处的网状物112可以包括不同的材料。对于另一示例，网状物112和/或网状物114可以包括金属合金(例如，包括钴、铬、镍、钛、其组合和类似物)与不同类型的金属合金组合(例如，形状记忆合金与非形状记忆合金组合，第一形状记忆合金与不同于第一形状记忆合金的第二形状记忆合金组合，包层(clad)材料(例如，包括包含不透射线材料的芯，所述不透射线材料诸如钛、钽、铼、铋、银、金、铂、铱、钨等))和/或非金属材料，诸如聚合物(诸如聚酯纤维)、碳和/或生物可吸收玻璃纤维。在一些实施方式中，至少一个网状物112、114包括镍钛诺和不锈钢。镍钛诺可以允许一些自扩张(例如，部分的和/或全部的自扩张)，并且网状物可以然后例如使用球囊进一步扩张。

虽然在图8、图10和图11中一般图示为织造细丝网状物，但是可以使用可提供期望弹性度的任何其他结构。例如，以相反方向缠绕的细丝层可以在细丝端部处融合以提供可扩张的结构。对于另一示例，金属板可以被切割(例如，激光切割、化学蚀刻、等离子体切割等)以形成穿孔，然后以管状形状热定型，或金属管(例如，海波管)可以被切割(例如，激光切割、化学蚀刻、等离子切割等)以形成穿孔。切割管(包括卷成管的切割板)可以热定型以赋予扩张构造。

可以被织造或编织，或分层或以其他方式布置的细丝或线材或条带通常是细长的并且具有圆形、椭圆形、正方形、矩形等横截面。示例非织造细丝可以包括以第一方向缠绕的第一细丝层和以第二方向缠绕的第二细丝层，至少一些的细丝端部耦接在一起(例如，通过耦接至可扩张的环)。示例编织型式包括一个在一个之上在一个之下/一-上-一-下-一(one-over-one-under-one)、一个在两个之上在两个之下/一-上-二-下-二(one-over-two-under-two)、两个在两个之上在两个之下/二-上-二-下-二(two-over-two-under-two)、和/或其组合，但是其他编织型式也是可能的。在细丝交叉处，细丝可以螺线形地包裹、以滑动的关系交叉、和/或其组合。细丝可以是松散的(例如，通过织造保持在一起)和/或包括焊接点、耦接元件诸如套筒、和/或其组合。细丝的端部可以向后弯曲、蜷曲(例如，具有也可以充当不透射线标记物的不透射线材料的端部蜷曲，所述不透射线的材料诸如钛、钽、铼、铋、银、金、铂、铱、钨等)、扭曲、球焊接、耦接至环、其组合和诸如此类。织造端部可以包括细丝端部和/或向后弯曲的细丝，并且可以包括开孔/敞开单元(open cell)、固定的或未固定的细丝、焊接点、粘合剂、或融合的其他手段、不透射线标记物、其组合和诸如此类。细丝的参数遍及一个部分和/或遍及多个部分可以是均匀的或基本均匀的，或在一个部分内和/或遍及多个部分可以变化。例如，近端部分102可以包括第一参数并且远端部分104可以包括不同于第一编织型式的第二参数。对于另一示例，近端部分102和远端部分104可以每个包括第一参数并且中间部分106可以包括不同于该参数的第二参数。对于又另一示例，近端部分102、远端部分104和中间部分106的至少一个可以包括第一参数和不同于第一参数的第二参数二者。细丝参数可以包括，例如，细丝类型、细丝厚度、细丝材料、细丝数量、织造型式、分层、缠绕方向、孔距(pitch)、角度、交叉类型、细丝耦接或其缺乏、细丝端部处理、织造端部处理、分层端部处理、层的数量、存在或不存在焊接点、不透射线性、编织型式、密度、孔隙度、细丝角度、编织直径、缠绕直径和形状设置。

管或板可以被切割以形成支柱或单元型式，支柱是切割之后剩下的管或板的部分，并且单元或穿孔或窗口是切掉的部分。管(例如，海波管)可以被直接切割，或板可以被切割然后卷成管。管或板可以在切割之前或之后设定形状。管或板可以被焊接或以其他方式耦接至其自身、至另一管或板、至细丝、至移植材料等。切割可以通过激光、化学蚀刻剂、等离子体、其组合和诸如此类。示例切割型式包括螺线形螺旋(helical spiral)、织造类、线圈、单个环、连续环、开孔/敞开单元、闭孔/封闭单元、其组合等。在包含连续环的实施方式中，可以使用挠曲的(flex)连接器、非挠曲的连接器和/或其组合耦接环。在包含连续环的实施方式中，环连接器(例如，挠曲的、非挠曲的和/或其组合)可以横贯环峰、环谷、支柱的中间部分和/或其组合(例如，峰-峰、谷-谷、中间-中间、峰-谷、峰-中间、谷-中间、谷-峰、中间-峰、中间-谷)。管或板或其部分在切割之前或之后可以被磨光或抛光。例如，可以形成内部脊以帮助流体流动。切割管或板的参数遍及一个部分和/或遍及多个部分可以是均匀的或基本均匀的，或在一个部分内和/或遍及多个部分可以变化。例如，近端部分102可以包括第一参数，并且远端部分104可以包括不同于第一参数的第二参数。对于另一示例，近端部分102和远端部分104可以每个包括第一参数，并且中间部分106可以包括不同于该参数的第二参数。对于另一示例，近端部分102、远端部分104和中间部分106的至少一个可以包括第一参数和不同于第一参数的第二参数二者。切割管或板参数可以包括，例如，径向支柱厚度、周向支柱宽度、支柱形状、单元形状、切割型式、切割类型、材料、密度、孔隙度、管直径和形状设定。

在一些实施方式中，穿孔可以提供具有相对柔性中间部分和相对刚性端部的网状物。支撑结构可以代替地是布置在管内的开孔泡沫。

支架、支架移植物或其一部分的细丝，和/或切割支架、支架移植物或其一部分的支柱可以被表面修饰，例如以携带药物诸如血栓修饰因子(thrombosis modifier)、流体流动修饰因子、抗生素等。支架、支架移植物或其一部分的细丝，和/或切割支架、支架移植物或其一部分的支柱可以至少部分地覆盖有例如嵌入聚合物层或一系列聚合物层内的包括药物的涂层，所述药物诸如血栓修饰因子、流体流动修饰因子、抗生素等，所述聚合物层与聚合物管108相比可以是相同的或不同的。

支架、支架移植物、或其一部分的细丝和/或切割支架、支架移植物或其一部分的支柱的厚度(例如，直径)可以在约0.0005英寸和约0.02英寸之间、在约0.0005英寸和约0.015英寸之间、在约0.0005英寸和约0.01英寸之间、在约0.0005英寸和约0.008英寸之间、在约0.0005英寸和约0.007英寸之间、在约0.0005英寸和约0.006英寸之间、在约0.0005英寸和约0.005英寸之间、在约0.0005英寸和约0.004英寸之间、在约0.0005英寸和约0.003英寸之间、在约0.0005英寸和约0.002英寸之间、在约0.0005英寸和约0.001英寸之间、在约0.001英寸和约0.02英寸之间、在约0.001英寸和约0.015英寸之间、在约0.001英寸和约0.01英寸之间、在约0.001英寸和约0.008英寸之间、在约0.001英寸和约0.007英寸之间、在约0.001英寸和约0.006英寸之间、在约0.001英寸和约0.005英寸之间、在约0.001英寸和约0.004英寸之间、在约0.001英寸和约0.003英寸之间、在约0.001英寸和约0.002英寸之间、在约0.002英寸和约0.02英寸之间、在约0.002英寸和约0.015英寸之间、在约0.002英寸和约0.01英寸之间、在约0.002英寸和约0.008英寸之间、在约0.002英寸和约0.007英寸之间、在约0.002英寸和约0.006英寸之间、在约0.002英寸和约0.005英寸之间、在约0.002英寸和约0.004英寸之间、在约0.002英寸和约0.003英寸之间、在约0.003英寸和约0.02英寸之间、在约0.003英寸和约0.015英寸之间、在约0.003英寸和约0.01英寸之间、在约0.003英寸和约0.008英寸之间、在约0.003英寸和约0.007英寸之间、在约0.003英寸和约0.006英寸之间、在约0.003英寸和约0.005英寸之间、在约0.003英寸和约0.004英寸之间、在约0.004英寸和约0.02英寸之间、在约0.004英寸和约0.015英寸之间、在约0.004英寸和约0.01英寸之间、在约0.004英寸和约0.008英寸之间、在约0.004英寸和约0.007英寸之间、在约0.004英寸和约0.006英寸之间、在约0.004英寸和约0.005英寸之间、在约0.005英寸和约0.02英寸之间、在约0.005英寸和约0.015英寸之间、在约0.005英寸和约0.01英寸之间、在约0.005英寸和约0.008英寸之间、在约0.005英寸和约0.007英寸之间、在约0.005英寸和约0.006英寸之间、在约0.006英寸和约0.02英寸之间、在约0.006英寸和约0.015英寸之间、在约0.006英寸和约0.01英寸之间、在约0.006英寸和约0.008英寸之间、在约0.006英寸和约0.007英寸之间、在约0.007英寸和约0.02英寸之间、在约0.007英寸和约0.015英寸之间、在约0.007英寸和约0.01英寸之间、在约0.007英寸和约0.008英寸之间、在约0.008英寸和约0.02英寸之间、在约0.008英寸和约0.015英寸之间、在约0.008英寸和约0.01英寸之间、在约0.01英寸和约0.02英寸之间、在约0.01英寸和约0.015英寸之间、或在约0.015英寸和约0.02英寸之间。其他厚度也是可能的，包括大于或小于所确认的厚度的厚度。包含某些材料(例如，生物可降解材料、具有较低回复力的材料等)的细丝和/或支柱可以比所确认的厚度更厚。

例如，细丝和/或支柱的厚度可以基于以下的至少一种：装置或装置部分大小(例如，直径和/或长度)、孔隙度、径向强度、材料、细丝和/或支柱的数量、切割型式、织造型式、分层型式和诸如此类。例如，较大的细丝和/或支柱厚度(例如，大于约0.006英寸)可以用于用来治疗大脉管诸如冠状脉管的大的装置或装置部分，中型的细丝和/或支柱厚度(例如，在约0.003英寸和约0.006英寸之间)可以用于用来治疗中型脉管诸如外周脉管的中型装置或装置部分，并且小的细丝和/或支柱厚度(例如，小于约0.003英寸)可以用于用来治疗小脉管诸如静脉和神经血管的小装置或装置部分。

支架、支架移植物、或第一端部、第二端部、中间部分或其子部分的内直径或外直径，例如考虑细丝或支柱厚度，可以在约1mm和约12mm之间、在约1mm和约10mm之间、在约1mm和约8mm之间、在约1mm和约6mm之间、在约1mm和约4mm之间、在约1mm和约2mm之间、在约2mm和约12mm之间、在约2mm和约10mm之间、在约2mm和约8mm之间、在约2mm和约6mm之间、在约2mm和约4mm之间、在约4mm和约12mm之间、在约4mm和约10mm之间、在约4mm和约8mm之间、在约4mm和约6mm之间、在约6mm和约12mm之间、在约6mm和约10mm之间、在约6mm和约8mm之间、在约8mm和约12mm之间、在约8mm和约10mm之间、或在约10mm和约12mm之间。某些这样的直径可以适合于治疗，例如，冠状血管。例如考虑细丝或支柱厚度，支架、支架移植物或其一部分的内直径或外直径可以在约1mm和约10mm之间、在约1mm和约8mm之间、在约1mm和约6mm之间、在约1mm和约4mm之间、在约1mm和约2mm之间、在约2mm和约10mm之间、在约2mm和约8mm之间、在约2mm和约6mm之间、在约2mm和约4mm之间、在约4mm和约10mm之间、在约4mm和约8mm之间、在约4mm和约6mm之间、在约6mm和约10mm之间、在约6mm和约8mm之间、或在约8mm和约10mm之间。某些这样的直径可以适合于治疗，例如，静脉。例如考虑细丝或支柱厚度，支架、支架移植物或其一部分的内直径或外直径可以在约6mm和约25mm之间、在约6mm和约20mm之间、在约6mm和约15mm之间、在约6mm和约12mm之间、在约6mm和约9mm之间、在约9mm和约25mm之间、在约9mm和约20mm之间、在约9mm和约15mm之间、在约9mm和约12mm之间、在约12mm和约25mm之间、在约12mm和约20mm之间、在约12mm和约15mm之间、在约15mm和约25mm之间、在约15mm和约20mm之间、或在约20mm和约25mm之间。某些这样的直径可以适合于治疗，例如，外周脉管。例如考虑细丝或支柱厚度，支架、支架移植物、或其一部分的内直径或外直径可以在约20mm和约50mm之间、在约20mm和约40mm之间、在约20mm和约35mm之间、在约20mm和约30mm之间、在约30mm和约50mm之间、在约30mm和约40mm之间、在约30mm和约35mm之间、在约35mm和约50mm之间、在约35mm和约40mm之间、在约40mm和约50mm之间。某些这样的直径可以适合于治疗，例如，主动脉。其他直径也是可能的，包括大于或小于所确认的直径的直径。装置的直径可指的是第一端部、第二端部、或中间部分的直径，其每一个可以为扩张的或未扩张的形式。当装置的所有部分为扩张的或未扩张的形式时，装置的直径可指的是装置的平均直径。

支架、支架移植物、或第一端部、第二端部、中间部分、或其子部分的长度可以在约5mm和约150mm之间、在约5mm和约110mm之间、在约5mm和约70mm之间、在约5mm和约50mm之间、在约5mm和约25mm之间、在约5mm和约20mm之间、在约5mm和约10mm之间、在约10mm和约150mm之间、在约10mm和约110mm之间、在约10mm和约70mm之间、在约10mm和约50mm之间、在约10mm和约25mm之间、在约10mm和约20mm之间、在约20mm和约150mm之间、在约20mm和约110mm之间、在约20mm和约70mm之间、在约20mm和约50mm之间、在约20mm和约25mm之间、在约25mm和约150mm之间、在约25mm和约110mm之间、在约25mm和约70mm之间、在约25mm和约50mm之间、在约50mm和约150mm之间、在约50mm和约110mm之间、在约50mm和约70mm之间、在约70mm和约150mm之间、在约70mm和约110mm之间、或在约110mm和约150mm之间。其他长度也是可能的，包括大于或小于所确认的长度的长度。

支架、支架移植物、或第一端部、第二端部、中间部分、或其子部分的孔隙度可以在约5％和约95％之间、在约5％和约50％之间、在约5％和约25％之间、在约5％和约10％之间、在约10％和约50％之间、在约10％和约25％之间、在约25％和约50％之间、在约50％和约95％之间、在约50％和约75％之间、在约50％和约60％之间、在约60％和约95％之间、在约75％和约90％之间、在约60％和约75％之间、和其组合。支架的密度可以是该支架的孔隙度的倒数。被移植物覆盖的支架部分的孔隙度可以为约0％。对于支架的某些部分，孔隙度可以随目的而变化。例如，中间部分可以具有低孔隙度以增加通过装置的流体流，同时端部可以具有较低的孔隙度以增加柔性和壁附着。

图25A是假体500的又一示例实施方式的示意性侧视图。假体或支架或装置500包括被织造一起成为织造结构的多个细丝502和/或实质上由所述多个细丝502组成。支架500可以没有移植物材料，如在下面进一步详述的。

也可以被描述为线材、条带、股线等的细丝502可以被织造、编织、分层、或以交叉方式被以其他方式布置。细丝502通常是细长的并且具有圆形、椭圆形、正方形、矩形等横截面。示例非织造细丝可以包括以第一方向缠绕的第一细丝层和以第二方向缠绕的第二细丝层，至少一些细丝端部被耦接在一起(例如，通过耦接至可扩张的环)。示例织造型式包括一个在一个之上在一个之下(如在图25A中示出)、一个在两个之上在两个之下(one-over-two-under-two)、两个在两个之上在两个之下(two-over-two-under-two)、和/或其组合，但是其他织造型式也是可能的。在细丝502的交叉处，细丝502可以螺线形地包裹、以滑动的关系交叉、和/或其组合。细丝502可以是松散的(例如，通过织造保持在一起)和/或包括焊接点、耦接元件诸如套筒、和/或其组合。细丝502的端部可以向后弯曲、蜷曲(例如，具有也可以充当不透射线标记物的不透射线材料的端部蜷曲，所述不透射线的材料诸如钛、钽、铼、铋、银、金、铂、铱、钨等)、扭曲、球焊接(ball weld)、耦接至环、其组合和诸如此类。织造端部可以包括细丝502端部和/或向后弯曲的细丝502，并且可以包括开孔/敞开单元(opencell)、固定的或非固定的细丝502、焊接点、粘合剂、或融合的其他手段、不透射线标记物、其组合和诸如此类。

支架500包括孔隙504或细丝502之间的开放的未覆盖的区域。支架500的孔隙度可以被计算为孔隙504的外表面积除以支架500的总外表面积。孔隙度可以受诸如例如细丝502的数量、编织角度506、细丝502的尺寸(例如，直径)、和其组合的参数影响。

支架500的孔隙度可以小于50％(例如，比开放稍微更多被覆盖)、在约0％(例如，几乎没有开放区域)和约50％之间、在约0％和约45％之间、在约0％和约40％之间、在约0％和约35％之间、在约0％和约30％之间、在约0％和约25％之间、在约0％和约20％之间、在约0％和约15％之间、在约0％和约10％之间、在约0％和约5％之间、在约5％和约50％之间、在约5％和约45％之间、在约5％和约40％之间、在约5％和约35％之间、在约5％和约30％之间、在约5％和约25％之间、在约5％和约20％之间、在约5％和约15％之间、在约5％和约10％之间、在约10％和约50％之间、在约10％和约45％之间、在约10％和约40％之间、在约10％和约35％之间、在约10％和约30％之间、在约10％和约25％之间、在约10％和约20％之间、在约10％和约15％之间、在约15％和约50％之间、在约15％和约45％之间、在约15％和约40％之间、在约15％和约35％之间、在约15％和约35％之间、在约15％和约25％之间、在约15％和约20％之间、在约20％和约50％之间、在约20％和约45％之间、在约20％和约40％之间、在约20％和约35％之间、在约20％和约35％之间、在约20％和约25％之间、在约25％和约50％之间、在约25％和约45％之间、在约25％和约40％之间、在约25％和约35％之间、在约25％和约35％之间、在约30％和约50％之间、在约30％和约45％之间、在约30％和约40％之间、在约30％和约35％之间、在约35％和约50％之间、在约35％和约45％之间、在约35％和约40％之间、在约40％和约50％之间、在约40％和约45％之间、在约45％和约50％之间、和其组合。

在孔隙度小于约50％的一些实施方式中，血液在正常的脉管压力(例如，跨过脉管的压降，从传入脉管到传出脉管的压降)下不能灌注通过支架500的侧壁。在某些这样的实施方式中，在不具有(例如，基本上不具有、没有、基本上没有)移植物材料的情况下而且在依然不具有通过支架500的侧壁的血液损失或基本血液损失的情况下，流入支架500的近端的血液能够被导向通过支架500的内腔，到达支架500的远端。相比之下，在某些所谓的“流动转向支架”中，孔隙度被具体设计为大于约50％以便确保到传出脉管的灌注。

支架500的密度可以是孔隙度的倒数(例如，细丝502的外表面积除以支架500的总外表面积)。支架500的密度可以是100％减去上面提供的孔隙度值。

细丝502相对于垂直于支架500的纵向轴线的轴线(例如，如在图25A中通过示例虚线图示的)成一编织角度506。编织角度506能够从刚好多于90°到刚好在180°之下的范围内。编织角度506能够是锐角或钝角。在一些实施方式中，编织角度506在约90°和约180°之间、在约120°和约180°之间、在约150°和约180°之间、在约160°和约180°之间、在约170°和约180°之间、在约160°和约170°之间、在约165°和约175°之间、其组合和诸如此类。在一些实施方式中，编织角度506越靠近180°，支架500的径向强度越大。具有更大径向强度的装置500可以帮助保持瘘(例如，如在本文中描述的那样形成的)打开或开放。其他因素也能够影响径向强度，诸如细丝502直径，细丝502材料、细丝502的数量等。

细丝502都可以相同，或一些细丝502可以具有不同的参数(例如，材料、尺寸、其组合和诸如此类)。在一些实施方式中，一些细丝502包含形状记忆材料(例如，包含镍钛诺)，而其他细丝502包含另一材料(例如，包含芳族聚酰胺纤维(例如，

)、

生物相容聚合物等)。形状记忆材料可以提供机械结构，而其他材料可以提供低孔隙度(例如，通过在侧壁的尺寸上为厚的)。

图25B是假体520的又一示例实施方式的示意性侧视图。假体或支架或装置520包括被织造在一起成为第一织造结构的第一多个细丝522和被织造在一起成为第二织造结构的第二多个细丝524，和/或基本上由所述第一多个细丝522和第二多个细丝524组成。支架520可以没有移植物材料，如在本文中进一步详细地描述的。第一多个细丝522可以类似于关于图25A描述的支架500的细丝502。在一些实施方式中，细丝522可以缺乏足够的保持瘘打开和/或附着动脉和/或静脉的侧壁的径向力。在某些这样的实施方式中，细丝524可以充当提供径向力的补充支撑结构。细丝524可以是径向向外的细丝522(例如，如在图25B中图示的)、径向向内的细丝522、和/或与细丝522被集成在一起(例如，使得第一和第二织造结构不容易分开)。细丝524可以是与细丝522相同或不同的材料、与细丝522相同或不同的厚度等，和/或细丝524可以利用与细丝522相同或不同的参数(例如，编织角度)被编织，导致细丝524具有更大的径向力。细丝524可以被耦接到细丝522(例如，在单个可部署支架520中)或被单独地部署。例如，如果细丝524被部署并且然后细丝522被部署，细丝524能够撑开瘘并允许细丝522在由细丝524建立的内腔内扩张而无实质的反力。对于另一示例，如果细丝522被部署并且然后细丝524被部署，细丝524能够在需要扩张力时充当细丝522的部分上的扩张力。

尽管在图25B中被图示为包含第二织造结构，但是补充支撑结构可以额外地或可选地包含螺线形线圈、切割海波管、其组合和诸如此类。假体520的孔隙度的确定可以主要基于第一织造结构的孔隙度，使得补充支撑结构可以被主要设计用于提供径向力(例如，足以保持瘘打开或开放)。

尽管被图示为跨越支架500的长度一致或基本上一致，但是支架500和细丝502的参数可以跨越支架500变化，例如如关于图25C描述的。一致性可以降低制造成本，减少对精确放置的要求，和/或具有其他优点。不一致性可以允许沿着不同长度对于特定性质和/或功能的专门化或定制，和/或具有其他优点。

图25C是假体540的又一示例实施方式的示意性侧视图。假体或支架或装置540包括被织造在一起成为织造结构的多个细丝542和/或基本上由所述多个细丝542组成。支架540可以没有移植物材料，如在本文中进一步详细地描述的。支架540包含第一纵向区段或节段或部分544和第二纵向区段或节段或部分546。诸如孔隙度(例如，如在图25B中图示的)、编织角度、编织类型、细丝542参数(例如，直径、材料等)、补充支撑结构的存在(例如，补充支撑结构544)、支架直径、支架形状(例如，柱形、截头锥形)、其组合等的参数可以在第一纵向区段544和第二纵向区段546之间不同。孔隙度可以随着针对支架540的某些部分的目的而改变。例如，可以被配置用于放置在动脉和瘘中的第一纵向区段544可以具有低孔隙度(例如，小于约50％，如关于图25A的支架500描述的)以增加通过支架500的流体流，而可以被配置用于放置在静脉中的第二纵向区段可以具有更高的孔隙度以增加柔性和壁附着。

在一些实施方式中，支架包含第一纵向区段、第二纵向区段和第三纵向区段，第一纵向区段包含被配置为将流从动脉转向到瘘内的低孔隙度织造件和/或基本上由所述低孔隙度织造件组成并且没有补充支撑结构，第二纵向区段包含被配置为将血流转向通过瘘的所述低孔隙度织造件和/或基本由所述低孔隙度织造件组成并且包含被配置为撑开瘘的补充支撑结构，第三纵向区段包含被配置为将流从瘘转向到静脉内的低孔隙度织造件和/或基本上由所述低孔隙度织造件组成。在某些这样的实施方式中，第一纵向区段可以被配置为图25A的支架500，而第三纵向区段可以被配置为图25A的支架500或图25C的支架540。

第一纵向区段544和第二纵向区段546之间的差异可以在制造期间(例如，由于编织参数、形状设定等)和/或在现场(例如，在部署期间和/或之后(例如，通过支架包装))被赋予。

例如如在本文中描述的第一纵向区段544和第二纵向区段546之间的其他变化(例如，包括激光切割部分、额外的纵向区段等)也是可能的。在一些实施方式中，支架包含第一纵向区段、第二纵向区段和第三纵向区段，第一纵向区段包含被配置为将流从动脉转向到瘘内的低孔隙度织造件和/或基本上由所述低孔隙度织造件组成，第二纵向区段包含被配置为被放置在瘘中以将血液转向通过瘘和/或撑开瘘的低孔隙度激光切割部分和/或基本上由所述低孔隙度激光切割部分组成，第三纵向区段包含被配置为将流从瘘转向到静脉内的低孔隙度织造件和/或基本上由所述低孔隙度织造件组成。在某些这样的实施方式中，第一纵向区段可以被配置为图25A的支架500，而第三纵向区段可以被配置为图25A的支架500或图25C的支架540。

图27示意性地图示了假体720的示例实施方式，在下面关于图27中的解剖结构进一步详细地描述假体720。假体720包含第一纵向区段722、第二纵向区段724、以及在第一纵向区段722和第二纵向区段724之间的第三纵向区段726。例如由于低孔隙度织造结构，即使当实质缺少移植物材料时，假体720的孔隙度也可以允许流体基本流过假体720的内腔而基本不灌注通过侧壁。

在假体720被用于外周血管系统中的实施方式中，第一纵向区段722可以被描述为动脉区段，第二纵向区段724可以被描述为静脉区段，并且第三纵向区段726可以被描述为过渡区段。第一纵向区段722被配置为附着动脉700或另一体腔的侧壁。例如，对于一些外周动脉，第一纵向区段722可以具有在约2mm和约4mm之间(例如，约3mm)的扩张直径。第二纵向区段724被配置为附着静脉702或另一体腔的侧壁。例如，对于一些外周静脉，第二纵向区段724可以具有在约5mm和约7mm之间(例如，约6mm)的扩张直径。在一些实施方式中，不是如在图27中图示的大体柱形，第二纵向区段724和第三纵向区段726可以具有包含从第一纵向区段722的更小直径到更大直径成锥度的截头锥形的形状。

假体720的长度可以被配置或被定尺寸为将假体720锚定在动脉700和/或静脉702中(例如，足以阻止或防止假体720的纵向移动或迁移)并跨越动脉700和静脉702之间的间质组织T。例如，对于一些外周动脉，第一纵向区段722在扩张或部署状态下的长度可以在约20mm和约40mm之间(例如，约30mm)。又例如，对于一些外周静脉，第二纵向区段724在扩张或部署状态下的长度可以在约10mm和约30mm之间(例如，约20mm)。对于又一示例，对于一些外周血管系统，第三纵向区段726在扩张或部署状态下的长度可以在约5mm和约15mm之间(例如，约10mm)。假体720在扩张或部署状态下的总长度可以在约30mm和约100mm之间、在约45mm和约75mm之间(例如，约60mm)。尽管间质组织T被图示为约2mm厚，但是其他尺寸是可能的，取决于部署部位的特定解剖结构。例如如在本文中描述的假体720、第一纵向区段722和/或第二纵向区段724的其他尺寸也是可能的。

第三纵向区段726包含从第一纵向区段722的更小直径到第二纵向区段724扩张的截头锥形或呈锥形形状。纵向区段722、724、726之间的过渡点可以是明显的或不明显的。例如，过渡区段可以被认为包括第一纵向区段722和第三纵向区段726的一部分，或第三纵向区段726可以被认为包括具有与第一纵向区段722相同的直径的柱形部分。纵向区段722、724、726可以在上述的形状和尺寸上、和/或在其他方式(例如，材料、型式等)上不同。例如，一个或更多个部分可以是柱形、截头锥形等，如在图12、图13和图27中图示并在本文中描述的。

第一纵向区段722和/或第三纵向区段726可以包含相对高的径向力，例如被配置为保持瘘开放，而第二纵向区段724可以包含相对低的径向力。在一些实施方式中，第一纵向区段722和/或第三纵向区段726包含可球囊扩张支架、具有高编织角度的织造支架和/或诸如此类。在一些实施方式中，第二纵向区段724包含自扩张支架、具有低编织角度的织造支架和/或诸如此类。激光切割支架、织造支架、不同的切割型式、不同的织造型式和诸如此类的组合在本文中进一步详细地描述。在一些实施方式中，纵向区段722、724、726可以是一体的或分开的。第二纵向区段724可以相对柔软，例如包含相对低的径向力，这可以帮助第二纵向区段724在血流的脉动期间随着解剖结构挠曲。

在一些实施方式中，第二纵向区段724和/或第三纵向区段726可以包含一些移植物材料(例如，包含硅酮)。移植物材料可以阻止或防止血流通过假体720的侧壁，和/或可以被用来携带药物。例如，取决于移植物材料的目的，移植物材料可以或不可以堵塞或基本上堵塞假体720的多个部分的孔隙。

假体720的近端和/或远端可以是非创伤性的，例如包含端部治疗、低编织角度、小细丝直径、其组合和诸如此类。

支架、支架移植物、或第一端部、第二端部、中间部分、或其子部分的径向强度或耐压力可以在约0.1N/mm和约0.5N/mm之间、在约0.2N/mm和约0.5N/mm之间、在约0.3N/mm和约0.5N/mm之间、在约0.1N/mm和约0.3N/mm之间、在约0.1N/mm和约0.2N/mm之间、在约0.2N/mm和约0.5N/mm之间、在约0.2N/mm和约0.3N/mm之间、或在约0.3N/mm和约0.5N/mm之间。

支架、支架移植物、或第一端部、第二端部、中间部分、或其子部分的某些参数值可以关联(例如，成比例的)。例如，支柱或细丝的厚度与包含所述支柱或细丝的装置部分的直径的比可以在约1:10和约1:250之间、在约1:25和约1:175之间、或在约1:50和约1:100之间。对于另一示例，装置或其部分的长度与装置或其部分的直径的比可以在约1:1和约50:1之间、在约5:1和约25:1之间、或在约10:1和约20:1之间。

装置的部分可以包括不透射线材料。例如，支架、支架移植物、或第一端部、第二端部、中间部分、或其子部分的细丝和/或支柱可以包括钛、钽、铼、铋、银、金、铂、铱、钨、其组合和诸如此类(例如，至少部分地由其制成)。对于另一示例，支架、支架移植物或其部分的细丝和/或支柱可以包括具有大于约9克/立方厘米密度的材料(例如，至少部分地由其制成)。单独的不透射线标记物可以附接至装置的某些部件。例如，不透射线标记物可以加入到装置或其部件的近端(例如，中间部分的近端部件、远端部分的近端部件)、装置或其部件的远端(例如，中间部分的远端部件、近端部分的远端部件)和/或其他部件。例如，装置端部之间的不透射线标记物可以用于划分材料、部分等之间的过渡。不透射线性可以跨越装置的长度而变化。例如，近端部分可以具有第一不透射线性(例如，由于远端部分材料和/或单独的标记物)，并且远端部分可以具有不同于第一不透射线性的第二不透射线性(例如，由于远端部分材料和/或单独的标记物)。诸如球囊的可膨胀构件可以被衬里有不透射线流体。诸如球囊的可膨胀构件可以包含被耦接和/或集成到其(例如，在可膨胀构件的外表面上)的不透射线标记物。

在一些实施方式中，装置包括聚合物管，并且不提供支撑结构。这样的装置的中间部分通过例如降低中间部分内的聚合物管的壁厚度可以比端部相对地更柔性。

当网状物或其他支撑结构与聚合物管结合提供时，支撑结构可以位于管外侧周围、管的内孔中、或嵌入管壁内。可以提供多于一个支撑结构，在这种情况下每个支撑结构可以相对于管具有不同的位置。

装置的端部中的一个或两个可以包括配置为抓住或紧握血管的内侧壁的锚定元件诸如挂钩、隆凸或倒钩。在没有锚定元件的情况下，扩张后的端部的径向力可以足以抓住或紧握血管的内侧壁。

在中间部分和端部之间不需要明确限定的过渡。例如，网状物类型、材料、壁厚度、柔性等可以从端部朝向中间部分或从中间部分朝向端部逐步地改变。

例如如关于装置134、140所描述的，当从端部朝向中间部分移动时，装置的柔性可以逐步地增加。柔性的改变可以由于网状物密度(例如，缠绕密度、窗口大小)、管厚度或其他因素的改变。装置的柔性沿着支撑结构(例如，支架)的整个长度，或沿着支撑结构的某些部分(例如，沿着整个端部、沿着整个中间部分、沿着一个端部和中间部分而不沿着另一个端部，等)可以是均匀的或基本均匀的。

虽然本文描述的装置可以特别适合用作经皮手术中经血管的分路，但是该装置可以在许多其他医学应用中使用。例如，装置可以在血管成形术中使用，用于治疗具有曲折或扭结路径的闭塞血管，或其中脉管在支架的位置处或附近可能经受偏转或变形。例如，支架也可以在经皮程序期间在主动脉移植程序中或穿孔之后用于修复受损的血管。在某些这样的情况下，响应于脉管的移动，装置的中间部分可以允许装置符合血管的形状并且变形，而具有降低的疲劳失效风险，同时保持端部固定或锚定在适当的位置。对于另一示例，装置可以用于在健康的动脉和健康的静脉之间形成分路，用于透析进入和/或药物施用的进入(例如，癌症治疗的间歇性注入，其可能损伤脉管)。

再次参照图4和图7，封堵材料251可以用于帮助抑制或防止动脉血流的反向。如现在将进一步详细描述的，另外的或其他的方法和系统可以用于抑制或防止动脉血流的反向，或，换句话说，用于抑制或防止现在流入静脉的动脉血流在静脉中以血流的正常的程序前(pre-procedure)方向流动，从而使得含氧血绕过下游组织诸如脚。

在缺乏治疗时，外周血管病(PVD)可能向严重肢体缺血(CLI)进展，后者的特征是深度慢性疼痛以及限制血管再生选项并频繁地导致截肢的大量组织损失。估计CLI具有约每年50-100/100,000的发病率，并且CLI与发病后在6个月时具有高达20％的死亡率相关。

介入放射科医师已经积极地尝试通过试图打开慢性完全闭塞(CTO)或通过在内膜下空间中使用如Medtronic-Pioneer导管的这样的产品绕过CTO来治疗CLI，所述导管将线材穿入(tunnel)靠近CTO的内膜下空间然后试图再进入闭塞远侧的脉管。一旦线材在适当的位置，使用者可以任选地建立更宽的通路然后放置支架以提供越过闭塞的旁路导管。如果线材能够穿过闭塞，治疗PAD的常规途径诸如经皮经管腔血管成形术(PTA)、支架术(stenting)和药物洗脱球囊(DEB)也可以或可选地在CLI治疗中使用。

来自amputee-coalition.org网站，下面是关于CLI问题的一些统计资料：

·在美国，存在近二百万人忍受肢体缺损。

·在忍受肢体缺损的那些人中，主要要因是：

·血管疾病(54％)(包括糖尿病和外周动脉疾病(PAD))，

·创伤(45％)，和

·癌症(少于2％)。

·在美国，每年发生约185,000例截肢。

·在2007年，与截肢相关的医院花费总计超过65亿美元。

·截肢后的存活率基于许多因素而变化。由于血管疾病(包括PAD和糖尿病)而截肢的那些人面临报道为在9％和15％之间的30天死亡率和1年60％，三年42％，和5年35％-45％的长期存活率。

·几乎一半的因血管异常疾病而失去肢体的人将在5年内死亡。这比患有结肠直肠癌、乳腺癌和前列腺癌的人经历的5年死亡率高。

·高达55％的下肢截肢的患有糖尿病的人将在2到3年内需要将第二条腿截肢。

自二十世纪早期，CLI已经通过开腿静脉动脉化进行外科治疗。多年以来，使用这样的开腿手术途径的许多小系列的临床试验已经公布，如Lu等人通过在European Journalof Vascular and Endovascular Surgery，31卷，493-499页中题目为“Meta-analysis ofthe clinical effectiveness of venous arterialization for salvage ofcritically ischemic limbs”的2006荟萃分析文章所概括的。该文章具有以下结果和结论：

·结果：

总计56个研究被选择用于综合评述。没有确定随机对照试验(RCT)。包括228个患者的七个患者系列匹配选择标准。整1年脚保留为71％(95％CI：64％-77％)和1年二期通畅率为46％(95％CI：39％-53％)。避免大截肢的大多数患者经历成功的创伤愈合、休息痛消失和不存在严重并发症。

·结论：

基于有限的证据，静脉动脉化在大截肢在患有“不能动手术的”慢性严重下肢缺血的患者中进行之前被视为可行的替代方案。

在本文描述的其他疾病中，本文描述的方法和系统可以用于在膝下(below-the-knee)(BTK)血管系统中使用血管内的微创手术方法建立动-静脉(AV)瘘。这样的方法可以适合于以下患者：(i)具有如Rutherford 5或6所定义的有症状的严重肢体缺血的临床诊断(严重的缺血性溃疡或症状明显的坏疽)；(ii)已经由血管外科医生和干预者(interventionist)评估并且确定手术或血管内治疗是不可能的；和/或(iii)明确表明大截肢。

在一些实施方式中，系统或成套工具任选地包括一个或更多个以下部件：第一超声导管(例如，动脉导管、包含针的发射导管等)；第二超声导管(例如，静脉导管、目标导管等)；和假体(例如，递送系统中包覆的镍钛诺支架移植物(例如，7Fr(约2.3mm)递送系统))。系统或成套工具任选地进一步包括超声系统、控制系统(例如，计算机)。一些使用者可以已经具有可连接至(一个或更多个)超声导管的适合的超声系统。上面描述的导管和假体可以在该系统或成套工具中使用，并且其他的、另外的和/或修改的可能部件的细节在下面描述。

图14A是超声发射导管170的示例实施方式的示意性的侧横截面视图，所述超声发射导管170包括针172(例如，第一超声导管、动脉导管(例如，如果针从动脉延伸进入静脉)、静脉导管(例如，如果针从静脉延伸进入动脉))。将导管170放置入动脉，针172以缩回的状态在导管170的内腔内部。导管170可以在导丝(例如，0.014英寸(约0.36mm)导丝)上追踪和/或被放置通过动脉(例如，股动脉)中的鞘，并推进直到动脉的完全闭塞点(在胫动脉中)。导管170包括包含推进器环176的把手174。推进器环176的纵向或远侧推进可以推进针172离开导管170的内腔、离开动脉并进入静脉，如本文所描述。针172的其他推进机构也是可能的(例如，转动的、机动化的等)。推进针172后之前、之后和/或期间，导丝(例如，0.014英寸(约0.36mm)导丝)可以被放置通过针172(例如，如关于图3的导丝14所描述的)，并且该导丝可以被称为横穿导丝(crossing wire)。

图14B是圆14B内图14A的超声发射导管170的远侧部分的放大示意性侧横截面视图。在推进或发射之后，针172从导管170的内腔173径向地向外延伸。在一些实施方式中，内腔173在超声发送装置178近侧结束。针172可以沿着与由超声发送装置178发射的指向的超声信号的路径对准(例如，平行于该路径)的路径延伸。图14B也示出内腔175，其可以用于容纳追踪导管170至期望位置的导丝。

图15A是超声目标导管180(例如，第二超声导管、动脉导管(例如，如果针从静脉延伸进入动脉))、静脉导管(例如，如果针从动脉延伸进入静脉)的示例实施方式的示意性侧视图。图15B是图15A的圆15B内的超声目标导管180的放大示意性侧横截面视图。图15C是图15A的圆15C内的超声目标导管180的放大示意性侧横截面视图。导管180可以在导丝(例如，0.014英寸(约0.36mm)导丝)上追踪和/或被放置通过静脉(例如，股静脉)中的鞘，并推进直到靠近和/或平行于导管170的远端和/或动脉中的闭塞的点(例如，在胫静脉中)。导管180包括超声接收换能器182(例如，全向超声接收换能器)，其可以充当静脉中的目标，用于对准导管170的针172。导管180可以停留在原处或保持静止或基本静止同时纵向地旋转或移动导管170以获得表示针172与导管180对准并在导管180的方向中的好的或最佳的超声信号。

导管170、180可以连接至超声收发器，其与运行收发器软件的计算机连接并且由其控制。如本文进一步详细描述的，导管170包括平坦的或指定的超声发送器178，其配置为在从导管170的内腔173推进之后以针172路径的方向发送具有低角展度(angular spread)或紧密波束(例如，小的波束宽度)的超声信号。导管180包括全向(360度)超声接收器182，其配置为充当由导管170的指向发送器178发出的超声信号的目标。导管170被旋转直到峰值超声信号被显示，这表明针172与导管180对准，使得在针172延伸(例如，通过纵向地推进把手174的环176)之后，针172可以离开导管170在其中驻留的动脉，通过间质组织，并进入导管180在其中驻留的静脉。

图16是用于检测导管对准的图的示例实施方式，如可以在超声系统的显示装置(例如，笔记本电脑、平板电脑、智能手机、其组合和类似物的屏幕)上显示的。图16中的图示出源自动脉中的发送导管的信号已经被静脉中的接收导管接收。来自右边的第二频率包络(envelope)是接收的信号。从所图示的屏幕的左侧到第二频率包络的前缘的距离可以表示导管之间的距离。操作者可以使动脉中的导管旋转地和纵向地移动，例如直到第二包络是最大的，这表示导管被正确地取向。

图17是假体(例如，支架、支架移植物)递送系统190的示例实施方式的示意性侧视图。在一些实施方式中，递送系统190是7Fr(约2.3mm)递送系统。图18是假体(例如，支架、支架移植物)200的示例实施方式的示意性侧视图。在图17中，假体(例如，假体200、本文描述的其他假体等)是以压缩的或蜷曲的状态靠近递送系统190的远端192。在一些实施方式中，假体200包括覆盖有移植材料的形状记忆支架，例如如上面所描述的。一旦横穿线材从动脉延伸至静脉，例如如本文所描述的由于被推进通过针172，递送系统190可以在横穿线材上被推进。假体200可以从递送系统190部署，例如通过挤压递送系统190的触发器把手194，使外盖鞘向近侧缩回和/或向远侧推进假体200。假体200可以在动脉和静脉之间并通过间质组织建立流动路径。其他类型的递送系统和假体也是可能的。

再次参照图17，提供了递送系统190的一些非限制性示例尺寸。触发器把手194的行进距离196可以，例如，在约0.4英寸(约1cm)和约12英寸(约30cm)之间、在约1英寸(约2.5cm)和约8英寸(约20cm)之间、或在约2英寸(约5cm)和约6英寸(约15cm)之间(例如，约2英寸(约5cm))。在一些实施方式中，触发器把手194的行进距离196至少与待部署(例如，在径向扩张状态)的假体200的长度一样长。在一些实施方式中，传动机构或其他机构可以被采用以将触发器把手194的行进距离196降低为小于待部署(例如，在径向扩张状态)的假体200的长度。例如，基于以下的至少一项，可以调整距离196：待部署的假体200的长度、待部署的假体200的缩短(foreshortening)程度、部署机构(例如，外鞘是否被向近侧缩回，假体200是否被向向远侧向前推，或以上两种情况，递送系统190是否包括传动机构等)、其组合和诸如此类。外鞘或导管部分的长度197可以，例如，在约40英寸(约1020mm)和约50英寸(约1270mm)之间、在约46英寸(约1170mm)和约47英寸(约1190mm)之间、或在约46.48英寸(约1180mm)和约46.7英寸(约1186mm)之间。递送系统190从近端端头到远端端头的总长度198可以，例如，在约40英寸(约1000mm)和约60英寸(约1500mm)之间。例如基于以下至少一项，可以调整长度197、198：待部署的假体200的长度、待部署的假体200的缩短程度、患者的高度、正在被治疗的闭塞的位置、其组合和诸如此类。在一些实施方式中，将触发器把手194与血管进入点隔开例如在约10cm和约30cm之间(例如，至少约20cm)可以有利地提供使用者更简单的处理或管理。在某些这样的实施方式中，长度197可以在约120cm和约130cm之间(例如，对于顺行入路)或在约150cm和约180cm之间(例如，对于对侧入路)。

再次参照图18，提供了假体200的一些非限制性示例尺寸，这取决于至少在压缩状态中的环境。结构支柱的厚度201可以，例如，在约0.05mm和约0.5mm之间或在约0.1mm和约0.2mm之间(例如，约0.143mm)。结构支柱的支柱之间的间隔202可以，例如，在约0.005mm和约0.05mm之间或在约0.01mm和约0.03mm之间(例如，约0.025mm)。连接支柱的厚度203可以，例如，在约0.05mm和约0.5mm之间或在约0.1mm和约0.2mm之间(例如，约0.133mm)。结构部件的纵向长度204可以，例如，在约1mm和约5mm之间或在约2.5mm和约3mm之间(例如，约2.8mm)。结构部件之间的纵向长度205可以，例如，在约0.25mm和约1mm之间或在约0.5mm和约0.6mm之间(例如，约0.565mm)。结构部件内的支柱的长度206(包括来回地缠绕的所有部分)可以，例如，在约25mm和约100mm之间或在约65mm和约70mm之间(例如，约67.62mm)。假体200的总纵向长度可以，例如，在约25mm和约150mm之间或在约50mm和约70mm之间(例如，约62mm)。如本文所描述，包括各种尺寸的许多激光切割支架、织造支架和其组合是可能的。本文描述的支柱可以包括线材或细丝或未从海波管或板切割的部分。

假体200的近端和/或远端可以任选地包括环210。例如，环210可以帮助将假体200锚定在动脉和/或静脉中。环210的周向宽度211可以，例如，在约0.25mm和约1mm之间或在约0.5mm和约0.75mm之间(例如，约0.63mm)。例如，环210的纵向长度212可以在约0.25mm和约2mm之间或在约0.5mm和约1mm之间(例如，约0.785mm)。在一些实施方式中，假体200的总长度与环210的纵向长度212的比可以在约50:1和约100:1之间(例如，约79:1)。例如基于以下至少一项，可以调整环210的尺寸211、212：支柱厚度、假体的直径(例如，相对于脉管)、假体的总长度、材料、形状设定性质、其组合和诸如此类。

图19是假体220的另一示例实施方式的示意性侧视图。假体200可以具有假体220的形状，例如在径向扩张的状态(例如，在从递送系统190部署之后)中的形状。图19图示包括第一部分221和第二部分225的假体220的示例形状。第一部分221具有大体柱形的或柱形的形状，所述形状具有在约15mm和约25mm之间的长度222(例如，约21mm)和在约2.5mm和约5mm之间的直径223(例如，约3.5mm)。第二部分225具有大体截头锥形的或截头锥形的形状，所述形状具有在约30mm和约50mm之间的长度226(例如，约41mm)和在约4mm和约10mm之间、在约4mm和约7mm之间(例如，约5.5mm)等的最大直径227。第二部分225远离第一部分221的呈锥形的角度可以在约0.02度和约0.03度之间(例如，约0.024度)。

关于可以根据本文描述的方法和系统使用的假体的进一步细节在2013年3月8日提交的美国专利申请第13/791,185号中描述，其在此通过引用以其整体并入。

图20A-图20H示意性地图示了实现逆行灌注的方法的示例实施方式。该程序将关于外周血管系统诸如小腿描述，也可以改为适合于其他体腔(例如心脏的、其他外周的等)。为了清楚，某些步骤诸如麻醉、切口细节、缝合等可以被省略。在一些实施方式中，该程序可以从静脉到动脉执行(例如，利用来自下面的静脉导管)。

获得进入股动脉和股静脉的入口。例如使用塞尔丁格(Seldinger)技术，将引导器鞘(例如，7Fr(约2.3mm))插入股动脉并将引导器鞘(例如，6Fr(约2mm))插入股静脉。将导丝(例如，0.014英寸(约0.36mm)、0.035英寸(约0.89mm)、0.038英寸(约0.97mm))插入通过股动脉中的引导器鞘并引导进入胫后或胫前的患病动脉300的远侧部分。将第二导丝(例如，0.014英寸(约0.36mm)、0.035英寸(约0.89mm)、0.038英寸(约0.97mm))或勒除器被插入通过股静脉中的引导器鞘。在使用勒除器的实施方式中，本文描述的第三导丝、第四导丝等是准确的——即使编号可能不是连续的。

将静脉进入针经皮插入目标静脉，例如胫静脉(例如，近端胫静脉(PTV))。在一些实施方式中，静脉进入针可以在超声下被引导。在一些实施方式中，对比剂被可以注入朝向脚的隐静脉(逆行)，然后对比剂将流入PTV。该流动路径可以使用荧光检查捕获，从而使得不通过超声或除超声之外，还可以通过荧光检查引导静脉进入针。

可以在发射导管310可能将要驻留的地方下面的近侧和远侧(例如，几英寸或几厘米)进入目标静脉。在一些实施方式中，目标静脉可以是在踝中。一旦静脉进入针在静脉中，将第三导丝(或“第二”导丝，在这种情况下使用勒除器/捕捉器(snare)代替第二导丝)插入静脉进入针并在目标静脉中顺行推进直到股静脉。该进入方法可以有利地减少由于逆行推进线材穿过静脉瓣而导致的问题，其在下面进一步详细描述。例如使用荧光检查引导来捕捉(snare)第三导丝，并将其拉动通过股静脉鞘。将目标导管320在已经被捕捉的第三导丝上插入股静脉鞘。目标导管320在第三导丝上推进进入静脉系统，直到目标导管靠近胫后或胫前的患病动脉的远侧部分中的导丝和/或与所述导丝平行和/或靠近闭塞304，如图20A中所示出。

在一些实施方式中，第三导丝可以包括超声接收换能器(例如，全向的)，其被安装从而为由发射导管310发出的信号提供目标，或目标导管320可以在第三导丝上追踪，上述任一种情况可以允许省略某些技术(例如，股静脉进入、引入静脉引导器鞘、插入第二导丝、顺行推进第三导丝直到股静脉、捕捉第三导丝、在第三导丝上推进目标导管320)。

在一些实施方式中，可以例如使用超声直接进入PTV，其可以允许将目标导管320直接放置入PTV，例如使用小的鞘，这可以允许省略某些技术(例如，股静脉进入、引入静脉引导器鞘、插入第二导丝、顺行推进第三导丝直到股静脉)。

在一些实施方式中，导管320不是线上(over-the-wire)的导管，而是包括导丝和超声接收换能器(例如，全向的)。导管320可以如上面所讨论的作为第三导丝，作为第二导丝，或当直接进入PTV时作为通过小的鞘的导丝而被插入。

超声换能器通常包括两个电极，所述电极包括被可振动的陶瓷隔开的表面。进入的或接收的超声信号波可以耦接到长度延伸型式中，如图21中所示出的。图21是超声接收换能器350的示例实施方式的示意性透视图。如果换能器350的近端或顶端352和换能器的远端或底端354是传导性的并且电连接至线材，换能器可以接收超声信号。在一些实施方式中，换能器350的长度356在约0.1mm和约0.4mm之间(例如，约0.25mm)。在一些实施方式中，换能器350的重叠长度358在约0.1mm和约0.3mm之间(约0.2mm)。在一些实施方式中，换能器350的直径与其所安装到的导丝相似、基本相似或相同。在一些实施方式中，一排或一系列层压材料可以增强换能器350的信号接收能力。

在一些实施方式中，包括超声接收换能器的导丝可以包括压电膜(例如，包括塑料)，其可增强换能器的信号接收能力。图22是超声接收换能器360的另一示例实施方式的示意性横截面视图。图22中示出的超声接收换能器360包括任选的内腔368。超声接收换能器360包括一系列的层362、364和366。层362可以包括聚合物(例如，聚偏二氟乙烯(PVDF))层。层364可以包括无机化合物(例如，碳化钨)层。层366可以包括聚合物(例如，聚酰亚胺)层。层366的厚度可以在约25微米(μm或微米)和约250μm之间(例如，至少约50μm)。

发射导管310在靠近闭塞304和闭塞304近侧的股动脉和胫动脉中的导丝上追踪，如图20B中所示出。导管310可以更接近闭塞304，这取决于逆行灌注过程的解剖体那部分处的适合性。在一些实施方式中，导管310可以设置在胫后动脉或胫前动脉的远侧部分，例如靠近导管320。在一些实施方式中，导管310可以设置在踝的几英寸或几厘米内。

发射导管310发出指向超声信号。如图20C中箭头311、312所示出的，纵向旋转和移动发射导管310，直到信号被目标导管320接收。一旦信号被接收，这表明对准，使得针从发射导管310的延伸将导致成功进入静脉，横穿针314被推出导管310、离开胫动脉300并进入胫静脉302，如图20D中所示出的。放置横穿针314以在动脉300和静脉302之间形成瘘的准确度可以例如使用对比剂和荧光检查确认。

在一些实施方式中，超声信号可以用于确定动脉300和静脉302之间的距离。再次参照图16，从所图示的屏幕的左侧到第二频率包络的前缘的距离可以被用作导管之间距离的指示。

再次参照图16，显示装置可以图形地示出信号对准峰值，以允许使用者确定对准位置。在一些实施方式中，信号对准可以改变阈值以上或以下的颜色，例如从红色到绿色。在一些实施方式中，例如当对准信号跨越阈值时，可以发出音频信号，这可以允许使用者保持专注于患者而不是基本连续不断地监视屏幕。

在一些实施方式中，屏幕上的水平线在程序期间可以上移以表明达到该点的最大信号值或峰值。这条线可以称为“峰值保持”。如果达到更大的信号值，则水平线移动以匹配该更高的值。如果没有操纵能够将峰值提升到超过水平线，则那可以表明最大对准。如果信号峰值下降到水平线以下的某个量，则导管可能已经移动并且不再被适当地对准。因为由水平线表示的对准水平先前在程序期间已经达到，所以使用者知道这样的对准水平可以通过进一步旋转操纵和/或纵向操纵来达到。

第四导丝316(例如，0.014英寸(约0.36mm))(或“第三”导丝，在这种情况下使用勒除器代替第二导丝)被放置通过导管310的横穿针314的内腔并且以(静脉302的)逆行方向朝向脚进入胫静脉302，如图20E中所示出。外部套箍压力可以在针横穿点以上施加，以降低动脉300中的流动，从而抑制或防止血肿的形成，和/或使静脉充血以促进瓣膜穿过。导管310、320可以被移除，留下导丝316在适合的位置，从股动脉中的引导器鞘延伸，通过动脉树，并进入胫静脉302。

代替本文描述的指向超声技术或除指向超声技术之外，还可以使用从动脉300到静脉302穿过导丝316的某些技术。

在一些实施方式中，止血带可以应用至腿，其可以增加静脉直径。在一些实施方式中，封堵剂(例如，如关于图4和图7所讨论的，封堵球囊等)可以用于增加静脉直径。例如，静脉流可以倒退，使静脉扩大。较大的静脉直径可以为横穿针314产生更大的目标，使利用横穿针314更容易进入静脉300。

在一些实施方式中，PTA球囊可以在目标静脉中使用，并且针导管(例如，Outback，可购自Cordis)可以在荧光检查下靶向PTA球囊。横穿针314可以穿刺PTA球囊，并且PTA球囊压力的降低可以确认横穿针314的适当对准。PTA球囊可以增加静脉直径，为横穿针314产生更大的目标，使利用横穿针314更容易进入静脉300。导丝316可以被推进通过横穿针314并进入PTA球囊。

在一些实施方式中，PTA球囊包括例如嵌入球囊的聚合物中的网状物(例如，织造网)。当穿刺不具有这种网状物的球囊时，球囊材料可能破裂并引起栓子(例如，下游漂浮的球囊块)。网状物可以帮助限制球囊材料的撕裂，这可以抑制或防止球囊材料引起栓子。在一些实施方式中，没有网状物的球囊能够被配置为在被塌缩之后捕捉导丝(例如，通过将导丝缠结在球囊的折叠中)，不论是否被穿刺。

在一些实施方式中，沿着导管的轴线纵向地隔开的两个PTA球囊可以在目标静脉中使用，并且针导管可以靶向PTA球囊中的一个。在通过横穿针314穿刺PTA球囊中的一个之后，PTA球囊之间的孔(well)中的对比剂可以被释放，这是因为穿刺的球囊不再充当对比剂的坝(dam)。对比剂的释放可以通过使用荧光检查被监控。PTA球囊可以在相同的导管上或在不同的导管上。

在一些实施方式中，沿着导管的轴线纵向地隔开的两个PTA球囊可以在目标静脉中使用，并且针导管可以靶向PTA球囊之间的空间或孔。在通过横穿针314穿刺孔之后，孔中的对比剂可以被干扰。对比剂的干扰可以通过使用荧光检查被监控。PTA球囊可以在相同的导管上或在不同的导管上。

在PTA球囊可以在目标静脉中与超声目标组合使用的一些实施方式中，PTA球囊导管包括PTA球囊和超声接收换能器(例如，全向的)。在某些这样的实施方式中，发射导管310可以在荧光检查下靶向PTA球囊和/或可以靶向超声接收换能器，如本文所描述的。横穿针314可以穿刺PTA球囊，并且PTA球囊的压力降低可以确认横穿针314的适当对准。PTA球囊可以增加静脉直径，为横穿针314产生更大的目标，使利用横穿针314更容易进入静脉300。导丝316可以被推进通过横穿针314并进入PTA球囊。

在一些实施方式中，LeMaitre装置(例如，UnBalloon^TM Non-Occlusive ModelingCatheter(非闭塞型导管)，可购自马萨诸塞州的Burlington的LeMaitre Vascular)可以在目标静脉中使用。在一些实施方式中，LeMaitre装置可以增加静脉直径。较大的静脉直径可以为横穿针314产生更大的目标，使利用横穿针314更容易进入静脉300。在一些实施方式中，针314可以刺入LeMaitre装置。在某些这样的实施方式中，LeMaitre装置可以充当横穿针314的网状物目标(例如，包括在荧光检查下可见的不透射线材料)。LeMaitre装置的网状物可以通过向远推进网状物的近侧部分和/或向近侧缩回网状物的远侧部分(例如，像伞一样一起推动端部)和/或通过使网状物自扩张(例如，在网状物的至少一些部分包括形状记忆材料的实施方式中)而被径向地扩张。在一些实施方式中，LeMaitre装置可以抓紧横穿线材以当LeMaitre装置接近时将横穿线材保持在目标静脉中。

在一些实施方式中，发射导管310可以包括具有第一极性的第一磁体，并且目标导管320可以包括具有第二极性的第二磁体。当磁体足够接近以使磁力移动导管310、320的一个或两个时，横穿针314可以被推进以在动脉300和静脉302之间建立瘘。在一些实施方式中，第一磁体可以与横穿针314周向对准，和/或发射导管310可以被磁屏蔽以提供旋转对准。在一些实施方式中，第二磁体可以是纵向相对薄的以提供纵向对准。在一些实施方式中，横穿针314和/或导丝316可以从动脉300被磁性地拉到静脉302，或反之亦然。一些系统可以包括超声引导和磁引导二者。例如，超声引导可以用于初始对准，而磁引导可以用于精确对准。

再次参照图20A-20H，携带假体340的假体递送系统330在导丝316上追踪通过动脉300和静脉300之间的间隙区(interstitial space)，然后进入静脉300，如图20F中所示出的。在一些实施方式中，单独的PTA球囊导管(例如，约2mm)可以在导丝316上追踪以在引入假体递送系统330之前预扩大动脉300和静脉302之间的瘘。PTA球囊导管的使用可以取决于，例如，假体340的径向强度。

假体340例如通过操作触发器把手194(图17)从假体递送系统330部署。在一些实施方式中，例如，如果假体340不能扩张和/或推进，则可以移除假体递送系统330，并且在导丝316上推进PTA导管(例如，约2mm)以试图扩大或进一步扩大动脉300和静脉302之间的瘘。然后可以重新尝试部署假体340(例如，通过自扩张、球囊扩张等)。在一些实施方式中，假体340的部署可以重塑脉管，例如使脉管的直径扩张至少约10％、至少约20％、至少约30％或更多、在约0％和约10％之间、在约0％和约20％之间、在约0％和约30％之间或更多。在假体340是自扩张的实施方式中，重塑程度可以随时间改变，例如当脉管扩张时假体340扩张或当脉管收缩时假体340收缩。

一旦假体340部署，如图20G中所示出的，可以利用PTA导管扩大瘘。PTA导管的直径(例如，约3mm至约6mm)可以至少部分地基于以下选择：动脉300的直径、静脉302的直径、间质组织的组成、假体340的特性、其组合和诸如此类。在一些实施方式中，假体递送系统330可以包括(例如，在假体340的近侧或远侧的)PTA球囊导管，其可用于本文描述的任选的PTA球囊导管技术的一个、几个或全部。在假体包括圆锥形部分的实施方式中，PTA球囊可以包括圆锥形部分。一旦假体340在适当的位置，可以移除假体递送系统330，如图20H中所示出的。AV瘘因此被形成在动脉300和静脉302之间。各种导管310、320、330和假体340的放置的确认可以在荧光检查下使用对比剂注入贯穿部分或整个程序确认。

在一些实施方式中，标记物(例如，夹子、柳叶刀、剪刀、铅笔等)可以被施加至皮肤(例如，粘附到皮肤、放置在其顶部上等)，从而在假体340的部署之前近似地标记由横穿针314在动脉300和静脉302之间形成的瘘的位置。在使用者使用在瘘上膨胀的血压计以避免出血的实施方式中，血流的缺乏可以致使瘘部位的可视化或甚至估计困难，标记物可以提供这种识别。在发送导管和接收导管在瘘形成之后被移除的实施方式中，跨越点可能对于使用者难以感觉或确定，而标记物可以提供这样的识别。如果瘘将被扩大，则扩大球囊的中点可以优选地与瘘的中点对准(例如，以增加通过间隙区的孔或使其最大化)。在一些实施方式中，标记物可以在荧光检查下可视化(例如，包括不透射线的材料)以允许使用者在假体340的部署之前在荧光检查下看到或记住瘘的位置。

一旦假体340在适当的位置，血液流过静脉302并进入脚的障碍是静脉中的瓣膜。操纵导丝穿过静脉瓣可能是挑战性的，例如因为来自动脉的压力可能不足以扩充静脉并使瓣膜关闭不全(incompetent)。申请人已经发现可以使用许多技术的一种或更多种诸如PTA导管、支架(例如，被覆盖的支架、支架移植物等)和瓣膜刀使AV瘘远侧的静脉瓣失去能力或使其关闭不全，如下面进一步详细描述的。使静脉瓣失去能力可以允许血液经逆行灌注从股动脉流动，在静脉302中逆行，并在静脉中逆行至小静脉(venuole)和至脚的静脉循环远部的毛细血管以提供含氧血液至CLI患者的脚。

在一些实施方式中，高压PTA球囊导管可以用于使静脉瓣关闭不全(例如，当膨胀至大于约10atm(约1013千帕斯卡(kPa))时)。

在一些实施方式中，可以将一个或更多个支架跨过一个或更多个静脉瓣放置，以致使那些瓣膜关闭不全。例如，这样的支架应当具有使瓣膜保持打开的足够径向力。支架可能强有力地使瓣膜破裂。在一些实施方式中，支架包含覆盖物或移植物。某些这样的实施方式能够覆盖静脉侧副管。在一些实施方式中，支架是裸露的或没有覆盖物或移植物。某些这样的实施方式能够降低成本。静脉支架可以沿着静脉的长度(例如整个长度)延伸。例如，在一些实施方式中，PTV的整个长度与被覆盖的支架成一直线，覆盖静脉侧副管，干扰静脉瓣。

在一些实施方式中，静脉支架与瘘假体分开。单独的静脉支架可以允许在一些性质(诸如尺寸(例如，长度、直径)、材料(例如，有或没有覆盖物或移植物))和其他性质上更灵活。图31A示意性地图示了与静脉支架342的示例实施方式分开的动静脉瘘支架340的示例实施方式。静脉支架342可以与瘘支架340间隔开(例如，如在图31A中图示的)，紧靠瘘支架340，或与瘘支架340重叠、套叠或同轴(例如，瘘支架340的远侧节段至少部分地在静脉支架342的近侧节段内部，或静脉支架342的近侧节段至少部分地在瘘支架340的远侧节段内部)。在瘘支架340和静脉支架342重叠的实施方式中，静脉支架342的放置首先能够允许静脉支架342的面向逆行血流方向的近端被瘘支架340覆盖，以减少或消除可能由于静脉支架342的远端而发生的血流干扰。在瘘支架340和静脉支架342重叠的实施方式中，静脉支架342的放置其次能够通过瘘支架340，使得两个支架340、342能够共享至少一个部署参数(例如，使支架部署装置在相同导丝上追踪)。静脉支架342可以在瘘支架340之前或之后被部署。静脉支架342可以具有在约2cm和约30cm之间的长度(例如，约2cm、约3cm、约4cm、约5cm、约6cm、约7cm、约8cm、约9cm、约10cm、约11cm、约12cm、约13cm、约14cm、约15cm、约16cm、约17cm、约18cm、约19cm、约20cm、约21cm、约22cm、约23cm、约24cm、约25cm、约26cm、约27cm、约28cm、约29cm、约30cm、在这样的值之间的范围等)。

在一些实施方式中，静脉支架与瘘假体一体。一体的静脉支架可以允许在一些性质(诸如尺寸(例如，长度、直径)、材料(例如，有或没有覆盖物或移植物))和其他性质上更灵活。图31B示意性地图示了包含集成的静脉支架的示例实施方式动静脉瘘支架344。图31C示意性地图示了包含集成的静脉支架的瘘支架344的示例实施方式。支架344包含被配置为锚定在动脉中的第一部分346、被配置为锚定在静脉中并衬里一定长度的静脉的第二部分350、以及纵向地在第一部分346和第二部分350之间的第三部分348。在第一部分346和第二部分350具有不同直径的实施方式中(例如，如在图31C中图示的)，第三部分348可以是呈锥形的。在一些实施方式中，被配置为衬里静脉的第二部分350的一部分具有与第二部分350的其他部分不同的性质(例如，直径、材料、径向强度、其组合和诸如此类)。第二区段350的长度可以大于第一区段346的长度。例如，第二区段350可以具有被配置为衬里脉管(诸如PTV)的长度。第二区段350可以具有在约2cm和约30cm之间的长度(例如，约2cm、约3cm、约4cm、约5cm、约6cm、约7cm、约8cm、约9cm、约10cm、约11cm、约12cm、约13cm、约14cm、约15cm、约16cm、约17cm、约18cm、约19cm、约20cm、约21cm、约22cm、约23cm、约24cm、约25cm、约26cm、约27cm、约28cm、约29cm、约30cm、在这样的值之间的范围等)。

在一些原位旁路程序中，隐静脉被附连至大腿中的动脉和小腿中的另一动脉，绕过动脉中的所有堵塞。在某些这样的程序中，静脉不从患者剥出，纵长倒转(flip)，并用作假体，而是停留在原处以便血流是逆行的(针对静脉的瓣膜)。可将标准瓣膜刀从下面放入隐静脉和并且将其以塌缩状态推进至顶部、打开然后以打开状态向后拉，沿着路径切割静脉瓣。这种瓣膜刀的切割表面面向后，从而在这些程序期间在缩回期间切割。图23A是瓣膜刀400的示例实施方式的示意性透视图，所述瓣膜刀400可以与这样的程序一起使用，包括面向近侧的刀片402。

在本文描述的方法的一些实施方式中，静脉瓣远侧的入口是不可用的，使得向后拉瓣膜刀是不可能的，但是如本文描述的向前推动反向瓣膜刀是可能的。图23B是可以与这种程序一起使用的瓣膜刀410的示例实施方式的示意性透视图。反向瓣膜刀410包括面向前或远侧的一个或多个刀片412(例如，2-5个刀片(例如，3个刀片))，以便当反向瓣膜刀410向远侧推进时可以切割瓣膜。至少因为逆行进入至待失去能力的静脉先前不被认为是问题，所以不存在先验动机来反转瓣膜刀的刀片的方向从而形成如本文所描述的反向瓣膜刀410。反向瓣膜刀410可以在导丝414上追踪，导丝414可以被操纵进入静脉，用于使静脉瓣关闭不全。如本文所描述的在动脉和静脉之间形成瘘之后，静脉中的流体流是以与静脉中流体流的天然的或正常的或程序前的方向相反的方向，以便以与天然流体流相反的方向但是以瘘后流体流的方向推动反向瓣膜刀410。

其他系统和方法也能够用于使静脉中的瓣膜关闭不全(例如，切割球囊、旋切术(atherectomy)、激光切除、超声切除、加热、射频(RF)切除、具有正被推进和/或缩回的创伤的或非无创伤的端头的导管(例如，引导器鞘)、其组合和诸如此类)。

在使这种瓣膜关闭不全之前以逆行方式穿过静脉瓣也可以是有挑战性的。图24是LeMaitre装置420的示例实施方式的示意性透视图，LeMaitre装置420可以用于径向地扩张静脉并因此扩张它们的瓣膜。LeMaitre装置420包括可扩张的椭圆形的或长形的叶形422，例如自扩张的镍钛诺网。在一些实施方式中，PTA球囊导管可以用于径向地扩张静脉并因此径向地扩张它们的瓣膜。在一些实施方式中，将止血带应用至腿可以径向地扩张静脉并因此径向地扩张它们的瓣膜。在径向扩张之后，可以将导丝推进通过(一个或更多个)伸展的瓣膜(例如，通过扩张装置诸如LeMaitre装置)和导管(例如，PTA、支架递送、旋切术(例如，取向、轨道、激光等)等)或其他线上(over-the-wire)装置可以在导丝上推进。

图26A和26B示意性地图示了用于实现逆行灌注的方法的另一示例实施方式。再次参照图20E，瘘可以利用在本文中描述的技术和/或其他技术中的一种或更多种借助于延伸其中的导丝606被建立在包括闭塞604的动脉600和静脉602之间。携带假体620的假体递送系统在导丝606上追踪通过动脉600和静脉602之间的间隙区并进入静脉602，如在图26A中示出的。在一些实施方式中，单独的PTA球囊导管(例如，约2mm)能够在导丝606上追踪以在假体递送系统的引入之前预先扩大动脉600和静脉602之间的瘘。PTA球囊导管的使用可以取决于例如假体620的径向强度。假体620可以是图25A-25C的支架500、520、540或其变化(例如，如关于图25C描述的)，支架包括被配置为转向血流的未被覆盖的且低孔隙度的织造细丝。

未被覆盖的织造细丝的流动转向性质可以取决于血管腔的某些血流动力学特性。例如，如果闭塞604不完全使得一些压降可以发生在假体620的内腔与闭塞604和假体620之间的动脉600部分之间，血液可以能够流过假体620的侧壁而非进入瘘。再次参照图4和封堵材料251的描述，封堵材料608可以被可选地提供在动脉600中以进一步闭塞动脉600，这能够阻止可能引起和/或允许血液流过假体620的侧壁的流体动力学效果。对于另一示例，动脉600和静脉602之间的压降可以引起和/或允许血液沿静脉血流的正常方向流过假体的侧壁而非流过假体的内腔以实现逆行灌注。再次参照图4和封堵材料251的描述，封堵材料610可以被可选地提供在静脉602中，从而在正常静脉流下闭塞瘘下游的静脉602部分，这能够阻止可能引起和/或允许血液流过假体620的侧壁的流体动力学效果。

例如通过操作触发器把手194(图17)，从假体递送系统部署假体620。在一些实施方式中，例如如果假体620不能扩张和/或推进，假体递送系统可以被移除，并且PTA导管(例如，约2mm)在导丝620上推进以尝试扩大或进一步扩大动脉600和静脉602之间的瘘。假体620的部署然后可以被重新尝试(例如，通过自扩张、球囊扩张等)。在一些实施方式中，假体620的部署可以重塑脉管，例如如在本文中描述的那样扩张脉管的直径。在假体620为自扩张的实施方式中，重塑的程度可以随着时间而改变，例如当脉管扩张时假体620扩张或当脉管收缩时假体620收缩。假体620可以顺从假体620被部署在其中的解剖结构。例如，在手术台或台面上在扩张状态下，假体620可以为大体柱形，但是假体620可以顺从脉管和瘘的直径，其中假体620被部署在血管和瘘中使得假体可以具有在不同纵向节段中的不同直径、锥度、非柱形形状、其组合和诸如此类。

在假体620包含补充支撑结构(例如，如关于图25B描述的)的一些实施方式中，假体的部署可以包含部署第一织造结构，并且在部署第一织造结构之前、期间和/或之后，部署补充支撑结构。

瘘可以可选地在部署假体620之前、期间和/或之后利用PTA导管被扩大。PTA导管的直径(例如，约3mm至约6mm)可以至少部分地基于以下进行选择：动脉600的直径、静脉602的直径、间质组织的成分、假体620的特性、其组合和诸如此类。

一旦假体620在适当位置中，假体递送系统就可以被移除，如在图26B中示出的。AV瘘由此被形成在动脉600和静脉602之间。即使假体缺少或没有移植物材料，由于低孔隙度(例如，小于约50％孔隙度或在本文中描述的其他值)的血流动力学效果，血液也流过假体620的内腔。图26B示出了封堵材料608、610未被使用的实施方式。一旦假体620在适当位置中，就可以例如如在本文中描述的那样使静脉中的瓣膜关闭不全。

在假体620包含可以被单独部署的两组多个细丝(例如，如关于图25B的某些实施方式描述的)的实施方式中，多个细丝可以被至少部分地同时部署，在没有介入步骤的情况下被顺序地部署，或在具有介入步骤(诸如在本文描述的PTA步骤)的情况下被顺序地部署。

图27示意性地图示了用于实现逆行灌注的假体720和方法的另一示例实施方式。尽管一些尺寸并且甚至“10mm”的示例尺度被提供，但是在其中图示的特征的形状、尺寸、位置关系等可以改变。假体720被定位在包括闭塞704的动脉700中、在静脉702中，并且跨越动脉700和静脉702之间的间质组织T。假体720可以例如如在本文中描述的那样和/或利用其他方法被定位。在一些实施方式中，假体720通过具有与5Fr(1.67mm)内直径的递送系统在具有2Fr(0.67mm)外直径的导丝上被递送。

在一些实施方式中，其第一纵向区段722、第二纵向区段724、和/或第三纵向区段726、或其一个或更多个部分的孔隙度可以在约0％和约50％之间并在其之间的范围内变动，例如如在本文中描述的。来自动脉700的血流可以通过假体720被转向到静脉702内，例如由于血流动力学力，诸如动脉700和静脉702之间的压力差。假体720的低孔隙度可以允许流体基本流过假体720的内腔而基本不灌注通过假体720的侧壁。在一些实施方式中，朝向假体720的端部的近侧部分和/或远侧部分可以被配置为附着脉管侧壁，例如具有更低的孔隙度，因为血液不可能流过那些部分。

在本文中描述的技术可以对形成心脏附近、外周中、或甚至下肢(足底弓)中的两个体腔之间的瘘有用。图28A和图28B分别示意性地图示脚的动脉和静脉。瘘或吻合可以被形成在脚的两个血管之间。在一个示例中，从动脉到静脉的通道在中间外侧足底中从足底外侧动脉到足底外侧静脉被形成。

向脚供应血液的动脉被闭塞，并且内膜下空间钙化。线材被向远侧推动，并横穿到相邻静脉。动脉和静脉之间的孔利用1.5mm球囊被扩大，例如因为小动静脉瘘都不应造成在该位置处或在该位置中对患者的任何太大的伤害。在扩大之后，血液开始从动脉流至静脉而无泄漏。在这样的流动被确认之后，空间的进一步扩大利用更大的球囊(2.0mm、2.5mm、3.0mm)以更大的压力(例如，20-30atm)被执行。即使没有放置支架、移植物、支撑架(scaffolding)、或其他类型的装置，泄漏也惊人地极小或不存在。不包括假体的程序可以降低成本、程序时间、复杂性、其组合和/或诸如此类。足底外侧静脉直接进入前脚的静脉弓，使其成为向脚的该部分供应血液的杰出候选物。患者在程序之前在脚中有许多疼痛，并且在程序之后在脚中没有疼痛，表明血液能够如在本文中描述的那样被逆行供应通过静脉。瘘或吻合维持装置可以对于某些情况被可选地省略，诸如对于远侧或下肢动脉和静脉可以被描述为“胶着(glued)”在周围组织(例如，中间的足底外侧动脉和静脉)中的血液透析的情况。

在一些情况下，瘘或吻合维持装置可以被可选地使用。若干瘘维持装置在文本中进行描述。图29示意性地图示了吻合装置800的示例实施方式。吻合装置包括第一区段802、第二区段804、以及可选地纵向地在第一区段802和第二区段804之间的第三区段806。第一区段802可以被配置为锚定在第一体腔(例如血管，诸如动脉或静脉)中。第一区段802可以包括可扩张构件、倒钩等。第二区段804可以被配置为锚定在第二体腔(例如血管，诸如动脉或静脉，其可以是第一体腔的相反类型)中。第三区段806可以被配置为跨越在第一体腔和第二体腔的内腔之间。在一些实施方式中，在第一体腔和第二体腔的内腔之间的空间通常包含脉管壁，使得第三区段806的尺寸可以很小或甚至被省略。

一些吻合装置可用和/或已经被研发用于治疗更大脉管中的孔(例如，来自Medtronic的Spyder、来自Johnson and Johnson的CorLink、来自St.Jude Medical的Symmetry、来自Cardica的PAS-Port和来自ROX Medical的ROX Coupler)。例如如果被重新定尺寸和/或被重新构造，这样的装置可以适于应用于外周或下肢中。其他装置也是可能的。

图30示意性地图示了利用跨越血管902和904的壁的吻合装置800被耦接在一起的两个血管902和904的示例实施方式。血管902是动脉，如通过具有厚壁示意性地示出的，并且血管904是静脉。血管和其他体腔的其他组合也是可能的。在通道906例如如在本文中描述的那样(例如，利用线材、可部署针、一个或更多个球囊等)被形成在第一血管902和第二血管904之间之后，吻合装置800被部署。例如，吻合装置800部署系统的远端可以驻留在第一血管902中，并且部分地延伸通过通道906。吻合装置800的第一区段802可以被部署通过通道906和在第二血管904中。在部署后，第一区段802可以自扩张，例如以附着第二血管904的壁。吻合装置800的第三区段806可以被部署通过通道906。在部署后，第三区段806可以自扩张，例如从而附着通道906周围的组织并维持通过通道906的开放性。吻合装置800的第二区段804可以被部署在第一血管902中。在部署后，第二区段804可以自扩张，例如从而附着第一血管902的壁。第一区段802、第二区段804和第三区段806中的一个或更多个可以利用球囊被扩张。不同的球囊或一系列球囊能够被用于吻合装置800的不同区段802、804、806。

图32A至图32D图示了用于在经皮旁路程序中识别和避免分叉1104的示例方法和装置示。第一脉管1000(例如，动脉)被闭塞1008所闭塞。闭塞1008可以是部分的或完全的(例如，造成严重的肢体缺血)。例如如在本文中描述的经皮程序能够使用第二脉管1002(例如，静脉)来旁通闭塞1008。第一导管1010存在于第一脉管1000中。第二导管1020存在于第二脉管1002中。第二脉管1002包括与分支或侧副管1006的汇合处的分叉1004。第一导管1010包含被配置为向第二脉管1002中的第二导管1020的超声接收器1022(例如，全向接收器)发送信号1014的超声发射器1012(例如，指向发射器)，例如如在本文中描述的。针1016(图32D)可以朝向第二脉管1002从第一导管1010中延伸出来。在图32A中所示出的构造中，如果针1016以与信号1014相同的角度延伸，例如如在本文中(例如，图3)描述的，那么针1016可以延伸到分叉1004内并且延伸到分支脉管1006内。导丝通过针1016的内腔的随后导航可能不利地进入分支脉管1006而非第二脉管1002。分支脉管1006而非第二脉管1002中的导航可能难以由使用者检测。

图32B图示了诊断分叉1004的存在和/或位置的示例方法中的第一步骤。可扩张构件1024例如通过提供流体流(例如，盐水、对比物质等)通过与可扩张构件流体连通的膨胀内腔1026来扩张。在图32A至图32D中，第二导管1020包含一体的可扩张构件1024(例如，包含球囊)和膨胀内腔1026。包含可扩张构件的单独导管可以在第二脉管1002中使用。可扩张构件1024的扩张闭塞第二脉管1002。如通过箭头1027示出的，血液仍然正在从第二脉管1002的近端和从分支脉管1006朝向可扩张构件1020流动。第二脉管1002的闭塞和仍然流入第二脉管1002的血液能够引起第二脉管1002扩张。第二脉管1002的扩张能够使第二脉管更易于靶向和/或用针1016穿刺。

图32C示出了第二脉管1002中的对比物质1028的引入。对比物质1028可以通过与第二导管1020一体的灌注端口和/或使用第二脉管1002中的单独导管来递送。对比物质1028可以包含例如被配置为改善荧光检查的对比剂或对比介质，包括基于碘的、基于硫酸钡的(例如，对于具有受损肾功能的对象)、其组合和诸如此类。对比物质1028能够有助于第二脉管1002的扩张。对比物质1028流动直至到达可扩张构件1024，然后开始靠近可扩张构件1024聚集。对比物质1028的一部分可以聚集在分叉1004中，使分叉1004和/或分支脉管1006的存在和位置在荧光检查下可见。在没有可扩张构件1024的情况下，对比物质1028将会流过第二脉管1002而不示出分叉1004和/或分支脉管1006。在了解针1016的角度和第一导管1010的位置的情况下，使用者能够确定针1016是否将会延伸到分叉1004和/或分支脉管1006内。由于这种情况一般将会导致无效的旁路，用于形成瘘的不同穿刺部位可以被选择。

在图32D中，第一导管1010已经被缩回一段距离1018。来自第一导管1010的超声信号1014(图32A)可以被用来靶向第二导管1020。图32B和32C中所示出的程序可以被重复，例如寻找另一分叉。一旦使用者满意针1016将会在没有分叉的位置处穿刺第二脉管1002以防止或阻止推进到分支脉管而非第二脉管1002内，针1016可以从第一导管1010延伸，从第一脉管1000中延伸出来，通过第一脉管1000和第二脉管1002之间的间质组织，并且在第二脉管1002不包括分叉或分支脉管的位置处进入第二脉管1002。针1016可以在可扩张构件1024被膨胀或被收缩的情况下、或甚至在第二导管1020从第二脉管1002被移除的情况下而被延伸。在一些实施方式中，永久闭塞物可能位于第二脉管1002中，例如如在本文(例如，图4)中描述的。导丝可以追踪通过针1016的内腔，并且如在本文中描述的其他程序(例如瘘扩大、瘘假体的部署、支架移植物的部署、反向瓣膜刀的使用等)能够通过在导丝上面追踪导管(例如，通过第一脉管1000、通过瘘并且然后通过第二脉管1002)来执行。在一些实施方式中，如果使用者期望的话，本文中描述的装置和方法能够被用来将针引导到分叉和/或分支脉管内。

图33A和33B示意性地图示了能够在针1116横穿间质组织1101的情况下在第一脉管1100(例如，动脉)和第二脉管1102(例如，静脉)的连接后被执行的示例程序。针1116从第一脉管1100中的第一导管1110延伸。第一脉管1100被闭塞1108所闭塞。在图33A中，导丝1118延伸通过针1116中的内腔，并且然后能够被导航通过第二脉管1102。针1116可以在导丝1118的放置后被缩回，并且第一导管1110可以从第一脉管1100被缩回。如在图33B中图示的，第二导管1120可以在导丝1118上追踪通过第一脉管1100，通过间质组织1101，并且进入第二脉管1102。在图33B中，第二导管1120包含球囊导管，该球囊导管包含球囊1122(例如，PTA球囊)。球囊1122的膨胀能够扩大在第一脉管1100和第二脉管1102之间形成的瘘。脉管1100、1102中的间质组织1101和/或孔口的扩大能够增强后续程序，诸如穿过瘘的假体的放置。

图34A至图35F图示了当导丝1118在脉管1102(例如，静脉)中时能够被执行的示例程序。在图34A中，假体1124已经穿过第一脉管1100和第二脉管1102之间的间质组织1101被放置。用于放置假体1124的部署系统可能已经在导丝1118上被追踪。导管1130A在导丝1118上追踪至假体1124的远侧。如图34B中所示出的，导管1130A可以总是朝向对象的脚后跟1103被追踪。

如图34C中所示出的，导管1130A被配置为递送第一支架移植物1132A，第一支架移植物1132A能够衬里第二脉管1102，从而使第二脉管1102中的瓣膜失去能力，闭塞第二脉管1102的分支脉管等，例如如所描述的。在图34D中，导管1130A已经被缩回，并且另一导管1130B已经在导丝1118上被追踪。图34D还示出了第一脉管1100中的闭塞1108可以终止的位置的示例，如果另一瘘被形成在第一脉管1100和第二脉管1102之间(例如，以旁通闭塞1108)，这会是有用的。形成第二瘘可以与(例如，通过使用本文中描述的超声引导、延伸针和假体部署中的至少一个)形成第一瘘相同或不同。在图34E中，导管1130B正在递送第二支架移植物1132B，第二支架移植物1132B可以在区域1133中至少部分地重叠第一支架移植物1132A。在一些实施方式中，第二支架移植物1132B的远端可以被配置为重叠第一支架移植物1132A的近端。在一些实施方式中，第一支架移植物1132A的近端可以被配置为被第二支架移植物1132B的远端重叠。在一些实施方式中，例如如果第二支架移植物1132B首先被放置，那么第一支架移植物1132A的近端可以被配置为被第二支架移植物1132B的远端重叠。第二支架移植物1132B可以与第一支架移植物1132A纵向地间隔开，例如如果纵向间距足够小以致于在间距的位置中不可能存在分支脉管和/或瓣膜。

在图34F中，第二支架移植物1132B至少部分地重叠假体1124。在一些实施方式中，第二支架移植物1132A的近端可以被配置为重叠假体1124的远端。在一些实施方式中，假体的远端可以被配置为被第二支架移植物1132B的近端重叠。第二支架移植物1132B可以与假体1124纵向地间隔开，例如如果纵向间距足够小以致于在间距的位置中不可能存在分支脉管和/或瓣膜。图34F还示出了从脉管系统缩回来的导管1132B。尽管在该示例中描述了两个支架移植物1132A、1132B，但是例如取决于在假体1124远侧的第二脉管1102的长度、(一个或更多个)支架移植物的(一个或更多)长度、分支脉管的可能性或存在等，一个、两个、三个或更多个支架移植物可以被使用。

图35A示出了在第一支架移植物1132A远侧的第二脉管1102。第二脉管1102包含第一瓣膜1105A，第一瓣膜1105A阻止或防止血液1111流动到第一瓣膜1105A的远侧。在图35B中，导管1140在导丝1118上朝向第一瓣膜1105A追踪通过支架移植物1132A。导管1140包含使瓣膜失去能力的装置。在图35C中，导管1140被示为包括例如如在本文中描述的反向瓣膜刀1142和鞘1144。再次参照图35B，当反向瓣膜刀1142在鞘1144中时，反向瓣膜刀1142处于径向收缩状态。如在图35C中示出的，当鞘1144向近侧缩回和/或反向瓣膜刀1142向远侧推进时，反向瓣膜刀1142在远侧推进后径向扩张到被配置为切割瓣膜的状态。在图35D中，反向瓣膜刀1142的一个或多个刀片切除或切割或切断第一瓣膜1105A的小叶，允许血液1111流动第一瓣膜1105A的远侧。

参照图35E，在已经使第一瓣膜1105A失去能力之后，反向瓣膜刀1142可以被径向压缩在外鞘1144中以便进一步远侧推进而不影响第二脉管1102。如在图35F中示出的，当遇到第二瓣膜1105B时，反向瓣膜刀1142可以从鞘1144延伸并且然后被向远侧推进以使第二瓣膜1105B失去能力，允许血液1111流动到第二瓣膜1105B的远侧。可以为第二脉管1102中与使用者所期望的一样多的瓣膜重复反向瓣膜刀1142的使用。在一些实施方式中，反向瓣膜刀1142可以在支架移植物1132A、1132B的替换之前被使用。除了反向瓣膜刀之外的使瓣膜失去能力的装置(例如但不限于如在本文中描述的双向瓣膜刀1300)也可以或可选地被使用。

图36A至36D图示了促进血液通过静脉进入脚趾的逆行灌注的方法。在图36A中，所图示的脉管系统包括足底外侧静脉1200、深足底静脉弓1202、跖骨静脉1204和足底内侧静脉1206。例如由于由经皮旁路引起的从动脉进入足底外侧静脉1200上游的静脉的逆行灌注，如通过箭头1201图示的通过足底外侧静脉1200的血流与血流的正常方向相反。血液如通过箭头1203示出的那样继续流过脉管系统，其中血液与如通过箭头1205指示的沿血流的正常方向远离脚趾流过跖骨静脉1204的血液会合。足底内侧静脉1206被配置为朝向心脏返回血液，因此如通过箭头1207指示的正常血流被维持。血液可以优选地如在图36A中图示的那样流动，当逆行灌注的预期效果是将氧合血液灌注到脚趾时，这不是期望的。

图36B图示了能够被用来促进血流通过跖骨静脉1204到达脚趾的装置的示例实施方式。包含第一可扩张构件1212(例如，球囊)的第一导管1210可以包含6Fr(French)闭塞导管，所述6Fr闭塞导管包含三通配件。可扩张构件1212在足底外侧静脉1200中被膨胀。与第一导管1210同轴的第二导管1220延伸通过可扩张构件1212，通过深足底静脉弓1202，并且进入足底内侧静脉1206。第二导管1220包含可扩张构件1222(例如，球囊)，可扩张构件1222可以在足底内侧静脉1206中被膨胀。此时，足底内侧静脉1206被部分地或完全地闭塞，并且通过足底内侧静脉1206的血流被阻止或被防止。血液可以继续从脚趾流过跖骨静脉1204，如通过箭头1205的持续指示。血液没有离开路线，因此流体静压可以在深足底静脉弓1202中累积，这能够使被配置为促进正常血流的瓣膜和/或其他结构失去能力。可选地，第一可扩张构件1212可以允许逆行灌注血液流动，这能够在深足底静脉弓1202中进一步建立压力。血流通常将会在足底外侧静脉1200中与逆行灌注的方向相反灌注，但是可扩张构件1212能够阻止或防止这种流动。

在一些实施方式中，包含单个导管的装置可以被用来促进血流通过跖骨静脉1204到达脚趾。该装置可以包含第一可扩张构件和第二可扩张构件。例如，该装置能够包含具有第一球囊和在第一球囊远侧的第二球囊的双球囊导管。

该装置可以允许第一和第二可扩张构件中的一个独立于另一个可扩张构件膨胀。例如，在一些实施方式中，该装置可以包含至少第一内腔和第二内腔。第一内腔能够被配置为独立于第二可扩张构件膨胀第一可扩张构件。第二内腔能够被配置为独立于第一可扩张构件膨胀第二可扩张构件。该装置可以包含被配置为膨胀第一和第二可扩张构件两者的单个内腔。该装置可以包括配置为膨胀第一和第二可扩张构件中的至少一个的一个或更多个膨胀端口。

该装置可以被配置为在可扩张构件中的至少一个的膨胀之前调整可扩张构件之间的距离。该装置可以允许可扩张构件隔离患者特异性治疗区域，并且促进血液通过静脉进入脚趾的逆行灌注，如在本文中描述的。例如，该装置可以允许第一可扩张构件在足底外侧静脉1200中的放置和第二可扩张构件在足底内侧静脉1206中的放置，和/或反之亦然。该装置可以包含被配置为控制装置的各种部分的移动的一个或更多个把手。例如，该装置可以包含控制第一和第二可扩张构件两者的移动的第一把手。在一些实施方式中，该装置可以包含被配置为独立于第二可扩张构件控制第一可扩张构件的移动的第二把手。第二把手可以允许该装置沿近侧方向相对于第二可扩张构件将第一可扩张构件从第一位置推进到第二位置。在第一可扩张构件已经被推进到第二位置之后，第二把手可以允许该装置沿远侧方向将第一可扩张构件推进到第一位置。

该装置可以包含被配置为将流体注入到由第一和第二可扩张构件限定的治疗区域内的灌注端口。例如，治疗区域可以包含深足底静脉弓1202。在第一和第二可扩张构件已经被膨胀之后，通过足底内侧静脉1206的血流被阻止或被防止。灌注端口然后可以允许该装置将流体注入到治疗区域内。流体的注入能够增加治疗区域内的流体静压。流体静压由于膨胀的第一和第二可扩张构件而增加，从而防止注入的流体在治疗区域外部流过足底内侧静脉1206和/或足底外侧静脉1200。灌注端口能够被配置为充分地增加治疗区域内的流体静压，以允许该装置使瓣膜和/或其他结构失去能力。例如，灌注端口的尺寸可以被设计为注入足以增加流体静压的流体量以促进血液流到脚趾。

在图36C中，血流被允许通过可扩张构件1212，如通过箭头1201指示的，但是可膨胀构件1212阻止深足底静脉弓1202中的正常血流。由于受限流动而引起的压力在深足底静脉弓1202中累积。可选地与来自足底外侧静脉1200的血液的流动结合的压力累积能够引起进入跖骨静脉1204的血流的反向，如通过箭头1209示出的。

在图36D中，第一导管1210和第二导管1220被移除。使深足底静脉弓1202中的正常脉管系统失去能力引起通过跖骨静脉1204的血液的继续的逆行灌注，如通过箭头1209的维持示出的。少量的氧合血液可以流过足底内侧静脉1206。在一些实施方式中，足底内侧静脉1206可以使用可扩张构件1222(例如，可从导管1220拆卸)或不同的闭塞物保持被闭塞。在一些实施方式中，血液可以沿与正常血流相反的方向流过足底内侧静脉1206。

图37A图示了处于径向扩张状态的使瓣膜失去能力的装置1300的示例。使瓣膜失去能力的装置1300被配置为在径向扩张状态下的缩回和/或推进后切割或切除或切断瓣膜(例如，静脉瓣膜)的小叶或使瓣膜(例如，静脉瓣膜)的小叶失去能力。使瓣膜失去能力的装置1300包含近侧部分1308、远侧部分1306、以及在近侧部分1308和远侧部分1306之间的中间部分1302。近侧部分1308包含管状元件。远侧部分1306包含管状部分。装置1300可以通过切割(例如，激光切割)海波管、切割平板并卷成海波管、形成装置1300的多个部分并且然后将零件耦接在一起、形状设定、其组合等来形成。远侧部分1306的管状元件和/或近侧部分1308的管状元件可以包含海波管或板的未切割部分。

近侧部分1308可以被耦接到推进器元件1320。推进器元件可以包含例如被配置为在导丝上推进的内腔。当被限制在鞘1304中时，装置1300可以处于径向压缩状态，并且当未被限制在鞘1304中时，处于径向扩张状态。装置1300可以通过向近侧缩回鞘1304和/或通过向远侧推进该推进器元件1320并且由此装置1300被径向扩张。装置1300可以通过向远侧推进鞘1304和/或通过向近侧缩回推进器元件1320并且由此装置1300被径向压缩。在径向扩张状态下，中间部分1302可以径向扩张，而近侧部分1308和远侧部分1306不径向扩张(例如，如在图37A中示出的)。

中间部分1302可以包含海波管或板的切割部分。中间部分1302可以包含在近侧部分1308和远侧部分1306之间延伸的一个或更多个支柱1316。中间部分1302可以包含在约一个支柱和约八个支柱之间(例如，一个支柱、两个支柱、三个支柱(例如，如在图37A中示出的)、四个支柱、五个支柱、六个支柱、七个支柱、八个支柱、在这样的值之间的范围等)。支柱1316可以被近似平均地周向间隔开，例如以沿任何周向取向提供一致的切割。例如，三个支柱1316可以被周向间隔开约120°。支柱1316可以被不平均地周向间隔开，例如以沿某一周向区域提供更多的切割。例如，第一支柱1316可以与第二支柱1316周向间隔开约135°并与第三支柱1316周向间隔开约135°，并且第二支柱1316可以与第三支柱1316周向间隔开约90°。

支柱1316可以包含在约一个和约四个刀片之间(例如，一个刀片、两个刀片(例如，如在图37A中示出的)、三个刀片、四个刀片、在这样的值之间的范围等)。在图37A中示出的支柱1316包含第一刀片1312和第二刀片1314。第一刀片1312面向近侧，并且被配置为当装置1300被向近侧缩回时进行切割。第二刀片1314面向远侧，并且被配置为当装置1300被向远侧推进时进行切割。当被向近侧缩回时和/或当被向远侧推进时，面向近侧的刀片1312和面向远侧的刀片1314允许装置1300使瓣膜失去能力，提供如双向瓣膜刀的灵活性。其他构造也是可能的。例如，第一支柱1316可以包含面向近侧的刀片1312，并且第二支柱1316可以包含面向远侧的刀片1314。对于另一示例，第一支柱1316可以包含多个面向近侧的刀片1312，并且第二支柱1316可以包含多个面向远侧的刀片1314。对于另一示例，第一支柱1316可以包含面向近侧的刀片1312和面向远侧的刀片1314，并且第二支柱1316可以包含零个刀片或没有刀片或缺少刀片。对于另一示例，第一支柱1316可以包含面向近侧的刀片1312和面向远侧的刀片1314，并且第二支柱1316可以包含面向远侧的刀片1314。对于另一示例，第一支柱1316可以包含两个面向近侧的刀片1312和面向远侧的刀片1314。

图37B是图37A的使瓣膜失去能力的装置1300的展开侧视图。装置1300可以从被卷成海波管的平板切割。图37B提供了可以被用来形成装置1300的示例切割图案。在图37B中示出的切割图案也可以在圆形海波管上。图37B提供了装置1300的一些示例尺寸。远侧部分1306的长度1340可以在约0.1mm和约3mm之间(例如，约0.1mm、约0.5mm、约1mm、约1.5mm、约2mm、约3mm、在这样的值之间的范围等)。远侧部分1306可以具有被配置为提供用于支柱1316的远端的稳定结合的长度1340。远侧部分1306的周向长度1342可以在约1.5mm和约5mm之间(例如，约1.5mm、约2mm、约2.5mm、约3mm、约3.5mm、约4mm、约5mm、在这样的值之间的范围等)。远侧部分1306的周向长度1342可以对应于被用来形成使瓣膜失去能力的装置1300或其扩张的海波管的周边。支柱1316之间的空间的长度1344可以在约0.1mm和约1mm之间(例如，约0.1mm、约0.2mm、约0.3mm、约0.4mm、约0.5mm、约0.7mm、约0.8mm、约0.9mm、约1mm、在这样的值之间的范围等)。支柱1316之间的空间的长度1344可以在远侧部分1306的周向长度1340的约2％和约67％之间(例如，约2％、约5％、约10％、约15％、约20％、约25％、约35％、约50％、约67％、在这样的值之间的范围等)。支柱1316的周向厚度1346可以在约0.1mm和约1mm之间(例如，约0.1mm、约0.2mm、约0.3mm、约0.4mm、约0.5mm、约0.7mm、约0.8mm、约0.9mm、约1mm、在这样的值之间的范围等)。支柱1316的周向厚度1346可以在远侧部分1306的周向长度1340的约2％和约67％之间(例如，约2％、约5％、约10％、约15％、约20％、约25％、约35％、约50％、约67％、在这样的值之间的范围等)。更厚支柱1316和/或支柱1316之间的更少间距可以比更薄支柱1316提供更多的刚性和切割。更薄支柱1316和/或支柱1316之间的更多间距可以使用更少的力用于径向扩张和/或收缩。如果支柱1316之间的空间具有圆形近侧边缘，近侧部分1308和中间部分1302之间的交界处的曲率半径1350可以在约0.1mm和约0.5mm之间(例如，约0.1mm、约0.2mm、约0.3mm、约0.4mm、约0.5mm、在这样的值之间的范围等)。如果支柱1316之间的空间具有圆形远侧边缘，远侧部分1306和中间部分之间的交界处的曲率半径可以在约0.1mm和约0.5mm之间(例如，约0.1mm、约0.2mm、约0.3mm、约0.4mm、约0.5mm、在这样的值之间的范围等)。近侧和远侧交界处的的曲率半径可以相同或不同。除了曲率半径之外，支柱1316可以以一定的角度接触近侧部分1308和/或远侧部分1306。近侧部分1308的长度1348可以在约0.1mm和约8mm之间(例如，约0.1mm、约0.5mm、约1mm、约2mm、约3mm、约4mm、约5mm、约6mm、约8mm、在这样的值之间的范围等)。近侧部分1308可以具有被配置为提供用于支柱1316的近端的稳定结合的长度1348。近侧部分1308可以具有被配置为被耦接到推进器元件1320的长度1348。近侧部分1308的周向长度可以对应于被用来形成使瓣膜失去能力的装置1300或其扩张的海波管的周边。近侧部分1308的周向长度可以与远侧部分1306的周向长度1342相同或不同。例如，如果装置1300从海波管切割并且近侧部分1308和远侧部分1306包含海波管的未切割部分，那么近侧部分1308和远侧部分1306可以具有相同的周向长度，或一个可以相对于另一个被扩张(例如，由于形状设定过程、通过推进器元件1320的向外力的扩张等)。

图37C是在由图37B中的圆37C识别的区域中的图37A的使瓣膜失去能力的装置1300的展开侧视图的扩大图。图37C示出了装置1300的一些示例尺寸。刀片1314的曲率半径1356可以在约0.1mm和约1mm之间(例如，约0.1mm、约0.2mm、约0.3mm、约0.4mm、约0.5mm、约0.7mm、约0.8mm、约0.9mm、约1mm、在这样的值之间的范围等)。刀片1314的边缘和支柱1316之间的距离1358可以在约0.1mm和约2mm之间(例如，约0.1mm、约0.25mm、约0.5mm、约0.75mm、约1mm、约1.25mm、约1.5mm、在这样的值之间的范围等)。支柱1316和刀片的组合厚度1360可以在约0.1mm和约3mm之间(例如，约0.1mm、约0.5mm、约1mm、约1.5mm、约2mm、约3mm、在这样的值之间的范围等)。图37C的支柱1316上的刀片1312的尺寸可以与图37C中的刀片1314的尺寸相同或不同。其他刀片1314的尺寸可以与图37C中的刀片1314的尺寸相同或不同。

图37D是如在图37B中示出的那样展开的图37A的使瓣膜失去能力的装置1300的端视图。图37D示出了装置1300的一些示例尺寸。厚度1362可以在约0.05mm和约0.25mm之间(例如，约0.05mm、约0.1mm、约0.15mm、约0.2mm、约0.25mm、在这样的值之间的范围等)。更大的厚度1362可以提供更多的刚性和切割力。更小的厚度1362可以使用更少的力用于径向扩张和/或收缩。如果装置1300由海波管形成，那么厚度1362可以是海波管的内直径和海波管的外直径之间的差、或海波管壁的厚度。如上面描述的，周向距离1342可以在约1.5mm和约5mm之间(例如，约1.5mm、约2mm、约2.5mm、约3mm、约3.5mm、约4mm、约5mm、在这样的值之间的范围等)。

图37E是处于径向收缩状态的图37A的使瓣膜失去能力的装置1300的端视图。图37示出了径向收缩状态的装置1300的一些示例尺寸。外直径1352可以在0.6mm和约1.5mm之间(例如，约0.6mm、约0.8mm、约1mm、约1.2mm、约1.5mm、在这样的值之间的范围等)。外直径1352大于内直径1354。内直径1354可以在约0.5mm和约1.4mm之间(例如，约0.5mm、约0.75mm、约1mm、约1.25mm、约1.4mm、在这样的值之间的范围等)。再次参照图37D，厚度1362可以对应于外直径1352与内直径1354之间的差除以二。例如，如果外直径1352是1mm并且内直径1354是0.8mm，厚度1362将会是：(1mm–0.8mm)/2＝0.1mm。

图37F是处于径向收缩状态的图37A的使瓣膜失去能力的装置1300的侧视图。图37G是处于径向收缩状态并且与图37F相比被周向旋转的图37A的使瓣膜失去能力的装置1300的另一侧视图。图37F和37G示出了处于径向收缩状态的装置1300的一些示例尺寸。远侧部分1306的远端和近侧部分1308的近端之间的长度1364可以在约15mm和约27mm之间(例如，约15mm、约18mm、约21mm、约24mm、约27mm、在这样的值之间的范围等)。再次参照图37B，可以从长度1364减去远侧部分1306的长度1340和近侧部分1308的长度1348以计算中间部分1302的长度。刀片1314的边缘和近侧部分1308的远端之间的长度1366可以在约5mm和约10mm之间(例如，约5mm、约6mm、约7mm、约8mm、约9mm、约10mm、在这样的值之间的范围等)。长度1366可以影响和/或基于处于径向扩张状态的刀片1314的直径。

图37H是处于径向扩张状态的图37A的使瓣膜失去能力的装置1300的侧视图。图37I是处于径向扩张状态并且与图37H相比被周向旋转的图37A的使瓣膜失去能力的装置1300的另一侧视图。图37H和图37G示出了处于径向扩张状态的装置1300的一些示例尺寸。在图37H和图37G中示出的径向扩张状态可以是完全扩张(例如，不存在外力情况下装置1300的形状)或部分径向扩张状态。通过装置1300的中心的纵向轴线1367和扩张的中间部分1302的外周边之间的长度或半径1368可以在约0.5mm和约7mm之间(例如，约0.5mm、约1mm、约1.5mm、约2mm、约2.5mm、约3mm、约4mm、约5mm、约6mm、约7mm、在这样的值之间的范围等)。远侧部分1306的远端和近侧部分1308的近端之间的长度1370可以在10mm和约25mm之间(例如，约10mm、约15mm、约18mm、约20mm、约22mm、约25mm、在这样的值之间的范围等)。再次参照图37F，处于径向收缩状态的长度1364可以长于处于径向扩张状态的长度1370。长度1370和长度1364之间的差可以在约0.1mm和约1mm之间(例如，约0.1mm、约0.2mm、约0.3mm、约0.4mm、约0.5mm、约0.6mm、约0.7mm、约0.8mm、约0.9mm、约1mm、在这样的值之间的范围等)。再次参照图37B，从长度1370减去远侧部分1306的长度1340和近侧部分1308的长度1348以计算处于真正扩张状态的中间部分1302的长度。横向于装置1300的纵向轴线1367获取的第一刀片1314的端头和第二刀片1314之间的长度1372可以在约2mm和约4mm之间(例如，约2mm、约2.5mm、约3mm、约3.5mm、约4mm、在这样的值之间的范围等)。

图37J是沿着图37H的线37J-37J获取的处于径向扩张状态的图37A的使瓣膜失去能力的装置1300的横截面端视图。图37J示出了刀片1314可以相对于支柱1316被旋转，如通过箭头1321指示的。每个刀片1314可以以相同的量并且沿相同的方向被旋转，或不同的刀片1314可以以不同的量和/或沿不同的方向被旋转。刀片1312也可以以与如针对图37J中的刀片1314示出的相同的方式和/或不同的方式(例如，相反)被旋转。

图37Ki至37Nii图示了能够使用图37A的使瓣膜失去能力的装置1300执行的示例程序。程序不是相互排斥的，并且可以基于例如使用者偏好、解剖结构、脉管进入点、正被执行的(一个或多个)其他程序、其组合和诸如此类被执行。

图37Ki示出了正追踪通过具有瓣膜1305的脉管1301的装置1300。装置1300可以在已经被导航通过瓣膜1305的导丝1318上进行追踪。装置1300可以在径向收缩状态下在导丝1318上被推进，其中中间部分1302被塌缩在鞘1304中。在图37Kii中，鞘1304被缩回，如通过箭头1323指示的，这允许中间部分1302径向扩张，如通过箭头1325示出的。装置1300然后可以被向远侧推进，如通过箭头1327示出的。面向远侧的刀片1314可以与瓣膜1305相互作用，以切割或切除瓣膜1305的小叶或使瓣膜1305的小叶失去能力。中间部分1302可以通过将装置1300向近侧缩回到鞘1304内和/或通过在装置1300上向远侧推进鞘1304而被真正地压缩。装置1300然后可以被用来使另一瓣膜失去能力或如期望的那样撤回。

图37Li示出了追踪通过包括瓣膜1305的脉管1301的腔的装置1300。装置1300已经在径向收缩状态下在导丝1318上被推进到瓣膜1305的远侧。在图37Lii中，鞘1304被向近侧缩回，如通过箭头1323指示的，这允许装置1300的中间部分1302径向扩张，如通过箭头1325示出的。装置1300然后可以被向近侧缩回，如通过箭头1329示出的，这允许面向近侧的刀片1312使瓣膜1305失去能力。中间部分1302可以通过将装置1300向近侧缩回到鞘1304内和/或通过在装置1300上向远侧推进鞘1304而被真正地压缩。装置1300然后可以被用来使另一瓣膜失去能力或如期望的那样撤回。

图37Mi示出了正追踪通过具有瓣膜1305的脉管1301的装置1300。装置1300可以在已经被导航通过瓣膜1305的导丝1318上进行追踪。装置1300可以在径向收缩状态下在导丝1318上被推进，其中中间部分1302被塌缩在鞘1304中。在图37Mii中，鞘1304被缩回，如通过箭头1323指示的，这允许中间部分1302径向扩张，如通过箭头1325示出的。装置1300然后可以被向远侧推进，如通过箭头1327示出的。面向远侧的刀片1314可以与瓣膜1305相互作用，以切割或切除瓣膜1305的小叶或使瓣膜1305的小叶失去能力。中间部分1302可以通过将装置1300向近侧缩回到鞘1304内和/或通过在装置1300上向远侧推进鞘1304而被真正地压缩。装置1300然后可以被用来使另一瓣膜失去能力或如期望的那样撤回。与图37Ki和37Kii相比，在图37Mi和37Mii中示出的方法是从相反的方向。一个方向可以在上游，而另一方向可以在下游。一个方向可以是沿正常血流的方向，而另一方向可以是沿在逆行灌注之后的血流的方向。

图37Ni示出了追踪通过包括瓣膜1305的脉管1301的腔的装置1300。装置1300已经在径向收缩状态下在导丝1318上被推进到瓣膜1305的远侧。在图37Nii中，鞘1304被向近侧缩回，如通过箭头1323指示的，这允许装置1300的中间部分1302径向扩张，如通过箭头1325示出的。装置1300然后可以被向近侧缩回，如通过箭头1329示出的，这允许面向近侧的刀片1312使瓣膜1305失去能力。中间部分1302可以通过将装置1300向近侧缩回到鞘1304内和/或通过在装置1300上向远侧推进鞘1304而被真正地压缩。装置1300然后可以被用来使另一瓣膜失去能力或如期望的那样撤回。与图37Li和37Lii相比，在图37Ni和37Nii中示出的方法是从相反的方向。一个方向可以在上游，而另一方向可以在下游。一个方向可以是沿正常血流的方向，而另一方向可以是沿在逆行灌注之后的血流的方向。

图38A示意性地图示了导管1400的远端的示例。导管1400可以包括超声换能器或其他靶向装置。导管1400可以在第二脉管(例如静脉)中使用，导管1400能够被第一脉管中的另一导管(例如，包含超声换能器)靶向。导管1400的远端包含捕获元件1404，捕获元件1404具有漏斗形状，在管状元件1402远侧延伸。捕获元件1404可以延伸出管状元件1402，例如由于被耦接到把手和捕获元件1404的致动机构，通过包含被配置为在由于温度(例如，由于体温与室温)、由于通过可扩张构件(例如，可膨胀球囊)和/或其他机构的扩张而经历相变后呈现预定形状的形状记忆材料。捕获元件1404可以具有在约90°和约170°之间(例如，约90°、约110°、约130°、约150°、约170°、在这样的值之间的范围等)的角度。管状构件1402可以包含至少部分地延伸通过其中用于引导被捕获元件1404捕获的导丝通过导管1400的内腔1408。引导导丝通过导管1400能够确保导丝被推进通过与导管1400相同的(一个或多个)脉管，而非通过非预期的分支或侧副管。内腔1408可以包含在管状构件1402内部的扩张部分1409。

图38B至38D图示了能够使用图38A的导管1400的远端执行的示例程序。图38B与图32D相似之处在于：针1016已经从第一脉管1000经过，通过间质组织，并且进入第二脉管1002。图38A的导管1400在第二脉管1002中。在被第一脉管1000中的导管1010成功地靶向之后，导管1400可能已经向近侧缩回，例如如通过箭头1403指示的。导管1400在成功靶向之后的缩回的距离可以是(例如，基于导管1400的远端和导管1400的换能器之间的距离)预定的，和/或可以基于使用者经验、荧光检查、其组合和诸如此类。在图38C中，捕获元件1404已经从导管1400的远端延伸出来。捕获元件1404能够充当漏斗以将从针1016延伸出来的导丝引导到导管1400内。在图38D中，导丝1406从针1016延伸出来，例如如在本文中描述的，被捕获元件1404捕获，并且然后被部分1409引导到内腔1408内。相比于导丝1406延伸通过分支脉管1006和/或其他分支脉管的任何可能性，被进一步向远侧推进的导丝1406将会进一步延伸到内腔1408内。通过在导丝1406上追踪来执行的程序(例如，使瓣膜失去能力、移植物替换、球囊扩张等)能够确保这种程序将会在预期的脉管中被执行，这能够提高更好的且更可预测的逆行灌注。

图38Ei和图38Eii图示了导管1440的远端的示例。导管1440可以类似于导管1400。导管1440包括膨胀内腔1445和可扩张构件1446(例如，包含球囊)。当导管1440处于其适当的位置时，例如如在图38B中图示的，可扩张构件1444可以被扩张，并且捕获元件1444可以被可扩张构件1446扩张。与图38Ei相比，图38Eii示出了被稍微向远侧推进并且然后扩张以便径向向外推动捕获元件1444的可扩张构件1446。可扩张构件1446可以被定位和/或被成形为扩张捕获元件1444而不被向远侧推进。如上面描述的，扩张捕获元件1444的其他方法也是可能的。

图38F图示了导管1420的一部分的示例。导管1420包含超声换能器1422。导管1420包含延伸出导管1420的侧面的捕获元件1424。捕获元件1424可以包含通向内腔1428的漏斗，所述漏斗可以可选地包含扩张部分1429。捕获元件1424被配置为捕获导丝1406并且将导丝1406引导到内腔1428内。捕获元件1424可以靠近换能器1422被定位。根据在本文中描述的某些靶向系统，针1016可以朝向换能器1422延伸，使得从针1016延伸出来的导丝1406将会靠近换能器1422，并且因此靠近捕获元件1424。捕获元件1424可以在换能器1422近侧。

图38G图示了导管1430的一部分的另一示例。导管1430包含换能器1422。导管1430包含延伸出导管1430的侧面的捕获元件1434。捕获元件1434可以包含通向内腔1438的部分漏斗，所述部分漏斗可以可选地包含扩张部分1439。捕获元件1434可以部分地或完全地围绕导管1430的周边延伸。捕获元件1434被配置为将导丝1406引导到内腔1438内，捕获元件1434可以包括扩张部分1439。捕获元件1434可以包含例如在到达体温后被变形以随着捕获元件1434扩张而打开通往内腔1438的孔口的导管1430的部分。捕获元件1434可以被配置为附着导管1430所在的脉管的侧壁。导管1400、1420、1430、1440的特征可以与本文中描述的导管1020或其他导管的特征进行组合。

图39A是目标导管1500的一部分的示例的透视图。目标导管1500包含鞘1502和可扩张结构1504。可扩张结构1504包含塌缩状态和扩张状态。图39A示出了处于扩张状态的可扩张结构1504。可扩张结构1504包含在扩张状态下朝向近端1506呈锥形的多个支柱。支柱形成多个单元(cell)。在一些示例中，导丝鞘1508延伸通过鞘1502和可扩张结构1504。目标导管1500可以在延伸通过导丝鞘1508的第一导丝上进行追踪。

图39B是处于第一状态的图39A的目标导管1500的侧视图。第一状态可以被认为是闭合状态或递送状态。在第一状态下，可扩张结构1504在鞘1502中处于塌缩状态。在一些示例中，导丝鞘1508从鞘1502的远端突出来。目标导管的近端可以包括冲洗端口、导丝端口和/或类似物。导管的远端可以包括靶向传感器(例如，超声接收器)、诊断传感器(例如，压力传感器)、其组合和/或类似物。在一些示例中，靶向传感器在塌缩状态下和/或在扩张状态下在可扩张结构1504近侧。在一些示例中，靶向传感器在塌缩状态下和/或在扩张状态下在可扩张结构1504远侧。在一些示例中，靶向传感器在塌缩状态下和/或在扩张状态下在纵向地在可扩张结构1504的近端和可扩张结构1504的远端之间。

图39C是处于第二状态的图39A的目标导管1500的侧视图。第二状态可以被认为是打开状态或部署状态。通过向远侧推进可扩张结构1504和/或向近侧缩回鞘1502，可扩张结构1504能够从鞘1502被部署。图39C通过箭头1510示出了鞘1502和可扩张结构1504之间的相对移动，并且通过箭头1512示出了可扩张结构1504的对应径向扩张。在一些示例中，可扩张结构1504是自扩张的(例如，包含诸如镍钛诺的形状记忆材料)，并且当不被鞘1502限制时，能够呈现扩张状态。通过向远侧推进鞘1502和/或向近侧缩回可扩张结构1504，可扩张结构1504能够被收回在鞘1502中。

图39D-图39I示意性地图示了使用图39A的目标导管1500的示例方法。在图39D中，第一导管1010在包含闭塞的第一脉管1000中被推进，例如如在本文中描述的。目标导管1500在第二脉管1002中被推进。例如，目标导管可以在已经被推进通过第二脉管1002的第一导丝上进行追踪。鞘1502的远端可以纵向地靠近闭塞。在图39E中，可扩张结构1504被径向扩张，如通过箭头1514示出的。在一些示例中，可扩张结构1504的扩张径向扩张脉管1002，如通过箭头1516示出的。扩张脉管1002能够为从第一导管1010延伸的针增大目标。在第二脉管1002是静脉的一些示例中，扩张脉管1002能够保持静脉打开，这能够避免潜在的或最终的痉挛的影响。

在图39F中，针1016从第一导管1010延伸，从第一脉管1000延伸出来，通过间质组织，并且进入第二脉管1002。在第二脉管1002中，针1016在可扩张结构1504的近端和可扩张结构1504的远端之间延伸。针1016可以延伸通过可扩张结构1504的单元。如果针1016最初接触可扩张结构1504的支柱，则支柱可以被偏转，使得针1016延伸通过单元。针1016的端头不一定必须穿刺第二脉管1010的中心，因为即使第二脉管1002以一角度被穿刺，针1016也能够以一角度延伸到可扩张结构1504内，并且随后部署的第二导丝1406也能够被可扩张结构1504捕捉。针1016的延伸可以使用靶向系统(例如，取向超声靶向系统，例如如在本文中描述的)来引导。在一些示例中，例如在具有或没有靶向系统的情况下使用荧光检查，针可以朝向可扩张结构1504被延伸。在某些此类示例中，可扩张结构1504可以包含不透射线标记，和/或可扩张结构1504的材料可以是不透射线的。(例如，可扩张结构可以在扩张(例如，膨胀)状态下包含不透射线流体)。

在图39G中，第二导丝1406被推进通过第一导管1010和针1016进入第二脉管1002。因为针1016延伸到可扩张结构1504内，第二导丝1406延伸到可扩张结构1504内。在图39H中，例如通过将可扩张结构1504至少部分地缩回到鞘1502内，可扩张结构1504被塌缩。塌缩可扩张结构1504抓住或捕捉第二导丝1406。在一些示例中，可扩张结构1504可以被可选地扭转或扭曲以帮助捕捉第二导丝1406。在图39I中，目标导管1500被向近侧缩回。因为第二导丝1406被可扩张结构1504捕捉，所以例如在从第二脉管1002移除目标导管1500期间，第二导丝1406被推进通过第二脉管1002。包含瓣膜刀、支架移植物和类似物的导管可以在第二导丝1406上进行追踪并且通过第二脉管1002，例如如在本文中描述的。

图40A是用于部署管状结构的示例把手1600的透视图。管状结构可以包含支架(诸如支架1122)或支架移植物(诸如支架移植物1132)。在一些示例中，把手1600可以被用来部署瓣膜刀(诸如瓣膜刀1142、1300)、可扩张结构(诸如可扩张结构1504)和类似物。把手1600包含主体1602和旋钮1604。主体1602包含第一节段1606，第一节段1606包含螺纹1607。主体1602包含没有螺纹的第二节段1608。狭槽1609从主体1602的近侧部分延伸到主体1602的远侧部分。

图40B是图40A的把手1600的一部分的扩大的透视剖视图。旋钮1604包含被配置为与螺纹1607相互作用的螺纹1617。滑动件1610延伸通过狭槽1609。滑动件1610包含连接器1612，其被耦接到外鞘使得滑动件1610的近侧移动向近侧缩回外鞘。当旋钮1604被旋转时，滑动件1610被向近侧缩回，这向近侧缩回外鞘。管状结构的初始部署可能比以后部署需要更高量的力，因为管状结构和外鞘之间的摩擦随着管状结构从外鞘被部署而减少。螺纹1607、1617能够有助于通过将旋转力转换成纵向力来传递更高的力。一旦旋钮1604被缩回到螺纹1607的近侧，旋钮1604可以被向近侧拉动，从而拉动滑动件1610并且因此拉动外鞘。在一些示例中，力的初始量可能很难通过近侧拉动来实现，但是能够通过旋钮1604的旋转来完成。在一些示例中，旋转旋钮1604部署管状结构的第一量，并且滑动旋钮1604部署管状结构的第二量。第一和第二量总计达整个管状结构。在一些示例中，第一量小于第二量。例如，第一量可以在第二量的约10％和约60％之间(例如，约10％、约20％、约30％、约40％、约50％、约60％、在这样的值之间的范围和诸如此类)。

在一些示例中，第一量和第二量之间的过渡近似对应于峰值部署力。峰值部署力能够基于例如管状结构设计(例如，长度、直径、径向力、(一种或多种)材料)、外鞘设计(例如，直径、(一种或多种)材料、(一个或多个)涂层)、其组合和诸如此类而改变。在一些示例中，过渡至少为管状结构的长度的三分之一。在一些示例中，过渡至少为管状结构的长度的一半。在一些示例中，第一量和第二量之间的比能够通过调整螺纹(例如，长度和/或螺距)来调整。

图40C是处于部署状态的图40A的把手1600的透视图。图40D是处于部署状态的图40A的把手1600的扩大的透视剖视图。旋钮1604已经被旋转，并且然后被向近侧缩回。在把手1600远侧，管状结构被部署。例如，支架可以从第一脉管被部署，通过间质组织，并且进入第二脉管。

图41A是用于部署管状结构的示例把手1700的透视图。管状结构可以包含支架(诸如支架1122)或支架移植物(诸如支架移植物1132)。在一些示例中，把手1700可以被用来部署瓣膜刀(诸如瓣膜刀1142、1300)、可扩张结构(诸如可扩张结构1504)和类似物。把手1700包含主体1702和旋钮1704。主体1702可选地包括壳体1716。狭槽1709从主体1702的近侧部分延伸到主体1702的远侧部分。

图41B是图41A的把手1700的一部分的扩大的透视局部透明图。图41B从与图41A相比相反的侧面示出了把手1700。旋钮1704被耦接到具有齿1717的齿轮或蜗轮或蜗轮1706，齿1717被配置为与滑动件构件或蜗杆(worm)或蜗杆(worm screw)1710的齿1707相互作用。主体1702可固定地耦接到内轴组件。滑动件构件1710被可固定地耦接到外鞘。在一些示例中，内轴组件具有包含多个不透射线标记带的远端，所述多个不透射线标记带能够使管状结构袋可见。被固定到内轴组件的近侧不透射线标记能够充当推进器，以当外鞘被向近侧缩回时维持管状结构的纵向位置。滑动件构件1710相对于主体1702的移动引起外鞘相对于内轴组件的移动。滑动件1710包含第一部分1712、第二部分1713和第三部分1714。第一部分1712被可固定地耦接到外鞘。第一部分1712在主体1702内部。第二部分1713突出通过狭槽1709。第三部分1714宽于第二部分1713。第三部分1714在主体1702外部，但在包括壳体1716的示例中除外。一旦滑动件构件1710处于要被向近侧拉动的位置，使用者与第三部分1714相互作用。主体1702可以包括例如彼此周向地相对的两个狭槽1709。在某些此类示例中，滑动件构件1710可以包括两个第二部分1713和两个第三部分1714(例如，如在图41B中图示的)。两个第三部分1714可以允许使用者紧握滑动件构件1710的两侧，提供优于一侧的紧握。在一些示例中，(一个或多个)第三部分1714可以包含增强紧握的特征(例如，纹理表面、凹陷、凸缘等)。

图41C至41Eiii示出了操作图41A的把手1700的示例方法。在图41C中，旋钮1704的旋转引起包括齿1717的齿轮1706旋转。齿1717与滑动件1710的齿1707相互作用，以将旋转力转换成纵向力，向近侧缩回滑动件构件1710，这向近侧缩回外鞘。管状结构的初始部署可能比以后部署需要更高量的力，因为管状结构和外鞘之间的摩擦随着管状结构从外鞘被部署而减少。壳体1716可以阻止使用者试图向近侧缩回滑动件构件1710，直至管状结构的一定量被部署从而部署管状结构的其余量不需要高量的力。壳体1716包括近侧孔口1718，滑动件能够在近侧缩回后离开近侧孔口1718。

在图41Di中，旋钮1704已经被旋转，直至滑动件构件1710处于从壳体1716出来的近侧位置。暴露的滑动件构件1710可以被向近侧拉动，由此拉动外鞘。在一些示例中，力的初始量可能很难通过近侧拉动来实现，但是能够通过旋钮1704的旋转来完成。图41Dii示出了正在从示例外鞘1722部署的示例管状结构1720。图41Dii示出了在旋钮1704已经被旋转直至滑动件构件1710处于要向近侧缩回(例如，从壳体1716出来)的位置之后的管状结构1720和外鞘1722的位置。管状结构1720的第一部分1724已经从外鞘1722被部署。

图41Ei是处于缩回位置的图41A的把手1700的透视图。图41Eii是处于缩回位置的图41A的把手1700的透视剖视图。滑动件构件1710已经向近侧缩回到主体1702的远侧部分，从而将外鞘向近侧缩回足以部署整个管状结构的量。图41Eiii示出了在滑动件构件1710已经向近侧缩回到主体1702的远侧部分之后的管状结构1720和外鞘1722的位置。管状结构1720的第二部分1726已经从外鞘1722被部署。第一部分1724和第二部分1726可以是管状结构1720的整个长度。

在一些示例中，旋转旋钮1704部署管状结构的第一量，并且滑动该滑动件构件1710部署管状结构的第二量。第一量和第二量可以总计达整个管状结构。在一些实施方式中，第一量和第二量加上第三量、第四量等可以总计达整个管状结构。第三量、第四量等可选地可以使用其他特征来部署。在一些示例中，第一量小于第二量。例如，第一量可以在第二量的约10％和约70％之间(例如，约10％、约20％、约30％、约40％、约50％、约60％、约70％、在这样的值之间的范围和诸如此类)。在一些示例中，第一量与第二量的比在约1：5和约5：3之间(例如，约1：5、约2：5、约3：5、约4：5、约5：5、约5：4、约5：3、在这样的值之间的范围和诸如此类)。

在管状结构被部署的情况下，被耦接到把手1700的导管可以从对象移除。在管状结构被耦接到内轴组件的远端的一些示例中，滑动件构件1710可以向远侧推进以捕获管状结构的第一部分。在一些示例中，捕获管状结构的第一部分是足以从对象安全地移除被耦接到把手1700的导管的量。在一些示例中，旋钮1704然后可以被旋转以捕获管状结构的第二部分。

图42A是发射装置4200的示例实施方式的俯视图。发射装置4200包括近侧部分4202和远侧部分4204。远侧部分4204包含导管4206。导管可以具有例如在约3Fr和约10Fr的外径(例如，约3Fr、约4Fr、约5Fr、约6Fr、约7Fr、约8Fr、约9Fr、约10Fr、在这样的值之间的范围等)。导管4206包括针内腔4208。针4216被配置为从针内腔4208中延伸出来。近侧部分4202包括把手4211和致动器4212。当致动器4212被远侧地推进和/或把手4211被近侧地缩回时，针4216从针孔口4208中延伸出来，例如如在本文中关于针4216描述的。当致动器4212被近侧地缩回和/或把手4211被远侧地推进时，针4216缩回到针孔口4208内。其他类型的把手或近侧部件也是可能的。例如，近侧部分4202可以包含激活器开关、杠杆、旋钮等，使得当激活器被致动时。对于另一示例，近侧部分4202可以包含使用者可抓住的伸缩元件(例如，导管的近侧部分或被耦接到其的构件)，使得针4216在伸缩元件之间的相对纵向移动之后从针孔口4208中延伸出来。

远侧部分4204包含不透射线标记物4210。不透射线标记物4210包含不透射线材料(例如，钽、钛、镍、钨、铂、金、银、铱、钯、锡、锆、铼、铋、钼、硫酸钡、钨粉、次碳酸铋、氯氧化铋、含有碘的药剂(诸如碘海醇(例如，

可从Amersham Health(GE Healthcare的部门)购得))、其组合等)。

图42B是图42A的发射装置4200的远侧部分4204的示意性俯视图、侧视图和远端透视图。不透射线标记物4210包含平坦的矩形(例如，正方形)标记物。不透射线标记物4210不与导管4206的弓形外表面一致。不透射线标记物4210可以是矩形的，其能够包括矩形、正方形，具有彼此约90°的相邻侧，具有基本上平行于彼此的至少两个相对侧(例如，平行四边形、梯形)等，不论是具有锐利的还是圆润的角。除了矩形之外的形状也是可能的，但是不透射线标记物4210优选地是薄的且平坦的。不透射线标记物4210可以是平坦的，其能够包括具有小于一定量的厚度，例如如本文中描述的。当不透射线标记物4210被定位在平坦表面上时，厚度会是在最高点与最低点之间(例如，圆润的(例如，遵循导管的外表面的轮廓)不透射线标记物将会具有比边缘点更高的中心点，并不应当被认为是平坦的)。平坦的不透射线标记物4210可以具有在约1/3,000和约1/3之间的厚度与最短横向长度的比(例如，约1/3,000、约1/2,000、约1/1,000、约1/500、约1/250、约1/200、约1/100、约1/50、约1/25、约1/12、约1/10、约1/5、约1/4、约1/3、在这样的值之间的范围等)。平坦的不透射线标记物4210可以具有在约1/3,000和约1/3之间的厚度与最短横向长度的比(例如，约1/3,000、约1/2,000、约1/1,000、约1/500、约1/250、约1/200、约1/150、约1/100、约1/50、约1/25、约1/12、约1/10、约1/5、约1/4、约1/3、在这样的值之间的范围等)。平坦的不透射线标记物4210可以具有使得当不透射线标记物4210垂直于成像平面时不透射线标记物4210在荧光检查下基本上消失的厚度。

图42B还示出了标记物4210的长度4230、宽度4232和厚度4234。在一些示例中，不透射线标记物4210具有在约1mm和约3mm之间的长度4230(例如，约1mm、约2mm、约2.5mm、约3mm、约3.5mm、约4mm、约5mm、在这样的值之间的范围等)。在一些示例中，不透射线标记物4210具有在约0.25mm和约3mm之间的宽度4232(例如，约0.25mm、约0.5mm、约1mm、约1.5mm、约2mm、约3mm、在这样的值之间的范围等)。在一些实施方式中，长度4230与宽度4232的比在约1/1和约5/1之间(例如，约1/1、约2/1、约2.5/1、约3/1、约3.5/1、约4/1、约5/1、在这样的值之间的范围等)。在一些示例中，不透射线标记物4210具有在约0.001mm和约1mm之间的厚度4234(例如，约0.001mm、约0.002mm、约0.003mm、约0.005mm、约0.01mm、约0.015mm、约0.02mm、约0.025mm、约0.03mm、约0.05mm、约0.075mm、约0.1mm、约0.15mm、约0.2mm、约0.25mm、约0.3mm、约0.5mm、约1mm、在这样的值之间的范围等)。

图42Bi是另一示例不透射线标记物4250的示意性侧视图。不透射线标记物4250可以包括与不透射线标记物4210相同或类似的特征，并且可以被用于相同或类似的系统和方法中。不透射线标记物4250包含组成不透射线标记物4250的块体的第一材料4250a和被耦接到第一材料4250a的第二材料4250b。在一些示例中，不透射线标记物4250的径向向外表面由第二材料4250b组成。第二材料4250b可以是比第一材料4250a更不透射线的(例如，具有足以在荧光检查下区分第二材料4250b的差异)。在一些示例中，第二材料4250b是不透射线的，并且第一材料4250a是透射线的。第二材料4250b能够经由熔覆、镀敷、化学气相沉积、原子层沉积、丝网印刷、涂覆(例如，浸涂、喷涂)、粘合、溅射等的被耦接到第一材料4250a。在某些这样的示例中，第二材料4250b能够是比整个不透射线标记物4250的块体更薄的。第一材料4250a可以在耦接第二材料4250b之前被抛光或以其他方式被弄平，例如以增加被耦接到其的第二材料4250b的平坦度。因为第二材料4250b是被用于导管的对准的材料，所以第二材料4250b本身(例如，不是整个不透射线标记物4250，不是第一材料4250a)可以被认为是不透射线标记物。

在一些示例中，不透射线标记物4250的第二材料4250b具有小于约2μm的厚度4236。在一些示例中，不透射线标记物4250的第二材料4250b具有在约1nm和约10μm之间的厚度4236(例如，约1nm、约2nm、约3nm、约5nm、约10nm、约50nm、约100nm、约500nm、约1μm、约2μm、约3μm、约5μm、约10μm、在这样的值之间的范围等)。第二材料4250b的厚度4236可以取决于第二材料4250b的成分和/或耦接技术。例如，金属化镍层可以在约1μm和约2μm之间。对于另一示例，金层可以在约1nm和约5nm之间或在约1μm和约3μm之间。其他材料层也是可能的。例如，透射线材料(例如，聚合物)能够被涂覆在第二材料4250b上面以阻止第二材料4250b的腐蚀，允许通常被认为是非生物相容性的第二材料4250b的使用，遵循导管的轮廓，和/或其他原因。因为材料是透射线的，本文中描述的方法不受影响。

示例尺寸(具体地厚度)能够限制对血管内窥镜或x射线或荧光检查机器的阴影影响。如从本文中的讨论意识到的，薄的不透射线标记物4210、4250的准确识别被用于导管4200的对准。阴影影响会阻止使用者的检测薄度的能力。

不透射线标记物4210在导管4200的一侧上，例如而不是沿着直径或半径。在一些实施方式中，不透射线标记物4210在与针孔口4208的同一侧上。在一些实施方式中，不透射线标记物4210在与针孔口4208的相对侧上。取决于不透射线标记物4210的位置，使用者的目标可以是使不透射线标记物靠近或远离目标导管。

图42C是图42A的发射装置4200的远侧部分4204的示意性扩张的俯视图。图42D是图42A的发射装置4200的远侧部分4204的示意性侧视图。在图42C和图42D中，针4216已经从针孔口4208中延伸出来，例如在发射装置4200的对准之后。在一些实施方式中，针4216能够通过致动器4212相对于把手4211的操作而被延伸。其他机构也是可能的(例如，开关、滑动件、轮子等)。没有机构或把手4211的近侧部分4202是可能的(例如，针4216的近端和导管4206的近端可通过使用者握住每个近端而相对于彼此移动)。针孔口4208被示为在不透射线标记物4210近侧，但是其他选项也是可能的。例如，针孔口4208可以在不透射线标记物4210远侧。对于另一示例，针孔口4208可以与不透射线标记物4210纵向地对准(例如，从不透射线标记物4210径向向外)。

在一些示例中，针4216可以与不透射线标记物4210纵向地对准，在垂直于不透射线标记物4210的细轴的平面中延伸。针4216的横向移动的限制能够降低即使不透射线标记物4210的对准是正确的以其他方式也可能产生的定位误差。例如，即使不透射线标记物4210被完美地对准，可预测地相对于不透射线标记物4210不延伸的针4216也能够致使对准无意义。

图42Ci-图42Ciii图示了包括被附接到针4216的异型件4260的示例导管。异型件4260在成形的内腔中滑动，其能够充当狭槽和键系统以减少或最小化针4216的横向和/或旋转移动。异型件4260和对应的内腔能够具有在至少一个径向轴中具有不对称形状。例如，异型件4260的C形形状与内腔的C形表面相互作用以阻止或防止被附接到异型件4260的针4216横向地移动。在一些示例中，内腔的C形表面能够包含(例如，用于在其上面追踪导管4200的导丝4217)的导丝内腔的外表面。尽管在导管4200的背景下被图示为包括不透射线标记物4210，异型件4260能够被用来横向地稳定本文中描述的其他导管(例如，包含超声换能器的导管)的针。对称形状也是可能的。一些实施方式能够包括滑动搭接接头。一些实施方式能够包括互锁管。

当导管4200以平行于不透射线标记物4210的主轴的观察角度被定位时，例如如图42D中示出的，标记物4210的最小面积是可见的，这例如能够指示与目标导管的对准。在角度上的每一个移位导致增加的可见面积，并且使用者的目标是要减少或最小化可见面积。非平坦的不透射线标记物(例如，遵循导管或支架的曲率的不透射线标记物)不能实现薄的状态，因为厚度受该标记物的曲率和周向延伸限制。如果不透射线标记物不是平坦的，它仍然可以符合本文中描述的一些方法被使用(例如，通过减少或最小化或相反地增加或最大可见标记物的量)。在检测到对准之后，针4216能够从针孔口4208中延伸出来，从导管4200存在于的第一脉管(例如，动脉)中出来，通过间质组织，并且进入例如目标导管存在于的第二脉管(例如，静脉)。本文中描述的过程然后可以被执行(例如，追踪通过针4216的导丝和使用用于扩大、直接递送、瓣膜刀的导丝等)。不透射线标记物4210、4250的使用能够减少或消除更复杂和/或昂贵的对准系统(诸如超声、电场和磁体)的使用，但是仍然为使用者提供针4216将会延伸到相邻脉管的保证。

相比于两个不透射线部件需要被对准(例如，在导管的相对侧上的不透射线部件，在导管的一侧上的一个不透射线部件和在导管的中部中的不透射线部件，在可延伸构件上的一个不透射线部件和在导管上的其他地方的不透射线部件)的系统，不透射线标记物4210、4250能够提供关于对准的更少疑虑。例如，使用者可能想知道不透射线部件中的一个在成像平面中是否是可见的而不是是否被对准，然而当未被对准时，不透射线标记物4210、4250将会是可见的，并且当被对准时，基本上不可见或处于最小厚度，可通过小的旋转来确认。形状(例如，形成一个形状的两个不透射线部件)、杆(例如，重叠或分开的多个不透射线部件)等的使用能够是主观的，然而不透射线标记物4210、4250提供任何额外的旋转是使不透射线标记物4210、4250更可见还是更不可见的基本上客观量度。某些这样的基于形状的不透射线部件系统也不能提供关于对准的方向的信息，因为形状能够在例如180°间隔开的两个或更多个位置处被形成，然而不透射线标记物4210、4250被清楚地取向到期望侧。即使形状在旋转之后分开或变得不对准，形状的分开关于方向也是非直观的。某些这样的基于形状的系统简单地确认该旋转而不考虑对准。导管的一侧上的缺少长度和宽度尺寸的不透射线小圆点可以在所有旋转取向上提供类似的有限可见性，然而不透射线标记物4210、4250显著地示出何时未被对准。形状的主观对准或宽度的评价(而不是最小厚度的客观评价)能够引起几度的不对准，这能够在从第一脉管横穿到第二脉管时引起针错过第二脉管。例如围绕导管的周向的不透射线环能够提供关于成像系统相对于导管的位置的信息(例如，是平行于还是垂直于导管)，但是不提供关于导管的旋转信息，使得从圆形型式到线性型式的改变对于旋转地对准导管是无用的。不透射线标记物4210、4250的极好性质能够降低制造成本，例如因为可以避免复杂的形状和位置。

图43A-图43N示意性地图示了使用包括图42A的发射装置4200的远侧部分4204的发射装置的示例方法。在图43A-图43G中，以放大视图方式示出了不透射线标记物4210。在一些实施方式中，该方法可以在执行图39A-图39E的方法(例如，扩张目标导管的可扩张结构或勒除器1504)之后开始，并且某些特征可以在方法之间被共用。

在图43A中，远侧部分4204已经在第一脉管中被纵向地推进到纵向地靠近勒除器1504的位置。在该示例中，勒除器1504是不透射线的，并且能够被用作目标导管。其他目标导管也是可能的，例如在导管上具有不透射线标记物(例如，第一不透射线标记物与第二不透射线标记物纵向地间隔开，在一些实施方式中，标记物包含标记物带)，包括被衬里有不透射线材料的球囊等。使用者能够在荧光检查下看见不透射线标记物4210和目标导管的不透射线特征。

在图43B中，远侧部分4204被旋转，如通过箭头4302指示的。在旋转期间，不透射线标记物4210变得更薄。在图43C中，远侧部分4204被进一步旋转，如通过箭头4304指示的。在旋转期间，不透射线标记物4210变得更薄。此时，使用者可以认为薄的不透射线标记物4210指示对准，但是不透射线标记物4210在发射导管的与勒除器1504相对的一侧上。对于不透射线标记物4210在与针孔口4208同一侧上的这种布置，不透射线标记物4210应当靠近勒除器1504。相对靠近或远离勒除器1504的不透射线标记物4210在旋转期间是看得见的。在一些实施方式中，具有不透射线性质的导丝能够帮助确定不透射线标记物4210的侧面。因为不透射线标记物4210是薄的但是在图43C中是错误侧，所以使用者继续对准。

在图43D中，远侧部分4204被进一步旋转，如通过箭头4306指示的。在旋转期间，不透射线标记物4210变得更厚。在图43E中，远侧部分4204被进一步旋转，如通过箭头4308指示的。在旋转期间，不透射线标记物4210变得更薄。在图43F中，远侧部分4204被进一步旋转，如通过箭头4310指示的。在旋转期间，不透射线标记物4210变得更薄。不透射线标记物4210现在靠近勒除器1504并且是薄的，指示对准。在一些实施方式中，此时，对准可以停止。

在图43G中，远侧部分4204沿通过箭头4312指示的方向继续被旋转或被过度旋转。在旋转期间，不透射线标记物4210变得更厚，指示进一步旋转使对准错误。在图43H中，远侧部分4204沿如通过箭头4314指示的相反方向被旋转。在旋转期间，不透射线标记物4210变得更薄。不透射线标记物4210现在再次靠近勒除器1504并且是薄的，指示对准。图43G和图43H的进一步旋转能够有助于使用者确保对准是准确的(例如，优化的)。远侧部分4204的旋转和不透射线标记物4210的观察能够类似于使相机聚焦，其中使用者能够进行粗调和精调。例如，粗调能够是要确定不透射线标记物4210是否在靠近勒除器1504的一侧上，而精调能够是要减小不透射线标记物4210的面积。对准也可以被描述为摆动，其中使用者来回旋转远侧部分4204以找到不透射线标记物4210的低或最小厚度。因此可以包括过度旋转、过摆、过调等以确认对准。

图43Hi示意性地示出了通过旋转对准过程的不透射线标记物的对准。包含不透射线标记物的导管在靠近或邻近目标脉管的第一脉管中。在包含不透射线材料的导丝4217上面追踪导管。当不透射线标记物与导丝4217重叠时，不透射线标记物的前面或后面(或第一侧和相对的第二侧)是可见的。在该示例中，不透射线标记物在导管的与针孔口同一侧上。当导丝4217在不透射线标记物与目标之间时，导管被旋转地不对准约90°至约270°。例如，即使不透射线标记物是薄的，如通过图43Hi中的最右侧图示中示出的，导管也可能是180°不对准。当不透射线标记物在导丝4217与目标之间时，导管旋转地在导管的正确侧上。当在导管的正确侧上并且是薄的时，如通过图43Hi中的最左侧图示示出的，导管被对准。如果不透射线标记物是足够薄的，不透射线标记物可以是薄线或甚至从荧光检查中消失。如果不透射线标记物在导管的与针孔口相对的一侧上，该过程将会是关于导丝4217相反的。在没有导丝4217的情况下或如果导丝4217不是不透射线的，该过程也是可能的，因为使用者能够在旋转期间可视化靠近或远离目标的不透射线标记物。通过在两侧上包括薄的不透射线标记物的一系列旋转位置的可视化能够阻止、最小化或防止180°不对准。

一旦发射导管被对准，针4216就能够被延伸，如图43I中示出的。延伸针可以包括离开远侧部分4204存在于的第一脉管，穿过间质组织，并且进入勒除器1504存在于的第二脉管。在实施方式中，针4216横穿到勒除器1504内。在图43J中，导丝4218被延伸通过针4216。导丝4218由此延伸通过第一脉管，通过间质组织，并且进入第二脉管。

在图43K中，勒除器1504被远侧地移动，如通过箭头4316指示的。导丝4218也远侧地移动，指示导丝4218被勒除器1504捕获或缠结。如果勒除器1504在针4216的缩回之前被远侧地移动，针4216的远侧移动能够确认与勒除器1504的接合和/或在目标脉管的内部中。使用针4216的核查能够是在推进导丝4218之前或之后。在一些示例中，针4216能够被核查，然后导丝4218能够被推进，并且导丝4218能够被核查。在图43L中，鞘1502被远侧地推进，如通过箭头4318指示的，捕获勒除器1504和与勒除器1504缠结的导丝4218。在图43M中，鞘1502被进一步远侧地推进，如通过箭头4320指示的，进一步捕获勒除器1504。在一些实施方式中，例如由于与导丝4218的缠结，勒除器1504可能不是可完全回收到鞘1502内的。然而，勒除器1504可以被径向地压缩以移动通过第二脉管。

在图43N中，勒除器1504被近侧地缩回，如通过箭头4322指示的。因为导丝4218与勒除器1504缠结，导丝4218也在第二脉管中被近侧地缩回，或相对于第一脉管，被远侧地推进。如本文中描述的，例如，勒除器技术能够有助于将导丝4218导航通过第二脉管，例如经过瓣膜和其他困难的脉管系统。包含瓣膜刀、支架移植物等的导管可以在导丝4218上面被追踪并且通过第二脉管，例如如本文中描述的。

软件可以被实施为帮助不透射线标记物4210的检测。软件可以例如建立第一导管与第二导管和/或脉管之间(例如，第一导管与第二导管之间、第一脉管与第二脉管之间、第一脉管中的第一导管与第二脉管之间)的“横穿平面”。“在横穿平面中”一般意味着但不限于，当使用者将针从第一脉管推进到第二脉管时，针将会进入第二脉管。这种横穿优选地允许程序被执行使得流体在脉管之间流动。横穿平面可以经由荧光检查或其他成像系统来获得，例如通过旋转成像头(例如，“C型臂”)直至两个感兴趣脉管(或一个或两个脉管中的导管)基本上在相距彼此的最大距离处。当第一脉管和第二脉管平行并且在其最大距离处时，能够认为它们在现在被显示的“横穿平面”中。这会是有挑战性的任务，因为脉管/导管之间的测量通常是初步的或“通过眼睛”来进行。软件解决方案能够使该过程更精确并且具有更少的使用者驱动的错误(例如，提供更好的精度、更多的可靠性)，并且可能更快。

软件可以与其他软件(例如，成像软件)并行地运行。图43Oi-图43Ovi图示了使用软件的对准的示例实施方式。在图43Oi中，第一导管4200在第一脉管4330中被推进，并且第二导管1500在靠近预期横穿点(例如，靠近和/或在第一脉管4330中的闭塞上游)的第二脉管4332中被推进。第一脉管4330可以是动脉。第二脉管4332可以是静脉。“C型臂”或成像系统的其他保持器可以被定位使得它不立即提供脉管4330、4332和/或导管4200、1500的适当视图。在图43Oii中，软件测量第一导管4200的中心线4334与第二导管1500的中心线4336之间的距离4338。当C型臂被旋转时，距离4338改变，因为成像平面改变。系统可以控制C型臂和/或可以对使用者移动C型臂作出响应。当距离4338处于最大值和/或大于一定量时，软件识别横穿平面。检测可以取决于放大倍数。当横穿平面已经被识别时，系统能够向使用者发送信号(例如，听觉的(诸如哔哔声)、视觉的(诸如改变中心线4334、4336的颜色、阴影、厚度等)、触觉的(诸如把手的振动)、向远程计算装置发送信号、其组合等)。系统可以是完全或部分自动化的(例如，在没有使用者交互的情况下或仅在使用者交互之后移动到下一步骤)。线绘制和/或测量方法/软件的组合可以被使用。在图43Oiii中，横穿平面的图像可以可选地根据需要被取向(例如，使得脉管4330、4332平行于观察区域的横向边缘)。在一些实施方式中，脉管4330、4332可以在观察区域中被衬里有对比剂，并且其中心线之间的距离或对比剂衬里的脉管4330、4332之间的区域可以被最大化和/或大于一定值以识别横穿平面。这样的技术可以特别适合于非平行脉管4330、4332。取决于成像系统，对比剂可以被省略，例如如果脉管4330、4332能够在没有对比剂的情况下被识别。导管识别和/或脉管识别的组合可以被使用。

第一导管4200可以如通过箭头4340指示的那样被旋转，直至不透射线标记物4210具有最小厚度或低于一定值的厚度。软件可以在旋转期间使用边缘检测或其他方法来识别不透射线标记物4210的厚度。图43Ov示出了边缘线4342、4344，边缘线4342、4344被用来将不透射线标记物4210的厚度测量为边缘线之间的距离。软件可以使用相同或类似的例程来识别不透射线标记物4210的边缘以便识别图43Oii中的中心线4334、4336。软件可以使用相同或类似的例程来将边缘线4342、4344之间的距离测量为图43Oii中的中心线4334、4336之间距离4338。在一些实施方式中，像素计数可以被使用。如上面描述的，软件还考虑第二脉管的位置，并且因此能够建立薄的不透射线标记物是否正面向第二脉管(或反之亦然)。一旦软件已经建立不透射线标记物4210的厚度指示第一导管4200被适当地对准，并且第一导管4200正面向第二脉管4332，针4216就能够从第一导管4200延伸，从第一脉管4330中出来，并且进入第二脉管4332。当旋转对准已经被识别时(例如，导管正面向正确方向并且横穿针将会“在横穿平面中”)，系统能够向使用者发送信号(例如，听觉的(诸如哔哔声)、视觉的(诸如改变边缘线4342、4344的颜色、阴影、厚度等)、触觉的(诸如把手的振动)、向远程计算装置发送信号、其组合等)。针延伸能够由使用者在接收到信号之后开始。针延伸能够在指示对准之后是自动的。系统可以是完全或部分自动化的(例如，在没有使用者交互的情况下或仅在使用者交互之后移动到下一步骤)。第二导管1500可以被纵向地移动以移动针4216从而确认针已经穿刺第二导管1500的可扩张构件，例如如本文中描述的。

例如由于旨在防止静脉逆流的静脉瓣膜以及许多支流和平行的静脉结构，用于逆行静脉进入的(例如，逆着正常血流的方向)的导丝的导航会是困难的或甚至不可能的。静脉的逆行导丝导航能够导致转向到分支内、由于瓣膜的阻塞，其中任一者或两者能够引起痉挛和/或穿孔。远侧地推进导丝经过胫静脉鞘插入点例如会是耗时的，有时在没有足/胫静脉造影的情况下花费几个小时来提供路线图和/或因为尤其是在心脏远侧的外周脉管系统在人之间改变。保持进入鞘和导丝在胫静脉中能够帮助张紧或张开(tent)静脉以允许交换导管和逆行导丝在胫进入鞘远侧经过。不能停留在静脉中(这能够导致穿孔)能够引起静脉痉挛，使得程序会需要被终止，因为使用者不能进入脚。

在没有静脉造影或路线图的情况下围绕足弓推进导丝能够导致穿孔静脉和/或诱发静脉痉挛。穿孔静脉能够引起围绕静脉的隔室，这实质上使静脉变平，妨碍导航或使导航变得不可能。在穿孔之后，等待15-20分钟以查看穿孔是否已经被解决、尝试选择替代静脉路径或终止程序是可能的。使用者可以选择在几天后再次尝试，例如当穿孔应当被解决时。当将导丝推进到脚内时，使用者能够弯曲脚，使用使用相反的特伦德伦伯卧位姿势(头抬高至脚上方)，和/或将止血带应用在踝上方以增加静脉压力，由此扩张静脉的直径并且使通过静脉中的瓣膜的导航更容易，但是这些不能完全解决穿孔风险。

顺行足进入提供了足静脉成像的机会和导丝在选定脉管中的经过而无瓣膜阻塞的并发症和转向到分支脉管内。执行一致的顺行足静脉进入的技术能够包括例如超声、用于静脉扩大的技术和/或荧光检查成像的使用。

当到足静脉脉管系统的逆行进入被期望时，从目标足静脉结构的初始顺行进入能够允许导丝的经过而无静脉瓣膜阻塞，例如因为导丝遵循静脉流的自然路线。被设计为对准到以这种方式引入的中心线的适当成形的导丝具有转向到多个侧分支、穿孔和平行的静脉结构内的更少机会。一旦导丝以这种顺行方式从足目标静脉被引入，其他导管和装置就能够在有限的或没有来自被导丝抹去的来自瓣膜的阻塞和/或转向到分支脉管内的风险的情况下以逆行方式被引入。

进入踝上方的胫后静脉并且直到横穿点，然后在横穿导丝以逆行方式工作的情况下，导航经过胫鞘并且尝试进入脚中的静脉弓会是困难的，或考虑到某些解剖结构，甚至可能是不可能的。理解脚的解剖结构能够帮助使用者进入脚中的期望静脉，例如因为使用者使导丝进入连接胫的静脉并且直到横穿点，消除关于潜在路径的任何混淆。

图44A图示了示例脚4400的血管解剖结构。脚4400包括内侧边际静脉4402。内侧边际静脉4402随着大隐静脉4401继续朝向心脏。图44E和图44F还示出了大隐静脉4401。脚4400包括供给内侧边际静脉4402的穿孔或分支静脉，包括下踝(submalleoral)静脉4403、舟骨静脉4404、楔形静脉4405和供给这些静脉的穿孔或分支静脉。脚4400包括第一跖骨间空间交通支静脉4406。下踝静脉4403、舟骨静脉4404、楔形静脉4405和第一跖骨间空间交通支静脉4406被连接到足底内侧静脉4407。第一跖骨间空间交通支静脉4406提供了从脚4400的顶部或足背侧到脚4400的底部或足底侧的一致静脉连接。脚4400的横向功能单元包括足底外侧静脉4408和脚后跟交通支静脉4409。在脚4400的后面，足底外侧静脉4408和脚后跟交通支静脉4409形成源于丛状胫后静脉4010的两个汇合。

图44B进一步图示了示例脚4400的血管解剖结构。也如图44A中示出的，脚4400包括足底内侧静脉4407和足底外侧静脉4408。脚4400的底部包括第一跖骨间空间4406的交通支。脚4400包括脚趾静脉，脚趾静脉包括第一指静脉4414和第四指静脉4416。脚4400包括立方交通支4418。脚4400包括踝交通支4420。脚4400包括舟状交通支4422。

图44C示出了第一足背跖骨动脉4424、以及延伸体4426、大和第二脚趾4428的指动脉、腓深神经4430和足背静脉4432。图44D示出了足底跖骨静脉4434、足底内侧静脉4407、胫后静脉4438、足底外侧静脉4408和足底深静脉弓4442。图44D还示出了第一跖骨交通支4406，其将足底连接到足背静脉。图44E示出了胫后静脉4438、足底外侧静脉4408、足底内侧静脉4407和内侧边际静脉4402。

图44G示出了大隐静脉4401、内侧边缘静脉4402和腓深神经4430。此外，图44G示出了腓浅神经4440、隐神经4442、小隐静脉4444、内侧交通支静脉4446、外侧交通支静脉4448、腓肠神经4450、外侧边缘静脉4452和足背静脉弓4454。

图44H示出了足底内侧静脉4407、足底外侧静脉4408和小隐静脉4444。此外，图44H示出了股管4456的交通支、股深静脉4458的吻合部、股静脉4460、腘静脉4462、内侧和外侧腓肠肌静脉4464、比目鱼肌静脉4466、胫前静脉4468、胫旁交通支4470、比目鱼肌静脉4472、比目鱼肌静脉4474、腓静脉4476、胫后静脉4478、腿外侧交通支4480、上部胫骨后交通支4482、中部胫骨后交通支4484、下部胫骨后交通支4486和内侧踝交通支4488。

图44I是下脚静脉的局部解剖的仰视图。图44I示出了足底内侧静脉4407、足底外侧静脉4408(双)和舟骨交通支4422。此外，图44I示出了足底静脉的跟骨交叉路4488、脚底的丛状网络4490、跖骨间隙的穿通器4492和第五跖骨的穿通器4494。

图44J是下脚静脉的局部解剖的内侧视图。图44J示出了第一跖骨间隙的内侧边缘静脉4402、大隐静脉4401、胫前静脉4468和交通支静脉4492。此外，图44J示出了与胫前静脉4468、踝下脚交通支静脉4498、舟状交通支静脉4423、脚的足背拱廊4495、足背交通支静脉4497和拇趾的背静脉4499连通的足背交通支静脉4496。

脚的深静脉动脉化的某些技术能够靶向在足静脉的水平下的动脉入流和进入静脉足弓的逆行流，静脉足弓是(一个或多个)足底外侧或内侧静脉通过第一跖骨间空间交通支并进入(一个或多个)胫前静脉的继续。

图45示出了可以被用于足进入的成套工具4500的示例部件。成套工具4500包括止血带4502、超声探头4504和穿刺套件4506。止血带4502可以包含气动止血带4502a。止血带4502可以包含Esmarch止血带4502b。成套工具4500可以包含具有各种尺寸的一系列止血带4502(例如，如图45中示出的)和/或各种类型的止血带4502(例如，如图45中示出的)。超声探头4504可以包含适合于目标足脉管的高清晰度静脉成像的超声。成套工具4500可以包含被配置用于与超声探头4504一起使用的液体或凝胶。穿刺套件4506可以包含回声针4508和导丝4510。针4508将会与导丝4510的直径兼容，并且可以基于足静脉结构的深度和解剖限制来选择。针4508可以被装配有Tuohy-Borst适配器以防止血液的逆流。导丝4510可以是例如0.018英寸。穿刺套件4506可以包含扩大器(例如，被装配在用于注射的侧臂内的2.9Fr内扩大器)。成套工具4500可以包含多个所描述的部件、额外的部件，和/或可以缺少所描述的部件中的一个或更多个。成套工具的一些或所有部件可以是无菌的。例如，超声探头4504能够被覆盖有无菌袋，然而所使用的穿刺套件4506必须是无菌的。

例如使用成套工具4500的示例程序包含在脚的表面上使用超声探头4504以引导具有针4508的穿刺器。导丝4510然后被插入通过针4508。在一些实施方式中，扩大器4512(可选地包括用于注射的侧臂)可以可选地在导丝4510上面被追踪。导丝4510然后被移除。对比剂被注射到扩大器4512内(例如，通过可选的侧臂)。对比剂的体积可以为例如约5mL至约50mL(例如，约5mL、约10mL、约15mL、约20mL、约25mL、约30mL、约35mL、约40mL、约45mL、约50mL、在这样的值之间的范围等)。对比剂可以是溶解，例如约50％对比剂和约50％盐水。对比剂延伸到脚的顶部、脚的底部和向上朝向踝中的静脉，提供脚中的静脉脉管系统的路线图。相同或不同的导丝4510然后可以被插入到扩大器4512内，并且被导航到基于所有已知静脉的使用者选择的静脉解剖结构内。

在一些示例中，对象能够被置于相反的特伦德伦伯卧位，其中头抬高至脚上方，例如在约30度至约45度之间。荧光检查(例如，选择包括脚中的静脉的所有图像/路径的大(例如，最大)帧尺寸的数字减影成像(DSI))例如能够被用来可视化程序的方面。

第一止血带能够被定位在膝上方，并且第二止血带能够被定位在感兴趣腿上的踝上方。第一止血带能够至少部分地促进扩张膝下方的静脉。第二止血带可以至少部分地促进扩张踝下方的静脉。第一止血带能够是与第二止血带相同的类型和/或尺寸(例如，两者都是气动止血带；两者都是Esmarch止血带；等)。第一止血带能够在尺寸和/或类型上不同于第二止血带(例如，一个是气动止血带而另一个是Esmarch止血带；两者是具有不同尺寸的气动止血带；等)。第二止血带能够阻止对比剂进入浅静脉，迫使对比剂进入深静脉。

在一些实施方式中，跖骨静脉4434(足背或足底)能够被用于对比剂的注射。用手指触摸或轻拍感兴趣静脉能够改善静脉扩大的成功率。当跖骨静脉4434被成功地插入套管时，环绕该踝的第二止血带应当是绷紧的和/或应当保持绷紧。对象可以在手术台上变平(例如，如果最初处于相反的特伦德伦伯卧位)。对比剂可以从跖骨静脉4610被注射到静脉脉管系统内(例如，对于升静脉造影程序)。对比剂可以从大隐静脉朝向脚被注射到静脉脉管系统内(例如，对于降静脉造影程序)。止血带中的一个或两个能够阻止对比剂进入浅静脉，迫使对比剂进入深静脉。能够在荧光检查下获取前后(AP)和横向视图。

非离子对比剂能够被使用。为了便于使用，对比剂可以被加热，但是优选地不被加热大于体温。对比剂可以包含50/50混合物或稀释物。例如，对比剂可以包含利用15mL盐水稀释的约15mL对比剂。对比剂可以包含在约5mL和约50mL之间的总体积注射(例如，约5mL、约10mL、约15mL、约20mL、约25mL、约30mL、约35mL、约40mL、约45mL、约50mL、在这样的值之间的范围等)。可以被潜在地用于足进入的脚的所有或基本上所有静脉可以通过该量的对比剂被成像。更多或更少的对比剂能够基于对象被使用(例如，对于更大对象来说更多，对于更小的对象和/或具有部分脚的对象来说更少)。围绕踝的第二止血带可以在绘制脚的静脉之后被移除，保持膝上方的第一止血带在适当位置中。

对于对比剂可能溢出到对象的脚的软组织内，可以连续地监测注射部位。如果检测到对比剂溢出，使用者可以将稍微的压力施加于进入部位以减缓/停止溢出，并且继续监测。

如果闭塞在胫前动脉中，足进入可以靶向胫前静脉。止血带首先被放置在踝上方(例如，以扩张静脉)。通过超声进行引导，升静脉进入(朝向腿)可以利用(与内侧静脉对准的)足背第一跖骨静脉4610中的针来获得。21号针例如能够容纳0.018”导丝。无创导丝(例如，具有J形顶端)能够被推进到第一跖骨静脉4610内。一旦导丝在第一跖骨静脉4610中，就能够移除针，留下套管或插入内扩大器。第一跖骨静脉4610然后可以通过侧臂利用肝素化盐水被冲洗。如果套管未被适当地定位在第一跖骨静脉中，皮肤将会在盐水的情况下冒泡。用于检查定位的另一方法是注射少量对比剂介质(例如，对比剂是否流过静脉，对比剂是否汇集静脉周围)。用于检查定位的另一方法是抽吸以查看血液是否出来。优选地，至少一个检查被执行以确保套管在注射大量对比剂介质之前被适当地定位在静脉中。足背和足底静脉造影能够利用对比剂介质(例如，约5mL至约50mL)的注射来执行。目标胫静脉使用静脉造影来选择，并且导丝被推进到目标胫静脉。一旦导丝在目标胫静脉中，就能够移除止血带。导丝然后能够被用来追踪通过目标胫静脉的装置(例如，用于形成瘘的目标导管)。

如果闭塞在胫后动脉中，这是比胫前动脉更常见的，足进入可以靶向足底外侧静脉。止血带首先被放置在踝上方(例如，以扩张静脉)。通过超声进行引导，升静脉进入(朝向腿)可以利用足背内侧边际静脉4402中的针(朝向脚趾)来获得。21号针例如能够容纳0.018”导丝。无创的第一导丝(例如，具有J形顶端)能够被推进到第一跖骨静脉4610内。一旦第一导丝在第一跖骨静脉中，就能够移除针，留下套管或插入内扩大器。足背内侧边际静脉4402然后可以通过侧臂利用肝素化盐水被冲洗。如果套管未被适当地定位在足背内侧边际静脉4402中，皮肤将会在盐水的情况下冒泡。用于检查定位的另一方法是注射少量对比剂介质并且查看什么发生(例如，对比剂是否流过静脉，对比剂是否汇集静脉周围)。用于检查定位的另一方法是抽吸流体以查看血液是否出来。优选地，至少一个检查被执行以确保套管在注射大量对比剂介质之前被适当地定位在静脉中。足背和足底静脉造影能够利用对比剂介质(例如，约5mL至约50mL)的注射来执行。

由于闭塞在胫后动脉中，本文中描述的方法能够将来自胫后动脉的氧合血液转向到胫后静脉内。使用静脉造影期间选择两个足底外侧静脉中的更大者，并且第一导丝被推进到横穿点或至少在踝上方。再次在皮肤上使用超声引导，可以从脚的底部调查足底静脉以观察第一导丝的位置。

应当在足底弓中利用足底外侧静脉中的其中具有第一导丝的针尽可能远侧地进行第二次进入。21号针例如能够容纳0.018”导丝。无创的第二导丝(例如，具有J形顶端)能够被推进到足底外侧静脉内并且然后进入胫后静脉并直到横穿点。一旦已经进行第二进入，第一导丝就可以被移除。在一些示例中，一旦第二进入点已经被选择，第一导丝就可以被移除。一旦第二导丝在目标胫后静脉中，踝止血带就能够被移除。第二导丝然后能够被用来追踪装置(例如，用于形成瘘的目标导管)通过目标胫后静脉。如果使用者尝试将第一导丝从脚的顶部推进到胫后静脉，第一导丝将会处于虚弱位置并且可能撕裂组织。第二导丝在其中静脉更大的脚的底部上，并且提供更鲁棒的进入。

参考图44A-图44F中描述的解剖结构和图45的成套工具4500，在图46A-图46H中描述了用于执行升静脉造影、足背或足底程序的示例程序。

在图46A中，止血带4602被放置在踝上方以增加脚中的静脉压力。在图46B中，大隐静脉4401被定位。在一些示例中，内踝4604能够被用来帮助定位大隐静脉4401，内踝4604是在踝的内侧上由胫骨的下端形成的突起。在图46C中，朝向脚趾追踪大隐静脉4401。大隐静脉4401通向内侧边际静脉4402。大隐静脉4401与内侧边际静脉4402之间的交点是第一进入部位4606的位置，在图46D中通过红色X来标记。例如用使用者的手指轻拍内侧边际静脉4402能够增加血管舒张，如在图46E中示意性地图示的。图46E仍然示出了第一进入部位4606。

在图46F中，第一针4608在进入部位4606处被用来进入朝向脚趾的内侧边际静脉4402。在一些示例中，第一针4608可以包含21号针。一定量的对比剂流体通过第一针4608被注射。在一些示例中，对比剂包含利用盐水稀释的对比剂流体。在一些示例中，该量包含在约5mL和约50mL之间(例如，约5mL、约10mL、约15mL、约20mL、约25mL、约30mL、约35mL、约40mL、约45mL、约50mL、在这样的值之间的范围等)。对比剂提供用于识别第二进入部位的路线图静脉造影。

在图46G中，第一跖骨交通支4406将脚的底部上的足底静脉连接到脚的顶部上的足背静脉。在图46H中，第二针4609在靠近第一跖骨交通支4406的第二进入部位4610处被用来进入朝向第五脚趾的足底外侧静脉4408。在一些示例中，第二针4609可以包含21号针。在图46I中，导丝4612被用来进入足底外侧静脉4408，例如其中导丝4612的顶端下垂。在一些示例中，导丝4612可以包含18号导丝。18号导丝4612能够适合于通过21号针的内腔。在图46J中，导丝4612被推进通过足底外侧静脉4408进入胫后静脉4438。

止血带4602能够被移除。在一些示例中，止血带4602或不同的止血带能够被放置在膝上方。在超声引导下，其中具有导丝4612的胫静脉4614能够被选择用于放置胫进入鞘，如图46K中示出的。在一些示例中，胫进入鞘包含5Fr鞘。导丝4612能够被用于静脉靶向程序，例如如本文中描述的。导丝4612能够被用于线上程序。诸如瘘形成(例如，目标导管、发射导管)、假体替换、瓣膜失去能力、脉管衬里等，如本文中描述的等。本文中描述的足进入程序能够有利地提供能够提供到脚脉管的更大量进入的特有进入点，这能够在程序中提供更多灵活性和/或影响脉管的更多进入。

在一些示例中，一种方法包含将再入导管(例如，Outback，可从Cordis购得)插入到足静脉内以进入胫静脉，将捕捉装置插入在动脉脉管系统内，将捕捉装置追踪到邻近胫静脉的胫动脉，将再入导管的针从胫静脉朝向胫动脉中的勒除器推进，推进线材通过针，捕捉线材，并且将勒除器从动脉脉管系统中缩回出来。线材能够例如被用来产生瘘，定位假体或多个假体，使瓣膜失去能力等，例如如本文中描述的。

本申请讨论了其中通过瘘从第一脉管被推进到第二脉管内的导丝被勒除器捕获的若干示例。在一些示例中，在导丝已经被勒除器被拉过脉管之后，瓣膜刀(例如，反向瓣膜刀或双向瓣膜刀)在导丝上面被推进。在一些示例中，瓣膜刀或切割装置可以与切割勒除器系统中的勒除器集成或以其他方式合并在一起。切割勒除器系统能够提供如下优点：诸如减少程序中的步骤的总体数量，减少装置交换的次数，减少程序时间，改善瓣膜刀的有效性，减少程序部件，改善产品的程序成本，和/或其他优点。

图47A是示例切割勒除器系统4700的一部分的透视图。切割勒除器系统4700包含捕捉网状物4702和切割刀片4706。捕捉网状物4702可以从海波管切割以形成能够或被配置为接收导丝的单元(例如，具有比要被捕捉的导丝的直径更大的区域)和能够或被配置为捕获导丝的支柱。切割勒除器系统4700可以在导丝上面(例如，利用外鞘)被追踪或追踪通过导管(例如，充当外鞘的导管)的内腔。

所图示的切割勒除器系统4700包括被周向地间隔开约90°的四个切割刀片4706。其他数量的刀片4706也是可能的。例如，切割勒除器系统4700可以包含一至八个切割刀片4706(例如，1个刀片、2个刀片、3个刀片、4个刀片、5个刀片、6个刀片、7个刀片、8个刀片和在这样的值之间的范围)。多于8个切割刀片4706也是可能的。在一些示例中(例如，如图47A中示出的)，切割刀片4706可以被纵向地对准。在一些示例中，切割刀片4706可以被纵向地偏移。在一些示例中(例如，如图47A中示出的)，切割刀片4706可以被均匀地周向间隔开(例如，两个刀片可以被周向地间隔开约180°，三个刀片可以被周向地间隔开约120°，四个刀片可以被周向地间隔开约90°，五个刀片可以被周向地间隔开约72°，六个刀片可以被周向地间隔开约60°，七个刀片可以被周向地间隔开约51°，八个刀片可以被周向地间隔开约45°等)。在一些示例中，切割刀片4706可以被周向地不均匀分布。

捕捉网状物4702具有第一外径，并且切割刀片4706具有第二外径。在一些示例中，第二外径小于第一外径，这能够允许捕捉网状物4702在切割刀片4706不切割第二脉管的侧壁的情况下与第二脉管的侧壁并置。在第二脉管中的瓣膜的切割被期望的情况下，瓣膜延伸到第二脉管内并且能够被切割刀片4706切割。

切割勒除器系统4700具有扩张状态和压缩状态。切割勒除器系统4700可以包含形状记忆(例如，超弹性)材料(例如，镍钛诺、钴铬合金等)。切割勒除器系统4700可以包含不锈钢。切割勒除器系统4700可以包含聚合物。切割勒除器系统4700可以被配置为在不存在(例如，来自鞘的)径向向内力的情况下从压缩状态朝向扩张状态扩张。在一些实施方式中，切割勒除器系统4700可以在相对于切割勒除器系统4700的另一个部分(例如，远端或近端)将纵向力施加于切割勒除器系统4700(例如，近端或远端)的一个部分之后被扩张。

捕捉网状物4702能够捕获导丝，例如如本文中关于其他程序描述的。捕获导丝可以包括朝向压缩状态径向地压缩捕捉网状物4702(例如，通过将切割勒除器系统4700的近侧部分捕获在鞘中，反向纵向扩张力等)。切割勒除器系统4700然后被近侧地拉动，如通过箭头4707指示的。当切割勒除器系统4700被拉过第二脉管时，切割刀片4706能够使用相同的移动或物理动作来切割第二脉管的瓣膜。在一些示例中，切割勒除器系统4700能够跨瓣膜被操纵多次以增加切割。

图47Bi和图47Bii是另一示例切割勒除器系统4710的侧视图。切割勒除器系统4710包含串联的勒除器结构4712和瓣膜刀结构4714。勒除器结构4712可以在瓣膜刀结构4714近侧(例如，如图47Bi中图示的)。勒除器结构4712可以在瓣膜刀结构4714远侧(例如，如图47Bi中图示的)。勒除器结构4712可以是整体的或与瓣膜刀结构4714一体形成(例如，如图47Bi中图示的)。例如，勒除器结构4712和瓣膜刀结构4714可以从相同的海波管切割。整体的勒除器结构4712和瓣膜刀结构4714能够例如降低制造复杂性，为勒除器结构4712与瓣膜刀结构4714之间的结合提供强度等。在一些实施方式中，勒除器结构4712和瓣膜刀结构4714可以被单独地形成并且被耦接在一起。单独形成的勒除器结构4712和瓣膜刀结构4714能够例如在材料方面提供灵活性，在制造方法方面提供灵活性(例如，不同的切割或定形方法，独立的产生以增加吞吐量)等。切割勒除器系统4710可以在导丝上面(例如，利用外鞘4718)被追踪或追踪通过导管(例如，充当外鞘4718的导管)的内腔。勒除器结构4712和/或瓣膜刀结构4714能够具有与本文中描述的其他勒除器结构和瓣膜刀结构相同的或类似的特征，例如被配置捕获导丝的单元4713、切割刀片4716等。

在一些实施方式中，当瓣膜刀结构4714被近侧地缩回以切割瓣膜时，勒除器结构4712能够被捕获在外鞘4718中，使瓣膜刀结构4714扩张。在一些实施方式中，当瓣膜刀结构4714被近侧地缩回以切割瓣膜时，勒除器结构4712能够至少部分地从外鞘4718中出来。在一些实施方式中，切割勒除器系统4710能够仅仅被用作瓣膜刀，例如通过仅扩张瓣膜刀结构4714(例如，如图47Bii中示出的)。

捕捉结构4712具有第一外径，并且瓣膜刀结构4714和/或刀片4716具有第二外径。在一些示例中，第二外径小于第一外径，这能够允许捕捉结构4712在切割刀片4716不切割第二脉管的侧壁的情况下与第二脉管的侧壁并置。在第二脉管中的瓣膜的切割被期望的情况下，瓣膜延伸到第二脉管内并且能够被切割刀片4716切割。

图47Ci-图47Ciii是另一示例切割勒除器系统4720的侧视图。图47Civ是又一示例切割勒除器系统4721的侧视图。切割勒除器系统4720、4721包含被配置为串联的勒除器结构4722和瓣膜刀结构4724。瓣膜刀结构4724可以从勒除器结构4722向内伸缩(例如，如图47Ci中图示的)。勒除器结构4722可以从瓣膜刀结构4724向内伸缩(例如，如图47Civ中图示的)。切割勒除器系统4720、4721可以在导丝上面(例如，利用外鞘4728)被追踪或追踪通过导管(例如，充当外鞘4728的导管)的内腔。图47Cii示出了被包覆在外鞘4728中以便在导丝上面和/或通过导管进行追踪的勒除器结构4722和瓣膜刀结构4724。勒除器结构4722和/或瓣膜刀结构4724能够具有与本文中描述的其他勒除器结构和瓣膜刀结构相同的或类似的特征，例如被配置捕获导丝的单元4723、切割刀片4726等。

在一些实施方式中，当瓣膜刀结构4724被近侧地缩回以切割瓣膜时，勒除器结构4722能够至少部分地从外鞘4728中出来。在一些实施方式中，切割勒除器系统4720、4721能够仅仅被用作瓣膜刀，例如通过仅扩张用于切割勒除器系统4720的瓣膜刀结构4724(例如，如图47Ciii中示出的)和/或通过不扩张用于切割勒除器系统4721的勒除器结构4722。

在切割勒除器系统4720中，捕捉结构4722具有第一外径，并且瓣膜刀结构4724和/或刀片4726具有第二外径。在一些示例中，第二外径小于第一外径，这能够允许捕捉结构4722在切割刀片4726不切割第二脉管的侧壁的情况下与第二脉管的侧壁并置。在第二脉管中的瓣膜的切割被期望的情况下，瓣膜延伸到第二脉管内并且能够被切割刀片4726切割。

在切割勒除器系统4721中，捕捉结构4722具有第一外径，并且瓣膜刀结构4724和/或刀片4726具有第二外径。在一些示例中，第二外径大于第一外径，这能够允许捕捉结构4722例如在瓣膜刀结构4728在外鞘4728中并且不能切割第二脉管的侧壁时与第二脉管的侧壁并置。在期望切割第二脉管中的瓣膜情况下，瓣膜延伸到第二脉管内并且能够被切割刀片4726切割。大于第一直径的第二直径能够允许切割刀片4726切割更多的瓣膜。

图47Di-图47Dv是又一示例切割勒除器系统4730的侧视图。切割勒除器系统4730包含图47Di中示出的勒除器结构4732和图47Dii中示出的瓣膜刀结构4734。勒除器结构4732和/或瓣膜刀结构4734能够具有与本文中描述的其他勒除器结构和瓣膜刀结构相同的或类似的特征，例如被配置捕获导丝的单元4733、切割刀片4736等。勒除器结构4732和/或瓣膜刀结构4734可以包括无创远侧顶端，例如呈锥形鼻部。

外鞘4738能够例如在本文中描述的另一程序之后被留在适当位置中。切割勒除器系统4730可以追踪通过导管4738的一个或多个内腔，导管4738充当用于切割勒除器系统4730的外鞘。图47Div示出了从外鞘4738的远端中延伸出来的勒除器结构4732。勒除器结构4732能够捕捉导丝，例如如本文中描述的。在一些实施方式中，勒除器结构4732被定尺寸使得勒除器结构4732和捕获的导丝能够从外鞘4738的近端中被近侧地缩回出来。图47Dv示出了从外鞘4738的远端中延伸出来的瓣膜刀结构4734。瓣膜刀结构4732能够沿方向4737被近侧地缩回以切割瓣膜，例如如本文中描述的。

图47Ei-图47Eiii是又一示例切割勒除器系统4740的侧视图。图47Eiv是另一示例切割勒除器系统4741的侧视图。切割勒除器系统4740包含勒除器结构4742和从勒除器结构4742径向向内延伸的可扩张构件4744。切割勒除器系统4740可以在导丝上面(例如，利用外鞘4748)被追踪或追踪通过导管(例如，充当外鞘4748的导管)的内腔。

勒除器结构4742能够具有与本文中描述的其他勒除器结构相同的或类似的特征，例如被配置捕获导丝的单元4743等。勒除器结构4742可以包括无创远侧顶端，例如呈锥形鼻部。可扩张结构4744包含例如球囊和/或多个可扩张线材。在一些实施方式中，可扩张结构4744被耦接到勒除器结构4742(例如，如图47Ei-图47Eiii中示出的)。这能够例如有助于在施加切割力时确保勒除器结构4742和可扩张结构4744的对准，如下面描述的。在一些实施方式中，可扩张结构4744是与勒除器结构4742分开的(例如，如图47Eiv中示出的)。这能够例如允许在捕捉期间更多的空间用于导丝，允许(例如，针对具体脉管被选择的)各种类型的可扩张构件的使用等。

外鞘4748能够例如在本文中描述的另一程序之后被留在适当位置中。切割勒除器系统4740可以追踪通过导管4748的内腔或多个内腔，导管4748充当用于切割勒除器系统4740的外鞘。图47Eii示出了从外鞘4748的远端中延伸出来的勒除器结构4742。勒除器结构4742能够捕捉导丝，例如如本文中描述的。在一些实施方式中，勒除器结构4742被定尺寸使得勒除器结构4742和捕获的导丝能够从外鞘4748的近端中被近侧地缩回出来。在切割勒除器系统4740已经从外鞘4748的近端中被近侧地缩回出来之后，切割勒除器系统4740可以被插入到外鞘4748内(例如，如图47Eiii中图示的)和/或在导丝上面。在一些实施方式中，单独的切割勒除器系统4740可以被插入到外鞘4748内和/或在导丝上面。

图47Eii和图47Eiii示出了从外鞘4748的远端延伸出来的切割勒除器系统4740。在一些实施方式中，切割勒除器系统4740是跨瓣膜的(例如，在静脉中)。在图47Eii中，可扩张结构4744在勒除器结构4742内被部分地扩张(例如，膨胀)。在图47Eiii中，可扩张结构4744在勒除器结构4742内被进一步扩张(例如，膨胀)直至可扩张结构4744将如通过箭头4747指示的径向向外力施加于勒除器结构。该力能够将勒除器结构4742的支柱或网格挤压到瓣膜小叶内，这能够切割瓣膜小叶和/或使瓣膜失去能力。

扩张压力的量可以与切割机构(例如，刀片、线材等)的锐利度或侵略性有关。扩张压力可以在约4atm(约405kPa)和约20atm(约2,026kPa)之间(例如，约4atm(约405kPa)、7atm(约709kPa)、10atm(约1,013kPa)、15atm(约1,520kPa)、20atm(约2,026kPa)、在这样的值之间的范围等)。取决于切割机构，比所列出的那些更高和更低的压力可以是可能的。

更低的压力对于锋利的侵略性切割刀片会是有用的。在一些示例中，具有更侵略性刀片的更低压力球囊潜在具有在对周围脉管组织造成更少创伤时切割瓣膜的优点。在刀片与瓣膜的初始接触中，力被定位在刀片处。刀片越锋利，所需的力更少。当球囊接合壁时，更低的力被维持，对静脉造成更少的膨胀。

更高的压力对于少许切割线材是有用的或对于任何线材都是没有用的。在一些示例中，瓣膜组织的机械性质使瓣膜对传统球囊非常有抗力。更高压力球囊(例如，切割或不切割)能够施加使瓣膜无效所需的更多力。切割球囊上的刀片可以开始切割，但是球囊能够进一步传播这些切割。更高的力可以实现切割的更大传播，更有效地使瓣膜失去能力。

可扩张构件4744能够被收缩或减小，并且切割勒除器系统4740能够被移动，例如以跨第二瓣膜延伸。可扩张结构4744能够被再次扩张(例如，膨胀)以使第二瓣膜失去能力。该过程可以针对与希望失去能力一样多的瓣膜进行重复。

图47Fi和图47Fii是又一示例切割勒除器系统4750的侧视图。切割勒除器系统4750包含能够在第一状态和/或第二状态下捕捉导丝并且在第二状态下切割瓣膜的结构4752。图47Fi示出了处于第一状态的结构4752，其中结构4752具有大致卵形形式。结构4752能够在第一状态下例如如本文中描述的那样捕捉导丝。

图47Fii示出了处于第二状态的结构4752，其中结构4752包括近侧切割元件4754。处于第二状态的结构4752能够切割瓣膜，例如如本文中描述的。处于第二状态的结构4752能够捕捉导丝，例如如本文中描述的。在某些实施方式中，当结构4752利用捕获的导丝被近侧地缩回时，结构4752能够切割瓣膜。在一些实施方式中，导丝可以利用处于第一状态的结构4752来捕捉，并且结构4752可以被重新插入以在第二状态下切割球囊。

在一些实施方式中，结构4752能够通过将纵向力4755施加于结构4752(例如相对于结构的近端近侧地缩回结构4752的远端)而从第一状态改变为第二状态。其他力也是可能的。例如，扭曲或扭转力、温度诱导的马氏体的使用等。

图47Gi-图47Giii是又一示例切割勒除器系统4760的侧视图。勒除器切割系统4760可以包含串联的勒除器结构4762和瓣膜刀结构4764，例如如图47Civ的切割勒除器系统4721中示出的。勒除器结构4762和/或瓣膜刀结构4764能够具有与本文中描述的其他勒除器结构和瓣膜刀结构相同的或类似的特征，例如被配置捕获导丝的单元、切割刀片等。

在图47Gi中，勒除器结构4762和瓣膜刀结构4764被塌缩在外鞘4768内部。在图47Gi中，勒除器结构4762已经相对于外鞘4768被远侧地推进。勒除器结构4762能够捕捉导丝，例如如本文中描述的。

勒除器切割系统4760包含外鞘4768，外鞘4768包含多个细长孔口4765。在图47Gii中，瓣膜刀结构4764通过孔口4765是可见的。在图47Giii中，瓣膜刀结构4764已经相对于外鞘4768被旋转，使得瓣膜刀结构4764的支柱能够从外鞘4768的中间部分在外鞘4768的远端近侧横向地延伸，如图47Giii中示出的。瓣膜刀结构4764能够沿方向4767被近侧地缩回以使瓣膜失去能力，例如如本文中描述的。

本文描述的程序通常将血液从第一体腔(例如，闭塞的动脉)转向到第二体腔(例如，足底外侧静脉)。在一些情况下，使用者可能希望将血液转向到与足底外侧静脉不同的第二体腔中。例如，足底外侧静脉可能被穿孔(例如，由于用于先前的外科旁路程序)，可能被阻塞(例如，由于血栓形成和/或狭窄)，可能离第一体腔太远等。血液通常沿着任何可用的返回路径从高压流向低压，因此血液可能绕过某些限制区域，而血液将优选地经过和/或停留在四肢中。本文描述的程序可以包括提供通过多个脉管的逆行血流。

外周动脉系统中的闭塞和狭窄可以抑制或阻止含氧血液到达远侧肢体/四肢，诸如手和脚。外周动脉血流的减少可能阻碍身体愈合这些区域中的伤口的能力，并且可能最终导致肢体的部分或完全截肢。例如如本文描述的静脉系统的动脉化可以允许含氧(通常是动脉)血液到达远侧肢体以愈合伤口并降低截肢的风险。图48A图示了在静脉动脉化程序之后脚的示例图像。可以看到血液在脚的主要脉管周围流动。仅仅建立具有逆行动脉血流的静脉回路可能不足以驱动伤口愈合。

逆行回路的质量/性能可以是重要的考虑因素，例如包括其实现氧合动脉血灌注到通常存在伤口的肢体的最远侧区域(例如，前脚、脚趾、脚跟)的能力。伤口愈合通常需要实现血流的远侧性。如果已经建立了具有强劲流动的回路，则流动可能无法到达最远侧脉管，例如因为血液将倾向于经由“最小阻力的路径”返回。允许以受控且规划的方式建立“高质量”逆行静脉回路的方法和装置可以使得远侧肢体的充分灌注能够更有效地愈合伤口并进一步降低截肢的风险。肢体可以包括手臂，并且远侧肢体可以包括手和/或手指。

逆行静脉动脉化中的灌注是例如血液流速、流量、压力、解剖结构、组织/血液的物理性质(例如，粘度等)和/或回路的物理几何(例如，流入和流出路径的数量、脉管的尺寸/口径等)的复杂函数。单个或多个变量的修改可以影响一个或多个其他变量，这进而可以增加或减少回路将血液充分灌注到目标伤口的能力。

在逆行静脉回路中引起灌注的示例方法是通过降低血液简单地“分流”回至到心脏的静脉回流的能力来增加回路中的压力。例如，特定的“偷血”流出静脉(例如，侧分支)的栓塞可以封闭这些回流静脉。因为逆行血液不能快速找到低压(低阻力)返回路径，所以它被迫向远侧移动，进入负责供给伤口在那里发生的肢体表面附近的组织的小血管。对于给定的流速，减少流出血管的数量通常将增加回路中的压力，从而增加远侧灌注的可能性。经由覆盖的移植物、流动转向支架等可以实现类似的效果。改善远侧灌注可以增强侧支化和/或新血管生成，这可以进一步例如长期改善远侧灌注。

图48B图示了在静脉动脉化程序之后脚的另一示例图像。与图48A相比，可以看到血液流向更多的脉管。特别是在像脚的四肢中血液流向更多的脉管可以帮助伤口愈合并降低截肢的风险。本文描述的某些方法可以在所有静脉(包括深静脉和浅静脉)中的所有回路中实现血液流动。逆行流动可以在任何外周动脉处开始，例如与股骨系统一样高，在整个胫骨系统中继续，并在脚中的远侧继续。例如，可以通过逆行血流要求保护的静脉可以包括更大静脉(包括其冗余静脉(例如，胫后静脉、胫前静脉、大隐静脉、小隐静脉))、在更大静脉远侧的静脉及其冗余静脉(例如，足底外侧静脉、边缘外侧静脉、足底内侧静脉、边缘内侧静脉、腓静脉、脚的足背拱廊、拇背静脉)、以及连接脚的上和下静脉网络的交通支静脉及其冗余静脉(例如，脚内侧交通支(踝下、舟骨/舟状骨、楔骨)、脚外侧交通支(腱间、腱下)和脚跟骨交通支)。在一些实施方式中，血液可以流向这些静脉中的一些、大部分或全部。

图49示出了向多个静脉提供血流的示例方法。在最初程序中，来自闭塞的胫后动脉的血液通过瘘管假体(例如，如本文所述)转向到足底内侧静脉4407中。血液能够从足底内侧静脉4407流向胫前静脉4468。在第一程序后几周的第二程序中，从足底内侧静脉4407到足底外侧静脉4408建立环路4800(例如，通过禁用要不然将抑制或防止其之间的流动的瓣膜)。在其中的闭塞的下游进入足底外侧静脉4408。支架定位在外侧足底静脉中的瘘管的下游，但是支架可以定位在逆行流动回路中的任何血管中以用于此目的。

支架使脉管保持开放和畅通。支架保持脉管中的瓣膜打开以允许逆行流动。假体有助于维持脚深处的流动，例如通过支撑打开的瓣膜。支架是紫杉醇洗脱支架(ELUVIA^TM，可从Boston Scientific获得)，但是也可以使用其他药物洗脱支架、裸金属支架(例如，

可从Abbott Vascular获得)、支架移植物、聚合物支架等。优选地，支架可以处理动态踝弯曲。支架任选地抑制或防止通过侧壁到分支脉管或来自分支脉管的灌注(例如，通过包括具有低孔隙度的移植物，诸如分流器等)。支架可以是小的(例如，5Fr、4Fr、3Fr、或甚至更小(例如，3Fr或4Fr编织支架或4Fr或5Fr激光切割支架))。支架的直径可以例如在约2mm和约6mm之间(例如，约2mm、约3mm、约4mm、约5mm、约6mm、在这些直径之间的范围等)。

足底内侧静脉4407和足底外侧静脉4408的组合(其包括环路4800的每一侧上的脉管)中的逆行流动导致足弓和远侧脚的灌注比仅具有足底内侧静脉或足底外侧静脉的回路可以单独实现的灌注更大，因为血液被迫通过侧支网络向远侧流动。在不受任何特定理论束缚的情况下，据信血液被迫经由侧支网络而不是更大的静脉返回到心脏。在一些实施方式中，可以在最初程序中或在比六周更短或更长的持续时间之后进入足底外侧静脉4408。在一些实施方式中，可以形成多个瘘管(例如，使用本文描述的程序)以在多个静脉中引起逆行流动。优选地，多个静脉包括在足背静脉弓4454的每一侧上的一个静脉。

在一些实施方式中，已经经由静脉动脉化(例如，如本文所述)在一个或多个静脉回路中建立了逆行氧合血流。可以使用另外的方法来进一步将流动引导到脚的特定区域以增加灌注。

一些方法可以包括例如使用本文描述的技术在脚中(例如，与踝上方相反)的第一脉管(例如，动脉)和第二脉管(例如，静脉)之间产生瘘管。在静脉系统中，多个脉管将血液传输回到心脏。该系统包括大量的冗余、许多互连、分叉和汇合。与较高压力的动脉系统相比，静脉系统是“低压”系统。当利用动脉血流对静脉系统加压时，血液将采取最小阻力的路径(例如，到连接到低压回流的流出脉管，其中没有阻止流动的瓣膜)。这些返回脉管中的许多靠近远侧肢体或四肢中的期望血液路径，并且因此从预期目标“窃取”血液。通过终止这些脉管中的一个、一些或全部，可以引导流动和/或可以增加压力以帮助以受控的方式增加远侧灌注。

一些方法可以包括限制和/或调整静脉系统中的流出(例如，限制脉管窃血或血液分流)。例如，支架或支架移植物可以引导血液经过窃取的脉管。对于另一示例，分叉静脉或侧分支可以被栓塞(例如，经由线圈、微球、液体栓塞、激光等)。图50图示了使用栓塞线圈5002来防止脉管窃血并向远侧重取向血液的方法，如箭头5004所注释的，其指示含氧血流的方向。

一些方法可以包括将逆行的含氧血液物理地引导到多个目标静脉而不是单个目标静脉中(例如，如上面关于图49所描述的)。例如，可以在多于一个静脉中使瓣膜失去能力(例如，使用瓣膜刀、球囊、支架等)。如本文描述的远侧足进入可以通过提供对包括待禁用的瓣膜的所有期望静脉的进入来帮助这种禁用。如本文描述的瓣膜刀可以通过在远侧推进期间和/或在推进或缩回期间允许消融来帮助这种禁用。对于另一示例，可以执行多次静脉动脉化以将含氧血液的流动从两个或更多个动脉引导到两个或更多个静脉中，例如一次或每一次使用本文描述的方法。对于另一示例，静脉系统中的压力增加能够克服瓣膜的阻力，这可以在延伸到远侧四肢(例如，脚、手、脚趾、手指)的静脉中发生压力增加时有助于灌注。

一些方法可以包括施加外部压力(例如，套箍、止血带、带圈)以通过限制静脉流出来增加脚的血压，例如因为血液除了远侧之外没有任何地方可以流出。压力施加可以是连续的或间歇的。这些方法的组合是可能的，并且其他方法也是可能的。

本文描述的某些瘘管假体被配置为将100％或全部的流体从第一脉管引导到第二脉管中。这样的构造可以例如最适合于治疗具有慢性完全闭塞的动脉，其中假体定位在闭塞附近，因为闭塞下游的任何东西都可能已经被闭塞。在一些情况下，动脉不是完全闭塞的，可以至少部分地打开，治疗包括将假体放置在闭塞的上游，使得仍然提供一些益处的健康分支动脉可能缺乏血液或“被监禁”，和/或“脉管窃血”减少到其他脉管的流动。上游放置可以是患病或钙化动脉难以穿过(例如，由于钙化、由于受损和/或不良流入等)和/或支架的结果。流体从高压移动到低压，因此当高压动脉连接到低压静脉时，血液可能具有流向静脉的趋势，这可能损害或“窃取”流向其他动脉(例如，腓动脉)的血液量。其他动脉中的血流减少可能引起由从其窃取血液的脉管供应的解剖结构中的缺血和/或疼痛。

允许至少一些血液继续在第一脉管中流动或远侧动脉血流保留可以提供一个或多个优点。例如，有意地将假体放置在闭塞的上游可以允许第一脉管中的交叉和支架在第一脉管的更健康部分(例如，很少甚至没有钙化、良好的流入等)和/或第一脉管的可能更容易交叉进入第二脉管的部分中。放置位置的自由度可以为使用者提供显著的灵活性。对于另一示例，血液可以继续流到下游分支脉管，可以维持现有的动脉网络，例如维持那些分支脉管的益处。对于又一示例，可以抑制或防止脉管窃血，因为血液可以继续在动脉系统中流动。可以避免由被窃血液引起的局部缺血和/或疼痛。对于另一示例，介入程序(例如，普通、药物洗脱和/或刻痕血管成形术、粥样斑块切除术、PTA等)可以在假体的下游和/或与程序结合进行，允许经皮穿过进一步用作更传统治疗的辅助疗法。可以对更大类别的对象进行静脉动脉化。例如，虽然Rutherford 5级或6级患者通常具有严重的肢体缺血或慢性完全闭塞，但Rutherford 3级或4级(或更低)患者可能具有仅部分闭塞动脉的外周动脉疾病或跛行。与其他所谓的有窗支架移植物(诸如具有用于连接另外的支架移植物以形成人造分支动脉到例如肾脏的特定切口的降主动脉支架移植物，或诸如具有允许灌注将血液运送到头部或手臂的脉管的特定切口的主动脉支架移植物)相比，本文描述的有窗支架移植物的窗口允许灌注继续到远侧母体，并且流过有窗支架移植物的主腔的血液被转向到不同于母体的第二脉管中。

图51A是提供从第一脉管5101到第二脉管5102并通过第一脉管5101的流体流动的示例装置5100的局部横截面。第一脉管5101至少部分地闭塞。第一脉管5101可以包括动脉(例如，诸如胫动脉的外周动脉)，并且第二脉管5102可以包括静脉(例如，诸如胫静脉的外周静脉)。装置5100允许至少一些血液继续在第一脉管5101中流动，并且可以提供本文描述的一个或多个远侧动脉血流保持优点。

装置5100包括第一区段5104和第二区段5106。第一区段5104通常与第二区段5106邻接或部分重叠。装置5100可以包括不透射线标记5107，该不透射线标记5107示出了第一区段5104与第二区段5106之间的过渡部5105。标记5107可以是例如型锻的、镀敷的、螺纹线、带、支柱图案的变化、单元结构的变化等。

第一区段5104包括支架结构5108。支架结构5108可以包括编织和/或针织线、切割支柱、其组合等。第一区段5104包括孔或孔口5103，其允许血液流入支架结构5108的近端进入支架结构5108，并且然后从支架结构5108内部流到支架结构5108外部，并在第一脉管5101中向下游流动，如箭头5112所示。支架结构5108被配置为将第一区段5104锚定在第一脉管5101中。第一区段5104可以包括例如在第一区段5104的近端处的不透射线标记。装置5100可以包括在第一区段5104近侧的附加区段。

第二区段5106包括支架结构5108和覆盖物或移植物5109。支架结构5108在第一区段5104和第二区段5106之间和/或在第一区段5104和/或第二区段5106内可以相同或不同(例如，具有至少一个不同的参数(例如，单元结构、密度、孔隙度、材料、尺寸(诸如直径、厚度和/或长度)等)。第二区段5106可以与第一区段5104是一体的或整体的。第二区段5106的移植物5109被配置为提供从第一脉管5101到第二脉管5102的流体流动通道，如箭头5110所示。血液可以流过第二脉管5102，如本文所述。移植物5109优选地不包括被配置为允许血液从内部流到外部的孔。支架结构5108被配置为将第一区段5106锚定在第二脉管5102中。第二区段5106可以包括例如在第二区段5106的远端处的不透射线标记。装置5100可以包括在第二区段5106远侧的附加区段。移植物5109的近端可以大致垂直于装置5100的纵向轴线，这可以提供制造和/或部署的容易性(例如，因为旋转取向无关紧要)。移植物5109的近侧边缘可以包括图案，例如直的、成角度的、扇形的、偏心的等。

图51B是提供从第一脉管5101到第二脉管5102并通过第一脉管5101的流体流动的另一示例装置5120的侧视图。装置5120允许至少一些血液继续在第一脉管5101中流动，并且可以提供本文描述的一个或多个远侧动脉血流保持优点。装置5120可以共享装置5100的若干特征(例如，第一区段5124、第二区段5126、支架结构5128、移植物5129等)。装置5120的过渡部5125通常不垂直于装置5120的纵向轴线，而是与装置5120的纵向轴线成角度α。可以相对于侧壁测量角度α(例如，如图51B所示)，这可以是容易的测量，因为存在形成角度α的两侧的固体材料。可以相对于延伸通过装置5120的人为纵向轴线测量角度α，当装置5120的侧壁在过渡部5125中呈锥形时，这可以是容易的测量。角度α可以例如在约10°和约70°之间(例如，约10°、约20°、约30°、约40°、约50°、约60°、约70°、在这些值之间的范围等)。更高和更低的角度α也是可能的，例如对于第二脉管5102分别靠近第一脉管5101或远离第一脉管5101的指示。成角度的过渡部5125可以提供通过第一脉管5101的更好的连续流动，如箭头5112所示，因为第一脉管5101的小部分被堵塞。部署装置5120可以包括旋转地取向装置5120，例如在图51B中所示的取向中。装置5120可以包括在过渡部5125的最近侧点处的第一不透射线标记5127a和在过渡部5125的最远侧点处的第二不透射线标记5127b，例如因为用于移植物5129的材料可以是大体上射线可透过的。

图51C是提供从第一脉管5101到第二脉管5102并通过第一脉管5101的流体流动的又一示例装置5140的侧视图。装置5140允许至少一些血液继续在第一脉管5101中流动，并且可以提供本文描述的一个或多个远侧动脉血流保持优点。装置5140可以共享装置5100的若干特征(例如，第一区段5144、第二区段5146、支架结构5148、移植物5149等)。在第一区段5144和第二区段5146之间和/或在第一区段5144和/或第二区段5146内，支架结构5148可以是相同或不同的(例如，具有至少一个不同的参数(例如，单元结构、密度、孔隙度、材料、尺寸(诸如直径、厚度和/或长度)等))。

装置5140的第一区段5144和第二区段5146是分开的，并且顺序地部署。例如，第一区段5144可以首先部署，并且第二区段5146可以其次部署，其中第一区段5144的远侧节段在第二区段5146的近侧节段的径向外侧。第一区段5144可以为瘘管建立结构支撑。对于另一示例，可以首先部署第二区段5146并且可以其次部署第一区段5144，其中第一区段5144的远侧节段在第二区段5146的近侧节段的径向内侧。第一区段5144可以帮助支撑打开瘘管，在第二区段5166的与第一区段5144重叠的节段上提供径向向外压力，和/或减少要不然可能由第二区段5146的近端引起的湍流效应。第一区段5144或第二区段5146中的至少一个可以包括锚定件，该锚定件被配置为在部署之后抑制或防止第一区段5144和第二区段5146之间的相对移动。例如，锚定件可以包括径向向外的突出部、钩、倒钩、棘爪等，其可以在支架结构5148中或附接到第一区段5144和/或第二区段5146。在一些实施方式中，锚定件可以包括棘轮。例如，第一区段5144和第二区段5146可以相对于彼此例如逐段地相对纵向地和/或旋转地移动，直到锁定就位。锚定件可以促进装置5140的取向(例如，仅在适当取向时被锚定)。锚定件可以与第一区段5144和/或第二区段5146中的另一个相互作用，和/或可以与第一脉管5101、第二脉管5102和/或间质组织相互作用。限制相对移动可以有助于保持移植物5149边界，以确保第一脉管5101不被监禁。装置5140可以为使用者提供部署的容易性。例如，第一区段5144可以舒适地部署来支撑第一脉管5101，而无需太大的准确度。然后，可以使用更准确的部署系统来部署第二区段5146以命中目标(例如，近端命中第一脉管5101的边缘)，以确保第一脉管5101不被监禁。

第一区段5144锚定在第一脉管5101中，延伸通过间质组织，并进入第二脉管5102。第二区段至少部分地在第一脉管5101中延伸，通过间质组织，并锚定在第二脉管5102中。第一区段5144的至少一些节段不与第二区段5146重叠。第一区段5144的非重叠节段没有移植物材料，这允许血液继续在第一脉管5101中流动，如箭头5112所示。第二区段5146允许血液流入并通过第二脉管5102，如箭头5110所示。第二区段5146的移植物5149的近端可以是基本上垂直的(例如，如图51C所示)，或可以是成角度的(例如，类似于关于装置5120描述的移植物5129)。第一区段5144和/或第二区段5146的近端和/或远端可以包括不透射线标记5147，例如以帮助使用者确定锚定位置、重叠量、旋转取向等。

图51D是提供从第一脉管到第二脉管并通过第一脉管的流体流动的又一示例装置5160的侧视图。装置5160允许至少一些血液继续在第一脉管中流动，并且可以提供本文描述的一个或多个远侧动脉血流保持优点。装置5160可以共享装置5100、5120的若干特征(例如，第一区段、第二区段、支架结构、移植物5169等)。为简单起见，在图51D中仅示出移植物5169。移植物5169包括切口5168，其中装置5160不包括移植物5169，使得支架结构是裸露的。裸周长的百分比沿着装置5160的长度是可变的，例如当装置5160向远侧延伸时，V形切口5168(例如，如图51D所示)从裸支架结构的第一百分比(例如，约50％)减小到小于第一百分比的裸支架结构的第二百分比(例如，约10％)。更低的百分比对于取向装置5160可能是有利的。百分比通常涉及通过第一脉管的流动阻力。在期望更多流动的解剖结构中(例如，第一脉管中的近侧或上游(例如，更靠近腹股沟))，百分比可以更高，使得更多的血液可以流到下游的更大和/或更多的脉管。在期望更少流动的解剖结构中(例如，在第一脉管中的远侧或下游(例如，更靠近脚))，百分比可以更低，使得更多的血液可以流到第二脉管。

通常，装置5160的切口5169可以至少部分地使用描述覆盖物中的开口的几个变量来限定：从近侧到远侧的角度5162；长度5164；切口5169的近端处的宽度5166；和/或切口5169的远端处的宽度5167。可以调整或调节这些变量以对应于任何整体形状，其中其他特征(诸如扇形)可能在更详细的水平上。装置5169可以根据需要在沿着装置5160的任何长度处包括尽可能多的切口。

图52A是提供从第一脉管5101到第二脉管5102并通过第一脉管5101的流体流动的又一示例装置5200的侧视图。装置5200允许至少一些血液继续在第一脉管5101中流动，并且可以提供本文描述的一个或多个远侧动脉血流保持优点。装置5200包括第一区段5204和第二区段5206。第一节段5204与第二节段5206至少部分地纵向重叠。在一些示例中，第一区段5204的近端和/或远端与第二区段5206的相应近端和/或远端基本上纵向对准。第一区段5204和第二区段5206中的每一个锚定在第一脉管5101和第二脉管5102中的每一个中。第一区段5204和/或第二区段5206的近端和/或远端和/或其他部分(例如，纵向中心)可以包括不透射线标记5207。

第一区段5204包括支架结构5208，例如类似于支架结构5108。第一段5204包括孔或孔口5203，其允许血液流入支架结构5208的近端和/或通过孔5203流入支架结构5208，并且然后从支架结构5208内部流到支架结构5208外部，并在第一脉管5101中向下游流动，如箭头5112所示。如本文所述，仅第一区段5204可以包括支架结构5208，或第一区段5204和第二区段5206两者都可以包括支架结构5208。

第二区段5206包括覆盖物或移植物5209和可选地支架结构5208。在包括支架结构5208的实施方式中，支架结构5208在第一区段5204和第二区段5206之间和/或在第一区段5204和/或第二区段5206内可以是相同或不同的(例如，具有至少一个不同的参数(例如，单元结构、密度、孔隙度、材料、尺寸(诸如直径、厚度和/或长度))等)。第二区段5206的移植物5209被配置为提供从第一脉管5101到第二脉管5102的流体流动通道，如箭头5110所示。如本文所述，血液可以流过第二脉管5102。移植物5209优选地不包括被配置为允许血液从内部流到外部的孔。

第二区段5206可以与第一区段5204是一体的或整体的。第一区段5204和第二区段5206可以基本上同时部署。第一区段5204可以与第二区段5206分开，使得它们可以基本上同时地或至少部分地分开地部署。在一些实施方式中，支架结构可以具有8字形横截面，其中第一区段5204包括8字形的上半部，并且第二区段5206包括8字形的下半部。在一些实施方式中，支架结构5208可以形成内腔，并且移植物5209可以延伸通过内腔，形成两个流动路径：通过第一区段5204的第一多孔流动路径和通过第二区段5206的第二无孔流动路径。因为第一区段5204和第二区段5206两者都延伸到第二脉管5102中，所以可以简化装置5200的定位，例如因为旋转取向通常不影响功能，但是使用者可能更喜欢第二区段5206与第二脉管5102相邻。发明人已经发现，令人惊讶的是，进入间质组织的一些血流不会抵消由瘘管提供的益处。

图52A可以提供部分圆周开窗，其中支架结构5208的圆周的一定百分比是裸露的(未被移植物5209覆盖)。图52A图示了包括移植物5209的装置5200的整个长度。在一些示例中，装置5200的仅部分长度包括移植物5209(例如，近侧节段是裸露的)。在一些示例中，装置5200的仅部分长度包括为部分周向的移植物5209(例如，近侧节段是部分周向的)，而装置5200的其余部分包括完全周向的移植物5209。裸周长的百分比可以例如在约5％和约75％之间(例如，约5％、约10％、约20％、约30％、约40％、约50％、约60％、约75％、在这些值之间的范围等)。

图52Bi是提供从第一脉管5101到第二脉管5102并通过第一脉管5101的流体流动的又一示例装置5220的侧视图。装置5220允许至少一些血液继续在第一脉管5101中流动，并且可以提供本文描述的一个或多个远侧动脉血流保持优点。装置5220可以共享装置5200的若干特征(例如，第一区段5224、第二区段5226、支架结构5228、移植物5229等)。第一区段5224不延伸到第二脉管5102中。相反，第一区段5224终止于第一脉管5101中。在一些示例中，第一区段5224的近端与第二区段5226的近端基本上纵向对准(例如，如图52Bi所示)。在一些示例中，第一区段5224的近端不与第二区段5226的近端纵向对准，例如在第二区段5226的近端的近侧或在第二区段5226的近端的远侧开始。第二区段5226延伸通过间质组织并进入第二脉管5102。第二区段5226的直径可以从近端到远端变化，例如类似于本文描述的呈锥形或成角度支架(例如，具有一个或多个圆柱形部分和一个或多个呈锥形部分)。

第一区段5224可选地包括孔5223，例如如关于图52所述。在一些实施方式中，第一区段5224可以没有孔，因为血液可以流过第一区段5224的内腔并在第一脉管5101中向下游流动，如箭头5112所示。在一些实施方式中，第一区段5224可以包括被配置为将第二区段5226推靠在第一脉管5101的壁上的简单结构，诸如一个或多个环或延伸部。血液可以流经简单结构并且在第一脉管5101中向下游流动。

因为第二区段5226延伸到第二脉管5102中而不管第一区段的位置如何，所以装置5220的定位可以被简化，例如因为旋转取向通常不影响功能，但是使用者可能更喜欢第二区段5226与第二脉管5102相邻。第一区段5224可以与第二区段5226是一体的或整体的，并且它们可以基本上同时部署。第一区段5224可以与第二区段5226分开，使得它们可以基本上同时地或至少部分地分开地部署。

图52Bii是图52Bi的装置5220沿线52Bx-52Bx的示例横截面视图。如关于图52A的可能实施方式所描述的，第一区段5224和第二区段5226形成8字形。图52Bii示出了在支架结构5228内部的第二区段5226的移植物5229，但是移植物5229可以以其他方式耦接到支架结构5228，具有不同的支架结构，或没有支架结构。尽管被示出为大致圆形，但是第一区段5224和第二区段5226的横截面可以是椭圆形的或具有被配置为占据第一脉管5101和/或第二脉管5102的更多部分的其他形状，包括例如半圆形、多边形等。

图52Biii是图52Bi的装置5220沿线52Bx-52Bx的另一示例横截面视图。如关于图52A的可能实施方式所描述的，移植物5229延伸通过支架结构5228的内腔以形成两个流动路径。

图52Ci是提供从第一脉管5101到第二脉管5102并通过第一脉管5101的流体流动的另一示例装置5230的侧视图。装置5230允许至少一些血液继续在第一脉管5101中流动，并且可以提供本文描述的一个或多个远侧动脉血流保持优点。装置5230可以共享装置5200、5220的若干特征(例如，第一区段5234、第二区段5236、支架结构5238、移植物5239、不透射线标记5237等)。与装置5220类似，第一区段5234不延伸到第二脉管5102中。更确切地说，第一区段5234终止于第一脉管5101中。在第二区段5234的分支的远侧，第一区段5234扩张以将第一区段5234锚定在第一脉管5101中。某些这样的构造可以在第一脉管5101中提供良好的锚定，例如抵抗旋转或其他力。

图52Cii是图52Ci的装置5230沿线52Cii-52Cii的横截面视图。第一区段5234是围绕第二区段5236的圆形形状的新月形或豆形。第一区段5234可以在第二区段5236的分支的远侧恢复为圆形形状。这样的横截面也是关于装置5200、5210的可能实施方式。

图52D是提供从第一脉管5101到第二脉管5102并通过第一脉管5101的流体流动的又一示例装置5240的侧视图。装置5240允许至少一些血液继续在第一脉管5101中流动，并且可以提供本文描述的一个或多个远侧动脉血流保持优点。装置5240可以共享装置5100、5230的若干特征(例如，包括未覆盖支架的第一区段5244，包括移植物的第二区段5246等)。第一区段5244包括呈锥形部分5245，该呈锥形部分被配置为从第一直径变窄到小于第一直径的第二直径。呈锥形部分5245包括孔5243，孔5243被配置为允许血液围绕第二段5406流动并继续在第一脉管5101中流动，如箭头5112所示。流入第二区段5246的血液被转向到第二脉管5102中，如箭头5110所示。装置5240可以在更大的脉管中提供特定的优点(例如，在动脉开始自然地呈锥形和变窄之前靠近闭塞)。装置5240的自定心性质可以提供用于将第二区段5246定心在大脉管中的一体化解决方案，以允许在第二区段5246周围的流动，同时还收集第二脉管5102的一些流动。呈锥形区段5425可以使第二区段5246的近端在第一脉管中基本上居中(例如，如图52D所示)。呈锥形区段5425可以将第二区段5246的近端推动到第一脉管的一侧(例如，朝向第二脉管5102的一侧(例如，以减少第一脉管5101的闭塞)、远离第二脉管5102的一侧(例如，以减小第二区段5426的弯曲角度))。

第一区段5424可以与第二区段5426成为一体。例如，第一区段和第二区段可以共用在呈锥形部分5425远侧覆盖有移植物材料的支架结构。第一区段5424可以与第二区段5426分开并且顺序地部署。例如，第一区段5424可以部署在第一脉管5101中，并且然后第二区段5426可以通过第一区段5424部署，其中第二区段5426的近端与第一区段5424的远端重叠。

图53A是提供从第一脉管5101到第二脉管5102并通过第一脉管5101的流体流动的又一示例装置5300的侧视图。装置5300允许至少一些血液继续在第一脉管5101中流动，并且可以提供本文描述的一个或多个远侧动脉血流保持优点。装置5300可以共享装置5100或更具体地第二区段5106的若干特征(例如，支架结构5308、移植物5309、不透射线标记5307等)。移植物5309延伸装置5300的基本上整个长度，但是在所图示的装置5300的近侧和远侧的区段也是可能的。装置5300包括没有移植物5309的窗口或开窗5303。移植物5309可以被移除以形成窗口5303，或不首先形成。制造具有窗口5303的装置5300可以简化放置程序(例如，部署装置5300并确认旋转对准)和/或降低产生血栓的风险。在一些实施方式中，装置5300可以包括至少沿着移植物5309的区段的周向或螺旋狭缝，使得当装置5300弯曲时，狭缝分开。图57F的装置5760是一个这样的示例。移植物5309可以重叠以防止不期望的泄漏。包括第二脉管5102中的弯曲部的节段理想地没有这样的狭缝。这样的构造可以通过自动打开窗口5303来进一步简化放置程序。窗口5303允许血液流入装置5300的近端进入装置5300，并且然后从装置5300的内部流到装置5300的外部，并且在第一脉管5101中向下游，如箭头5112所示。未离开窗口5303的血液可以流入并通过第二脉管5102，如箭头5110所示。不透射线标记5307可以指示装置5300的包括窗口5303的一侧。窗口5303的边缘或轮廓或侧面或端部可以通过不透射线标记来标记。由窗口5303暴露的支架结构可以包覆有不透射线材料。

图53Bi-53Biii图示了提供从第一脉管5101到第二脉管5102并通过第一脉管5101的流体流动的示例装置5320的原位形成的示例方法。装置5320允许至少一些血液继续在第一脉管5101中流动，并且可以提供本文描述的一个或多个远侧动脉血流保持优点。装置5320可以共享装置5300的若干特征，但不被制造有窗口或诸如被配置为形成窗口的狭缝的结构。

在图53Bi中，初步装置5310锚定在第一脉管5101中，延伸通过间质组织，并且锚定在第二脉管5102中。以这种方式，初步装置5310与本文描述的许多瘘管假体共享许多特征，并且任何这样的假体可以用作初步装置5310。导丝5312延伸通过初步装置5310的一侧。导丝5312可以从脉管系统进入点被导航并穿刺通过初步装置5310的侧面。导丝可以与初步装置5310集成，使得导丝5312在初步装置5310的放置之后已经延伸通过初步装置5310的侧面。

在图53Bii中，扩张装置5314(例如，普通球囊、药物洗脱球囊、刻痕球囊、可扩张细丝、扩张器、其组合等)在导丝5312上追踪并延伸通过初步装置5310的侧面。在一些实施方式中，可以使用开窗装置，诸如激光旋切术工具(例如，Turbo

可从Spectranetics获得)。扩张装置5314径向扩张，如箭头5316所示，以形成大窗口5323(图53Biii)并使装置5320原位。窗口5323允许血液流入装置5320的近端进入装置5320，并且然后从装置5320内部流到装置5320外部，并且在第一脉管5101中向下游，如箭头5112所示。未离开窗口5323的血液可以流入并通过第二脉管5102，如箭头5110所示。在一些实施方式中，扩张装置5314可以包括在导丝5312上追踪的扩张器。在一些实施方式中，导丝5312可以穿刺初步装置5310的侧面以形成若干小窗口，其中的一个或多个可以可选地扩张。

图53Ci示出了有窗装置的支架结构5348的示例单元图案。图53Cii示出了部分地覆盖在移植物5349中并且包括窗口5343的图53Ci的支架结构5348的示例。单元图案包括第一纵向节段5342、第二纵向节段5344和第三纵向节段5346。第一纵向节段5342包括被配置为锚定在第一脉管(例如，动脉)中的第一单元图案。第二纵向节段5344包括被配置为锚定在第二脉管(例如，静脉)中的第二单元图案。第三纵向节段5346纵向地在第一纵向节段5346和第二纵向节段5344之间。第三纵向节段5346包括被配置为在开窗过程期间更容易被穿刺的第三单元图案。例如，第三单元图案可以是比第一单元图案和/或第二单元图案更多的孔。在一些实施方式中，第三单元图案的孔被定尺寸用于典型的血管成形术球囊(例如，约1.5mm至约5mm(例如，对于定位在膝盖以下，约1.5mm、约2mm、约2.5mm、约3mm、约3.5mm、约4mm、约4.5mm、约5mm、在这些值之间的范围等)或约1.8mm²至约19.6mm²(例如，约1.8mm²、约3.1mm²、约4.9mm²、约7.1mm²、约9.6mm²、约12.6mm²、约15.9mm²、约19.6mm²、在这些值之间的范围等))，对于定位在膝盖以上，约4mm至约10mm(例如，约4mm、约5mm、约6mm、约7mm、约8mm、约9mm、约10mm、在这些值之间的范围等)或约12.6mm²至约78.5mm²(例如，约12.6mm²、约19.6mm²、约28.3mm²、约38.5mm²、约50.3mm²、约63.6mm²、约78.5mm²、在这些值之间的范围等))。对于另一示例，第三单元图案可以比第一单元图案和/或第二单元图案更不密集。对于又一示例，第三单元图案可以包括比第一单元图案和/或第二单元图案更少的支柱。第三单元图案中的减少的金属量使得第三节段更容易穿刺以在移植物5349中形成窗口5343。第三单元图案可以改善血液动力学(例如，因为更少的金属在箭头5112所示的流动路径中)。第一单元图案可以与第二单元图案相同或不同。例如，第一单元图案可以具有被配置用于放置在动脉中的径向力和/或柔性，和/或第二单元图案可以具有被配置用于放置在静脉中的径向力和/或柔性。第三节段5344可以是柔性的，例如适于在具有挑战性的生物力学区域(例如，腘部、SFA等)中进行弯曲和/或放置。在一些实施方式中，第三单元图案包括具有改善的伸长和/或弹性性质的可变形区域，以便于开窗，当被可扩张构件移位时具有降低的损伤风险或没有损伤风险。

支架结构5348和/或移植物5349可以包括一个或多个不透射线标记5347，以划分第一节段5342和第三节段5346之间的过渡部和/或第二节段5344和第三节段5346之间的过渡部。不透射线标记5347可以耦接到支架结构5348的支柱上，镀敷到支架结构5348上，编织通过支架结构5348的支柱等。不透射线标记5347可以是结合到移植物5349中的不透射线材料。用于递送该装置的导管可以包括一个或多个对应的不透射线标记以便于放置。

图53Di图示了提供从第一脉管到第二脉管并通过第一脉管的流体流动的示例装置的原位形成的示例方法。该装置允许至少一些血液继续在第一脉管中流动，并且可以提供本文描述的一个或多个远侧动脉血流保持优点。该装置可以共享装置5300的若干特征，但是不被制造有窗口或诸如被配置为形成窗口的狭缝的结构。在图53Di中，初步装置5360锚定在第一脉管中，延伸通过间质组织，并且(未示出)锚定在第二脉管中。以这种方式，初步装置5360与本文描述的许多瘘管假体共享许多特征，并且任何这样的假体可以用作初步装置5360。

图53Di示出了包括可扩张构件5362(例如，球囊、临时支架等)、呈锥形节段5364和穿刺器5366的示例开窗装置。可扩张构件5362被配置为在开窗形成力的施加期间使装置在脉管中居中和/或稳定装置。可扩张构件5362可以包括例如球囊、支架网、支撑臂等。

呈锥形节段5364被配置为在开窗形成力的施加期间稳定穿刺器5366和/或在穿刺器5366上追踪以扩张由穿刺器5366形成的窗口。呈锥形节段5364可以包括类似于可从Cook获得的

支撑导管的特征。呈锥形节段5364可选地可相对于可扩张构件5362纵向移动。

图53Dii示出了可与图53Di的装置一起使用的示例呈锥形节段5374。呈锥形节段5374包括角度5375。当穿刺器5366离开呈锥形节段5374的远端时，穿刺器5366遵循角度5375并继续笔直。

图53Diii示出了可与图53Di的装置一起使用的另一示例呈锥形节段5384。呈锥形节段5384包括内腔5382。内腔5382的远端包括倾斜表面5383。当导丝离开内腔5382的远端时，导丝被倾斜表面5383偏转并且以角度5385延伸出呈锥形节段5384并继续笔直。呈锥形节段5384可选地包括离开呈锥形节段5384的远端的笔直内腔，例如可由使用者选择用于在没有角度的情况下推进导丝。内腔5382可以包括用于成角度出口和笔直出口的不同尺寸，例如但不限于，对于成角度出口为0.018”(约0.45mm)，并且对于笔直出口为0.014”(约0.36mm)。

呈锥形节段5364、5374、5384进入由穿刺器5366产生的小开口并扩张孔。孔的扩张可以完成开窗，或可以使孔适于接收可扩张构件。在一些实施方式中，可扩张构件5362可以在起到其锚定功能之后塌缩，然后用于扩张孔。在一些实施方式中，可以使用不同的可扩张构件来扩张孔。

穿刺器5366被配置为穿刺初步装置5360的移植物，例如是相对刚性的，具有尖锐的远侧顶端等。穿刺器5366可相对于可扩张构件5362和呈锥形节段5364纵向移动。穿刺器5366可以包括针或套管。穿刺器5366可以包括再进入装置。穿刺器5366可以包括旋切装置、激光器、导丝(例如，原始的或修改的(例如，加强的和/或尖锐化的)远侧顶端)等。

图53Ei和53Eii示出了对准穿刺器5366以便原位形成提供从第一脉管5101到第二脉管5102并通过第一脉管5101的流体流动的示例装置的示例方法。该装置包括不透射线标记5390，例如如本文关于不透射线标记4210所描述的。例如，标记5390可以在导丝延伸通过的内腔的一侧上，并且相对于呈锥形节段5374的角度取向。标记5390可以与呈锥形部在同一侧上(例如，如图53Ei和53Eii所示)。标记5390可以在与呈锥形部相对的一侧上。标记5390可以平行于呈锥形部。如关于标记4210所描述的，使用者可以利用交叉平面来知道穿刺器5366将在何处穿刺移植物。在一些实施方式中，目标5392可以在第一脉管5101中定位在装置5360的远侧。目标5392可以包括例如导丝、标记支架、生物可降解标记、造影剂(例如，汇集在闭塞附近)等。

图54A是提供从第一脉管5101到第二脉管5102并通过第一脉管5101的流体流动的又一示例装置5400的侧视图。装置5400允许至少一些血液继续在第一脉管5101中流动，并且可以提供本文描述的一个或多个远侧动脉血流保持优点。装置5400可以共享装置5140(例如，包括未覆盖支架的第一区段5404、包括移植物的第二区段5406等)和/或装置5320(例如，类似于装置5320的第二区段5406)的若干特征。

装置5400的第一区段5404和第二区段5406是分开的并且顺序地部署。例如，可以首先部署第二区段5406。使用者可以在第二区段5406中形成窗口(例如，如相对于图53Bi至图53Biii所描述的)，或第二区段5406可以被制造有窗口。第二区段5406可以锚定在第一脉管5101中，延伸通过间质组织，并且锚定在第二脉管5102中。第二区段5406允许血液流入并通过第二脉管5102，如箭头5110所示。第一区段5404可以其次部署，其中第一区段5404的远侧区段延伸通过第二区段5406的窗口。第一区段5404锚定在第一脉管5101中。血液可以流入第一区段5404并继续在第一脉管5101中流动，如箭头5112所示。第一区段5404可以提供可预测和/或持久的开窗直径，这可以更好地保留开窗。第一区段5404的支架结构是多孔的，这允许血液流入第二区段5406。第一区段5404和/或第二区段5406的近端和/或远端可以包括不透射线标记5407，例如以帮助使用者确定锚定位置、重叠量、旋转取向(例如，如果与窗口一起制造)等。尽管图54A将第一区段5404的近端示出为在第二区段5406的近端的近侧，但是第一区段5404的近端可以在第二区段5406的近端的远侧或与第二区段5406的近端对准。装置5400可以被认为是原位形成的分叉支架。第一区段5404可以是第一腿部，并且第二区段5406可以是第二腿部。

图54Bi是提供从第一脉管5101到第二脉管5102并通过第一脉管5101的流体流动的另一示例装置5410的侧视图。装置5410允许至少一些血液继续在第一脉管5101中流动，并且可以提供本文描述的一个或多个远侧动脉血流保持优点。装置5410可以共享装置5400的若干特征(例如，包括未覆盖支架的第一区段5404，包括移植物的第二区段5406等)。装置5410被制造有第一区段5414和第二区段5416，第一区段5414和第二区段5416被配置为在装置5410部署时分叉。例如，第一区段5414的远端可以被配置(例如，形状设定)为保持笔直，使得第一区段5414延伸出第二区段5416中的窗口，该窗口弯曲到第二脉管5102中。对于另一示例，第一区段5414可以包括耦接到第二区段5416的翼片。

图54Bii是提供从第一脉管5101到第二脉管5102并通过第一脉管5101的流体流动的另一示例装置5415的侧视图。装置5415允许至少一些血液继续在第一脉管5101中流动，并且可以提供本文描述的一个或多个远侧动脉血流保持优点。装置5415可以共享装置5410的若干特征。装置5415包括多个翼片5417。翼片5417可以复制瓣膜的动作，例如在脉动流下打开(径向向外突出)。翼片5417可以包括移植物材料(例如，ePTFE)。翼片5417可以包括用作用于径向向外突出部的铰链的结构。装置5415可以在每个脉管5101、5102和其他脉管中维持适当量的血流，例如通过调节进入第二脉管5102的流动，其中过量的流动和/或压力在第一脉管5101中向远侧排出。翼片5417可以分布在装置5415的被配置为在第一脉管5101中的近侧节段上(例如，如图54Bii所示)。与脉管壁对置的翼片5417将不会打开，但是处于装置5415的弯曲部中的翼片5417可以打开。靠近第一脉管5101的分支脉管的翼片5417也可以打开以保持进入该分支脉管的流动。

图54C是提供从第一脉管5101到第二脉管5102并通过第一脉管5101的流体流动的又一示例装置5420的侧视图。装置5420允许至少一些血液继续在第一脉管5101中流动，并且可以提供本文描述的一个或多个远侧动脉血流保持优点。装置5420包括第一区段5424和第二区段5426。第二区段5426可以共享装置5400的第二区段5406的若干特征(例如，移植物和窗口5423)。第二区段5426可以包括两个窗口5423，一个窗口具有与装置5320的窗口5323类似的功能(例如，允许血液继续在第一脉管5101中流动)，并且一个窗口具有与装置5400的第二区段5406的窗口类似的功能(例如，被配置为使第一区段5424延伸通过其中)。第二区段5426可以具有用于两种功能的单个细长窗口5423。第一区段5424和第二区段5426可以是分开的。例如，第一区段5424可以延伸通过第二区段5426的一侧(例如，如关于装置5400所描述的)，然后锚定在分支脉管5425中，允许血液流入装置5420并通过分支脉管5425，如箭头5114所示。第一区段5424可以包括支架结构，以将第一区段5424锚定在分支脉管5425中。将第一区段5424锚定在分支脉管5425中可以有助于锚定和定位整个装置5420。第一区段5424可以包括移植物以帮助将血液引导到分支脉管5425中。装置5420可以没有第一区段5424，在此情况下，血液可以通过窗口5423流入分支脉管5425。第一区段5424和第二区段5426可以是整体的，其中第一区段5424被配置为从第二区段5426延伸，例如如关于装置5410所描述的。第二区段5426可以没有窗口5423，并且第一区段5424可以包括窗口5423。无论精确的构造如何，装置5420都维持从第一脉管5101到分支脉管5425中(如箭头5114所示)并且通过第一脉管5101(如箭头5112所示)的流体流动，并且还将流体流动转向到第二脉管5102中(如箭头5110所示)。

本文描述的装置可以是自扩张的，例如包括在从导管释放时扩张的形状记忆(例如，超弹性)材料。本文描述的装置可以是球囊可扩张的。例如，如果装置的放置精度是重要的，诸如在瘘管的交叉点处或在分叉附近，则球囊可扩张装置可以只有在根据需要旋转和/或纵向定位时才扩张。

图55A是提供从第一脉管到第二脉管并通过第一脉管的流体流动的又一示例装置5500的侧视图。图55B示出了定位在第一脉管5101中、延伸通过间质组织并进入第二脉管5102的图55A的装置5500。装置5500不突出或仅略微突出到第一脉管5101中。流过第一脉管5101的血液可以继续在第一脉管5101中流动，如箭头5112所示。流过第一脉管5101的血液也可以被转向到第二脉管5102中，如箭头5110所示。装置5500允许至少一些血液继续在第一脉管5101中流动，并且可以提供本文描述的一个或多个远侧动脉血流保持优点。装置5500可以共享本文公开的其他装置(例如，支架结构、移植物等)的若干特征。装置5500包括支架，该支架具有被配置为将装置5500锚定在第一脉管5101中的扩口或锚定特征5502以及被配置为延伸通过间质组织并进入第二脉管5102的细长区段5504。装置5500可以包括一个扩口5502或多个扩口5502(例如，如图55A所示的两个扩口5502)。扩口5502可以被覆盖或不被覆盖。细长区段5504优选地被覆盖。装置5500可以包括激光切割支架、编织支架或其组合，例如如本文所述。扩口5502和细长区段5504基本上是对称的，使得不需要装置5504的旋转对准。在一些实施方式中，扩口5502的长度约是扩口5502的直径的一半，这可以帮助将装置5500抵靠第一脉管5101固定。装置5500的扩口5502是大致环形的。

图55C示出了提供从第一脉管5101到第二脉管5102并通过第一脉管5101的流体流动的又一示例装置5520。流过第一脉管5101的血液可以继续在第一脉管5101中流动，如箭头5112所示。流过第一脉管5101的血液也可以被转向到第二脉管5102中，如箭头5110所示。装置5520允许至少一些血液继续在第一脉管5101中流动，并且可以提供本文描述的一个或多个远侧动脉血流保持优点。装置5520可以共享装置5500的若干特征(例如，扩口或锚定特征5522、细长区段5524等)。图55D是植入第一脉管5101和第二脉管5102中的图55C的装置5520的远端视图。扩口5520与第一脉管5101的侧壁并置。细长区段5524与第二脉管5102的侧壁并置。

图55Ei是共享图55C和55D的装置5520的特征的装置5520a的顶视图。装置5520a包括径向向外突出的四个扩口5522a。扩口5522a关于装置5520a对称。扩口5520a均径向向外突出约装置5520a的半径。扩口5520a是形成为弧形形状的线材或支柱。这样的形状可以提供无创伤锚定，但是弧的顶端可以穿透脉管壁或使脉管壁变形。

图55Eii是共享图55C和55D的装置5520的特征的另一装置5520b的顶视图。装置5520b包括径向向外突出的四个扩口5522b。扩口5522b关于装置5520b对称。扩口5520b均径向向外突出约装置5520a的半径的一半。扩口5520b是实心材料(例如，切割成所图示的形状的支柱)。更多的材料可以以更小的长度提供相同量的锚定。

图55F示出了提供从第一脉管5101到第二脉管5102并通过第一脉管5101的流体流动的又一示例装置5530。装置5530允许至少一些血液继续在第一脉管5101中流动，并且可以提供本文描述的一个或多个远侧动脉血流保持优点。装置5530可以共享装置5520的若干特征(例如，扩口或锚定特征5532、细长区段5534等)。

图55G是图55F的装置5530的顶视图。装置5530包括径向向外突出的六个扩口5532。扩口5532关于装置5530是不对称的或偏心的。一些扩口5532比其他扩口更长。再次参考图55F，(一个或多个)更长的扩口5532可以在第一脉管5101中向远侧取向，这可以提供与血流方向相反的力。

图56A是提供从第一脉管5101到第二脉管5102并通过第一脉管5101的流体流动的又一示例装置5600的侧视图。装置5600允许至少一些血液继续在第一脉管5101中流动，并且可以提供本文描述的一个或多个远侧动脉血流保持优点。装置5600可以与图25C的假体540共享若干特征(例如，编织成编织结构的多个细丝、不同孔隙度的纵向区段等)。

假体540包括包含低孔隙度的第一纵向区段544和高孔隙度的第二纵向区段546的实施方式，其中其他纵向区段也是可能的。装置5600可以被认为是关于假体540的变型。装置5600包括第一区段5604、第二区段5606以及在第一区段5604与第二区段5606之间的第三区段5608。第一区段5604具有低孔隙度，例如足够低以使流动诸如在流动转向支架中转向，如本文描述。第二区段5606具有低孔隙度，例如足够低以使流动诸如在流动转向支架中转向，如本文所述。第一区段5604和/或第二区段5606引导血液从第一脉管5101流入第二脉管5102，如箭头5110所示。第一区段可以具有更高的孔隙度。第三区段5608具有允许血液继续在第一脉管5101中流动的孔隙度，如箭头5112所示。装置5600可以是编织的(例如，如图56所示)。编织参数(例如，编织角度、线数等)的变化可以引起不同的孔隙度。装置5600可以包括切割支柱(例如，具有不同的单元图案或其他参数以改变孔隙度)。与放置在神经血管系统中的已知流动转向支架相比，装置5600具有更大的直径(例如，如针对本文描述的瘘管假体所描述的)和/或具有圆锥形或呈锥形形状(例如，如针对本文描述的瘘管假体所描述的)。在装置5600被编织的实施方式中，细丝可以大于神经血管流动转向支架(例如，在约50μm和约100μm之间)，这可以提供足以承受与外周动脉血流相关联的更高流动和压力的耐久性。流动转向结构可以适用于本文中描述为包括移植物的任何区段。装置5600的孔隙度可以允许支架中支架部署，例如用于间质组织中的长路径。

图56B是示出针对装置5600的不同孔隙度值在具有和没有图56A的装置5600的情况下通过母体脉管和侧分支的流量的曲线图。术前侧分支的流速由指向左的轮廓三角形5610示出，其为约0.18mL/s。术前远侧母体的流速由指向右的轮廓三角形5612示出，其为约0.2mL/s。由于术前点5610、5612不包括装置5600，因此不存在的装置5600的孔隙度可以被认为是100％。术后侧分支的流速由指向左实心三角形5614示出。术后远侧母体的流速由指向右实心三角形5616示出。所测试的最高孔隙度为约89％，这将远侧母体中的流量增加至约0.22mL/s并将侧分支中的流量减少至约0.16mL/s。所测试的最低孔隙度为约35％，这将远侧母体中的流量增加至约0.32mL/s并将侧分支中的流量减少至约0.07mL/s。孔隙度越低，越多的流从侧分支转向并转向到远侧母体，其中拐点在约60％处。因此，可以基于期望的流动转向量来选择装置5600和/或下文描述的用于在踝下方引导流动的装置中的一些或全部的孔隙度。

图57A图示了用于在踝下方引导流动的示例装置5700。装置5700可以是被配置为优先引导流动通过装置5700的内腔的流动聚集支架。装置5700可以减少、抑制或防止例如在经皮深静脉动脉化回路中在反向血流方向(相对于静脉中的正常血流反向)远侧的静脉中的窃血。本文描述的编织装置(例如装置500、520、540)的某些特征可以结合到装置5700中。

如本文所讨论的，静脉动脉化的一个潜在优点是改善氧合物对四肢(诸如远侧脚)的灌注。用诸如支架移植物(例如，本文描述的支架移植物1132)的装置对静脉加衬可以有助于朝向四肢引导流动，但是由于当前的机械限制，支架移植物通常不旨在用于更小的脉管或经历大机械力的脉管中。装置5700具有足够坚固和柔性的设计，以承受生物力学力并在踝处挠曲。在支架移植物远侧的分支脉管可以窃取旨在被驱动到远侧脚的含氧血液。例如，在跟骨或足跟骨附近，存在大量连接静脉，其导致腿的更大回流静脉(例如，隐静脉)。少量的钢可以提供一些益处，例如维持更高的流速，这对于通畅性可以是更好的。装置5700具有通常将流动驱动到远侧脚的设计，但是仍然可以向分支脉管提供一些灌注，从而微调窃血。

装置5700包括以密集图案编织在一起的多个线或细丝。细丝中的至少一些或全部包括形状记忆材料(例如，诸如镍钛诺、铬钴等的超弹性材料)。在部署状态下，这样的材料通常更适合于承受生物力学力并保持低轮廓。细丝可以具有在约50μm和约100μm之间(例如，约50μm、约60μm、约75μm、约90μm、约100μm、在这些值之间的范围等)的直径或横截面。装置5700可以包括16个细丝至96个细丝(例如，约16个细丝、约32个细丝、约48个细丝、约64个细丝、约96个细丝、在这些值之间的范围等)。细丝的数量优选地是偶数，并且更优选地可被6和/或8整除。

装置5700可以具有适于放置在踝中的静脉中的扩张直径，例如在约4mm和约8mm之间(例如，约4mm、约5mm、约6mm、约7mm、约8mm、在这些值之间的范围等)。在一些实施方式中，装置5700的一端或两端可以扩口以具有增加的直径，这可以有助于将装置5700锚定在脉管中。装置5700在扩张状态下可以是大致圆柱形的(例如，如图57A所示)。装置5700可以是圆锥形的，例如被配置为从远端处的第一直径到近端处的第二更小直径呈锥形。与可以放置在尺寸上从近侧到远侧减小的动脉中的呈锥形支架相比，装置5700可以在尺寸上从近侧到远侧增加，例如以对应于在尺寸上朝向心脏增加的静脉的解剖结构。直径的变化可以例如在约2mm和约9mm之间(例如，约2mm、约3mm、约4mm、约5mm、约6mm、约7mm、约8mm、约9mm、在这些值之间的范围等)。对于放置在膝盖下方的装置5700，直径的变化可以例如在约3mm和约6mm之间(例如，约3mm、约4mm、约5mm、约6mm、在这些值之间的范围等)。装置5700可以具有在约50mm和约150mm之间(例如，约50mm、约75mm、约100mm、约125mm、约150mm、在这些值之间的范围等)的长度。

已知在约60％和约78％之间的孔隙度可用于流动转向神经血管支架，以使血液从动脉瘤转向，但允许对分支脉管的灌注。装置5700的孔隙度可以小于78％，或更优选地小于60％，以抑制对分支脉管的灌注。对于流动保持，在约60％和约75％的范围内的孔隙度是允许跨分叉的充分流动保持的“最佳点”。小于约50％的孔隙度可以显著减少分叉脉管中的流动。

孔径也可能影响血液动力学。例如，更高的每英寸纬数(PPI)可以导致更小的孔径，这可以减少进入动脉瘤或分支脉管的流动，并且更低的PPI可以导致更大的孔径，这可以允许到分支脉管中的灌注。PPI反映了装置5700的一平方英寸(约6.5cm2)中存在的细丝材料的量。PPI可以在约50PPI至约500PPI的范围内(例如，约50PPI、约100PPI、约150PPI、约200PPI、约300PPI、约400PPI、约500PPI、在这些值之间的范围等)。

在一些实施方式中，装置5700可以包括更高孔隙度和移植物材料。例如，装置5700可以包括具有聚合物覆盖物的高柔性激光切割图案。某些这样的设计可以包括穿孔或可穿孔的覆盖物。装置5700在许多有意义的方面不同于神经血管流动转向支架。例如，装置5700具有更大的直径，具有更大的递送轮廓(例如，大于3Fr)，具有更长的长度，呈锥形以朝向心脏更大，具有更小的孔隙度，具有更高的径向力，和/或具有更高的抗压缩性，其中的任何一种都将被禁止用于神经血管系统。

装置5700的细丝被编织在一起以具有高编织角，这可以提供高径向力。例如，编织角度可以在约120°和约179°之间(例如，约120°、约130°、约140°、约150°、约160°、约170°、约179°、在这些值之间的范围等)。抗压缩性可以例如在约0.4N/mm和约1.1N/mm之间(例如，约0.4N/mm、约0.5N/mm、约0.6N/mm、约0.7N/mm、约0.8N/mm、约0.9N/mm、约1N/mm、约1.1N/mm、在这些值之间的范围等)。作为比较的基础，约1N/mm的阻力可以强到足以支撑打开瓣膜。长期向外的力可以例如在约0.25N/mm和约0.6N/mm之间(例如，约0.25N/mm、约0.3N/mm、约0.35N/mm、约0.4N/mm、约0.45N/mm、约0.5N/mm、约0.55N/mm、约0.6N/mm、在这些值之间的范围等)。这些力值可以例如基于线直径和编织角度而变化。更大的线直径具有比更小的线直径更高的径向力(例如，76μm可以为约2N/mm，而50μm可以为约1N/mm)。在一些实施方式中，径向力足以支撑打开静脉瓣膜，该静脉瓣膜可能已经或可能尚未被禁用(例如，通过切割装置、球囊等)。在一些实施方式中，径向力足以使静脉扩张，该静脉通常是柔性的，这可以提供尺寸上已知的流体流动通路。

当装置5700被切割成一定长度时，装置5700的细丝的端部可以被截断。细丝足够小，以致于存在穿刺静脉或引起流体流动的问题的低风险。通过自由细丝端部的有限量的穿刺可以有助于将装置5700锚定就位。在一些实施方式中，细丝的端部可以诸如通过弯曲、卷绕、焊接、耦接到端部处理装置、背面编织等来处理。

图57Bi图示了通过靠近踝的静脉5701的血流的第一示例。静脉5701(例如，胫后静脉)衬有支架移植物1132，例如如本文所述。支架移植物1132仅延伸到约踝的位置，如虚线所示。流过静脉5701的血液可以继续朝向脚和外侧足底网络，如箭头5712所示。然而，流过静脉的血液可以被分支脉管5703(例如，跟骨穿通器)窃取，如箭头5714所示，使得脚可能未被适当地灌注。

图57Bii图示了通过靠近踝的静脉的血流的第二示例。与图57Bi类似，静脉5701衬有支架移植物1132，该支架移植物1132仅延伸到约踝的位置。在图57Bii中，装置5700定位在踝中的支架移植物1132下方。流过静脉5701的血液可以继续朝向脚和外侧足底网络，如箭头5712所示。流过静脉的血液可以不被分支脉管5703窃取，因为装置5700使流动转向远离脉管5703。因此，脚可以比在没有装置5700的情况下更好地灌注。装置5700可从脚部署(例如，使用从脚延伸的导丝，如本文所述)和/或从股骨进入部署。装置5700可以与支架移植物1132纵向重叠。例如，装置5700可以在支架移植物1132的径向外侧。在某些这样的实施方式中，装置5700可以在支架移植物1132之前部署。

图57Ci-57Ciii图示了关于与图57A的装置5700共享特征的织造流动转向装置5720、5730、5740的示例变型。装置5720、5730、5740均具有75μm的线直径和140°的标称编织角度，但是当扩张到不同直径时具有不同的孔隙度。图57Ci的装置5720具有5.5mm的直径和44％的孔隙度。图57Cii的装置5730具有5mm的直径和72％的孔隙度。图57Ciii的装置5740具有4.5mm的直径和83％的孔隙度。取决于装置的尺寸过大的量，可以实现不同的孔隙度。改变孔隙度的量可以允许使用者调节允许的窃血量。通常，更尺寸过大的装置可以允许更多的窃血。再次参考图56B，装置5720可以将远侧母体中的流量增加到约0.31mL/s并将分支脉管中的流量减少到约0.08mL/s；装置5730可以将远侧母体中的流量增加到约0.26mL/s并将分支脉管中的流量减少到约0.13mL/s；并且装置5740可以将远侧母体中的流量增加到约0.23mL/s并将分支脉管中的流量减少到约0.16mL/s。

图57Di图示了装置5750，其中移植物覆盖物5759的一部分5752被穿孔有在尺寸上受控的多个开口，以获得一定水平的孔隙度来管理通过移植物覆盖物的流动。在一些实施方式中，整个移植物覆盖物5759可以是穿孔的。可以利用激光加工、机械穿孔、作为覆盖过程的一部分(例如，ePTFE烧结)、ePTFE与多孔膜的复合组装等来产生开口。可以根据需要选择开口的形状、尺寸和/或图案。孔径应当足够大以允许期望的血流。

图57Dii是图57Di的装置5750的示意性侧视图，示出了多孔区域对流体流动的影响。选定量的流体可以流过多孔区域5752，例如流到分支脉管，如箭头5714所示。剩余的流体可以流到远侧母体，如箭头5712所示。装置5750还可以或可选地用于瘘管中，以将流动从第一脉管引导到第二脉管并维持第一脉管中的选定量的流动。

图57E是示出孔隙度对窃血的影响的孔隙度的示意性谱图。该谱图在0％孔隙度(没有任何孔的覆膜支架)至100％孔隙度(没有支架)的范围内变动。从约0％至约50％的孔隙度，该装置有效地防止窃血。在约60％和约75％的孔隙度之间，实现了流动保持。大于约86％孔隙度，几乎没有或没有实现分流。

图57Fi是被配置为提供从第一脉管到第二脉管并通过第一脉管的流体流动的另一示例装置5760的侧视图。图57Fii是57Fi的装置5760在区域57Fii中的放大图。装置5760可以共享本文公开的其他装置(例如，支架结构、移植物等)的若干特征。装置5760包括多个狭缝5762，其在图57Fii中更容易看到。图57Fi中所示的装置5760处于笔直构造，使得狭缝5762处于闭合构造。

图57Fiii示出了装置5760定位在第一脉管5101中，延伸通过间质组织并进入第二脉管5102。图57Fii是57Fiii的装置5760在区域57Fiv中的放大图。流过第一脉管5101的血液可以继续在第一脉管5101中流动，如箭头5112所示。流过第一脉管5101的血液也可以被转向到第二脉管5102中，如箭头5110所示。装置5760允许至少一些血液继续在第一脉管5101中流动，并且可以提供本文描述的一个或多个远侧动脉血流保持优点。当装置5760由于朝向第二脉管的弯曲而挠曲时，弯曲部外侧上的狭缝5762o展开，而弯曲部内侧上的狭缝5762c被压缩在一起，并且在弯曲部近侧和远侧的狭缝5762c保持闭合。打开的狭缝5762c允许血液流过装置5760，如箭头5112所示，如图57Fiv中最佳所示。

图58A是示例闭塞植入物5800的侧视图。图58Bi-58Biii图示了闭塞植入物5800和提供从第一脉管5101到第二脉管5102并通过第一脉管5101的流体流动的示例装置的原位耦接的示例方法。图58Biii示出了作为闭塞系统的一部分的植入物5800和装置5810，该闭塞系统允许至少一些血液继续在第一脉管5101中流动，如箭头5112所示，并且可以提供本文描述的一个或多个远侧动脉血流保持优点。植入物5800可以抑制或防止在到心脏的静脉回流中窃取动脉血液。

因为在动脉化之前血液可能最初在第二脉管5102中从右向左流动(例如，如果第二脉管5012是静脉)，在动脉化之后血液从左向右流动，如箭头5110所示，和/或因为进入第二脉管5102(例如，经由靶向系统、圈套器系统、部署装置5800的系统等)可能已经从右侧进入，所以近侧、远侧、上游、下游等的讨论可能是混乱的，使得可以关于图58A-58Biii参考左和右。

植入物5800包括第一部分5802。第一部分5802包括闭塞植入物。第一部分5802被配置为闭塞瘘管假体(例如，装置5810)左侧的第二脉管5102。闭塞植入物可以包括例如但不限于可扩张网状物、海绵、塞子(例如，可从Abbott获得的

可从Medtronic获得的MVP^TM)、线圈或多个线圈(例如，可从Medtronic获得的Concerto^TM、可从BostonScientific获得的Interlock^TM和

可从Terumo获得的

可从Cook获得的

)、栓塞液体(例如，可从Medtronic获得的

)、水凝胶(例如，可从BostonScientific获得的Bead Block^TM)、微球(例如，可从Terumo获得的

)、可植入球囊、其组合。闭塞瘘管假体左侧的第二脉管5102的任何系统或方法都可以适用于第一部分5802。

植入物5800可选地包括耦接到第一部分5802的第二部分5804。第二部分5804包括被配置为将第一部分5802附接到瘘管假体(例如，装置5810)的线圈或其他锚定件。第二部分5804可以抑制第一部分5802向左漂移。例如，如果存在第一部分5802向左漂移或变得移位的低可能性，则可以省略第二部分5804。如果第二脉管5102是静脉，则向左的路径通向心脏，因此应当避免栓塞装置的下游释放。

在图58Bi中，装置5810定位在第一脉管5101中，通过间质组织，并进入第二脉管5102，例如如本文所述。装置5810可以包括允许血液通过孔流到图58Bi的右侧(如箭头5112所示)的未覆盖支架。例如如本文描述的其他瘘管流动装置可以与植入物5800结合使用。例如，如果装置5120在图51B中向右部署得太远，则可能存在到第二脉管5102左侧的血液流动路径。植入物5800可以帮助闭合这样的血液流动路径。

图58Bi还示出了在第二脉管5102中延伸通过装置5810的导丝5812。导丝5812可以用于部署植入物5800。在图58Bii中，如果植入物5800部署在第二脉管5102中，则第一部分5802。第一部分5802拴系到第二部分5804，然后通过撤回导管5814暴露第二部分5804，如箭头5816所示。第二部分5804可以在其从导管5814释放时展开。第二部分的展开发生在装置5810内部，使得第二部分5804抵靠装置5810的内侧壁锚定并在第一部分5802上施加拉力。

图58C是包括植入物5800的示例闭塞植入物系统的侧视图。该系统还包括装置5810。血液可以流过第一脉管5101中的装置5810，如箭头5112所示。血液也可以从第一脉管5101流入装置5810，通过间质组织，并在第二脉管5102中向右流动，如箭头5110所示。如箭头5118所示的那样从第一脉管5101流入装置5810、通过间质组织并试图在第二脉管5102中向左流动的血液被第一部分5802阻止。

本文描述的瘘管假体(例如但不限于装置5100、5120、5140、5200、5220、5230、5240、5300、5320、5400、5410、5420、5600、5810)可以保持通过第一脉管的流动。该装置可以具有可变的单元几何，以适应疾病状态的机械要求和/或在需要的情况下增加流量。例如，可以在开窗区域中和/或靠近分叉提供更大的单元。对于另一示例，端部处的更小单元可以有助于部署准确性和/或壁附着。不透射线标记可以有助于旋转和/或纵向对准，例如以向使用者提供覆盖物在何处开始的位置的指示。递送系统可以被配置为旋转装置以定位开窗，使得保持通过第一脉管的血流。可以在系统中提供附加装置，例如以帮助产生开窗、放置闭塞植入物等。

再次参考图52Ci和52Cii作为适用于本文描述瘘管假体的示例，包括但不限于装置5100、5120、5140、5200、5220、5230、5240、5300、5320、5400、5410、5420、5600、5810，如果第一脉管5101的直径为X mm，则第二区段5236(例如，第二区段5236的近端)的直径可以在约0.25X和约0.75X之间(例如，约0.25X、约0.35X、约0.4X、约0.45X、约0.5X、约0.6X、约0.75X、在这些值之间的范围等)。该比率可以取决于例如第一脉管5101的直径X、第二脉管5102的直径、第一脉管5101中的闭塞量、第一脉管5101中的位置(例如，该比率通常在上游更小，因为仍然供应第一脉管5101下游的更多分支脉管)、假体的类型等。假体可以被提供为使用者可以从其中选择期望比率的一套假体。

图59Ai图示了通过靠近踝的静脉5901的血流的第三示例。静脉5901(例如，胫后静脉)衬有支架移植物1132，例如如本文所述。支架移植物1132仅延伸到约踝的位置。流过静脉5901的血液可以继续朝向脚和外侧足底网络。在支架移植物1132的远端1903处向静脉的远侧流出过渡不受控制，这可能导致流动路径中的突然过渡，这可能增加湍流的风险。

图59Aii图示了通过靠近踝的静脉5901的血流的第四示例。类似于图59Ai，静脉5901衬有支架移植物1132，支架移植物1132仅延伸到约踝的位置。在图59Aii中，装置5900定位在踝中的支架移植物1132下方。流过静脉5901的血液可以继续朝向脚和外侧足底网络。装置5900的使用可以控制从装置1132的远端5903的过渡，以抑制或防止可能对流动有害的直径和角度变化。

图59B图示了与支架移植物1132重叠的图59Aii的装置5900。装置5900包括重叠部分5902和呈锥形部分5904。重叠部分5902可以是圆柱形的、呈锥形的和/或其组合。在一些实施方式中，装置5900的近端包括不透射线标记5912，并且支架移植物1132的远端包括不透射线标记5914。当标记5912在标记5914的上游时，可以向使用者确保装置5900与支架移植物1132重叠以实现期望的流动效果。装置5900和/或支架移植物1132可以包括另一不透射线标记以确保适当的重叠量(例如，划定呈锥形部分5904的开始)。

呈锥形部分5904从第一直径5906到小于第一直径5906的第二直径5908呈锥形。第一直径5906可以例如在约2mm和约10mm之间(例如，约2mm、约3mm、约4mm、约5mm、约6mm、约7mm、约8mm、约9mm、约10mm、在这些值之间的范围等)。第二直径5908可以例如在约1mm和约8mm之间(例如，约1mm、约2mm、约3mm、约4mm、约5mm、约6mm、约7mm、约8mm、在这些值之间的范围等)。呈锥形部分5904具有长度5910。长度5910可以例如在约5mm和约100mm之间(例如，约5mm、约10mm、约25mm、约50mm、约75mm、约100mm、在这些值之间的范围等)。可以基于例如流入条件、流出几何、流速、压力等来调整装置5900的直径、长度、锥角等，以产生或优化支架移植物1132内部和/或远侧的层流条件的可能性。例如，基于第二直径5908和/或装置5900中的压力，特定的期望流速是可能的。

图60是示出左下腿的某些脉管系统的部分透明视图。该脉管系统包括腘动脉的P3节段6002。P3节段6002分支成胫前动脉6004和胫腓干6006。胫腓干或TP干或TPT6006分支成胫后动脉6008和腓动脉6010。框6012示出了胫后动脉6008通常包括闭塞的示例区域。在本文描述的若干种方法中，从胫后动脉6008到胫后静脉4438的交叉在框6012的区域中，该区域靠近闭塞6014。在一些实施方式中，交叉可以在闭塞6014的更上游，例如在P3节段6002或胫腓干6004中或在胫后动脉6008中的近侧(例如，与闭塞6014间隔开)。P3节段6002和胫腓干6006通常比胫后动脉6008更大且患病更少。从P3节段6002或胫腓干6006或胫后动脉6008中的近侧的交叉可以改善到静脉动脉化的流入。瘘管假体可以放置在P3节段6002或胫腓干6006中，其中减少了监禁其他动脉的担心。将瘘管假体(例如，具有维持瘘管远侧的动脉中的流动的能力)放置在闭塞的上游可以为更广泛的患者群体(例如，除了无选项患者之外的高风险患者)打开本文描述的程序。将瘘管假体(例如，具有维持瘘管远端的动脉中的流动的能力)放置在闭塞的上游可以利用瘘管假体中的血流量的适当管理来降低窃血诱发的缺血的风险。可以用于本文描述的程序的其他动脉包括但不限于胫前动脉(ATA)和腓动脉或腓骨动脉。在几种情况下，无论哪个脉管被阻塞，都可以靶向胫后静脉4438。

P3节段6002和胫腓干6006是对下肢的主要供应脉管。在寻求将动脉-静脉连接向近侧移动到P3节段6002或胫腓干6006时，考虑到动脉树的更大直径和血液量，存在从动脉树转向过多血液的增加的风险。通过将血液转向到静脉中而从这些动脉6002、6006窃取过多的血液可能导致它们供应的组织中的缺血。窃血量可能受到若干因素的影响，诸如几何(直径、内腔形状)、压力梯度(动脉到静脉、交叉点远侧的其他窃血静脉，如大隐静脉)、可用流动路径的数量、动脉血供应等。如本文所述，一些假体可以将血液从动脉转向到静脉，并且仍然提供通过瘘管远侧的动脉的血流。尽管这样的动脉血流保持静脉动脉化可以维持动脉-静脉连接远侧的动脉中的血流，但是转向过多的血液仍然是严重的风险。

控制假体中的流动对于对象的健康是重要的。特定的假体几何可以在动脉化静脉中实现期望的流动。更高动脉中的标称血流量为约750mL/min。本文描述的通过动脉化静脉的流速可以在约50mL/min和约500mL/min之间(例如，约50mL/min、约100mL/min、约150mL/min、约200mL/min、约250mL/min、约300mL/min、约350mL/min、约400mL/min、约450mL/min、约500mL/min、在这些值之间的范围等)，已经发现其足以减少远侧肢体缺血。高于500mL/min的流速也可以是足够的(例如，当瘘管假体放置在堵塞的更上游时)。低于50mL/min的流速也可以是足够的(例如，当瘘管假体放置在腿的更下方时)。因此，在约2mm和约3.5mm之间(例如，约2mm、约2.5mm、约3mm、约3.5mm、在这些值之间的范围等)的假体直径可以提供足够的血流，这取决于流动特性和解剖结构(例如，下游脉管的阻力或拉动)。如果允许一些血液继续流过动脉，则转向的血液优选地提供类似的流动，同时还实现近侧交叉位置。

图61A图示了可以放置在闭塞上游的假体6100的示例。假体6100包括第一节段6101、第二节段6102、第三节段6103、第四节段6104和第五节段6105。图61A中的节段6101-6105的长度、直径和形状仅是示意性的。第一节段6101被配置为锚定在近侧动脉(例如，P3节段6002或胫腓干6006)中。第一节段6101被配置为跨越动脉和静脉之间的间质组织。第五节段6105被配置为锚定在近侧静脉中。第三节段6103优选地被配置为驻留在静脉中。第三节段6103比第一节段6101更窄。第二节段6102从第一节段6101到第三节段6103呈锥形。第三节段6103优选地比第五节段6105更窄(例如，如图61A所示)，这可以提供比将假体6100终止在第三节段6103处或将第三节段6103定位成太靠近一端更好的血液动力学。第四节段6104从第三节段6103到第五节段6105呈锥形。可以可选地省略第四节段6104和第五节段6105。

第三节段6103的狭窄可以限制血液流过假体6100(例如，通过增加流动阻力)。可以流过第三节段6103的血液量小于可以流过第一节段6101和第五节段6105的血液量。第二节段6102和第四节段6104分别提供从动脉直径到第三节段6103和从第三节段6103到静脉直径的温和过渡。这样的温和过渡可以帮助产生层流和/或减少假体6100中的湍流。总的来说，假体6100具有沙漏形状。第三节段6103不包括球囊。第三节段6103不包括泵。第三节段6103不包括小叶或其他瓣膜部件。第三节段6103不包括栓塞过滤部件。第三节段6103不被配置为引起栓塞。第三节段6103不弥补第一节段6101和/或第五节段6105的尺寸过大，第一节段6101和/或第五节段6105被有目的地定尺寸为锚定在第一脉管和第二脉管中。第三节段6103的变窄与被配置为支撑打开脉管以允许尽可能多的血流的外围脉管假体的教导相反。某些元件(诸如球囊、泵、过滤器等中的一个或多个)可选地在一些实施方式中被排除，而在其他实施方式中存在。

图61B图示了可以放置在闭塞上游的假体6120的另一示例。假体6120包括第一节段6121、第二节段6122和第三节段6123。图61B中的节段6121-6125的长度、直径和形状仅是示意性的。第一节段6121被配置为锚定在近侧动脉(例如，P3节段6002或胫腓干6006)中。第一节段6121被配置为跨越动脉和静脉之间的间质组织。第三节段6123优选地被配置为驻留在静脉中。第三节段6123比第一节段6121更窄。第二节段6122从第一节段6121到第三节段6123呈锥形。假体6120可以类似于假体6100，其中省略了第四节段6104和第五节段6105(例如，然后假体6120在第二节段6122中温和地向下呈锥形到(例如，约3.5mm或约4mm的)直径，并且然后在第三节段6123中保持在该直径)。第三节段6123的狭窄可以例如为假体6120提供假体6100的第三节段6103的至少一些益处(例如，限制血液流过假体6120)。

图61C图示了可以放置在闭塞物上游的假体6150的又一示例。假体6150可以共享装置5300的几个特征，例如支架结构6158、移植物6159、不透射线标记等。假体6150可以提供如下能力：提供从第一脉管5101到第二脉管5102(如箭头5110所示)并且提供通过第一脉管5101(如箭头5112所示)的流体流动。在图61C所示的示例中，第一脉管5101是P3节段6002，但是其他脉管也是可能的。假体6150允许至少一些血液继续在第一脉管5101中流动，并且可以提供本文描述的一个或多个远侧动脉血流保持优点。假体6150包括没有移植物6159的窗口或开窗6160。移植物6159可以被移除以形成窗口6160，或不首先形成，例如如本文所述。假体6150可以共享假体6100的若干特征，诸如节段6101-6105的形状和顺序。例如，假体6150包括锚定在第一脉管5101中并延伸通过间质组织的第一节段6151。对于另一示例，假体6150包括在第二脉管5102中的第三节段6153。第三节段6153限制通过假体6150(例如，通过增加流动阻力)并且因此进入第二脉管5102的流动。第三节段6103不会引起增加的压力，因为第三节段6103允许过多的压力通过在第一脉管5101中继续而消散。这种流动限制可以限制脉管窃血。这种流动限制还可以提供血液动力学，使得足够的血液继续在第一脉管5101中流动，例如在脉管5101中向下游流动并且流到分支脉管5425。过多的血液可以流入第一节段，因此瘘管的角度不影响能够流过第三节段6103并且因此流入第二脉管5102的血液量。尽管在图61C中示出了假体6100的形状和装置5100的某些特征的组合，但是应当理解，假体6100的形状和本文描述的其他装置的某些特征的组合包括但不限于装置5100、5120、5140、5160、5200、5220、5230、5240、5300、5310、5320、5360、5400、5410、5415、5420、5500、5520、5530、5600、5750、5760、5810。

本文描述的上游瘘管交叉可以与本文描述的其他方法(例如，不透射线标记靶向、分叉识别、可扩张构件穿刺、导丝圈套、静脉内衬、瓣膜禁用、足进入等)组合。例如，放置假体6150的方法可以包括使用第一脉管中的交叉导管上的不透射线标记以靶向第二脉管中的不透射线可扩张构件，并放置假体6150(例如，使用球囊扩张节段6151-6155中的至少一个)。该方法可以包括穿刺第二脉管中的可扩张构件，圈套导丝，向近侧缩回被圈套的导丝从第二脉管中出来，并且在导丝上追踪诸如假体递送导管、静脉内衬导管、瓣膜禁用装置等的装置。

在一些实施方式中，支架结构6158可以在第三节段6153中变窄，并且移植物6159可以遵循支架结构6158的曲率以在第三节段中也变窄。例如，这样的实施方式可以更容易制造。

图61D图示了可以放置在闭塞上游的假体6180的又一示例。假体6180可以共享假体6150的特征。在图61D中，支架结构6188在第三节段6183中不变窄。移植物6189在第三节段6183中的支架结构6188内变窄，而不是遵循支架结构6188的曲率。

图62A图示了可以放置在闭塞上游的假体6200的示例。假体6200包括第一节段6201、第二节段6202、第三节段6203、第四节段6204和第五节段6205。第一节段6201被配置为锚定在近侧动脉(例如，P3节段6002或胫腓干6006)中。第一节段6201是基本上圆柱形的。第一节段6201具有直径6206。直径6206可以例如在约5mm和约7mm之间(例如，约5mm、约5.5mm、约6mm、约6.5mm、约7mm、在这些值之间的范围等)。第五节段6205被配置为锚定在近侧静脉中。第五节段6205是基本上圆柱形的。第五节段6205具有直径6207。直径6207可以例如在约5mm和约7mm之间(例如，约5mm、约5.5mm、约6mm、约6.5mm、约7mm、在这些值之间的范围等)。直径6206可以与直径6207相同。

第三节段6203优选地被配置为驻留在静脉中。第三节段6203可以被配置为驻留在间质组织中或至少部分地驻留在动脉中。第三节段6203是基本上圆柱形的。可以增加流动阻力的其他几何也是可能的(例如，椭圆形、开槽等)。第三节段6203具有直径6208。直径6208可以例如在约2.5mm和约5mm之间(例如，约2.5mm、约3mm、约3.5mm、约4mm、约4.5mm、约5mm、在这些值之间的范围等)。直径6208小于直径6206。直径6208可以小于直径6207。第二节段6202从直径6206到直径6208呈锥形。第四节段6204从直径6208到直径6207呈锥形。

节段6121-6125可以被形状设定为采用图62A所示的形状和/或直径。在一些实施方式中，扩张球囊可以用于使节段6121-6125中的一个或多个成形。例如，球囊或其他可扩张构件的缓慢膨胀和纵向移动可以形成呈锥形节段6122和/或6124。

图62B示出了可以放置在闭塞上游的另一个假体6220的另一示例。假体6220类似于假体6200，除了直径6226小于直径6227。直径6226可以例如在约4mm和约6mm之间(例如，约4mm、约4.5mm、约5mm、约5.5mm、约6mm、在这些值之间的范围等)。直径6227可以例如在约5mm和约7mm之间(例如，约5mm、约5.5mm、约6mm、约6.5mm、约7mm、在这些值之间的范围等)。直径6228小于直径6226、6227。直径6228可以例如在约2.5mm和约5mm之间(例如，约2.5mm、约3mm、约3.5mm、约4mm、约4.5mm、约5mm、在这些值之间的范围等)。

图62C图示了可以放置在闭塞上游的假体6240的又一示例。假体6240可以共享假体6200的一些特征，除了假体6240没有第一和第二节段。假体6240包括第三节段6243、第四节段6244和第五节段6245。第五节段6245的直径6247可以例如在约5mm和约7mm之间(例如，约5mm、约5.5mm、约6mm、约6.5mm、约7mm、在这些值之间的范围等)。第三节段6243的直径6248小于直径6247。直径6428可以例如在约2.5mm和约5mm之间(例如，约2.5mm、约3mm、约3.5mm、约4mm、约4.5mm、约5mm、在这些值之间的范围等)。假体6240可以是例如装置5200、5220、5230、5240等的修改，其中假体不一定直接锚定在第一脉管中。

图62D图示了可以放置在闭合上游的假体6260的又一示例。假体6260可以共享假体6200的一些特征，除了假体6260没有第二节段。假体6260包括第一节段6261、第三节段6263、第四节段6264和第五节段6265。第一节段6261被配置为锚定在动脉中。第三节段6263从第一节段6261横向延伸，而不是第一节段6261跨越间质组织并呈锥形到第三节段6263。第三节段6263至少部分地延伸通过间质组织并且可以进入静脉。第一节段6261的直径6266可以例如在约5mm和约7mm之间(例如，约5mm、约5.5mm、约6mm、约6.5mm、约7mm、在这些值之间的范围等)。第五节段6265的直径6267可以例如在约5mm和约7mm之间(例如，约5mm、约5.5mm、约6mm、约6.5mm、约7mm、在这些值之间的范围等)。第三节段6263的直径6268小于直径6267。直径6428可以例如在约2.5mm和约5mm之间(例如，约2.5mm、约3mm、约3.5mm、约4mm、约4.5mm、约5mm、在这些值之间的范围等)。假体6260可以是例如装置5400、5410等的修改，其中假体不一定具有锚定在第一脉管中并且然后延伸通过间质组织的节段。

图63A图示了可以放置在闭塞上游的假体6300的示例。假体6300可以共享假体6100的特征(例如，第一节段6301、第二节段6302、第三节段6303、第四节段6304、第五节段6305、直径6306、直径6307、窄直径6308等)。假体6300的第一节段6301包括凸缘6310。所图示的凸缘6310被配置为帮助第一节段6301锚定在动脉中。凸缘6310可以附加地或可选地被配置为锚定在静脉和/或间质组织中。凸缘6310可以包括例如延伸部、环、支柱、臂、时间等。凸缘6310可以被配置为锚定假体6300以适当地对准有窗部分。凸缘6310可以允许假体6300用于各种脉管和对象中。例如，凸缘6310可以帮助第一节段6301锚定在P3节段6002、胫腓干6006或胫后动脉6008中(例如，在胫后动脉6008更大的情况下与闭塞6014间隔开，在由于脉管壁不规则而可能难以锚定的情况下靠近闭塞6014)。凸缘6310具有大于直径6306的直径6309。直径6309可以例如在约8mm和约12mm之间(例如，约8mm、约9mm、约9.5mm、约10mm、约10.5mm、约11mm、约12mm、在这些值之间的范围等)。直径6309可以例如比直径6306约50％至约90％(例如，约50％、约60％、约70％、约80％、约90％、在这些值之间的范围等)，直径6306可以具有直径6206、6226的尺寸，正如本文描述的所有尺寸可以根据上下文在各种装置之间共享一样。凸缘6310可以与支架结构成一体。凸缘6310可以耦接到第一节段6301。凸缘6310可以在第一节段6301的中心部分中(例如，如图63A所示)。凸缘6310可以靠近第一节段6301的近端。凸缘6310可以靠近第一节段6301的远端。

图63B图示了可以放置在闭合物上游的假体6330的另一示例。假体6330可以共享假体6300的特征(例如凸缘6340)。假体6330包括支架结构6338和移植物6339。支架结构6338被示出为编织结构，但是切割支柱及其组合也是可能的，例如如本文所述。凸缘6340与支架结构6338成一体。移植物6339在凸缘6340的远侧耦接到支架结构6338。移植物6339包括窗口63333，以允许血液继续在放置第一节段6331的脉管中流动。在一些实施方式中，凸缘6310将第一节段6331与脉管壁间隔开，使得血液可以继续围绕第一节段6331流动，以便继续在放置第一节段6331的脉管中流动(例如，如关于装置5240所描述的)。在某些这样的实施方式中，可省略窗口6333。

图63C图示了可以放置在闭塞上游的假体6350的又一示例。假体6350可以共享假体6300的特征(例如，凸缘6360)，除了假体6350不包括第一或第二节段。凸缘6310耦接到第三节段6353。凸缘6360可以在第三节段6353的中心部分中。凸缘6360可以靠近第三节段6353的近端(例如，如图63C所示)。凸缘6360可以靠近第三节段6353的远端。凸缘6360将第三节段6353与脉管壁间隔开，使得血液可以继续围绕第一节段6353流动，以便继续在放置第三节段6353的脉管中流动(例如，如关于装置5240所描述的)。窄的第三节段6353限制可以通过假体6350流入第二脉管的血液量。

图64示出了流动限制植入物6400的示例。植入物6400包括第一节段6401、第二节段6402和第三节段6403。第一节段6401和第三节段6403被配置为将植入物6400锚定在假体和/或脉管中。第二节段6402包括窄圆柱形区段，该窄圆柱形区段可以限制通过植入物6400的流动，例如如关于本文中的某些第三节段所描述的。植入物6400可以向不具有诸如本文描述的流动限制元件的装置或可以适于放置在瘘管中的市售装置提供流动限制益处。

图65图示了可以放置在闭塞上游的假体6500的又一示例。假体6500可以共享假体6200的特征，例如包括第一节段6501、第二节段6502、第三节段6503、第四节段6504和第五节段6505。第三节段6503包括柔性或弹性材料，其可以被称为柔性文丘里管或自调节瓣膜。随着流体中速度的增加，压力降低。因为第三节段6503包括柔性材料，所以压力的减小向内拉动假体的壁，从而有效地减小第三节段的直径。直径的这种减小可以降低流速，从而在远侧肢体(例如，脚)中的状况随时间变化(成熟)和/或被改变(例如，通过窃血静脉的有意闭塞)时进行补偿。第三节段6503可以是完全柔性的，例如能够变窄(例如，如图65所示)或变宽到第一节段6501和/或第五节段6505的直径。可以限制第三节段6503的最大直径以确保在任何状况下的有限流动。例如，第三节段6503的最大直径可以例如在约2.5mm和约5mm之间(例如，约2.5mm、约3mm、约3.5mm、约4mm、约4.5mm、约5mm、在这些值之间的范围等)。在一些实施方式中，刚性支架结构可以限制第三节段6503的扩张，并且柔性移植物结构可以允许第三节段6503的变窄。

在一些实施方式中，本文描述的装置(包括有窗支架(例如，位于动脉闭塞的上游或与动脉闭塞纵向间隔开))可以用于静脉动脉化程序中。在某些这样的程序中，可以将静脉内衬支架(例如，如本文描述的内衬或其他内衬)放置在静脉中。静脉内衬可以帮助支撑打开静脉瓣膜。静脉内衬可以封闭分支脉管。可以在将假体放置在瘘管中之前将静脉内衬放置在静脉中。静脉内衬可以与瘘管假体重叠。在一些实施方式中，本文描述的装置(包括有窗支架(例如，定位在动脉闭塞的上游或与动脉闭塞纵向间隔开))可以用于经皮或外科手术旁路程序中。在某些这样的程序中，有窗支架可以用于从动脉延伸到静脉(或其他合适的第二脉管)。第二非有窗支架可以用于从静脉延伸回到动脉或另一脉管中。内衬可以部署在旁路脉管中，例如在两个瘘管假体之间。在某些这样的程序中，有窗支架可以用于从动脉延伸到收获的脉管或人造脉管。第二非有窗支架可以用于从收获的脉管或人造脉管延伸回到动脉或另一脉管中。内衬可以部署在收获的脉管或人造脉管中，例如在两个瘘管假体之间。

虽然一些示例实施方式已经在本文中详细公开，但是这已经通过示例并且仅出于说明的目的进行。上述的实施方式不意欲限制所附权利要求的范围。发明人预想到可以对本发明进行各种替换、改变和修改而不背离权利要求书中所限定的本发明的精神和范围。例如，尽管在本文中关于包括针的导管的对准进行描述，但是本文中描述的系统和方法可以被用来对准其他类型的导管，例如导航包括分叉的脉管系统的引导导管、栓塞材料(例如，线圈)递送导管、取向旋切导管、影响具有旋转取向以靶向神经的神经刺激或消融导管等。对于另一示例，尽管在本文中关于血管导管的对准进行描述，但是本文中描述的系统和方法可以被用来对准内窥镜、经皮装置等。对于又一示例，尽管某些程序可以关于针从动脉横穿到静脉进行描述，但是从第一动脉横穿到第二动脉、从第一静脉横穿到第二静脉、从静脉横穿到动脉、从第一脉管横穿到第二脉管、从第一体腔横穿到第二体腔、从体腔横穿到脉管和从脉管横穿到体腔是可能的。

虽然本文描述的装置可以在流过装置的流体是液体诸如血液的应用中使用，但是装置也可以或可替换地在应用诸如流体是气体诸如空气的气管或支气管手术中使用。在一些实施方式中，流体可以包含固体物质，例如栓子或，包含在流体包括食物颗粒的胃外科手术中的固体物质。

虽然本发明易于各种修改和可替换形式，但是其具体的示例已经在附图中示出并且在本文中详细描述。但是，应当理解，本发明不限于所公开的具体的形式或方法，而是，相反，本发明覆盖落入所描述的各种实施方式和所附权利要求的精神和范围内的所有的修改、等同物和可替换方案。本文公开的任何方法不必以所叙述的顺序执行。本文公开的方法包括由从业者采取的某些行动；但是，它们也可以包括这些行动的任何第三方指示，无论其明确地或隐含地。例如，行动诸如“使第一脉管中的瓣膜关闭不全”包括“指示使第一脉管中的瓣膜关闭不全”。本文公开的范围也包含任何和所有的重叠、子范围和其组合。语言诸如“高达”、“至少”、“大于”、“小于”、“之间”等包括所叙述的数字。冠以术语诸如“约”或“近似地”的数字包括所述的数字。例如，“约10mm”包括“10mm”。冠以术语诸如“基本上/大体”的术语或短语包括所述的术语或短语。例如，“基本平行/大体平行”包括“平行”。

Claims (56)

1.一种用于将血流从第一脉管转向到第二脉管并维持所述第一脉管中的血流的装置，所述装置包括：

第一节段，所述第一节段被配置为锚定在所述第一脉管中，

其中所述第一节段包括窗口，以允许血液流入所述第一节段，通过所述窗口，并且在所述第一脉管中向远侧流动；以及

第二节段，所述第二节段被配置为锚定在所述第二脉管中，

其中所述第二节段被配置为允许血液流入所述第一节段，通过所述第二节段，并进入所述第二脉管，

从而将血流从所述第一脉管转向到所述第二脉管并维持所述第一脉管中的血流。

2.根据权利要求1所述的装置，其中所述窗口在所述制造过程期间形成。

3.根据权利要求1所述的装置，其中所述窗口是原位形成的。

4.根据权利要求3所述的装置，其中所述第一节段包括可穿刺的移植物。

5.根据权利要求3所述的装置，其中所述第一节段包括被配置为便于穿刺的支架结构。

6.根据权利要求1所述的装置，其中所述第一节段包括被配置为径向向外打开的翼片。

7.根据权利要求1所述的装置，其中所述第一节段包括被配置为径向向外打开的多个翼片。

8.根据权利要求1所述的装置，其中所述第一节段可与所述第二节段分开部署。

9.根据权利要求1所述的装置，其中所述第一节段包括分支，所述分支被配置为定位在所述第一脉管的分支脉管中。

10.根据权利要求1所述的装置，其中所述第一节段包括被配置为在所述第一节段弯曲时打开的多个狭缝。

11.根据权利要求1至10中任一项所述的装置，其中所述第一节段包括支架结构，所述支架结构的至少一部分是未覆盖的。

12.根据权利要求11所述的装置，其中所述第二节段包括所述支架结构。

13.根据权利要求12所述的装置，其中所述支架结构的至少一个参数在所述第一节段和所述第二节段之间是不同的。

14.根据权利要求13所述的装置，其中所述参数包括单元图案。

15.根据权利要求1至10中任一项所述的装置，其中所述第二节段包括移植物覆盖物。

16.根据权利要求15所述的装置，其中所述移植物覆盖物大致垂直于所述装置的纵向轴线。

17.根据权利要求15所述的装置，其中所述移植物覆盖物与所述装置的纵向轴线成角度。

18.根据权利要求17所述的装置，其中所述角度在约10°和约70°之间。

19.根据权利要求1至10中任一项所述的装置，其中所述第一节段包括移植物覆盖物。

20.根据权利要求19所述的装置，其中所述第一节段的移植物覆盖物包括V形切口。

21.根据权利要求1至10中任一项所述的装置，还包括闭塞植入物。

22.根据权利要求21所述的装置，其中所述闭塞植入物包括被配置为锚定在所述第二节段中的系绳。

23.根据权利要求1至10中任一项所述的装置，其中所述第二节段包括被配置为限制通过所述装置的流体流动的第三节段。

24.根据权利要求23所述的装置，其中所述第三节段包括比所述第二节段更窄的直径。

25.根据权利要求1至10中任一项所述的装置，其中所述第一节段包括凸缘。

26.根据权利要求1至10中任一项所述的装置，其中所述装置包括沿着其长度具有可变孔隙度的织造编织物，所述第一节段包括具有第一孔隙度的部分，所述第一孔隙度被配置为允许血液灌注通过所述部分，并且所述第二节段包括具有第二孔隙度的部分，所述第二孔隙度被配置为使血液转向通过所述部分。

27.根据权利要求26所述的装置，其中所述第一孔隙度小于75％。

28.根据权利要求26所述的装置，其中所述第二孔隙度大于60％。

29.根据权利要求1至10中任一项所述的装置，其中所述第一节段包括织造在一起以形成网状结构的多个线材，所述网状结构具有在约4mm和约8mm之间的扩张直径，所述网状结构具有在约60％和约75％之间的孔隙度，所述网状结构具有在约50mm和约150mm之间的长度，所述扩张结构具有在约120°和约179°之间的编织角度，所述网状结构具有在约0.4N/mm和约1.1N/mm之间的抗压缩性。

30.根据权利要求1至10中任一项所述的装置，其中所述第一节段具有第一直径并且被配置为与拉伸所述脉管的支架移植物重叠，并且其中所述第二节段从所述第一直径到第二直径呈锥形，所述装置被配置为以呈锥形的方式拉伸所述脉管以提供通过所述装置的层流。

31.根据权利要求1至10中任一项所述的装置，其中所述第一节段具有第一直径，所述第二节段具有第二直径，并且其中所述装置包括：

第三节段，所述第三节段具有小于所述第一直径和所述第二直径的第三直径，所述第三直径被配置为限制通过所述装置的流体流动；

第四节段，所述第四节段从所述第一直径到所述第三直径呈锥形；以及

第五节段，所述第五节段从所述第三直径到所述第二直径呈锥形。

32.根据权利要求1至10中任一项所述的装置，其中所述第一节段具有被配置为限制通过所述装置的流体流动的第一直径，所述第二节段具有第二直径，并且其中所述装置包括从所述第一直径到所述第二直径呈锥形的第三节段。

33.根据权利要求1至10中任一项所述的装置，其中所述第一节段具有第一直径，所述第二节段具有第二直径，并且其中所述装置包括：

第三节段，所述第三节段横向于所述第一节段延伸，所述第三节段具有小于所述第一直径和所述第二直径的第三直径，所述第三直径被配置为限制通过所述装置的流体流动；以及

第四节段，所述第四节段从所述第三直径到所述第二直径呈锥形。

34.一种在权利要求3至5中任一项所述的装置中形成窗口的方法，所述方法包括：

将所述装置植入所述第一脉管中，延伸通过间质组织并进入所述第二脉管；以及

将导丝插入通过所述第一脉管中的所述装置中的弯曲部，所述导丝穿刺移植物材料以形成开口。

35.根据权利要求34所述的方法，还包括在所述导丝上追踪扩张器以加宽所述开口。

36.根据权利要求34所述的方法，还包括：

在所述导丝上追踪球囊，所述球囊延伸通过所述开口；以及

使所述球囊扩张，扩张的所述球囊使所述开口扩大。

37.根据权利要求34所述的方法，还包括在所述第一脉管中将不透射线目标定位在所述装置的外部以及所述装置的下游。

38.根据权利要求34所述的方法，还包括通过所述开口部署支架。

39.一种用于将血流从第一脉管转向到第二脉管并维持所述第一脉管中的血流的装置，所述装置包括：

第一节段，所述第一节段被配置为锚定在所述第一脉管中，所述第一节段包括：

支架结构；

窗口，所述窗口允许血液流入所述第一节段，通过所述窗口，并且在所述第一脉管中向远侧流动；以及

凸缘；

第二节段，所述第二节段被配置为锚定在所述第二脉管中，所述第二节段被配置为允许血液流入所述第一节段，通过所述第二节段并进入所述第二脉管，所述第二节段包括：

支架结构；以及

移植物覆盖物；以及

第三节段，所述第三节段被配置为限制通过所述装置的流体流动，所述第三节段包括比所述第二节段更窄的直径。

40.一种用于将血流从第一脉管转向到第二脉管并维持所述第一脉管中的血流的装置，所述装置包括：

第一区段，所述第一区段包括支架结构，所述支架结构包括孔，所述孔被配置为允许血液流入所述第一区段，通过所述孔，并且在所述第一脉管中向远侧流动，和/或流入所述第一区段，通过所述第一区段，并且在所述第一脉管中向远侧流动；以及

第二区段，所述第二区段被配置为允许血液从所述第一脉管流入所述第二区段，通过所述第二区段，并进入所述第二脉管。

41.一种植入物，包括：

第一部分，所述第一部分包括被配置为闭塞脉管中的血流的闭塞植入物；以及

第二部分，所述第二部分拴系到所述第一部分，所述第二部分包括被配置为耦接到支架的锚定件。

42.一种用于将血流从第一脉管转向到第二脉管并维持所述第一脉管中的血流的装置，所述装置包括：

扩口，所述扩口将被锚定在所述第一脉管中；以及

细长区段，所述细长区段从所述扩口延伸，所述细长区段被配置为锚定在所述第二脉管中。

43.一种用于使来自分支脉管的流动转向以灌注远侧脉管的装置，所述装置包括：

多个线材，所述多个线材织造在一起以形成网状结构，所述网状结构具有在约4mm和约8mm之间的扩张直径，所述网状结构具有在约60％和约75％之间的孔隙度，所述网状结构具有在约50mm和约150mm之间的长度，所述扩张结构具有在约120°和约179°之间的编织角，所述网状结构具有在约0.4N/mm和约1.1N/mm之间的抗压缩性。

44.一种用于减少脉管中的湍流的装置，所述装置包括：

第一节段，所述第一节段具有第一直径并且被配置为与拉伸所述脉管的支架移植物重叠；以及

第二节段，所述第二节段从所述第一直径到第二直径呈锥形，所述装置被配置为以呈锥形的方式拉伸所述脉管以提供通过所述装置的层流。

45.一种用于限制通过所述装置的流体流动的装置，所述装置包括：

第一节段，所述第一节段具有第一直径并且被配置为锚定在第一脉管中；

第二节段；

第三节段；

第四节段；以及

第五节段，所述第五节段具有第二直径并且被配置为锚定在第二脉管中，

所述第三节段具有小于所述第一直径和所述第二直径的第三直径，所述第三直径被配置为限制通过所述装置的流体流动，

所述第二节段从所述第一直径到所述第三直径呈锥形，并且

所述第四节段从所述第三直径到所述第二直径呈锥形。

46.一种用于限制通过所述装置的流体流动的装置，所述装置包括：

第一节段，所述第一节段具有第一直径并且被配置为锚定在第一脉管中，所述第一直径被配置为限制通过所述装置的流体流动；

第二节段；以及

第三节段，所述第三节段具有第二直径并且被配置为锚定在第二脉管中，

所述第二节段从所述第一直径到所述第二直径呈锥形。

47.一种用于限制通过所述装置的流体流动的装置，所述装置包括：

第一节段，所述第一节段具有第一直径并且被配置为锚定在第一脉管中；

第二节段，所述第二节段横向于所述第一节段延伸；

第三节段；以及

第四节段，所述第四节段具有第二直径并且被配置为锚定在第二脉管中，

所述第二节段具有小于所述第一直径和所述第二直径的第三直径，所述第三直径被配置为限制通过所述装置的流体流动，并且

所述第三节段从所述第三直径到所述第二直径呈锥形。

48.根据权利要求39至47中任一项所述的装置，包括支架结构，所述支架结构的至少一部分是未覆盖的。

49.根据权利要求39至47中任一项所述的装置，还包括闭塞植入物。

50.根据权利要求39至43和46至48中任一项所述的装置，还包括被配置为定位在所述第一脉管的分支脉管中的分支。

51.根据权利要求40至48中任一项所述的装置，包括被配置为限制通过所述装置的流体流动的节段。

52.根据权利要求40至48中任一项所述的装置，包括凸缘。

53.一种用于限制流体流过内腔的植入物，所述植入物包括：

第一节段；

第二节段，所述第二节段具有第一直径，所述第二节段被配置为限制通过所述植入物的流体流动，并且当所述植入物被定位在所述内腔中时限制通过所述内腔的流体流动；以及

第三节段，

所述第一节段从被配置为将所述植入物锚定在所述内腔中的第二直径到所述第一直径呈锥形，

所述第二节段从所述第一直径到被配置为将所述植入物锚定在所述内腔中的第三直径呈锥形。

54.一种凭借通过静脉系统的逆行流动增加对远侧四肢的血液灌注的方法，所述方法包括：

将血液从动脉转向到第一静脉；以及

在所述第一静脉和第二静脉之间建立血流环路。

55.一种凭借通过静脉系统的逆行流动增加对脚趾的血液灌注的方法，所述方法包括：

将血液从动脉转向到第一静脉，其中将所述血液从所述动脉转向到所述第一静脉不包括再进入所述动脉；

在所述第一静脉和第二静脉之间建立血流环路，其中所述第一静脉在足背静脉弓的第一侧上，并且所述第二静脉在所述足背静脉弓的第二侧上，其中建立所述血流环路包括使用瓣膜刀、球囊或支架中的至少一种来禁用所述第一静脉或所述第二静脉中的至少一个中的瓣膜；

通过将血液引导经过分叉静脉或侧分支来限制所述静脉系统中的流出；

使用线圈、微球、液体栓塞剂或激光中的至少一种来栓塞分叉静脉或侧分支；以及

使用套箍、止血带或带圈中的至少一种施加外部压力以通过限制静脉流出来增加远侧四肢中的血压。

56.一种用于凭借通过静脉系统的逆行流动增加对脚趾的血液灌注的成套工具，所述成套工具包括：

第一假体，所述第一假体被配置为将血液从动脉转向到第一静脉；

瓣膜刀、球囊或支架中的至少一个，所述瓣膜刀、球囊或支架中的至少一个被配置为使瓣膜失去能力以在第一静脉和第二静脉之间产生血流环路；

流动转向支架，所述流动转向支架被配置为通过将血液引导经过分叉静脉或侧分支来限制所述静脉系统中的流出；

线圈、微球、液体栓塞剂或激光中的至少一个，所述线圈、微球、液体栓塞剂或激光中的至少一个被配置为栓塞分叉静脉或侧分支；以及

套箍、止血带或带圈中的至少一个，所述套箍、止血带或带圈中的至少一个被配置为施加外部压力以通过限制静脉流出来增加脚中的血压。

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