CN102573701B - 阻塞装置和动脉瘤处理系统 - Google Patents

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    • A61F2250/006—Additional features; Implant or prostheses properties not otherwise provided for modular
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Abstract

本发明公开了可植入的柔性阻塞装置，其例如能够引导神经脉管系统的弯曲血管。阻塞装置还能够适应脉管系统的弯曲血管的形状。在一些实施例中，阻塞装置能够引导血管中的血流远离动脉瘤或者限制流向动脉瘤的血流。一些实施例描述了用于沿着所述装置的一部分调节阻塞装置的孔隙度的方法和设备。在一些实施例中，阻塞装置允许足够的血流提供给相邻结构，以使得这些结构不会失去必要的血流，无论它们是支路血管还是需氧组织。可以使用例如至少部分地重叠的多个支架。一些实施例描述了用于确定动脉瘤阻塞或用于从血管壁上去除材料的多个方法。

Description

阻塞装置和动脉瘤处理系统
相关申请的交叉引用
下列申请在此全文引入作为参考：提交于2005年5月25日的美国专利申请No.11/136,395；提交于2005年5月25日的美国专利申请No.11/136,398；提交于2006年5月24日的美国专利申请No.11/420,025；提交于2006年5月24日的美国专利申请No.11/420,027；提交于2006年5月24日的美国专利申请No.11/420,023；以及提交于2004年5月25日的美国专利申请No.60/574,429。
技术领域
本发明总体涉及用于在患者体内使用的可植入装置，特别地，涉及用于管腔支架的方法和设备。
体内管腔能够改变尺寸、形状和/或通畅性，这种改变会带来复杂问题或者影响相关的身体功能。例如，脉管系统的壁，尤其是动脉壁会发生称作动脉瘤的病理性扩胀。动脉瘤是动脉壁的球状外凸。这是血管壁因疾病、伤害或先天性畸形而削弱的结果。动脉瘤具有薄且被脆弱的壁部，具有破裂的趋势并且通常因高血压而引发或造成恶化。动脉瘤会出现在身体的不同部分；最常见的是腹主动脉瘤(AAA)和大脑或脑动脉瘤。仅有动脉瘤并不总是危及生命，但是它们会产生严重的健康后果，例如，如果动脉瘤在大脑中破裂的话，会引起中风。另外，破裂的动脉瘤还会导致死亡。
发明内容
本发明的一个方面提供了一种高度挠性的可植入阻塞装置，其能够容易地引导神经脉管系统的弯曲血管。另外，阻塞装置能够容易地适应脉管系统的弯曲血管的形状。此外，阻塞装置能够引导远离动脉瘤的血管中的血流；另外，这种阻塞装置允许足够的血流提供给相邻结构，使得这些结构(无论它们是支路血管还是需氧组织)不会失去必要的血流。
阻塞装置还能够改变通向动脉瘤的血流，但是保持通向周围组织和血管内的希望血流。在这种情况下，仍然允许一些血液到达动脉瘤，但不足以在动脉瘤内产生对其薄壁造成伤害的层流。作为替代，流动是间歇性的，从而给动脉瘤内的血液凝固或填充材料固化提供足够的时间。
阻塞装置具有足够的柔性以充分接近自然的脉管系统并且适应自然血管的本来弯曲路径。根据本发明的阻塞装置的重要属性之一是其能够挠曲和弯曲的能力，从而具有大脑内的脉管系统的形状。这些特性对神经血管的阻塞装置来说比冠状扩张更重要，因为大脑内的脉管系统更小并且更弯曲。
一般来说，本发明涉及用于处理动脉瘤的方法和装置。特别地，处理具有颈部的动脉瘤的方法包括将脉管阻塞装置布置在动脉瘤所处位置处的血管管腔中，从而引导血流远离动脉瘤的颈部。血液滞留在动脉瘤的管腔中会在动脉瘤中产生栓塞。阻塞装置横跨动脉瘤主干(stem)的宽度，使得它阻碍血液向动脉瘤的流动或使其最小化。阻塞装置在其材料和结构方面都非常柔软。因此，阻塞装置能够容易地引导通过弯曲的血管，特别是大脑中的血管。因为阻塞装置是柔软的，需要非常小的作用力使阻塞装置偏转以引导通过神经脉管系统的血管，这对手术外科医生而言非常主要。
除了柔性之外，阻塞装置的特征在于该阻塞装置可以具有不均匀的编织结构，其中，在面向动脉瘤颈部的表面上，较与之径向相对的表面而言，具有更高密度的编织丝条或者不同尺寸的编织丝条。在一个实施例中，面向动脉瘤的表面是几乎不能透过的，径向相对的表面是高透过性的。这种构造将引导血流远离动脉瘤，但是保持通向主血管(其中布置有阻塞装置)侧分支的血流。
根据本发明，提供了一种能跨过患者血管中的动脉瘤植入的阻塞装置，所述阻塞装置包括：
近端；
远端；
介于所述近端和所述远端之间的长度；
沿所述阻塞装置的长度延伸的管腔；和
编织在一起的多个丝条，所述丝条中的至少部分包括钴镍合金并且所述丝条中的至少部分包括铂钨合金，
其中，所述阻塞装置具有介于所述丝条之间的孔隙度，所述孔隙度配置成使得当所述阻塞装置被置于血管中时，引导血液流动离开动脉瘤并且允许血液流向分支血管，
其中，所述阻塞装置能从压缩状态膨胀至膨胀状态，并且
其中，处于膨胀状态的所述阻塞装置的长度比处于压缩状态的所述阻塞装置的长度短。
可选地，在膨胀状态中，所述孔隙度介于70％至80％之间。
可选地，在膨胀状态中，所述孔隙度介于35％至70％之间。
可选地，在膨胀状态中，所述阻塞装置具有介于35％至50％之间的网格密度。
可选地，在膨胀状态中，所述阻塞装置具有大约33％的覆盖度。
可选地，所述多个丝条包括48根丝条。
可选地，所述阻塞装置具有介于2.75mm至4.25mm之间的直径。
可选地，所述钴镍合金包括35NLT。
可选地，所述铂钨合金包括8％钨。
可选地，每个所述丝条具有圆形横截面。
可选地，每个所述丝条具有介于0.0020英寸至0.0005英寸之间的直径。
可选地，每个所述丝条具有介于0.001英寸至0.0014英寸之间的直径。
可选地，每个所述丝条具有卵形横截面。
可选地，每个所述丝条具有矩形横截面。
可选地，所述多个丝条按照“1上1下1”模式编织。
可选地，所述多个丝条按照“1上2下2”模式编织。
根据本发明，还提供了一种动脉瘤处理系统，包括：
如上所述的阻塞装置；和
导管，所述导管配置为将所述阻塞装置跨过动脉瘤放置。
在另一个实施例中，阻塞装置沿该阻塞装置的纵轴具有不均匀的编织数量。这给阻塞装置提供了弯曲的自然趋势，从而适应弯曲的血管。这减小了阻塞装置施加在血管壁上的应力，从而使动脉瘤破裂的可能最小化。另外，因为阻塞装置是自然弯曲的，这消除了导管尖端弯曲的必要。目前，当弯曲的阻塞装置装在导管尖端上时，所述尖端具有阻塞装置的弯曲形状。阻塞装置可以预先安装在导管内并且能够利用柱塞进行输送，所述柱塞在需要时将阻塞装置从导管中推出。阻塞装置可以在压缩状态下放置于导管内。当离开导管时，它可以扩大为现有管腔的尺寸，保持管腔的通畅性并且允许血流通过管腔。阻塞装置可以具有网格结构并且网格中开口的尺寸可以沿着阻塞装置的长度改变。网格开口的尺寸可以由用于构成网格的编织数量进行控制。
根据本发明的一个方面，可以使用阻塞装置通过例如颈部重建或者充气囊改型来使血管内的动脉瘤改型。可以使用阻塞装置形成将阻塞材料保持在动脉瘤中的障壁，由于动脉瘤区域中的阻塞装置的网格密度的缘故，使得引入的材料不会从动脉瘤中离开。
在本发明的另一方面，公开了一种用于阻塞动脉瘤的装置。该装置是管状物，其具有分布在构件壁上的多个穿孔。该装置位于覆盖动脉瘤颈部的动脉瘤底部，从而干扰通向动脉瘤主体的正常流动，从而产生血栓并最终堵塞动脉瘤。
在本发明的另一方面，该装置是编织的管形构件。编织丝条是具有矩形横截面的条带、具有圆形横截面的金属丝或聚合丝条。
在另一实施例中，制造具有编织结构的装置以便适应身体内的弯曲血管，其中，编织物的密度提供足够的刚度和径向强度。另外，该装置可以利用小于10克的作用力进行压缩。这使该装置能够在动脉壁搏动时与动脉相适应。同样，该装置能够在施加小于5克/厘米的作用力时弯曲。
在另一方面，该装置可以包括阻塞装置，其在一个部分中具有第一网格密度和在第二部分中具有第二网格密度，所述第一和第二网格密度是不同的。在另一实例中，第一网格密度和/或第二网格密度可以调节。例如，输入运动可以决定第一和/或第二网格密度。
本发明包括将阻塞装置布置在血管中的系统和方法。可以使用阻塞装置通过例如颈部重建或球囊重构使血管内的动脉瘤重构。可以使用阻塞装置形成将阻塞材料阻挡在动脉瘤内的屏障，例如众所周知的弹簧圈或粘性流体，如Microtherapeutics生产的“ONYX”，使得引入的材料不会从动脉瘤中排出。同样，在张开期间，可以根据阻塞装置和导管内表面之间产生的摩擦调节阻塞装置的长度。当发生这种情况下，阻塞装置的张开长度和外周尺寸可以根据需要由进行手术的医生改变。
本发明的一个方面包括一种用于支撑和张开阻塞装置的系统。所述系统包括引导鞘和用于承载阻塞装置的组件。所述组件包括细长柔性构件，其具有用于接收阻塞装置的第一端部的阻塞装置保持构件、用于接收阻塞装置的第二端部的近侧定位的保持构件以及其上定位有阻塞装置的围绕细长柔性构件的一部分的支撑件。
本发明的另一方面包括一种用于支撑和张开阻塞装置的系统。所述系统包括用于承载阻塞装置的组件。所述组件包括细长构件，其包括柔性远侧尖端部分、用于接收阻塞装置的第一端部的保持构件和围绕细长柔性构件的一部分以支撑阻塞装置的支撑件。
本发明的另一方面包括一种将阻塞装置引入血管中并张开的方法。所述方法包括将承载导丝组件的引导鞘的细长护套引入导管中并且使导丝组件从护套推出并进入导管中的步骤。所述方法还包括使导管端部靠近动脉瘤定位，使导丝组件的一部分从导管推出并且在将阻塞装置在动脉瘤区域中张开的同时使导丝组件的一部分旋转的步骤。
在另一方面，细长柔性构件支撑阻塞装置并使其张开，阻塞装置可以根据输入压力膨胀和收缩。例如，空气流体压力可以通过柔性构件施加给阻塞装置以使阻塞装置膨胀或收缩。
本发明的其它方面包括与这里描述的装置和系统相对应的方法。
在一些实施例中，描述了将支架植入患者血管中的方法，包括提供细长主体，所述细长主体包括近侧部、远侧部和在所述近侧部和所述远侧部之间延伸的管腔；将所述远侧部插入患者血管中；使所述远侧部在血管中推进，直到该远侧部位于目标位置为止；使处于压缩构造的支架相对于所述细长主体在该细长主体的管腔内推进；在该支架的远侧部从所述细长主体的远侧部推出时，允许所述支架的远侧部膨胀至膨胀构造并且接触血管壁；和在所述支架的远侧部处于膨胀构造并且接触血管壁之后，轴向压缩所述支架以通过使该支架的近侧部相对于该支架的远侧部推进而改变该支架的孔隙度。
在一些实施例中，所述方法还包括使支架定位在血管产生的动脉瘤处。在一些实施例中，使支架轴向压缩减小了支架的孔隙度。在一些实施例中，使支架轴向压缩减小了流向血管动脉瘤的血流。在一些实施例中，在允许所述远侧部膨胀并轴向压缩所述支架之后，靠近该远侧部的所述支架的近侧部比该远侧部的轴向压缩更大。在某些实施例中，所述方法还包括通过减小与动脉瘤相邻的支架的孔隙度而减少来自于动脉瘤的血块移动。
一些实施例还包括在允许所述支架的远侧部在血管中膨胀之后，使该支架的远侧部的全部或一部分压缩回复至压缩构造。在一些实施例中，所述支架的远侧部通过使所述远侧部的全部或一部分退回所述细长主体中进行压缩。在一些实施例中，所述支架的远侧部通过在该远侧部上推进所述细长主体而压缩。一些实施例还包括使所述支架的远侧部移动到不同的位置；使所述支架相对于所述细长主体在该细长主体的管腔内推进；和允许所述支架的远侧部在所述不同的位置自动膨胀到膨胀构造。一些实施例还包括从血管中取出支架。
将支架植入患者血管中的一些实施例包括提供包括远侧部和近侧部并具有压缩构造和膨胀构造的支架，所述支架配置为从压缩构造变化至膨胀构造并且在处于膨胀构造时具有可变孔隙度；使所述支架在患者血管中推进到目前区域；使所述支架的远侧部在所述目标位置处膨胀；通过在所述远侧部膨胀之后使所述支架的近侧部相对于远侧部轴向推进而使近侧部孔隙度相对于远侧部孔隙度发生变化；和使所述支架的近侧部在患者血管内膨胀。
一些实施例还包括使支架定位在血管产生的动脉瘤处。一些实施例还包括通过相对于远侧部孔隙度减小与动脉瘤相邻的近侧部孔隙度而减少来自于动脉瘤的血块移动。在一些实施例中，改变近侧部孔隙度包括相对于远侧部孔隙度减小近侧部孔隙度。在一些实施例中，改变近侧部孔隙度减小流向血管动脉瘤的血流。在某些实施例中，在使远侧部膨胀并且使近侧部轴向推进之后，近侧部的一部分比远侧部轴向压缩更大。
一些实施例还包括在使支架远侧部在血管中膨胀之后，使支架远侧部压缩回复至压缩构造。在一些实施例中，所述支架的远侧部通过使该远侧部退回到所述细长主体中而压缩。在一些实施例中，所述支架的远侧部通过在该远侧部上推进细长主体而压缩。一些实施例还包括使所述支架的远侧部移动到不同的位置；和使所述支架的远侧部在不使支架从患者脉管系统中移出的情况下在血管中再次膨胀。
将支架植入患者血管中的一些实施例包括提供包括远侧部和近侧部并具有压缩构造和膨胀构造的支架，所述支架配置为具有可调节孔隙度；使所述支架的远侧部在患者血管中膨胀，使得所述远侧部具有第一孔隙度；和调节所述近侧部，使得当在患者血管内膨胀时，该近侧部具有与第一孔隙度不同的第二孔隙度。
一些实施例还包括使支架定位在血管产生的动脉瘤处。一些实施例还包括通过相对于远侧部孔隙度减小与动脉瘤相邻的近侧部孔隙度而减少来自于动脉瘤的血块移动。在一些实施例中，调节近侧部减小流向血管动脉瘤的血流。在一些实施例中，调节近侧部包括相对于远侧部孔隙度减小近侧部孔隙度。在一些实施例中，在使远侧部膨胀并且调节近侧部之后，近侧部的一部分比远侧部轴向压缩更大。一些实施例还包括在使支架远侧部在血管中膨胀之后，使支架远侧部压缩回复至压缩构造。
将支架植入患者血管中的一些实施例包括使支架在血管中推进到处理位置；在处理位置的一侧使所述支架的远侧部在血管中膨胀，使得在膨胀之后，所述远侧部具有远侧部壁，其具有第一孔隙度；在使所述支架的远侧部膨胀之后，调节所述支架的中间部，使得在调节时，所述中间部具有中间部壁，其具有小于第一孔隙度的第二孔隙度；和在调节所述中间部之后，使所述支架的近侧部膨胀，使得在膨胀之后，所述近侧部具有近侧部壁，其具有第三孔隙度。
一些实施例还包括使支架定位在血管产生的动脉瘤处。在一些实施例中，所述膨胀的中间部壁位于动脉瘤处。在一些实施例中，调节中间部减小了流向血管动脉瘤的血流。在一些实施例中，所述中间部壁的第二孔隙度调节至小于第一孔隙度和第三孔隙度中的至少一个。一些实施例还包括使血管与远侧部接合。在一些实施例中，使近侧部膨胀包括使近侧部径向膨胀。一些实施例还包括使血管与近侧部接合。在一些实施例中，第二孔隙度调节至小于第一孔隙度和第三孔隙度中的至少一个。
一些实施例还包括使所述支架的远侧部回复至收缩构造，从而在允许远侧部在血管中膨胀之后，减少远侧部和血管之间的接触。在一些实施例中，所述支架的远侧部通过使该远侧部退回到所述细长主体中而回复到收缩构造。在一些实施例中，所述支架的远侧部通过在远侧部上推进细长主体而回复到收缩构造。一些实施例还包括在使所述支架的远侧部回复到收缩构造之后，使所述支架的远侧部移动到患者体内的不同位置；和使所述支架的远侧部在所述不同的位置膨胀。一些实施例还包括从血管中取出支架。
将支架植入患者血管中的一些实施例包括使支架在血管中膨胀，所述支架具有壁部，所述壁部在不受限制时具有第一孔隙度；和调节位于所述血管中的所述支架，使得所述壁部的中间部具有不同于第一孔隙度的第二孔隙度。在一些实施例中，第二孔隙度小于所述壁部的近侧部的第三孔隙度和所述壁部的远侧部的第四孔隙度。一些实施例还包括使支架定位在血管产生的动脉瘤处。在一些实施例中，所述中间部定位在动脉瘤处并膨胀。在一些实施例中，第二孔隙度调节至小于第一孔隙度、所述壁部的近侧部的第三孔隙度和所述壁部的远侧部的第四孔隙度中的至少一个。一些实施例还包括在使支架在血管中膨胀之后，使支架压缩至收缩构造。在一些实施例中，所述支架通过使该支架的远侧部从血管退回到传送导管中而压缩到收缩构造。一些实施例还包括在使所述支架压缩到收缩构造之后，使所述支架在患者血管中移动到不同的位置；和使所述支架在所述不同的位置膨胀。
处理患者血管的一些实施例包括使支架推进到患者血管中，所述支架具有在支架近端和支架远端之间延伸的管腔；使所述支架从具有第一横截面尺寸的第一状态膨胀到具有大于第一横截面尺寸的第二横截面尺寸的第二状态，所述支架具有小于第一状态支架长度的第二状态支架长度；和使所述支架的第一部分压缩到第三状态，使得所述支架具有小于所述第二状态支架长度的第三状态支架长度；其中，使所述支架从第一状态膨胀包括允许该支架通过使支架不受限制而轴向压缩和径向膨胀；和其中，轴向压缩所述支架的第一部分包括在支架处于第二状态时给支架施加轴向压缩力。
一些实施例还包括允许所述支架通过使该支架不受限制而从第三状态轴向膨胀到第二状态。在一些实施例中，处于第三状态的支架具有第三横截面尺寸，其大体上与第二横截面尺寸相同。
一些实施例涉及用于植入患者血管中的支架，包括具有近端的近侧部；具有远端的远侧部；从所述近端向所述远端延伸的内支架长度；限定了在所述近端和所述远端之间延伸的管腔的内支架壁，所述内支架壁具有传送构造和膨胀构造；其中，当处于膨胀构造时，内支架壁具有孔隙度，其可通过改变内支架长度在靠近远侧部的分离位置处进行变化。
在一些实施例中，支架壁的孔隙度在支架长度减小时减小。在一些实施例中，当支架长度改变时，分离位置处的支架壁孔隙度相对于近侧部和远侧部中至少一个处的支架壁孔隙度发生变化。在一些实施例中，当支架长度减小时，分离位置处的支架壁孔隙度相对于近侧部和远侧部处的支架壁孔隙度减小。在一些实施例中，使支架轴向压缩减小了支架的孔隙度。在一些实施例中，支架在不受限制时从传送构造自动变化至膨胀构造。
在一些实施例中，所述支架在从传送构造改变成膨胀构造之后可通过增加支架长度进行径向收缩。在一些实施例中，所述支架在从传送构造改变成膨胀构造之后可通过导管在膨胀支架上的推进进行径向收缩。在一些实施例中，所述支架包括支架处于传送构造时的第一支架长度和支架处于膨胀构造时的第二支架长度，所述第二支架长度短于所述第一支架长度。在一些实施例中，分离位置处的支架孔隙度能够通过使支架长度减少超过第二支架长度而减小。在一些实施例中，当处于膨胀构造时，在不显著改变支架横截面尺寸、横跨管腔的横截面尺寸的情况下，分离位置处的孔隙度可通过改变支架长度而变化。在一些实施例中，当处于膨胀构造时，所述支架长度可在不显著改变支架管腔的径向横截面尺寸的情况下减小。
一些实施例描述了一种用于将支架植入患者血管中的系统，包括细长主体，其具有近侧部、远侧部和从所述近侧部向所述远侧部延伸的主体管腔，所述远侧部配置为在患者血管中延伸；和可从压缩构造膨胀至膨胀构造的支架，所述支架具有近端、远端、从所述近端向所述远端延伸的支架管腔和在膨胀构造下具有可调节孔隙度的支架壁；其中，处于压缩构造下的支架配置为可在主体管腔中滑动定位并且在所述支架从主体管腔推出时改变至膨胀构造；和其中，当支架的远端处于膨胀构造时，可调节孔隙度可通过使支架近端相对于支架远端推进或退回而进行调节。
在一些实施例中，可调节孔隙度可沿着支架壁长度在多个分离位置调节。在一些实施例中，当支架处于膨胀构造时，可调节孔隙度可在支架壁的分离、空间上隔开的部位处随着支架近端朝向支架远端推进而减小。在一些实施例中，当支架处于膨胀构造时，可调节孔隙度可在支架壁的分离、空间上隔开的部位处随着近端从支架远端退出而增大。在一些实施例中，当支架处于膨胀构造时，使支架轴向压缩减小了所述支架的至少一部分的孔隙度。在一些实施例中，支架在不受限制时从传送构造自动变化至膨胀构造。在一些实施例中，所述支架在从传送构造改变成膨胀构造之后可通过增加支架长度进行径向收缩。在一些实施例中，所述支架具有从近端向远端延伸的长度；和当处于膨胀构造时，所述支架长度可在不显著改变支架管腔的径向横截面尺寸的情况下减小。
一些实施例涉及一种用于植入患者管腔中的支架，包括近侧部和远侧部；限定了从所述近侧部向所述远侧部延伸的支架壁，所述支架壁具有压缩构造和膨胀构造；其中，当处于膨胀构造时，支架壁具有可变孔隙度，其可通过所述近侧部相对于所述远侧部的相对运动进行调节。
在一些实施例中，所述支架壁的孔隙度可在位于所述近侧部和所述远侧部之间的多个空间隔开的位置处进行调节。在一些实施例中，当从所述近侧部向所述远侧部延伸的支架长度减小时，所述支架壁的孔隙度减小。在一些实施例中，当从所述近侧部向所述远侧部延伸的支架长度改变时，位于所述近侧部和所述远侧部之间的第一区域中的支架壁的孔隙度相对于位于所述近侧部和所述远侧部中至少一个处的第二区域中的支架壁的孔隙度发生变化。在一些实施例中，当支架长度减小时，第一区域中的孔隙度相对于第二区域中的孔隙度减小。在一些实施例中，当支架处于膨胀构造时，使支架轴向压缩减小了所述支架的孔隙度。在一些实施例中，所述支架具有从近侧部向远侧部延伸的长度；和当处于膨胀构造时，所述支架长度可在不显著改变支架管腔的径向横截面尺寸的情况下减小。
一些实施例涉及一种用于植入患者体内的支架，包括具有可调节孔隙度的支架壁，使得所述支架壁的至少一部分的孔隙度能够在所述支架位于患者体内时进行调节。
一些实施例公开了一种用于植入患者血管中的支架，包括配置为在压缩构造和膨胀构造之间变化的支架壁，所述支架壁具有近侧部、远侧部和在所述近侧部和所述远侧部之间延伸的中间部；其中，所述支架的中间部具有可变孔隙度，其可在所述远侧部处于膨胀构造时进行调节。
在一些实施例中，所述中间部的孔隙度在从所述近侧部延伸到所述远侧部的支架长度减小时减小。在一些实施例中，中间部的孔隙度通过改变中间部长度而改变。在一些实施例中，当所述中间部的长度减小时，该中间部的孔隙度相对于所述近侧部和所述远侧部中至少一个处的孔隙度减小。在一些实施例中，当支架处于膨胀构造时，使支架轴向压缩减小了所述中间部的孔隙度。在一些实施例中，所述支架具有从近侧部向远侧部延伸的长度；和当处于膨胀构造时，所述支架长度可在不显著改变所述支架的径向横截面尺寸的情况下减小。
一些实施例描述了处理患者血管的方法，包括∶提供细长主体，所述细长主体包括具有近端的近侧部、具有远端的远侧部和在所述近端和所述远端之间延伸的管腔；提供包括远侧部和近侧部并具有压缩构造和膨胀构造的支架，所述支架配置为从压缩构造变化到膨胀构造；使所述细长主体的远侧部推进到患者血管的处理位置；使处于压缩构造的支架相对于所述细长主体向远侧移动；在患者血管中使支架远侧部从压缩构造变化至膨胀构造，使得支架远侧部与血管壁接合；处理血管，使得血管中的材料至少部分地从血管壁上至少部分地去除；使所述细长主体相对于支架向近侧退回，使得支架近侧部从压缩构造变化至膨胀构造；和收集支架和血管壁之间的材料。
一些实施例还包括使支架近侧部从压缩构造变化为膨胀构造。在一些实施例中，处理血管包括在使近侧部变化至膨胀构造之前，使血管中靠近支架远侧部的球囊膨胀。在一些实施例中，处理血管壁包括在使近侧部变化至膨胀构造之前，从靠近支架远侧部的血管壁上切除材料。在一些实施例中，处理血管包括使支架内的球囊充气，从而增大膨胀支架的横截面尺寸。在一些实施例中，所述材料包括斑块和血块中的至少一种。
一些实施例描述了在血管内程序期间处理患者血管的方法，包括∶在血管狭窄区域的一侧使支架的远侧部膨胀；使位于狭窄区域的支架的近侧部膨胀；使位于狭窄区域的血管管腔的直径增大；和利用支架收集在程序期间产生于支架和血管壁之间的斑块碎屑。
在一些实施例中，使远侧部膨胀包括使远侧部相对于传送导管推进并且允许远侧部自动膨胀。一些实施例还包括在远侧部膨胀时使血管壁与支架远侧部接合。一些实施例还包括使近侧部相对于远侧部推进并且减小远侧部相对于支架另一部分的孔隙度。在一些实施例中，减小远侧部的孔隙度包括使孔隙度变化到大约30％和大约5％之间。在一些实施例中，增大直径包括在使支架近侧部膨胀之前，使靠近膨胀远侧部的球囊膨胀。在一些实施例中，增大直径包括在使支架近侧部膨胀之后，使靠近膨胀远侧部的球囊膨胀。一些实施例还包括在使近侧部膨胀之前，从靠近支架远侧部的血管壁上切除材料。在一些实施例中，从血管壁上切除材料包括使切割构件围绕支架旋转。
一些实施例描述了处理患者血管的方法，包括∶使支架推进到患者血管中的狭窄区域，所述支架具有远侧部和近侧部；使在狭窄区域远侧的支架远侧部膨胀；使在狭窄区域近侧的支架近侧部膨胀；和在远侧部膨胀之后和近侧部膨胀之前，利用支架过滤支架和血管壁之间的碎屑。
一些实施例还包括收集支架和血管壁之间的碎屑。一些实施例还包括抽吸碎屑以将碎屑从患者体内取出。一些实施例还包括通过使血管内的球囊膨胀而增大狭窄区域中的血管管腔的直径。一些实施例还包括通过使支架内的球囊膨胀而增大狭窄区域中的血管管腔的直径。在一些实施例中，使远侧部膨胀包括使远侧部相对于传送导管推进并且允许远侧部自动膨胀。在一些实施例中，使远侧部膨胀包括使血管壁与支架远侧部接合。一些实施例还包括使近侧部相对于远侧部推进并且减小远侧部相对于支架另一部分的孔隙度。在一些实施例中，减小远侧部的孔隙度包括使孔隙度变化到大约30％和大约5％之间。一些实施例还包括在使近侧部膨胀之前，从靠近支架远侧部的血管壁上切除材料。在一些实施例中，所述切除包括在使近侧部膨胀之前使切割构件围绕支架旋转。
一些实施例涉及一种用于处理患者血管的系统，包括：细长主体，所述细长主体包括具有近端的近侧部、具有远端的远侧部和在所述近端和所述远端之间延伸的管腔；配置为停留在所述细长主体内并相对于所述细长主体推进的支架，所述支架具有远侧部和近侧部，所述支架配置为在压缩支架构造和膨胀支架构造之间变化；和处理装置，其通过切割狭窄区域中的斑块材料或者通过使狭窄区域膨胀而增大位于血管狭窄区域中的血管管腔的横截面尺寸；其中，所述支架的远侧部配置为在相对于细长主体的远端向远侧推进时接合血管壁并从压缩远侧构造变化为膨胀远侧构造；其中，所述支架的近侧部配置为通过使支架相对于细长主体推进而接合血管壁并从压缩近侧构造变化为膨胀近侧构造；其中，当支架的膨胀远侧部接合血管壁时，所述远侧部收集通过处理装置从狭窄区域去除的碎屑。
在一些实施例中，当在膨胀支架构造中不受限制时，所述支架具有大约60％到大约85％的孔隙度。在一些实施例中，当在膨胀支架构造中不受限制时，所述支架具有大约65％到大约75％的孔隙度。在一些实施例中，所述支架可在处于膨胀支架构造时轴向压缩，所述孔隙度可在不显著改变支架外径的情况下减小到大约5％到大约30％。在一些实施例中，处于膨胀支架构造的支架可进行调节以便在近侧部和远侧部之间的相应多个位置处减小支架的孔隙度。在一些实施例中，处于膨胀支架构造的支架可沿着支架在多个位置变化以在至少一个位置具有大约5％到大约30％的孔隙度。在一些实施例中，所述细长主体包括可膨胀构件，其在支架远侧部处于膨胀远侧构造和支架近侧部处于压缩近侧构造时膨胀。在一些实施例中，处理装置包括切割斑块材料的切割构件。在一些实施例中，所述切割构件在远侧部膨胀并接合血管壁时围绕支架的压缩近侧部旋转。在一些实施例中，切割构件围绕细长主体旋转。
一些实施例描述了一种用于在血管内程序期间过滤患者血液的装置，包括：具有远侧部和近侧部的支架，所述支架配置为在压缩支架构造和膨胀支架构造之间变化；和处理装置，其通过切割狭窄区域中的斑块材料或者通过使狭窄区域膨胀而增大位于血管狭窄区域中的血管管腔的横截面尺寸；其中，所述支架的远侧部配置为接合血管壁并从压缩远侧构造变化为膨胀远侧构造；其中，当支架的膨胀远侧部接合血管壁时，所述远侧部收集通过处理装置从狭窄区域去除的碎屑。
在一些实施例中，所述支架的近侧部配置为接合血管壁并从压缩近侧构造变化为膨胀近侧构造。在一些实施例中，所述细长主体包括可膨胀构件，其在支架远侧部处于膨胀远侧构造和支架近侧部处于压缩近侧构造时膨胀。在一些实施例中，膨胀远侧部起到过滤器的作用以限制碎屑随血液向下游流过膨胀远侧部。在一些实施例中，处理装置包括切割斑块材料的切割构件。在一些实施例中，切割构件围绕支架的压缩近侧部旋转。在一些实施例中，当在膨胀构造中不受限制时，所述支架具有大约60％到85％的孔隙度。在一些实施例中，当在膨胀构造中不受限制时，所述支架具有大约65％到大约75％的孔隙度。在一些实施例中，所述支架可在处于膨胀支架构造时轴向压缩，所述孔隙度可在不显著改变支架外径的情况下减小到大约5％到大约30％。在一些实施例中，孔隙度可减小到大约3％、大约10％、大约20％、大约25％、大约35％、大约40％、大约45％、大约50％和大约55％。在一些实施例中，处于膨胀支架构造的支架可进行调节以在近侧部和远侧部之间的相应多个位置处减小支架的孔隙度。在一些实施例中，处于膨胀支架构造的支架可沿着支架在多个位置变化以在至少一个位置具有大约5％到大约30％的孔隙度。
在一些实施例中，支架可在身体的其它管腔中使用。例如，在一些实施例中，支架可以在患者身体的输尿管、尿道和输卵管中使用。
一些实施例描述了处理患者血管中的动脉瘤的方法，包括∶在具有动脉瘤的血管中使具有第一支架近端和第一支架远端的第一支架膨胀，使得第一支架从靠近动脉瘤的第一位置延伸到远离动脉瘤的第二位置；在第一支架中使具有第二支架近端和第二支架远端的第二支架膨胀，使得当第二支架膨胀并且接合第一支架时，第二支架大体上邻近动脉瘤轴向定位，第二支架近端远离第一支架近端定位，第二支架远端靠近第一支架远端定位，从而阻碍血液从血管流入动脉瘤中。
在一些实施例中，通过第一支架和第二支架流入动脉瘤的血液少于如果仅通过第一支架时流入动脉瘤的血液。在一些实施例中，第二近端与第一近端大体上相邻。在一些实施例中，第一支架和第二支架在不受限制时具有大体上相同的孔隙度。一些实施例还包括沿着相应支架的一部分调节第一支架和第二支架中的至少一个的孔隙度。在一些实施例中，所述调节包括减小孔隙度。在一些实施例中，孔隙度通过使第一支架和第二支架中的至少一个轴向压缩而减小。
一些实施例涉及处理患者血管中的动脉瘤的方法，包括∶在血管中使第一支架膨胀，使得第一支架从远离血管动脉瘤的第一位置延伸到靠近动脉瘤的第二位置；和在第一支架内使第二支架膨胀，使得第二支架大体上邻近动脉瘤定位。
在一些实施例中，第一支架和第二支架在不受限制时具有大体上相同的孔隙度。一些实施例还包括沿着相应支架的一部分调节第一支架和第二支架中的至少一个的孔隙度。在一些实施例中，调节孔隙度包括减小孔隙度。在一些实施例中，孔隙度通过使第一支架和第二支架中的至少一个轴向压缩而减小。在一些实施例中，通过第一支架和第二支架流入动脉瘤的血液少于如果仅通过第一支架时流入动脉瘤的血液。
一些实施例涉及一种用于植入患者血管中的编织支架，包括：具有平均丝条厚度的多个编织丝条，所述多个编织丝条在丝条之间的开放区域具有孔隙；其中，所述支架可从压缩构造膨胀至膨胀构造；其中，所述孔隙具有平均孔隙长度；其中，所述支架具有与支架开放表面面积和支架总表面面积之比相等的孔隙度；其中，当支架处于膨胀构造时，支架孔隙度乘以平均开孔长度等于或小于大约0.3mm。
在一些实施例中，每个编织构件包括宽度大于厚度的条带。在一些实施例中，每个编织构件包括宽度大体上等于厚度的条带。在一些实施例中，所述支架的一部分的孔隙度可以通过使所述支架的该部分轴向压缩而减小。在一些实施例中，所述支架的轴向压缩部分在不受限制时进行轴向膨胀。在一些实施例中，所述支架的一部分的孔隙度能够减小为大约5％到大约50％。在一些实施例中，当支架处于膨胀构造时，支架孔隙度乘以平均孔隙长度乘以平均丝条厚度等于或小于大约0.023mm2。
一些实施例涉及一种用于植入患者血管中的编织支架，包括：具有平均丝条厚度的多个编织丝条，所述多个编织丝条在丝条之间的开放区域具有孔隙；其中，所述支架可从压缩构造膨胀至膨胀构造；其中，所述孔隙具有平均孔隙长度；其中，所述支架具有与支架开放表面面积和支架总表面面积之比相等的孔隙度；其中，当支架处于膨胀构造时，支架孔隙度乘以平均丝条厚度等于或小于大约0.002in(大致0.05mm)。
在一些实施例中，平均丝条厚度小于大约0.004in(大致0.1mm)。在一些实施例中，平均丝条厚度等于或小于大约0.003in(大致0.076mm)。在一些实施例中，平均丝条厚度等于或小于大约0.002in(大致0.05mm)。在一些实施例中，平均丝条厚度等于或小于大约0.001in(大致0.025mm)。在一些实施例中，当支架处于膨胀构造时，平均丝条厚度乘以平均孔隙长度等于或小于大约0.0328mm2。在一些实施例中，所述孔隙具有由边界丝条的内缘限定的平均孔隙面积，所述平均孔隙面积为大约2.2×10-5in2(大致0.014mm2)到大约12.3×10-5in2(大致0.08mm2)。在一些实施例中，当支架处于膨胀构造时，平均丝条厚度乘以平均孔隙面积为大约2.2×10-9in3(大致3.6×10-5mm3)到大约3.69x10-7in3(大致0.006mm3)。
一些实施例涉及一种用于植入患者血管中的编织支架，包括：具有平均丝条厚度的多个编织丝条，所述多个编织丝条在丝条之间的开放区域具有孔隙；其中，所述支架可从压缩构造膨胀至膨胀构造；其中，所述孔隙具有平均孔隙长度；其中，所述支架具有与支架开放表面面积和支架总表面面积之比相等的孔隙度；其中，当支架处于膨胀构造时，平均孔隙长度乘以平均丝条厚度等于或小于大约9.4×10-5in2(大致0.06mm2)。
在一些实施例中，平均孔隙长度乘以平均丝条厚度等于或小于大约6.8×10-5in2(大致0.04mm2)。在一些实施例中，平均孔隙长度乘以平均丝条厚度等于或小于大约5×10-5in2(大致0.03mm2)。
在一些实施例中，提供了一种处理患者胸上血管中的动脉瘤的方法。所述方法包括在具有动脉瘤的胸上血管中使具有第一支架近端和第一支架远端的第一支架膨胀，使得第一支架从靠近动脉瘤的第一位置延伸到远离动脉瘤的第二位置。所述方法还包括在第一支架中使具有第二支架近端和第二支架远端的第二支架膨胀，使得当第二支架膨胀并且接合第一支架时，第二支架大体上邻近动脉瘤轴向定位，第二支架近端远离第一支架近端定位，第二支架远端靠近第一支架远端定位，从而阻碍血液从胸上血管流入动脉瘤中。在一些实施例中，胸上血管包括脑动脉。在一些实施例中，胸上血管包括颈总动脉、颈内动脉、颈外动脉及其分支中的至少一种。
在一些实施例中，提供了一种处理患者胸内血管中的动脉瘤的方法。所述方法包括在具有动脉瘤的胸内血管中使具有第一支架近端和第一支架远端的第一支架膨胀，使得第一支架从靠近动脉瘤的第一位置延伸到远离动脉瘤的第二位置。所述方法还包括在第一支架中使具有第二支架近端和第二支架远端的第二支架膨胀，使得当第二支架膨胀并且接合第一支架时，第二支架大体上邻近动脉瘤轴向定位，第二支架近端远离第一支架近端定位，第二支架远端靠近第一支架远端定位，从而阻碍血液从胸内血管流入动脉瘤中。在一些实施例中，胸内血管包括升主动脉、降主动脉、主动脉弓及其分支中的至少一种。在一些实施例中，降主动脉包括胸主动脉、腹主动脉及其分支中的至少一种。
在一些实施例中，提供了一种处理患者胸下血管中的动脉瘤的方法。所述方法包括在具有动脉瘤的胸下血管中使具有第一支架近端和第一支架远端的第一支架膨胀，使得第一支架从靠近动脉瘤的第一位置延伸到远离动脉瘤的第二位置。所述方法还包括在第一支架中使具有第二支架近端和第二支架远端的第二支架膨胀，使得当第二支架膨胀并且接合第一支架时，第二支架大体上邻近动脉瘤轴向定位，第二支架近端远离第一支架近端定位，第二支架远端靠近第一支架远端定位，从而阻碍血液从胸下血管流入动脉瘤中。在一些实施例中，胸下血管包括肾动脉、髂总动脉及其分支中的至少一种。
在一些实施例中，提供了一种处理患者胸侧血管中的动脉瘤的方法。所述方法包括在具有动脉瘤的胸侧血管中使具有第一支架近端和第一支架远端的第一支架膨胀，使得第一支架从靠近动脉瘤的第一位置延伸到远离动脉瘤的第二位置。所述方法还包括在第一支架中使具有第二支架近端和第二支架远端的第二支架膨胀，使得当第二支架膨胀并且接合第一支架时，第二支架大体上邻近动脉瘤轴向定位，第二支架近端远离第一支架近端定位，第二支架远端靠近第一支架远端定位，从而阻碍血液从胸侧血管流入动脉瘤中。在一些实施例中，胸侧血管包括肱动脉、颈横动脉、肩胛上动脉、肩胛背动脉及其分支中的至少一种。
一些实施例描述了处理患者血管中的动脉瘤的方法，包括∶在血管中使第一支架膨胀，使得第一支架从远离血管动脉瘤的第一位置延伸到靠近动脉瘤的第二位置；和在血管中使第二支架膨胀，其中，在第二支架膨胀之后，第二支架大体上邻近动脉瘤定位并且第一支架与第二支架重叠。
一些实施例描述了处理患者血管中的动脉瘤的方法，包括∶在血管中使第一支架膨胀，其中，在第一支架膨胀之后，第一支架从远离血管动脉瘤的第一位置延伸到靠近动脉瘤的第二位置；和在血管中使第二支架膨胀，其中，在第二支架膨胀之后，第二支架大体上邻近动脉瘤定位并且第一支架与第二支架至少部分地重叠。
一些实施例描述了处理患者血管中的动脉瘤的方法，包括∶在血管中使第一支架膨胀，其中，在第一支架膨胀之后，第一支架从远离血管动脉瘤的第一位置延伸到靠近动脉瘤的第二位置；和在血管中使第二支架膨胀，其中，在第二支架膨胀之后，第二支架从远离血管动脉瘤的第三位置延伸到靠近动脉瘤的第四位置。
一些实施例描述了处理患者血管中的动脉瘤的方法，包括∶在血管中使第一支架膨胀，其中，在第一支架膨胀之后，第一支架从远离血管动脉瘤的第一位置延伸到靠近动脉瘤的第二位置；和在第一支架中使第二支架膨胀。
一些实施例描述了将支架植入血管中的动脉瘤上的方法，包括：提供细长主体，其包括近侧部、远侧部和在所述近侧部和所述远侧部之间延伸的管腔；将所述远侧部插入包括动脉瘤的血管中；使所述远侧部在血管中推进，直到该远侧部靠近动脉瘤为止；使处于压缩构造的支架相对于所述细长主体在该细长主体的管腔内推进；使第一支架在血管中膨胀，膨胀支架从远离动脉瘤的第一位置延伸到靠近动脉瘤的第二位置；和在使支架膨胀之后并且当在图像上确认动脉瘤中的流体流已经堵塞至少大约30％时，将细长主体从血管中取出。
一些实施例描述了至少部分地阻塞动脉瘤的方法，包括∶使传送装置在血管中推进，直到传送装置的远侧部邻近动脉瘤为止；使横跨动脉瘤的支架膨胀；使动脉瘤成像；在使支架膨胀之后确定动脉瘤的阻塞程度；和在确定动脉瘤主体已经阻塞至少大约30％之后，将传送装置从血管中取出。
一些实施例描述了处理动脉瘤的方法，包括∶使传送装置在包括动脉瘤的血管中推进，直到所述装置的远侧部邻近动脉瘤为止；使第一支架在血管中膨胀，膨胀的第一支架从动脉瘤的第一侧延伸到动脉瘤的第二侧；和在确定动脉瘤阻塞至少大约30％时将传送装置从血管中取出。
本发明的附加特征和优点将在下面进行描述并且通过描述将部分地变得显而易见，或者可以在实施本发明中获得。本发明的优点将通过在文字描述及其权利要求以及附图中特别指出的结构实现和获得。
应当理解，前面的一般说明和后面的详细说明是示例和说明性的并且用于提供对本发明所要求保护的主题进行进一步说明。
附图说明
附图用于进一步理解本发明，包含在本说明书中并构成其一部分，其显示了本发明的一些方面并且与说明书一起用于解释本发明的原理。
图1是动脉瘤、通向动脉瘤的血流和支路血管的示意图。
图2A和2B显示了处理动脉瘤的阻塞装置的实施例。
图3显示了导管中处于压缩状态的图2A和2B所示实施例。
图4A显示了用于处理动脉瘤的阻塞装置的实施例。
图4B和4C显示了可用于形成图4A所示阻塞装置的条带的部分的横截面。
图5显示了导管中处于压缩状态的阻塞装置，其利用柱塞被从导管推出。
图6显示了在导管外部张开并且处于膨胀状态的图5所示的压缩阻塞装置。
图7显示了横跨动脉瘤颈部、分叉和分支血管的位于血管管腔内的张开阻塞装置。
图8示意性地显示了位于血管管腔内的阻塞装置和血流方向的改变。
图9显示了与本发明的阻塞装置相比，弯曲力作用在传统支架上的效果。
图10通过因外加力所产生的变形程度显示了与传统支架相比的阻塞装置的柔性。
图11A、11B、11C、11D、11E、11F和11G显示了提供所需阻塞装置的编织物的不均匀密度。
图12显示了由于阻塞装置的编织的不均匀密度引起的网格密度方面的差异。
图13显示了覆盖动脉瘤颈部的变化网格密度阻塞装置。
图14和15显示了脉管阻塞装置的实施例，其中，在靠近动脉瘤颈部处，网格密度相对于轴线不均匀。
图16显示了根据本发明实施例的分叉阻塞装置，其中，两个密度较低的阻塞装置组合形成单个分叉装置。
图17显示了阻塞装置中的网格的编织元件的实施例。
图18显示了阻塞装置中的网格的编织元件的实例。
图19显示了阻塞装置中的网格的另一编织元件的实例。
图20显示了适配入血管直径中的阻塞装置的编织元件。
图21是防护弹簧圈的实例的横截面视图。
图22显示了确定防护弹簧圈或传送装置中的阻塞装置的条带尺寸的实例。
图23显示了确定防护弹簧圈或传送装置中的阻塞装置的条带尺寸的另一实例。
图24显示了根据多个条带确定条带宽度的实例。
图25显示了血管中的阻塞装置的PPI和处于自立状态的阻塞装置的PPI之间的关系。
图26显示了适配入防护弹簧圈中的最大条带尺寸的实例。
图27显示了阻塞装置中的编织元件的开口尺寸与网格结构的PPI之间的关系。
图28显示了血管内PPI和32条带阻塞装置的编织PPI的关系。
图29显示了对于32条带阻塞装置来说，百分比覆盖与编织PPI之间的关系。
图30显示了对于32条带阻塞装置来说，阻塞装置中的编织元件的开口尺寸随网格结构的编织PPI变化的关系图。
图31显示了用于调节阻塞装置中的网格密度的网格密度调节工具的实例。
图32显示了横跨动脉瘤颈部、分叉和分支血管的位于血管管腔内的张开阻塞装置的实例。
图33显示了处于压缩构造的阻塞装置的实例。
图34显示了处于膨胀构造的阻塞装置的实例。
图35显示了处于超膨胀构造的阻塞装置的实例。
图36A、36B和36C显示了阻塞装置的长度和直径之间关系的各种实例。
图37显示了处理动脉瘤的阻塞装置的实施例。
图38显示了在另一阻塞装置中张开的阻塞装置的实例。
图39显示了具有重叠部分的两个阻塞装置的实例。
图40显示了在另一阻塞装置中张开的阻塞装置的实例的横截面视图。
图41显示了具有重叠部分的两个阻塞装置的实例。
图42显示了处理动脉瘤的多个阻塞装置的实施例。
图43是根据本发明一个方面的阻塞装置输送组件和阻塞装置的横截面。
图44显示了图43所示的导管和引导鞘。
图45是图44所示引导鞘的局部剖视图，所述引导鞘运载装有阻塞装置的导丝组件。
图46是图45所示导丝组件的横截面。
图47是图46所示导丝组件的示意图。
图48是图46所示导丝组件的第二示意图。
图49显示了阻塞装置和位于导管外面的导丝组件的一部分，以及阻塞装置的近端如何在血管内开始张开。
图50显示了使阻塞装置张开的方法中的步骤。
图51显示了根据本发明一个方面的阻塞装置的张开。
图52是根据本发明的另一实施例的导丝组件的示意图。
图53是在已经通过图52所示导丝组件张开之后的张开阻塞装置的示意图。
图54显示了响应于压力进行膨胀的膨胀阻塞装置的实例。
图55显示了负压施加给阻塞装置之后的图54所示的阻塞装置。
图56显示了在阻塞装置的近端保持附接到传送装置上的同时释放阻塞装置远端的实例。
图57显示了部分张开的阻塞装置的实例。
图58显示了部分张开的阻塞装置的另一实例。
图59显示了阻塞装置在血管中向近侧重新定位的图58所示实例。
图60显示了膨胀阻塞装置的实例。
图61显示了阻塞装置在血管内重新定位之后的图60所示实例。
图62显示了处于缩回状态的阻塞装置的实例。
图63显示了在阻塞装置缩回的同时重新定位阻塞装置的实例。
图64是运载导丝组件的导管的剖视图，所述导丝组件装有根据本发明一个实施例的支架。
图65显示了位于血管中处理位置处的导管的实例。
图66显示了在血管中部分张开的支架的实例。
图67显示了在血管中膨胀以处理狭窄区域的球囊的实例，其中部分张开的支架起到过滤器的作用以捕获来自于处理的斑块碎屑(plaque debris)。
图68显示了收缩到收缩状态的球囊的实例。
图69显示了在血管中完全张开的支架的实例。
图70是运载导丝组件的导管的剖视图，所述导丝组件装有根据本发明另一实施例的支架。
图71是具有根据本发明一个实施例的切割工具的导管的透视图。
图72显示了用于处理血管内狭窄区域的导管的切割工具的实例，其中部分张开的支架起到过滤器的作用以捕获来自于处理的斑块碎屑。
图73是运载导丝组件的导管和根据所公开实施例的切割工具的剖视图。
图74显示了位于血管中处理位置处的导管和切割工具的实例。
图75显示了导管和切割工具在血管中分开推进的实例。
图76显示了布置在血管中的另一导管上的切割工具和导管的实例。
图77显示了在血管的狭窄区域中张开的支架的实例。
图78显示了位于张开支架中的球囊的实例。
图79显示了在张开支架中膨胀以处理狭窄区域的球囊的实例。
图80是根据所公开的实施例布置在导丝组件上的球囊的剖视图。
图81显示了在血管的狭窄区域中张开的支架的实例，其中导丝组件上的球囊位于张开的支架内。
图82显示了位于导丝组件上的球囊在张开的支架中膨胀以处理狭窄区域的实例。
具体实施方式
在下列详细说明中，阐述了许多具体细节以充分理解本发明。然而，对本领域技术人员显而易见的是，本发明可以在缺少部分这些具体细节的情况下实施。在其它情况下，没有详细显示众所周知的结构和方法以免干扰对本发明的理解。
柔性脉管装置
图1显示了典型的脑动脉瘤10。动脉瘤10的颈部11可典型地限定大约2-25mm的开口。应当理解，颈部11将血管13连接到动脉瘤10的管腔12。如图1所示，血管13中的血流3通过管腔12流动并流入动脉瘤。响应于流入动脉瘤中的恒定血流，管腔12的壁部14继续扩张并且承受很大的破裂风险。当动脉瘤10中的血液使作用在壁部14上的压力超过壁强度时，动脉瘤破裂。本发明的一个方面可以防止或减少这种破裂的可能性。图1中还显示了分叉15和侧分支16。
图2显示了根据本发明一个方面的脉管装置200的一个实施例。在所示实施例中，阻塞装置200具有由外表面21、内表面24和在所述表面21、24之间延伸的薄壁限定的大体上管状结构22。多个开口23在表面21、24之间延伸并且允许流体从脉管装置200的内部流向血管壁。脉管装置200可径向压缩和纵向调节。
在一些实施例中，术语脉管装置可与脉管阻塞装置和阻塞装置互换地使用。这些术语是广义术语并且具有其普通含义，包括(除非明确地另有说明或者与描述不相符)本说明描述的或者在此引入作为参考的对支架或其它脉管装置的其它说明所描述的每个支架和其它脉管装置。
图3显示了在患者脉管系统中释放之前，导管25和导管25中处于压缩状态的阻塞装置200。
图4显示了具有以螺旋方式卷绕的两或更多个丝条材料31、32的阻塞装置30的另一实施例。这种材料以这样的方式编织而形成网格结构33。可以理解，丝条材料的厚度、丝条数量以及阻塞装置30的每单位长度上的圈数(至少部分地)决定网格33的尺寸和所形成的间隙34。例如，间隙34和/或网格33的尺寸可以由以螺旋方式卷绕的丝条材料31、32的数量决定。在一些实施例中，可以使用高达16个编织条带的任何数量的编织条带(例如，5、8、10、13、15或16个编织条带)。在一些实施例中，可以使用16-32个编织条带(例如，20、23、25、27、30或32个编织条带)。在一些实施例中，可以使用32以上的编织条带，例如35、40、48、50、55、60、80、100或更多个编织条带。在一些实施例中，使用48个编织条带。
因此，例如条带的丝条材料可以交叉以形成编织结构。丝条材料的交叉可以在例如编织芯轴的成形装置的表面上沿径向或轴向形成。当丝条材料的交叉沿着轴向路径时，例如，交叉材料可以按照固定或可变频率交叉。作为丝条材料以固定频率交叉的一个实例，交叉的丝条材料可以沿着成形装置(例如，编织芯轴)表面上的任何1.0英寸(大致0.25mm)轴向路径以显示经纬密度。当丝条材料的交叉沿着径向路径或周向路径时，丝条材料的间隔可以均匀或可变地分布。在丝条材料沿着径向或周向路径的一个实例(其中，间隔均匀分布)中，沿着径向的间隔可以根据下列公式确定：
(π)×(成形装置直径)/(#条带/2)
图18显示了沿径向和PPI(每英寸纬数)方向的编织元件或孔眼的实例。任何单个编织的元件(即，编织元件)可以组合以在成形装置(例如，编织芯轴)的表面上形成网孔结构，如图17所示。编织物能够阻碍或干扰患者管腔(例如，血管)中的一些类型的流体流(例如，血液)。编织或网格结构、密度、形状等在阻塞装置在血管中张开时可以至少部分地决定血管内的流动。编织物或网格的每个参数还可以由使用者控制以控制流动。
用于确定通过包含网格结构、密度、形状等的阻塞装置的流动的参数包括阻塞装置的表面覆盖度和编织或网格结构的孔眼尺寸。这些参数中的每一个可以进一步表征编织物或网格的几何形状。表面覆盖度可以确定为(表面面积)/(总表面积)，其中，表面面积是框架或实心元件的表面面积，总表面面积是全部元件(即，框架和开口)的表面面积。
孔眼尺寸可以确定为限定孔眼开口的较大长度。在减少孔眼尺寸的同时增大表面覆盖度的编织结构可以对干扰或阻止通过编织物或网格的流动起到增强的效果。可以通过改变丝条材料(例如，条带)的宽度、增加限定编织物的丝条材料的丝条数量和/或增大PPI进一步提高表面覆盖度和孔眼尺寸的每个参数。
如上所述的编织或网格结构可以由不同的参数进一步限定，所述参数例如包括丝条(例如，条带)数量、每个条带/丝条的宽度、编织PPI和/或成形装置的直径(例如，芯轴直径)等。在一些实施例中，每个丝条的直径为大约0.001in(大致0.025mm)到0.0014in(大致0.036mm)。在一些实施例中，每个丝条的直径为大约0.0005in(大致0.0127mm)到0.0020in(大致0.05mm)。在一些实施例中，每个丝条的直径小于或等于大约0.0005in(大致0.0127mm)或大于大约0.0020in(大致0.05mm)。
根据网格参数，可以确定腿长和条带角度。腿长可以限定编织元件的侧面长度。例如，如果编织元件是如图17所示的菱形形状，菱形编织元件的一个边长是“腿长”。条带角度可以限定由编织元件的两个相交侧面形成的角度。在图17所示实例中，条带角度是形成在菱形编织元件的两个邻边之间的角度。网格结构中的编织元件的径向间隔可以限定编织元件沿径向方向的宽度。图18显示了编织元件的径向间隔、腿长和条带角度的实例。
网格的径向间隔可以根据公式1确定如下：
径向间隔＝(π)×成形装置直径/(#条带/2)    公式1
编织元件可以根据血管的径向间隔或直径放入血管中。网格的径向间隔可以根据血管的直径进行调节。例如，如果血管直径小，径向间隔可以在保持编织元件的腿长的同时调节到更小的尺寸。同样在该实例中，还可以调节条带角度以获得调节径向间隔。调节条带角度还可以改变编织元件沿PPI方向的间隔。
图19显示了确定阻塞装置中的网格结构的径向间隔和条带角度的实例。在本实例中，网格或编织物包含十六个交叉条带，其中，每个条带的宽度为大约0.004in(大致0.1mm)，并且在例如芯轴的成形装置上编织成直径为大约4.25mm和65PPI。因此，在本实例中，编织元件的数量为16，条带宽度为大约0.004in(大致0.1mm)，沿PPI方向的间隔为大约1/65＝0.01538in(大致0.39mm)和成形装置的直径(例如，芯轴直径)为大约4.25mm。因此，径向间隔可以计算如下：径向间隔＝(π)×成形装置直径/(#条带/2)＝(3.14)×(0.425/2.54)/(16/2)＝0.0657in(大致1.67mm)。图19显示了径向间隔为大约0.0657in(大致1.67mm)的编织元件的实例。另外，该实例的腿长为大约0.0337in(大致0.86mm)，条带角度为大约153.65度，编织元件沿PPI方向的间隔(以条带角度和腿长为基础)为大约0.0154in(大致0.39mm)。
在一些实施例中，编织模式可以包括“1上1下1”模式。在一些实施例中，编织模式可以包括“1上2下2”模式。在一些实施例中，编织模式可以包括编织物的其它变型。
图20显示了在编织元件放入适合的血管直径之后的图19所示实例。在本实例中，径向间隔调节至较小长度以适应较小的血管直径。腿长保持大约0.0337in(大致0.86mm)，使得条带角度根据径向间隔的变化而改变。在本实例中，径向间隔调节至大约0.06184in(大致1.57mm)，条带角度调节至大约132.79度。同样，编织元件PPI方向的间隔也改变。在本实例中，编织元件沿PPI方向的间隔从大约0.0154in(大致0.39mm)增大至大约0.0270in(大致0.69mm)。
表格1显示了可变PPI、条带宽度(RW)或条带数量的网格或编织结构的附加实例。另外，表格1中的每个编织结构可以产生在血管内具有相同百分比覆盖度的结构。
表1
#条带 16 32 48 64
编织物直径(mm) 4.25 4.25 4.25 4.25
编织物直径(in) 0.16732 0.16732 0.16732 0.16732
PPI 65.00 130.00 275.00 260.00
RW(mils) 4.0000 2.0000 1.3000 1.0000
节点间隔(ppi) 0.01538 0.00769 0.00364 0.00385
节点间隔(径向) 0.06571 0.03285 0.02190 0.01643
条带角度(ppi) 153.65 153.65 161.13000 153.62
腿长(in) 0.03374 0.01687 0.0111 0.00844
血管直径(mm) 4 4 4 4
血管内装置节点间隔 0.06184 0.03092 0.02061 0.01546
血管内条带角度(ppi) 132.79 132.79 136.37 132.70
血管内装置节点间隔(ppi) 0.02702 0.01351 0.00825 0.00677
血管内装置PPI 37.01 74.04 121.21 147.72
血管内装置编织封闭面积(in2) 0.00024814 0.00006203 0.00002641 0.00001551
血管内装置编织开放面积(in2) 0.00058741 0.00014680 0.00005861 0.00003681
血管内装置覆盖度 29.7％ 29.7％ 31.06％ 29.64％
血管内装置总面积(in2) 0.00083555 0.00020883 0.00008502 0.00005232
血管内装置细孔尺寸(mm) 1.317 0.658 0.430 0.329
阻塞装置可以放入防护弹簧圈中以增强阻塞装置在血管中的放置。同样，阻塞装置可以容纳在放置于血管内的传送装置，例如导管中。阻塞装置的大小或尺寸可以根据容纳阻塞装置的防护弹簧圈、传送装置或导管的尺寸确定。例如，可以确定放入相应防护弹簧圈、传送装置或导管中的阻塞装置的网格结构内的丝条或条带的数量，使得阻塞装置在血管中张开之前有效地储存或收纳。在一个实例中，阻塞装置的丝条可以按照双层结构重叠，包括内层和外层，所述外层接触防护弹簧圈。
在一些实施例中，编织直径比推荐的血管尺寸大0.25mm。在一些实施例中，当支架放在血管内时，血管壁的支架所占百分比覆盖度为总表面面积的大约1/3或33％。在一些实施例中，编织PPI(每英寸纬数，或者每英寸相交的线数)为275PPI。在一些实施例中，编织物在金属芯或芯轴上制成，并且编织物不会过密以妨碍编织物从金属芯或芯轴上取下。在一些实施例中，支架(在植入血管中时)的PPI为大约100PPI。在一些实施例中，支架的丝条的直径为大约0.001in(大致0.025mm)到大约0.0014in(大致0.036mm)。在一些实施例中，为支架所选择的丝条数量以支架的希望直径为基础。例如，在一些实施例中，48个丝条用于直径为大约2.75mm到大约4.25mm的支架，64个丝条用于直径为大约4.5mm到大约6.0mm的支架，72个丝条用于直径为6.0mm及以上的支架，32个丝条用于直径为2.5mm及以下的支架。在一些实施例中，所选择的丝条数量以传送导管的直径为基础。
在一个实例中，容纳阻塞装置的例如防护弹簧圈、传送装置或导管的外壳可以具有恒定尺寸或直径，并且可以确定阻塞装置的特征以配合所述外壳。例如，可以根据外壳的希望尺寸确定条带尺寸或宽度。这样，外壳(例如，防护弹簧圈、传送装置或导管)的尺寸(或直径)对于具有不同尺寸或数量条带的各种阻塞装置而言是恒定的。
图21显示了防护弹簧圈的横截面视图的实例。在本实例中，确定用于防护弹簧圈的阻塞装置的网格结构中的丝条或条带数量。图21所示防护弹簧圈包含具有一定直径的圆形横截面。具有预定厚度或尺寸的丝条或条带放入防护弹簧圈中，使得丝条/条带的外表面接触防护弹簧圈的内表面。丝条/条带的内表面形成防护弹簧圈内的凹面。第二丝条/条带放入防护弹簧圈中，使得第二丝条/条带的外表面接触与先前放入防护弹簧圈中的丝条/条带的凹面相接触的内周面。确定在圆形防护弹簧圈的中点处，从第二丝条/条带的一个边缘到第二丝条/条带的相对边缘的角度(即，“弧角”)。根据这些测量值，具有预定尺寸或厚度的丝条或条带的数量确定如下：(弧角)×(#条带/2)≤360度(即#条带≤720度/角)。
在图21所示实例中，利用大约0.001in乘以0.004in(大致0.025mm乘以0.1mm)的条带制成阻塞装置。在防护弹簧圈的中心处，从防护弹簧圈中点到内层条带的一个边缘的第一直线与从防护弹簧圈中点到内层条带的相对边缘的第二直线之间的条带元件的弧角为大约34.14度。因此，条带的计算数量小于或等于大约720度/34.14度＝20条带。
表2显示了用于将阻塞装置的网格结构装入防护弹簧圈中的不同设计的附加实例。
表2
#条带 16 32 64
防护弹簧圈ID(in) 0.017 0.017 0.017
条带宽度(in) 0.004 0.002 0.001
条带厚度(in) 0.001 0.001 0.001
内圆角度 36.98 17.83 8.84
内圆中安装的最大#条带 9.73 20.19 40.72
内圆中的#条带 8 16 32
图22显示了确定用于防护弹簧圈或传送装置中的阻塞装置的条带尺寸的另一实例。在本实例中，阻塞装置具有以条带厚度为基础的网格或编织结构。如图22所示，防护弹簧圈或传送装置2301的直径为大约0.0170in(大致0.43mm)。第一条带2302放入防护弹簧圈或传送装置2301的外表面中。第二条带2303放置成与防护弹簧圈或传送装置2301的内周接触，其中，所述内周面是与第一条带2302的内表面相切的圆周面。第二条带2303放在内周面内，使得第二条带2303的侧端部与防护弹簧圈或传送装置2301的内周面相接触。如图22所示，计算从防护弹簧圈或传送装置2301的中点延伸到第二条带2303的侧端部的第一直线和从防护弹簧圈或传送装置2301的中点延伸到第二条带2303的另一侧端部的第二直线之间的弧角。
在本实例中，第一和第二条带2302、2303的最大尺寸根据所形成的弧角进行确定。例如，为了允许防护弹簧圈或传送装置2301的内表面中有8个条带，弧角可以计算为(360度)/8＝45度，如图22所示。根据45度角，最大条带宽度确定为大约0.00476in(大致0.12mm)以允许厚度为大约0.001in(大致0.025mm)的8个条带放入防护弹簧圈或传送装置2301的内表面中。当在此使用时，术语“最大”是广义术语，用于表示(非限制性)特定参数的希望上限，术语“最小”是广义术语，用于表示(非限制性)特定参数的希望下限。在一些实施例中，这里阐明的参数(描述为最大)可以扩展为大于或超过最大范围，这里阐明的参数(描述为最小)可以扩展为小于或超过最小范围。
在另一实例中，使用较窄的条带宽度以补偿材料公差变化和曲率。根据申请人广泛的研究和实验，人们发现，应用于条带宽度的大约20％的公差范围可以补偿这种材料公差变化。图23显示了应用于阻塞装置的条带宽度的20％公差范围或缓冲。
在本实例中，在阻塞装置需要20％附加条带(即，1.20x8＝9.6条带)。通过计算如上所述的角度，条带的最大宽度可以根据9.6个条带的希望数量进行确定。具体地，弧角可以计算为(360度)/9.6＝37.7度。根据上述计算，条带的最大宽度可以确定为大约0.00405in(大致0.1mm)，如图23所示。因此，在本实例中，应用20％缓冲以允许防护弹簧圈或传送装置中的大约9.6个条带具有大约0.00405in的最大宽度(大致0.1mm)。
表3提供了用于不同条带厚度的条带宽度的附加实例。在表3所示实例中，条带厚度范围为大约0.0007in(大致0.018mm)到大约0.0015in(大致0.038mm)。
表3
条带厚度(in) 计算最大宽度(in) 20％缓冲宽度(in)
0.0005 0.00543 0.00463
0.0006 0.00530 0.00452
0.0007 0.00516 0.00440
0.0008 0.00503 0.00428
0.0009 0.00490 0.00417
0.0010 0.00476 0.00405
0.0011 0.00463 0.00393
0.0012 0.00450 0.00382
0.0013 0.00436 0.00370
0.0014 0.00422 0.00358
0.0015 0.00409 0.00346
在另一实例中，描述了包含32个条带的阻塞装置。图24显示了根据条带数量确定可以放入防护弹簧圈或传送装置2501中的32条带阻塞装置的条带宽度的实例。在本实例中，防护弹簧圈或传送装置2501具有大约0.017in(大致0.43mm)的直径，并且可以放入防护弹簧圈或传送装置2501的内周面中的最大条带宽度提供大约(360度)/(32/2)＝22.5度的弧角，如图24所示。因此，为了沿着防护弹簧圈2501的内周面放置16个条带，条带宽度确定为大约0.00266in(大致0.068mm)，厚度为大约0.00080in(大致0.02mm)，如图24所示。类似地，20％缓冲可以应用于条带宽度以为较窄的条带宽度提供对材料公差变化的补偿。在本实例中，可以根据大约(360度)/1.92＝18.75度的新弧角条件确定改变的条带宽度。表4提供用于32条带阻塞装置的最大条带宽度。
表4
条带厚度(in) 计算最大宽度(in) 20％缓冲宽度(in)
0.0005 0.00288 0.00242
0.0006 0.00281 0.00235
0.0007 0.00273 0.00229
0.0008 0.00266 0.00223
0.0009 0.00258 0.00216
0.0010 0.00251 0.00210
可替换地，阻塞装置中可以包括更多数量的条带。例如，丝条或条带可以增加到大于32，例如，40、44、48、50、56、60、64、70、76、80、90、100或以上。对于任何希望数量的条带而言，可以根据如上所述的计算角度或条带厚度确定条带宽度。另外，可以给条带宽度应用缓冲，如上所述。
在另一实例中，可以使用相对于血管而言过大的阻塞装置。例如，比血管腔尺寸更大的阻塞装置可以将阻塞装置更好地锚固在血管腔中。图25显示了位于血管中适当位置处的阻塞装置的PPI(“血管内PPI”)与处于自立状态的阻塞装置的PPI(“编织PPI”)之间的关系。图25中的图表指出，对于每种设计而言，处于血管中适当位置处的阻塞装置的PPI在处于自立状态的阻塞装置的经纬密度增大时接近最大值。例如，对于4mm血管设计而言，当自立阻塞装置的PPI增大时，血管中的阻塞装置的PPI增大，直到血管内PPI达到大约45。当血管内PPI达到大约45时，编织PPI进一步增大仅导致血管内PPI最小程度的增大。同样如图25所示，不同的血管设计(例如，3mm血管设计或5mm血管设计)导致类似的情形，其中，血管内PPI接近对于高编织经纬密度而言的最大值。
类似地，图28显示了32条带阻塞装置的血管内PPI和编织PPI的关系。在图28所示实例中，血管中的阻塞装置的PPI(“血管内PPI”)在处于自立状态的阻塞装置的PPI(“编织PPI”)增大时接近上限值。图28还显示了可替换的血管设计。如图28所示血管设计的实例所示，对于每种血管设计而言，血管内PPI在编织PPI增大时渐近地接近上限值。
类似地，阻塞装置的覆盖度可以以编织PPI的条带宽度为基础。图26显示了条带具有大约0.00467in(大致0.12mm)的宽度、0.001in(大致0.025mm)的厚度并且作为放入防护弹簧圈中的较大条带尺寸的实例。如图26所示，覆盖度接近大约65-100PPI范围的上限值。在本实例中，覆盖度百分比对于0.001in×0.00467in(大致0.025mm×0.12mm)条带而言渐近地接近大约40％，对于0.001in×0.004in(0.025mm×0.1mm)条带而言渐近地接近大约34％。
图29显示了对于32条带阻塞装置来说，百分比覆盖与编织PPI之间的关系。如图29所示，％覆盖度在编织PPI增大时接近上限值。例如，对于包含大约0.0008×0.00266in(大致0.02×0.068mm)条带的阻塞装置而言，百分比覆盖度在编织PPI增大超过大约150时接近大约43％的上限值。同样，对于包含大约0.0008×0.0020in(大致0.02×0.05mm)条带的阻塞装置而言，百分比覆盖度在编织PPI增大超过大约150时接近大约35％的上限值。
图27显示了阻塞装置中的编织元件的开口尺寸与网格结构的PPI之间的关系。当PPI增大时，使流体(例如，血液)流过的开口尺寸或间隔减小。当网格结构的PPI达到大约100时，编织元件在位于血管中适当位置处时的开口尺寸渐近地接近最小值。在图27所示实例中，对于大约0.001×0.004in(大致0.025×0.1mm)的条带尺寸而言，血管中位于阻塞装置的网格结构中的编织元件的开口尺寸接近大约1280微米或更小。类似地，对于大约0.001×0.00467in(大致0.025×0.12mm)的条带尺寸而言，血管中位于阻塞装置的网格结构中的编织元件的开口尺寸接近大约1220。
图30显示了对于32条带阻塞装置来说，阻塞装置中的编织元件的开口尺寸与网格结构的编织PPI之间的关系。如图30所示，编织元件的开口尺寸在编织PPI增大时接近下限值。例如，对于包含大约0.0008×0.00266in(大致0.02×0.068mm)条带的阻塞装置而言，开口尺寸在编织PPI增大超过大约150时接近大约小于600微米的下限值。同样，对于包含大约0.0008×0.0020in(大致0.02×0.05mm)条带的阻塞装置而言，开口尺寸在编织PPI增大超过大约150时接近大约640的下限值。
阻塞装置30可在无需施加径向扩张力，例如可膨胀球囊的情况下径向压缩和径向膨胀。阻塞装置30通过沿相反方向卷绕两个丝条(31，32)构成。可替换地，可以沿不同方向卷绕大于2个的丝条。例如，可以沿不同方向卷绕8、10、12、14、22、28、30、32、36、40、44、48、52、58、64、70、86、90、110、116、120、128、136、150或更多个丝条。在实施例中，丝条31、32为矩形条带(参见图4C)。条带可以由已知柔性材料，包括例如镍钛金属互化物(Nitinol)、铂和不锈钢的形状记忆材料形成。在一些实施例中，阻塞装置30由铂/8％钨和35NLT(钴镍合金，其是MP35N合金的低钛型)合金钢丝制成。
用作丝条31、32的编织材料的条带可以包括矩形横断面35(图4C)。如图4C和7所示，在与延伸于表面36、37(厚度)之间的壁部38相比，与血管内表面接合的表面36具有更长的尺寸(宽度)。在与具有圆形(圆)横截面的金属丝相比，具有矩形横截面的条带对于相同壁厚而言具有更大的回复(膨胀)力。另外，扁平条带允许阻塞装置200更为紧凑的压缩并且在张开时因为它将径向膨胀力分布在更大的表面面积上而对血管壁产生更少的创伤。类似地，扁平条带对给定网格密度而言形成更为柔软的装置，因为它们的表面面积(宽度)对于给定厚度而言比圆线装置更大。
尽管所示实施例公开了一种具有矩形横截面且长度大于厚度的条带，但是用于所公开阻塞装置的可替换实施例的条带可以包括方形横截面。在另一个可选实施例中，条带的第一部分可以包括矩形横截面的第一形状，条带的第二部分39(图4B)可以包括矩形横截面的圆形、椭圆形、卵形或替换形状。例如，条带的端截面可以具有大体上圆形或卵形横截面，条带的中间截面可以具有矩形横截面。
在如上所述的可替换实施例中，阻塞装置30可以通过卷绕两股以上的条带形成。在实施例中，阻塞装置30可以包括多至十六股条带。在另一个实施例中，例如，阻塞装置30可以包括多至32股条带、多至48股条带、多至60股条带、多至80股条带、多至100股条带、多至150股条带或者大于150股条带。通过利用使支架径向膨胀的标准技术，人们可以制造具有空隙34的阻塞装置30，所述孔隙大于条带的厚度或线直径。条带可以具有不同的宽度。在该实施例中，不同的条带可以具有不同的宽度以给阻塞装置30和血管壁提供结构支撑。根据所公开实施例的条带还可以由不同的材料形成。例如，一或多个条带可以由生物相容金属材料形成，例如这里公开的材料，一或多个条带可以由生物相容聚合物形成。
图5显示了位于导管25内处于径向压缩状态的血管内阻塞装置30。在一个实施例中，阻塞装置30可以物理附接到导管尖端上。这可以通过将阻塞装置30限制在导管远端部分中实现。导管25通过柱塞50在导丝(未显示)上缓慢推进，并且当导管25的尖端到达动脉瘤时，阻塞装置从所述尖端上脱离。阻塞装置30膨胀到血管尺寸，阻塞装置30的表面与血管壁15相对，如图6所示。
参考图7，阻塞装置30在具有动脉瘤10的脑血管13的管腔内张开。在其张开期间，在阻塞装置30的分叉15和远端45抵靠血管13的管腔壁牢固定位并超过动脉瘤10的颈部11之前，阻塞装置30的近端43抵靠血管13的管腔壁牢固定位。在阻塞装置30正确定位在血管13内部的希望位置之后(参见图7)，部分地由于壁部38的最小厚度的缘故，动脉瘤10的管腔中的流动明显减小，同时血管13内的轴向流动不会受到显著影响。
进入动脉瘤10的流体受到条带网格密度和最终表面覆盖度的控制。具有较大网格密度的区域将具有减小的径向(侧向)流动。相反，具有较小网格密度的区域将允许更多的径向流体通过阻塞装置30。如下所述，阻塞装置30可以具有不同密度的纵向延伸(侧向)区域。在每个区域中，它们的周向密度可以为恒定或变化的。这提供了通过相邻侧部区域的不同数量的流体。可以通过射线照相方法识别血管中具有较大密度的区域的位置，从而可以确定阻塞装置30与动脉瘤10及各种脉管分支15、16的相对位置。阻塞装置30还可以包括射线不能透过的标识物。
流向动脉瘤10或在其中流动的血液减小导致施加在壁部14上的作用力减小，相应地减小了脉管破裂的风险。当进入动脉瘤10的血液作用力和体积通过阻塞装置减小时，例如动脉瘤10中的层流停止，并且动脉瘤中的血液开始停滞不动。与通过动脉瘤10的管腔12的连续流动相反，血液停滞导致动脉瘤10中的血栓形成。这同样有助于防止动脉瘤破裂。另外，由于阻塞装置30位于分叉15处的部分的密度，阻塞装置30中的开口(空隙)34允许血流连续流向血管的分叉15和侧分支16。如果分叉15位于动脉瘤的下游，如图8所示，阻塞装置30的存在仍然给血液提供远离动脉瘤10并流入分叉15的通道。
在一些实施例中，阻塞装置30的网格密度可以调节以导致延迟阻塞。例如，阻塞装置30的网格密度可以配置为逐渐减小流入动脉瘤10的流动，从而在使阻塞装置30张开之后的一定时限内在动脉瘤10中产生大量血栓以处理动脉瘤。在一些实施例中，大量血栓是指动脉瘤10内大约90％到大约95％的血液凝结。在一些实施例中，大量血栓是指动脉瘤10内大约50％到99％的血液凝结。在一些实施例中，大量血栓是指动脉瘤10内大约80％到大约95％的血液凝结。在一些实施例中，大量血栓是指动脉瘤10内大约70％到大约98％的血液凝结。在一些实施例中，大量血栓是指动脉瘤10内大约60％到99％的血液凝结。在一些实施例中，大量血栓是指动脉瘤10内小于或等于大约50％的血液凝结。在一些实施例中，大量血栓是指动脉瘤10内血液大量凝结，使得动脉瘤10破裂的风险(例如由血流3引起)减小或消除。
在一些实施例中，与延迟阻塞相关的时限为使阻塞装置30以处理动脉瘤之后大约3个月。在一些实施例中，时限为大约2个月到大约4个月。在一些实施例中，时限为大约1个月到大约5个月。在一些实施例中，时限小于或等于大约1个月或大于大约5个月。在一些实施例中，时限为大约2个星期到大约4个星期。在一些实施例中，时限为大约3个星期到大约6个星期。
阻塞装置30的网格密度可以适当调节以实现用于延迟阻塞的最佳时限。在一些实施例中，获得用于延迟阻塞的最佳时限的网格密度为大约60％到大约95％。在一些实施例中，获得用于延迟阻塞的最佳时限的网格密度为大约30％到大约60％。在一些实施例中，获得用于延迟阻塞的最佳时限的网格密度小于或等于大约30％或大于大约95％。在一些实施例中，网格密度可以与支架的其它特征结合以获得延迟阻塞。例如，网格密度可以与单个丝条的具体特征(例如，横截面、直径、周长)或编织结构结合。
在一些实施例中，与充分阻塞相关的时间为使阻塞装置30张开以处理动脉瘤之后的大约3小时。在一些实施例中，时间为大约2小时到大约4小时。在一些实施例中，时限为大约1小时到大约5小时。在一些实施例中，时限小于或等于大约1小时或大于大约5小时。在一些实施例中，时限为大约2小时到大约4小时。在一些实施例中，时限为大约3小时到大约6小时。
在一些实施例中，张开方法包括所述将装置植入患者脉管系统中，使得该装置在血管内部并沿着血管延伸经过动脉瘤。在一些实施例中，该方法包括手术后监视动脉瘤以确认动脉瘤的阻塞。在一些实施例中，监视动脉瘤包括通过已知成像方法使动脉瘤成像以确认动脉瘤完全或至少部分地阻塞。在一些实施例中，所述方法提供了一或多个传送装置，其有助于所述装置在血管中张开，在患者体内保持适当位置，直到确认动脉瘤完全或部分阻塞为止。例如，在一些实施例中，传送装置可以保持在患者体内，直到动脉瘤图像确认动脉瘤已经阻塞70％为止。在一些实施例中，传送装置可以保持在患者体内，直到动脉瘤已经阻塞超过大约30％为止。因此，在装置张开之后，可以制作动脉瘤的图像以监视动脉瘤阻塞的进展情况。如果动脉瘤未堵塞，有可能进行附加的处理(例如，使附加装置张开等)以有助于动脉瘤的阻塞。在确认动脉瘤已经阻塞大约30％到大约70％，更特别地，在一些实施例中，大约50％时，传送装置随后从患者体内取出。
这里描述的阻塞装置具有柔性以符合脉管系统的曲率。这与使脉管系统基本上符合其形状的冠状动脉支架大不相同。符合脉管系统形状的能力(例如，沿径向压缩，沿着支架或脉管系统的轴线弯曲等)对于一些神经血管阻塞装置而言比一些冠状动脉支架重要得多，这是因为大脑中的脉管系统更小且更为弯曲。表5和6显示了所要求保护的神经血管阻塞装置的特征。为了证明所公开的阻塞装置具有非常理想的弯曲特性，进行下列实验。本发明人制造的阻塞装置放置在如图9所示的支撑表面90上。阻塞装置30的大约0.5in(大致12.7mm)未被支撑。随后，测量作用力施加给未被支撑的尖端，直到阻塞装置从起始点偏转大约90度为止。冠状动脉支架的类似长度承受相同的弯矩。表5显示了结果。与减小的压缩力类似，本发明的阻塞装置需要低一量级的弯矩(与用于冠状动脉支架的0.05lb-in(大致0.006Nm)相比为0.005lb-in(大致0.0006Nm))。在一些实施例中，可以调节编织结构、支架直径、条带数量以其它参数，使得弯曲力为大约0.0005lb-in(大致0.00006Nm)到大约0.05lb-in(大致0.006Nm)。在一些实施例中，弯曲力可以为大约0.00025lb-in(大致0.00003Nm)大约0.03lb-in(大致0.003Nm)，大约0.003lb-in(大致0.0003Nm)到大约0.05lb-in(大致0.006Nm)，大约0.005lb-in(大致0.0006Nm)到大约0.01lb-in(大致0.001Nm)，大约0.01lb-in(大致0.001Nm)到大约0.05lb-in(大致0.006Nm)，大约0.0025lb-in(大致0.0003Nm)到大约0.01lb-in(大致0.001Nm)。在一些实施例中，弯曲力可以小于大约0.005lb-in(大致0.0006Nm)或大于大约0.05lb-in(大致0.006Nm)。
表5
根据本发明的阻塞装置还可以提供与冠状动脉支架相比更强的压缩性(即，对于给定作用力可以实现多少压缩或者为了实现希望的压缩应当施加多大的作用力)。与可高度压缩的装置相比，不能高度压缩的血管内装置会对血管壁施加更大的作用力。这对大脑脉管系统具有显著的临床影响，因为对具有低压缩性的血管内装置而言是不利的。在一些实施例中，可以调节编织结构、支架直径、条带数量及其它参数，使得压缩支架50％初始直径所需的压缩力为大约0.01lb(大致0.005kg)到大约0.5lb(大致0.23kg)。在一些实施例中，压缩力可以为大约0.05lb(大致0.02kg)到大约0.15lb(大致0.07kg)，大约0.07lb(大致0.03kg)到大约0.1lb(大致0.05kg)，大约0.03lb(大致0.013kg)到大约0.18lb(大致0.08kg)，大约0.08lb(大致0.036kg)到大约0.19lb(大致0.086kg)以及大约0.04lb(大致0.018kg)到大约0.3lb(大致0.14kg)。在一些实施例中，弯曲力可以小于大约0.01lb(大致0.005kg)或大于大约0.5lb(大致0.23kg)。
表6
图33-36显示了阻塞装置3000的附加和/或其它实施例。阻塞装置3000可以膨胀或压缩。例如，整个阻塞装置3000或阻塞装置3000的一部分可以沿轴向、径向或两者压缩或膨胀。阻塞装置3000可以根据阻塞装置3000膨胀还是压缩而具有不同的构造或状态。在一些实施例中，当阻塞装置3000处于某一状态时，阻塞装置3000可以在没有任何外部作用力作用在阻塞装置3000上的情况下保持相同的状态。在一些实施例中，当阻塞装置3000处于某一状态时，阻塞装置3000可以在没有任何外部作用力作用在阻塞装置3000上的情况下转变为不同的状态。
例如，阻塞装置3000包括壁部3014，其可以从压缩构造(例如，处于受限制的状态)自动改变成膨胀构造(例如，处于自由状态)，或反之亦然。壁部3014还可以从膨胀构造改变成超膨胀构造(例如，另一受限制的状态)，反之亦然。壁部3014可以沿任何方向施加膨胀力和/或沿任何方向施加压缩力，从而允许阻塞装置3000从任一状态改变为另一状态。在一些实施例中，壁部3014可以具有弹簧系数k，其使支架需要从膨胀的自由状态改变为压缩状态的作用力。在一些实施例中，支架和/或细丝的弹簧常数配置成使作用力为大约0.2lb(大致0.09kg)到大约0.02lb(大致0.009kg)。例如，改变支架的作用力在一些实施例中可以为0.02lb(大致0.009kg)到0.1lb(大致0.05kg)，在一些实施例中可以为0.1lb(大致0.05kg)到大约0.15lb(大致0.068kg)，在一些实施例中为0.15lb(大致0.068kg)到大约0.2lb(大致0.09kg)。在一些实施例中，弹簧常数使作用力小于或等于大约0.02lb(大致0.009kg)或者大于或等于大约0.2lb(大致0.09kg)。壁部3014还可以具有根据阻塞装置3000的构造而变化的壁厚。在一些实施例中，当阻塞装置3000处于压缩构造时，壁厚为大约2个丝条到大约4个丝条厚。在一些实施例中，当阻塞装置3000处于压缩构造时，壁厚为大约4个丝条到大约6个丝条厚。在一些实施例中，当阻塞装置3000处于压缩构造时，壁厚为小于或等于大约2个丝条或者大于大约6个丝条厚。在一些实施例中，当阻塞装置3000处于膨胀构造时，壁厚为大约2个丝条到大约4个丝条厚。在一些实施例中，当阻塞装置3000处于膨胀构造时，壁厚为小于或等于大约2个丝条或者大于大约4个丝条厚。在一些实施例中，当阻塞装置3000处于超膨胀构造(超过自由膨胀构造的构造)时，壁厚为大约2个丝条到大约5个丝条厚。在一些实施例中，当阻塞装置3000处于超膨胀构造时，壁厚为小于或等于大约2个丝条或者大于大约5个丝条厚。
在另一实例中，图33显示了处于压缩构造的阻塞装置3000。阻塞装置3000可以处于压缩构造，例如当它储存在图5所示导管25中的时候。处于压缩构造的阻塞装置3000的壁部3014可以施加径向膨胀力和轴向压缩力以从压缩构造改变成膨胀构造。图34显示了处于膨胀构造的阻塞装置3000。因此，当阻塞装置3000从导管布置到血管中之后，阻塞装置可以从如图33所示的压缩构造改变成如图34所示的膨胀构造。
阻塞装置3000还可以从膨胀构造改变成超膨胀构造，如图35所示。处于超膨胀构造的阻塞装置3000的壁部3014可以施加轴向压缩力以将阻塞装置3000从超膨胀构造回复到膨胀构造。在一些实施例中，阻塞装置3000的网格密度在阻塞装置3000从膨胀构造改变成超膨胀构造时增大。在一些实施例中，处于膨胀构造的阻塞装置3000的网格密度为大约25％到大约35％。在一些实施例中，处于膨胀构造的阻塞装置3000的网格密度为大约35％到大约50％。在一些实施例中，处于膨胀构造的阻塞装置3000的网格密度小于或等于大约25％或者大于大约50％。相应地，在一些实施例中，处于超膨胀构造的阻塞装置3000的网格密度为大约50％到大约70％。在一些实施例中，处于超膨胀构造的阻塞装置3000的网格密度为大约70％到大约95％。在一些实施例中，处于超膨胀构造的阻塞装置3000的网格密度小于或等于大约50％或者大于大约95％。
此外，整个阻塞装置3000或者阻塞装置3000的一部分可以膨胀或压缩。相应地，整个阻塞装置3000的网格密度或者阻塞装置3000的一部分的网格密度可以根据给阻塞装置3000施加相应的膨胀力或压缩力而减小或增大。
另外，阻塞装置3000的长度可以根据阻塞装置3000沿轴向膨胀或压缩而改变。阻塞装置3000的长度可以在阻塞装置3000沿轴向压缩时减小。可替换地，阻塞装置3000的长度可以在阻塞装置3000沿轴向膨胀时增大。例如，处于膨胀构造(图34)的阻塞装置3000的长度3008可以小于或大致等于处于压缩构造(图33)的阻塞装置3000的长度3004。这会因为处于压缩构造的阻塞装置3000的壁部3014施加轴向压缩力以改变成膨胀构造的缘故而发生。类似地，处于膨胀构造(图34)的阻塞装置3000的长度3008可以大于或大致等于处于超膨胀构造(图35)的阻塞装置3000的长度3012。这会因为处于超膨胀构造的阻塞装置3000的壁部3014施加轴向膨胀力以改变成膨胀构造的缘故而发生。
阻塞装置3000的直径还可以根据阻塞装置3000沿径向膨胀或压缩而改变。直径表示阻塞装置3000的横截面开放面积。相应地，阻塞装置3000的横截面开放面积根据阻塞装置3000沿径向膨胀或压缩而改变。阻塞装置3000的直径可以在阻塞装置3000沿径向压缩时减小。可替换地，阻塞装置3000的直径可以在阻塞装置3000沿径向膨胀时增大。例如，处于膨胀构造(图34)的阻塞装置3000的直径3006可以大于或大致等于处于压缩构造(图33)的阻塞装置3000的直径3002。这会因为处于压缩构造的阻塞装置3000的壁部3014施加径向膨胀力以改变成膨胀构造的缘故而发生。类似地，处于膨胀构造(图34)的阻塞装置3000的直径3006可以小于或大致等于处于超膨胀构造(图35)的阻塞装置3000的直径3010。这会因为处于超膨胀构造的阻塞装置3000的壁部3014施加径向压缩力以改变成膨胀构造的缘故而发生。
在一些实施例中，阻塞装置3000的直径不会在从膨胀构造改变成超膨胀构造时增大。例如，给处于膨胀构造的阻塞装置3000施加轴向压缩力(从而减小长度3008)以改变成超膨胀构造不会使阻塞装置3000的直径增大。在一些实施例中，例如通过施加压缩力或膨胀力改变阻塞装置3000的长度不会改变阻塞装置3000的直径。在一些实施例中，例如通过施加径向压缩力或膨胀力改变阻塞装置3000的直径不会改变阻塞装置3000的长度。图36A、36B和36C显示了阻塞装置3000的长度和直径之间关系的不同实例。如图36A所示，点3602表示阻塞装置3000的较大长度和较小直径。点3602表示阻塞装置3000可以“拉伸”到的较大长度3612和较小直径3614。也就是说，通过对阻塞装置3000施加轴向膨胀力和/或径向压缩力，阻塞装置3000可以达到这个点3602。
可以根据阻塞装置3000所作处理、制造阻塞装置3000所用材料、使用阻塞装置3000的任何储存或张开装置的尺寸或者其它因素改变阻塞装置3000的较大长度3612或较小直径3614。在一些实施例中，阻塞装置3000的较大长度3612为自由长度3616的大约2倍到大约5倍。在一些实施例中，阻塞装置3000的较大长度36110为自由长度3616的大约5倍到大约10倍。在一些实施例中，较大长度3612小于或等于自由长度3616的大约2倍或者大于自由长度3616的大约10倍。在一些实施例中，在阻塞装置3000放置于导管中时具有较大长度3612。较大长度3612可以比导管更长或更短。在一些实施例中，在阻塞装置3000放置于导管中时，较大长度3612为大约40mm到大约60mm。在一些实施例中，在阻塞装置3000放置于导管中时，较大长度3612为大约25mm到大约75mm。在一些实施例中，在阻塞装置3000放置于导管中时，较大长度3612小于或等于大约25mm或大于大约75mm。
在一些实施例中，阻塞装置3000的较小直径3614为自由直径3618的大约1％到大约5％。在一些实施例中，较小直径3614为自由直径3618的大约0.5％到大约10％。在一些实施例中，较小直径3614为自由直径3618的大约2％到大约15％。在一些实施例中，较小直径3614为自由直径3618的大约3％到大约20％。在一些实施例中，较小直径3614小于或等于自由直径3618的大约0.5％或者大于自由直径3618的大约20％。在一些实施例中，在阻塞装置3000放置于导管中时具有较小直径3614。在一些实施例中，当阻塞装置3000放置于导管中时，较小直径3614为大约0.026in(大致0.66mm)到大约0.027in(大致0.069mm)。在一些实施例中，当阻塞装置3000放置于导管中时，较小直径3614为大约0.020in(大致0.5mm)到大约0.03in(大致0.76mm)。在一些实施例中，当阻塞装置3000放置于导管中时，较小直径3614小于或等于大约0.020in(大致0.5mm)或大于大约0.03in(大致0.76mm)。
区间3608(如图36A中的区间3608a，3608b，3608c，3608d，3608e到3608n)表示阻塞装置3000处于压缩构造和/或从压缩构造变成膨胀构造(或反之亦然)时的阻塞装置3000的任何状态。在一些实施例中，阻塞装置3000的长度不会随阻塞装置3000的直径而改变。在一些实施例中，阻塞装置3000的长度随阻塞装置3000的直径以任意方式，例如以线性方式、以反比方式、以指数方式或对数方式而改变。
点3604表示当阻塞装置3000处于膨胀构造时的阻塞装置3000的自由长度3616和自由直径3618。还可以根据阻塞装置3000所作处理、制造阻塞装置3000所用材料、使用阻塞装置3000的任何储存或张开装置的尺寸或者其它因素改变阻塞装置3000的自由长度3616或自由直径3618。例如，自由长度3616可以适当地长到足以处理动脉瘤，例如至少长于动脉瘤的颈部。在一些实施例中，自由长度3616为大约8mm到大约10.5mm。在一些实施例中，自由长度3616为大约5mm到大约15mm。在一些实施例中，自由长度3616小于或等于大约5mm或大于大约15mm。
阻塞装置3000的自由直径3618至少大致地大于阻塞装置3000在其中张开的血管的直径。也就是说，自由直径3618可以大于血管直径，使得阻塞装置3000和血管壁之间接触产生的摩擦力大到足以避免或减小阻塞装置3000通过血管移出的可能性。在一些实施例中，自由直径3618为大约2.25mm到大约5.25mm。在一些实施例中，自由直径3618为大约1.75mm到大约6.5mm。在一些实施例中，自由直径3618小于或等于大约1.75mm或大于大约6.5mm。
在一些实施例中，可用于阻塞装置3000的丝条数量取决于自由直径3618。在一些实施例中，对于大约2.75mm到大约4.25mm的自由直径3618而言，阻塞装置3000可以使用大约48个丝条。在一些实施例中，对于大约4.5mm到大约6.0mm的自由直径3618而言，阻塞装置3000可以使用大约64个丝条。在一些实施例中，对于大于或等于大约6.0mm的自由直径3618而言，阻塞装置3000可以使用大约72个丝条。在一些实施例中，对于小于或等于大约2.5mm的自由直径3618而言，阻塞装置3000可以使用大约32个丝条。这些范围和数值可以根据希望的性质，例如直径和孔隙度而改变。
区间3610表示当阻塞装置3000处于超膨胀构造和/或从膨胀构造变成超膨胀构造(或反之亦然)时的阻塞装置3000的任意状态。在一些实施例中，例如通过施加轴向压缩力减小阻塞装置3000的长度不会使阻塞装置3000的直径增大。相反，直径可以保持大体上相同，如区间3610所示。
点3606表示阻塞装置3000的较小长度3620和较大直径3618。还可以根据阻塞装置3000所作处理、制造阻塞装置3000所用材料或者其它因素改变阻塞装置3000的较小长度3620和较大直径3618。例如，较小长度3620可以小到足以允许处理动脉瘤或其他疾病所需的较大网格密度。在一些实施例中，较小长度3620为自由长度3616的大约30％到大约50％。在一些实施例中，较小长度3620为自由长度3616的大约50％到大约75％。在一些实施例中，较小长度3620小于或等于自由长度3616的大约30％或大于自由长度3616的大约75％。在一些实施例中，较大直径3618与自由直径3618相同。在一些实施例中，较大直径3618为自由直径3618的110％。在一些实施例中，较大直径3618为自由直径3618的大约101％到115％。在一些实施例中，较大直径3618小于或等于自由直径3618的大约101％或大于自由直径3618的大约115％。
图36B显示了阻塞装置3000(如阻塞装置3000a和3000b所示)的长度3624(如长度3624a和3624b所示)和直径3626之间关系的实例。阻塞装置3000a可以处于第一构造，包括第一长度3624a、直径3626和第一网格密度3622a。可以给阻塞装置3000a施加轴向膨胀力。在一些实施例中，施加轴向膨胀力使网格密度减小并使长度增大。例如，通过给处于第一构造的阻塞装置3000a施加轴向膨胀力，阻塞装置3000a可以膨胀为阻塞装置3000b的第二构造。因此，第二网格密度3622b可以小于第一网格密度3622a，第二长度3624b可以大于第一长度3624a。
类似地，在一些实施例中，施加轴向压缩力使网格密度增大并使长度减小。例如，通过给处于第二构造的阻塞装置3000b施加轴向压缩力，阻塞装置3000b可以压缩成阻塞装置3000a的第一构造。因此，第一网格密度3622a可以大于第二网格密度3622b，第一长度3624a可以小于第二长度3624b。在一些实施例中，施加轴向压缩力或膨胀力不会改变阻塞装置3000的直径3626。例如，直径3626在处于第一构造的阻塞装置3000a和处于第二构造的阻塞装置3000b之间保持大体上相同。
图36C显示了阻塞装置3000(如阻塞装置3000a和3000b所示)的长度3630和直径3632(如直径3632a和3632b所示)之间关系的实例。阻塞装置3000a可以处于第一构造，包括长度3630、第一直径3632a和第一网格密度3628a。可以给阻塞装置3000a施加径向膨胀力。在一些实施例中，施加径向膨胀力使网格密度减小并使直径增大。例如，通过给处于第一构造的阻塞装置3000a施加径向膨胀力，阻塞装置3000a可以膨胀为阻塞装置3000b的第二构造。因此，第二网格密度3628b可以小于第一网格密度3628a，第二直径3632b可以大于第一直径3632a。
类似地，在一些实施例中，施加径向压缩力使网格密度增大和使直径减小。例如，通过给处于第二构造的阻塞装置3000b施加径向压缩力，阻塞装置3000b可以压缩成阻塞装置3000a的第一构造。因此，第一网格密度3628a可以大于第二网格密度3628b，第一直径3632a可以小于第二直径3632b。在一些实施例中，施加径向压缩力或膨胀力不会改变阻塞装置3000的长度3630。例如，长度3630在处于第一构造的阻塞装置3000a和处于第二构造的阻塞装置3000b之间保持大体上相同。
图11-13显示了阻塞装置60的实例，其中，阻塞装置60的网格结构63在阻塞装置60的长度上不是均匀的。在阻塞装置60的中部65，其是可以在动脉瘤的颈部处张开的部分，网格密度63a有意增加到明显高于阻塞装置60中其它位置处的网格密度的数值。例如，如图11A所示，网格密度63a明显大于相邻部分64的网格密度63。图11B-11G显示了网格密度在阻塞装置的长度上改变的其它实例。在一些实例中，阻塞装置60具有较大网格密度63a的部分可以位于阻塞装置60的端部、中间或其它位置。阻塞装置60还可以在阻塞装置60的长度上具有不同的网格密度。例如，如图11F和11G所示，阻塞装置60可以具有网格密度63b高于网格密度63并低于网格密度63a的部分。在一种极端情况下，网格密度可以为100％，即，阻塞装置60是完全不能透过的。在另一个实施例中，中部65的网格密度63A可以为大约50％，而阻塞装置的另一部分64的网格密度为大约25％。图12显示了处于弯曲构造的阻塞装置60，图13显示了在血管管腔中张开的阻塞装置60。图13还显示了阻塞装置60沿着动脉瘤10的颈部定位的具有增大网格密度63A的部分。就像任意一个所公开的阻塞装置那样，阻塞装置60的至少一个部分的网格密度可以为大约20％到大约30％。在一些实施例中，阻塞装置60的至少一个部分的网格密度可以为大约30％到65％。在一些实施例中，阻塞装置60的至少一个部分的网格密度可以为大约65％到95％。在一些实施例中，阻塞装置60的至少一个部分的网格密度可以小于或等于大约20％或大于大约95％。
在一些实施例中，增大支架的一部分的网格密度使支架部分的孔隙度减小。相反，减小支架部分的网格密度使支架部分的孔隙度增大。在一些实施例中，网格密度或孔隙度的改变称作封装或动态封装。
阻塞装置60还可以用孔隙度进行描述。根据一个实施例，阻塞装置60的孔隙度可以等于阻塞装置60的开放表面面积与阻塞装置60的总表面面积之比。阻塞装置60可以包括多个编织丝条，其在丝条之间的开放区域中形成孔隙。
在一些实施例中，孔隙具有平均孔隙长度。平均孔隙长度可以是适合动脉瘤处理或其它类型处理的任何孔隙长度。在一些实施例中，平均孔隙长度为大约0.43mm。在一些实施例中，平均孔隙长度为大约0.15mm到大约0.40mm。在一些实施例中，平均孔隙长度为大约0.4mm到大约0.65mm。在一些实施例中，平均孔隙长度小于或等于大约0.15mm或大于大约0.65mm。
孔隙的尺寸可以根据阻塞装置60的结构增大或减小。例如，阻塞装置60的一部分的孔隙度可以通过使阻塞装置60的该部分轴向压缩而减小。通过使阻塞装置60的该部分轴向压缩，开放表面面积随着编织丝条压缩靠紧而减小，导致孔隙度减小。
当阻塞装置60的轴向压缩部分不受限制时，阻塞装置60可以膨胀，导致孔隙度增大。在一些实施例中，阻塞装置60的孔隙度可以为大约70％到大约80％。在一些实施例中，阻塞装置60的孔隙度可以为大约35％到70％。在一些实施例中，阻塞装置60的孔隙度可以为大约5％到35％。在一些实施例中，阻塞装置60的孔隙度可以小于或等于大约5％或大于大约80％。
在一些实施例中，孔隙度与孔隙长度相关。例如，在一些实施例中，孔隙度乘以平均孔隙长度为大约0.3mm。在一些实施例中，孔隙度乘以平均孔隙长度为大约0.15mm到大约0.3mm。在一些实施例中，孔隙度乘以平均孔隙长度为大约0.3mm到大约0.45mm。在一些实施例中，孔隙度乘以平均孔隙长度小于或等于大约0.15mm或者大于大约0.45mm。在一个实例中，70％的孔隙度乘以0.43mm的平均孔隙长度为0.3mm。
在一些实施例中，孔隙度与编织丝条的厚度相关。编织丝条可以具有平均丝条厚度。在一些实施例中，平均丝条厚度为大约0.003in(大致0.076mm)。在一些实施例中，平均丝条厚度为大约0.001in(大致0.025mm)到大约0.003in(大致0.076mm)。在一些实施例中，平均丝条厚度为大约0.003in(大致0.076mm)到大约0.005in(大致0.13mm)。在一些实施例中，平均丝条厚度小于或等于大约0.001in(大致0.025mm)或者大于大约0.005in(大致0.13mm)。编织丝条可以包括宽度大于厚度的条带。在其它实例中，条带可以具有小于或等于其厚度的宽度。在一些实施例中，孔隙度乘以平均丝条厚度为大约0.002in(大致0.05mm)。在一些实施例中，孔隙度乘以平均丝条厚度为大约0.001in(大致0.025mm)到大约0.002in(大致0.05mm)。在一些实施例中，孔隙度乘以平均丝条厚度为大约0.002in(大致0.05mm)到大约0.004in(大致0.1mm)。在一些实施例中，孔隙度乘以平均丝条厚度小于或等于大约0.001in(大致0.025mm)或者大于大约0.004in(大致0.01mm)。例如，70％的孔隙度乘以0.003in(大致0.076mm)的平均丝条厚度为0.002in(大致0.05mm)。
在一些实施例中，孔隙尺寸与编织丝条的厚度相关。在一些实施例中，平均孔隙长度乘以平均丝条厚度为大约9.4×10-5in2(大致0.06mm2)。在一些实施例中，平均孔隙长度乘以平均丝条厚度为大约4×10-5in2(大致0.026mm2)到大约14×10-5in2(大致0.09mm2)。在一些实施例中，平均孔隙长度乘以平均丝条厚度小于或等于大约4×10-5in2(大致0.026mm2)或者大于大约14×10-5in2(大致0.09mm2)。例如，0.6mm的平均孔隙长度乘以0.004in(大致0.1mm)的平均丝条厚度为9.4×10-5in2(大致0.06mm2)。
在一些实施例中，阻塞装置60的孔隙度与孔隙体积相关并且配置为有助于扩张血管的真皮化(endotheliazation)。在这样的实施例中，孔隙面积可以乘以平均或实际支架厚度以确定由每个支架孔隙限定的空间体积。通过选择希望的支架孔隙体积，可以增强扩张血管的真皮化。在一些实施例中，可以使用其它参数以优化或增强支架的功能，例如平均孔隙长度、平均丝条厚度、平均孔隙尺寸或其它尺寸。
图14和15显示了阻塞装置300的另一实施例。在本实施例中，阻塞装置300在具有动脉瘤的血管管腔中张开。阻塞装置300包括面对动脉瘤管腔的表面310。与径向相对表面320相比，表面310具有明显更高的网格密度(更小和/或更少的空隙)。由于表面310的较高网格密度，有更少的血液流入动脉瘤的管腔中。然而，由于面向侧分支的表面320的网格密度不减小，不会对流向侧分支的血液产生负面影响。
如上面的实例所述，阻塞装置的不同部分可以具有不同的网格密度，使得流体或血液流可以根据阻塞装置内的位置进行控制。网格密度可以通过阻塞装置接收的输入进一步控制。用于控制阻塞装置的不同部分的网格密度的输入可以包括例如施加给阻塞装置的一部分的压力或动力。本实例中的阻塞装置可以包括螺旋缠绕的材料，例如这里所述网格结构中的丝条或条带。螺旋形缠绕的丝条可以相对于彼此移动。例如，第一丝条和第二丝条可以螺旋缠绕以形成网格结构，其包括与丝条之间的开口交替布置的交叉丝条(第一丝条和第二丝条可以彼此交叉)。
在另一实例中，由阻塞装置的交叉丝条形成的网格结构可以根据如上所述的输入(例如，运动、压力或作用力输入)进行调节。当阻塞装置接收输入时，丝条可以相对于彼此移动。例如，第一丝条的一部分可以移动靠近第二丝条的相应部分，第一丝条的第二部分也可以移动远离第二丝条的相应第一部分。因此，在本实例中，形成阻塞装置的网格结构的螺旋缠绕材料的第一和第二丝条之间的间隔可以改变以形成不同的网格密度。当阻塞装置的一个部分中的丝条彼此靠近地移动，同时阻塞装置的另一部分中的丝条彼此远离地移动时，阻塞装置的不同部分可以具有不同的网格密度。
同样，丝条的相对运动可以根据阻塞装置接收的输入进行控制。如上所述，输入可以包括用于移动或调节阻塞装置的任何类型的输入，例如包括压力、作用力、运动、转动或其它类似输入。
阻塞装置或支架可以放入血管中，阻塞装置的某一部分可以包含高网格密度，同时在阻塞装置的不同部分中保持低网格密度。接收输入可以控制阻塞装置的位置和/或网格密度，从而在阻塞装置的选定部分处获得希望的网格密度。因此，阻塞装置处接收的输入可以使阻塞装置的第一部分具有第一网格密度，阻塞装置的第二部分具有第二网格密度，其中，第一网格密度不同于第二网格密度。
在一个实例中，使用者可以将阻塞装置插入血管中并且可以对阻塞装置施加压力以调节阻塞装置的网格密度。在另一实例中，可以给阻塞装置施加运动力，使得形成网格结构的阻塞装置的丝条可以相对于阻塞装置的至少一个部分中的另一丝条移动。丝条还可以不同地重新布置在阻塞装置的不同部分处，使得阻塞装置的一个部分的网格密度与阻塞装置的另一部分不同。
例如，阻塞装置可以包括网格密度调节工具，使得由网格密度调节工具施加在阻塞装置的一部分上的压力可以使阻塞装置的该部分的网格密度受到网格密度调节工具的作用以获得希望的网格密度。图31显示了阻塞装置3101的实例，其包含用于调节阻塞装置3101的任何希望部分处的网格密度的网格密度调节工具3102。使用者可以对网格密度调节工具3102的近端施加作用力，从而使网格密度调节工具的远端调节网格材料以改变网格密度。另外，网格密度调节工具3102的运动能够让使用者调节阻塞装置的任何希望部分的网格密度。在一些实施例中，不需要网格密度调节工具3102调节网格密度。
阻塞装置可以通过传送装置进一步输送和定位在血管中。例如，传送装置可以包括例如导管的管状结构，阻塞装置可以穿过其放入血管中。传送装置还可以包括用于调节阻塞装置的网格密度的网格密度调节工具3102。如果希望的话，网格密度调节工具3102还可以仅调节阻塞装置的一个部分处的网格密度，同时不影响阻塞装置的其它部分。可替换地，可以使用网格密度调节工具3102增大阻塞装置的一个部分处的网格密度，同时减小阻塞装置的另一部分处的网格密度。网格密度调节工具3102可以利用通过传送装置施加的压力或运动力进行控制。
在一个实例中，网格密度调节工具3102可以连接到位于传送装置的近端处的金属丝上。使用者可以给位于传送装置的近端处的金属丝的近端施加作用力。所施加的作用力(可以是压力或运动力)例如可以引起网格密度调节工具3102的相应运动。网格密度调节工具3102的运动可以进一步接触阻塞装置的丝条以使丝条移动。阻塞装置的丝条的运动可以使阻塞装置的至少一个部分的网格密度发生变化。因此，使用者输入可以控制网格密度调节工具3102以使阻塞装置的选定部分的网格密度发生变化。
在另一实例中，可以根据血管中的阻塞装置或其一部分的运动调节阻塞装置的网格密度。例如，阻塞装置可以放在血管中并移动。当阻塞装置在血管中移动时，从而可以调节阻塞装置的选定部分的网格密度。阻塞装置的一个部分的网格密度可以增大，同时阻塞装置的另一部分的网格密度可以增大、减小或保持不变。在一个实例中，阻塞装置接触血管壁并且作用力施加给阻塞装置的近端。例如，使用者可以给阻塞装置的近端施加作用力。例如压力或运动力的作用力可以施加给传送装置的近端，阻塞装置可以穿过所述传送装置放入血管中并且可以在血管中进行调节。所施加的作用力对阻塞装置的丝条或条带进行调节，使得阻塞装置的网格密度根据阻塞装置的部分而改变。
作为一个实例，阻塞装置包含形成具有网格密度的网格结构的缠结条带。阻塞装置引入动脉瘤血管中的位置。阻塞装置还可以应用于位于血管位于动脉瘤处或周围的部分，如图7所示。阻塞装置的外侧可以与位于环绕动脉瘤的区域中的血管的至少一部分接触，然而，位于动脉瘤位置处的阻塞装置的外侧不与血管壁接触。这是由于动脉瘤定位成使动脉瘤壁部从周围血管壁向外伸出的缘故，使得阻塞装置的外侧或表面不与动脉瘤壁部的内表面直接接触。
压力例如可以施加给阻塞装置的近端。在本实例中，阻塞装置的网格结构可自由调节，使得压力引起阻塞装置的网格结构沿远侧方向移动。因血管壁内表面和阻塞装置的外侧或表面接触而作用在阻塞装置上的摩擦力可以防止阻塞装置与血管壁接触区域内的网格结构发生移动。然而，阻塞装置在血管中的逐渐运动可以通过给阻塞装置的近端施加压力或作用力实现。
在一些实施例中，阻塞装置覆盖动脉瘤颈部的部分不与血管壁接触。因为阻塞装置的这个部分与阻塞装置直接接触血管内壁的部分相比经受较小摩擦力，覆盖动脉瘤的阻塞装置的网格结构可以随着所施加的作用力使阻塞装置靠近动脉瘤的部分向远侧移动而变化，从而使施加给阻塞装置覆盖动脉瘤的部分的作用力增大。同样，阻塞装置覆盖远离动脉瘤的血管壁的部分可以受到比施加给阻塞装置覆盖动脉瘤的部分更大的摩擦力。因此，在一些实施例中，覆盖动脉瘤的阻塞装置的网格密度增大。在一些实施例中，阻塞装置的网格密度不会比阻塞装置覆盖动脉瘤的部分增大或者增大很小的程度。
在另一实例中，动脉瘤可以位于血管分支处，如图32所示。阻塞装置放置成使阻塞装置的第一部分3201可以靠近血管分支和动脉瘤定位。阻塞装置的第二部分3202可以定位成覆盖血管分支3208，阻塞装置的第三部分可以定位成覆盖血管远离血管分支3208并靠近第一动脉瘤3209的部分，阻塞装置的第四部分可以定位成覆盖第一动脉瘤3209，阻塞装置的第五部分可以覆盖血管远离第一动脉瘤3209并靠近第二动脉瘤3210的部分。阻塞装置的第六部分可以覆盖第二动脉瘤3210。然而，人们希望阻挡血液流向动脉瘤，不希望阻挡血液流向分支血管。
在本实例中，使用者可以给阻塞装置的近端施加压力或作用力，从而导致阻塞装置的一部分在血管中沿远侧方向移动。阻塞装置的第一部分3201(紧靠血管分支3208和动脉瘤3209和3210)可以将作用力传送给阻塞装置的更远侧部分，包括阻塞装置覆盖血管分支3208定位的第二部分3202。阻塞装置的第二部分3202中防止阻塞装置推进的摩擦力小，因为阻塞装置的第二部分3202不直接接触血管壁(或者比第一部分接触少)。相反，阻塞装置的第二部分3202覆盖血管分支3208，如图32所示。因此，由于阻塞装置的第一部分3201将作用力传送给阻塞装置的第二部分3202，阻塞装置的第二部分3202的网格密度增大。同样，施加给阻塞装置的反作用力可以使阻塞装置的第二部分3202的网格密度减小，从而允许血液流入血管分支3208。
阻塞装置的第二部分3202还将作用力传送给阻塞装置覆盖远离血管分支3208的血管部分的第三部分3203。然而，因为阻塞装置的第三部分3203与血管壁接触，作用在阻塞装置的第三部分3203上的摩擦力大于作用在第二部分3202上的摩擦力。因此，阻塞装置的第三部分3203的网格密度最初低于阻塞装置的第二部分3202的网格密度。
施加给阻塞装置的第三部分3203(覆盖并接触远离血管分支3208和第一动脉瘤3209的血管部分)的作用力传送给阻塞装置的第四部分3204，其是阻塞装置覆盖第一动脉瘤3209的部分。因为阻塞装置的第四部分3204不与血管内壁直接接触，作用在阻塞装置的第四部分3204上的摩擦力小于作用在阻塞装置的第三部分3203上的作用力。因此，施加在阻塞装置的第四部分3204上的压力导致阻塞装置的第四部分3204的网格密度增大。
同样，施加在阻塞装置的第四部分3204上的作用力可以传送给阻塞装置的第五部分3205，其与血管位于第一动脉瘤3209和第二动脉瘤3210之间的部分接触。因为阻塞装置的第五部分3205的至少一部分与血管内壁接触，作用在阻塞装置的第五部分3205上的摩擦力大于作用在阻塞装置的第四部分3204上的摩擦力。然而，阻塞装置的第四部分3204覆盖第二动脉瘤3209并且不与血管壁接触。因此，在本实例中，施加给阻塞装置各部分的摩擦力之差导致阻塞装置不同部分的网格密度产生受到控制的变化。
同样如图32所示，显示了阻塞装置覆盖第二动脉瘤3210的第六部分3206。因为阻塞装置的第六部分3206不与血管壁直接接触，作用在阻塞装置的第六部分3206上的摩擦力小于作用在阻塞装置的第五部分3205上的摩擦力。因此，从阻塞装置的第五部分3205传送给阻塞装置的第六部分3206的作用力可以导致第六部分3206的网格密度增大。因此，阻塞装置的第四部分和第六部分的网格密度可以通过在阻塞装置处施加压力或运动力而增大。同样，例如通过向近侧拉动阻塞装置近端使阻塞装置缩回会导致阻塞装置的第二部分的网格密度减小。这会导致血液和/或流体流入血管分支3208的流量增大，同时阻止血液和/或流体流入第一或第二动脉瘤(3209，3210)。
图37显示了阻塞装置3700的另一实施例。可以使用阻塞装置3700处理不同形式的动脉瘤。例如，可以使用阻塞装置3700处理动脉瘤3702(如动脉瘤部分3702a、3702b和3702c所示)，其为梭形动脉瘤。阻塞装置3700可以张开，使得阻塞装置3700的远侧部3710到达目标位置以处理动脉瘤3702。阻塞装置3700可以利用各种方法张开。例如，导管可以储存处于压缩构造的阻塞装置3700并且使阻塞装置3700推进到目标位置，阻塞装置3700的远侧部3710在其上张开。当阻塞装置3700从导管张开时，阻塞装置3700可以膨胀为膨胀构造。在远侧部3710处，阻塞装置3700与远离动脉瘤3702的血管壁接触。导管可以进一步缩回以使阻塞装置3700的其余部分张开，例如，允许中间部3714(如3714a和3714b所示)和近侧部3712(如3712a和3712b所示)膨胀。中间部3714由于阻塞装置3700的较大直径不会一直膨胀到与动脉瘤壁3716接触。在从压缩构造膨胀为膨胀构造之后，阻塞装置3700的近侧部3712可以接触靠近动脉瘤3702的血管壁。
可以调节中间部3714的孔隙度以减小流入动脉瘤3702的血流3704。例如，中间部3714的孔隙度可以通过给阻塞装置3700的近侧部3712施加朝向远侧部3710的方向的轴向压缩力而减小。轴向压缩力可以大于由近侧部3712和血管壁之间接触引起的摩擦力。轴向压缩力可以连续施加，直到中间部3714的孔隙度已经适当地减小到处理动脉瘤3702为止。中间部3714的孔隙度可以通过给近侧部3712施加轴向压缩力或者给近侧部3712施加轴向膨胀力(例如，通过沿与血流3704方向相反的方向拉动近侧部3712)而进行调节。类似的方法也适用于远侧部3710。
具体地，可以调节中间部3714b的孔隙度以使它高于中间部3714a的孔隙度，从而允许足够的血流3706进入分支血管3708，同时减小流向动脉瘤部分3702a的血流。这可以通过给与近侧部3712a相关的近侧部3712b施加较小的轴向压缩力而实现。可替换地，可以仅通过给近侧部3712b施加轴向压缩力或给近侧部3712b施加轴向膨胀力对中间部3714b的孔隙度进行调节。例如，如果中间部3714b的孔隙度过小以致不能允许血流3706进入分支血管3708，可以给近侧部3712b施加轴向膨胀力(例如，拉动近侧部3712b)。这会导致中间部3714b膨胀以增大中间部3714b的孔隙度，允许更多的血液流入分支血管3708。此外，可以通过使用调节工具(例如，图31所示的调节工具3102)调节中间部3714b的孔隙度，如上所述。
可以调节中间部3714b的孔隙度，从而可以在动脉瘤3702内形成大量血栓，同时允许血流3706进入分支血管3708。在一些实施例中，可以调节中间部3714b的孔隙度，从而可以发生显示血流3706通过动脉瘤3702的轮廓的真皮化。例如，可以调节中间部3714b的孔隙度，使得在动脉瘤3702内部，特别是在动脉瘤部分3702a、3702b和3702c内部形成大量血栓，同时允许内皮3718围绕动脉瘤部分3702b和3702c张开，显示血流3706的轮廓。在一些实施例中，可以达到这种真皮化效果的中间部3714b的孔隙度为大约5％到35％。在一些实施例中，可以达到这种效果的中间部3714b的孔隙度为大约35％到70真皮化％。在一些实施例中，可以达到这种真皮化效果的中间部3714b的孔隙度为大约70％到80％。在一些实施例中，可以达到这种真皮化效果的中间部3714b的孔隙度小于或等于大约5％或者大于大约80％。
这种真皮化效果可以根据上述因素或其它因素获得。例如，在一些实施例中，使用如上所述的延迟阻塞可以产生这种真皮化效果。在一些实施例中，如上所述的中间部3714b的壁厚可以产生这种真皮化效果。在一些实施例中，如上所述的中间部3714b的孔隙的孔隙尺寸可以产生这种真皮化效果。在一些实施例中，如上所述的中间部3714b的丝条宽度或丝条厚度可以产生这种真皮化效果。在一些实施例中，如上所述的丝条形状可以产生这种真皮化效果。在一些实施例中，真皮化效果可以仅根据上述任意因素或者结合任意其它因素获得。
这里公开的任何阻塞装置可以与第二阻塞装置一起使用以形成图16所示的分叉阻塞装置400。该装置可以在体内形成。在形成阻塞装置400时，第一阻塞装置410具有低密度的部分可以与第二阻塞装置410同样具有低密度的部分结合。阻塞装置410、420可以为这里讨论的任何类型。在两个阻塞装置410、420的这些部分以交织方式结合以形成交织区域425之后，剩余部分414、424可以沿不同的方向岔开，从而沿着分叉的两个分支延伸。交织区域425之外的区域可以具有用于处理动脉瘤的较大网格密度或用于允许流体流向血管分支15、16的较小网格密度。
图38-42显示了阻塞装置的附加和/或其它实施例。可以使用多个阻塞装置，其中，每个阻塞装置的至少一部分彼此重叠。例如，图38显示了第一阻塞装置3800。第二阻塞装置3900可以在第一阻塞装置3800内张开。在一些实施例中，第一阻塞装置3800和第二阻塞装置3900是相同的阻塞装置。因此，第一阻塞装置3800和第二阻塞装置3900的孔隙度在两个装置不受限制时可以相同。第一阻塞装置3800和第二阻塞装置3900的重叠部分3850可以提供组合孔隙度，其小于单个第一阻塞装置3800或第二阻塞装置3900的相同部分的孔隙度。第二阻塞装置3800可以在第一阻塞装置3900的内部完全张开，或者阻塞装置3800的一部分可以在第一阻塞装置3800内张开，如图39和41所示。尽管显示了两个阻塞装置，但更多个阻塞装置可以彼此组合使用以提供不同的组合孔隙度，其远小于单个阻塞装置可以提供的孔隙度。
在一些实施例中，第一阻塞装置3800可以在血管3806内张开，如图40中的横截面视图所示。例如，第一阻塞装置3800可以在张开之前处于压缩构造。当第一阻塞装置3800在血管3806内张开时，第一阻塞装置3800膨胀为具有第一直径3804的膨胀构造，从而在第一阻塞装置3800和血管3806的壁部之间产生接触。第二阻塞装置3900可以类似地张开，其中，第二阻塞装置3900的至少一部分位于第一阻塞装置3800中。例如，第二阻塞装置3900可以在张开之前处于压缩构造。当第二阻塞装置3900在第一阻塞装置3800(其已经处于膨胀构造)内张开时，第二阻塞装置3900膨胀为膨胀构造，从而在第二阻塞装置3900和第一阻塞装置3800的内壁3802或血管3806的壁部或者两者之间产生接触。这个过程对于更多个阻塞装置而言重复进行，从而对于动脉瘤处理或其它类型的处理而言提供适当的组合孔隙度。
可以使用多个阻塞装置处理动脉瘤，如图42所示。例如，第一阻塞装置3800可以张开以利用如上所述的类似方法处理动脉瘤4202。第一阻塞装置3800包括远侧部3810和近侧部3812，并且延伸以使近侧部3812靠近动脉瘤4202，而远侧部3810远离动脉瘤4202。第二阻塞装置3900可以在第一阻塞装置3800内张开。第二阻塞装置3900包括远侧部3910和近侧部3912。第二阻塞装置3900可以定位成使第二阻塞装置3900大体上邻近动脉瘤4202。例如，第二阻塞装置3900的近侧部3912远离第一阻塞装置3800的近侧部3812定位，第二阻塞装置3900的远侧部3910靠近第一阻塞装置3800的远侧部3810定位。
第一阻塞装置3800和第二阻塞装置3900在不受限制时可以具有大体上相同的孔隙度或者不同的孔隙度。重叠部分3850可以产生组合孔隙度，其小于第一阻塞装置3800的孔隙度或者第二阻塞装置3900的孔隙度，导致流入动脉瘤4202的血流4204减少。组合孔隙度可以按照各种方式调节，例如，通过单独调节第一阻塞装置3800、第二阻塞装置3900的孔隙度，或者通过增加更多个阻塞装置以减小组合孔隙度。在一种极端情况下，组合孔隙度可以调节至大体上0％，或者导致很少到没有血流4204流入动脉瘤4202的任何其它孔隙度，减少随时间形成在动脉瘤4202内的大量血栓。
在一个实例中，第一阻塞装置3800的孔隙度可以在第二阻塞装置3900张开之前使用如上所述的类似方法进行调节。随后，第二阻塞装置3900的孔隙度可以在第二阻塞装置3900张开时进行调节。例如，第二阻塞装置3900的远侧部3910可以处于压缩构造并且推进到靠近第一阻塞装置3800的远侧部3810的区域。第二阻塞装置3900的远侧部3910可以膨胀到与第一阻塞装置3800接触。第二阻塞装置3900的其余部分可以张开，从而通过允许第二阻塞装置3900的更多部分膨胀接近第二阻塞装置3900的远侧部3910而减小第二阻塞装置3900的孔隙度。可替换地，可以通过允许第二阻塞装置3900的更多部分膨胀远离第二阻塞装置3900的远侧部3910而增大第二阻塞装置3900的孔隙度。因此，可以通过首先调节第一阻塞装置3800的孔隙度，随后在张开时调节第二阻塞装置3900的孔隙度而对组合孔隙度进行调节。
在一些实施例中，可以在第一阻塞装置3800和第二阻塞装置3900已经张开之后调节组合孔隙度。例如，可以给第一阻塞装置3800的近侧部3812施加朝向远侧部3810的方向的轴向压缩力。轴向压缩力可以大于由近侧部3712和血管壁之间接触引起的摩擦力。轴向压缩力可以连续施加，直到重叠部分3850的组合孔隙度已经适当地减小到处理动脉瘤4202为止。在一些实施例中，第二阻塞装置3900可以膨胀并与第一阻塞装置3800接触，使得施加给第一阻塞装置3800的轴向压缩力小于或等于由第一阻塞装置3800和第二阻塞装置3900之间接触引起的摩擦力。因此，给第一阻塞装置3800施加轴向压缩力还导致第二阻塞装置3900与第一阻塞装置3800接触的部分压缩，导致组合孔隙度减小。重叠部分3850的组合孔隙度可以通过给近侧部3812施加轴向压缩力或者给近侧部3812施加轴向膨胀力(例如，通过沿与血流4204方向相反的方向拉动近侧部3812)而进行调节。通过给第二阻塞装置3900的近侧部3912使用类似方法可以获得类似的结果。此外，还可以给远侧部3810和3910使用类似的方法。
在一些实施例中，第二阻塞装置3900可以膨胀并与第一阻塞装置3800接触，使得施加给第一阻塞装置3800的轴向压缩力大于由第一阻塞装置3800和第二阻塞装置3900之间接触引起的摩擦力。在这种情况下，第一阻塞装置3800的孔隙度或者第二阻塞装置3900的孔隙度可以彼此独立地调节。例如，第一阻塞装置3800的任何部分的孔隙度可以通过给近侧部3812施加轴向压缩力或者给近侧部3812施加轴向膨胀力进行调节。类似地，第二阻塞装置3900的任何部分的孔隙度可以通过给近侧部3912施加轴向压缩力或者给近侧部3912施加轴向膨胀力进行调节。通过单独调节第一阻塞装置3800或第二阻塞装置3900的孔隙度，还可以对重叠部分3850的组合孔隙度进行调节。此外，通过使用调节工具(例如图31的调节工具3102)以及给第一阻塞装置3800或第二阻塞装置3900的部分施加轴向压缩力或膨胀力可以对重叠部分3850的孔隙度进行调节。
用于每个所公开阻塞装置的网格密度可以为阻塞装置的表面面积的大约20％到大约80％。在实施例中，网格密度可以为阻塞装置的表面面积的大约20％到大约50％。在另一实施例中，网格密度可以为阻塞装置的表面面积的大约20％到大约30％。
在另一实例中，可以通过使用者输入(例如，使用者输入运动)调节或改变阻塞装置的网格密度。输入运动可以沿纵向进行。例如，阻塞装置的一部分可以接收沿着阻塞装置的纵向轴线作用的输入力或压力。所述阻塞装置的部分可以在施加作用力、压力或者所述阻塞装置接收输入力的部分中的阻塞装置的丝条运动之前具有网格密度。所述阻塞装置的部分的网格密度可以根据接收到的输入进行改变。例如，阻塞装置的丝条可以沿阻塞装置的纵向运动。同样，阻塞装置的丝条的纵向运动可以在阻塞装置的一部分处发生或者可以在整个阻塞装置上发生。在阻塞装置的丝条在阻塞装置的一部分上进行纵向运动的实例中，所述阻塞装置的部分处的丝条可以根据接收到的输入进行移动，使得阻塞装置接收输入的部分处的阻塞装置的网格密度可以增大。可替换地，阻塞装置的一部分的网格也可以根据输入作用力、压力或运动而减小。同样，根据输入作用力、压力或运动，阻塞装置的第一部分的网格密度可以增大，同时阻塞装置的第二部分的网格密度可以减小或保持不变。因此，阻塞装置的不同部分可以根据阻塞装置接收的输入具有不同的运动，使得阻塞装置的一个部分可以具有增大或减小的网格密度，而阻塞装置的任意其它部分可以具有减小或增大的网格密度。可替换地，阻塞装置的任何部分的网格密度可以保持不变。
具有十六丝条编织物的典型阻塞装置具有大约30％的网格密度(由条带覆盖的表面)，其中，所述编织物具有大约0.005in(大致0.13mm)宽的条带、30纬数每英寸(PPI)(每英寸交叉/接触点数量)和大约0.09in(大致2.3mm)外径。在这里公开的实施例中，条带可以具有大约0.001in(大致0.025mm)的厚度，其宽度为大约0.002in(大致0.05mm)到大约0.005in(大致0.13mm)。在实施例中，条带具有大约0.004in(大致0.1mm)的厚度。对于厚度为大约0.001in(大致0.025mm)、宽度为大约0.004in(大致0.1mm)的16丝条条带而言，对于50PPI、40PPI和30PPI的覆盖度分别为大致40％、32％和24％的表面覆盖度。对于厚度为大约0.001in(大致0.1mm)、宽度为大约0.005in(大致0.13mm)的16丝条条带而言，对于50PPI、40PPI和30PPI的覆盖度分别为大致50％、40％和30％的表面覆盖度。
在选择用于条带的尺寸时，人们可以在条带捆扎时考虑它们是否滑动穿过传送导管。例如，由宽度为0.006in(大致0.15mm)条带制成的十六丝条可以不滑动穿过内径为大约0.027in(大致0.69mm)或更小的导管以及具有更小收缩构造的支架。
尽管可以使用其它丝条几何形状，但是这些其它几何形状(例如圆形)将由于它们的厚度尺寸而使装置受到限制。例如，直径为大约0.002in(大致0.05mm)的圆线可以占据血管内横截面空间的高达大约0.008in(大致0.2mm)。该空间能够影响和干扰流过血管的血流。血管内的流体能够因直径变化而受到干扰。
在血管中传送阻塞装置和使其张开
这里描述了阻塞装置传送组件，其具有小横截面和高柔性的部分。图43显示了根据本发明的一个方面的引导鞘4，其接收、容纳阻塞装置100并将其传送到用于定位在人体脉管系统内的柔性导管1。
引导鞘4的远端7的尺寸和构造设置成接收于导管1的2中，如图43和44所示。插座2可以定位在导管1的近端或者沿着导管1的长度隔开的另一位置。导管1可以是任何已知的导管，其能够穿过患者的脉管系统引入和推进。在实施例中，导管具有大约0.047in(大致1.2mm)或更小的内径。在另一个实施例中，导管具有大约0.027in(大致0.69mm)到大约0.021in(大致0.53mm)的内径。在可替换实施例中，导管可以具有大约0.025in(大致0.64mm)的内径。然而，可以想到，导管1可以具有大于大约0.047in(大致1.2mm)或小于大约0.021in(大致0.53mm)的内径。在引导鞘4定位在导管插座2中之后，阻塞装置100可以从引导鞘4推进到导管1中，为阻塞装置100在患者脉管系统中张开做准备。
导管1可以具有邻近插座2定位或位于沿着其长度的另一位置处的至少一个流体引入口6。引入口6优选地与导管1的远端流体连通，使得例如盐水的流体可以在导管1插入脉管系统中之前流过导管以冲洗截留在导管1和位于导管1中的任何器械(例如导丝)中的空气或碎屑。根据需要，引入口6还可以用于传送脉管系统中的药物或流体。
图45显示了引导鞘4、可在引导鞘4内移动的细长柔性的传送导丝组件20和阻塞装置100。如图所示，导丝组件20和由导丝组件20携带的阻塞装置100未引入导管1中。作为替代，如图所示，它们位于引导鞘4内。引导鞘4可以由不同的热塑性塑料，例如PTFE、FEP、HDPE、PEEK等制成，它们可以有选择地作为引导鞘内表面上的衬里或者具有例如PVP的亲水材料的邻接层或者其它塑料涂层。另外，根据希望的结果，表面可以涂覆有不同材料的不同组合。
引导鞘4可以包括形成在靠近覆盖阻塞装置100的区域的壁部中的排出口或净化孔(未显示)。可以存在形成在引导鞘4中的单个孔或多个孔，例如三个孔。在使与导管插座2接触的引导鞘4定位之前净化引导鞘，例如去除截留的空气或碎屑时，这些净化孔允许例如盐水的流体从引导鞘4和导丝组件20之间容易地流出。
如图46所示，导丝组件20包括细长的柔性导丝41。根据阻塞装置100在脉管系统内位移的需要，导丝41的柔性允许导丝组件20弯曲并适应脉管系统的曲率。导丝41可以由传统的导丝材料制成并且具有实心横截面。可替换地，导丝41可以由皮下管(hypotube)形成。在实施例中，导丝41具有大约0.010in(大致0.25mm)到大约0.020in(大致0.5mm)的直径D5。在实施例中，导丝41的最大直径为大约0.016in(大致0.4mm)。用于导丝41的材料可以是任何已知的导丝材料，包括超弹性金属，例如Nitinol。可替换地，导丝41可以由例如不锈钢的金属制成。导丝的长度L4可以为大约125到大约190厘米。在实施例中，长度L4为大约175厘米。
导丝组件20可以具有沿其整个长度相同的弯曲度。在可替换的实施例中，导丝组件20可以具有纵截面，每个具有不同的弯曲度/刚度。导丝组件20的不同弯曲度可以利用导丝41的不同纵截面内的不同材料和/或厚度形成。在另一个实施例中，导丝41的弯曲可以受到传送导丝41内形成的隔开切口(未显示)的控制。这些切口可以彼此纵向和/或周向隔开。切口可以在传送导丝41内精确形成。传送导丝41的不同部分可以包括形成有不同间隔和不同深度的切口以给这些不同的部分提供不同程度的弯曲和刚度。在上述任一实施例中，导丝组件20和导丝41对由操作人员施加给导丝组件20的转矩起反应。如下所述，通过导丝41施加给导丝组件20的转矩可用于使阻塞装置100与导丝组件20分离。
可以控制形成在传送导丝41中的切口的尺寸和形状，从而提供更大或更小的柔性。因为切口可以在不改变切口的深度或总体形状的情况下改变宽度，传送导丝41的柔性可以在不影响传送导丝41的抗扭强度的情况下有选择地改变。因此，传送导丝41的柔性和抗扭强度可以有选择地和独立地改变。
有利地，纵向相邻的一对切口可以围绕传送导丝41的圆周彼此旋转大约90度以提供横向和竖向弯曲。然而，切口可以定位在预定位置以沿一或多个希望方向提供优先的弯曲。毫无疑问，切口可以随机形成以允许沿所有方向或平面同等地、非优先地变弯(弯曲)。在一个实施例中，这可以通过使切口周向隔开而实现。
柔性传送导丝41可以包括许多具有相同或不同弯曲度的部分。例如，柔性传送导丝41可以包括两或更多个部分。在图46所示实施例中，柔性传送导丝41包括三个部分，每个具有不同的直径。每个部分可以具有大约0.003in(大致0.076mm)到大约0.025in(大致0.64mm)的直径。在实施例中，一或多个部分的直径可以为大约0.010in(大致0.25mm)到大约0.020in(大致0.5mm)。第一部分42包括与阻塞装置100的位置相对定位的近端47。第一部分42可以沿其长度具有恒定厚度。可替换地，第一部分42可以具有沿其整个长度或者只沿其一部分长度成锥形的厚度(直径)。在成锥形的实施例中，第一部分42的厚度(直径)沿第二过渡部分44的方向减小。对于导丝41具有圆形横截面的那些实施例而言，厚度是截面直径。
第二过渡部分44在第一部分42和第三远侧部分46之间延伸。第二部分44的厚度从第一部分42的大直径向第三部分46的较小直径逐渐减小。就像第一部分42一样，第二部分44可以沿着其整个长度或只沿着其一部分长度成锥形。
第三部分46具有与传送导丝41的其它部分42、44相比更薄的厚度。第三部分46延伸远离承载阻塞装置100的锥形第二部分44。第三部分46可以沿其整个长度从传送导丝41的第二部分44向远端27成锥形。可替换地，第三部分46可以具有恒定直径或者只沿着其一部分长度成锥形。在这种实施例中，第三部分46的锥形部可以从第二部分44伸出或者从与第二部分44隔开的点延伸到与传送导丝41的远端27隔开的点。尽管讨论和显示了传送导丝41的三个部分，但是传送导丝41能够包括三个以上的部分。另外，这些部分中的每一个的厚度(直径)沿着其整个长度或者只沿着其一部分长度成锥形。在所公开的任意一个实施例中，传送导丝41可以由例如Nitinol的形状记忆合金制成。
尖端28和柔性尖端弹簧圈29固定到传送导丝41的远端27上，如图46和47所示。尖端28可以包括连续的端帽或端盖，如图所示，其牢固接收尖端弹簧圈29的远端。尖端弹簧圈29给传送导丝41的远端部提供弯曲控制。然而，在实施例中，尖端28可以没有弹簧圈29。尖端28具有非经皮的防伤端面。在所示实施例中，尖端28具有圆形表面。在可替换的实施例中，尖端28可以具有其它非经皮形状，其不会损伤使其引入的血管。如图46所示，尖端28包括外壳49，其将导丝41的远端牢固地接收在外壳49的内表面上的开口48中。导丝41可以通过任何已知手段固定在开口中。
如图46所示，尖端弹簧圈29围绕导丝41的一部分。
尖端弹簧圈29为柔性的，使得它在尖端28沿着血管推进时适应患者体内的血管路径并沿其运动，并且导丝41弯曲以沿着脉管系统的弯曲路径移动。尖端弹簧圈29从尖端28朝向近端47的方向向后延伸，如图所示。
尖端28和弹簧圈29具有大约0.010in(大致0.25mm)到大约0.018in(大致0.46mm)的外径D1。在实施例中，它们的外径D1为大约0.014in(大致0.36mm)。尖端28和弹簧圈29也具有大约0.1厘米到大约3.0厘米的长度L1。在实施例中，它们具有大约1.5厘米的总长度L1。
尖端弹簧圈29的近端80接收在位于防护弹簧圈85的远端44处的外壳82内，如图43和46所示。外壳82和防护弹簧圈85具有大约0.018in(大致0.46mm)到大约0.038in(大致0.97mm)的外径D2。在实施例中，它们的外径D2为大约0.024in(大致0.61mm)。外壳82和防护弹簧圈85具有大约0.05厘米到大约0.2厘米的长度L2。在实施例中，它们的总长度L2为大约0.15厘米。
外壳82具有非经皮的防伤形状。例如，如图47所示，外壳82具有大体上钝形轮廓。同样，外壳82的尺寸可以设置成在其穿过血管中打开/支撑血管。另外，外壳82可以包括角形侧壁，其尺寸设置成仅隔开引导鞘4的内表面。
外壳82和防护弹簧圈85形成远侧保持构件，其保持阻塞装置100在柔性导丝组件20上的位置，并且在阻塞装置在脉管系统的血管内传送并张开之前，有助于将阻塞装置100保持在压缩状态。防护弹簧圈85从外壳82朝向传送导丝41的近端47的方向延伸，如图46所示。防护弹簧圈85以各种已知方式固定到外壳82上。在第一实施例中，防护弹簧圈85可以固定到外壳82的外表面上。在可替换的实施例中，防护弹簧圈85可以固定到外壳82的开口中，使得外壳82围绕并在内部接收防护弹簧圈85的远端51(图46)。如图45和46所示，阻塞装置100的远端102保持在近端52内，使得阻塞装置100在位于引导鞘4或导管1中的同时不能张开。
在阻塞装置100的近端，缓冲弹簧圈86和帽88防止或限制阻塞装置100沿着导丝41的长度朝向近端47的方向的横向运动，如图45所示。缓冲弹簧圈86和帽88具有大约0.018in(大致0.046mm)到大约0.038in(大致0.97mm)的外径D4。在实施例中，它们的外径D4为大约0.024in(大致0.61mm)。帽88接触阻塞装置100的近端107并且防止或限制它沿着导丝41的长度移动远离防护弹簧圈85。缓冲弹簧圈86可以具有沿防护弹簧圈85的方向接触和压紧帽88的弹簧形状，从而产生作用在阻塞装置100上的偏置力。该偏置力(压力)有助于保持阻塞装置100的远端102和防护弹簧圈85之间的牢固、覆盖关系。就像沿着传送导丝41定位的任何弹簧圈一样，缓冲弹簧圈86可以通过软焊、焊接、RF焊接、粘合和/或其它已知粘结剂固定到传送导丝41上。
在图52所示的可替换实施例中，不使用缓冲弹簧圈86。作为替代，阻塞装置100的近端107通过一组弹簧加载的支臂(夹爪)104保持在适当位置，同时位于引导鞘4或导管1中。导管1和引导鞘4的内表面限制支臂104的径向膨胀。当阻塞装置的近端从导管1穿出时，支臂104弹开并松开阻塞装置，如图53所示。
在另一实例中，引导鞘4或导管1中的阻塞装置100在压力下可以在血管中膨胀。图54显示了响应于压力膨胀的膨胀阻塞装置100的实例。当阻塞装置100从导管1穿出时，可以通过导管1或引导鞘4施加压力。压力可以通过使用空气、流体或各种材料进行施加，从而提高阻塞装置的内部压力。当阻塞装置100从导管1穿出时，阻塞装置100中压力的增加会导致阻塞装置在血管中膨胀。相反，可以给阻塞装置100施加负压。图55显示了负压施加给阻塞装置100之后的图54所示阻塞装置100。负压可以通过导管1或引导鞘4施加并且会导致阻塞装置100的收缩或尺寸减小。在一个实例中，在阻塞装置100穿出导管1并在血管中膨胀之后，负压施加给阻塞装置100。负压导致阻塞装置100收缩。在收缩时，阻塞装置100的尺寸减小。在另一实例中，阻塞装置100在收缩之后退回到导管1中。负压可以按照各种方式施加。例如，负压可以通过从导管1吸出空气或通过从导管1去除或吸出流体而施加。
同样，在另一实例中，阻塞装置100例如可以通过在阻塞装置中施加增大的压力而膨胀。可以通过例如将空气或流体经由传送装置注入阻塞装置100中经由传送装置控制增大的压力。因此，阻塞装置100可以在血管中膨胀，使得阻塞装置100可以接触血管壁的内表面。这样，阻塞装置100的至少一部分可以在处于膨胀状态时接触血管壁。
在处于膨胀状态时，阻塞装置100可以重新定位在血管内。图60显示了膨胀阻塞装置100的实例。图61显示了阻塞装置重新定位在血管中之后的图60所示实例。在本实例中，阻塞装置100可以沿纵向轴线沿血管膨胀，使得阻塞装置100可以在膨胀的同时在血管内移动。压力可以由使用者施加在阻塞装置100的近端，使得近端在血管管腔内向远侧移动。同时，血管壁和阻塞装置更远侧部之间的摩擦力可以防止或限制阻塞装置的更远侧部的瞬时位移。当施加给近端的压力或作用力超出临界水平时，作用力可以传递给阻塞装置的更远侧部以导致阻塞装置的更远侧部在血管管腔中向更远侧移动。这样，阻塞装置可以在血管管腔中向远侧移动并且可以由使用者重新定位在血管中的希望位置处。图61显示了阻塞装置在血管中向远侧重新定位。
类似地，使用者可以将阻塞装置向更近侧重新定位在血管管腔中。例如，使用者可以沿朝向近侧的方向给阻塞装置的远侧部施加作用力或压力。在阻塞装置的更近侧部之间的摩擦力防止或限制阻塞装置的更近侧部的初始移动的同时，阻塞装置的远侧部可以向近侧移动。因此，在本实例中，阻塞装置在位于阻塞装置的远侧部和更近侧部中间的部位压缩。当由使用者施加给阻塞装置的远侧部的压力或作用力超过临界水平(其超过防止或限制阻塞装置的更近侧部的运动的摩擦力)时，阻塞装置的更近侧部可以响应于所施加的压力或作用力沿近侧方向移动。这样，阻塞装置可以向近侧重新定位在血管中。
在另一实例中，阻塞装置100可以在其处于缩回状态的同时重新定位在血管中。图62显示了处于缩回状态的阻塞装置100的实例。例如，可以给图54所示阻塞装置100施加负压以导致阻塞装置100的尺寸减小，如图62所示。如图62所示的阻塞装置100缩回并且接近传送装置。图63显示了在阻塞装置缩回的同时使阻塞装置100重新定位的实例。如图63所示，阻塞装置沿远侧方向移动。类似地，阻塞装置还可以沿近侧方向(未显示)重新定位。
同样，可以分部分地执行阻塞装置的张开。例如，阻塞装置100可以具有远端和近端。阻塞装置的张开可以包括在松开阻塞装置的近端之后松开远端。可替换地，阻塞装置的张开可以包括在松开远端之后松开近端。同样，阻塞装置的张开可以包括大致同时松开阻塞装置100的近端和远端。
图56显示了在阻塞装置的近端保持附接到传送装置上的同时释放阻塞装置100的远端的实例。如图56所示，阻塞装置100的远端张开并且抵靠血管壁。阻塞装置100的近端仍然附接到传送装置上。阻塞装置的近端的松开可以通过如这里所述的各种方式实现。
另外，如图56所示的部分张开的阻塞装置100可以重新定位在血管中。图57显示了部分张开的阻塞装置100的实例，其中，阻塞装置100的远端已经与传送装置分离，同时阻塞装置100的近端保持附接到传送装置上并且未张开。另外，图57显示了阻塞装置在部分张开的同时重新定位。如图57所示，传送装置和阻塞装置100已经在血管中向近侧移动。同样，图57显示了阻塞装置在血管中部分地张开，使得阻塞装置远端与传送装置分离，同时阻塞装置100的近端保持附接到传送装置上。
如图56和57所示，阻塞装置100的近端保持压缩构造，同时阻塞装置100的其余部分为膨胀构造。除了使阻塞装置100重新定位之外，通过给阻塞装置100施加轴向压缩力，例如通过使阻塞装置100的近端朝向阻塞装置100的远端推进以使阻塞装置100的中间部轴向压缩，可以使阻塞装置100的任一部分的孔隙度减小。在一个实例中，可以给阻塞装置100的近端施加轴向压缩力，其中，轴向压缩力大于阻塞装置100的第一部分111和血管壁之间接触产生的摩擦力。轴向压缩力连续施加，使得阻塞装置100的第二部分112轴向压缩，导致孔隙度减小。应当注意，第二部分112大体上邻近动脉瘤A，使得阻塞装置100的第二部分112和周围血管壁之间接触产生的摩擦力较小。
另外，通过给阻塞装置100施加轴向膨胀力，例如通过使阻塞装置100的近端远离阻塞装置100的远端退回以使阻塞装置100的中间部轴向膨胀，可以使阻塞装置100的任一部分的孔隙度增大。例如，可以给阻塞装置100的近端施加轴向膨胀力，其中，轴向膨胀力大于阻塞装置100的第一部分111和血管壁之间接触产生的摩擦力。轴向膨胀力可以连续施加，使得阻塞装置100的第二部分112轴向膨胀，导致孔隙度增大。因此，通过使阻塞装置100的近端远离阻塞装置100的远端退出而增大阻塞装置100的第二部分112的孔隙度。类似地，通过使阻塞装置100推进或退回可以调节阻塞装置100的任一部分的孔隙度。
阻塞装置100还可以通过使阻塞装置100的近端(其保持附接到传送装置上)退出到导管1中而缩回或与血管分离，通过使阻塞装置100的近端不断地退回到导管1中，阻塞装置100的任何膨胀部分可以拉动到导管1中并压缩，使得阻塞装置100可以装入导管1中。
可替换地，在阻塞装置的远端保持附接到传送装置上的同时，阻塞装置的近端可以与传送装置分离。阻塞装置的远端随后可以在后续的时间张开或与传送装置分离。图58显示了位于血管中的部分张开的阻塞装置100，其中，阻塞装置100的近端与传送装置分离，同时阻塞装置的远端保持附接到传送装置上。因此，阻塞装置100的近端靠近血管壁。
图59显示了阻塞装置100在血管中向近侧重新定位的图58所示实例。在本实例中，阻塞装置部分地张开，使得阻塞装置100的近端与传送装置分离，同时附接阻塞装置100的远端。随后，阻塞装置移动或重新定位到血管中更向近侧的位置。可替换地，阻塞装置还可以在血管内(未显示)移动或重新定位到更远侧的位置。
如图58和59所示，阻塞装置100的远端保持压缩构造，同时阻塞装置100的其余部分处于膨胀构造。除了使阻塞装置100重新定位之外，通过给阻塞装置100施加轴向压缩力可以使阻塞装置100的任一部分的孔隙度减小，例如通过使阻塞装置100的远端朝向阻塞装置100的近端退回，使得阻塞装置100的中间部轴向压缩。在一个实例中，可以给阻塞装置100的远端施加轴向压缩力，其中，轴向压缩力大于阻塞装置100的第一部分115和血管壁之间接触产生的摩擦力。轴向压缩力可以连续施加，使得阻塞装置100的第二部分116轴向压缩，导致孔隙度减小。应当注意，第二部分116大体上邻近动脉瘤A，使得阻塞装置100的第二部分116和周围血管壁之间接触产生的摩擦力较小。
另外，通过给阻塞装置100施加轴向膨胀力，例如通过使阻塞装置100的远端远离阻塞装置100的近端推进以使阻塞装置100的中间部轴向膨胀，可以使阻塞装置100的任一部分的孔隙度增大。例如，可以给阻塞装置100的远端施加轴向膨胀力，其中，轴向膨胀力大于阻塞装置100的第一部分115和血管壁之间接触产生的摩擦力。轴向膨胀力可以连续施加，使得阻塞装置100的第二部分116轴向膨胀，导致孔隙度增大。因此，通过使阻塞装置100的远端远离阻塞装置100的近端推进而增大阻塞装置100的第二部分116的孔隙度。类似地，通过使阻塞装置100相对于阻塞装置100的近端推进或退回可以调节阻塞装置100的任一部分的孔隙度。
在可替换的实施例中，可以取消缓冲弹簧圈86和帽88，阻塞装置100的近端可以相对于防护弹簧圈85通过导丝41的锥形部分保持在适当位置。在该实施例中，可以使用该锥形部分的扩大横截面将阻塞装置100保持在沿着传送导丝41的长度的适当位置处，并且防止或限制阻塞装置100朝向近端47的运动。
如图46所示，导丝组件20包括用于阻塞装置100的支架70。在第一实施例中，支架70可以包括传送导丝41的外表面，其尺寸设置成当阻塞装置100装在导丝组件20上时与阻塞装置100的内表面相接触。在本实施例中，传送导丝41的外表面支撑阻塞装置100并使其保持在准备张开状态。在另一个实施例中，如图所示，支架70包括中间弹簧圈70，其从靠近防护弹簧圈85的位置朝向缓冲弹簧圈86向后伸出。中间弹簧圈70在阻塞装置100下方和传送导丝41上方延伸，如图43所示。中间弹簧圈70可以与传送导丝41的一或多个部分共同延伸。例如，中间弹簧圈70可以只与传送导丝41的第二部分44共同延伸或者它可以沿着传送导丝41的第三部分46和第二部分44延伸。
中间弹簧圈70给导丝组件20提供向外延伸表面，其尺寸设置成与阻塞装置100的内表面相接触，从而有助于支撑阻塞装置和将阻塞装置100保持在准备张开状态。与这里讨论和附图显示的其它弹簧圈一样，中间弹簧圈70的线圈形状允许在传送导丝41穿过患者的脉管系统推进时，中间弹簧圈70与传送导丝41一起弯曲。中间弹簧圈70沿传送导丝41被阻塞装置100覆盖的长度提供恒定直径，不会受到位于阻塞装置100下方的传送导丝41的锥度影响。中间弹簧圈70允许传送导丝41成锥形，使得它能够获得必要的柔性以沿着脉管系统的路径移动，并且不会损坏阻塞装置100的支架。中间弹簧圈70在阻塞装置100张开之前给阻塞装置100提供稳定的支撑，不会受到传送导丝41的锥度的影响。阻塞装置100在其处于压缩状态时的最小直径也受到中间弹簧圈70的尺寸控制。另外，可以选择中间弹簧圈70的直径，以便在阻塞装置100张开之前在阻塞装置100和导管1的内壁之间形成适当的间隔(不包括无间隔)。还可以使用中间弹簧圈70在阻塞装置张开期间将阻塞装置100偏压远离传送导丝41。
在实施例中，支架70可以具有大约0.010in(大致0.25mm)到大约0.018in(大致0.46mm)的外径D3。在实施例中，外径D3为大约0.014in(大致0.36mm)。支架70还可以具有大约2.0厘米到大约30厘米的长度L3。在实施例中，支架70的长度L3为大约7厘米。
阻塞装置100还可以放置在位于沿着导丝组件20的长度定位的一对可选择的不透射线的标志层之间的中间弹簧圈70上。可替换地，防护弹簧圈85、缓冲弹簧圈86和/或中间弹簧圈70可以包括不透射线的标识物。在可替换的实施例中，导丝组件20可以只包括单个不透射线的标识物。使用不透射线标识物允许在放于脉管系统中期间对导丝组件20和阻塞装置100进行目测。这种目测方法可以包括常规方法，例如荧光透视法、射线照相术、超声波检查、磁共振成像等。
阻塞装置100可以根据下列方法及其变形传送到动脉瘤的位置并在此张开。阻塞装置100的传送包括将导管1引入脉管系统中，直到它到达需要处理的位置为止。导管1利用传统方法，例如在传统脉管导丝(未显示)上推进或与之同时推进而引入脉管系统中。导管1的定位可以在其接收导丝组件20之前或在它包含导丝组件20的同时发生。通过识别位于导管1上或导管1内的不透射线标识物能够确定导管1在脉管系统内的位置。
在导管1定位在希望位置之后，导丝取出并且引导鞘4的远端插入导管1的近端中，如图43所示。在实施例中，引导鞘4的远端穿过位于导管1的近端处的插座2引入。引导鞘4在导管1内推进，直到引导鞘4的远侧尖端楔入导管1中为止。在这个位置，引导鞘4不能在导管1中进一步推进。引导鞘4随后牢固地固定，同时承载阻塞装置100的传送导丝组件20穿过引导鞘4推进，直到阻塞装置100从引导鞘4离开并推入导管1中。
导丝组件20和阻塞装置100穿过导管1推进，直到尖端弹簧圈29紧靠导管1的远端为止。此时，可以确定导管1和导丝组件20的位置。导丝组件20随后离开导管1并推入患者的脉管系统中，使得阻塞装置100的近端107位于导管1的远端外面和邻近要处理的区域。在这些步骤期间的任一点，可以检测阻塞装置100的位置以确定它将正确张开并位于希望位置。这可以通过使用如上所述的不透射线标识物实现。
当阻塞装置100的远端102位于导管1的外面时，近端107开始沿图49所示箭头的方向在脉管系统内膨胀，同时远端102仍然被防护弹簧圈85覆盖。当阻塞装置100处于正确位置时，传送导丝41旋转(参见图50)，直到阻塞装置100的远端102移动远离防护弹簧圈85并且在脉管系统内的希望位置处膨胀。传送导丝41能够根据需要沿顺时针方向或逆时针方向旋转以使阻塞装置100张开。在实施例中，传送导丝41例如可以沿两个方向或之一旋转大约两圈到十圈。在另一实例中，通过使传送导丝41沿顺时针方向旋转小于大约五圈，例如三到五圈而使阻塞装置张开。在阻塞装置100已经张开之后，传送导丝41可以缩回到导管100中并且从体内取出。
在一个可替换的或额外张开方法中，阻塞装置100的远端102可以移动到导管1的外面。阻塞装置100可以进一步推进，使得阻塞装置100的近端107移动到导管的外面。然而，在本实例中，阻塞装置100的近端107响应于压力施加给阻塞装置100的内表面而膨胀。所施加的压力可以来自于任何来源。在阻塞装置100中施加的压力实例包括但不限于流体或空气输入阻塞装置的管腔中。
阻塞装置内压力的增大可以导致阻塞装置100膨胀。阻塞装置100的膨胀可以导致阻塞装置100的近端107和/或阻塞装置100的远端102的分离，使得阻塞装置可以大体上充满血管管腔。可替换地，阻塞装置内压力的增大可以使阻塞装置100在阻塞装置100的近端107或远端102不分离的情况下膨胀。在本实例中，阻塞装置100可以在不将阻塞装置100从上拆下的情况下膨胀。膨胀阻塞装置100可以进行调节，并且在连接到输送系统上的同时在膨胀状态下在血管内移动。当阻塞装置100处于血管中的希望位置时，阻塞装置100可以与输送系统分离。阻塞装置100与输送系统的分离可以按照如这里所述的各种方式实现。
另外，在阻塞装置膨胀并连接到传送系统上的同时可以调节阻塞装置100的覆盖度。例如，阻塞装置100从导管1中抽出并且在压力(例如，由流体或空气引起)下膨胀，使得阻塞装置100在血管中膨胀。阻塞装置100的位置可以进一步调节。同样，可以调节施加在阻塞装置100中的压力以增大血管中的膨胀阻塞装置100的尺寸。膨胀阻塞装置100的尺寸(即，通过调节施加给阻塞装置100的压力值)和阻塞装置100的位置的相应调节允许控制阻塞装置在放入血管中时的覆盖度。
同样，可以施加负压(例如，从阻塞装置100中吸出空气或移除流体)以导致阻塞装置缩回。缩回的阻塞装置100可以进一步放回导管1中。在一个实例中，阻塞装置100可以根据需要进行膨胀和缩回，以便使阻塞装置100在血管中移动或定位。
在图51所示的可替换或附加张开步骤中，阻塞装置100和导管1的内表面之间的摩擦导致阻塞装置100的远端与防护弹簧圈85分离。摩擦可以通过阻塞装置100的打开和/或中间弹簧圈70朝向导管1的内表面偏压阻塞装置100而产生。导管1和阻塞装置100之间的摩擦有助于阻塞装置100的张开。在这些情况下，当阻塞装置100不打开并且在张开期间与防护弹簧圈85分离时，阻塞装置100和导管1的内表面之间的摩擦将导致阻塞装置100在传送导丝41和导管1相对于彼此移动时移动远离防护弹簧圈85。传送导丝41随后能够旋转，并且阻塞装置100在血管中张开。
在阻塞装置100径向自动膨胀为轻柔但牢固地与血管壁接触以致阻塞动脉瘤A的颈部之后，导管1可以从患者体内完全取出。可替换地，导管1可以留在脉管系统内的适当位置处，从而允许附加工具插入或者在处理位置附近施加药物。
可以在本发明中使用已知材料。可以与阻塞装置100和导丝41一起使用的一种常见材料是Nitinol，一种镍钛形状记忆合金，其能够在低温下形成、热处理、变形，并且利用加热，例如当体温下张开时恢复到其原始形状。不透射线标识物可以由不透射线材料，包括例如铂的金属或包括铋或钨的掺杂塑料制成以辅助目测。
体内管腔的处理
下面提供了用于处理患者体内管腔的系统和方法。尽管在一或多个实施例中进行了描述，应当理解，这样的系统和方法可以在不同的身体管腔中和以本领域普通技术人员认识到的各种方式使用。例如，根据本发明的实施例描述了用于处理血管中的动脉粥样硬化和在处理期间提供栓塞保护的系统和方法。
动脉粥样硬化的特征在于斑块在血管(例如，颈动脉)中积聚。斑块可以由胆固醇、细胞和其它脂肪物质构成。随着时间推移，斑块会限制或阻塞流过受影响血管的血流。如果未处理的话，一部分斑块会脱落成为斑块碎屑，其向下游穿过血管流到更小的血管中。斑块碎屑会阻止血液流向更小的血管，从而导致接收来自更小血管的血液的组织死亡。例如，堵塞给心脏或大脑提供血液的血管会导致心脏病发作或中风。
已经研制了许多最低程度的侵入式措施处理血管中的动脉粥样硬化。在一种措施中，具有可膨胀球囊的导管穿过血管推进到血管中因斑块积聚导致的阻塞位置。球囊随后膨胀以使斑块压靠血管内壁，从而打开被阻塞的血管。在另一措施中，具有切割工具的导管穿过血管推进到阻塞位置。随后使用切割工具切除斑块以打开被阻塞的血管。导管可以包括靠近切割工具定位的吸引器以去除因切割斑块引起的斑块碎屑。在血管打开之后，支架或其它装置可以在血管中的处理位置张开以加固血管壁和防止或减小再次封闭的可能性。
在动脉粥样硬化处理期间，斑块碎屑可以释放到血流中并且引起栓塞。当释放的斑块碎屑从处理位置向下游流动并堵塞流向更小血管的血流时发生栓塞。栓塞能够根据由被阻塞血管供应血液的组织导致心脏病发作、中风或其它疾病。
为了防止或限制动脉粥样硬化处理期间的栓塞，在一些实施例中，支架在处理位置下游的血管中至少部分地张开。部分张开的支架起到捕获在处理期间释放的斑块碎屑的过滤器的作用，防止或限制斑块碎屑向下游移动到更小的血管。在一些实施例中，在处理之后，支架在血管中(包括处理位置)完全张开，从而加固血管壁并且防止或减小再次封闭的可能性。
图64显示了根据这里描述的实施例用于处理动脉粥样硬化并提供栓塞保护的系统5。系统5包括导管8、位于导管8内的导丝组件57和装在导丝组件57上的支架66。图64显示了导管8的剖视图，其中，导丝组件57位于导管8的管腔9中。用于使支架66在血管中张开的导丝组件57可滑动接收在导管8的管腔9内。
导管8包括可膨胀球囊40和流体联接到球囊40上的一或多个管腔56。管腔56从球囊40延伸到导管8的近侧部(未显示)，其中，膨胀流体可以通过流体注入口注入到管腔56中以使球囊40从放气状态膨胀到膨胀状态。图64显示了处于放气状态的球囊40。在一些实施例中，球囊40具有在膨胀时径向膨胀的管形形状。在这些实施例中，承载导丝组件57的管腔9延伸穿过球囊40。
导管8具有远侧开口18，导丝组件57可以穿过所述远侧开口推进超过导管8的远端19以使支架在血管中张开。管腔56从远侧开口18延伸到近侧开口(未显示)，导丝组件57可以穿过所述近侧开口插入导管8中，如图43所示。
导丝组件57可以具有与如上所述的导丝组件相同或类似的结构。导丝组件57包括具有柔性远侧尖端部分61的传送导丝59。传送导丝59配置为在弯曲的同时将转矩从传送导丝59的近侧部传递给远侧部，使得传送导丝59可以沿着血管的弯曲路径弯曲。导丝组件57还包括远侧保持构件62和近侧保持构件26之一或两者，其配置为将支架66保持在其间并且将支架66固定在导丝组件57上的适当位置。远侧和近侧保持构件62和26可以利用如图49所示的远侧和近侧保持构件实现。例如，远侧保持构件62可以利用图50所示远侧保持构件实现，使得支架66的远端能够通过使远侧保持构件62经由传送导丝59旋转而松开。导丝组件57还可以包括支撑弹簧圈70(图47所示)以将传送导丝59支撑在传送导丝59并且使支架66保持准备张开状态。
在一些实施例中，支架66是自动膨胀支架，其包括具有压缩状态和膨胀状态的管状网格结构。支架66包括远侧部67和近侧部68。处于压缩状态的支架66装在导丝组件57上，如图64所示。支架66可以通过管腔9的内表面17以及保持构件62和26在导管8中保持压缩状态。支架66配置为在血管中张开时从压缩状态自动径向膨胀为膨胀状态，如下面更详细描述的那样。
下文参考图65-69描述了根据本发明实施例的用于处理动脉粥样硬化和防止、减小或限制因处理产生的栓塞的措施。该措施可以利用图64所示系统5实施。
参考图65，导管8经皮引入血管69中并推进到血管69中的处理位置53。处理位置53的特征在于由动脉粥样硬化导致斑块积聚所引起的血管53的变窄(狭窄)。血管69可以是颈动脉或其它动脉。在一个实施例中，处理位置53处的狭窄区域54利用球囊血管成形术和放置支架进行处理。还可以使用其它形式的血管成形术。
导管8可以利用荧光成像引导至处理位置53，其中，一或多个不透射线标识物(未显示)位于导管8的远侧部上以在荧光图像上显示导管8的位置。导管8还可以利用包括超声和磁共振成像的其它成像方法进行引导。在一个实施例中，导管8定位成使导管8的球囊40位于狭窄区域54内。在这个期间，球囊40处于放气状态，如图65所示。
在导管8位于处理位置53处之后，导丝组件57通过导管8的远侧开口18推进。支架66的远侧部67推进超过导管8的远端19，同时支架66的近侧部保持在导管8的管腔9内。支架66的远侧部位于狭窄区域54的下游或远侧。图65中的箭头显示了血流流过血管的方向。
参考图66，支架66的远端松开，允许支架66的远侧部67自动膨胀。这可以例如通过使远侧保持构件62或其它手段实现。支架66的远侧部67的一部分在膨胀状态下与血管壁55接触。位于导管8内的支架66的近侧部68保持压缩状态。在这种构造下，支架66的远侧部67形成位于血管壁55和导管8的远端19之间的过滤器以捕获斑块碎屑。
支架66的网格结构中的孔隙在捕获斑块碎屑的同时允许血液流过支架66的远侧部67。因此，支架66在血管69中部分地张开以起到过滤器的作用，用于在允许血液流动的同时防止或限制栓塞。在一些实施例中，由支架66的远侧部67形成的过滤器的孔隙度可以在远侧部67张开之后进行调节。例如，支架66的远侧部67可以轴向压缩以增大网格密度，从而减小了支架66的远侧部67的孔隙度。这可以过滤更小的斑块碎屑。在另一实例中，支架66的远侧部67可以轴向膨胀以减小网格密度，从而增大支架66的远侧部67的孔隙度。这可以允许更多的血液流过过滤器。图36B显示了支架轴向压缩和轴向膨胀以调节支架孔隙度的实例。
导管8的远侧部67可以通过在远侧部67在血管69中张开之后使导管8的远端18推进而轴向压缩。导管8的推进导致导管8的远端19与远侧部67接合并且沿轴向方向给远侧部67施加压缩力。可替换地，支架66的远侧部67可以通过使导丝组件57在远侧部67在血管67中张开之后推进而轴向压缩。导丝组件57的推进导致近侧保持构件26给支架66沿轴向方向施加压缩力。在两种实施方案中，支架66的远侧部67和血管壁55之间的接触将支架66在轴向压缩期间保持在适当位置。
支架66可以在血管69中部分地张开以利用其他方法形成过滤器。例如，导管8的远端19可以推进到血管69中位于狭窄区域54远侧的位置。导管8随后可以相对于导丝组件57缩回以露出支架66的远侧部67。在本实例中，支架66可以通过导管管腔9保持在压缩状态，使得支架66的远侧部67在导管8缩回时自动膨胀。在另一实例中，可以使用与支架66的近端接合的推动器50(图5所示)通过将支架66的远侧部67从导管8的远侧开口18推出而使支架66部分地张开。
参考图67，球囊40通过将流体经由管腔56(图64所示)注入球囊40中而径向膨胀到膨胀状态。球囊40的膨胀导致球囊40将狭窄区域54中的斑块压靠血管壁55，从而增大狭窄区域54中的血管69的直径。在处理期间，支架66的远侧部67捕获因处理释放的斑块碎屑58。斑块碎屑58的捕获限制斑块碎屑向下游移动到更小血管并阻挡血液流向更小血管。
参考图68，球囊40在血管直径增大之后放气到放气状态。因处理释放的斑块碎屑58截留在支架66的远侧部67中。
参考图69，导管8相对于支架66缩回以使支架66在包括狭窄区域54的血管69中完全张开。支架66的其余部分径向膨胀以接触血管壁55。如图69所示，支架66的近端延伸到靠近狭窄区域54的位置。在支架66在血管69中完全张开之后，导管8和导丝组件57从血管69退出。斑块碎屑58和狭窄区域54中的剩余斑块截留在处于膨胀状态的支架66和血管壁55之间。支架66给血管壁提供结构支撑以加固血管69并且防止或减小再次封闭的可能性。
动脉粥样硬化可以利用其它方法进行处理，其中，支架66的远侧部张开以提供栓塞保护。例如，狭窄区域54中的斑块可以利用安装在导管8上的切割工具、从导管8的远侧部发出的激光束、从布置在导管8上的一或多个换能器或电极发出的高能信号或其它方法去除。对于激光束实例而言，导管可以包括用于将激光束从激光源传输到导管远侧部的光纤。在这些方法实例的每一个中，支架66的远侧部67可以如图66所示那样张开以捕获因处理产生的斑块碎屑。
图70显示了用于处理动脉粥样硬化的切割工具73的导管8，代替根据一些实施例的血管成形术球囊。在这些实施例中，切割刀具73安装在导管8的外表面上。图71显示了包括切割刀片的切割刀具，所述切割刀片在导管8的外表面上以一定角度定向。在这些实施例中，可以使用切割工具73在将导管8穿过狭窄区域54推进的同时通过使切割工具73旋转而切除斑块。切割工具73可以通过使导管8旋转而转动。切割工具73可以具有能够切除斑块的任何形状。另外，切割工具可以具有磨损面。
在一些实施例中，切割工具73包括铰接在导管8上的刀片。这允许刀片沿着导管8的外周向下折叠以使导管8更容易地穿过血管推进。刀片可以通过使导管8沿一个方向旋转而张开，使得旋转离心力导致刀片展开。另外，刀片在其中旋转的流体阻力能够导致刀片张开。铰链配置成使刀片在张开时从导管8的外周径向定向。在斑块去除之后，导管8可以停止旋转或者沿相反方向旋转，使得刀片沿着导管8的外周向后折叠。
导管8还可以包括一或多个用于去除在处理期间排出的斑块碎屑的抽吸管腔71和抽吸口74。在这些实施例中，支架66的远侧部67可以张开以捕获未通过抽吸口74去除的斑块碎屑。
下面参考图72描述使用图70和71中所示导管8处理动脉粥样硬化和防止或限制栓塞的措施。
导管8经皮引入血管69中并推进到血管69中的处理位置53，其中，切割工具73紧靠狭窄区域54定位。在一个实施例中，导管8穿过外导管或鞘72推进到血管69中的处理位置53以防止血管69受到切割工具73的影响。
在导管8位于处理位置53处之后，导丝组件57通过导管8的远侧开口18推进。位于导丝组件57上的支架66的远侧部67推进超过导管8的远端19并例如通过使远侧保持构件62旋转而在血管69中张开。支架远侧部67在血管壁55和导管8之间形成过滤器以捕获斑块碎屑，如图72所示。最终的过滤器位于狭窄区域54的下游或远侧。
在支架66的远侧部张开之后，可以使用切割工具73切除狭窄区域54中的斑块。在一个实施例中，切割工具73能够旋转并推进穿过狭窄区域54以切除斑块。在本实施例中，支架66可以张开，其中，远侧部67的足够大的部分与血管壁55接触，使得在切割工具73已经推进穿过狭窄区域54之后，远侧部67的一部分仍然与血管壁55接触。在已经切除狭窄区域54中的斑块之后，导管8能够相对于支架66退出以使支架66在血管69中完全张开，如图69所示。
图73显示了根据一些实施例的导管8，其中，切割装置132滑动接收在导管8的工作管腔129中。在这些实施例中，切割装置132包括安装在柔性驱动轴131的远侧尖端133上的切割工具135。切割工具135可以包括刀片、磨损面和/或两者的结合。为了切除血管中的斑块，切割装置132通过开口137从导管8推出。开口137靠近导管8的远端19定位。
图74显示了根据一些实施例的利用切割装置132处理动脉粥样硬化和防止或限制栓塞的措施。导管8位于狭窄区域54并且支架66的远侧部67在血管69中张开以形成用于捕集斑块碎屑的过滤器。切割装置132随后穿过导管8的开口137朝向狭窄区域54的斑块推进。为了切除斑块，驱动轴131使切割工具135旋转并使切割工具135随着切割工具135旋转而穿过狭窄区域54推进。导管8还可以缓慢旋转，使得切割工具135能够沿着血管69的外周切除斑块。作为使切割工具135旋转的替代，驱动轴131能够使切割工具135往复移动以切除斑块。在本实例中，切割工具135可以包括沿着远侧顶部133和/或磨损面的外周布置的多个刀片。
在已经切除狭窄区域54中的斑块之后，切割工具135能够退回到导管8中。导管8随后能够相对于支架66退出以使支架66在血管69中完全张开，如图69所示。
切割装置132还可以与导管8分别地推进到血管69中，代替穿过导管8的工作管腔129。图75显示了切割工具132和导管8分别地通过外导管或鞘72推进到血管69中的狭窄区域54的实例。为了切除斑块，驱动轴131可以使切割工具135旋转，同时使切割工具135推进穿过狭窄区域54和/或使切割工具135在狭窄区域54中往复移动。切割工具135可以围绕导管8移动以沿着血管69的外周切除斑块。
图76显示了根据一些实施例的布置在导管或鞘142上的切割工具140，所述导管或鞘与用于使支架66张开的导管8分离。在这些实施例中，导管142在导管8上推进到狭窄区域54。导管142包括管腔(未显示)，用于随着导管142在导管8上推进而接收导管8。
图76显示了根据一些实施例的利用切割装置132处理动脉粥样硬化和防止或限制栓塞的措施。导管8位于狭窄区域54并且支架66的远侧部67在血管69中张开以形成用于捕集斑块碎屑的过滤器。导管142在导管8上朝向狭窄区域54的斑块推进。为了切除斑块，切割工具140可以通过使导管142在导管8上旋转而转动。旋转切割工具104随后通过使导管142随着导管142的旋转在导管8上推进而移动穿过狭窄区域54。可替换地，切割工具140可以在狭窄区域54中往复移动以通过使导管142往复移动来切除斑块。
在已经切除狭窄区域54中的斑块之后，导管142可以穿过外导管72退出。导管8随后能够相对于支架66退出以使支架66在血管69中完全张开，如图69所示。
在一些实施例中，切割工具140包括沿着导管142的外周卷绕并具有面向远侧的锋利边缘的刀片。在这些实施例中，刀片可以通过使导管142推进穿过狭窄区域54而切除围绕导管142的外周的斑块。
参考图77，在一些实施例中，支架66在狭窄区域54和血管69远离狭窄区域54的区域中张开以防止或限制栓塞，如下所述。支架66可以利用导丝组件57或其它机构在血管69中张开。图77显示了支架66的横截面视图以便显示位于支架66的内部管腔中的装置。张开支架66与血管69位于远离狭窄区域54的区域中的血管壁55和位于狭窄区域54中的斑块接触。在这些实施例中，可以利用图64所示导管8或其它导管处理动脉粥样硬化。
在一些实施例中，在支架66张开之后，导管8的球囊40定位在位于狭窄区域54的支架66中(图78所示)。球囊40随后通过将流体经由管腔56注入球囊40中而径向膨胀到膨胀状态(图79所示)。球囊40的膨胀导致球囊40径向压靠支架66的内表面。这继而导致支架66将狭窄区域54中的斑块压靠血管壁55，从而增大狭窄区域54中的血管69的直径。支架66从狭窄区域54向远侧张开的部分有助于捕获血管壁55和支架66之间的斑块碎屑，从而防止或限制栓塞。
在狭窄区域54打开之后，球囊40放气到放气状态并且导管8从血管69退出。斑块仍然截留在血管壁55和支架66之间。
球囊40可以布置在导丝组件57上，代替布置在导管8上。图80显示了根据一些实施例的布置在导丝组件57上的球囊40。球囊40紧靠近侧保持构件26定位。导丝组件57包括流体连接到球囊40上的一或多个管腔(未显示)，从而将膨胀流体注入球囊40中以使球囊40径向膨胀到放气状态(图80所示)到膨胀状态。
为了处理动脉粥样硬化，支架66在狭窄区域54和血管69远离狭窄区域54的区域内张开以防止或限制栓塞，如下所述。支架66可以利用导丝组件57(图81所示)或其它机构在血管69中张开。图81显示了支架66的横截面视图以便显示位于支架66的内部管腔中的装置。
在一些实施例中，在支架66张开之后，导丝组件57的球囊40定位在位于狭窄区域54的支架66中(图81所示)。球囊40随后通过将流体注入球囊40中而径向膨胀到膨胀状态(图82所示)。球囊40的膨胀导致球囊40径向压靠支架66的内表面。这继而导致支架66将狭窄区域54中的斑块压靠血管壁55，从而增大狭窄区域54中的血管69的直径。支架66从狭窄区域54向远侧张开的部分有助于捕获血管壁55和支架66之间的斑块碎屑，从而防止或限制栓塞。
在狭窄区域54打开之后，球囊40放气到放气状态并且导丝组件57和导管8从血管退出。斑块保持截留在血管壁55和支架66之间。
在一些实施例中，当在狭窄区域54中张开时，支架66的膨胀力足以使狭窄区域54打开。在这些实施例中，支架66的远侧部67可以在血管69远离狭窄区域64的区域内张开。支架66靠近远侧部67的部分随后可以在狭窄区域54中张开。当支架66在张开期间在狭窄区域54中径向膨胀时，支架66的膨胀力将狭窄区域54中的斑块压靠血管壁55，从而增大狭窄区域中的血管的直径。斑块截留在血管壁55和支架66之间。支架66从狭窄区域54向远侧张开的部分有助于捕获血管壁55和支架66之间的斑块碎屑，从而防止或限制栓塞。
当支架66在血管69中张开之后，狭窄区域54中的斑块和斑块碎屑保持截留在血管壁55和支架66之间。随着时间流逝，新生内膜会积聚在支架66的内表面上。因此，在支架66的内表面上形成血管69的新内衬层，这有助于将斑块和斑块碎屑存留在血管69的旧内衬层和支架66之间。
在一些实施例中，“阻塞装置”和“支架”可互换地使用。在一些实施例中，“微孔”和“孔隙”可互换地使用。在一些实施例中，孔隙度是指与网格密度成反比的数值。
这里描述的设备和方法不限于阻塞装置在任何特定血管中的张开和使用，而是可以包括许多不同类型的血管。例如，在一些方面，血管可以包括动脉或静脉。在一些方面，血管可以是胸心血管(例如，颈部或以上的血管)、胸内血管(例如，胸部中的血管)、胸下血管(例如，腹部或以下的血管)、胸侧血管(例如，胸部侧面的血管，例如肩部区域或之外的血管)或者其它类型的血管和/或其分支。
在一些方面，胸心血管可以包括颅内血管、脑动脉和/或其任何分支中的至少一种。例如，胸心血管可以包括颈总动脉、颈内动脉、颈外动脉、硬脑膜中动脉、颞浅动脉、枕动脉、泪腺(眼)动脉、脑膜中动脉、筛前动脉、筛后动脉、上颌动脉、耳后动脉、咽升动脉、椎动脉、左硬脑膜中动脉、大脑后动脉、小脑上动脉、基底动脉、左内耳(迷路)动脉、小脑下前动脉、左咽升动脉、小脑下后动脉、颈深动脉、肋间最上动脉、肋颈干、锁骨下动脉、大脑中动脉、大脑前动脉、前交通动脉、眼动脉、后交通动脉、面动脉、舌动脉、喉上动脉、甲状腺上动脉、颈升动脉、甲状腺下动脉、甲状颈干、胸廓内动脉和/或其任意分支中的至少一种。胸心血管还可以包括眶内侧动脉、(Heubner氏)返动脉、内侧和外侧豆纹动脉、额叶底外侧动脉、上额(烛台)动脉、脉络丛前动脉、脑桥动脉、内耳(迷路)动脉、脊髓前动脉、脊髓后动脉、脉络膜后内动脉、脉络膜后外动脉和/或其分支中的至少一种。胸心血管还可以包括穿动脉、下丘脑动脉、豆纹动脉、垂体上动脉、垂体下动脉、丘纹前动脉、丘纹后动脉和/或其分支中的至少一种。胸心血管还可以包括中央前沟(中央前)和中心(中央)动脉、顶叶前后动脉、内眦动脉、颞动脉(前、中和后)、中央旁动脉、胼胝体周围动脉、胼胝体缘动脉、额极动脉、楔前动脉、顶枕动脉、距状动脉、蚓下动脉和/或其分支中的至少一种。
在一些方面，胸心血管还可以包括板障静脉、导血管、脑静脉、中间脑膜静脉、表面颞静脉、额板障静脉、前颞板障静脉、顶导静脉、后颞板障静脉、枕骨导血管静脉、枕板障静脉、乳突导静脉、大脑上静脉、传出神经垂体静脉、漏斗(垂体)和长垂体门脉和/或其分支中的至少一种。
胸内血管可以包括主动脉或其分支。例如，胸内血管可以包括升主动脉、降主动脉、主动脉弓和/或其分支中的至少一种。降主动脉可以包括胸主动脉、腹主动脉和/或其任意分支中的至少一种。胸内血管还可以包括锁骨下动脉、胸廓内动脉、心包膈动脉、右肺动脉、右冠状动脉、头臂干、肺动脉干、左肺动脉、前室间动脉和/或其分支中的至少一种。胸内血管还可以包括甲状腺下动脉、甲状颈干、椎动脉、右支气管动脉、左上支气管动脉、左下支气管动脉、主食管动脉和/或其分支中的至少一种。
在一些方面，胸内血管还可以包括右颈内静脉、右头臂静脉、锁骨下静脉、胸内静脉、心包膈静脉、上腔静脉、右肺上静脉、左头臂静脉、左颈内静脉、左肺上静脉、甲状腺下静脉、外颈静脉、脊椎静脉、右肋间最上静脉、第六右肋间脉、奇静脉、下腔静脉、左肋间最上静脉、副半奇静脉、半奇静脉和/或其分支中的至少一种。
在一些方面，胸下血管可以包括肾动脉、横隔膜下动脉、具有肝总动脉的腹腔干、胃左动脉和脾动脉、肾上腺上动脉、肾上腺中动脉、肾上腺下动脉、肾右动脉、肋下动脉、第一到第四腰右动脉、髂内动脉、髂腰动脉、髂内动脉、骶外侧动脉、髂外动脉、睾丸(卵巢)动脉、旋髂深动脉升支、旋髂浅动脉、腹壁下动脉、腹壁浅动脉、股动脉、输精管和睾丸动脉、阴部外浅动脉、阴部外深动脉和/或其分支中的至少一种。胸下血管还可以包括肠系膜上动脉、肾左动脉、腹主动脉、肠系膜下动脉、结肠动脉、乙状结肠动脉、直肠上动脉、第五腰动脉、骶骨中动脉、臀上动脉、脐带和膀胱上动脉、闭孔动脉、通往输精管的膀胱下动脉、直肠中动脉、阴部内动脉、臀下动脉、睾提肌、腹壁下动脉的耻骨(闭孔动脉吻合)分支、结肠左动脉、直肠动脉和/或其分支中的至少一种。
在一些方面，胸侧血管可以包括肱动脉、颈横动脉、肩胛上动脉、肩胛背动脉和/或其分支中的至少一种。胸侧血管还可以包括旋肱前动脉、旋肱后动脉、肩胛下动脉、旋肩胛动脉、肱动脉、胸背动脉、胸外侧动脉、甲状腺下动脉、甲状颈干、锁骨下动脉、胸上动脉、胸肩峰动脉和/或其分支中的至少一种。
这里描述的设备和方法不限于阻塞装置在血管系统中张开和使用，而是可以包括许多进一步的处理应用。其它处理位置可以包括身体区域或部位，例如器官。对于本领域技术人员来说显而易见的是，对实施本发明的每一上述设备和方法的变型以及本发明的变化落入权利要求的保护范围之内。此外，没有要素、部件或方法步骤对公众而言是专有的，除非所述要素、部件或方法步骤在权利要求中明确指明。
尽管本发明的详细描述包含许多具体说明，但这些不应看作对本发明的限制，而仅仅显示了本发明的不同实例和方面。应当认识到，本发明的范围包括上面未详细讨论的其它实施例。在不脱离由所附权利要求所限定的本发明精神和范围的情况下，对这里所公开的本发明的方法和设备的布置、操作和细节可以进行对于本领域技术人员来说显而易见的各种其它变型、改变和变化。因此，本发明的范围应当由所附权利要求及其法定等效表述确定。此外，没有要素、部件或方法步骤对公众而言是专有的，除非所述要素、部件或方法步骤在权利要求中明确指明。加下划线和/或斜体的标题和副标题仅出于方便目的，不用于限制本发明的范围，并且与对本发明的解释无关。在权利要求书和说明书中，除非另有说明，单数要素不是指“有且仅有一个”，除非明确说明，否则是指“一或多个”。另外，对于装置或方法而言不必解决可由本发明的不同实施例解决的每个问题，从而被权利要求涵盖。

Claims (17)

1.一种能跨过患者血管中的动脉瘤植入的阻塞装置，所述阻塞装置包括：
近端；
远端；
介于所述近端和所述远端之间的长度；
沿所述阻塞装置的长度延伸的管腔；和
编织在一起的多个丝条，所述丝条中的至少部分包括钴镍合金并且所述丝条中的至少部分包括铂钨合金，
其中，所述阻塞装置具有介于所述丝条之间的孔隙度，所述孔隙度配置成使得当所述阻塞装置被置于血管中时，引导血液流动离开动脉瘤并且允许血液流向分支血管，
其中，所述阻塞装置能从压缩状态膨胀至膨胀状态，并且
其中，处于膨胀状态的所述阻塞装置的长度比处于压缩状态的所述阻塞装置的长度短。
2.如权利要求1所述的阻塞装置，其中，在膨胀状态中，所述孔隙度介于70％至80％之间。
3.如权利要求1所述的阻塞装置，其中，在膨胀状态中，所述孔隙度介于35％至70％之间。
4.如权利要求1所述的阻塞装置，其中，在膨胀状态中，所述阻塞装置具有介于35％至50％之间的网格密度。
5.如权利要求1所述的阻塞装置，其中，在膨胀状态中，所述阻塞装置具有大约33％的覆盖度。
6.如权利要求1所述的阻塞装置，其中，所述多个丝条包括48根丝条。
7.如权利要求1所述的阻塞装置，其中，所述阻塞装置具有介于2.75mm至4.25mm之间的直径。
8.如权利要求1所述的阻塞装置，其中，所述钴镍合金包括35NLT。
9.如权利要求1所述的阻塞装置，其中，所述铂钨合金包括8％钨。
10.如权利要求1所述的阻塞装置，其中，每个所述丝条具有圆形横截面。
11.如权利要求10所述的阻塞装置，其中，每个所述丝条具有介于0.0020英寸至0.0005英寸之间的直径。
12.如权利要求10所述的阻塞装置，其中，每个所述丝条具有介于0.001英寸至0.0014英寸之间的直径。
13.如权利要求1所述的阻塞装置，其中，每个所述丝条具有卵形横截面。
14.如权利要求1所述的阻塞装置，其中，每个所述丝条具有矩形横截面。
15.如权利要求1所述的阻塞装置，其中，所述多个丝条按照“1上1下1”模式编织。
16.如权利要求1所述的阻塞装置，其中，所述多个丝条按照“1上2下2”模式编织。
17.一种动脉瘤处理系统，包括：
如权利要求1所述的阻塞装置；和
导管，所述导管配置为将所述阻塞装置跨过动脉瘤放置。
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