手术勒除装置的制作方法

专利名称：手术勒除装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及勒除装置，更具体地涉及血管内勒除器械。
如果血块相对血管较小，或者凝块阻塞的是相对小的血管，患者一般没有直接危险。然而，的确存在较难察觉的危险血块脱落游走而重新停留在其阻塞作用不太良性的另一个血管处。另外还存在通过循环系统迁移的小血块与静止的凝块汇合从而借助连生作用使之增大的危险。发生这种情况时，尺寸可以忽略的凝块增长成显著的阻塞。随着凝块的增长，所述的增长可以快速地发生，对血流中引入更多的涡流。血小板通过涡流区时它们易于破裂，从而引起附加的凝结。
常规消除血块的方法依赖于溶解血块的药物，例如酶。由于诸如链激酶之类的酶是引入血流中的，其作用是全身性的而不是局部的。另外，溶解凝块的过程是费时的，在此期间患者继续处于危险之中。
机械去除血块的方法一般由于凝块的易碎性而不成功。受常规机械装置扰动时，凝块可易于破碎成较小的凝块，每个较小的凝块开始经血流游走直到停驻到不可预料的位置。
本发明基于这样的认识当拉一根线时，可以使该线的不同线段伸展不同的量。这种现象有利地用于具有易从展开状态转变到盘旋状态的远端的手术器械。在展开状态，所述器械可以滑入到极小的空间，诸如血块与血管壁之间的空间，而不扰动凝块。在盘旋状态，该器械可以勒住凝块。
总体上，本发明特色是包括纵向延伸的支承件的手术器械和其它器械，所述支承件形成轴线。所述支承件包括挠性远端部分，所述挠性远端部分具有均衡的压缩状态和非均衡的不压缩状态。在其压缩状态，挠性远端形成相对于轴线的第一路线。
所述器械还包括沿支承件形成的轴线延伸的芯线。所述芯线具有松驰状态和张紧状态。在其松驰状态下，所述芯线形成相对于轴线的第二路线。连接到所述芯线的擒纵器让使用者如外科医生能够施加作用在芯线上的张力。该张力把所述芯线拉紧，引起芯线从其松驰状态转变为张紧状态，在其松驰状态下，挠性远端部分处于其非均衡的不压缩状态，而在张紧状态下，挠性远端部分处于其均衡的压缩状态。
支承件的远端部分包括附着芯线的固附件。该固附件可以在沿支承件远端的任何点上提供使支承件的挠性远端能够跟随第一路线和第二路线其中一个的机械连接，所述第一路线由处于其压缩状态的挠性远端形成，所述第二路线由处于其松驰状态的挠性远端形成。
所述芯线具有有第一抗屈强度的远端部分和显著高的抗屈强度的近端部分。在一个实施方案中，芯线是由超弹性和形状记忆的金属制造。在此实施方案中，抗屈强度的差别通过提供具有第一截面积的近端部分和具有小于第一截面积的第二截面积的远端部分达到。把芯线的远端部分制成具有松驰状态，在松驰状态下，所述远端跟踪基本上盘旋或者螺旋的路线。支承件的挠性远端部分制成具有压缩状态，在压缩状态下，所述远端部分跟踪基本上平行于支承件的轴线。
由于芯线的两个部分有不同的截面积，使用者施加的给定力在芯线的远端比在芯线的近端产生更大的应力。这使远端部分比近端经受更大的应变，从而被拉长更多。因为芯线的远端部分固附在支承件的远端部分，这种芯线的附加长度使支承件的挠性远端部分能够恢复到其平衡的压缩状态，其中它沿着基本上平行于支承件轴线的方向延伸。
存在提供具有不同抗屈强度的部分的芯线的其它方法。例如，芯线可以由两种具有不同抗屈强度的相异材料制造。或者芯线可以局部进行热处理以改变热处理区的屈服应力。
为了勒住血块、肾结石或者其它物体，外科医生首先拉芯线。这使芯线的远端部分拉长，并因此让支承件的挠性远端部分能够恢复到其压缩状态。在所述压缩状态下，支承件的挠性远端部分形成基本上平行于支承件轴线的线。然后外科医生在凝块和血管壁之间塞入所述远端部分以使支承件的远端部分与凝块相邻。
一旦支承件的远端部分邻接凝块，外科医生就松开芯线，从而让芯线恢复其盘旋状态。这使支承件的远端部分也采取盘旋的状态，从而在凝块旁勒住凝块。
本发明的手术器件使外科医生能够抓住凝块并且从血管排除凝块。在其松驰状态下，挠性远端部分把凝块柔和地支托在其盘旋内。结果是，尽管凝块有易碎性，凝块不大可能在它被排除时破碎。因此，本发明的手术器件提供了对使用全身性药物治疗来缓慢溶解凝块的可靠替代品。
体现本发明原理的器械可以用于除了去除凝块以外的应用。例如这样的器械可以用于勒住和去除胆结石。另外，可以在肾结石旁塞入这样的器械，并且在肾结石和肾之间形成篮筛或者滤网。在进行碎石治疗时，所述篮筛可以捕捉和去除肾结石的碎片。根据本发明的手术器械还可以在由于血管痉挛而堵塞的血管中用作临时介入支架。在此应用中，外科医生把支承件的远端置于其伸展的状态，并且把它滑过血管的阻塞部分。然后外科医生把远端恢复到其盘旋状态，在这种状态下，远端盘旋扩张血管从而恢复血流。
实施本发明的器械还可以用于非外科的应用。特别是，这样的器械可以用于需要勒住和取出驻留于不可达到的空间中的物体的任何应用中。例如，这样的器械可以设计为从管形装置中取出障碍，或者从管路中取出异物，而不需要拆开管路，例如用在食品加工厂中。
在其它实施方案中，成对器械可以一起用来完成仅用单个器械难以完成的任务。例如，为了去除在血管阻塞部分的另一侧的血块，第一器械可以用作为临时介入支架，而第二器械在通过由第一器械的盘旋所形成的螺旋后取出血块。第一器械可以用作特别细小的血块与心脏之间的滤篮，而第二器械勒住和取出血块。然后由第一器械捕捉和去除血块的任何碎片。
在本说明书中，术语“刚性”指的是在受到张力和压缩力时不可压缩到足以保持其形状，但是能够弯曲到足以经过在使用它的脉管系统或者其它流通系统中的扭曲和转动。
除了另有定义，本文所用的科技术语具有本领域内普通技术人员一般理解的相同意思。尽管在实施或者试验本发明时，可以使用本文所述相似或者等同的方法和材料，但下文说明适合的方法和材料。本文所述的所有出版物、专利申请、专利和其它参考文献都以全文引作参照。在冲突的情况下，将以本说明书包括定义为准。此外，所述的材料、方法和实施例都是阐述性的，而不打算用于限制。
所以，本发明提供了安全和快速地排除处在难于通达的区域中的阻塞的优点。通过勒住这样的阻塞，本发明能够排除甚至易于破碎的阻塞而没有使这些阻塞破碎的显著危险。
本发明还提供可以开通受阻的血流通道的临时介入支架，恢复血流通道，即使受阻的血流通道相对地不可通达。
下面参照附图详细地说明本发明的一个或多个实施方案。从说明书和附图以及权利要求书显然可以了解本发明的其它特性、目的和优点。


图1示出在其伸展状态下的根据本发明的勒除器。
图2示出在其盘旋状态下的图1所示的勒除器。
图3是挠性远端部分直接固附在擒纵器上的勒除器。
图4为图1所示的勒除器的剖开图。
图5为图1所示的勒除器的盘旋部分的截面图。
图6为芯线在其伸展状态下，图4所示勒除器的盘旋部分的截面图。
图7为具有临时倾斜了的盘旋部分段的盘旋部分的部分截面图。
图8为具有永久倾斜了的盘旋部分段的盘旋部分的部分截面图。
图9为具有衬垫盘旋的勒除器的截面图。
图10为其中盘旋部分段突入衬垫盘旋部分之间间隙的勒除器的截面。
图11是示出盘旋部分段和衬垫盘旋段的相对节距角的平面图。
图12是具有芯线的近端和远端部分的另一种过渡的盘旋部分的截面。
图13是其中芯线从远端向近处固附以形成无创伤尖端的盘旋的远端部分。
图14示出用于帮助外科医生引导在血块附近的勒除器的导管。
图15示出本发明的勒除器伸展通过图13的导管。
图16示出已经捕捉凝块后的图15中的勒除器。
图17A和17B示出把勒除器用作滤网以防止肾结石碎片迁移的步骤。
图18A和18B示出用勒除器捕捉胆结石的步骤。
图19A和19B示出用勒除器作临时介入支架的步骤。
图20是根据本发明的勒除器的另一种支承结构。
详细描述本文所述的手术器械使用非均质的芯线，所述芯线在受到拉力时在不同的位置伸展不同的量。所述芯线至少一个部分具有松驰状态和张紧状态，在其松驰状态下，所述芯线采取盘旋的形状，在其松驰状态下变成直的。线的这个部分固附到器械的挠性部分并且控制器械的挠性部分的形状。芯线上的张力由外科医生选择性地拉线和松线进行控制。
参阅图1，体现本发明原理的手术器械10包括沿远端14和近端16之间的轴线延伸的任选插管12。挠性盘旋部分18安装在插管12的远端。盘旋部分18在其远端由端帽20罩住。固附着插管12的近端16是可由外科医生操作的擒纵器24，用于在图1所示的展开状态和图2所示的盘旋状态之间切换盘旋部分18。
所示实施方案中的插管12是管状的。然而，这不是必须的。插管12的功能是当外科医生施加足以把盘旋部分18张成其展开状态的力时支承盘旋部分18。在另一个实施方案中，挠性盘旋部分18直接连接到擒纵器24，如图3所示。在此情况下，不需要插管12.
插管12可以是金属，诸如以商品名“NITINOLTM”上市的各种合金、不锈钢，或者诸如以商品名“MP35N”上市的钴合金。插管12还可以是由聚合物制造，由聚酰亚胺、诸如以商品名“TEFLON”上市的任一种尼龙和聚四氟乙烯构成，或者可以是由任何数目的聚合物制造的合成管。另外，插管12可以包裹金属的弹簧、编织线或者类似的结构。
如图1和2所示，盘旋部分18是分段的结构，能够在其构成的段之间链接。然而，盘旋部分18还可以是能够随意地在图2所示的盘旋状态和图1所示的展开状态之间进行所要求的转换的任意挠性部分。优选的盘旋部分18具有均衡的压缩状态，在这种状态下，它形成相应于图1所示的路线。在所示的实施方案中，盘旋部分18和插管12是可以涂覆诸如PVP之类的亲水的和生物相容性的复合材料。一般血管内使用的合适外径约为0.014英寸。
为了让外科医生能够在人体内跟踪器械10的位置，盘旋部分18可以由不透射线的材料诸如铂、钨、铱、铥(Tn)、金、银或者其合金制造，或者包括由这些材料制造的部分。或者，盘旋可以用可盘旋的聚合物、不锈钢、MP35N或者类似物质制造，在这种情况下，盘旋部分18覆盖有不透射线的涂层。盘旋部分18可以是封闭缠绕的盘旋，不论有或者没有预负载，或者它可以是开放缠绕的盘旋。盘旋部分18可以由叶片、绉皮膜或者任何这样的挠性和可压缩的件取代。
图4所示的手术器械10的剖视图揭示结构的部分，这部分使外科医生能够把盘旋部分18在其盘旋状态和其展开状态之间拴牢。如图4所示，从擒纵器24延伸到端帽20的芯线26通过插管管腔28和盘旋部分管腔30。芯线26具有可操作地连接到擒纵器24的近端32和固附到盘旋部分18的远端36。在一个实施方案中，端帽20起盘旋部分18上的固附件的作用并且远端36固附到端帽20上，如图5和6所示。
优选地，芯线26由形状记忆和超弹性的合金制造。这样的金属具有下列特性在变形和受热过临界温度时，它“记忆”其变形了的形状。当冷却和受到进一步的变形时，这样的线反弹回其记忆过的形状。适合制造芯线的超弹性金属为以商标名NITINOLTM上市的镍钛合金。在镍钛合金的情况下，临界温度在华氏700度左右。
由于芯线26既固附在盘旋部分18的端帽20上也固附在擒纵器24上，并且因为盘旋部分18是挠性的，芯线26和盘旋部分18依从相对于轴线的相同路线。如图2和5所示，在芯线26处于其盘旋状态时，盘旋部分18处于不压缩状态，在这种状态下，它依从由芯线26形成的盘旋路线。如图1和6所示，在芯线26处于其展开状态时，盘旋部分18恢复到压缩状态，在这种状态下，它沿轴线延伸。
芯线26不必固附在端帽20上。相反，芯线可以在中点固附到布置在盘旋部分18的固附元件31上，如图13所示。安全线33从固附元件31向远处延伸到端帽20以防止盘旋部分解开。这把任何作用到芯线26上的张力隔离到接近中点，从而得到具有松软和非创伤性远端尖端的盘旋部分18，如图13所示。如图13所示的非创伤性尖端是有优势的，因为它使所述的器械能够在受阻塞的区域内调遣而没有穿透或者损伤周围结构的显著风险。
如图5和6所示，芯线26具有两个部分经插管管腔28延伸并且固附到擒纵器24上的近端部分36；和经盘旋部分管腔30延伸并且固附到盘旋部分18的端帽20上的超弹性远端部分38。近端36具有超过远端38的抗屈强度。这使远端部分38比近端部分36能够经受更大的张力，从而给芯线26施加给定的张力。
对于给定的张力，材料伸展的程度取决于其截面积。这个现象为人们所熟悉，类似于拉一块太妃糖时看到薄的部分比厚的部分更易于延展。材料伸展的程度称为“应变”。造成应变的原因是“应力”，与压强相似，量是单位面积上的受力。应力可以认为是沿反方向作用的压强。但是，施加压强趋向于压缩材料，施加应力趋向于伸展材料。
对于许多材料，在没有达到张力的阈值时没有显著的应变。一旦达到所述阈值，材料就迅速响应施加的力。材料开始响应施加的张力的阈值称为材料的“抗屈强度”。
如前所述，由于芯线26的远端部分38和近端部分36具有不同抗屈强度，芯线26响应张力从盘旋的状态转变成伸展的状态。这种抗屈强度的差别可以通过具有其远端部分38的截面积小于近端部分36的截面积的芯线26来实现。芯线26中的不同抗屈强度可以通过具有不同材料制造的芯线26的远端和近端部分38、36来实现。在这种实施方案中，近端部分36由第一材料制造，所述第一材料在施加给定应力时受到可忽略量的应变。远端部分38可以由超弹性材料制造，所述超弹性材料易于响应施加上同样的应力进行伸展。这样，芯线26的近端和远端36、38可以有相同的截面积，但对芯线26施加张力时受不同的应变。
当外科医生沿芯线26施加指向近端的张力时，这样的力在芯线26上的每个点引起应力。由于芯线26的远端部分38具有比芯线26的近端部分36小的截面积，远端部分38中的那些点所经受的应力要比近端部分36中的那些点大。由于应变取决于应力，芯线26的远端部分38比芯线26的近端部分36经受更大的应变，因而显著变长。这引起芯线26的远端部分38伸展。在其伸展状态下，芯线26不再限制盘旋部分18依从盘旋的路线。从而盘旋部分18自由地恢复成其均衡的压缩状态，在所述压缩状态下，它沿轴线延伸，如图6所示。
当外科医生取消对芯线26指向近端的后文称作“张力”的纵向力时，芯线26的远端部分38恢复其松弛状态，在所述松驰状态下，它形成盘旋的路线。由于芯线26固附在盘旋部分18上，它限制盘旋部分18依从盘旋的路线，如图5所示。
现在参阅图7，随着盘旋部分18从其盘旋状态转到其非盘旋状态，特定的盘旋部分段19a可以受到不同的径向力。这些力引起特定的盘旋部分段19a变成相对芯线26的径向位移。如果此径向的位移不过大，如图7所示，盘旋部分18将不接触芯线56，并且在取消径向力以后，盘旋部分18内的张力把特定的盘旋部分段19a恢复到其均衡对齐位置。然而，如果径向位移太大，如图8所示，芯线56将接触盘旋部分18。另外，盘旋部分18内的张力代之引起第一和第二相邻的盘旋部分段19b、19c变得相互接近，永久性错开特定的盘旋部分段19a。
错开了的特定的盘旋部分段19a(称为“倾斜的盘旋部分段”)突入进盘旋部分管腔30，如图8所示。倾斜的盘旋部分段19a突入进盘旋部分管腔30的距离要达到这种程度以致在操作器械10过程中足可以接触芯线26，芯线26在受到拉伸时将不能够屈服显著的量。
为了克服这个困难，器械10的一个实施方案提供了盘旋部分管腔30，所述管腔30具有的径向范围小到足以防止特定的盘旋部分段19a径向位移到足以让第一和第二相邻的盘旋部分段19b、19c相互接触的程度，防止特定的盘旋部分段19a从对齐状态中永久性地倾斜出来。然而，还把盘旋部分管腔30的径向范围选择足够大以致让芯线26和盘旋部分18在使用器械10时不相互缠绕。优选地，盘旋部分管腔30的径向范围稍小于组成盘旋部分18的线圈的半径。
在克服该困难的另一个实施方案中，如图9所示，衬垫盘旋60封闭芯线26。衬垫盘旋60具有固附到安装在盘旋部分18的近端衬垫62上的近端，以及具有固附到安装在盘旋部分18的远端或其附近的远端衬垫64上的远端。衬垫盘旋60或者其部分可以用不透射线的材料如铂制造。然而，视器械10的特定应用而定可以使用其它成分。可以使用其它管状结构代替衬垫盘旋60以封闭芯线。例如用具有如下所述尺寸的叶片、绉皮膜或者任何这样的挠性和可压缩的管以防止盘旋部分段19与芯线26接触。
衬垫盘旋60可以与芯线26接触也可以与之分开一个小得足以防止衬垫盘旋60的链接衬垫盘旋段66自身相对于芯线26径向位移的间隙。所述的间隙由衬垫盘旋60的尺寸确定。在一个实施方案中，所述的间隙选择小于组成衬垫盘旋60的线圈的半径。
盘旋部分管腔30的径向范围选择小到足以防止特定的盘旋部分段19a径向位移到足以让第一和第二相邻的盘旋部分段19b、19c相互接触的程度，防止特定的盘旋部分段19a永久性地从对齐状态中倾斜出来。然而，还把间隔选成大到足以让衬垫盘旋60和盘旋部分18在器械10使用时不相互缠绕。在一个实施方案中，盘旋部分管腔30的径向范围稍小于组成盘旋部分的线圈。
在芯线26变形时，不可避免地在组成衬垫盘旋60的链接衬垫盘旋部分66之间形成空间。在一些情况下，来自盘旋部分18的盘旋段19a可以穿透进这些空间之一的距离远到足以让第一和第二相邻的盘旋部分段19b、19c相互接触，如图10所示。
不论盘旋部分18还是衬垫盘旋60通常都是螺旋结构，其中构成的链接段19、66设一个螺距角，如图11所示。为了保证盘旋部分段19不突入在衬垫盘旋段66之间形成的开口，把衬垫盘旋段66的螺距角选成不同于盘旋部分段19的螺距角。这样的区别可以通过以相反方向绕制衬垫盘旋段和间距盘旋段来达到。在一个实施方案中，这两个节距角彼此为直角。然而，任何节距角中的不同都会降低穿透的可能性。
擒纵器24可以是如图1所示的带有扳机27的把手。在此实施方案中，所述的扳机机械地连接到芯线26上，以便当外科医生拉扳机时，沿芯线26施加张力。然而只要也是沿芯线26施加张力，可使用其它类型的擒纵器。例如，芯线26可以具有固附于其近端32的把手，在此情况下，外科医生拉动把手并且直接在芯线26上施加张力而无需插入任何机械连接。
优选地，擒纵器24只施加张力而不施加扭力。扭力不产生引起芯线26拉长的应力。因此，任何用于施加扭力的能量都是无效能量，它本来是可以用于施加张力的。另外，由擒纵器24施加的扭力造成芯线26不利的扭曲。
在芯线26是由单一材料制造的那些实施方案中，线的直径沿其长度而变化。芯线26的近端和远端部分36、38的截面积的比例将取决于芯线26的材料特性。所述比例如此选择以致仅由外科医生施加适度的力就能达到适当的差示应变。芯线26的两个部分的直径是这样，由外科医生施加的张力将不足以让芯线26丧失其已记形状的记忆。总体上这意味着张力必须是近端部分38拉长小于其松驰长度的8％，并且优选地在其松驰长度的2％至7％内。
现有各种制造具有两个或者多个在其抗屈强度上不同部分的芯线26的方法。在一个方法中，由形状记忆材料制造的连续的线做成较小的直径以形成远端部分38。然后把远端部分38热固到所需的形状。为了实现擒纵芯线26，在近端部分36的抗屈强度和远端部分38的抗屈强度中必须有足够的差别。这通过保证近端部分36的直径与远端部分38的直径的比约为1.35或者更高来达到。对于具有非圆形截面的芯线26，这通过保证近端部分36的面积与远端部分38的面积的比约为1.8或者更高来达到。
从一个状态到另一个状态的实际转变可以看作是沿芯线26移行的波。波的移行方向可以通过控制近端部分36与远端部分38之间过渡的锥度而得到控制。在如图5和6所示锥度的情况下，当外科医生拉着芯线26时，波从近端部分36向远端部分38移行。相反地，当外科医生松开芯线26时，波再次从近端部分36向远端部分38移行。
图12示出另一种锥度，其中芯线26的直径在沿芯线26向远端行进时减少到最小，但是随着远端部分38在其远端尖端处张开到最大的截面积时，又增加到最大值。在图7所示的另一种锥度的情况下，在外科医生拉着芯线26时，波从近端部分36移行到远端部分38。与此相反，当外科医生松开芯线26时，波从远端部分38向近端部分36移行。近端部分36的面积与在其尖端处的远端部分38的面积的比约为1.8或者以上。
在制造芯线26的另一种方法中，远端部分38的抗屈强度可以通过向该部分局部加热而降低，同时在近端部分36将热掩盖。在某些情况下，应用局部加热形成远端部分可无需碾磨芯线26。在其他情况下，应用局部加热降低近端部分直径与远端部分直径的比例。
制造芯线的另一种方法是把超弹性的远端部分38连接到近端部分36。这可以通过焊接或其它手段达到。在此情况中，近端部分36可以采用与制造远端部分38的相同超弹性合金制造。或者，近端部分36可以用另一种金属或者合金制造，诸如不锈钢或者MP35N。两种情况下，所要求的都是在两个部分之间有足够的抗屈强度差别以使之能够擒纵芯线26。
一旦形成远端部分38，就把它绕心轴绕制并且加热通过形状记忆金属的临界温度。然后冷却芯线26，并且从心轴上取下。得到的芯线26具有一种均衡的状态，其中它像在心轴上那样地盘旋。
为了适应不同尺寸的凝块，可以使用不同的心轴。盘旋的节距和绕的匝数可以由绕心轴绕制远端部分38的方式控制。盘旋中的匝数及匝与匝之间的节距将取决于特定应用。例如，如以下所述，当对碎石治疗起滤篮作用的时候，节距角是使远端部分非常紧密地盘旋以确保捕捉多数的肾结石碎片。对于用作介入支架时，盘旋数取决于要扩张的血管部分的长度。对于取除凝块的一般应用，15至25度的节距角通常提供良好的结果。实际上，外科医生可以使用一套具有不同尺寸和形状的芯线。假定外科医生已知凝块尺寸，可选择具有远端部分38的芯线26，所述远端部分38在其盘旋的状态下封闭只稍大于预料体积的凝块。
远端部分38的形状可以按用户要求定做以治疗众多病症或者用以允许接近体内难以到达的位置。例如，取决于心轴的形状和远端部分38缠绕心轴的方式，远端部分38可以是具有封闭或者开放末端的螺旋、锥体、双锥体的形状，或者其它任何有助于特定临床应用的形状。装置的临床相关性还源自远端部分38中的力。恢复到松驰状态所需要的力必须最适于具体临床应用。这可以通过使用上述任何芯线变例来完成。
图14-16示出用手术器械10从血管42中取出血块40。如图14所示，外科医生把导管43放置得靠近血管42内的血块40。然后外科医生经导管43递送手术器械10并且操纵它向血块40推进。
然后外科医生对芯线26施加张力并且在血块40和血管42的壁之间塞入现已展开的盘旋部分18，如图15所示。当伸展的盘旋部分18接近凝块40时，外科医生松开张力以使芯线26恢复到其盘旋状态，如图16所示。在芯线26恢复到其盘旋状态时，它引起盘旋部分18绕凝块40。当凝块40被盘旋部分18勒住后，外科医生轻轻地从血管42取出插管12以及勒住的凝块40。
手术器械10可以用于除去除血块以外的应用。例如，图17表明，伸展的盘旋部分被递送在肾结石44和泌尿管46的壁之间。在其盘旋和不压缩状态下，如图17B所示，盘旋部分18在肾结石44和肾之间形成滤网46(未示)。在进行碎石装置47的操作时，滤网46捕捉任何游走的肾结石碎片并且防止它们游走到肾中。
另一种应用示于图18A-B，经胃48递送插管12进入胆囊50。在其不压缩和盘旋状态下，可以用盘旋部分18勒住一个或多个胆结石52，如图18B所示。
在又一个应用中，如图9A-B所示，经已血管痉挛的血管42塞入盘旋部分18。在其伸展状态，盘旋部分18可以通过血管的阻塞部分，如图19A所示。一旦盘旋部分18的远端穿过阻塞部分54，外科医生就松开对芯线26的张力并且把盘旋部分18恢复到其盘旋状态。结果形成临时介入支架56，它扩张血管痉挛区域的血管。
插管12和挠性盘旋部分18不必是管状结构，而可以是如图20所示的开放结构。所需要的是如图20所示的支承件的近端部分有足够的刚性对抗作用在芯线26上的力。
插管12、挠性盘旋部分18和芯线26可以覆有诸如聚四氟乙烯之类的润滑涂层，或者任何亲水涂层。也可以使用其它类型的涂层。这包括抗凝血酶原涂层(anti-thrombogenic coating)、影像增强涂层，或者任何其它有助于操作的涂层。在收回芯线26过程中芯线26与盘旋部分18的内壁之间的磨擦力可以通过提供寓于盘旋部分18中润滑的挠性管来降低。
如本文所述构成的手术器械10可以用于众多临床目的，诸如从脑动、静脉、心脏冠动、静脉和周围动、静脉中勒住和排除凝块、血栓，或者植入物。盘旋的表面积还可以用于促进松散的、未凝聚的血块的固化和粘着。类似地，所述装置可以用于介入支架的程序中，其中需要远端保护以捕捉逸脱的栓子。所述装置可用于穿透慢性的总体阻塞然后扩张阻塞。这种应用的一个例子，已经在前文说明，是用手术器械10支撑开由于痉挛或者切开而堨陷的血管，同时让血液能够流过扩充了的血管。手术器械10还可以用作引导线以跨过损伤和/或偏开及通过曲折的血管。其它实施方案上文公开的沿线构建的勒除器还有除了迄今揭示的临床应用以外的众多应用。例如，这种勒除器可以用于取出落入下水管中的物体，或者从管路中取出异物，例如在加工厂中。根据本发明的勒除器还可以用于从任何类型的受限的或者其它方式不可通达的空间取出或者排除物体。在这样的应用中，可以按需要修改所述装置的尺寸。
所述器械还可以设计成从受限的空间中捕捉和取出动物样品。例如，用所述器械可以方便地通过蚁群的穴道，取出特定的蚂蚁。根据本发明的大型勒除器可以布置在洞穴中下饵捕捉鼠类或者其它掘穴害虫。
应当理解，尽管详细地说明了本发明，上述说明旨在阐述而不是限制本发明的范围，本发明的范围由所附权利要求书定义。其它方面、优点和修改在下面的权利要求书的范围内。
权利要求
1.一种器械，其包含纵向延伸的形成轴线的支承，所述支承具有挠性远端部分，所述挠性远端部分具有不压缩状态和压缩状态，在其压缩状态下，挠性远端形成相对于轴线的第一路线；沿所述轴线延伸并且固附到挠性远端部分上的芯线，所述芯线具有松驰状态和张紧状态，在其松驰状态下，所述芯线形成相对于轴线的第二路线；和连接到所述芯线近端的擒纵器，其用于选择性地在芯线上施加张力，该张力引起芯线从其松驰状态转变为张紧状态，在其松驰状态下，挠性远端部分处于其不压缩状态，而在张紧状态下，挠性远端部分处于其压缩状态。
2.如权利要求1所述的器械，其中纵向延伸的支承的挠性远端含有形成管腔的管。
3.如权利要求1所述的器械，其中纵向延伸的支承含有形成管腔的管状刚性近端部分。
4.如权利要求1所述的器械，其中芯线包含超弹性线。
5.如权利要求1所述的器械，其中芯线包含镍钛合金。
6.如权利要求1所述的器械，其中芯线包含第一部分，其在响应施加在其上的给定张力中经受第一应变；和第二部分，其在响应施加在其上的给定张力中经受第二应变，第二应变大于第一应变。
7.如权利要求6所述的器械，其中芯线包含第一部分，其具有第一截面积；和第二部分，其具有第二截面积，第二截面积大于第一截面积。
8.如权利要求6所述的器械，其中芯线包含由第一材料制造的第一部分；和由第二材料制造的第二部分，第一和第二材料具有不同应力-应变特性。
9.如权利要求8所述的器械，其中所述第一部分具有第一截面积；和所述第二部分具有第二截面积，第二截面积不同于第一截面积。
10.如权利要求7所述的器械，其中第二截面积与第一截面积的比为至少1.8。
11.如权利要求1所述的器械，其中第一路线是基本上平行于所述轴线的伸展的路线，而第二路线是盘旋的路线。
12.如权利要求1所述的器械，其还含有用于固附芯线的固附元件，所述固附元件布置在挠性远端部分的远端。
13.如权利要求1所述的器械，其还含有用于固附芯线的固附元件，所述固附元件布置在接近挠性远端部分的远端。
14.一种器械，其包含形成管腔的挠性管，所述挠性管具有远端和近端；经所述管腔延伸并且具有固附在所述挠性管上的远端的芯线，在响应施加于其上的张力中从松驰状态转换成张紧状态的芯线；和连接在芯线近端的擒纵器，其用于在芯线上施加张力。
15.如权利要求14所述的器械，其中挠性管是分段的链接管。
16.如权利要求14所述的器械，其中芯线包含超弹性线。
17.如权利要求14所述的器械，其中芯线包含镍钛合金。
18.如权利要求14所述的器械，其中芯线包含近端部分和远端部分，所述近端部分具有第一截面积，所述远端部分具有第二截面积，第二截面积小于第一截面积。
19.如权利要求18所述的器械，其中第一截面积与第二截面积的比为至少1.8。
20.如权利要求14所述的器械，其中管腔具有选取的径向范围，以用于在芯线从松驰状态转变成张紧状态时防止挠性管与芯线冲突。
21.如权利要求20所述的器械，其中管腔的尺寸使得在芯线与挠性管之间的距离小于挠性管厚度的一半。
22.如权利要求14所述的器械，其还含有与芯线同轴心并且布置在芯线与挠性管之间的管腔中的衬垫管。
23.如权利要求20所述的器械，其中衬垫管含有挠性链接管。
24.如权利要求22所述的器械，其中挠性管含有挠性链接的盘旋部分，所述盘施部分具有以第一螺距角缠绕的盘旋部分段，以及衬垫管包含以第二螺距角缠绕的衬垫盘旋段，第二螺距角不同于第一螺距角。
25.如权利要求22所述的器械，其中衬垫管的尺寸使得在芯线从松驰状态转变成张紧状态时防止挠性管与芯线冲突。
26.如权利要求25所述的器械，其中衬垫管的尺寸使得在衬垫管与挠性管之间的管腔小于挠性管的厚度的一半。
27.一种器械，其包含形成第一管腔的插管，所述插管具有远端和近端；形成第二管腔的挠性管，所述挠性管具有安装在插管远端上的远端和近端，第二管腔与第一管腔连通；经第一和第二管腔延伸并且具有固附在所述挠性管上的远端的芯线，在响应施加于其上的张力中从松驰状态转换成张紧状态的芯线；和连接在芯线近端的擒纵器，其用于在芯线上施加张力。
28.如权利要求27所述的器械，其中挠性管是分段的链接管。
29.如权利要求27所述的器械，其中芯线包含超弹性线。
30.如权利要求27所述的器械，其中芯线包含镍钛合金。
31.如权利要求27所述的器械，其中芯线包含近端部分和远端部分，所述近端部分具有第一截面积，所述远端部分具有第二截面积，第二截面积小于第一截面积。
32.如权利要求31所述的器械，其中第一截面积与第二截面积的比为至少1.8。
33.如权利要求27所述的器械，其还含有与芯线同轴心并且布置在芯线与挠性管之间的管腔中的衬垫管。
34.如权利要求33所述的器械，其中衬垫管含有挠性链接管。
35.如权利要求33所述的器械，其中挠性管含有挠性链接的盘旋部分，所述盘旋部分具有以第一螺距角缠绕的盘旋部分段，以及衬垫管包含以第二螺距角缠绕的衬垫盘旋段，第一螺距角不同于第二螺距角。
36.如权利要求33所述的器械，其中衬垫管的尺寸使得在芯线从松驰状态转变成张紧状态时防止插管与芯线冲突。
37.如权利要求36所述的器械，其中衬垫管的尺寸使得在衬垫管与挠性管之间的管腔小于挠性管的厚度的一半。
38.一种器械，其包含形成第一管腔的插管，所述插管具有远端和近端；形成第二管腔的挠性管，所述挠性管具有安装在插管远端上的远端和近端，第二管腔与第一管腔连通；经第一和第二管腔延伸并且具有固附在所述挠性管上的远端的超弹性芯线，所述芯线具有第一部分和第二部分，芯线上的张力在第一部分中产生第一应力，而芯线上的张力在第二部分中产生不同于第一应力的第二应力；和连接在芯线近端的擒纵器，其用于在芯线上施加张力，从而引起第一部分经受第一应变以及第二部分经受不同于第一应变的第二应变。
39.一种勒住物体的方法，所述方法包含对芯线施加张力，从而把芯线置于伸展的状态；在其伸展的状态，把芯线移动到邻接所述物体的位置；松开张力，从而使芯线恢复到盘旋的状态并且勒住邻接芯线的物体。
40.如权利要求39所述的方法，其还包含提供一种芯线，所述芯线具有固附在支承结构上的远端部分和与远端部分连通的近端部分，远端部分通过经受第一应变响应所述张力，而近端部分通过经受小于第一应变的第二应变响应所述张力。
41.如权利要求40所述的方法，其还包含提供用超弹性金属制造的芯线。
42.如权利要求41所述的方法，其还包含提供一种芯线，所述芯线具有远端部分和近端部分，所述远端部分具有第一截面积，所述近端部分具有第二截面积，第二截面积大于第一截面积。
全文摘要
一种器械用于去除例如沉积于血管中的血块之类的物体，其具有纵向延伸的形成轴线的支承。所述支承具有挠性远端部分(38)，所述挠性远端部分具有压缩状态，其中所述挠性远端形成相对于轴线的第一路线。沿所述轴线延伸的芯线(26)具有松驰状态，其中芯线形成相对于轴线的第二路线。布置在挠性远端部分(38)并且固附于芯线(26)上的固附器使挠性远端部分依从相同的路线。连接在芯线(26)近端(36)上的擒纵器能够选择性地对之施加张力。该张力使芯线(26)和挠性远端部分(38)一起在第一和第二路线之间转换。
文档编号A61B17/22GK1466440SQ01816475
公开日2004年1月7日 申请日期2001年9月18日 优先权日2000年9月29日
发明者埃里克·D·马修斯, 保罗·J·多布根, J 多布根, 埃里克 D 马修斯 申请人:普里默斯医学公司