专利名称：导线支承系统和导线的制作方法经皮冠状动脉介入手术用于治疗患有心脏动脉疾病的患者，比如由脂肪、胆固醇和来自血液的其它物质(指的是血小板)的堆积所引起的狭窄，其严重限制或(几乎)阻塞血液流动。PCI可通过沿着预先由通过将导线带到狭窄位置而限定的、从腹股沟的动脉至心脏动脉中位置的路径在导管中穿线来实施。这被称为经皮腔内冠状动脉成形术(PTCA)、冠状动脉气囊扩张术或气囊血管成形术。然后气囊膨胀，压缩血小板并扩张(扩宽)狭窄的冠状动脉，以使血液可更易于流动。为了保持血管扩张的部分开启，可展开的金属支架可以通过膨胀的气囊来展开并且留在原处，因为气囊在放气后会缩回。在心脏病发作的情况下，可能需要在患者到达医院的90分钟之内通过膨胀小气囊并插入支架来使阻塞的动脉迅速开启，以恢复血液到心肌的流动。在这种紧急情况下的 PIC被称作“直接PIC”。诸如在心脏病发作前为了疏通动脉而进行的那些其它PIC手术被称作“择期” PIC。有待治疗的复杂的狭窄病变的数量在增长。目前，大约25%的PTCA治疗涉及这种复杂的狭窄病变的治疗。复杂病变是例如伴随着钙化的病变、远离进入患者体内的入口点的病变以及其边界难于准确定位的扩散的病变。使导线通过复杂的狭窄病变(也被称作横穿病变)对于介入治疗者来说是一个更大的挑战。横穿复杂病变涉及两个主要问题患者的安全和治疗成本。对于横穿不复杂的狭窄病变，使用具有柔软和/或柔性尖端的导线。由于尖端的柔性，引起诸如血管壁穿孔的并发症的风险是很小的。然而，横穿复杂的狭窄病变传统上需要使用具有更加坚硬的尖端的导线；病变越复杂，需要导线的尖端越坚硬和/或锋利，以成功地横穿病变。具有坚硬的尖端的导线的缺点在于更难于引导导线通过曲折的血管截面。心脏专科医师使用对比液体和X射线成像，从而获得患者冠状动脉结构的荧光镜像。在所述手术中，需以规律的间隔注入对比液体，以便在所述手术中、尤其在复杂的手术中保持好的视觉效果。然而，为了患者的安全利益，要保持对比液体和X射线辐射的低剂量。重复暴露于杂散水平的X射线辐射也构成了对医务人员的损伤。患者的安全也与所述手术的持续时间相关。手术越长，诸如在插入患者体内的装置上形成血栓的并发症的风险越大。复杂手术一般比简单手术实质上花费更多的时间，且因此必然增大了引起并发症的风险。需要谨慎的方法对复杂的狭窄病变进行治疗，所述方法包括在横穿病变之前引入若干导线。一般来讲，横穿复杂的狭窄病变所需的时间构成多于所述手术的总体持续时间的80%，同时导管插入工具和心脏专科医师的可使用时间通常有限。因此，较长的手术时间直接影响到成本和有待治疗的患者的等待期间的持续时间。例如，尽管经常在由于已知或疑似冠状动脉疾病而经受冠状动脉造影的患者中发现慢性完全闭塞(CTO)，但只有这些病变中的少量(5. 7-9. 4% )是通过PCI来治疗的。这种数量较低的原因可能是因为PCI的成功率较低，和较高的手术成本，以及患者和操作者暴露于高福身寸量(J. D. Abbott 等人，Recent trends in the percutaneous treatment of chronic total coronary occlusions (慢性完全冠状动脉闭塞经皮治疗的最新趋势)；Am J Cardiol. 2006 ；97 :1691-6)。PCI在患有CTO的患者中失效的最常见的原因是不能使导线横穿所述闭塞而进入远端血管(M. Ochiai !Retrograde approach for chronic total occlusions present status and prospects慢性完全闭塞的逆向方法现状和前景； EuroInterv. 2007 3 :169-173)。在CTO治疗中的成功率的增加会导致PCI适用于更大量的病例。鉴于复杂的狭窄病变的治疗数量和涉及患者安全、成本和在一些国家中等待时间的问题的增长，对允许更加安全和快速地横穿复杂病变的解决方法存在重大需求。目前只见到治疗复杂狭窄病变的专门方法取得了有限成功，并且其不适合于一般的心脏专科医师。在其它血管内疾病的经皮治疗和神经血管疾病的治疗手术中，在横穿狭窄或闭塞中也产生了类似的问题。
本发明的目的是提供一种解决方法，所述解决方法一般允许更安全和更快速地横穿患者血管系统内的复杂的狭窄或闭塞，和/或允许横穿更加困难的狭窄和闭塞。根据本发明，通过提供如权利要求1所述的导线支承系统而取得了所述目的。本发明也可具体体现在如权利要求18所述的导线中，其具体地适合与根据本发明的导线支承系统的具体实施例一起使用。用于允许支承导管与导线啮合的导线啮合结构，其允许将支承导管与导线一起携带和/或反之亦然，其允许在病变上施加较大的力以及保护导线的柔性尖端不受破坏，比如由于当伸出位置是不期望的或者会产生对尖端的破坏的特定风险时，通过将其部分或全部地保持在收缩位置而变得弯曲以产生永久形变。支承导管的远端和导线之间在纵向上的相对位置可易于控制，因此可较快地横穿复杂病变。本发明的特定的详细描述和实施例在从属权利要求中进行了说明。本发明的其它特征、作用和细节存在于详细的说明和附图中。图1是根据本发明的导线系统的第一实例的横截面的侧视图；图2是根据图1处于血管内的第一种工作状态的导线系统的横截面的侧视图；图3是根据图1处于血管内的第二种工作状态的导线系统的横截面的侧视图；图4是根据本发明的导线系统第二实例的横截面的侧视图；图5是根据图2处于血管内的第一种工作状态的导线系统的横截面的侧视图；图6是根据图2处于血管内的第二种工作状态的导线系统的横截面的侧视图7是如图4-6中所示的处于导管护套内的导线支承系统的横截面的侧视图；图8是处于第一种工作状态的根据本发明的导线系统第三实例的近端部分的横截面的侧视图；图9是处于第二种工作状态的图8中所示的导线系统的部分的横截面的侧视图；图10是根据本发明的导线系统的第四实例的近端部分的横截面的侧视图。1。在血管1中，形成了复杂病变2(同样示意性地示出)，留下狭窄4，构成通过病变2的限制性通道。经皮腔内冠状动脉成形术包括将气囊导管的气囊引入狭窄4内的位置上并膨胀气囊，使得狭窄4被扩张，并且在气囊从狭窄4的位置移除后，血流不再被病变2所限制或至少基本上更少地被病变2所限制。气囊导管也可以用于将支架引入狭窄中并通过膨胀气囊而扩展支架。当支架被展开后，其将构成阻挡病变再次闭合的搭架。支架也可设置有阻挡再狭窄的药物洗脱结构。典型的血管成形术过程将包括首先引入导线，然后引导导管进入与主冠状动脉同轴的远端位置并嵌入主冠状动脉的小孔内，然后缩回导线。接着，导线被插入血管系统中以用作将气囊导管引导至狭窄位置的导向器。当导线被插入时，在冠状动脉血管系统内的分支处，在卸载状态下稍微弯曲的导线的前部远端尖端被导向狭窄4。为了将导线引导至狭窄4并穿过狭窄4，使用荧光镜检查来获得血管系统和导线相关部分的图像，所述荧光镜检查包括引入对比液体，使得供导线通过的血管可见并由于X射线辐射而发光。导线或至少其尖端由不透射线的材料制成，其在荧光镜检查图像中是可见的。为了患者的健康，应使对比液体和X射线辐射的剂量最小。为了患者周围医务人员的安全，例如为了操作导线的介入人员的安全，也应使X射线辐射的使用最小。如图2和3中可见，穿过病变2的剩余通道4包括大量的弯曲且不存在与通道壁隔开的穿过通道的直线。这样的病变2 —般指的是复杂病变，因为其难于使导线穿过病变
2。就其难于使导线穿过其中的意义而言，可能遭遇并导致病变变得复杂的其它因素为导致病变相对顽固的病变钙化，以及病变的远隔性使得难于施加轴向力。如图1-3所示的导线系统包括导线3和界定内腔6的用于接收导线3的至少一部分的支承导管5。对于心血管的应用，例如支承导管可具有约1.0-1. 6m的长度，其中0. 1-1. 2m的最远端部分可比剩余的近端部分更具柔性，导线支承导管的直径优选为 0.6-1. 2mm并且导线的直径优选为0.011〃至0.018〃(英寸)。导线3具有用于将支承导管5啮合在内腔6内部的支承导管啮合结构7，并且支承导管5具有允许其与内腔6内部的导线3啮合的导线啮合结构8。处于啮合状态的啮合结构7、8导致导线3和支承导管5在其纵向方向上相互定位。导线啮合结构由支承导管5的内腔6的限制体8构成，并且支承导管啮合结构由从导线3横向伸出的对接体7构成并被设置为用于在纵向方向上啮合限制体8。
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支承导管5提供对导线3的横向支承并允许在导线3的尖端处施加大的轴向推力，因为导线3的屈曲和由导线产生的相对于血管壁的力被抵消。如果对接体7与限制体 8啮合，则导线3另外向前拉动支承导管5，从而支承导管5也能够对病变2施加较大的轴向力，而不引起相对于血管系统壁的大的横向压力的产生。因为如果啮合结构7、8为相互啮合，则导线3和支承导管5在纵向方向的相互位置是预定的，所以导线3的远端9、10和支承导管5的相对位置易于被控制，使得可以通过操作导线3和支承导管5的近端部分11、12较快地操纵导线3和支承导管5，并且减小了导线3的尖端部分永久变形的风险。而且，当为了导向的目的而使导线3围绕其纵向轴转动时，导线3对血管壁的摩擦力被抵消。如果在患者体外将所述转动传递到夹紧在导线3上的支承导管5 (例如如下文中讨论的图8-10)，则支承导管5随着导线3转动。由于其较大的直径，支承导管是较坚硬的，以抵抗扭曲变形。导管的外表面优选为亲水的，因此当相对于血管壁的内表面转动时， 导管几乎不受阻力。在如图1-3所示的实例中，对接体7在限制体8的近端侧上与限制体8啮合。这将导线3相对于支承导管5在远端方向上被进给的距离限制在如图2和3所示的预定位置。 当对接体与限制体啮合时，导线从导管的尖端伸出的距离优选地小于2cm并且更优选地小于1或0. 5cm。在支承导管5开始与病变2啮合或至少靠近所述病变后，导线3可在远端方向上被安全地推动，而不存在使导线3的尖端伸出太远的风险，其会引起穿透血管壁1的风险增加。在病变物质已经被导线3的尖端9移开后，支承导管5的尖端10可以被推进，此后，导线3的尖端可再次被推动到其相对于支承导管5的最远端位置。在很多情况下，对于病变的外端(该病变的外端趋于比所述病变的中心部分更加坚硬)，这一动作可以被快速和安全地重复，直到病变2至少被导线3的尖端9所通过。由于导线3从支承导管5的远端伸出的最大距离是很有限的的距离通常足够以穿透病变的外“盖”)，因此导线被非常有效地支承，以抵抗屈曲，并且可以通过比较柔性的导线尖端来施加较大的力。也有可能同时推进导线3和支承导管5。尤其是如果导线3和支承导管5被同时推进，则导线从支承导管伸出的最大距离被特别有效地限制。支承导管5与导线一起的推进越同步，血管1的壁越好地被保护，以避免导线在血管壁上的相对运动。支承导管5通过通道4的传递还提供这样的优势与只有导线穿过狭窄相比，狭窄被进一步预扩张，因此在手术的下一步中促进导管的引入。支承导管5具有远端部分，其由比支承导管5的邻近的更近端部分更软的材料制成的可变形部件13构成。当朝着病变2推动时，可变形部件13被轴向压缩，引起垂直于支承导管5的纵轴的其横截面尺寸增加。这引起支承导管5和相应的导线3的远端相对于血管1居中，从而降低损坏血管1的壁的风险。在不变形的情况下，可变形部件13具有比支承导管的近端邻近部分的横截面轮廓更大的外部横截面轮廓。这对于相对于血管居中的导线尖端是有利的。如果可变形部件的直径为至少1. 5，或者更优选地为支承导管的近端邻近部分的直径的两倍，则可获得特别有效的居中。优选地，可变形部件13由天然和/或合成的弹性材料制成，所述弹性材料具有小于60的邵氏硬度，且更优选地具有小于40或30邵氏硬度。然而，也有可能使用更硬的材料，例如与中空或薄壁的设计相结合，其可设置有褶叠或卷曲的轮廓，以有助于变形。优选地，处于或靠近远端尖端的可变形部件或者导管的其它部分是不透射线的， 例如通过由不透射线的材料制成或通过包含不透射线的标记元件或不透射线的装填物材料。尽管可变形部件13在包括啮合结构的导线系统中是特别有利的，该啮合结构用于使导线被保持在相对于支承导管的预定的纵向位置，但是处于支承导管远端的可变形部件在不存在啮合结构(该啮合结构用于使导线被保持在相对于支承导管的预定的纵向位置)的情况下与传统的导线/支承导管的组合相结合也可以是有利的。如果可变形部件13处于非压缩状态且对接体7与限制体8相接触，导线的远端9 在可变形部件13的内部。因此，可变形部件13保护导线3的尖端，降低了破坏血管系统的风险，但是允许所述尖端在朝着病变通过血管系统的弯曲截面时发生弯曲。可变形部件13在纵向方向上被弹性压缩至这种程度即当对接体7与限制体8接触时，导线3的远端9从可变形部件13中伸出。这允许较大的局部压力被施加在有待通过的病变2上。优选地，对近端导线端部施加或邻近其施加0. 2至0. 5N的力来获得所期望的弹性形变。对接体7和限制体8分别紧密地靠近导线3和支承导管5的远端9、10而设置。这有利于精确地控制导线3和支承导管5的远端9、10的相对位置。另外，由于内腔6较宽， 以允许所述对接体从中通过，可以用相对小的压力将对比液体馈送通过内腔6。由于支承导管的远端靠近导线的尖端设置，很小剂量的对比液体足以使与导引有关的血管系统的部分可见。通常，对比液体经由导向导管馈送，在主冠状动脉的开口处，该导向导管的远端设置在离导线的远端尖端更远，从而在导线尖端的周围需要更大体积的对比液体以获得所需的对比度。在图4-6中，示出了根据本发明的导线系统的实例，其中图1-3中所示的支承导管与不同的导线53相结合。在该实例中，导线53的对接体57在限制体58的远端侧上与限制体58啮合。这允许导线53在支承导管55之前被引入并且在使导线53归位时缩回支承导管55。当必须穿过病变2时，支承导管55朝向病变2被推进，并且由于通过施加在其上的轴向力使其被轴向压缩，可变形部件63的横截面尺寸被增大，因此提高了其远端60相对于血管1的居中。通过对接体57和限制体58的啮合，可以容易地控制导线53的远端59 相对于支承导管的位置。因此，由于导线53随后从支承导管55向远端移开，以与对接体57 和限制体58远端邻接的位置隔开给定距离，导线53的远端部分从支承导管55中伸出的距离在不必依赖荧光镜的情况下易于控制。导线53可在远端方向上相对于支承导管55被推进的距离不受与限制体58接触的对接体57的限制。因此，导线53每次被推进的距离可适应于所遇到的来自病变2的阻力。如果通道4的一部分相对直和/或病变2的一部分是柔软的，则导线53可以被推进相对大的距离。这减少了穿过病变2所需的时间。而且，支承导管5可用于经由对接体57直接在纵向上传递推力至导线53的远端部分。如果期望保持对接体57与限制体58的接触，可在导线53上施加拉力。因此，通过将导线53从支承导管55中推出，导线系统的远端部分非常柔软，并且通过将限制体58朝向对接体57推动，远端部分变得坚硬，其适合于在病变上施加相对大的推力，用于推动远端部分穿过病变。在图4-6所示的实例中，可变形部件63具有比图1_3中所示的可变形部件13更小的直径，以有助于穿过狭窄的通道。对接体57和导线53的远端59之间的距离、以及限制体58的远端侧和支承导管55的远端60之间的距离是相关的，使得如果可变形部件处于非变形状态下，则导线53的远端59恰好在支承导管55的外面。根据有待治疗的病变2处的情况，与谨慎水平有关的要求可以变化。例如，如果病变位于血管相对坚固和/或具有很小弯曲的位置时，可选择具有较长尖端的导线，所述较长尖端与可变形部件63齐平，或，如果可变形部件处于非压缩情况下则从可变形部件63中伸出小于例如0. 5、1或2cm。同样， 导线尖端部分的硬度可以根据病变位置的谨慎性要求来选择。在图7中，示出了如图4-6中所示的支承导管5在支承和交换管14内部的位置。 该支承和交换管14可在支承导管5上滑动，用于提供进一步改进的支承并进一步提高导线的端部9、59相对于血管1的居中。而且，如果支承和交换管14已经被推进至其远端已到达导线3、53的远端9、59或者支承导管5的远端，导线3、53或者支承导管5可以分别被移除，同时保持用于将另一个工具引导至病变2的位置的导向器。如果期望交换如图4-6中所示的导线59和/或支承导管5，则这是特别有利的。在图8和9中示出了根据本发明的导线系统的又一个实例的近端部分。根据该实例，导线支承系统具有导线啮合结构，其采用可移置的支承导管壁部分108的形式。通过将扭转控制装置116(部分示出)或者其它夹具夹持在支承导管105上，支承导管壁部分108 可以被引入与导线的夹紧啮合中。导线103可以是合适尺寸的常规的导线103，并且扭转控制装置116会具有合适的尺寸以夹紧地与支承导管105啮合。通过抵靠导线103下压可移置的导管壁部分108，导线103可被保持定位于相对于支承导管105的纵向固定位置。这允许以简单的方式同时推进支承导管105和导线103。通过朝向导线103释放可移置的导管壁部分108的压力，导线103被释放并且可以容易地相对于支承导管105被推进或者缩回。可移置的支承导管壁部分108包括柔性导管壁部分108，其用于至少部分地传递外部施加的夹持力(部分压力被用于柔性导管壁部分108的弹性变形)至内腔106中的导线103。压力由扭转控制装置116施加，所述扭转控制装置116夹持导线103和支承导管 105，使其相互抵靠。根据操纵装置可施加的夹持力，导管壁105可以是充分柔性的，因此当操纵装置释放导管时，特殊壁部分比其它壁部分更柔软，无需待安装操纵装置，提供导管壁足够程度的弹性形变以基本回弹至其原先的形状。在图10中，示出了根据本发明的导线系统的又一个实例。根据该实例，用于允许和导致支承导管与导线啮合的导线啮合结构由扭转控制装置216和导管壁208构成，其是充分的弹性可变形的，以抵靠导线203被按压，用于通过扭转控制装置216相对于支承导管 205来固定导线203，并且回弹，使得在移除夹持压力时释放导线203。所需要的导管壁的柔性可主要通过选择在其特定的材料刚性和变形性方面适合的壁材料和适合的壁厚度来获得，所述导管壁的柔性允许导管壁压向导线，用于固定导线，以及在释放夹持压力时完全释放导线。其上可夹持扭转控制装置的支承导管段的弹性可变形壁材料优选为相对柔软的聚合物和/或弹性体材料，其具有小于阳的邵氏硬度并且优选地具有小于50的邵氏硬度。 例如，聚合物和/或弹性体材料可以是聚酰胺、聚氨酯或聚醚嵌段酰胺或者包括聚酰胺、聚氨酯或聚醚嵌段酰胺。为了将用于夹持地固定导线的支承导管的简便的径向压缩性与有待由介入人员控制的支承导管的近端部分(例如导管的最近端15-50cm)的高弯曲刚性相结合，以允许对支承导管的轴向运动的精确控制，可以将诸如轴向导向纤维的轴向强化物嵌入到有待由介入人员控制的支承导管的近端部分的壁中。扭转控制装置216由楔形构件217构成，该楔形构件217可以被轴向推进到环形构件218中，使得所得到的径向向内的夹持力被施加到导管205上。为了限制在以给定的向内径向位移夹持的过程中导管壁材料的变形范围，优选地，以不大于三个、并且优选地不大于两个的、围绕导管环绕分布和间隔的位置，导管壁被压向并抵靠至导线。而且在该实施例中，导线203可以是常规的导线。导管205具有优选地至少5cm的长度、并且更优选地至少10或20cm长度的近端部分212，其直径不朝向近端增大。因此，比如装置216的扭转控制装置可以容易地从其近端被传递至导管205，即支承导管的近端部分可以穿过扭转控制装置，直至扭转控制装置到达与支承导管近端隔开的位置。这又允许扭转控制装置216被固定在比使用常规导管时更远端的位置，所述常规导管装配有轮毂，使得扭转控制装置将不得不在导管的近端位置处被固定至导线。扭转控制装置的更远端位置对于更直接控制导线的远端尖端方向是有利的。通过使用预安装至支承导管近端部分的扭转控制装置来包装支承导管，也可能有助于将扭转控制装置设置在与支承导管的近端隔开的远端位置处。然后支承导管近端处的轮毂的设置不会对扭转控制装置在与支承导管的近端和轮毂隔开的位置处的定位造成干扰。而且，避免了对用于在(支承导管被包装于其中的)无菌环境外部将扭转控制装置安装至其上的支承导管进行控制的需要。由于扭转控制装置可以与支承导管的近端隔开不同距离、在若干位置被夹持到支承导管和/或近端处的轮毂(如果有的话)上，有可能相对于支承导管将导线轴向地固定于靠近患者皮肤开口的位置，导线和支承导管由该开口进入患者体内，从而获得了在纵向方向上和围绕其纵向的转动方向上的特定的对导线的直接控制。而且，在释放的情况下，随着导线和支承导管被进一步插入到患者体内，可以重新定位扭转控制装置。随着扭转控制装置被释放并转移到另一个夹持位置，为了保持对导线相对于支承导管的位置的控制，可在释放第一扭转控制装置之前将第二扭转控制装置夹持到支承导管，从而随着第一扭转控制装置被释放和转移，保持导线相对于支承导管的固定。在第一扭转控制装置已被夹持到支承导管之后(其导致导线被固定在相对于支承导管的新位置上)，第二扭转控制装置可再次被移除。如果支承导管壁部分的段比支承导管壁的纵向邻近段更加柔软，以有助于通过朝着延伸通过支承导管的导线下压支承导管壁来夹持导线，相对柔软的支承导管壁段的长度优选为使得扭转控制装置可以在离近端不同距离的若干位置被夹持到其上。可替代地，或此外，可以在纵向上间隔设置多个相对柔软的导管壁段，柔性较低的导管壁段位于中间。在权利要求书陈述的本发明的框架内，可以想到除实例中所描述的之外的许多其它变形和应用。例如，可以在比如心脏瓣膜的除支架之外的其它物品的输送准备中引入导线。而且，支承导管也可以构成输送导管，使得诸如扩张气囊和支架的介入装置随着导线和支承导管被推进到该位置而被直接输送到狭窄位置。
为了扭转刚度且易于围绕其纵向轴转动，支承导管优选地在其长度的至少部分 (优选为大部分)上以圆周方式闭合，即优选地不是具有从其近端到其远端的纵向切口的、 用于“短线性能”的类型。根据本发明的导线系统的具有合适尺寸的实施例也可用于其它的血管内的应用和神经血管的应用。本发明也可具体体现在用于将导线横穿狭窄引入到患者血管中预定位置的方法， 所述方法包括将导线和支承导管引入到靠近狭窄的位置，所述支承导管界定内腔，所述导线穿过所述内腔而延伸，用于接收至少部分的导线，其中至少所述导线包括用于将所述支承导管啮合在所述内腔中的支承导管啮合结构，或者所述支承导管包括用于将导线啮合在内腔中的导线啮合结构，处于啮合状态的啮合结构导致导线和支承导管在其纵向方向上保持相互定位。


一种用于插入人体或动物的血管系统内以形成用于将导管引导至预定位置的导线系统。所述系统包括对用于接收导线(3、53、103)的至少一部分的内腔(6、106)进行界定的支承导管(5、105)。所述支承导管(5、105)包括导线啮合结构(8、108)，其用于将导线(3、53、103)啮合在内腔(6、106)中。处于啮合状态的所述啮合结构使得导线(3、53、103)和支承导管(5、105)至少在其纵向方向上保持相互定位。