CN112955207A 用于导管对准的设备和方法 （林弗洛公司）

PCT/US2019/0552042019WO2020/076833EN2020.04一种用于从第一脉管靶向第二脉管的发射旋转之后在荧光检查下消失以提供关于所述发的方法导管包括旋转第一血管中的所述导管直至所述标记物在荧光检查下具有一厚度(例2平坦的矩形不透射线标记物，其中所述平坦的矩形不5.根据权利要求1所述的发射导管，其中所述针孔口在所述导管的所述远侧部分的第6.根据权利要求1所述的发射导管，其中所述针孔口在所述导管的所述远侧部分的第7.根据权利要求1所述的发射导管，其中从所述针孔口中延伸出来的所述针的远端与9.根据权利要求1所述的发射导管，其中所述标记物包含第一透射线材料和被耦接到13.根据权利要求1至12中任一项所述的发射导管，其中所述标记物具有在0.001mm和321.根据权利要求20所述的成套工具，其中所述目标导管包含与所述第一不透射线标旋转第一血管中的根据权利要求1所述的导管直至所述标记物在荧光检查下具有一厚23.根据权利要求22所述的方法，包含旋转所述第一血管中的所述导管直至所述标记24.根据权利要求22所述的方法，进一步包含纵向地推进所述导管直至所述标记物接25.根据权利要求24所述的方法，其中所述第二导管包含在荧光检查下可见的不透射26.根据权利要求25所述的方法，其中所述第二导管的在荧光检查下可见的所述不透30.根据权利要求29所述的方法，其中将所述针从所述导管中延伸出来包含穿过所述31.根据权利要求29所述的方法，进一步包含将导丝延伸通过所述针并进入所述第二32.根据权利要求31所述的方法，进一步包含将所述导丝缠结在所述第二脉管中的第33.根据权利要求32所述的方法，其中缠结所述导丝包含闭合所述第二导管的可扩张34.根据权利要求31所述的方法，进一步包含移动所述第二导管以检测所述导丝的对35.根据权利要求31所述的方法，进一步包含移动所述第二导管以移动所述导丝通过旋转成像系统直至所述第一导管和所述导管在成像4旋转所述导管直至所述平坦的矩形不透射线标记沿着所述平坦的矩形不透射线标记物的第一沿着所述平坦的矩形不透射线标记物的与所述第一长边缘相对的第二长边缘绘制第从所述第二脉管中的所述导管在所述成像平旋转成像系统直至所述第一脉管和所述第二脉管在成像平旋转所述导管直至所述平坦的矩形不透射线标记沿着所述平坦的矩形不透射线标记物的第一沿着所述平坦的矩形不透射线标记物的与所述第一长边缘相对的第二长边缘绘制第从所述第二脉管中的所述导管在所述成像平5瓣膜刀结构，所述瓣膜刀结构包含在两个近侧面向的刀片与八个近侧面向的刀片之6月12日提交的美国临时专利申请号62/817,217；以及于2019年8月15日提交的美国临时专心脏中导管远端部分处的球囊被膨胀以使闭塞的脉管变宽或扩大从而帮助恢复血液流动[0006]球囊血管成形术例如在急性病例和在冠状动脉完全闭塞的情况下不总是适合的7用微创性的经皮手术技术创建旁路在通道诸如冠状和/或[0012]所述标记物可以包含第一透射线材料和被耦接到所述第一透射线材料的第二不不透射线材料可以在被耦接到所述第一透射线材料[0014]所述标记物可以具有在0.001mm和1mm之间的厚度包含与所述第一不透射线标记物纵向地间隔开的述平坦的矩形不透射线标记物在旋转之后在荧光检查下消失以提供关于所述发射导管的8平坦的不透射线标记物。所述旋转直至所述标记物具有指示所述导管的旋转对准的厚度。[0019]所述方法可以包含旋转所述第一血管中的所述导管直至所述标记物在荧光检查所述针从所述导管中延伸出来可以包含离开所述第一脉管并且进入与所述第一脉管不同述可扩张构件被配置为在扩张状态下附着脉管的侧壁以闭塞所述脉管；以及流体注入端9进一步包含在荧光检查下回顾所述第一脉管中的[0034]所述方法可以进一步包含将假体至少部分地部署在所述第二脉管和所述第一脉[0037]所述方法可以进一步包含将假体至少部分地部署在第二脉管和所述脉管之间的[0044]推进所述双向瓣膜刀以靠近所述瓣膜可以包含沿与天然流体流相反的方向推进[0045]在一些实施例中，一种用于捕获导丝的导管包含或替代地实质上由以下部分组[0048]支架可以包含覆盖物或移植物。填充第二脉管可以包含覆盖第二脉管的侧副管(collateral_vessel)。支架可以与假体分开。支架可以沿着第二脉管的长度与假体间隔步包含将假体至少部分地部署在第一脉管和第二脉管之间的瘘中。在部署可植入假体之[0054]孔隙度可以在大约0％和大约50％之间。孔隙度可以在大约5％和大约50％之一个包含足以导向流体流基本通过内腔而不灌注通[0056]孔隙度可以在大约0％和大约50％之间。孔隙度可以在大约5％和大约50％之三纵向节段可以包含与所述孔隙度不同的第二孔隙度。第一纵向节段可以是可扩张球囊。述多个细丝可以包含包括形状记忆材料(例如，镍钛诺)的细丝和包括生物相容聚合物(例假体部署在第一脉管和第二脉管之间的瘘中。使瓣膜失去能力的设备可以包含反向瓣膜孔口可以包含利用具有逐渐更大直径的多个球囊。多个球囊中的第一个球囊可以具有约[0066]在一些实施例中，一种用于捕获导丝的导管包含或替代地实质上由以下部分组张元件的近端可以被耦接到所述导丝鞘。所述可扩张元件可以被配置为在部署后扩张脉手主体向近侧滑动。所述滑动件被配置为在旋转所述旋钮期间将所述鞘向近侧缩回第一[0072]在一些实施例中，一种部署管状结构的方法包含或替代地实质上由以下步骤组[0076]在一些实施例中，一种部署管状结构的方法包含或替代地实质上由以下步骤组向近侧滑动所述滑动件包含将所述鞘向近侧缩回第二距离并且部署所述管状结构的第二[0078]在一些实施例中，一种进入对象的胫静脉的方法包含或替代地实质上由以下组注射一定量的对比剂，以及使用荧光检查来准备静脉造影以对所述腿的脚的静脉进行成含对比物质和盐水的混合物。所述对比剂可以包含所述对比物质和所述盐水的50/50稀释含在5mL和50mL之间。所述方法可以进一步包含使用所述静脉造影选择两个足底外侧静脉第二导丝推进到胫后静脉内并且直到横穿点。所述方法可以进一步包含移除所述第一导导丝通过所述第二脉管可以包含在脚中的位法进一步包含监测所述不透射线标记物朝向所述第二位置的所述旋转以确认所述针延伸被配置为在所述捕捉结构中伸缩。所述捕捉结构可以被配置为在所述瓣膜刀结构中伸缩。能导管可以包含用于形成瘘的导管。所述第二功能导管可以包含使瓣膜失去能力的设备。剂注射到第二脉管内，以及旋转成像系统直至所述第一脉管和所述第二脉管在成像平面剂注射到第二脉管内，以及旋转成像系统直至所述第一脉管和所述第二脉管在成像平面述导管直至所述不透射线标记物的厚度小于一值，并且产生所述厚度小于所述值的信号。[0116]以上概括的和下面进一步详细陈述的方法描述了由从业者采取的某些行动；然例从以下详细描述将是显而易见的，本发明不限于(一个或多个)任何具体的公开的实施例。参考一些实施例描述的任选的和/或优选的特征可以与其他实施例结合并且并入其他[0120]图1示意性地图示了将信号从第一体腔导向到第二体腔中的目标设备的发射设备[0134]图14B是在圆14B内的图14A的超声发射导管的远端部分的放大示意性侧横截面视[0156]图31A示意性地图示了与静脉支架的示例实施例分开的动静脉瘘支架(fistula[0159]图32A至图32D图示了用于在经皮旁路程序中识别和避免分叉1104的示例方法和[0160]图33A和图33B示意性地图示了能够在针横穿间质组织的情况下在第一脉管和第[0165]图37C是通过图37B中的圆37C标识的区域中的图37A的使瓣膜失去能力的设备的[0166]图37D是如在图37B中示出的那样展开的图37A的使瓣膜失去能力的设备的端视[0169]图37G是处于径向收缩状态并且与图37F相比被周向旋转的图37A的使瓣膜失去能[0171]图37I是处于径向扩张状态并且与图37H相比被周向旋转的图37A的使瓣膜失去能[0172]图37J是沿着图37H的线37J一37J获取的处于径向扩张状态的图37A的使瓣膜失去[0173]图37Ki至图37Nii图示了能够使用图37A的使瓣膜失去能力的设备执行的示例程[0196]图43A图43N示意性地图示了使用包括图42A的发射设备的远侧部分的发射设备[0210]虽然某些实施例和示例在下面描述，但是本发明延伸超过具体公开的实施例和/注心脏组织并且恢复血液供给至缺血组织。执行如PICVA的程序的一些示例设备和方法在尝试通过X射线荧光检查和位于导管远端端头上的成像超声探针的组合来靶向静脉，例如如美国专利公开第2004/0133225号中所描述的)甚至在开始之前常常就注定要失败。实际和方法)的改进通常可以能够实现诸如PICVA的程序和经血管的手术。如果没有这种改进，这类经皮技术对于传统心脏直视外科手术和[0214]图1示意性地图示了将信号从第一体腔30导向到第二体腔35中的目标设备20的发细长柔性杆状部分和端头部分的导管，并且可以提供在患者身体内施用治疗的管道(conduit)。发射设备10可以适合于定位和移动通过患者身体内的第一内腔或脉管30(例在发射设备10和目标设备20之间的5mm垂直间距下为1mm。对于临床应用，(对于接收点处[0224]图2是沿着图1的虚线B–B的横截面表示。发射设备相对于目标设备的正确定向10和目标设备20经由信号40的发送和接收被正确地定位而将治疗施用至正确的位置。图2中的定向线41不仅表示信号行进的方向而且表示可[0225]图3示意性地图示发射设备10的示例实施例。发射设备10包括相对于发射设备10针17可以在使用者认为适当的时间经由外鞘11中的孔口16从发射设备10部署(deploy)/延中空针17制造的通过居间组织34的路径可以随后被加宽以允许第一体腔30和第二体腔3214或中空针17到接收换能器22的距离和因此到目标设备20的距离可以至少部分地由基于信号脉冲自信号换能器122的发送和接收换能器22上信号脉冲的接收之间的延迟的时间确40导向至圆盘形接收换能器60上。透声窗602可以将反射锥形体601与接收换能器60分开。等同的方式起作用。[0232]再次参照图2，发射设备10包括可以任选地被定向的信号换能器12以便信号40以彼此被延迟。延迟元件可以提供或确保来自每个元件124的超声波阵面被对准从而以期望帮助第一体腔30中的发射设备10和第二体腔32中的目标设备20之间的对准过程，设备10、20的一个或两个可以包括用于在它们的体的在未部署或缩回状态的一个或更多个环结构112。当设备10、20到达患者内的期望位置近侧和/或远侧靠近多个线材的末端定位的滑动构件(未示出)引起多个线材的压缩。滑动发射导管10插入到闭塞的冠状动脉中。通过标准的锁孔手术技术(例如，在导丝上进行追的荧光检查成像技术和/或根据物理阻力确定。目标导管20然后在相邻的冠状静脉32内移管20之间实现更精密的对准，目标导管20上的定中心装置111可以在检测到信号40之前或目标导管20中的通路25施用凝胶封堵材料251，目标导管20可以被用于封堵冠状静脉32内[0244]临床医生然后可以通过基本上沿着一路径从发射导管10部署中空针17来开始静脉动脉连接，其中该路径平行于并且接近于超声信号40通过冠状动脉30和冠状静脉32之一通道和靠近第一通道的第二通道之间建立通路或通道以通过第三通道使第一通道和第位于第一通道内的第一导管向外部署针以便针穿过第一通道和第二通道之间的间质组织从而确保针以正确的位置和定向部署以在第一通道和第二通道之间建立用于流体流动的使用球囊导管在通路中扩张或自扩张的支架。递送该结构的导管(例如球囊导管或允许自效可能导致对间质组织的损伤和/或互连通道的闭塞，这可能导致显著并发症或治疗的完[0251]图8图示用于提供或维持通过至少一个通道的流体流的设备或植入物或假体10100的中间部分106，包括柔性聚合物管108。柔性聚合物管108可以至少部分地限定内腔些实施例中，网状物112的至少一部分被嵌入靠近设备100的近端部分102的管108的外壁。114在形成或制造之后与设备100将被部署在其内的通道(诸如血管)相比可以具有更小的[0255]图9示出图8的设备100，其被部署以在第一通道116和第二通道118之间提供流体[0257]设备100的中间部分106可以是柔性的，例如允许中间部分106形成由第一通道部分106可能不易于由于例如在通过通道116、118的相对移动所赋予的循环或其他应力造[0259]设备100的中间部分106具有足够的弹性以维持互连通道130的扩大，以便互连通道130保持打开以经由管108的内腔110提供或维持从动脉116到静脉118的血液流动路径(图8)。经由互连通道130从动脉116到静脉118的血流可以因此被提供或维持通过管108的[0260]设备100的近端部分102和远端部分104被布置以便，当设备100以远端部分104在直径足以保持远端部分104在静脉118内，并且扩张的近端部分102的直径足以保持近端部[0261]现在将描述用于定位图8的设备100以在闭塞的动脉116和静脉118(例如，冠状动脉116和冠状静脉118，或外周动脉116和外周静脉118)之间提供分路从而实现动脉血的逆[0262]可以经由通常在患者的腹股沟区域中切割的小孔口将导管插入患者的动脉导管被供应至动脉116并被引导至闭塞部位上游的位置，例如在靠近且平行于或基本平行分的球囊导管和/或配置为允许设备100的至少一部分的自扩张的导管。设备100的远端部通道130并任选地进入通道116、118的至少一个的中间部分106的形状与至少互连通道130端部分104的直径并抵靠静脉118的内壁锚定远端部分104。导管可以适合于例如通过球囊的膨胀来扩张设备100的中间部分106，以便互连通道130可以被加宽或扩大以获得从动脉设备100包括支架移植物的实施例中，可以在动脉116和静脉118之间形成液密通道的移植[0267]导管可以适合于选择性地单独或组合扩张设备100的近端部分102、远端部分104扩张设备100的所有部分的单个球囊或配置为扩张设备100的一个或更多个选择的部分的穿过设备100整个长度的球囊或通过纵向隔开以选择性地使设备100的选择部分膨胀的多100至少部分地是圆锥形的或锥形的实施例中，圆锥形的或锥形的球囊可以用于至少部分可替代地在聚合物管的内侧上和/或在聚合物管108之内。如关于设备100所描述的，设备沿着设备134的整个长度包括沿着中间部分10织造或分层的细丝网状物的缠绕密度可以被改变和/或切割网状物的窗口大小型式可以被细丝或支柱138的疲劳失效风险与沿着其整个长度具有均匀柔性的设备相比可以因此降[0273]图11图示了提供通过至少一个通道的流体流的另一设备或植入物或假体140。如不同的材料可以允许设备140的各自远端部分102和近端部分104的每个的性能最优化。例通过两个血管之间的互连通道，同时设备140的近端部分102处的第一网状物142可以包括相对无弹性的金属合金以在近端部分104处提供高弹性度从而将设备140牢固地锚定在适钛诺)但包括不同的线材直径(规格(gauge[0276]图12图示了提供通过至少一个通道的流体流的另一设备或植入物或假体150。设[0277]支架152的参数遍及(across)一个部分和/或遍及多个部分可以是均匀的或基本和远端部分104以及中间部分106的良好的柔性(例如，对第三通道大小和动态应力的适应含铬钴和/或钽的切割管或板，远端部分104处的支架152可以包括包含镍钛诺的切割管或近端部分102和远端部分104之间具有锥形的或截头锥形的形状。在一些实施例中，部分二柱形的或直的部分。图13图示了设备160，其包括一个或更多个圆锥形的或锥形的部分[0287]本文描述的可移植设备的示例部署装置在2009年8月24日提交的美国专利申请第在远端处的配置为在触发器致动之后推和/或拉以释放设备的管状构件的组合。其他递送过耦接至可扩张的环)。示例编织型式包括一个在一个之上在一个之下/一_上_一_下_一(one_over_one_under_one)、一个在两个之上在两个之下/一_上_二_下_二(one_over_two_under_two)、两个在两个之上在两个之下/二_上_二_下_二(two_over_two_under_有也可以充当不透射线标记物的不透射线材料的末端蜷曲，所述不透射线的材料诸如钛、细丝的参数遍及一个部分和/或遍及多个部分可以是均匀的或基本均匀的，或在一个部分近端部分102、远端部分104和中间部分106的至少一个可以包括第一参数和不同于第一参[0295]管或板可以被切割以形成支柱或单元型式，支柱是切割之后剩下的管或板的部部脊以帮助流体流动。切割管或板的参数遍及一个部分和/或遍及多个部分可以是均匀的分102和远端部分104可以每个包括第一参数，并且中间部分106可以包括不同于该参数的[0296]在一些实施例中，穿孔可以提供具有相对柔性中间部分和相对刚性端部的网状或其一部分的支柱可以至少部分地覆盖有例如嵌入聚合物层或一系列聚合物层内的包括或其一部分的内直径或外直径可以在大约6mm和大约25mm之间、在大约6mm和大约20mm之9mm和大约12mm之间、在大约12mm和大约25mm之间、在大约12mm和大约20mm之间、在大约5％和大约10％之间、在大约10％和大约50％之间、在大约10％和大约25％之间、在大约[0303]图25A是假体500的又一示例实施例的示意性侧视图。假体或支架或设备500包括下/一上二下二(oneovertwoundertwo)、两个在两个之上在两个之下/二上二以被计算为微孔504的外表面积除以支架500的总外表面积。孔隙度可以受诸如例如细丝[0306]支架500的孔隙度可以小于50％(例如，比开放稍微更多被覆盖)、在大约0％(例如，几乎没有开放区域)和大约50％之间、在大约0％和大约45％之间、在大约0％和大约[0311]图25B是假体520的又一示例实施例的示意性侧视图。假体或支架或设备520包括被织造在一起成为第一织造结构的第一多个细丝522和被织造在一起成为第二织造结构的[0312]尽管在图25B中被图示为包含第二织造结构，但是补充支撑结构可以额外地或替[0313]尽管被图示为跨越支架500的长度一致或基本上一致，但是支架500和细丝502的[0314]图25C是假体540的又一示例实施例的示意性侧视图。假体或支架或设备540包括区段524和第二纵向区段546之间不同。孔隙度可以随着针对支架540的某些部分的目的而配置用于放置在静脉中的第二纵向区段可以具有更高的孔隙度以向区段包含被配置为将流从动脉转向到瘘内的低孔隙度织造件和/或基本上由所述低孔隙述低孔隙度织造件和/或基本由所述低孔隙度织造件组成并且包含被配置为撑开瘘的补充支撑结构，第三纵向区段包含被配置为将流从瘘转向到静脉内的低孔隙度织造件和/或基[0316]第一纵向区段544和第二纵向区段546之间的差异可以在制造期间(例如，由于编[0317]例如如在本文中描述的第一纵向区段544和第二纵向区段546之间的其他变化(例内的低孔隙度织造件和/或基本上由所述低孔隙度织造件组成，第二纵向区段包含被配置为被放置在瘘中以将血液转向通过瘘和/或撑开瘘的低孔隙度激光切割部分和/或基本上[0318]图27示意性地图示了假体720的示例实施例，在下面关于图27中的解剖结构进一[0320]假体720的长度可以被配置或被定尺寸为将假体720锚定在动脉700和/或静脉702中(例如，足以阻止或防止假体720的纵向移动或迁移)并跨越动脉700和静脉702之间的间示例，对于一些外周血管系统，第三纵向区段726在扩张或部署状态下的长度可以在大约[0321]第三纵向区段726包含从第一纵向区段722的更小直径到第二纵向区段724扩张的区段726可以被认为包括具有与第一纵向区段722相同的直径的柱形部分。纵向区段722、[0322]第一纵向区段722和/或第三纵向区段726可以包含相对高的径向力，例如被配置[0323]在一些实施例中，第二纵向区段724和/或第三纵向区段726可以包含一些移植物于远端部分材料和/或单独的标记物)。诸如球囊的可膨胀构件可以被填充有不透射线流分通过例如降低中间部分内的聚合物管的壁厚[0329]当网状物或其他支撑结构与聚合物管结合提供时，支撑结构可以位于管外侧周[0330]设备的端部中的一个或两个可以包括配置为抓住或紧握血管的内侧壁的锚定元在将进一步详细描述的，另外的或其他的方法和系统可以用于抑制或防止动脉血流的反深度慢性疼痛以及限制血管再生选项并频繁地导致截肢的大量组织损失。估计CLI具有大约每年50_100/100,000的发病率，并且CLI与发病后在6个月时具有高达20％的死亡率相[0336]介入放射科医师已经积极地尝试通过试图打开慢性完全闭塞(CTO)或通过在内膜下空间中使用如Medtronic_Pioneer导管的这样的产品绕过CTO来治疗CLI，所述导管将线材穿入(tunnel)靠近CTO的内膜下空间然后试图再进入闭塞远侧的脉管。一旦线材在适当果线材能够穿过闭塞，治疗PAD的常规途径诸如经皮经管腔血管成形术(PTA)、支架术(stenting)和药物洗脱球囊(DEB)也可以或可替代地在CLI治疗中使肢的那些人面临报道为在9％和15％之间的30天死亡率和1年60三年42和5年35％_theclinicaleffectivenessofvenousarterializationforsalvageofcriticallyischemiclimbs”[0353]在本文描述的其他疾病中，本文描述的方法和系统可以用于在膝下(below_the_(interventionist)评估并且确定手术或血管内治疗是不可能的；和/或(iii)明确表明大等)；和假体(例如，递送系统中包覆的镍钛诺支架移植物(例如，7Fr(大约2.3mm和/或被放置通过动脉(例如，股动脉)中的鞘，并推进直到动脉的完全闭塞点(在胫动脉[0356]图14B是圆14B内图14A的超声发射导管170的远侧部分的放大示意性侧横截面视导管170的针172。导管180可以停留在原处或保持静止或基本静止同时纵向地旋转或移动在从导管170的内腔173推进之后以针172路径的方向发送具有低角展度(angularspread)其配置为充当由导管170的指向发送器178发出的超声信号的目标。导管170被旋转直到峰[0359]图16是用于检测导管对准的图的示例实施例，如可以在超声系统的显示设备(例源自动脉中的发送导管的信号已经被静脉中的接收导管接收。来自右边的第二频率包络[0360]图17是假体(例如，支架、支架移植物)递送系统190的示例实施例的示意性侧视鞘向近侧缩回和/或向远侧推进假体200。假体200可以在动脉和静脉之间并通过间质组织机构或其他机构可以被采用以将触发器把手194的行进距离196降低为小于待部署(例如，态中的环境。结构支柱的厚度201可以，例如，在大约0.05mm和大约0.5mm之间或在大约在大约0.005mm和大约0.05mm之间或在大约0.01mm和大约0.03mm之间(例如，大约例中，假体200的总长度与环210的纵向长度212的比可以在大约50:1和大约100:1之间(例[0364]图19是假体220的另一示例实施例的示意性侧视图。假体200可以具有假体220的形状，所述形状具有在大约15mm和大约25mm之间的长度222(例如，大约21mm)和在大约第二部分225远离第一部分221的锥形的角度可以在大约0.02度和大约0.03度之间(例如，[0365]关于可以根据本文描述的方法和系统使用的假体的进一步细节在2013年3月8日[0366]图20A_图20H示意性地图示了实现逆行灌注的方法的示例实施例。该程序将关于插入通过股动脉中的引导器鞘并引导进入胫后或胫前的患病动脉300的远侧部分。将第二换能器350的示例实施例的示意性透视图。如果换能器350的近端或顶端352和换能器的远其可增强换能器的信号接收能力。图22是超声接收换能器360的另一示例实施例的示意性[0375]发射导管310在靠近闭塞304和闭塞304近侧的股动脉和胫动脉中的导丝上前进，勒除器代替第二导丝)被放置通过导管310的横穿针314的内腔并且以(静脉302的)逆行方[0381]代替本文描述的指向超声技术或除指向超声技术之外，还可以使用从动脉300到[0384]在一些实施例中，PTA球囊包括例如嵌入球囊的聚合物中的网状物(例如，织造[0385]在一些实施例中，沿着导管的轴线纵向地隔开的两个PTA球囊可以在目标静脉中使用，并且针导管可以靶向PTA球囊中的一个。在通过横穿针314刺穿PTA球囊中的一个之[0386]在一些实施例中，沿着导管的轴线纵向地隔开的两个PTA球囊可以在目标静脉中[0388]在一些实施例中，LeMaitre设备(例如，UnBalloonTMNon_OcclusiveModeling推动末端)和/或通过使网状物自扩张(例如，在网状物的至少一些部分包括形状记忆材料的实施例中)而被径向地扩张。在一些实施例中，LeMaitre设备可以紧握横穿线材以当假体递送系统330之前预扩大动脉300和静脉302之间的瘘。PTA球囊导管的使用可以取决[0391]假体340例如通过操作触发器把手194(图17)从假体递送系统330部署。在一些实30％或更多、在大约0％和大约10％之间、在大约0％和大约20％之间、在大约0％和大约确认可以在荧光检查下使用对比剂注入贯穿部分314在动脉300和静脉302之间形成的瘘的位置。在使用者使用在瘘上膨胀的血压计以避免标记物可以在荧光检查下可视化(例如，包括不透射线的材料)以允许使用者在假体340的[0394]一旦假体340在适当的位置，血液流过静脉302并进入脚的障碍是静脉中的活。图31A示意性地图示了与静脉支架342的示例实施例分开的动静脉瘘支架340的示例实及纵向地在第一部分346和第二部分350之间的第三部分348。在第一部分346和第二部分大于第一区段346的长度。例如，第二区段350可以具有被配置为填充脉管(诸如PTV)的长不存在先验动机来反转瓣膜刀的刀片的方向从而形成如本文所描述的反向瓣膜刀410。反向瓣膜刀410可以在导丝414上前进，导丝414可以被操纵进入静脉，用于使静脉瓣关闭不[0401]其他系统和方法也能够用于使静脉中的瓣膜关闭不全(例如，切割球囊、旋切术中的导丝606被建立在包括闭塞604的动脉600和静脉602之间。携带假体620的假体递送系统在导丝606上前进通过动脉600和静脉602之间的间隙区并进入静脉602，如在图26A中示体递送系统的引入之前预先扩大动脉600和静脉602之间的瘘。PTA球囊导管的使用可以取[0404]未被覆盖的织造细丝的流动转向性质可以取决于血管腔的某些血流动力学特脉600和静脉602之间的压降可以引起和/或允许血液沿静脉血流的正常方向流过假体的侧阻止可能引起和/或允许血液流过假体620的侧[0409]在假体620包含可以被单独部署的两组多个细丝(例如，如关于图25B的某些实施[0410]图27示意性地图示了用于实现逆行灌注的假体720和方法的另一示例实施例。尽700和静脉702之间的间质组织T。假体720可以例如如在本文中描述的那样和/或利用其他[0411]在一些实施例中，其第一纵向区段722、第二纵向区段724、和/或第三纵向区段3.0mm)以更大的压力(例如，20_30atm)被执行。即使没有放置支架、移植物、支撑架且在程序之后在脚中没有疼痛，表明血液能够如在本文中描述的那样被逆行供应通过静[0415]一些吻合设备可用和/或已经被研发用于治疗更大脉管中的孔(例如，来自Medtronic的Spyder、来自JohnsonandJohnson的CorLink、来自St.JudeMedical的定尺寸和/或被重新构造，这样的设备可以适于应用于外周或下肢中。其他设备也是可能[0416]图30示意性地图示了利用跨越血管902和904的壁的吻合设备800被耦接在一起的[0417]图32A至图32D图示了用于在经皮旁路程序中识别和避免分叉1104的示例方法和二脉管1002中。第二脉管1002包括与分支或侧副管1006的汇合处的分叉1004。第一导管1010包含被配置为向第二脉管1002中的第二导管1020的超声接收器1022(例如，全向接收(图32D)可以朝向第二脉管1002从第一导管1010中延伸出来。在图32A中所示出的配置中，构件1024的扩张闭塞第二脉管1002。如通过箭头1027示出的，血液仍然正在从第二脉管[0419]图32C示出了第二脉管1002中的对比物质1028的引入。对比物质1028可以通过与第二导管1020一体的灌注端口和/或使用第二脉管1002中的单独导管来递送。对比物质件1024聚集。对比物质1028的一部分可以聚集在分叉1004中，使分叉1004和/或分支脉管会流过第二脉管1002而不示出分叉1004和/或分支脉管1006。在了解针1016的角度和第一导管1010的位置的情况下，使用者能够确定针1016是否将会延伸到分叉1004和/或分支脉[0421]图33A和33B示意性地图示了能够在针1116横穿间质组织1101的情况下在第一脉一脉管1100中的第一导管1110延伸。第一脉管1100被闭塞1108所闭塞。在图33A中，导丝上追踪至假体1124的远侧。如图34B中所示出的，导管1130A可以总是朝向对象的脚后跟置的示例，如果另一瘘被形成在第一脉管1100和第二脉管1102之间(例如，以旁通闭塞端可以被配置为被第二支架移植物1132B的近端重叠。第二支架移植物1132B可以与假体向瓣膜刀1142的一个或多个刀片切除或切割或切断第一瓣膜1105A的小叶，允许血液1111到第二瓣膜1105B时，反向瓣膜刀1142可以从鞘1144延伸并且然后被向远侧推进以使第二失去能力的设备(例如但不限于如在本文中描述的双向瓣膜刀1300)也可以或可替代地被脉1206。例如由于由经皮旁路引起的从动脉进入足底外侧静脉1200上游的静脉的逆行灌[0428]图36B图示了能够被用来促进血流通过跖骨静脉1204到达脚趾的设备的示例实施例。包含第一可扩张构件1212(例如，球囊)的第一导管1210可以包含6Fr(French)闭塞导通过足底内侧静脉1206的血流被阻止或被防止。血液可以继续从脚趾流过跖骨静脉1204，扩张构件1212可以允许逆行灌注血液流动，这能够在深足底静脉弓1202中进一步建立压力。血流通常将会在足底外侧静脉1200中与逆行灌注的方向相反灌注，但是可扩张构件[0430]该设备可以允许第一和第二可扩张构件中的一个独立于另一个可扩张构件膨[0431]该设备可以被配置为在可扩张构件中的至少一个的膨胀之前调整可扩张构件之以允许该设备沿近侧方向相对于第二可扩张构件将第一可扩张构件从第一位置推进到第[0432]该设备可以包含被配置为将流体注入到由第一和第二可扩张构件限定的治疗区侧静脉1206和/或足底外侧静脉1200。灌注端口能够被配置为充分地增加治疗区域内的流[0435]图37A图示了处于径向扩张状态的使瓣膜失去能力的设备1300的示例。使瓣膜失去能力的设备1300被配置为在径向扩张状态下的缩回和/或推进后切割或切除或切断瓣膜进鞘1304和/或通过向近侧缩回推进器元件1320并且由此设备1300被径向压缩。在径向扩张状态下，中间部分1302可以径向扩张，而近侧部分1308和远侧部分1306不径向扩张(例一周向区域提供更多的切割。例如，第一支柱1316可以与第二支柱1316周向间隔开大约间隔开大约90°。[0438]支柱1316可以包含在大约一个和大约四个刀片之间(例如，一个刀片、两个刀片为当设备1300被向近侧缩回时进行切割。第二刀片1314面向远侧，并且被配置为当设备片1312和面向远侧的刀片1314允许设备1300使瓣膜失去能力，提供如双向瓣膜刀的灵活大约50％、大约67％、在这样的值之间的范围等)。支柱1316的周向厚度1346可以在大约更多的刚性和切割。更薄支柱1316和/或支柱1316之间的更多间距可以使用更少的力用于分1302之间的交界处的曲率半径1350可以在大约0.1mm和大约0.5mm之间(例如，大约[0440]图37C是在由图37B中的圆37C识别的区域中的图37A的使瓣膜失去能力的设备[0441]图37D是如在图37B中示出的那样展开的图37A的使瓣膜失去能力的设备1300的端[0443]图37F是处于径向收缩状态的图37A的使瓣膜失去能力的设备1300的侧视图。图37G是处于径向收缩状态并且与图37F相比被周向旋转的图37A的使瓣膜失去能力的设备侧部分1306的远端和近侧部分1308的近端之间的长度1364可以在大约15mm和大约27mm之再次参照图37B，可以从长度1364减去远侧部分1306的长度1340和近侧部分1308的长度[0444]图37H是处于径向扩张状态的图37A的使瓣膜失去能力的设备1300的侧视图。图37I是处于径向扩张状态并且与图37H相比被周向旋转的图37A的使瓣膜失去能力的设备1300的另一侧视图。图37H和图37G示出了处于径向扩张状态的设备1300的一些示例尺寸。在图37H和图37G中示出的径向扩张状态可以是完全扩张(例如，不存在外力情况下设备1300的形状)或部分径向扩张状态。通过设备1300的中心的纵向轴线1367和扩张的中间部分1302的外周边之间的长度或半径1368可以在大约0.5mm和大约7mm之间(例如，大约1364可以长于处于径向扩张状态的长度1370。长度1370和长度1364之间的差可以在大约照图37B，从长度1370减去远侧部分1306的长度1340和近侧部分1308的长度1348以计算处1314的端头和第二刀片1314之间的长度1372可以在大约2mm和大约4mm之间(例如，大约[0445]图37J是沿着图37H的线37J_37J获取的处于径向扩张状态的图37A的使瓣膜失去[0446]图37Ki至37Nii图示了能够使用图37A的使瓣膜失去能力的设备1300执行的示例备1300向近侧缩回到鞘1304内和/或通过在设备1300上向远侧推进鞘1304而被真正地压1312使瓣膜1305失去能力。中间部分1302可以通过将设备1300向近侧缩回到鞘1304内和/备1300向近侧缩回到鞘1304内和/或通过在设备1300上向远侧推进鞘1304而被真正地压1312使瓣膜1305失去能力。中间部分1302可以通过将设备1300向近侧缩回到鞘1304内和/[0451]图38A示意性地图示了导管1400的远端的示例。导管1400可以包括超声换能器或管状构件1402可以包含至少部分地延伸通过其中用于引导被捕获元件1404捕获的导丝通的(一个或多个)脉管，而非通过非预期的分支或侧副管。内腔1408可以包含在管状构件32D相似之处在于：针1016已经从第一脉管1000经过，通过间质组织，并且进入第二脉管的缩回的距离可以是(例如，基于导管1400的远端和导管1400的换能器之间的距离)预定脉管1006和/或其他分支脉管的任何可能性，被进一步向远侧推进的导丝1406将会进一步便径向向外推动捕获元件1444的可扩张构件1446。可扩张构件1446可以被定位和/或被成包含延伸出导管1420的侧面的捕获元件1424。捕获元件1424可以包含通向内腔1428的漏[0456]图39A是目标导管1500的一部分的示例的透视图。目标导管1500包含鞘1502和可管1500可以在延伸通过导丝鞘1508构1504能够从鞘1502被部署。图39C通过箭头1510示出了鞘1502和可扩张结构1504之间的第一导管1010在包含闭塞的第一脉管1000中被推进，例如如在本文中描述的。目标导管向扩张，如通过箭头1514示出的。在一些示例中，可扩张结构1504的扩张径向扩张脉管因为针1016延伸到可扩张结构1504内，第二导丝1406延伸到可扩张结构1504内。在图39H更高量的力，因为管状结构和外鞘之间的摩擦随着管状结构从外鞘被部署而减少。螺纹[0465]图40C是处于部署状态的图40A的把手1600的透视图。图40D是处于部署状态的图比相反的侧面示出了把手1700。旋钮1704被耦接到具有齿1717的齿轮或蜗齿轮或蜗轮了正在从示例外鞘1722部署的示例管状结构1720。图41Dii示出了在旋钮1704已经被旋转直至滑动件构件1710处于要向近侧缩回(例如，从壳体1716出来)的位置之后的管状结构经向近侧缩回到主体1702的远侧部分之后的管状结构1720和外鞘1722的位置。管状结构[0471]在一些示例中，旋转旋钮1704部署管状结构的第一量，并且滑动该滑动件构件[0473]图42A是发射设备4200的示例实施例的俯视图。发射设备4200包括近侧部分4202出来。近侧部分4202包括把手4211和致动器4212。当致动器4212被远侧地推进和/或把手铋、含有碘的药剂(诸如碘海醇(例如，omnipaque⃞,可从AmershamHealth(GE线标记物4210可以具有在大约1/3,000和大约1/3之间的厚度与最短横向长度的比(例如，范围等)。平坦的不透射线标记物4210可以具有在大约1/3,000和大约1/3之间的厚度与最不透射线标记物4210垂直于成像平面时不透射线标记物4210在荧光检查下基本上消失的法中。不透射线标记物4250包含组成不透射线标记物4250的块体的第一材料4250a和被耦[0478]在一些示例中，不透射线标记物4250的第二材料4250b具有小于大约2μm的厚度[0479]示例尺寸(具体地厚度)能够限制对血管内窥镜或x射线或荧光检查机器的阴影影[0481]图42C是图42A的发射设备4200的远侧部分4204的示意性扩张的俯视图。图42D是的近端可通过使用者握住每个近端而相对于彼此移动)。针孔口4208被示为在不透射线标物4210的对准是正确的以其他方式也可能产生的定位误差。例如，即使不透射线标记物[0483]图42Ci图42Ciii图示了包括被附接到针4216的异型件4260的示例导管。异型件4260在成形的内腔中滑动，其能够充当狭槽和键系统以减少或最小化针4216的横向和/或异型件4260的C形形状与内腔的C形表面相互作用以阻止或防止被附接到异型件4260的针4200的导丝4217)的导丝内腔的外表面。尽管在导管4200的背景下被图示为包括不透射线度上的每一个移位导致增加的可见面积，并且使用者的目标是要减少或最小化可见面积。然可以符合本文中描述的一些方法被使用(例如，通过减少或最小化或相反地增加或最大的一个不透射线部件和在导管上的其他地方的不透射线部件)的系统，不透射线标记物射线小圆点可以在所有旋转取向上提供类似的有限可见性，然而不透射线标记物4210、4250显著地示出何时未被对准。形状的主观对准或宽度的评价(而不是最小厚度的客观评例如围绕导管的周向的不透射线环能够提供关于成像系统相对于导管的位置的信息(例[0486]图43A图43N示意性地图示了使用包括图42A的发射设备4200的远侧部分4204的[0487]在图43A中，远侧部分4204已经在第一脉管中被纵向地推进到纵向地靠近勒除器转和不透射线标记物4210的观察能够类似于使相机聚焦，其中使用者能够进行粗调和精果不透射线标记物在导管的与针孔口相对的一侧上，该过程将会是关于导丝4217相反的。通过箭头4318指示的，捕获勒除器1504和与勒除器1504缠结的导丝4218。在图43M中，鞘二导管1500在靠近预期横穿点(例如，靠近和/或在第一脉管4330中的闭塞上游)的第二脉部分自动化的(例如，在没有使用者交互的情况下或仅在使用者交互之后移动到下一步或仅在使用者交互之后移动到下一步骤)。第二导管1500可以被纵向地移动以移动针4216静脉造影的情况下花费几个小时来提供路线图和/或因为尤其是在心脏远侧的外周脉管系[0499]在没有静脉造影或路线图的情况下围绕足弓推进导丝能够导致穿孔静脉和/或诱[0500]顺行足进入提供了足静脉成像的机会和导丝在选定脉管中的经过而无瓣膜阻塞能够在有限的或没有来自被导丝抹去的来自瓣膜的阻塞和/或转向到分支脉管内的风险的际静脉4402随着大隐静脉4401继续朝向心脏。图44E和图44F还示出了大隐静脉4401。脚4400包括供给内侧边际静脉4402的穿孔或分支静脉，包括下踝(submalleoral)静脉4403、后静脉4438、足底外侧静脉4408和足底深静脉弓4442。图44D还示出了第一跖骨交通支[0506]脚的深静脉动脉化的某些技术能够靶向在足静脉的水平下的动脉入流和进入静[0508]例如使用成套工具4500的示例程序包含在脚的表面上使用超声探头4504以引导供脚中的静脉脉管系统的路线图。相同或不同的导丝4510然后可以被插入到扩大器4512触摸或轻拍感兴趣静脉能够改善静脉扩大的成功率。当跖骨静脉4434被成功地插入套管时，环绕该踝的第二止血带应当是绷紧的和/或应当保持绷紧。对象可以在手术台上变平稀释的大约15mL对比剂。对比剂可以包含在大约5mL和大约50mL之间的总体积注射(例如，上所有静脉可以通过该量的对比剂被成像。更多或更少的对比剂能够基于对象被使用(例腿)可以利用足背内侧边际静脉4402中的针(朝向脚趾)来获得。21号针例如能够容纳[0517]应当在足底弓中利用足底外侧静脉中的其中具有第一导丝的针尽可能远侧地进够被推进到足底外侧静脉内并且然后进入胫后静脉并直到横穿点。一旦已经进行第二进部位4606的位置，在图46D中通过红色X来标记。例如用使用者的手指轻拍内侧边际静脉4402能够增加血管舒张，如在图46E中示意性地图示的。图46E仍然示出了第一进入部位[0520]在图46F中，第一针4608在进入部位4606处被用来进入朝向脚趾的内侧边际静脉[0521]在图46G中，第一跖骨交通支4406将脚的底部上的足底静脉连接到脚的顶部上的[0524]本申请讨论了其中通过瘘从第一脉管被推进到第二脉管内的导丝被勒除器捕获[0525]图47A是示例切割勒除器系统4700的一部分的透视图。切割勒除器系统4700包含[0526]所图示的切割勒除器系统4700包括被周向地间隔开大约90°的四个切割刀片以包括朝向压缩状态径向地压缩捕捉网状物4702(例如，通过将切割勒除器系统4700的近[0530]图47Bi和图47Bii是另一示例切割勒除器系统4710的侧视图。切割勒除器系统4710包含串联的勒除器结构4712和瓣膜刀结构4714。勒除器结构4712可以在瓣膜刀结构如图47Bi中图示的)。勒除器结构4712可以是整体的或与瓣膜刀结构4714一体形成(例如，构4714可以被单独地形成并且被耦接在一起。单独形成的勒除器结构4712和瓣膜刀结构鞘4718)被追踪或通过导管(例如，充当外鞘4718的导管)的内腔被追踪。勒除器结构4712和/或瓣膜刀结构4714能够具有与本文中描述的其他勒除器结构和瓣膜刀结构相同的或类构4722和瓣膜刀结构4724。瓣膜刀结构4724可以从勒除器结构4722向内伸缩(例如，如图或瓣膜刀结构4724能够具有与本文中描述的其他勒除器结构和瓣膜刀结构相同的或类似如图47Ciii中示出的)和/或通过不扩张用于切割勒除器系统4721的勒除4722例如在瓣膜刀结构4728在外鞘4728中并且不能切割第二脉管的侧壁时与第二脉管的[0537]图47Di图47Dv是又一示例切割勒除器系统4730的侧视图。切割勒除器系统4730包含图47Di中示出的勒除器结构4732和图47Dii中示出的瓣膜刀结构4734。勒除器结构4732和/或瓣膜刀结构4734能够具有与本文中描述的其他勒除器结构和瓣膜刀结构相同的[0540]勒除器结构4742能够具有与本文中描述的其他勒除器结构相独的切割勒除器系统4740可以被插入到外鞘4748[0542]图47Eii和图47Eiii示出了从外鞘4748的远端延伸出来的切割勒除器系统4740。4744在勒除器结构4742内被进一步扩张(例如，膨胀)直至可扩张结构4744将如通过箭头压力可以在大约4atm(大约405kPa)和大约20atm(大约2,026kPa)之间(例如，大约4atm(大[0547]图47Fi和图47Fii是又一示例切割勒除器系统4750的侧视图。切割勒除器系统4750包含能够在第一状态和/或第二状态下捕捉导丝并且在第二状态下切割瓣膜的结构[0549]在一些实施方式中，结构4752能够通过将纵向力4755施加于结构4752(例如相对于结构的近端近侧地缩回结构4752的远端)而从第一状态改变为第二状态。其他力也是可[0550]图47Gi图47Giii是又一示例切割勒除器系统4760的侧视图。勒除器切割系统4760可以包含串联的勒除器结构4762和瓣膜刀结构4764，例如如图47Civ的切割勒除器系统4721中示出的。勒除器结构4762和/或瓣膜刀结构4764能够具有与本文中描述的其他勒[0551]在图47Gi中，勒除器结构4762和瓣膜刀结构4764被塌缩在外鞘4768内部。在图反，本发明覆盖落入所描述的各种实施例和所附权利要求的精神和范围内的所有的修改、