抗菌导管 相关申请
本申请是都于2003年5月12日提交的未决的美国专利申请第10/436,457号和第10/435,946号的部分继续申请(continuation-in-part)，所述两个美国专利申请是于2002年5月21日提交的美国专利申请第10/031,913号的部分继续申请，该美国专利申请第10/031,913号是于2000年7月19日提交并以英文公布的国际专利申请第PCT/US00/19746号的美国国家阶段，所述国际专利申请是于1999年7月19日提交并且现在是美国专利第6,350,253号的美国专利申请第09/363,228号的部分继续申请，上述申请的全部内容在此通过援引的方式纳入本说明书并成为本公开内容的一部分。
【发明背景】
【发明领域】
本发明总体涉及导管，具体而言，涉及具有抗菌性能并且通过其输注部分(infusion section)均匀输送流体药物的导管。
相关技术描述
用于向例如人体这样的组织系统输送流体药物的输注导管(infusion catheter)在本技术领域内已为人熟知。这种导管通常包括插入组织中一些部位中的柔性中空管(flexible hollow tube)。这种管通常包括一个或多个轴向管腔(axial lumen)，流体可以在所述管腔内流动。导管的近端与一流体源连接，从该流体源将流体引入导管中。在管近端提供的压力作用下，流体在其中一个管腔内部流动。对于每个管腔来说，一般都沿着管末端附近的输注部分提供有一个或多个出口孔，用于将流体排出管。这种出口孔通过刺穿中空管的侧壁来生成。
在某些医学条件下，输送流体药物到创伤区域内的多个部位是有利的。例如，一些需要镇痛药物(pain medication)的伤口可能与多个神经末梢连通，而不是与单个的神经干连通。这种伤口的一个例子就是外科切口。如上所述，已知，提供多个出口孔，通过所述出口孔将流体药物排出导管。为了控制药物输送部位的位置，可沿着导管在多个轴向和圆周位置提供所述出口孔。Eldor的美国专利第5,800,407号公开了具有这种构造的导管的一个例子。而且，在某些情况下，期望在低压下输送这些药物，以便流体被以较低速率输送。例如，一些镇痛药物必须缓慢输送，以避免毒效和其它副作用。此外，在很多情况下，期望以基本均匀的速率在导管的整个输注部分配送流体药物，以便将药物在整个创伤区域均匀地分布。
遗憾的是，现有技术中带有多个出口孔的导管，例如Eldor教导的导管，其局限在于：在流体药物的低压输送过程中，流体趋于仅通过离导管的输注部分近端最近的出口孔排出。这是因为，流经管的流体更容易通过提供最小流阻的出口孔排出。管腔内流体经过的流程越长，流体所经受的流阻和压降就越高。最近的孔提供最小的流阻和压降。因此，流体趋于主要通过这些出口孔排出导管。结果，流体药物只被输送到创伤区域内的一小部分。流体不期望地仅通过最近的出口孔流动的趋向依赖于孔大小、出口孔的总数目和流速。随着孔大小或孔数目的增加，流体变得更可能仅通过最近的孔排出。相反地，随着流速的增加，流体则变得不太可能这样。
流体不期望地仅通过导管的最近的孔排出的趋向在一些情况下可以通过提高流体的流速或压力来克服，这使得流体流过导管的更多出口孔。确实，如果流速或压力足够高，流体会流过所有出口孔。然而，有时医学上期望以较慢的速率，即，在低压下输送药物。而且，即使在那些高压流体输送是可接受的或所期望的情况下，现有技术中的导管也不会沿着导管的输注部分提供均匀的流体输送。相反，通过更接近输注部分近端的出口孔的流速趋于大于通过较接近远端的出口孔的流速。这是因为流过较近的孔的流体经受较低的流阻和压降。与此相反，流过较远的孔的流体经受较大的流阻和压降，因此以较低的流速排出。越是远端的孔，流体的排出流速越低。因此，整个创伤区域存在药物的不均匀分布。
在另一种已知类型的输注导管中，在导管内部提供几个管腔。对于每个管腔来说，都通过在管壁内穿刺一个孔来提供一个出口孔。沿着导管的输注部分在不同轴向位置提供所述出口孔。以这种方式，可将流体药物输送到创伤区域内的几个位置。虽然这种构造提供改进的流体分布，但其具有一些缺点。一个缺点就是经过出口孔的流体流速不相等，这是因为，由于以上讨论的相同原因，较远的出口孔提供较大的流阻。另一个缺点就是管腔的数目、以及由此造成的流体出口孔的数目受限于导管的小直径。结果，流体只能被输送到创伤区域内非常有限数目的位置。还一个缺点就是管腔的近端必须连接于复杂的歧管，所述复杂的歧管增加制造导管的成本。
Wang的美国专利第5,425,723号说明了在导管的整个输注部分提供更均匀的流体药物分配的导管的例子。Wang公开了一种输注导管，该输注导管包括外管、被同心包围在外管内的内管和内管内部的中心管腔。内管具有比外管更小的直径，以便在两者之间形成环形通道。外管具有多个均匀间隔开的出口孔，所述出口孔限定了导管的输注部分。使用中，在中心管腔内部流动的流体流过内管侧壁内的策略地定位的侧孔。特别地，相邻侧孔之间的间隔沿着内管的长度方向减小，以使得更多的流体流过更远的侧孔。然后，流体在通过外管壁中的出口孔排出之前，纵向地流过环形通道。在环形通道中，流体可以在远侧或近侧方向流动，视外管中最近的出口孔的位置而定。提供这种构造以导致来自导管的流体的流出速率更均匀。
遗憾的是，Wang的导管仅仅对较高压力的流体输送有效。当用于较低压力的流体输送时，Wang公开的导管不提供均匀的流体分配。相反，流体倾向于通过距离导管的输注部分近端最近的内管和外管的侧孔排出，这是由于这些孔提供最小的流阻。即使是高压流体输送，该设计也存在几个局限。一个局限就是：同心管设计较复杂且难于制造。两根管必须足够柔韧以允许通过组织系统时的灵活性，但是环形通道必须保持打开，以便流体可以在其中均匀地流动。另一个局限就是：如果管的输注部分中存在弯曲，环形通道可能会受到干扰。导管中的弯曲可能会使环形通道变形，或者甚至引起内管和外管接触。这会在环形通道的纵向截面内引起不均匀的流体压力，导致不均匀的流体输送。
用于硬膜外、神经传导阻滞以及创伤部位疼痛治疗应用的现有技术导管的另一个问题就是：增加了由允许导管插入的患者皮肤中的切口引起的或单是因患者体内存在导管而引起的感染的可能性。允许导管插入患者体内的切口损害了皮肤的保护功能并且可能使细菌在切口处或切口附近生长。另外，导管本身可能为细菌进入身体并引起感染提供了一个途径。通常，要定期清洗并且用创伤敷料和/或抗菌药膏保护导管插入部位周围的区域。但是，这种反复的清洗对患者而言通常是不舒服的并且不可以完全阻止感染的发生。
【发明内容】
因此，本导管的优选实施方案被构形为克服这些局限中的一些或全部并且提供用于向组织区域输送流体药物、同时也提供有利的抗菌性能的改进导管。例如，优选地，导管被构形为提供诸如金属离子之类的活性(active)抗菌物质的持续释放。在一个优选构造中，导管包括被涂覆在导管的一个或多个部件或部分上或分散在导管的一个或多个部件或部分内的含银离子的材料。在某些优选构造中，至少导管的一部分是由可生物吸收的材料制成的。另外，导管可被构造为吸引导管(aspiration catheter)，用来从组织区域移走流体。
一个优选实施方案是一个用于输送流体的、包括一个伸长管的导管，该伸长管沿其长度设置有多个出口孔以限定该导管的输注部分。该管的大小使得该管适于插入组织区域中。一个伸长的构件位于该管内部并且是由多孔材料形成的，该多孔材料被构形为控制流过该伸长的构件的流体速率。导管被构形为使得引入到管近端内的流体将流过出口孔。管和伸长的构件中的至少一个包括抗菌物质并且被构形为使抗菌物质被持续地释放到流体中。
另一优选实施方案是一个用于输送流体的、包括一个伸长的支撑件(support)和一个包裹在该支撑件周围的多孔膜的导管。支撑件和多孔膜协同限定至少一个管腔来接收流体流。支撑件和多孔膜中的至少一个包括抗菌物质并且被构形为使抗菌物质被持续地释放到流体中。
又一优选实施方案是一个用于输送流体的、包括一个管和一个管状盘簧的导管，所述弹簧具有一个连接在所述管的远端上的近端。一个挡块封闭该弹簧的远端。管和弹簧各限定中心管腔的一部分。当弹簧处于松弛状态时，弹簧相邻的圈互相接触，以便防止弹簧内低于阈值分配压力的流体通过在圈与圈之间沿径向流动而排出管腔。当流体压力大于或等于阈值分配压力时，弹簧具有伸长的特性，以允许流体通过在圈与圈之间沿径向流动而被从管腔分配。管和管状盘簧中的至少一个包括抗菌物质并且被构形为使抗菌物质被持续地释放到流体中。
另一优选实施方案是一个用于输送流体的、包括一个远侧封闭的管的导管。所述管的一长度限定导管的输注部分并且在该管的侧壁中具有多个出口孔。一个管状盘簧被包围在输注部分内，以便在管和弹簧内限定一个管腔。弹簧相邻的圈互相接触，以便防止管腔内低于阈值分配压力的流体通过在圈与圈之间沿径向流动而排出管腔。当流体压力大于或等于阈值分配压力时，弹簧具有伸长的特性，以允许流体通过在圈与圈之间沿径向流过排出孔而被从管腔分配。管和管状盘簧中的至少一个包括抗菌物质并且被构形为使抗菌物质被持续地释放到流体中。
又一优选实施方案是一个用于在整个组织区域输送流体的、包括一个管的导管，所述管具有一个封闭远端并且限定一个具有最小截面流通面积的内部管腔。管的远端部分包括多个贯穿其的出口孔。所述多个出口孔的大小使得，这些出口孔的组合流通面积小于所述最小截面流通面积，以便这些出口孔对来自管腔内通过这些出口孔的流体流动形成限流孔。管包括抗菌物质并且被构形为使抗菌物质被持续地释放到流体中。
还一优选实施方案是一个用于输送流体的、包括一个具有封闭远端的伸长管的导管。至少管的远端部分是由可生物吸收的材料制成的。至少远端部分的一部分限定多孔侧壁，所述多孔侧壁允许管腔内的流体穿过远端部分的该部分。至少远端部分的一部分包括抗菌物质并且被构形为使抗菌物质被持续地释放到流体中。
旨在所有这些实施方案都在于此公开的本发明的范围内。根据对以下参考附图的优选实施方案的详细描述，本发明的这些和其它实施方案对于本领域内的普通技术人员将易于变得明显起来，本发明不限于所公开的任何具体优选实施方案。
为了概括本发明及其与现有技术相比获得的优点的目的，在此已在上面描述了本发明的某些目标和优点。当然，应该理解的是，所有这些目标或优点不必都可根据本发明的任一具体的实施方案获得。因此，例如，本领域内的普通技术人员将会意识到的是，可以用获得或优化如在此教导的一个优点或一组优点的方式来实施或执行本发明，而不必实现可能在这里教导或暗示的其他目标或优点。
【附图说明】
图1是具有根据本发明第一实施方案的特征和优点的导管的示意侧视图。
图2是沿图1中的线2-2截取的、图1中的导管的剖视图。
图3是沿图1中的线3-3截取的、图1中的导管的剖视图。
图4是图1中的导管的端部和支撑梁的立体图，示出了沿图1中的线4-4截取的截面。
图5是具有根据本发明第二实施方案的特征和优点的导管的侧视图。
图6是沿图5中的线6-6截取的、图5中导管的输注部分的截面图。
图7是具有根据本发明第三实施方案的特征和优点的导管的截面图。
图8是具有根据本发明第四实施方案的特征和优点的导管的侧视图。
图9是具有根据本发明第五实施方案的特征和优点的导管的侧视图。
图10A是图9中导管的截面图，示出了弹簧的未伸长状态。
图10B是图9中导管的截面图，示出了弹簧的伸长状态。
图11是具有根据本发明第六实施方案的特征和优点的导管的截面图。
图12是具有根据本发明第七实施方案的特征和优点的导管的侧视图。
图13是具有根据本发明第八实施方案的特征和优点的导管的纵向截面图。
图14是与图13中的导管类似的导管的纵向截面图，示出了在内部多孔件和管之间的第一种可供选择的连接。
图15是与图13中的导管类似的导管的纵向截面图，示出了在内部多孔件和管之间的第二种可供选择的连接。
图16是与图13中的导管类似的导管的纵向截面图，示出了在内部多孔件和管之间的第三种可供选择的连接。
图17是根据图13-16的导管的横向截面图，其中内部多孔件与外管同心。
图18是根据图13-16的导管的横向截面图，其中内部多孔件与外管不同心。
图19是本发明的与排空气过滤器(air eliminating filter)一起使用的导管的示意性示图。
图20是具有根据本发明第九实施方案的特征和优点的导管的侧视图。
图21是具有根据本发明第十实施方案的特征和优点的导管的侧视图。
图22是本发明的导管用于治疗血块(blood clot)的示意性示图。
图23是与图1-4中的导管类似的、在膜和支撑件上具有抗菌层的导管的截面图。
图24是与图1-4中的导管类似的、在膜和支撑件内嵌有抗菌材料的导管的截面图。
图25是与图6和图7中的导管类似的、在导管本体上具有抗菌层的导管的纵向截面图。
图26是与图6和图7中的导管类似的、在多孔膜内嵌有抗菌材料的导管的纵向截面图。
图27是与图13-18中的导管类似的、在导管本体上具有抗菌层的导管的纵向截面图。
图28是与图13-18中的导管类似的、在多孔件内嵌有抗菌材料的导管的纵向截面图
图29是与图11中的导管类似的、在导管本体上具有抗菌层的导管的纵向截面图。
图30是与图11中的导管类似的、在导管本体内嵌有抗菌材料的导管的纵向截面图
图31是与图12中的导管类似的、在导管本体上具有抗菌层的导管的纵向截面图。
图32是与图12中的导管类似的、在导管本体内嵌有抗菌材料的导管的纵向截面图。
图33是具有根据本发明另一实施方案的特征和优点的导管的侧视图，所述导管包括管状多孔膜或套。
图33A是沿线33A-33A截取的、图33中导管的截面图。
图34是沿线34-34截取的、图33中导管的截面图。
图35是具有根据本发明另一实施方案的特征和优点的导管的示意侧视图，其中至少导管的一部分是由可生物吸收的材料构成的。
图36是位于图35中导管的无孔部分和可生物吸收的部分之间的接头的放大侧视图。
图36A是沿线36A-36A截取的、图36中接头的截面图。
图37是图35中导管远端的放大侧视图。
【具体实施方式】
图1-4示出了根据本发明的一个实施方案的输注导管20。导管20优选地包括柔性支撑件22(图2-4)、无孔膜24和多孔膜26。膜24和26包裹在支撑件22周围，以在膜24和26的内表面与支撑件22的表面之间形成多个轴向管腔，以下有更详细的描述。如图1所示，无孔膜24限定导管20的非输注部分(non-infusing section)28，并优选地从支撑件22的近端到点30覆盖支撑件22。类似地，多孔膜26限定导管20的输注部分32，并优选地从点30到支撑件22的远端覆盖支撑件22。或者，导管20可以被构形为没有无孔膜24。在这种构形中，多孔膜26覆盖支撑件22的整个长度，使得支撑件22的整个长度对应导管20的输注部分。输注部分可具有任意期望的长度。导管20的近端可连接到一个包含诸如液体药物之类的流体36的流体供应源(fluid supply)34。导管20的远端可以包括一个盖子48(图4)，该盖子限定导管20内的轴向管腔的终端。
使用中，将导管20插入组织系统，如人体，以将流体药物直接输送给组织系统内的创伤区域。具体而言，导管20用来在与导管20的输注部分32相对应的、创伤区域中整个大体线形的部分输送药物。因此，优选地插入导管使得输注部分32位于创伤区域内。通过使用众所周知的方法，医生或护士可以借助位于导管的轴向导线腔(axialguide wire lumen)44内的轴向导线46插入导管20。一旦导管定位于需要的位置，就通过导管20的近端简单地向后拉出导线46。或者，导管20可以不设有导线或导线腔。
图2和3示出了支撑件22的优选构形。支撑件22的表面包括诸如图中所示的多条筋40的隔断物。隔断物被构形为使得当膜24和26包裹在支撑件22周围时，这些膜形成多个轴向管腔38的一部分壁，流体36可在该管腔内流动。在优选的构形中，多条筋40从支撑件22的公共轴心部分42径向延伸。筋40还沿支撑件22的一段长度纵向延伸，并且优选地沿其整个长度延伸。在非输注部分28中，如图2所示，无孔膜24优选地紧密包裹在筋40的外缘周围。结果，在无孔膜24的内表面和支撑件22的外表面之间形成轴向管腔38。类似地，在输注部分32中，如图3所示，多孔膜26优选地紧密包裹在筋40的外缘周围，使得在多孔膜26的内表面和支撑件22的外表面之间形成轴向管腔38。
在导管20的一可供选择的实施方案中，多孔膜26可以包裹支撑件20的整个长度，从而替代无孔膜24。在这个实施方案中，支撑件22的整个长度对应于输注部分32。根据另一个可供选择的实施方案，支撑件22可以只在输注部分32内延伸，并且可以提供一个从流体供应源34延伸到支撑件22的近端的管。在这个实施方案中，管代替无孔膜24和在优选实施方案的非输注部分28内延伸的一部分支撑件22。换句话说，管限定非输注部分28。
在优选的构造中，筋40的数目等于轴向管腔38的数目。虽然图2和3中显示了5条筋40和5个轴向管腔38，但是考虑到在导管20内提供多个管腔、保持柔性以及在需要时保持管腔间流体独立性的目的，可以提供任何合适数目的筋40和管腔38。这里，术语“流体独立性”、“流体分离”和类似的术语，当用来描述多个轴向管腔时，只是指管腔相互之间不流体连通。优选地使用任何合适的胶，如医用级别的胶或环氧树脂，将膜24和26沿筋40的外缘粘合。这样防止膜24和26滑动，所述滑动在将导管插入或拔出组织时可能会发生。更优选地，将膜沿每条筋40的外缘的整个长度粘合。或者，膜可包裹在支撑件周围，而不通过外来物质(foreign substance)固定到支撑件。膜和支撑件也可以通过本领域内的普通技术人员已知的其它手段相互固定。这样保持管腔38间的流体独立性。如果需要，可以在支撑件22的轴心部分42内提供轴向导线腔44。如上所述并且如本领域内的普通技术人员易于理解的，导线腔44适于接收导线46，此导线可以用来帮助将导管20插入组织中。
如图4所示，导管20优选地包括一个固定在支撑件22远端的端部或盖子48。端部48可以与支撑件22一体成型或以粘合方式连接到支撑件上。优选地，如图所示，端部48的近端呈圆形并具有一个直径，使得端部48近端的外表面与支撑件22的筋40的外缘对齐。多孔膜26包裹在端部48近端的周围。膜26优选地粘合在端部48上，以便防止管腔38内的流体36不经过膜26的壁流出导管20。端部48阻止流体轴向流过导管20的远端。然而，端部48可任选地由多孔材料形成，以在需要时允许流体从导管20的远端进行某轴向分配。如图所示，端部48的远端优选为圆顶形，以使导管20更易于插入组织区域。
适当考虑到如柔性、重量轻、强度、光滑度以及对组织系统无反应性即安全性的目的，支撑件22可由多种材料形成。用于支撑件22的适合材料包括尼龙、聚酰胺、特氟纶及本领域内的普通技术人员已知的其它材料。多孔膜26优选为海绵状或泡沫状材料或中空纤维。适当考虑到柔性和对组织系统无反应性的目的，膜26可由多种适合材料形成。膜26优选地具有多孔性，使得流体沿着导管20的输注部分32的表面区域基本均匀分配，并具有足够小的平均孔尺寸，以限制细菌流动穿过膜壁。用于膜26的一些适合材料包括聚乙烯、聚砜、聚醚砜、聚丙烯、聚偏二氟乙烯、聚碳酸酯、尼龙、高密度聚乙烯或任何其它亲水性材料。这些材料有利的是生物相容的。当流体药物穿过多孔膜26时，多孔膜26可以从中滤出不需要的细菌。已知，最小的细菌不能穿过任何小于0.23微米的孔。因此，多孔膜26的平均孔尺寸或孔直径可小于0.23微米，以防止细菌穿过膜26。但是，在其他构造中，膜26的平均孔尺寸或孔直径优选地在约0.1到1.2微米的范围内，更优选地在约0.3到1微米的范围内，甚至更优选地为约0.8微米。
如上所述，导管20的近端可以连接到一个流体供应源34。导管20可以被构形为使得每个轴向管腔38是流体独立的。换句话说，各管腔38相互不流体相通。导管20可连接到单个流体供应源34，使得流体36在每个管腔38内流动。或者，导管20可以连接到多个独立的流体供应源，使得几种不同的流体可独立地在这些管腔38内流动。根据这种构造，每个管腔38可以连接到一个独立的流体供应源，使得可被输送到组织中的不同流体的总数等于管腔38的数目。或者，流体管腔不需要是流体独立的。例如，膜26可以不沿支撑件22的整个长度固定到支撑件22上，因此允许流体36在管腔38之间移动。
操作中，导管20将流体直接输送到与输注部分32相邻的组织区域。将来自流体源34的流体36引入导管20近端处的轴向管腔38中。流体36首先流过非输注部分28。当流体36开始到达输注部分32时，流体浸入多孔膜26。随着更多的流体36进入输注部分32，流体在膜26的壁内纵向扩散，直到整个膜26和输注部分32对流体饱和。此时，流体36开始穿过膜26，从而流出导管20并进入组织。而且，有利的是，由于膜26的特性，流体36以基本均匀的速率穿过多孔膜26的整个表面区域。因此，流体被以基本相等的速率在组织中创伤区域的整个大体线形的部分输送。此外，在低压和高压流体输送时都可得到此优点。
图5和图6示出根据本发明的一可供选择的实施方案的导管50。根据这个实施方案，导管50包括伸长的外管52和内部伸长的管状多孔膜54。管状膜54优选地被同心地包围在外管52内。更优选地，外管52紧密地包围并支撑管状膜54，以便在外管52的内尺寸和膜54的外尺寸之间得到较紧的配合。在外管52中，优选地在外管52的整个圆周上，设置多个流体出口孔56。外管52的包括出口孔56的部分限定导管50的输注部分。只需要沿输注部分的长度提供管状膜54，但是管状膜54可以更长。任选地，可以在管52的远端58内提供轴向出口孔。而且，如本技术领域的普通技术人员将会理解的，可以提供导线和/或导线腔，以帮助将导管50插入组织。
适当考虑到对组织系统无反应性、柔性、重量轻、强度、光滑度和安全性的目的，管52可由多种适合材料中的任一种制成，例如尼龙、聚醚嵌段聚酰胺(polyether block polyamide)、PTFE、聚酰亚胺、特氟纶及本领域内的普通技术人员已知的其它材料。在优选的构造中，管52优选为19到20规格(gauge)的导管，具有分别为0.021英寸和0.035到0.043英寸的内径和外径。管52的出口孔56优选直径为约0.015英寸，并且沿管52在相等间距的轴向位置设置。孔56优选地被设置为使得每个孔相对于管52的纵轴线从前一个孔的角位置角位移约120°。相邻出口孔56之间的轴向间隔优选在约0.125到0.25英寸的范围内，并且更优选为约3/16英寸。而且，输注部分可以具有任意所需长度。这种构造使得流体在创伤区域的整个大体线形的部分被完全、均匀地输送。当然，出口孔56可以被设置为多种可供选择的构造中的任一种。
管状多孔膜54优选为海绵状或泡沫状材料或中空纤维。管状膜54可具有小于0.23微米的平均孔尺寸或孔直径，以过滤细菌。但是，在其他构造中，孔直径优选在约0.1到1.2微米的范围内，更优选在约0.3到1微米的范围内，甚至更优选为约0.8微米。适当考虑到对组织系统无反应性、保持柔性、在管52尺寸限制内进行装配以及具有使得流体被通过管52内的所有出口孔56基本均匀分配的多孔性的目的，管状膜54可由多种适合的材料中的任一种制成。用于膜54的一些适合材料包括聚乙烯、聚砜、聚醚砜、聚丙烯、聚偏二氟乙烯、聚碳酸酯、尼龙、高密度聚乙烯或任何其它亲水性材料。管状膜54优选的内径和外径分别为0.010英寸和0.018英寸。在提供导线46的情况下，导线可以是直径为约0.005英寸的不锈钢线。可以用环氧树脂、氰基丙烯酸酯或本领域内的普通技术人员已知的其它手段将管52固定到膜54上。或者，膜54可以以过盈配合与管52相接触，而不使用其它材料将膜54固定在管52上。
在操作中，导管50将流体输送到与导管50的输注部分相邻的组织系统的区域。当流体流入输注部分时，流体首先浸入管状多孔膜54。随着更多的流体进入输注部分，流体就会在管状膜54的壁内纵向扩散。一旦膜54和其中的管状空间饱和，流体就会流经膜54并通过流过管52中的出口孔56而流出导管50。而且，有利的是，流体基本均匀地在膜54的整个表面区域通过膜，使得基本均匀地流过基本所有出口孔56。因此，流体被以基本相等的速率在组织的整个创伤区域输送。此外，在低压和高压流体输送时都可得到此优点。
图7示出了根据本发明另一个实施方案的导管70。导管70包括侧壁上具有多个出口孔76的管子72以及同心包围管子72的管状多孔膜74。导管70以与结合图5和图6描述的导管50类似的方式操作。使用中，流体药物流过出口孔76，随后开始浸入多孔膜74中。流体在膜的壁内纵向扩散，直到膜饱和。随后，流体离开膜壁并进入组织。有利的是，流体被以基本均匀的速率在膜74的整个表面区域上分配到组织中。如在前面的实施方案中，在低压和高压流体输送时都可得到此优点。
图8示出了根据本发明的另一实施方案的导管60。导管60更适合于在较高流速下将流体输送到组织系统中的区域。导管60包括具有多个尺寸渐增的出口孔64的管子62。具体而言，较远端的出口孔直径大于较近端的出口孔直径。管子62上出口孔64的位置限定导管60的输注部分的长度。输注部分可以具有任意所需的长度。导管60的近端连接到流体供应源，还可以提供导线和/或导线腔来帮助将导管60插入组织。
如上所述，对于高压或低压流体输送，距导管远端较近的出口孔与距导管近端较近的出口孔相比，通常具有增加的流阻。而且，流过较远端的孔的流体经历较大的压降。因此，通过较近端的孔的流体通常流速较大，导致不均匀的流体输送。相反，在较高流速的情况下，导管60有利地提供通过基本上所有的出口孔64的基本均匀的流体输送。这是由于较远端的孔的较大尺寸补偿了它们的增加的流阻和压降。换句话说，因为较远端的孔比较近端的孔大，所以通过较远端的孔的流速高于较远端的孔与较近端的孔尺寸相同的情况下原本会通过较远端的孔的流速。有利的是，按逐渐增加的尺寸提供孔64，这样导致了基本均匀的流体输送。此外，如下面结合图12的实施方案描述的，出口孔64的大小使得它们组合起来形成限流孔。
与现有技术的导管比较，有利地，导管60简单并易于加工。所需做的所有事情就是在管子62上钻多个出口孔64。此外，在保持可操作性的情况下，导管60能比现有技术的导管承受更大的弯曲。与现有技术的、诸如Wang的导管的导管相比，如果管子62稍微弯曲，它仍会较均匀地输送流体。这是由于管子62具有单个带有较大横截面的管腔。当管子62稍微弯曲时，管腔内流动的流体较不可能受到堵塞以及由此引起的有可能导致不均匀流体分配的压力改变。
适当考虑到对组织系统无反应性、柔性、重量轻、强度、光滑度和安全性的目的，导管60的管子62可由各种材料中的任何材料制成。适合的材料包括尼龙、聚醚嵌段聚酰胺、PTFE、聚酰亚胺、特氟纶及本领域内的普通技术人员已知的其它材料。输注部分可以具有任意所需的长度，但优选为约0.5到20英寸长，更优选为约10英寸长。出口孔64的直径优选从输注部分近端处的约0.0002英寸变化到其远端处的约0.01英寸。最大的，即最远端的出口孔64优选地距离管子62的远端约0.25英寸。在优选的构造中，相邻孔64之间的轴向间隔在约0.125到0.25英寸的范围内，更优选为约3/16英寸。任选地，如在图5的实施方案中，可将孔64设置为使得相邻孔的角度相差约120°。当然，如果提供太多出口孔64，管子62可能会不期望地变弱。
图9、10A和10B示出根据本发明的另一实施方案的导管80。该导管80包括管子82、“渗水(weeping)”管状盘簧84和挡块86。弹簧84的近端连接在管子82的远端，以便管子和弹簧各限定中心管腔的一部分。一个优选为圆顶状的挡块86连接至弹簧84的远端并将其封闭。弹簧84的在管子82远侧的部分包括导管80的输注部分。如图10A所示，在未伸长状态，弹簧84相邻的圈互相接触，以便防止弹簧内低于阈值分配压力的流体通过在圈与圈之间沿径向流动而流出管腔。当流体压力大于或等于弹簧的阈值分配压力时，弹簧84具有纵向伸长的特性，如图10B所示，从而允许流体通过“渗水”，即在圈与圈之间沿径向向外漏出，被从管腔分配。或者，弹簧可以沿径向拉伸而不伸长以允许流体通过弹簧的各圈渗漏。此外，如本技术领域内的普通技术人员将会理解的，该弹簧可既纵向地又径向地伸长以允许渗漏。有利的是，在弹簧各圈之间的流体被基本均匀地在在管子82远侧的弹簧的部分即输注部分的整个长度和圆周上分配。导管80可用于高流速或低流速流体输送。
使用中，导管80被插入组织区域，使得弹簧84处于流体药物需要被输送到的区域中。弹簧开始处于未伸长状态，如图10A所示。流体被引入导管80的管子82的近端，流进并穿过弹簧84，直到到达挡块86。随着流体被持续引入管子82的近端，弹簧84内的流体增多。当弹簧84内充满流体时，流体压力更迅速地升高。流体对弹簧各圈施加一个方向沿径向向外的力。随着压力的升高，向外的力变大。一旦流体压力升高到阈值分配压力，向外的力就会使弹簧各圈稍微分开，使得弹簧纵向伸长，如图10B所示。或者，各圈可以如上所述地径向分开。流体随后通过分开的各圈流出以被从导管80分配。而且，有利的是，分配在导管80的整个输注部分是均匀的。随着流体被持续引入管子82，弹簧84保持拉伸状态，以持续地分配流体到组织内的所需区域。如果流体引入暂时终止，弹簧84内的流体压力会降到阈值分配压力以下。假如这样的话，弹簧将收缩使得各圈再次相邻，并不再分配流体。
几种弹簧类型可以达到本发明的目的。适合的不锈钢弹簧类型是易于购买到的304、316L或402L。在优选的构造中，弹簧84沿着其长度每英寸具有大约200圈。在这种构造中，有利的是，弹簧可承受高度弯曲，而不从中渗漏流体，并且只有严重弯曲才会引起相邻的圈分开。因此，弹簧84在组织区域内可以进行相当大的弯曲，而不会引起流体渗漏并因此被分配到组织内的仅一个区域。弹簧84可以具有任何所需长度，以限定导管80输注部分的长度。适当考虑到强度、柔性和安全性的目的，弹簧可由多种材料制成。优选的材料是不锈钢。在优选的构造中，弹簧的内径和外径分别为约0.02英寸和0.03英寸，并且弹簧丝具有约0.005英寸的直径。弹簧84的近端优选地被同心地包围在管子82的远端内。可以用例如U.V.粘合剂、密封材料(pottingmaterial)或其它粘合材料将弹簧粘合在管子82的内壁上。或者，弹簧可以焊接在管子82内或安装有近端插头并被紧密地插入管子82内。
适当考虑到柔性、重量轻、强度、光滑度和安全性的目的，管子82和挡块86可由多种材料中的任一种制成。适合的材料包括尼龙、聚醚嵌段聚酰胺、PTFE、聚酰亚胺、特氟纶及本技术领域内的普通技术人员已知的其它材料。
图11示出根据本发明的另一个实施方案的导管90。导管90包括远端封闭的管子92和被同心地包围在管子92内的“渗水”管状盘簧94，以便在管子和弹簧内限定一个管腔。沿管子92的一段长度在其侧壁上设有多个出口孔96。包括这些出口孔96的管子92的长度限定导管90的输注部分。优选地在整个输注部分的壁上设置出口孔96。输注部分可以具有任何所需长度。在优选的构造中，相邻的孔96之间的轴向间隔在约0.125英寸到0.25英寸的范围内，更优选为约3/16英寸。优选地，相邻的孔96以约120°的角度有角度地间隔开。弹簧94优选地被包围在导管的输注部分内，并被与图9、10A和10B中实施方案的弹簧84相类似地构形。弹簧94优选为比输注部分长，并定位成使得所有的出口孔96都与弹簧94相邻。在这个构造中，防止流体不在弹簧各圈之间流动而流出管腔。挡块优选地连接在管子上，以封闭管子的远端。或者，管子92可以被成形为具有封闭的远端。导管90可用于高流速或低流速的流体输送。
使用中，将导管90插入组织区域，使得输注部分处于需要将流体药物输送到的区域中。流体被引入导管90的管子92的近端，并流经弹簧94，直到其到达管子92的封闭远端。随着流体被持续引入管子92的近端，弹簧94内的流体增多。最后，弹簧94内充满流体，流体压力升高，如上面结合图9、10A和10B中的实施方案所述，流体通过弹簧各圈渗漏。而且，流体基本均匀地在弹簧94的整个长度和圆周上流经弹簧的各圈。然后，流体通过流过输注部分的出口孔96而流出管子92。出口孔优选为尺寸相等，以便流体以基本相等的速率流过出口孔，有利地使流体在组织中整个所需区域上大致均匀地分布。随着流体被连续引入导管90，弹簧94保持拉伸状态，以持续从管子分配流体。如果流体引入临时终止，弹簧94内的流体压力会降至阈值分配压力以下。如果这样的话，弹簧将收缩，使得各圈再次相邻，并不再分配流体。
在优选的构造中，弹簧94和管子92沿弹簧的整个长度接触，以便迫使渗过弹簧的流体流过输注部分的孔96。优选地，弹簧94的一端连附在管子92的内壁上，从而允许弹簧的另一端随着弹簧的伸长而移位。可以用例如U.V.粘合剂、密封材料或其它粘合材料将弹簧粘合在管子92上。或者，弹簧的端部可以焊接到管子92的内壁上。管子92可由任何适合的材料制成。管子92的内壁优选为光滑的，以便弹簧可以更自由地伸长和收缩。
图12示出根据本发明的另一实施方案的导管100。导管100包括远端封闭的管子102，管子102的侧壁上具有多个出口孔104。管子102的具有出口孔104的部分限定导管100的输注部分。出口孔104的大小使得这些出口孔具有小于导管的任何其它限流截面或孔的区域的组合开口区域。因此，出口孔104是导管100的限流器。使用中，有利的是，导管通过基本上所有的出口孔104分配流体。引入管子102近端的流体流经管子，直到到达管子的封闭远端。此时，导管输注部分内的流体增加。由于孔104的尺寸小，流体基本被阻止流过孔104。最后，导管的输注部分变得充满流体。随着流体被持续引入管子102的近端，流体压力开始升高。在某一时刻，压力变得足够高，以致迫使流体通过出口孔104。而且，流体流过基本上所有的出口孔104。
在这个优选的构造中，出口孔104的尺寸都相等，使得流体被以基本相等的速率通过基本上所有的孔分配。优选使用激光钻孔104，以得到非常小的孔直径。出口孔104优选的直径是约0.0002英寸，或约5微米。在管子102内可以设有许多出口孔104。有利的是，在导管100输注部分的整个圆周上提供孔，以在整个组织区域更均匀地输送流体。相邻的孔104的轴向间隔优选地在约0.125到0.25英寸的范围内，更优选为约3/16英寸。导管100可用于高流速或低流速的流体输送。管子102可由本领域内的普通技术人员已知的及先前所讨论的多种材料中的任一种制成。
图13示出根据本发明的另一个实施方案的导管200。如在上述实施方案中，导管200包括远端封闭的管子202，所述管子202在其中沿导管的输注部分具有多个出口孔204。期望地，在管子202的整个圆周上设置孔204。包围在管子202内的是由多孔材料制成的伸长构件206。优选地，构件206是大体圆柱形的，且是实心的。优选地，构件206位于管子204内，以便在构件206的外表面和管子202的内表面之间形成环形空间208。优选地，构件206从管子202的远端210向后延伸到导管输注部分近侧的一个点。或者，构件206可以只沿输注部分的一部分延伸。构件206优选地大致与管子202同心，但不同心的设计也可以实现本发明的优点。优选地，构件206用柔性材料制成，以有助于将导管200放置到患者体内。
操作中，在管子202内流动的流体药物使多孔构件206饱和，并流入环形区域208。一旦构件206饱和，构件206内的流体就流入区域208中，并通过出口孔204流出导管200。有利的是，由于流体压力在整个环形区域208是均匀的，所以流体基本均匀地流过所有孔204。环形区域208有几个优点。一个优点就是它趋于优化流过出口孔204的均匀度。而且，构件206可以由多孔材料制成，此材料在对液体饱和时趋于膨胀。要是这样的话，构件206优选地膨胀进入环形区域208，而不压靠在管子202上。这样限制了在管子202内表面处形成高压区域的可能性，该高压区域可能在创伤部位内引起药物的不均匀流出。或者，构件206可以膨胀并与管子202接触，而仍实现本发明的目的。
构件206由多孔材料制成，所述多孔材料平均孔尺寸优选在.1-50微米的范围内，更优选为约0.45微米。环形区域208的径向宽度W优选在0到约0.005微米的范围内，更优选为约0.003微米。适当考虑到多孔性、柔性、强度和耐用性的目的，构件206可由多种材料中的任何一种制成。优选的材料是Mentek。
构件206可以用粘合剂固定在管子202内。在一个实施方案中，如图13所示，在构件206的远端施用粘合剂，以与管子202远端的内表面形成接头。优选地，在导管200的输注部分的近端或近端附近施用粘合剂。此外，也可将粘合剂在构件206的任何纵向位置施用在构件206的圆周上，与管子202的内表面形成环形接头。例如，在图13的实施方案中，环形接头214正好设置在导管200的输注部分的近端。其它构造是可能的。例如，图14显示一个实施方案，其中粘合剂施用在构件206的远端以形成接头216，还施用在输注部分的大体中心处以形成环形接头218。图15显示一个实施方案，其中粘合剂只施用在构件206的远端以形成接头220。图16显示一个实施方案，其中粘合剂只施用在输注部分的中心以形成环形接头222。本领域内的普通技术人员根据在此的教导将会理解：粘合剂可以多种形式中的任何一种施用。因此，例如，不需要在导管的远端的粘合剂(即分别在图13、14和15中的212、216和220)。
在本发明目前优选的实施方案中，优选地在导管的最近端的孔处包括一个接头。优选地该接头如下所述地用粘合剂形成。
当构件206在管子202中时，可通过将液态粘合剂灌注通过其中一个出口孔204来形成环形接头214。具有一般高粘性的粘合剂倾向于在构件206的圆周周围流动，而不是流入构件本体内。因此，如本领域内的普通技术人员将会理解的，粘合剂和管子202形成环形接头。而且，粘合剂堵住注入粘合剂的出口孔204。多种不同类型粘合剂中的任一种都是可接受的，优选的粘合剂是Loctite。
如上所述，构件206优选地与管子202同心。图17显示了导管200的横截面，其中构件206被同心地包围在管子202内。或者，构件206可以与管子202相邻地定位，如图18所示。由于构件206不必定位在管子202内的中心，所以图18的构造比图17的构造更易于生产。
本领域内的普通技术人员根据此处的教导将会理解：构件206可以具有任何所需的长度，而且可以沿导管200输注部分的任何所需长度延伸。例如，构件206不必延伸到管子202的远端。此外，构件206的近端可以是输注部分近端的远端或近端。
当使用上述实施方案的导管中的任何导管时，起初，导管可能在其管内部具有空气。例知，图13所示的导管200可能在构件206的多孔材料内具有空气。将液体药物引入导管会迫使空气流出出口孔。然而，这可能要用几小时。如果将导管在内部有空气时插入患者体内，并且将液体药物引入导管，则患者的创伤部位在空气被从导管排出之前可能接收到很少的或接收不到药物。因此，优选在将导管插入患者体内之前先让液体药物穿过导管，以保证在使用前空气被从导管排出。此外，参考图19，可以将如本领域内已知的空气过滤器224插入导管200的输注部分226近端的导管管道中。过滤器224防止不需要的空气进入导管200的输注部分226。
图20和21示出了具有伸长的出口孔或槽的导管。这些导管可以代替以上显示和描述的导管使用。图20显示具有出口孔或槽232的管子230，所述出口孔或槽232在管子230的纵向是伸长的。槽232优选地沿导管的输注部分在管子230的整个圆周上设置。与较小的出口孔相比，伸长的槽232趋于通过减少流体受到的流阻提高流出导管的流体的流速。优选地，如本领域内的普通技术人员将易于理解的，槽232可在导管本体上纵向取向，以便不损害导管200的结构完整性。
图21显示了具有出口孔或槽236的管子234，所述出口孔或槽236的长度在远端方向上沿管子的长度增加。在示出的实施方案中，距管子234的输注部分近端较近的槽在长度上短于距输注部分远端较近的槽。如在图8的实施方案中，有利的是，在较高流速的情况下，导管管子234通过基本上所有的出口槽236提供基本均匀的流体输送。这是因为较远端的槽的较大尺寸补偿了它们的增加的流阻和压降。换句话说，由于较远端的槽大于较近端的槽，所以通过较远端的槽的流速大于较远端的槽与较近端的槽有同样的尺寸的情况下原本会通过较远端的槽的流速。有利的是，槽236被以逐渐增加的长度设置，这导致基本均匀的流体输送。此外，如在图20的实施方案中，伸长的槽通常导致较高的流出速率。
关于所有以上导管的实施方案，如本领域内的普通技术人员将会理解的，可以在所公开的管腔内或与其邻近的地方提供独立的导线腔。
本发明的导管可用于多种医疗设备。参考图22，在一个示范性的应用中，将导管20(参考标记20用来标识导管，但可以使用以上描述的任何导管)插入静脉或动脉242中的血块240中。优选地，导管的输注部分在血块240内。液体药物优选被引入导管的近端。有利地，药物在整个输注部分以均匀的速率流出导管20，以使血块240消散。
如本领域内的普通技术人员将易于理解的，在此描述的任何导管的实施方案都可以使用于多种应用，所述应用包括，但不局限于，外围神经传导阻滞、鞘内输注、表皮(epideral)输注、血管内输注、动脉内输注和关节内输注以及创伤部位疼痛治疗。而且，所公开的导管可适合于用作吸引导管。
此外，与被设计用来连接或固定到输注泵的独立导管相反，此处公开的任何导管都可以和源自输注泵的流体线成一体。
图23-32示出了具有被配置以利于流出导管的流体均匀流动的特征的导管的几个优选实施方案。优选地，这些流动控制特征与以上参考图1-21描述的特征相似。另外，除非另有说明，图23-32的导管可使用与上述方法相似的方法用相似的材料构成。另外，优选地，图23-32的导管还包括抗菌性能以阻止细菌在导管上或导管内生长，并优选地阻止细菌在与导管相邻的组织区域内生长。如下面更详细描述的，图示的导管可包括抗菌层、嵌在构成导管的部件的材料内的抗菌材料或者抗菌层和嵌入的抗菌材料的组合。
在优选的构造中，抗菌层或抗菌材料被构形为提供抗菌剂的持续释放。在一个构造中，抗菌层或抗菌材料包括如金、铂、银、锌或者铜这样的重金属，已知所有这些金属都具有抗菌性能，并且更优选地重金属是金属离子形式的。在一个特别优选的实施方案中，抗菌层或抗菌材料是银，并且更优选地是银离子。但是，诸如抗生素或杀菌化学制品之类的其他抗菌物质也可用在或者包含在导管上或导管内。
在一些构造中，金属离子可包含在如天然或合成聚合物这样的载体材料内，优选地所述载体材料有助于金属离子持续释放并且阻止金属离子退化。也可使用其他用来提供抗菌物质的持续释放的合适方法。
例如，如上所述，在某些构造中，抗菌材料可以是形成诸如管状导管本体或流动控制部件之类的导管部件的一部分的材料层的形式。为了生成这样的抗菌层，可以把抗菌材料作为导管部件的涂层施用，例如通过沉积、浸渍、喷涂、混合挤压或者其他适于生成多层物品的技术或方法施用。
在可供选择的构造中，抗菌材料可分散在构成导管部件的基底材料内，以便基底材料形成抗菌层。例如，抗菌材料可混合在或者用别的方法嵌入或分散在形成导管本体的聚合物材料内。但是，抗菌材料可嵌入导管的其他部件内，如下面更详细描述的。可在制造导管部件的过程进行之前，把抗菌材料提供到基底材料内。例如，通过挤压或其他成形方法，可把抗菌材料提供到用来生成导管本体的聚合物树脂中。
优选地，把抗菌物质嵌入导管管子或者其他导管部件的基底材料中并且在管子或其他部件上形成层。在一个特别优选的构造中，抗菌物质包括稳定的离子银纳米粒子，优选地在溶液中所述离子银纳米粒子尺寸小于约50纳米并且，更优选地，尺寸介于约5到15纳米之间。
优选地，把导管(或导管部件)浸入溶液中，在一个配置中所述溶液可包括和还原剂在一起的氯化银。优选地把导管浸入溶液中一段足够长的时间以允许银粒子粘附到导管上。在一个配置中，将导管浸入室温以上的溶液中约16小时。例如，溶液温度可以是大约35摄氏度。期望的是，同时把多个导管浸入溶液容器。优选地，搅动溶液和/或导管以助于在导管的整个长度上并且期望地在导管的内表面和外表面上都提供均匀的银粒子分布。在一个优选方法中，独立于如上面所述那样的部件的流动控制部件用抗菌物质处理导管本体(或导管组件的管状部分)。如果需要，可用抗菌物质个别地处理如中空纤维件或膜这样的流动控制部件。然后，导管本体和流动控制部件可组合起来。
一旦导管已被浸入银溶液中一段期望的时间，就从溶液中取出导管并且，优选地，漂洗导管。在一个优选的制造方法中，漂洗剂是酒精。漂洗后，允许导管变干。如果需要，可提供装置来帮助导管变干。例如，可旋转导管。在一个配置中，以约80-100rmp的速率旋转导管约两分钟。旋转后，优选地允许导管优选地在短时间内(overnight)完全变干。
优选地，然后把干燥后的导管暴露于光下。已在银溶液里浸过并接着被暴露于光下的导管颜色发生改变或者被着色了。例如，典型的尼龙导管通常是透明的或者不透明的，在被浸入银粒子溶液后被着色了。受到诸如此处所公开的银溶液的某些银溶液作用的导管可呈现金色或琥珀色。这种导管的着色提高了对照未处理过的导管识别处理过的导管的简易度。相信，在此描述的银处理过的导管是用于创伤部位、外围神经传导阻滞或者硬膜外应用的仅有的非透明的或着色的导管，因此着色将提供易于识别导管具有抗菌性能的优点。
例如，在导管浸没过程中，纳米粒子能够留在导管管子或如流动控制膜(中空纤维)之类的其他部件中的表面缺陷中。另外，由于它们的小的尺寸和电荷，银纳米粒子趋于附着在正被处理的导管管子或其他部件的表面上。因此，在这个优选配置中，把抗菌物质注入(impregnate)和涂到导管上。然后导管变干。然后当导管接触到水分时，如当被置于身体内时，银离子随着时间的流逝被释放出来。
可通过任何合适的方法产生银纳米粒子。在一个优选的配置中，通过向氯化银中添加还原剂来制备银纳米粒子。这种组合物十分适于用在如在此公开的导管这样的医疗设备的商业规模的生产中。但是，也可使用其他产生银纳米粒子的合适方法。在一个优选的配置中，导管本体由尼龙材料制成并且抗菌材料被施用于尼龙和/或注入尼龙里。
优选地，抗菌物质被构形为通过导管被持续地释放。在流体输送导管中，抗菌物质可被释放到流体中，并被流体带到邻近导管的组织区域中。有利的是，这种布置阻止细菌在导管内和在邻近导管的区域内生长，因为与抗菌物质仅通过导管本体本身被释放到组织中相比，随着流体被分配抗菌物质可能在组织区域内移动更大的距离。因此，优选的是，导管被构形为把抗菌物质释放到正被分配的流体中，如通过处理导管或上述的流动控制部件的内(限定管腔的)表面。在创伤部位疼痛治疗应用的情况下，有利的是，这种导管不仅会提供疼痛治疗物质，而且会阻止创伤部位内的细菌生长和感染。
优选地，导管被构形为至少使导管的输注部分，优选地至少使患者体内的整个导管部分，以介于约0.8到3.0微克/厘米之间的洗脱(elution)速率释放抗菌物质。优选地，导管被构形为在导管的预期使用期限内保持这种抗菌释放。在一个配置中，导管被构形为保持抗菌物质的有效释放(significant)最少10天。
另外，在一些优选配置中，导管被构形为在最初时释放较大量的抗菌物质(单次剂量(bolus dose))并接着在此后保持较小的剂量。例如，在一个优选配置中，导管在放置后的头5天释放较大量的抗菌物质并接着在此后保持基本恒定的较低水平的释放至少约5天。但是，在其他配置中，抗菌物质的释放可相对恒定或者可以大致线性的方式随时间下降。对于20规格的导管，优选地，在约10天内释放约15％的银粒子含量。但是，在其他应用中，可能需要更少或更多的抗菌物质或抗菌剂释放。
优选地，处理导管使之包含或者装载有足够量的抗菌物质以得到期望的洗脱速率。例如，导管的抗菌含量可通过改变浸没在抗菌物质溶液中的时间而变化。在包含银纳米粒子的20规格的导管中，优选的是，使导管被装载到这样一种水平，即使得银粒子与导管(或处理过的导管部件)的基底材料的比例是约百万分之600-2000(ppm)。在一个优选配置中，导管被装载到约1000ppm的水平。确定这种包含在上述范围中的银纳米粒子含量产生令人满意的洗脱速率。例如，对于包含大约600ppm的导管，发现洗脱速率在头5天为平均约1.8微克/厘米并且在接下来的5天为平均约0.8微克/厘米。包含大约1000ppm的导管在头5天提供约3.0微克/厘米的洗脱速率并且在接下来的5天提供约1.4微克/厘米的洗脱速率。另外，可改变导管中银纳米粒子的含量以产生其他期望的洗脱速率。
图23是抗菌导管250的截面图，优选地所述导管250被构形为在导管250的整个输注部分上提供基本均匀的流体流动，与以上参考图1-4所描述的导管20类似。但是，在一些配置中，导管250(或此处所公开的其他导管)可被构形为吸引导管以从一个部位移走流体。图23的导管250包括一个内部支撑件252。优选地，支撑件252包括多条从伸长的基部256径向向外延伸的筋254。优选地，筋254在纵向上延伸至少导管250输注部分的整个长度。期望地，支撑件由医用级别的聚合物构造，并且优选地，由尼龙材料构造。
多孔膜258包裹在支撑件周围并且优选地接触筋254朝外的表面。例如，如果需要，膜258可固定到筋254上，例如用医用级别的粘合剂。优选地，膜258与导管20的膜26类似，并且具有趋于调节通过膜258的流体流动的性能。因此，流体沿导管的输注部分的长度以基本均匀的流动速率流出输注部分。
支撑件252和膜258协同限定多个位于相邻的筋254之间的管腔。流体进入管腔260并且期望地以基本均匀的速率通过膜258流出导管250。通过隔绝每个管腔260中的流体以免其对任何其他管腔260中的流体造成影响，提供多个管腔260提高了膜258控制流体从导管250流动的能力。
优选地，支撑件252包括外抗菌层262。如上所述，抗菌层262优选地包括银离子，所述银离子被释放到管腔260中的流体中以阻止细菌在导管250上或内生长，并且，优选地，阻止细菌在围绕导管250的区域生长。如果需要，膜258也可包括抗菌层264。有利的是，在膜258上提供抗菌层264利于把抗菌物质释放到导管250所输送的流体中。膜258调节来自管腔260的流体的流动并且增加了流体与抗菌层264接触的时间量。
图示的抗菌层264是在膜258上的外涂层。但是，在可供选择的构造中，作为对外层264的替换，或者除外层264以外，抗菌层264可以在膜258的内表面上。另外，虽然图示的导管250包括在支撑件252上的抗菌层262和在膜258上的抗菌层264。但不是每个层262、264都必须存在。即，可把抗菌层仅设置在支撑件252和膜258中的一个上。
图24示出导管270的可供选择的构造，所述导管270包括支撑件272和包裹在支撑件272周围的膜274。优选地，导管270与图1-4的导管20和图23的导管250基本相似。在一个优选构造中，膜274包括中空纤维材料。导管270与前述图1-4的导管20的不同之处在于：导管270包括被嵌入或者以其它方式被分散在制成支撑件272和膜274的材料中的抗菌材料276。
如上所述，抗菌材料276优选地包括银离子并且可以通过例如注入法这样的任何合适的方法被引入支撑件272或膜274的材料内。另外，抗菌材料276可存在于支撑件272和膜274中的任何一个内，而不被设置在其中另一个内。另外，如果需要，导管270的支撑件272和膜274可包括与以上参考图23描述的导管250的层262、264相似的抗菌层。
导管270的结构是有利的，这在于对于一给定长度，膜274的中空纤维材料提供了相对大的表面区域。当流体通过中空纤维膜274所限定的空的空间时，流体与膜274内的抗菌材料276接触，并且优选地，抗菌物质被释放到流体中。由于中空纤维提供的大表面区域，流体在流出导管270之前与抗菌材料276接触的时间更长。导管270的这个有利特征可适用于所有此处所公开的、包括膜的导管。
图25是导管280的纵向截面图，所述导管具有与图6和图7各自的导管50和70相似的均匀流体输送特征。另外，导管280优选地包括抗菌性能。导管280包括管状导管本体282，所述导管本体优选地由医用级别的聚合物构造，并且更优选地由尼龙构造。导管本体282包括多个出口孔284，所述的多个出口孔一起限定导管280的输注部分。位于导管本体282内的是中空管状膜286。优选地，膜286延伸至少导管280的输注部分的长度。即，优选地，膜286覆盖所有的出口孔284。期望的是，膜286也具有流动控制性能以控制流体通过膜286的速率。这种流动控制性能趋于调节通过出口孔284的流体的流动速率，基本如以上参考图5-7所描述的。另外，在图示的构造中，膜286接触导管本体282的内表面。但是，在可供选择的构造中，如果需要，在膜286和导管本体282之间存在空间或间隙。
优选地，导管280包括在导管本体282的外表面上的抗菌层288。如果需要，另外，或替换地，导管280可包括在导管本体282的内表面上和/或在膜286的内或外表面上的抗菌层。但是，为了相对易于生产，期望在导管本体282的外和/或内表面上提供抗菌层288。
图26示出了与图25的导管280类似的导管290。导管290包括导管本体292，所述导管本体具有限定导管290输注部分的多个出口孔294。优选地，导管290还包括在导管本体292内的中空管状膜296。期望的是，膜296接触导管本体292的内表面并且覆盖出孔294。
优选地，抗菌材料298被以类似于图24的导管270的抗菌材料的方式分散在膜296中。另外，或替换地，根据期望的抗菌活性程度，导管本体292可嵌有抗菌材料。
图27示出了优选地具有抗菌性能和均匀流体输送性能的导管300。优选地，以类似于以上参考图13-18描述的导管的方式，控制来自导管300的流体流动以提供来自导管300的基本均匀的流体流动。导管300包括管状导管本体302，所述导管本体优选地由医用级别的聚合物构造，并且更优选地由尼龙材料构造。导管本体302包括多个出口孔304，这些出口孔协同限定导管302的输注部分。优选地，导管300还包括位于导管本体302内的大体圆柱形的多孔构件306。如果需要，可使用一个或多个接头308将多孔构件306固定到导管本体302上，所述接头可由医用级别的粘合剂或其他合适的结构构成，如以上参考图13-18所描述的。
导管300还包括在导管本体302的外表面上的抗菌层310。但是，如果需要，除了外抗菌层310之外，或者作为对外抗菌层310的替换，导管本体302的内表面上可设置抗菌层。另外，如果需要，多孔构件306可包括抗菌层。
图28示出了一个具有类似于图27的导管300和图5-7的导管的流体流动控制特征的导管320。导管320包括中空导管本体322，所述导管本体具有多个出口孔324，所述多个出口孔限定导管320的输注部分。多孔构件326被包围在导管本体322内并且可通过一个或多个接头328固定到导管本体322上。
图示的构造包括分散在多孔构件326内的抗菌材料330。如上所述，优选地抗菌材料330包括重金属，并且更优选地包括被构形为释放银离子的材料。虽然未示出，但是如果需要，除了多孔构件326内的抗菌材料330之外，或者作为对多孔构件326内的抗菌材料330的替换，还可在导管本体322内分散抗菌材料。另外，导管的一些部件可涂上抗菌物质，并且导管的其他部件可具有嵌入其内的相同或不同的抗菌物质。
图29是导管340的纵向截面图，所述导管包括抗菌性能并且，优选地包括类似于以上参考图11所描述的导管90的流体流动控制性能的流体流动控制性能。导管340包括中空导管本体342，所述导管本体优选地限定多个出口孔344。这些出口孔344共同限定导管340的输注部分。位于导管本体342的管腔346内的是螺旋构件348，所述螺旋构件优选地延伸至少导管340输注部分的长度。螺旋构件348可以是盘簧，或者可由连接在一起的各个螺旋构件构造而成。管腔346内的流体在通过出口孔344之前在螺旋构件348的圈与圈之间流动。
期望的是，螺旋构件348影响来自管腔346和通过出口孔344的流体流动速率。在一个构造中，螺旋构件348是一个盘簧，该盘簧由被成形为螺旋形状的细长材料构成。期望的是，当管腔346内的流体低于阈值压力时盘簧的各圈互相接触，并且一旦流体达到阈值压力，盘簧的各圈就伸展以允许流体在圈与圈之间流动。但是，在其他构造中，螺旋构件348在流体输送过程中不是必须伸长，但代替的是，流体流动速率可受螺旋构件348各圈之间的间隙影响。
如果需要，螺旋构件348可固定到导管本体342的一个或多个位置。例如，螺旋构件348可固定到导管本体342的近端、远端或者近端和远端。另外，螺旋构件348还可，或可转而，固定到位于近端和远端中间的位置。可使用医用级别的粘合剂或采用任何其他合适的方法将螺旋构件348固定到导管本体342上。
图示的导管340还包括在导管本体342的外表面上的抗菌层350。在其他构造中，除了抗菌层350之外，或作为抗菌层350的替代物，导管本体342的内表面可包括抗菌层。另外，如果需要，螺旋构件348可包括抗菌层或嵌入螺旋构件348的材料内的抗菌物质。
图30示出了一个具有抗菌性能并且优选地具有类似于图29的导管340和图11的导管90的流体流动控制性能的流体流动控制性能的导管360。导管360包括一个限定多个出口孔364的中空导管本体362。这些出口孔364共同限定导管360的输注部分。螺旋构件368位于导管本体362的管腔364内。优选地，螺旋构件368基本类似于以上参考图29所描述的螺旋构件348或者参考图11所描述的螺旋构件94。
导管360的导管本体362优选地包括分散于构成导管本体362的材料内的抗菌材料370。如上所述，优选地，抗菌材料370包括重金属，并且更优选地，包括含有银离子的材料。银离子优选地被配置为被从导管本体362释放到位于导管360的管腔364内的流体中一段持续时间，以为导管360提供抗菌性能。
图31是导管380的纵向截面图，所述导管具有抗菌性能并且优选地具有类似于图12的导管100的流体流动控制性能的流体流动控制性能。导管380包括限定多个出口孔384的管状导管本体382。这些出口孔384共同限定导管380的输注部分。另外，这些出口孔384一起限定导管380的组合出口流通面积。导管本体382还限定大体圆柱形的直径为D的管腔386。优选地，这些出口孔384和直径D被配置为使得这些出口孔384所限定的组合出口流通面积小于管腔386所限定的截面流通面积。因此，这些出口孔384的总体限定了控制来自管腔386的流体的流动速率的限流孔并且，期望的是，导致通过每个出口孔384的流动速率基本相等，而不管具体的出口孔384沿导管380的相对纵向位置如何。除了形成限流孔的这些出口孔384之外，或者作为对形成限流孔的这些出口孔384的替换，也可采用其它结构的出口孔以提供期望的流动控制特征。例如，出口孔384的流通面积可被配置为沿导管380的长度增加，类似于图21的导管。
图31的导管380优选地还包括一个设置在导管本体382的外表面上的抗菌层388。如果需要，除了外抗菌层388之外，或作为对外抗菌层388的替换，导管本体382的内表面上也可存在抗菌层。
图32示出了一个具有抗菌性能并且优选地具有类似于图31的导管380的流体流动控制性能的流体流动控制性能的导管390。导管390包括一个限定多个出口孔394的导管本体392，这些出口孔优选地协同限定导管390的输注部分。在图示的构造中，这些出口孔394所限定的总流通面积小于导管390的管腔396所限定的最小截面流通面积，以便这些出口孔394协同限定限流孔。
优选地，抗菌材料398分散在导管本体392内，以便导管本体392形成抗菌层。如上所述，抗菌材料398可在导管本体392形成之前或之后，以任意合适的方法，被分散于导管本体392内。例如，抗菌材料398可混入导管本体392的原材料内，或者所形成的导管本体392可注入有抗菌材料398。
除此处公开的导管之外，还预期，其他医疗设备，特别是可植入的医疗设备，可包括上述的抗菌特征。例如，预期，可用上述的抗菌方法处理导管导引针。还有一个例子，可处理引流管轴环(drain tubecollar)以使其具有抗菌性能。美国专利第6,402,735号公开了引流管轴环的一个示例实施方案，该专利的全部内容在此以援引的方式纳入本说明书。本领域内的普通技术人员将能够使此处的教导适合于应用于例如‘735专利的引流管轴环这样的其他医疗设备，而不需要过度的实验。
图33和34示出了导管450的另一优选实施方案。如图33所示，导管450优选地由伸长的导管本体或管454和外部伸长的管状多孔膜或管状套452组成。伸长的管454具有中心管腔468，该中心管腔与优选地类似于图1中的流体供应源34的流体供应源流体连通。
优选地，管状膜452覆盖伸长的管454的一段长度455，并定位于伸长的管454的远端462近侧一距离453处。在一个实施方案中，长度455为约2.40英寸，距离453为约0.10英寸。在另一个实施方案中，长度455为约2.50英寸。在还一个实施方案中，长度455为约5.00英寸。在其它实施方案中，长度455和距离453可变化，以使导管450大致与所预期的具体组织相符合。
如图33A所示，期望管状膜452包围伸长的管454的一部分，使得在管454的外表面和管状膜452的内表面之间形成环形的、间隙空间470。在一个优选的实施方案中，管454与管状膜452基本同心。在一个优选的构造中，空间470的径向尺寸小于约0.007英寸。在另一个构造中，空间470的径向尺寸可在约0.002到0.007英寸之间。然而，在一些构造中，空间470可以是最小限度的，或者管状膜452的内表面甚至可与管454的外表面的一部分或全部接触。
多个流体出口孔466设置于管454的被包围在管状膜452内的部分上。优选地，出口孔466定位于管454的被包围部分的整个圆周上。管454的包括出口孔466的部分限定导管450的输注部分。期望只沿着输注部分的长度455设置管状膜452。然而，在可供选择的构造中，管状膜可能比输注部分长。而且，在其它实施方案中，如本领域内的普通技术人员将会理解的，可以提供导线和/或导线腔以帮助将导管450插入组织。
适当考虑到对组织系统无反应性、柔性、重量轻、强度、光滑度和安全性的目的，管454可由多种适合材料中的任一种制成，所述适合材料例如尼龙、聚醚嵌段聚酰胺、PTFE、聚酰亚胺及本领域内的普通技术人员已知的其它材料。在一个优选的构造中，管454优选为19到20规格的导管，具有分别为约0.038英寸和约0.042到0.045英寸的内径和外径。
管454的出口孔466优选地直径为约0.015英寸，并且设置在沿管454的输注部分相等间距的轴向位置。这些孔466优选地被布置为使得每个孔相对于管454的纵轴线从前一个孔的角位置角位移约120°。相邻的出口孔466之间的轴向间隔优选在约0.125到0.25英寸的范围内，并且更优选为约3/16英寸。当然，这些出口孔466可以以多种可供选择的结构中的任一种设置。而且，管454的输注部分可以具有任意所需长度。然而，如上面所讨论的，优选保持输注部分被包围在管状膜452内。图33和34中示出的实施方案在创伤区域的整个大体线形部分提供完全、均匀的流体输送。
管状膜452优选由高度多孔材料构成。在另一实施方案中，管状膜452可由海绵状或泡沫状材料或中空纤维制成。管状膜452可具有小于约0.23微米的平均孔尺寸或孔直径，以便过滤细菌。然而，在其他构造中，孔直径优选在约0.1微米到约0.5微米的范围内，更优选在约0.2到0.45微米的范围内。适当考虑到对组织系统无反应性、保持柔性、在管状膜452的尺寸限制内装配和具有使得流体通过管状膜452中的所有孔基本均匀地分配的多孔性的目的，管状膜452可由多种适合材料中的任一种制成。用于膜452的一些适合材料包括聚乙烯、聚砜、聚醚砜、聚丙烯、聚偏二氟乙烯、聚碳酸酯、尼龙、高密度聚乙烯或聚四氟乙烯。优选地，管状膜452是19规格的管，其内径和外径分别为约0.038英寸和约0.042英寸到0.045英寸。
如图34所示，管状膜452优选地通过远端和近端管状部分或轴环464、465固定到管454上。优选地，管状部分464、465由附于管454和管状膜452端部的收缩管(shrink tube)构成。管464、465也可利用如LOCTITE品牌出售的粘合剂这样的粘合剂，或本领域内的普通技术人员熟悉的其它手段，以帮助将管状膜452固定到管454上。或者，也可用其它适合的方法将膜452固定到管454上。例如，可在使用或不使用管状部分464、465的情况下，用热接合或化学接合将膜452固定到管454上。
操作中，导管450将流体输送到大致与导管450的管状膜452相邻的组织系统的部位。随着流体流过中心管腔468进入输注部分，流体首先流过出口孔466并进入空间470。随后，空间470内的流体浸入管状多孔膜452。一旦管状膜452的壁饱和，流体就流过管状膜452并流出导管450。而且，有利的是，流体基本均匀地在管状膜452的整个表面区域穿过膜，导致沿着管状膜452的长度455有基本均匀的流体输出。因此，流体被以基本相等的速率在组织的整个创伤区域进行输送。此外，在低压和高压流体输送时都可得到此优点。
在某些优选构造中，导管450的一个或多个部件可以利用如关于图23-32的导管所描述的抗菌物质。例如，导管管子454和/或管状膜452的内部和/或外部可以涂以抗菌物质，或可以包括嵌在特定部件的材料内的抗菌物质。在这种构造中，期望管454和/或膜452被构形为把抗菌剂释放到可被导管450输送的流体中，如上面所详述的。
图35-37示出了输注导管的另一实施方案，该输注导管整体用参考标号472表示。优选地，导管472包括无孔管状部分或管482，该无孔管状部分或管482连接到远端的可生物吸收的、多孔管状部分480。多孔管状部分480具有内管腔481，无孔管482具有内管腔483。无孔管482限定导管472的非输注部分474，并优选地从流体供应源483延伸到接合处或接头478，如图35所示。类似地，多孔管状部分480限定导管472的输注部分476，并优选地从接头478延伸到导管的远端484。优选地，远端484由顶端(tip)484a限定，该顶端限定多孔管状部分480内的管腔481的远端。
如图36-36A所示，优选地，接头478是将管482的远端485插入管状部分480内的管腔481的近端487而构成的。优选地，将适合类型的医用粘合剂施用在管482和管状部分480的重叠表面之间，以将管480、482保持在一起。预期，粘合剂为生物相容类型的，例如用于闭合伤口的医用“胶”。
如图36A所示，管状部分480的近端487与远端485重叠一段距离486。该距离486优选地为至少约0.02英寸。更优选地，该距离486为至少约0.03英寸，不过在其它实施方案中，距离486可改变以获得期望水平的接合强度。上述重叠距离是优选的，因为其可以提供管482和管状部分480之间的可靠接合。然而，该重叠距离优选不超过约0.25英寸，以便重叠部分不影响导管472的整体灵活性。
适当考虑到对组织系统无反应性、柔性、重量轻、强度、光滑度和安全性的目的，管482可由多种适合的生物相容材料中的任一种制成，所述适合的生物相容材料例如尼龙、聚醚嵌段聚酰胺、PTFE、聚酰亚胺、ptfe及本领域内的普通技术人员已知的其它材料。在一个优选的实施方案中，管482由19规格的导管管子组成，优选地具有不大于约0.037英寸的外径。
优选地，管状部分480具有约0.042英寸的外径，并具有大小使得尚可将管482的远端485放在管腔481的近端487内的内径，如图36A所示。在一个优选的实施方案中，管状部分480由平均孔尺寸或孔直径小于约0.23微米的高度多孔材料构成，以过滤细菌。但是，在其他构造中，孔直径更大以在给定流体压力下增加流速。在这样的优选实施方案中，孔直径在约0.1微米到约0.5微米的范围内，还更优选地，孔直径在约0.2到0.45微米的范围内。
多孔材料或多孔膜在此被使用时，期望指被构形为允许物质在所述物质通过的区域内以至少少量的阻力从其中通过的材料或构件。多孔材料或膜优选地由具有固有性质的或者被处理以获得或增强性质的材料构成，所述性质允许流体通过所述材料，以优选地减慢物质穿过该材料的速率。或者，多孔材料或构件可通过使孔直径大小与物质的单个分子或单一分子团(unitary grouping of molecules)的尺寸足够接近以抑制大量分子或分子基团在同一时间通过任一孔，来减慢物质的扩散速率。通常，多孔材料或膜会是由于通过材料本身的微通道而获得其期望的物质流动规律，而不是由于通过例如激光打孔这样的处理方法生成的通过材料或膜的明显的通道而获得其期望的物质流动规律。本领域内的普通技术人员将会容易地领会多孔材料或膜与具有多个穿过其的明显的孔的构件之间的区别。
在另一个实施方案中，如在此讨论的，管状部分480可由设有多个出口孔的无孔材料组成。值得注意的是，可在根据前面讨论的任何实施方案的管状部分480中使用这些出口孔。而且，管状部分480可具有任意所需的长度。在一个实施方案中，管状部分480具有约5英寸的长度，并且管状部分480和无孔管482具有约20英寸的整合长度。将会意识到，管状部分480的该构造沿着管状部分480的长度提供均匀的流体输送，因此对输送例如药物这样的流体到例如切口等的一段长度的创伤区域尤其有用。或者，导管472可以被构形为吸引导管以从创伤部位或其它组织区域移走流体。
构成管状部分480的材料除了是多孔的之外，还期望是可生物吸收的，如上面简要述及的。在一个实施方案中，构成管状部分480的材料可在自插入之后优选约5到约7天的时间内在患者体内溶解。在该段时间内，患者的身体处理该可生物吸收的材料，使得接头478的强度降低。接头478的这种减弱便于将无孔管482从管状部分480上分离以及随后将管482从创伤部位取出而不影响伤口内多孔管状部分480的残留部分(未被吸收的部分)的定位。
导管472尤其适于与疼痛治疗或静脉系统(即，输注泵)一起使用。操作中，医师或其它实践者将导管472放在患者身体上的创伤部位中。将管状部分480插入创伤部位中到这样的程度：即，优选地使得整个管状部分480和管482的远端485的一部分被包围在患者体内。优选地，非可生物吸收的管482的远端有介于约0.1到0.5英寸之间的长度被包围在患者体内。更优选地，非可生物吸收的管482的远端有介于约0.1到0.4英寸之间的长度被包围在患者体内。管状部分480可缝合到伤口内的周围组织上，以将导管472“钉”在适当的位置。这便于在创伤部位内准确地定位导管472。优选地，用于将导管472钉到位的任何缝合物也都由可生物吸收的材料构造。因此，管状部分480和缝合物都将被身体吸收。
一旦导管472被合适地连接到患者，管482的近端就可连接到静脉系统或其它流体供应源装置。有利的是，导管472向患者输送流体或其它药物5-7天或更长时间，视所讨论的具体创伤部位的情况而定。在这期间，管状部分480由患者身体吸收。一旦管状部分480被充分吸收，并且接头478强度减弱，就可从创伤部位拔出无孔管482。因为接头478强度减弱，所以拔管482会使管482的远端485从管状部分480的近端487分离。因此，当取出管482时，管状部分480保留在创伤部位内，并被患者的身体吸收。
将会理解的是，将管状部分480留在创伤部位内有利地减少了原本使用和取出常规导管或疼痛治疗系统会造成的施加给周围组织的损伤的量。另外，这种构造是有利的，因为疼痛治疗导管折断在患者体内的百分比尽管小但值得注意。例如，已确定约有0.15％的硬膜外导管折断，从而使导管的一部分留在患者体内。这相当于每月约3-5个导管折断。导管的被植入部分随后必须被取出，结果给患者带来不希望的损伤。使用参考图35-37所描述的导管472，如果接头478过早地分离，导管472的被植入部分480将会被身体吸收。
在某些优选的构造中，导管472的一个或多个部件可采用抗菌物质，如上面关于图23-32所描述的。例如，管480和482中的一个或两个可被涂上或嵌有抗菌物质，优选地如上面所述的。期望的是，在这种构造中，管480和/或482被构形为把抗菌剂释放到可被导管472输送的流体中或者直接释放到周围组织中，如上面所详述的。
虽然在某些优选实施方案和实施例的情况下公开了本发明，但本领域内的普通技术人员将会理解的是，本发明延伸到具体公开的实施方案之外而延伸到本发明的其它可供选择的实施方案和/或应用及其明显变型和等同物。具体而言，虽然在特别优选的实施方案的情况下描述了本抗菌导管，但本领域内的普通技术人员将会理解，根据本公开内容，导管的某些优点、特征以及方面可以在多种其他应用中实现，其中许多应用已在上面提到。另外，预期，所描述的本发明的多个方面和特征能以分开、组合起来或者相互替换的方式使用，并且可以进行这些特征和方面的多种组合和子组合，并且这些组合和子组合仍落入本发明的范围内。因此，旨在在此公开的本发明的范围不应局限于以上描述的具体公开的实施方案，而只应通过公正地解读权利要求书来确定。