CN103260547A - 用于降低脉动压力的系统和方法 - Google Patents

Abstract

一种降低腔中压力的装置，其包括：储液器，也被构造为在其中保持流体；注入端口，其与储液器流体连通；顺应体，其被构造为在压力改变时膨胀和收缩；以及导管，其在储液器与顺应体之间延伸并流体连通。该流体可以是可压缩或不可压缩流体。

Description

用于降低脉动压力的系统和方法

技术领域

本发明总体上涉及用于降低脉动压力的系统和方法，具体而言，涉及具有顺应体（compliant body）的装置及递送该装置的方法，其中该顺应体可植入在血管中以降低脉动负荷。

背景技术

在肺动脉高血压患者中，已知或未知的疾病过程导致血管收缩以及构成小肺动脉壁的细胞增生。这会导致血流阻力的增加和肺动脉中稳定状态压力的增加。随着时间的流逝，肺动脉中压力的增加以及其他疾病过程将造成肺动脉失去弹性，从而导致血管顺应性降低。血管顺应性是对血管弹性的测量，并且被定义为血管中的容积响应于压力变化而发生的变化（△V/△P）。顺应性血管能够在给定的压力变化下允许相对较大的容积变化。随着心脏的每次搏动，血容量（心搏出量）被从右心室泵入到肺动脉中。当顺应性低时，如发生在肺动脉高压中的，为了将每次心搏出量泵入到肺动脉中，右心室必须产生较高的压力，这是因为血管不能延展来容纳进入的血液。这导致较高的脉压，其中脉压是心脏收缩压与心脏舒张压之间的算术差。

动脉壁的异常高硬度也将影响脉搏波速度（PWV），使得被反射的波可能显著地作用于脉压。PWV可通过Moens-Korteweg方程估计：PWV=(E H/2rp)^1/2。这个方程的一个重要组成部分是E或杨氏模量，动脉壁的刚度的测量标准。在肺动脉高压症状中，杨氏模量可能大于正常，导致在一个高于正常PWV。随着每一次的心跳和射血，在肺动脉中产生暂时的和局部的液压压力的增加。这种压力脉冲作为声波传播远离心脏。当该波遇到阻抗不连续，如直径的突然变化和分支时，发生反射。这些反射逆行向心脏。在具有正常的血管硬化和PWV的中，主要的反射波在射血后到达心脏。但随着衰老和全身性高血压、肺动脉高血压、动脉硬化以及其他情况的发展，血管刚度和PWV可以增加，造成主要反射波更早到达心脏。在具有肺动脉高压的许多患者中，主要波可能在喷射过程中到达，从而明显影响肺动脉压力脉搏和心脏的工作。

1983年，Sunagawa采用了弹性的概念作为压力随体积的变化而发生变化（弹性为△P/△V，顺应性的倒数）（Sunagawa et al.，Am J PhysiolHeart CircPhysiol245:H773-H780,1983）。在正常的、健康的人体内，肺动脉和右心室的弹性相匹配或耦合。与电路中的阻抗匹配一样，耦合表示最佳的心搏工作和能量效率状态（Borlaug et al.，Heart Fail Clin4:23-36,2008）。右心室的弹性与肺动脉的弹性之比的最佳数值在1与2之间（Naeitje et al.,Eur Heart Journal Supplements(2007)9(supplement H),H5-H9）。在肺动脉高血压的晚期，该比值降低，这种情形被称为后负载不匹配（Borlaug,Ventricular-Vascular Interaction in Heart Failure,Heart FailureClin4(2008)23-36）。这种解耦表明为了维持流动需要附加的能量，从而将附加的负荷施加在心脏上。

因此，本领域普通技术人员应理解，在患有肺动脉高血压的患者中，肺动脉相对较低的顺应性（高脆性）导致脉动压力的增加。它也导致了较高的PWV（因反射波作用于随后的负载所引起），从而增加了脉动压力。此外，弹性解耦导致了能量效率低下和心脏负载增加的状态。这些构件结合来作用于脉动负载，并增加了右心室上的负载。

在肺动脉高血压患者中，右心室必须克服以泵入血液的总负荷可以考虑成稳态负载（由小血管收缩引起的流量限制所导致）和脉动负载（由降低的顺应性或增加的脆性所导致）的总和。尽管在过去，大多数研究人员和医生致力于解决稳态负荷，但是许多研究人员现在感觉到脉动载荷在对心脏施加负荷方面具有比较的重要性。

在正常的、健康的人体内，肺循环以比全身循环大致较低的压力下工作。右心室中的压力通常是左心室中压力的六分之一。与左心室相比，右心室不能承受长期的高压力和负荷。最初，当暴露于高压力下时，右心室经由包括过度肥大的多个机构来适应较高的负载，但是当压力继续升高时，心脏不能进行补偿，最终导致肺动脉高血压患者的主要死亡原因，右心衰竭。

药品是目前治疗肺动脉高血压的主要支柱。肺动脉高压的特效药物的重要作用是扩张小肺动脉。这些药物倾向于通过增加被收缩血管的横截面积来降低稳态负载，但并不直接作用于因缺乏顺应器所引起的升高的脉动载荷。

总之，许多肺动脉高压患者死于因右心室上长期的高负荷所导致的右心室衰竭。增加的脉冲负载是总负荷的重要组成部分，并且由肺动脉中顺应性的相对缺乏引起。目前的治疗并不针对提高顺应性。因此，需要一种通过增加肺动脉的顺应性来降低脉动负载的解决方法。

发明内容

本发明通过提供一种用于降低动脉中脉动负荷的装置解决了上述问题，该装置包括储液器、注入端口、经血管导管和顺应体。构件的内部腔室彼此流体耦合，允许气体在这些构件之间流动和压力在这些构件之间平衡。该储液器可被布置在锁骨下静脉区域中的皮肤下方或远离顺应体的另一合适位置处。注入端口，其用以填充该储液器并且调节该储液器的压力，可通过血管外导管附接到该储液器或被直接安装到该储液器体。经血管导管经过锁骨下静脉、上腔静脉、右心房和右心室，并且将该储液器连接到顺应体。该顺应体可被布置在肺动脉中，并且由包围了可压缩气体或不可压缩气体或其他合适流体的柔性膜构成。

该装置的植入可以通过一个微创手术采用局部麻醉麻醉和荧光镜检查的微创步骤来执行。例如，可在锁骨下皮肤中形成第一切口并且在锁骨下静脉中形成第二切口或窗。可以在皮下空间中形成于第一切口邻接并被设计为放置储液器的袋。当该装置被放气时，顺应体的远端可插入到锁骨下静脉切口中。顺应体和导管可接着被推进直到顺应体到达到肺动脉中期望的休息位置。虽然没有必要，但是也可使用护套和/或布线来讲该装置导引到血管系统内的合适位置。一旦该顺应体适当地位于肺动脉内，该储液器可被放置在闭合的皮下袋和切口中。本领域普通技术人员应理解，可压缩气体可在切口闭合之前或之后通过注入端口注射到该储液器中。

附图说明

图1是示出根据本发明的减压装置的第一示例性实施例的视图。

图2A与图2B是示出本发明的操作的机械原理的视图。

图3是示出根据本发明的顺应体的示例性横截面几何尺寸的视图。

图4是示出用来模拟肺血管工作和测试根据本发明的减压装置以验证其操作性的“台式”肺循环测试装置。

图5是示出本发明的减压装置对峰值压力的示例性效果的图表。

图6A与图6B是示出根据本发明的减压装置的第一替代性实施例的视图。

图7是示出根据本发明的减压装置的第二替代性实施例的视图。

图8是示出与本发明的减压装置相关联的示例性但非限制性治疗途径的流程图。

图9A与图9B是示出具有多个腔室的顺应体的示例性横截面几何尺寸的视图。

图10A至图10E是示出示例性锚固装置及方法的视图。

图11A至图11C是示出示例性锚固装置及方法的视图。

图12A与图12B是示出用来根据本发明的方法中的示例性装置的视图。

图13是示出根据本发明的经血管导管中的多个流体独立腔的视图。

图14A与图14B是示出根据本发明的示例性装置的视图。

具体实施方式

总体来讲，本发明涉及通过提高肺血管的顺应性来治疗肺动脉高血压。在一个示例性实施例中，气体填充的顺应体被放置在肺动脉中。通过模仿正常的肺动脉血管如何延展来容纳每次心搏出量，顺应体中的气体受压以容纳该容量。通过向肺动脉添加顺应体，系统能够在不使压力发生巨大变化如顺应性或△V/△P增加的情况下接收血容量。一个实施例包括通过中空导管附接到储液器的顺应体。该储液器通过血管外的导管被依次连接到填充或注入端口。在该构造中，各种构件彼此流体耦合，使得气体能够在全部构件之间流动和/或压力能够在全部构件之间平衡。

本发明的装置用于利用平均压力的最小变化来降低肺动脉中的峰值压力。降低峰值压力的公认机构直接通过增加顺应性或间接通过降低PWV从而来减少来自反射波的影响来实现。本领域普通技术人员应理解，降低峰值压力通过降低峰值右心室壁应力和机械工作来减少右心室上的病理损害。此外，通过增加顺应性（即，降低弹性），该装置提高了肺动脉与右心室的弹性耦合，从而代表了增加能量效率的状态。另外，降低峰值压力可通过减少钙通道上的应变并通过减少病理重塑的刺激来帮助减缓小血管疾病的进程。总地来说，这些益处导致了遭受肺动脉高血压患者心脏工作负载的减少，以及生活质量和寿命的提高。

图1是示出根据本发明的减压装置10的第一示例性实施例的视图。如图1所示，装置10总体上包括顺应体12、储液器14、注入端口16、在顺应体12与储液器14之间延伸的经血管导管18和在储液器14与注入端口16之间延伸的血管外导管20。上述构件的内部腔室是“连续的”，从而使构件之间的气体能够流动，并且构件之间的压力能够平衡。

更具体地，在图1所示的示例性植入位置处，储液器14被布置在锁骨下静脉附近的皮下空间中，而顺应体12被布置在肺动脉中。注入端口16通过血管外导管20附接到储液器14，并且允许储液器14与顺应体12的气体填充和压力调节。经血管导管18将储液器14的内部腔室连接到顺应体12的内部腔室，并且可以如同起搏器的引线一样经过心脏。

尽管装置10可以任何合适的方式植入在患者体内，但一个示例性的植入方法通过采用了局部麻醉和荧光镜检查的微创步骤来执行。在这种类型的过程中，首先可在锁骨下皮肤中割开缺口并且在皮下空间中形成袋（pocket）。接着，可在锁骨下静脉中割开切口。在形成第一和第二切口后，可在顺应体被放气或充气后将顺应体12的远端插入到锁骨下静脉切口中。顺应体12和经血管导管18可被接着前进到顺应体12到达肺动脉中期望的放置位置。本领域普通技术人员应理解，可使用护套或配线来将顺应体12和经血管导管18引导到合适的位置。在顺应体12被放置在期望的放置位置后，储液器14可接着被放置在皮下袋和闭合的切口中。气体可接着被注入到注入端口16中以填充该装置。另外，该装置可在闭合锁骨下皮肤中的切口之前充满气体。另外，该装置10的一部分可以充满液体，其中该液体在体温下具有约1大气压的蒸汽压力。当气体扩散通过装置10的壁时，蒸汽压力下降以使更多液体的蒸发。

为了限制被放置在肺动脉中的顺应体12的移动，包括锚固机构可能是有益的。本领域普通技术人员应理解，这可以各种方式来实现，如图10A至10E所示。弹簧装载锚固机构100在顺应体被放气时可位于纵轴附近，并且在顺应体被充气时可径向突起以与肺动脉的最内层接触。锚固机构在充气时可突起穿过膜，然后在放气时可缩回，如图10B所示。锚固机构可被安装在图10A所示的膜的表面上。在顺应体的充气期间，锚固机构被释放，弹出来接触动脉的壁。顺应体的下一次放气将缩回它们。

此外，机构100可被护套101压缩，其中护套101在植入过程中包裹顺应体12和经血管导管18，如图10C所示。护套的移除可使这些机构弹出并接触动脉的壁。护套的再次引入将缩回这些机构。

此外，锚固机构可与顺应体分离，并且可在引导线110的末端上构成锚固机构100，其中引导线110可与经血管导管18一同穿过血管系统，如图11A至图11C。顺应体12和经血管导管18可被设计为具有腔111，其中腔111是连续的并且与装置腔分离。这样的腔将使装置传递引导线110直到体12和导管18位于期望的位置。需要时，顺应体12和导管18可接着被移除并且被替换或更换，同时锚固系统保持在合适的位置处。

现在参考图12A和12B，此外，永久性植入引入体或护套120可被用来产生从血管外的皮下空间通过血管壁到装置期望的放置位置的通道。引入体120在初始过程中被放置。锚固机构可以或者可以不被附接到引入体120，以将其锚固在患者的血管中，并且将其锚固在患者的肺动脉中。本领域技术人员应理解，引入体120可被形成为最小化或移除对锚固机构的需要的有益形状。可操作地耦合到经血管导管28的顺应体12可通过引入体120，并且在具有或不具有其它导向元件的情况下被引入到肺动脉中。这将允许在必要时容易地替换顺应体12。如果发现顺应体和经血管导管必须被移除、重置或更换，它们将能通过被植入的引入体120的腔（未示出）缩回或移动。除了其它方面之外，被植入的引入体防止经血管导管被毛管系统壁如起搏器引线包围，通常对经血管导管提供支承，并且提供了不需要被移除的锚固平台。

参考图10D与图10E，此外，顺应体可被设计为具有在顺应体形状内固有的一体化锚固结构100。呈翅膀、手指、鳍或类似突起的锚固机构可自顺应体12的表面或侧面突出至血管103中顺应体12的中心或楔。该锚固机构的示例性实施例分别如图10D与图10E中的102、104所示。

锚固机构100可通过图10E的主肺动脉分支，在向后弯曲以接触该分支的近端血管壁104下游之前，接触远端血管壁103。

此外，导管18可用来锚固顺应体12。导管18可被锚固在右心室中或者肺动脉或瓣环或肺动脉的壁附近。它可通过透壁锚、钩、螺杆型锚或手指型缠绕锚来锚固。该锚可移除，并且能够使导管18及顺应体12容易地移除。

储液器14可在组织中的袋内自由漂浮，或者可通过缝合线或合适的缝合固定装置粘贴在合适的位置。

本领域普通技术人员应理解，在不脱离发明的预定范围的情况下，装置10的一个或多个构件可被植入在其它位置处。因此，顺应体12和储液器14被描述为分别被植入在锁骨下皮肤下方的肺动脉和皮下空间中，意在示例而非限制。此外，在不脱离发明的预定范围的情况下，顺应体12可经由处非锁骨下静脉之外的通道被植入在肺动脉中。另外，本领域普通技术人员应理解，本发明的装置10可在降低动脉中的脉动负载的范围之外使用。

肺动脉中的压力随每次心跳发生变化。当心脏缩小（心脏收缩）并且向肺动脉中喷射血液时，动脉中的压力相对较高。当心脏充盈（心脏舒张）以及处于两次心跳之间时，压力相对较低。在正常的、健康的人体内，肺动脉非常顺应。肺动脉的弹性允许其延展以在压力不发生大幅度增加的情况下容纳进入的血液。在肺动脉高血压患者中，例如，动脉壁异常脆硬。结果，为了向肺动脉中泵入相同量的血液，心脏必须产生较高的压力。与正常的肺动脉舒张以为进入的血液让出地方一样，装置10的顺应体12进行收缩以为通过肺动脉泵入的血液让地方。这增加了肺动脉的顺应性，并且导致了肺动脉和右心室中较低的舒张压。较低的压力降低了心脏的负荷，最终预防或延迟了右心衰竭的形成，而这是导致肺动脉高血压患者的死亡原因。

本发明的减压装置的机械原理总体上可由储液器（accumulator）来表示。本领域普通技术人员应理解，储液器是用在管道系统中以减少管道中压力波动的压力储存储液器。图2A与图2B是示出本发明操作的机械原理的视图。具体地，图2A是示出具有较低血管系统顺应性的肺动脉的视图，而图2B是示出具有用于增加血管系统顺应性的设备（即，储液器）的同一肺动脉的视图。对于图2A而言，在心脏收缩期间，二尖瓣关闭。因此，可实现血液从右心室中射出的最主要方式是肺动脉的舒张。但是，当动脉很“硬”并且具有较低的顺应性时，动脉压力会因动脉的非弹性而出现大幅度的增加。接着转向图2B，向图2的低顺应性动脉添加储液器导致动脉再次具有较高的顺应性。具体地，尽管动脉本身很硬，但是气体填充储液器允许动脉中的容积在心脏收缩期间随压力的最小变化而发生改变。因此，即使动脉的弹性没有发生变化，动脉的整体顺应性也被增加了。

与上面所讨论的装置10的操作有关的，在心脏收缩期间，包含在顺应体12内的气体发生压缩。在心脏舒张及两次心跳期间（当肺动脉中的压力相对较低时），顺应体12中的气体发生膨胀。结果，装置10降低了肺动脉中的峰值（心脏收缩）压力，并且增加了心脏舒张期间肺动脉中的压力。通过在心脏喷射血液时降低压力，并且在心脏不喷射血液时提高压力，该装置在不对血液流速产生不利影响的情况下降低了右心室的机械负荷。

既然已经描述了减压装置10的总体结构及操作，那么将详细地提及各个构件的许多设计特征。但是，应理解，特定构件及其相应的设计特征仅以示例为目的进行描述，并不构成限制。因此，许多其他构件和/或设计特征被考虑在本发明的特定范围内。

顺应体12是由外膜界定的中空、可膨胀的血管，其中外膜被构造为用于在其内部包含可压缩气体。顺应体可由弹性材料（如孩子的橡胶气球）或柔性但非弹性材料（如氦气球中所使用的金属化聚酯薄膜）形成。气球可膨胀使其表面拉紧，或者可稍微膨胀使其表面不拉紧。顺应体还可是具有多种材料的多层，其中一个或多个层由具有增强纤维的复合材料形成。柔性体12被优选设计为使得其可被放置在肺动脉或心血管系统的其它构件如主动脉、左右心房或左右心室的腔内。整个柔性体12可被放置在心血管系统内，或者顺应体12的部分或全部可被放置在心血管系统内。此外，即使当被完全放置在心血管系统内时，整个顺应体12也可被放置在心血管部位的腔中，或者可延伸到多个腔中，如右心室的腔以及肺动脉或肺动脉分支的腔中。

顺应体12的被构造为用于保持可压缩气体的内部腔室被流体耦合到经血管导管18的腔。在一些实施例中，顺应体12可包括不止一个内部腔室。例如，参考图9A与图9B，在一些实施例中，多个内部腔室93、94可存在于顺应体12中，每个内部腔室分别具有自己的腔，每个内部腔室流体耦合到经血管导管18、血管外导管20、储液器14、端口16和隔膜22，看情况而定。一个或多个腔室可在不同压力或容积下工作。一个或多个腔室可专用于通过相关联的腔室膜95、96或直接从腔的孔口向血液通过扩散进行治疗。

如图1所示，顺应体12的形状可以是细长圆柱，其中该圆柱具有锥形或圆形末端以减少阻力。顺应体12的长、薄设计最小化了横截面积和由该装置所引起的阻力，同时降低了PWV。

尽管图1的顺应体12包括总体上呈圆柱形的横截面形状，但是许多其它横截面形状也是可行的，并且落在本发明的预定范围内，如图3所示。这些横截面形状可以是例如新月形、具有切口的圆柱形、凹槽形或椭圆形等。本领域普通技术人员应理解，图3所示的横截面形状仅为示例性的，而非限制性的。顺应体12沿其长度可以具有不断变化的横截面形状。顺应体12具有中心腔以容纳引导线。顺应体12可以被设计为应力沿其主体均匀分布，并且避免了局部的应力集中。这可通过由一系列半径（radius）300来形成顺应体12的表面来实现，以避免尖角应力集中。该原理可用在图3的任一形状中。

在其它实施例中，顺应体12的远端（与经血管导管附接点相反）可以成Y形或T形，使得顺应体12的臂可被插入在血管的分支中。具有不止两个臂的实施例也被考虑了。

顺应体12可包含一个或多个传感器，用以监测心血管系统所在位置的一个或多个物理性能，或此外用以监测减压装置10的各种参数。该性能或参数的示例包括但不限于温度、压力、流量、氧化作用、CO₂浓度、PH、腔直径等等。如下面进一步详细讨论的，标记也可被附接到或被包含到顺应体12的边界中用以进行成像，本领域普通技术人员应理解，该装置10可在导管18、20中具有多个独立的腔，用以测量血液动力学参数，其中这些腔具有流体连接到布置在顺应体和经血管导管18上或附近的多个孔口的多个相应端口16和隔膜22。参考图13，该装置可包括多个从注入端口流向顺应体12的多个独立腔130、130’。这些腔具有不断变化的尺寸和不断变化的独立内部涂层和从该腔到顺应体内部的不断变化的通道。包括具有亲水涂层的腔和具有疏水涂层的第二腔是有益的，使得任何被吸收或被冷凝的水蒸气进入到亲水性腔中并且进行凝结。干燥的气体可被引入到其中一个腔中，而水分和潮湿的气体可从其它腔中引出。以此方式，该系统可被净化和干燥。该装置可被构造为具有多个腔和一个或多个腔上的一次性阀，使得气体通过一个腔流向顺应体，并且通过另一腔从顺应体中返回。该返回腔可通过用作为干燥剂储水装置的储液装置以储存被冷凝的液体。

参考图14A，该装置可以具有从腔到顺应体内部的一个或多个开口142、144、146，并且它们可绕该腔径向或沿该顺应体的长度以特定的次序配置，以避免当顺应体坍塌时开口被封锁。

参考图14B，经血管导管18可通过顺应体12，并且可延伸经过顺应体12的远端18’。导管18在顺应体12内部的表面可被涂覆有顺应材料或多孔顺应材料140，其发挥作用对导管表面提供缓冲。合适的材料可包括聚合物、开孔泡沫橡胶、泡沫橡胶、有机硅、机织物或编织纤维、浓密型刷状材料如尼龙搭扣等。这种涂层140将在顺应体完全坍塌时避免周围血液中的声压尖峰。

再次参考图12B，经血管导管的远端18’可延伸经过顺应体。锚固机构可被安装在该延伸尖端18’上，该延伸尖端可仿效血管系统的曲率，并且帮助顺应体定心和弯曲，因此它仿效了血管的形状。

顺应体12的尺寸被设计为使得当它膨胀到预定的压力或体积时，肺动脉中所占据的横截面积最小化，如图1所示。由于顺应体12由柔性材料形成以及其内部的气体可压缩，在心脏收缩期间，心脏收缩压将使顺应体收缩到收缩状态，因此肺动脉内所占据的体积将减小。这种收缩动作具有降低收缩压和降低血流变化速率（即，加速度）的作用。

在心脏舒张期间，被降低的舒张压能够使顺应体12内的气体膨胀，以使顺应体12再次恢复到其膨胀状态，从而释放了心脏收缩压的被吸收部分。因此，顺应体12的反复收缩和膨胀动作减少了峰值心脏收缩压与心脏舒张压之差，同时保持了平均血压和血流动。结果，在不降低心脏输出量的情况下同时降低了心脏负荷。

顺应体12的容量被选择为使得其能够坍塌以吸收足够的心室喷射容积从而显著地减少峰值心脏收缩压。由于成人的心脏通常每分钟喷射2-6L，所以心脏每次收缩的喷射或心搏出量一般在25-100ml之（假定每分钟的脉搏范围是60-80次），其中大多数病人具有约60ml的心搏出量。为了有效地减少这些人的心脏收缩压，考虑到顺应体12应具有容量，使得当其在心脏舒张期间处于膨胀状态时，它移除了肺动脉内至少大约5ml的血容量（对于儿科应用而言，该容量可以更少，例如大约1或2ml）。为了实现这种效果，在一个示例性实施例中，减压装置10被注入了约60ml至约1000ml的气体（在顺应体12与储液器14之间分布）。因此，当顺应体12在心脏收缩压的作用下收缩时，它能够显著地降低心脏收缩压。可以使用具有更大容量的顺应体以更多地降低心脏收缩压，只要它们适合配置在心血管系统内。

本领域普通技术人员应理解，在减压装置10中可以使用任何合适的生物兼容性气体。在一个示例性实施例中，气体是可压缩气体，使得其体积响应于与气体体积模量一致的动脉（或者顺应体12的其它可植入位置）中压力的变化而发生变化。此外，气体优选是无毒的，容易被身体吸收，并且具有抵抗透过顺应体膜扩散的物理性能。合适的气体可包括但不限于氮气和二氧化碳。可选地，气体可具有治疗性能，例如因此血管扩张的一氧化氮。

顺应体12的封装气体体积的膜可由包括一个或多个材料或层的薄片结构形成。本领域普通技术人员应理解，可以使用生物兼容性和柔软性的任何合适材料，使得外部要被传送的顺应体到气体的压力发生变化。生物兼容性材料的使用对顺应体12在不引起不期望的局部或全身性反应的情况下在体内发挥其功能是很重要的。为了维持减压装置10内被注入气体的体积，可以优选最小化气体通过膜扩散的膜材料。另外，该膜可有弹性使得顺应体12能够在变形之后恢复到其原始状态，并且耐疲劳使得顺应体12在多次变形之后保持其强度和完整性。

为了避免植入以后形成血栓，该膜优选是抗血栓的。本领域普通技术人员应理解，该膜表面可以使仿生物的，并且具有固有的抗凝血性能，或者其外部表面可以涂覆有防止血栓形成的材料，如肝素等。此外，该膜可以是润滑的，使得它阻碍了身体成分如血小板、蛋白质、内皮细胞、心内膜或心瓣膜的粘附。任何合适的生物兼容性润滑剂可包括但不限于基于硅或透明质酸的材料。该膜的形状也可以仔细地界定为消除周围血流量中的死角以减少血栓形成。

在一些实施例中，可优选选择MRI兼容的膜材料。无线电不透明或其他标记可被包含或附接到顺应体12用以成像。这些标记元件的使用允许通过合适的成像系统如X射线、MRI扫描仪或荧光透视系统来观看顺应体。本领域普通技术人员应理解，在不脱离本发明的预定范围的情况下可使用任何合适的标记元件和成像系统。

接着转向图14，该构件类似于中空、薄壁状血管，其被构造为用于在其中接收可压缩气体。储液器14的尺寸优选被设计为使得它可被放置在左或右锁骨下静脉区域中的皮下空间内。但是，在不脱离本发明的预定范围的情况下，储液器14可被放置在具有足够空间的任何合适的体腔室内。尽管可使用任何合适的形状，但是在一个示例性实施例中，储液器14可以是扁平的圆盘，以最小化透过患者皮肤的突起。

储液器14的内部腔室经由经血管导管18的腔流体连通到顺应体12的内部腔室，使得气体可在腔室之间流动和/或压力可在腔室之间平衡。储液器14的内部腔室还经由血管外导管20的腔流体连通到注入端口16，使得气体可在储液器14与注入端口16之间流动和/或压力可在其间平衡。

本领域技术人员应理解，储液器14可由任何合适的材料或避免或最小化来自内部腔室的气体透过外壁扩散的材料形成。但是，该材料必须是生物兼容性的，使得其能够在不引起不期望的局部或全身性反应的情况下在体内发挥其功能。与顺应体12类似，该储液器材料也可以使MRI兼容性的。无线电不透明或其他标记可被包含到顺应体12中用以成像。这些标记元件的使用允许通过合适的成像系统来观看储液器。

可选地，储液器14的外表面可以是润滑的，使得它阻碍了身体成分如血小板或蛋白质的粘附。示例性但非限制性润滑剂可包括但不限于基于硅或透明质酸的材料。

储液器14可包含一个或多个传感器，用以监测减压装置10的一个或多个参数。这些性能或参数的示例包括但不限于储液器14内的气体压力和体积。本领域技术人员应理解，这些测量可用来确定何时填充储液器。

在一些实施例中，储液器14可包括电线和耦合件，用以传送来自顺应体12和/或注入端口16的信号并且将信号传送到顺应体12和/或注入端口16。储液器14还可包括用于向外部站发送遥测信号的发射机和用于接收来自外部站的遥测信号的接收机。例如，这些信号可被用来传送有储液器14和/或顺应体12监测的性能或参数，如立即、压力、温度、流量、氧化作用、CO₂浓度、PH、腔直径等等。另外，储液器14可包括数据存储设备，用以存储稍后可被询问或上载的数据。被测量参数的其中之一可以是储液器压力，以帮助适当地填充并监测系统。例如，如果发现储液器压力保持的恒定就可以推测出顺应体发生了坍塌，或者如果用于心脏循环一部分的压力恒定不变，那么气球完全坍塌，并且需要充气一定的容量直到波形没有平坦部分。

注入端口16被构造为并且用于向储液器14添加气体或从储液器14中移除气体。注入端口16的内部腔室经由血管外导管20的内部腔流体连通到储液器14，使得气体可在腔室之间自由流动和/或压力可在腔室之间平衡。可选地，可使用给一个或多个阀来帮助控制气体向储液器14的流动。当植入减压装置10后，注入端口16可被完全配置在患者皮肤下方或此外可通过患者皮肤向患者身体提供裸露部分。

在一个示例性替代性实施例中，注入端口16可被直接安装在储液器上，而不是利用血管外导管20将端口耦合到储液器。但是，这样的设计消除了外壳医生从外部将注入端口16布置到患者身体的选择。

与顺应体12和储液器14类似，注入端口16可由任何合适的材料或避免或最小化来自内部腔室的气体透过外壁扩散的材料形成。但是，该材料必须是生物兼容性的，使得其能够在不引起不期望的局部或全身性反应的情况下在体内发挥其功能。储液器材料优选是润滑的和MRI兼容的。无线电不透明或其他标记也可被包含到注入端口16中或被附接到注入端口16用以成像。这些标记元件的使用允许通过合适的成像系统来观看或追踪储液器。

如图1所示，注入端口16可包括隔膜22，其在保持气密性密封的同时允许反复的针穿刺。可以使用提供气密性密封的任何合适的隔膜设计。适合用在本发明的减压装置10中的示例性注入端口包括Smart

以及来自AngioDynamicsInc.的

Ports和

和来自C.R.Bard,Inc的各种其他MRI兼容性端口。注入端口16还可以是直接连接到注射器的机械结构，用以调节压力或体积或者供应治疗气体或液体。该机械结构可具有内部阀和/或电触头。

在图1所示的实施例中，其中注入端口16并不是直接被安装到储液器14，而是包括血管外导管20，该导管被构造为放置在皮下空间中或邻接储液器14的体腔室中，并在这些构件之间提供流体连通。血管外导管20被构造为具有允许将气体输送到储液器14的腔。可选地，血管外导管20可包括为多个气体线路所提供的多个腔，或此外用于气体的第一腔和用于电线、传送线或用于在储液器14与注入端口16之间传动电信号的类似物的一个或多个附加腔。

血管外导管20可由任何合适的材料或避免或最小化气体从导管的腔室或多个腔室扩散的材料形成。但是，该材料必须是生物兼容性的，使得其能够在不引起不期望的局部或全身性反应的情况下在体内发挥其功能。血管外导管20可以由润滑，以及允许导管在皮下空间或体腔室内自由移动的柔软材料形成。血管外导管20还可以由MRI兼容和耐疲劳材料形成，使得其在多次变形之后保持其强度和完整性。

本领域普通技术人员应理解，在植入后对血管外导管20位置进行监测或追踪可能非常重要，以确保导管没有移动到不期望的位置。为此，无线电不透明或其他标记可沿导管的长度放置在离散的间隔处。

血管外导管20可以任何合适的方式耦合到储液器14和注入端口16，这些方式包括但不限于热焊接、压缩配合或利用生物兼容性粘合剂。

最后，经血管导管18可被构造为细长圆柱，其具有允许气体在储液器14与顺应体12之间传动和/或压力在储液器14与顺应体12之间平衡的腔。如图1所示，经血管导管18的近端被连接到储液器14。在远离储液器14移动的过程中，经血管导管18开始在锁骨下静脉前方皮下空间中，进入锁骨下静脉，经过上腔静脉、右心房、右心室、三尖瓣和肺动脉瓣，接着进入到其远端被连接到顺应体12的肺动脉中。

如图1所示，经血管导管18可被整体包含在心血管构件的腔中。但是，在替代性实施例中，经血管导管18可经过心血管构件的壁，使得该导管的一部分位于心血管构件的腔室中，另一部分位于心血管构件的腔室外。

经血管导管18可由任何合适的材料或避免或最小化气体从腔扩散的材料形成。优选，经血管导管18还具有柔性以允许导管随相邻的身体运动如心脏舒张而自由移动，并且抗疲劳使得它在多次变形之后保持其强度和完整性。为了抵抗身体成分的粘性并且更容易地插入在血管系统中，该导管的外表面是润滑的。

因为经血管导管18通过患者的血管系统导引，因此不能被人眼可见，可期望在植入后和/或在植入过程中监测或追踪该导管的位置。为此，一个或多个无线电不透明标记可被包含在壁中或者沿经血管导管18的长度放置在离散的间隔处以监测该导管的位置并确保其被合适地放置在患者体内。

经血管导管18可以任何合适的方式耦合到顺应体12和储液器14，这些方式包括但不限于热焊接、压缩配合或利用生物兼容性粘合剂。此外，这些构件的连接还可包括使用一个或多个阀元件。在一个示例性实施例中，第一双向阀被放置在顺应体12与经血管导管18的远端之间的间隔处，第二双向阀被放置在储液器14与经血管导管18的近端之间的间隔处。

可选地，经血管导管18可包括为多个气体线路所提供的多个腔，或此外用于气体的第一腔和用于电线、传送线或用于在储液器14与注入端口16之间传动电信号的类似物的一个或多个附加腔。经血管导管18可包括用于引导线的腔，以帮助放置或移除装置10。另外，经血管导管18可包括一个或多个传感器，用于监测心血管系统的物理性能和/或上面所讨论的相对于其他装置构件的装置参数。经血管导管18沿其长度可具有不同的横截面轮廓和面积。

图4是示出用来模拟肺血管工作以及测试根据本发明的各种减压装置以验证其操作性的“台式”肺循环测试装置24。如图4所示，肺循环测试装置24是被调节为与肺动脉的人体血液动力学特性匹配的闭环电路。就具体地，测试装置24包括可操作地耦合到柱塞泵26以模拟右心室功能的腔25。该腔25包括在输入侧上模拟三尖瓣工作的第一机械阀27，和在输出侧上模拟肺动脉工作的第二机械阀28。第一充气腔室29被可操作地耦合到该腔室以调节“心室顺应性”。该测试装置中的肺动脉通过第一压力传感器30、第二压力传感器31、流量计32和用于调节“动脉顺应性”的第二充气腔室33来模拟。在“肺动脉构件”的下游，分支元件34和针发35模拟左右肺动脉的工作，并且流体储液器36充当通过测试装置24循环的流体的源。流体储液器36具有可调节的毛细血管楔压37。

通过该测试装置循环的特定流体为0.9%的生理盐水。右心室和肺动脉的心搏容积、心率、平均和脉动压力（mm Hg）、流速（L/min）、肺血管阻力（Woods Units）、毛细血管楔压（mm Hg）和顺应性被设定为与通过追踪患有和不患有肺动脉高血压的病人的右心导管插入过程所获得的血液动力学参数匹配。具体地，在该测试装置中，典型患者的血液动力学参数被发现可通过30至80ml的心搏容积、每分钟50至100次的心率、12至60及10至60mm Hg的平均和脉动压力、每分钟2至8l的心脏输出以及5至20mm Hg的毛细血管楔压来精确地表示。

为了评估本发明的减压装置的性能，在使用该装置和不适用该装置的情况下获得了压力和流速。当使用该装置时，减压装置被可操作地放置在测试装置24的、第一压力传感器30与第二压力传感器31之间的装置位置38处。

图5是示出通过测试装置24所实现的、减压装置对峰值压力的示例性效果的图表。具体地，该图表追踪了压力在心脏收缩与心脏舒张期间的变化。第一曲线P1表示当装置10“关闭”时低顺应性动脉中的压力，而第二曲线P2表示当装置10“打开”时低顺应性动脉中的压力。如图5所示，当减压装置被激活时，测试装置显示了峰值压力减少了约15%。图5的图标还示出了减压装置如何使压力在心脏舒张期间出现轻微升高，从而对平均肺压力产生的影响最小。

图6A与图6B是示出根据本发明的减压装置10的第一替代性实施例的视图。该装置10A总体上与先前所描述的装置10类似，并且包括通过经血管导管18流体耦合到储液器14的顺应体12。尽管未示出，但是该装置10A还可包括先前所描述的注入端口和血管外导管。但是，不同于减压装置10，该装置10A的顺应体12和储液器14由弹性材料形成。此外，该装置10A可填充有可压缩气体（如上面所详细描述的）或（任何状态的）不可压缩气体。本领域普通技术人员应理解，可以使用不可压缩且生物兼容性的任何流体，如生理盐水。

如图6A所示，在心脏收缩期间（P_肺动脉＞P_储液器），肺动脉中的高压使气体/流体从顺应体12中流出，并且流入到储液器14中。储液器的弹性允许储液器14进行延展以容纳增大的体积。相反，在心脏舒张期间（P_肺动脉＜P_储液器），储液器14的壁的弹力使气体/流体重返流到顺应体12中，如图6B所示，从而增加了顺应体12的体积。本领域普通技术人员应理解，顺应体12与储液器14之间的气体/流体的净效应降低了肺动脉中的收缩压，并且提高了舒张压。在本实施例中，肺动脉中的顺应性在心脏收缩期间首先通过延展储液器的弹性壁而非压缩顺应体的气体来增加。

使用不可压缩气体取代可压缩气体的一个好处在于不需要在植入后对装置10进行再填充。另外，如将参考图7所描述的，当在有源系统中使用不可压缩流体可以进行更好地控制。本领域普通技术人员应理解使用不可压缩流体所带来的许多其他好处。

图7是示出根据本发明的减压装置10B的第二替代性实施例的视图。该装置10B总体上与先前所描述的装置10或装置10A类似，并且包括顺应体12B、储液器14B、注入端口16B、将顺应体12B流体耦合到储液器14B的经血管导管18B以及将储液器14B流体耦合到注入端口16B的血管外导管血管外导管20。但是，如图7所示，减压装置10B还包括可控的脉动泵40，允许主动控制顺应体12B的充气/放气。本领域普通技术人员应理解，可以使用用于控制减压装置10B内流体移动的任何合适泵。在如图7所示的一个示例性实施例中，脉动泵40可包括用于精确地控制柱塞44的移动以将流体注入到顺应体12B中或从顺应体12B抽取流体的线性致动器42。

具体地，装置10可充当用于在维持心脏输出的同时最小化心脏工作的开环或闭环系统。在一个示例性实施例中，装置10可用来通过在心脏收缩期间降低顺应体12中的体积和通过在心脏舒张期间增加顺应体12中的体积来增加肺动脉中的顺应性。本领域普通技术人员应理解，整体效果是降低收缩压和心脏舒张期间和两次心跳期间的压力。

脉动泵40可以是装置10的永久性部件，或者可短期操作性地耦合到装置10。这将允许减压装置10必要时，如紧急治疗或当病情恶化时通过增加有源系统的功能来适应患者的需求。

合适的控制设备如CPU46可被可操作地耦合到脉动泵40，用以控制该泵的操作。CPU46可接收来自一个或多个传感器或监控装置如可操作地耦合到顺应体12的压力传感器48和可操作地耦合到患者的ECG50的输入信号。但是，可以设置监控许多其他类型的参数或性能的传感器。另外，CPU46可以可操作地耦合到输入设备，以允许主治医生手动输入控制指令。

仅以示例而非限制为目的描述了以上替代性实施例。本领域普通技术人员应理解，本发明的减压装置可设置有许多其他设计特征和功能。在另一替代性实施例中，减压装置可包括用于向病人递送一个或多个药品的腔。这些药品可与减压装置共同工作，以缓解肺动脉高血压的影响。在另一替代性实施例中，经血管导管可为帮助控制异常心律的起搏器装置携带一个或多个电线。此外，引导线本身可包含导电性能，使得其可用作起搏器的引线。可操作的耦合到引线的起搏器装置可被包含在本发明的减压装置中，例如被附接到或被放置在储液器内。此外，起搏器装置可以被植入为与储液器分离的独立单元。在另一替代性实施例中，本发明的减压装置可包括用于释放该装置内压力的建立的卸压设备，以避免对该装置的损坏和/或对病人的物理伤害。例如，卸压设备可包括与该装置的一个或多个构件如储液器相关联的卸压阀，其中该卸压发被设计为在预定的设定压力下打开，以保护装置免受超过其设计极限的压力的损坏。

本领域普通技术人员基于以上描述应理解，本发明相对于先前涉及提供了许多益处和优点。本发明的减压装置可被植入在不需要全身麻醉的微创过程中。这对具有晚期心肺危害（advanced cardio respiratorycompromise）如肺动脉高血压的患者而言是很重要的因素。此外，该植入过程可由具有小手术经验的医生，如介入放射科医生、介入性心脏病专家或心脏病专家来执行。本发明的装置不仅容易植入，而且可移除。

在一个实施例中，本发明的减压装置可以是无源的，因此不需要外部能量源。它还将解决在初始植入过程中填充装置并保持装置随时充气的问题。具体地，该装置通过注入端口提供远程接入，其中该注入端口允许顺应体被进行查询并被调整到期望的充气水平。因此，该装置不需要经血管程序来进行填充，并且不需要接入线路以穿过动脉壁。

虽然无源器件更简单并适合长期使用，但这里所披露的无源实施例也被考虑了并落在本发明的范围内。有源装置适合需要更多控制的情况，如紧急治疗或当病情恶化时。

减压装置的长顺应体被设计为减慢PWN（即，最小化脉冲压力上反射波的影响）。具体地，顺应体的长、薄形状最小化了被该装置占用的动脉的横截面积。因此，最小化了因动脉动中顺应体的存在而引起的阻力最（即，最小的动脉内容积意味着最小化了由该装置所引起的流量限制）。

本领域普通技术人员应理解，提供与大型血管外储液器（其中大型血管外储液器远离肺动脉布置）相结合的长、薄顺应体会增加血管系统的顺应性，这是由于事实是大部分流体容积被布置在动脉外侧。如本领域普通技术人员所进一步理解的，较大的储液器容积转化为对压力降低的更好性能。

本发明的另一益处在于能够监控心血管系统的一个或多个物理性能和/或减压装置的一个或多个参数。该监控可通过可操作地耦合到储液器、顺应体、注入端口、血管外导管或经血管导管的任何合适传感器来执行。被监控的性能或参数可包括温度、压力、流量、氧化作用、CO₂浓度、PH、腔直径等等。

除了提供帮助降低心血管系统内压力的构件以外，本发明的装置还可包括帮助递送一个或更多药品的构件。在一个示例性实施例中，该装置可用于递送用于治疗肺动脉高血压的药物，如伊洛前列素。

图8是示出与本发明的减压装置相关联的示例性但非限制性的治疗途径。总之，通过增加肺动脉的顺应性，本发明的装置能够（I）减缓小血管疾病的进程，（II）增大心脏输出，以及（III）预防或延迟右心衰竭的发作。

尽管已经参考优选实施例描述了本发明，但是本领域技术人员应意识到，可以在不脱离本发明的实质和范围的情况下对其形状和细节作出更改。

Claims (43)

1.一种用于降低脉动压力的系统，所述系统包括：

储液器，被构造为被皮下植入，所述储液器用在其中保持的流体；

注入端口，流体连通到所述储液器；

顺应体，被构造为被植入在血管的腔中，所述顺应体包括至少一个顺应体腔，所述顺应体被构造为在所述血管中的压力变化时进行膨胀或收缩；以及

经血管导管，在所述储液器与所述至少一个顺应体腔之间延伸并与其流体耦合，

其中，所述顺应体的所述收缩导致所述血管中峰值压力的降低。

2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述流体是可压缩流体。

3.根据权利要求1所述的系统，其中，所述流体是不可压缩流体。

4.根据权利要求1所述的系统，还包括血管外导管，其在所述注入端口与所述储液器之间延伸与将其流体耦合。

5.根据权利要求1所述的系统，其中，所述顺应体包括由选自弹性材料和非弹性材料的材料形成的外膜。

6.根据权利要求5所述的系统，其中，所述顺应体具有圆形横截面。

7.根据权利要求5所述的系统，其中，所述顺应体具有椭圆形横截面。

8.根据权利要求5所述的系统，其中，所述顺应体具有新月形横截面。

9.根据权利要求5所述的系统，其中，所述顺应体被成形为具有圆形远端和近端的细长圆柱。

10.根据权利要求1所述的系统，还包括泵，其可操作地耦合到所述注入端口，用以控制所述顺应体的流体容量。

11.根据权利要求10所述的系统，其中，所述泵是具有线性致动器和柱塞的脉动泵。

12.根据权利要求10所述的系统，还包括处理器单元，其可操作地耦合到所述泵，用以控制所述泵的操作。

13.根据权利要求1或10所述的系统，还包括一个或多个传感器，用以监测一个或多个参数。

14.根据权利要求13所述的系统，其中，所述参数是所述顺应体内的流体容量。

15.根据权利要求13所述的系统，其中，所述参数是所述储液器内的压力。

16.一种用于降低患者血管系统中的压力的方法，所述系统包括：

储液器，被构造为放置在患者体内的皮下空间中，所述储液器具有适于在其中接收可压缩气体的腔室；

注入端口，流体连通到所述储液器；

血管外导管，在所述储液器与所述注入端口之间延伸且流体耦合。

顺应体，被构造为用于定位在所述血管系统的腔内，所述顺应体包括至少一个腔并且用于在心脏收缩期间进行收缩并在心脏舒张期间进行膨胀；以及

经血管导管，在所述储液器与所述顺应体之间延伸并与其流体耦合。

17.根据权利要求16所述的系统，其中，所述顺应体被成形为具有圆形远端和近端的细长圆柱。

18.根据权利要求16所述的系统，其中，所述注入端口包括可刺破的隔膜。

19.根据权利要求16所述的系统，还包括一个或多个阀元件，用以控制所述储液器与所述顺应体之间的可压缩气体的流动。

20.根据权利要求16所述的系统，其中，所述顺应体包括由选自弹性材料和非弹性材料的材料形成的外膜。

21.根据权利要求5或20所述的系统，其中，所述非弹性材料是柔性材料。

22.根据权利要求1或16所述的系统，其中，所述顺应体包括多个腔，所述多个腔的每一者流体耦合到所述经血管导管、所述血管外导管和所述储液器。

23.根据权利要求1或16所述的系统，还包括锚固构件，用以将所述顺应体锚固在所述腔中。

24.根据权利要求23所述的系统，其中，所述锚固构件可操作地耦合到所述顺应体的外表面。

25.根据权利要求24所述的系统，其中，所述锚固构件被构造为径向向外延展以接触所述血管腔。

26.根据权利要求23所述的系统，其中，所述锚固构件被容纳在所述至少一个顺应体腔内，并且被构造为径向延展通过所述顺应体以接触所述血管。

27.根据权利要求1或16所述的系统，还包括包围所述顺应体和所述经血管导管的护套。

28.根据权利要求27所述的系统，还包括锚固构件，其被构造为当所述护套缩回时径向向外延展以接触所述血管壁。

29.根据权利要求1或16所述的系统，其中，所述经血管导管包括锚固构件，所述锚固构件通过锚来将所述顺应体锚固在所述血管中，其中所述锚选自透壁锚、螺杆型锚或手指型缠绕锚。

30.一种植入系统以降低脉动压力的方法，所述方法包括：

提供储液器，所述储液器包括与所述储液器流体连通的注入端口、顺应体和在所述储液器与所述顺应体之间延伸并与其流体耦合的经血管导管；

通过锁骨下静脉、上腔静脉、右心房和右心室递送被流体耦合到所述经血管导管的所述顺应体，以将所述顺应体放置在肺动脉中；

皮下地植入所述储液器；

经由血管外导管将所述储液器耦合到所述注入端口；

利用可压缩流体填充所述储液器；

当所述肺动脉中的压力增加时，使所述可压缩流体流入所述顺应体。

31.一种用于降低肺血管弹性和增加肺血管顺应性的系统，所述系统包括：

流体储液器，其具有壳体，所述壳体在所述储液器内界定了单一流体腔室；

注入端口，流体耦合到所述流体储液器，所述注入端口与所述流体储液器分离；

可压缩且总体上呈弹性的装置，其界定了内部容积并且被构造为自由地放置在患者的脉管系统腔内，当所述脉管系统腔内的压力发生变化时，所述装置的所述内部储液器能够响应地发生改变；以及

经血管导管，流体连接所述流体储液器和所述可压缩且总体上呈弹性的装置。

32.根据权利要求31所述的系统，其中所述流体储液器被构造为植入在患者体内的锁骨下方；所述注入端口被构造为皮下植入在患者体内；所述可压缩且总体上呈弹性的装置和所述经血管导管均被构造为被在管腔内递送并被放置在患者体内。

33.根据权利要求1或16所述的系统，其中所述经血管导管延伸到所述顺应体的内部。

34.根据权利要求33所述的系统，其中所述经血管导管延伸到所述顺应体中的表面包括涂层，所述涂层选自由顺应体材料、多孔顺应体材料及其结合构成的组。

35.根据权利要求33所述的系统，还包括所述经血管导管上的一个或多个开口，所述开口流体耦合到所述经血管导管的所述腔和所述顺应体的内部。

36.根据权利要求1或16所述的系统，其中，所述经血管导管包括多个流体独立的腔，所述腔的每一者与所述注入端口和所述顺应体的内部流体连通。

37.根据权利要求36所述的系统，其中，所述多个腔的至少一者具有亲水涂层，并且所述多个腔的至少第二者具有疏水涂层，使得进入具有亲水涂层的所述腔中的被吸收和被冷凝水蒸气发生冷凝。

38.根据权利要求36所述的系统，其中所述多个腔的一者或多个包括单向阀。

39.根据权利要求36所述的系统，还包括可操作地耦合到返回腔的液体闸装置（liquid trapping device）。

40.根据权利要求36所述的系统，其中，所述多个流体独立的腔中的一者或多者在所述顺应体的近端或远端处终止。

41.根据权利要求40所述的系统，其中，所述多个流体独立的腔中的一者或多者被构造为递送诊断或治疗剂。

42.根据权利要求1或16所述的系统，还包括具有腔的护套，所述护套被构造为被锚固在病人的肺动脉中，以允许递送或移除所述顺应体，所述顺应体通过所述护套的腔可操作地耦合到所述经血管导管。

43.一种向病人的肺动脉递送或移除将顺应体的方法，所述方法包括：

提供护套，所述护套具有近端、远端并在其中界定了腔；

将所述护套锚固在病人的肺动脉中，使得所述护套的远端接近所述病人的肺动脉瓣；

通过所述护套的腔传递顺应体，直到其被定位在所述肺动脉中；

在所述肺动脉中压力增加时，使得可压缩流体进入所述顺应体；

将所述顺应体安装到所述护套的远端；

使得所述可压缩流体进入所述顺应体，以激活所述装置；

从所述顺应体移除所述可压缩流体；

在所述病人的治疗之后，通过所述护套的腔移除所述顺应体。

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