CN103338709A - 血压控制装置和方法 - Google Patents

Abstract

这里描述的设备和方法包括可植入装置（140），所述可植入装置被成形为限定出（a）至少两个动脉接触区域（142），所述动脉接触区域包括撑杆（146），所述撑杆被配置为通过对动脉壁施加压力而拉伸动脉壁，以及（b）包括锁定机构（149）的至少两个压握区域（144），所述锁定机构被配置为防止所述压握区域由于从动脉壁到动脉接触区域的压力而被压握。所述压握区域被配置为通过锁定装置在所述装置插入期间被解锁而在所述装置经由导管插入期间被压握。其它实施例也被描述了。

Description

血压控制装置和方法

相关申请的交叉引用

本专利申请要求下述的优先权并且是下述的部分继续申请：

（a）Gross等人于2010年5月05日提交的US 12/774,254，它是美国专利申请12/602,787的部分继续申请，该美国专利申请是Gross等人于2009年9月29日提交的PCT申请No.PCT/IL2009/000932（WO 10/035271）的美国国家阶段申请，该PCT申请要求2008年9月26日提交的题为“Devicesand methods for control of blood pressure”的美国临时专利申请61/194,339的优先权，以及

（b）Gross等人于2011年2月18日提交的US 13/030,384，其是Gross等人的US 12/774,254的部分继续申请。

本专利申请与2007年7月25日提交的题为“Elliptical element for bloodpressure reduction”的美国专利申请11/881,256（US 2008/0033501）有关,该申请是Gross于2006年7月25日提交的题为“Electrical stimulation ofblood vessels”的PCT申请No.PCT/IL2006/000856（WO 07/013065）的部分继续申请，该PCT申请要求（a）2005年7月25日提交的题为“Electricalstimulation of blood vessels”的美国临时申请60/702,491和（b）2005年9月28日提交的题为“Electrical stimulation of blood vessels”的美国临时申请60/721,728的权益。

所有这些申请被以引用方式并入本申请。

发明实施例领域

本发明的一些应用大致涉及植入式医疗设备。特别地，本发明的一些应用涉及用于降低血压的设备和方法。

背景

高血压是许多人得的一种病。其为高血压的持续状态，该高血压可以由多种因素引起，与血管壁被流经的血压伸长的程度有关的中枢神经系统（CNS）。响应这些信号，CNS调节某些参数以维持稳定的血压。

实施例内容

就一些应用而言，受治疗者的高血压通过调节受治疗者的压力感受器的活性来降低。机械力或其他力被直接或间接的施加到受治疗者的一个或多个动脉以便针对血压来调节压力感受器。典型地，力被施加到压力感受器众多的动脉，例如颈动脉、主动脉、锁骨下动脉和/或脑动脉。就某些应用而言，该力被施加到包括压力感受器的人体的其它区域，例如心房，肾动脉，或静脉。

压力感受器测量应变，在圆形血管的情况下，应变取决于血管的压力和半径。当压力升高时，作用在壁上的应力增大，从而增大了血管壁内的应变。方程1显示薄壁管内的壁应力σ与内压力p，内径r，和壁厚t的关系。

σ＝pr/2t    【方程1】

在高血压患者中，典型地，压力-应变关系被移位到较高的压力，从而使动脉在比正常血管内的血压高的较高血压下承受指定应变，所述较高血压引起所述指定应变。因此，压力感受器在高于正常患者的血压的高血压患者的较高血压下被激活。典型地，这里描述的装置使压力-应变曲线返回到较低的压力。

发明人设想，在恒定的压力下，通过增大动脉壁的区域的曲率半径，所述动脉壁的区域内的应变可被增大。因此，在其它条件相同的情况下，该区域内的压力感受器神经末梢（典型地设置于动脉的介质和外膜层之间，如下面进一步详细描述的）经历更大的应变。这里描述的血管内装置典型地增大动脉壁的区域的曲率半径，但不导致动脉的横截面的实质减小（并且，典型地，使动脉的横截面增大），因此保持通过动脉的血流。对于一些应用，该装置改变动脉的形状，使得与不存在该装置时相比，动脉不再是圆形，因此增大了动脉壁的部分的曲率半径。

典型地，这里描述的装置通过被放置到动脉内部或外面，而又通过在沿着动脉长度的任一指定位置保持与动脉表面小于360度的接触，来改变动脉的形状。另外典型地，该装置和动脉之间的接触被限制于绕动脉周长的多个（例如，两个到六个，或三个到六个）接触区域，并且基本上被最小化。另外典型地，该装置被置于动脉内，因此具有该装置不接触动脉的多个区域，每个非接触区域是连续的，并且限定出围绕动脉的纵向轴线的大于10度的角度，如下面进一步详细描述的。出于下述原因这可能是有益的：

（1）与该装置保持与血管壁更大程度的接触相比，响应于压力变化，产生更大面积的动脉搏动。一般希望允许血管的至少一部分自由搏动。这是因为在心动周期期间血管的搏动典型地激活和维持压力感受器的正常功能。对于一些应用，与该装置接触的血管的那部分中的压力感受器活性可被减少，因为那些部分响应于血压变化的运动被减少。因此，对于一些应用，该装置和动脉之间的接触被最小化。

（2）典型地，较小的金属与内腔的比导致内皮细胞和平滑肌细胞的较小的反应生长。典型地，减小这种反应生长降低了由所述装置引起的器官缩窄的可能性。另外典型地，在需要时，减小这种反应生长有助于所述装置的外植和/或移动。

对于一些应用，这里描述的装置被暂时地植入，随后被移除。例如，这里描述的装置之一可被植入小于一个月的时间，例如，小于一周。典型地，暂时植入该装置被用于治疗受治疗者的急性情况。对于一些应用，植入该装置的动脉的形状通过暂时植入所述装置而永久改变。

典型地，这里描述的装置被植入到受治疗者的颈动脉内部或外面，例如在颈动脉窦处。根据相应实施例，本装置被双侧植入，或仅仅植入到受治疗者的颈动脉其中之一的内部或外面。可选地或另外地，本装置被置于不同动脉的内部或外面，例如，主动脉或肺动脉。

典型地，该装置是自锚定式的并且在结构上很稳定。另外典型地，装置是被动装置，也就是在装置被植入到动脉内部或外面之后，所述装置即起作用提高压力感受器敏感性，而不需要电启动或实时的机械启动。

因此，根据本发明的一些应用，提供了一种方法，包括：

确定受治疗者患有高血压；以及

响应于确定操作：

（a）增大在指定的纵向位置处受治疗者的动脉壁的第一组至少三个区域的曲率半径，同时

（b）允许动脉壁的第一组区域搏动，这是通过：

在所述纵向位置将装置植入动脉内，使所述装置在动脉的第二组至少三个区域对动脉壁施加压力，但不接触动脉壁的第一组至少三个区域，第一组区域和第二组区域交替分布。

对于一些应用，植入所述装置包括相对于动脉内没有所述装置时动脉壁内的应变增大所述第一组和第二组区域处动脉壁内的应变。

对于一些应用，植入所述装置包括增大动脉的横截面积。

对于一些应用，植入所述装置包括以使所述第二组区域包括三到六个所述装置对动脉壁施加压力的区域的方式植入装置。

对于一些应用，植入所述装置包括植入所述装置持续小于一个月的时间。

对于一些应用，植入所述装置包括植入所述装置到受治疗者的颈动脉内。

对于一些应用，植入所述装置包括植入所述装置到受治疗者的肺动脉内。

对于一些应用，植入所述装置包括植入所述装置到受治疗者的主动脉内。

对于一些应用，植入所述装置包括将所述装置放置到动脉内并且允许所述装置自锚定到动脉。

对于一些应用，植入所述装置包括植入具有小于5平方毫米的总横截面积的装置。

对于一些应用，植入所述装置包括植入具有小于0.5平方毫米的总横截面积的装置。

对于一些应用，增大所述动脉壁的第一组至少三个区域的曲率半径包括使该区域的收缩曲率半径增大到动脉内没有该装置时动脉壁的收缩曲率半径的1.1倍以上。

对于一些应用，增大所述动脉壁的第一组至少三个区域的曲率半径包括使该区域的收缩曲率半径增大到动脉内没有该装置时动脉壁的收缩曲率半径的2倍以上。

对于一些应用，增大所述动脉壁的第一组至少三个区域的曲率半径包括使该区域的收缩曲率半径增大到动脉内没有该装置时动脉壁的收缩曲率半径的二十倍以上。

对于一些应用，植入所述装置包括植入所述装置使所述第一组区域中的每一个区域是能够搏动的连续的区域，每一个所述连续的区域包含围绕动脉的纵向轴线的大于10度的角度。

对于一些应用，植入所述装置包括植入所述装置使所述第一组区域中的每一个区域是能够搏动的连续的区域，每一个所述连续的区域包含围绕动脉的纵向轴线的大于20度的角度。

对于一些应用，植入所述装置包括植入所述装置使所述第一组区域中的每一个区域是能够搏动的连续的区域，每一个所述连续的区域包含围绕动脉的纵向轴线的大于50度的角度。

对于一些应用，植入所述装置包括植入所述装置使得在受治疗者的心脏收缩期间所述第一组区域包含所述纵向位置处动脉壁周长的20%以上。

对于一些应用，植入所述装置包括植入所述装置使得在受治疗者的心脏收缩期间所述第一组区域包含所述纵向位置处动脉壁周长的80%以上。

根据本发明的一些应用，另外提供了一种用于治疗受治疗者的高血压的设备，包括：

可植入装置，其被成形为限定出至少三个分离的动脉接触表面，并且被配置用于：

（a）增大在指定的纵向位置处所述动脉壁的第一组至少三个区域的曲率半径，同时

（b）允许所述纵向位置处动脉壁的第一组区域搏动，这是通过：

在所述纵向位置将所述可植入装置植入动脉内，使所述动脉接触表面接触动脉壁的第二组至少三个区域，但不接触动脉壁的第一组至少三个区域，所述第一组区域和第二组区域交替分布。

对于一些应用，所述可植入装置被配置为使所述动脉接触表面在动脉壁上施加增大的压力，动脉的横截面积增大。

对于一些应用，所述可植入装置被配置用于相对于动脉内不存在所述可植入装置时动脉壁内的应变增大所述第一组和第二组区域处的动脉壁内的应变。

对于一些应用，所述可植入装置被配置用于增大动脉的横截面积。

对于一些应用，所述动脉接触表面包括三至六个动脉接触表面。

对于一些应用，所述可植入装置被配置为植入动脉内小于一个月。

对于一些应用，所述可植入装置被配置为植入受治疗者的颈动脉内。

对于一些应用，所述可植入装置被配置为植入受治疗者的肺动脉内。

对于一些应用，所述可植入装置被配置为植入受治疗者的主动脉内。

对于一些应用，所述可植入装置被配置为自锚定到动脉。

对于一些应用，所述可植入装置具有小于5平方毫米的总横截面积。

对于一些应用，所述可植入装置具有小于0.5平方毫米的总横截面积。

对于一些应用，至少两个相邻的动脉接触表面的边缘限定出围绕着所述装置的纵向轴线的大于10度的角度。

对于一些应用，所述两个动脉接触表面的边缘限定出围绕着所述装置的纵向轴线的大于20度的角度。

对于一些应用，所述两个动脉接触表面的边缘限定出围绕着所述装置的纵向轴线的大于50度的角度。

根据本发明的一些应用，另外提供了一种方法，包括：

确定受治疗者患有高血压；以及

响应于确定操作：

（a）增大在指定的纵向位置处受治疗者的动脉壁的第一组区域的应变，同时

（b）使在受治疗者的心动周期中的指定阶段所述纵向位置处动脉横截面保持为至少是不存在所述装置时所述心动周期中的指定阶段的所述纵向位置处的动脉横截面的20%，这是通过：

在所述纵向位置将装置植入动脉外面，使所述装置在动脉壁的第一组区域处对动脉壁施加压力，但至少在所述纵向位置处的动脉壁的第二组区域不接触动脉壁，所述第一组区域和第二组区域交替分布。

对于一些应用，植入所述装置包括将所述装置植入受治疗者的颈动脉外面。

对于一些应用，植入所述装置包括将所述装置植入受治疗者的肺动脉外面。

对于一些应用，植入所述装置包括将所述装置植入受治疗者的主动脉外面。

对于一些应用，保持动脉的横截面至少是不存在所述装置时所述纵向位置处的动脉横截面的20%包括保持存在所述装置时动脉的内径至少是不存在所述装置时动脉直径的30%。

对于一些应用，保持动脉的横截面至少是不存在所述装置时所述纵向位置处动脉横截面的20%包括保持通过动脉的血流速大于不存在所述装置时通过动脉的血流速的70%。

对于一些应用，保持通过动脉的血流速大于不存在所述装置时通过动脉的血流速的70%包括保持通过动脉的血流速大于不存在所述装置时通过动脉的血流速的90%。

对于一些应用，植入所述装置包括以使所述第二组区域中每一个区域处的动脉壁能够搏动的方式植入所述装置。

对于一些应用，植入所述装置包括在所述纵向位置将装置植入到动脉外面，使得所述装置在动脉的第一组三到六个区域处对动脉壁施加压力，但在动脉的第二组三到六个区域处不接触动脉。

对于一些应用，植入所述装置包括在所述纵向位置将装置植入到动脉外面，使得所述装置在动脉的至少第二组区域处不接触动脉，所述第二组区域中的每一个区域是连续的，并且包含围绕动脉的纵向轴线的大于10度的角度。

对于一些应用，植入所述装置包括以使所述第二组区域中的每一个区域包含围绕动脉的纵向轴线的大于20度的角度的方式植入所述装置。

对于一些应用，植入所述装置包括以使所述第二组区域中的每一个区域包含围绕动脉的纵向轴线的大于50度的角度的方式植入所述装置。

对于一些应用，植入所述装置包括以使所述装置包含小于90%的动脉周长的方式植入所述装置。

对于一些应用，植入所述装置包括以使所述装置包含小于70%的动脉周长的方式植入所述装置。

根据本发明的一些应用，另外提供了一种用于治疗受治疗者的高血压的设备，包括：

可植入装置，其被成形为限定出一对动脉接触表面，并且被配置用于：

（a）增大在指定的纵向位置处所述动脉壁的第一组两个区域的曲率半径，同时

（b）允许所述纵向位置处所述动脉的第一组区域搏动，这是通过：

在所述纵向位置将所述可植入装置植入动脉内，使所述动脉接触表面接触动脉的第二组两个区域，但是在受治疗者的心动周期期间任一时刻所述可植入装置都不接触动脉的第一组区域，所述第一组区域和第二组区域交替分布。

对于一些应用，所述可植入装置被配置成在所述可植入装置植入动脉内时所述装置的部分都不与动脉的纵向轴线相交。

对于一些应用，所述可植入装置还包括接合处，其被配置成相互连接所述动脉接触表面，并且所述接合处关于所述动脉接触表面的中心不对称设置。

根据本发明的一些应用，另外提供了一种被配置为经由导管可植入的设备，包括：

可植入装置，其被成形为限定出：

包括撑杆的至少两个动脉接触区域，和

包括锁定机构的至少两个压握区域，所述锁定机构被配置用于防止所述压握区域被压握，

所述压握区域被配置为，通过所述锁定机构被解锁，在所述可植入装置经由导管插入期间方便所述可植入装置被压握。

对于一些应用，所述压握区域限定出彼此相邻设置的两个撑杆，并且所述锁定机构包括相对于彼此锁定所述两个撑杆的位于所述两个撑杆之间的接合部。

对于一些应用，所述动脉接触区域中至少一个的端部限定出压握圆弧，所述动脉接触区域被配置用于围绕着所述压握圆弧压握，所述压握圆弧的曲率半径小于0.6mm。

对于一些应用，所述动脉接触区域的端部限定出曲率半径大于0.3mm的压握圆弧。

对于一些应用，所述动脉接触区域的撑杆从所述压握圆弧以大于30度的角度向外突伸。

对于一些应用，所述动脉接触区域的撑杆从所述压握圆弧以大于60度的角度向外突伸。

对于一些应用，所述动脉接触区域的撑杆从所述压握圆弧以大于75度的角度向外突伸。

对于一些应用，所述可植入装置的最大跨距沿着可植入装置的纵向轴线方向从可植入装置的第一端向可植入装置的第二端增大。

对于一些应用，所述可植入装置的第二端被配置为放置于受治疗者的颈动脉窦内，并且所述可植入装置的第一端被配置为放置于受治疗者的内部颈动脉内。

对于一些应用，所述可植入装置在可植入装置的第二端的最大跨距与所述可植入装置在可植入装置的第一端的最大跨距的比在1.1:1和2:1之间。

对于一些应用，所述可植入装置在可植入装置的第二端的最大跨距与所述可植入装置在可植入装置的第一端的最大跨距的比在1.1:1和1.4:1之间。

对于一些应用，所述动脉接触区域分别包括相对于彼此纵向平移的两个或更多个撑杆。

对于一些应用，所述设备还包括加强构件，所述加强构件被配置用于相互连接所述两个或更多个撑杆，并且当所述装置被压握时保持撑杆相对于彼此的纵向平移。

对于一些应用，所述可植入装置具有小于5平方毫米的总横截面积。

对于一些应用，所述可植入装置具有小于0.5平方毫米的总横截面积。

根据本发明的一些应用，另外提供了一种设备，包括：

可植入装置，其被成形为限定出至少两个分开的动脉接触撑杆部分，它们从所述装置的第一端向所述装置的第二端从彼此分叉，所述可植入装置被配置成：

使动脉的一部分的横截面积从该部分的第一端向该部分的第二端增大，同时允许位于撑杆之间的该部分的一组动脉壁区域搏动，

这是通过：使所述装置植入动脉内部该部分的第一和第二端之间。

对于一些应用，所述装置的至少一端限定出压握圆弧，所述装置被配置为围绕着所述压握圆弧压握，所述压握圆弧具有小于0.6mm的曲率半径。

对于一些应用，所述装置的端部限定出曲率半径大于0.3mm的压握圆弧。

对于一些应用，所述撑杆部分的撑杆从所述压握圆弧以大于30度的角度向外突伸。

对于一些应用，所述撑杆部分的撑杆从所述压握圆弧以大于60度的角度向外突伸。

对于一些应用，所述撑杆部分的撑杆从所述压握圆弧以大于75度的角度向外突伸。

对于一些应用，所述可植入装置的最大跨距沿着可植入装置的纵向轴线方向从可植入装置的第一端向可植入装置的第二端增大。

对于一些应用，所述可植入装置的第二端被配置为放置于受治疗者的颈动脉窦内，并且所述可植入装置的第一端被配置为放置于受治疗者的内部颈动脉内。

对于一些应用，所述可植入装置在可植入装置的第二端的最大跨距与所述可植入装置在可植入装置的第一端的最大跨距的比在1.1:1和2:1之间。

对于一些应用，所述可植入装置在可植入装置的第二端的最大跨距与所述可植入装置在可植入装置的第一端的最大跨距的比在1.1:1和1.4:1之间。

对于一些应用，所述撑杆部分包括相对于彼此纵向平移的两个或更多个撑杆。

对于一些应用，所述设备还包括加强构件，所述加强构件被配置用于相互连接所述两个或更多个撑杆，并且当所述装置被压握时保持撑杆相对于彼此的纵向平移。

对于一些应用，所述可植入装置具有小于5平方毫米的总横截面积。

对于一些应用，所述可植入装置具有小于0.5平方毫米的总横截面积。

根据本发明的一些应用，另外提供了一种设备，包括：

可植入装置，其被成形为限定出相互平行的至少四个动脉接触撑杆部分，

每个所述撑杆部分被设置成距第一相邻撑杆部分第一距离，距第二相邻撑杆部分第二距离，所述第二距离大于所述第一距离。

对于一些应用，所述至少四个动脉接触撑杆部分包括正好四个动脉接触撑杆部分。

对于一些应用，所述第二距离与所述第一距离的比在1.1:1和5:1之间。

对于一些应用，所述第二距离与所述第一距离的比在1.5:1和3:1之间。

对于一些应用，所述可植入装置具有小于5平方毫米的总横截面积。

对于一些应用，所述可植入装置具有小于0.5平方毫米的总横截面积。

对于一些应用，所述装置的至少一端限定出压握圆弧，所述装置被配置为围绕着所述压握圆弧压握，所述压握圆弧具有小于0.6mm的曲率半径。

对于一些应用，所述装置的端部限定出曲率半径大于0.3mm的压握圆弧。

对于一些应用，所述撑杆部分的撑杆从所述压握圆弧以大于30度的角度向外突伸。

对于一些应用，所述撑杆部分的撑杆从所述压握圆弧以大于60度的角度向外突伸。

对于一些应用，所述撑杆部分的撑杆从所述压握圆弧以大于75度的角度向外突伸。

根据本发明的一些应用，另外提供了一种方法，包括：

将可植入装置经由导管插入受治疗者的动脉内，所述可植入装置被成形为限定出：

至少两个动脉接触区域，所述动脉接触区域包括撑杆，和

包括锁定机构的至少两个压握区域，所述锁定机构被配置用于防止压握区域由于从动脉壁施加到动脉接触区域的压力而被压握，

通过下述进行插入操作：在插入所述可植入装置期间压握所述压握区域，在所述可植入装置经由导管插入期间解锁所述锁定机构；

将所述可植入装置移出所述导管的远侧端；以及

将所述可植入装置移出导管的远侧端后，通过锁定所述锁定机构，用撑杆在动脉壁上施加压力从而拉伸动脉壁。

根据本发明的一些应用，另外提供了一种方法，包括：

确定患高血压的受治疗者；以及

响应于此：

使受治疗者的动脉的一部分的横截面积从该部分的第一端向该部分的第二端增大，同时允许该部分的动脉壁的一组区域搏动，

这是通过：将可植入装置植入动脉内该部分的第一和第二端之间，所述可植入装置被成形为限定出至少两个分开的动脉接触撑杆部分，它们从所述装置的第一端向所述装置的第二端从彼此分叉。

根据本发明的一些应用，另外提供了一种用于治疗受治疗者的高血压的方法，所述方法包括：

选择被诊断有高血压的患者；并且

在患者的血管壁内的压力感受器附近植入装置，在所述压力感受器附近，在植入所述装置之前血管具有大致圆柱形的周围，植入所述装置使绕圆周的一个或多个区域变平缓，以降低全身的血压。

对于一些应用，所述装置被植入选择由下述构成的组的动脉内：肾动脉，主动脉，锁骨下动动脉，颈动脉，和脑动脉。

对于一些应用，3至6个区域被变平缓。

对于一些应用，3至4个区域被变平缓。

对于一些应用，3个区域被变平缓。

对于一些应用，4个区域被变平缓。

对于一些应用，变平缓的区域在圆周方向上具有基本上相等的宽度。

对于一些应用，至少一些变平缓的区域在圆周方向上具有与其它圆周部分不同的宽度。

对于一些应用，所述装置使沿着从10mm到30mm范围内的血管壁的长度延伸的区域变平缓。

根据本发明的一些应用，另外提供了一种由三到六个细长撑杆构成的自扩张支架，每个撑杆具有近侧端和远侧端，所述撑杆在它们的近侧和远侧端可扩张地连接在一起，否则会从沿着它们的长度位于它们之间的结构上脱离。

对于一些应用，撑杆被轴向地布置。

对于一些应用，撑杆被螺旋形布置。

对于一些应用，相邻的撑杆彼此相等地间隔开。

对于一些应用，不是所有的相邻撑杆都相等地间隔开。

对于一些应用，撑杆在它们的近侧和远侧端之间具有至少10mm的长度。

根据本发明的一些应用，另外提供了一种被配置为经由导管可植入的设备，包括：

可植入装置，其被成形为限定出：

包括撑杆的至少两个动脉接触区域，和

包括锁定机构的至少两个压握区域，所述锁定机构被配置用于防止所述压握区域被压握，

所述压握区域被配置为，通过所述锁定机构被解锁，在所述可植入装置经由导管插入期间方便所述可植入装置被压握。

对于一些应用，所述压握区域限定出彼此相邻设置的两个撑杆，并且所述锁定机构包括相对于彼此锁定所述两个撑杆的位于所述两个撑杆之间的接合部。

对于一些应用，所述动脉接触区域中至少一个的端部限定出压握圆弧，所述动脉接触区域被配置用于围绕着所述压握圆弧压握，所述压握圆弧的曲率半径小于0.6mm。

对于一些应用，所述动脉接触区域的端部限定出曲率半径大于0.3mm的压握圆弧。

对于一些应用，所述动脉接触区域的撑杆从所述压握圆弧以大于30度的角度向外突伸。

对于一些应用，所述动脉接触区域的撑杆从所述压握圆弧以大于60度的角度向外突伸。

对于一些应用，所述动脉接触区域的撑杆从所述压握圆弧以大于75度的角度向外突伸。

对于一些应用，所述可植入装置的最大跨距沿着可植入装置的纵向轴线方向从可植入装置的第一端向可植入装置的第二端增大。

对于一些应用，所述可植入装置的第二端被配置为放置于受治疗者的颈动脉窦内，并且所述可植入装置的第一端被配置为放置于受治疗者的内部颈动脉内。

对于一些应用，所述可植入装置在可植入装置的第二端的最大跨距与所述可植入装置在可植入装置的第一端的最大跨距的比在1.1:1和2:1之间。

对于一些应用，所述可植入装置在可植入装置的第二端的最大跨距与所述可植入装置在可植入装置的第一端的最大跨距的比在1.1:1和1.4:1之间。

对于一些应用，所述动脉接触区域分别包括相对于彼此纵向平移的两个或更多个撑杆。

对于一些应用，所述设备还包括加强构件，所述加强构件被配置用于相互连接所述两个或更多个撑杆，并且当所述装置被压握时保持撑杆相对于彼此的纵向平移。

对于一些应用，所述可植入装置具有小于5平方毫米的总横截面积。

对于一些应用，所述可植入装置具有小于0.5平方毫米的总横截面积。

从下面参考附图对实施例的详细描述中，本发明将得到更充分地理解，其中：

附图说明

图1是动脉的横截面示意图；

图2A-B是根据本发明的一些应用的当动脉具有和不具有插入其内的血管内装置时动脉壁内的应变的等值曲线；

图3是根据本发明的一些应用的血管外装置被植入壁外面时动脉壁内的应变的等值曲线；

图4是根据本发明的一些应用的用于放置到患有高血压的受治疗者动脉内的血管内装置的示意图；

图5A-B分别是根据本发明的一些应用的放置图4的装置之前和之后动脉的示意图，示出了动脉的曲率半径；

图5C是被置于动脉内的图4的装置的示意图，但为示意目的其没有拉伸动脉；

图6A-B分别是根据本发明的一些应用的装置以及被植入动脉内的装置的示意图；

图7A-B分别是根据本发明的一些应用的另一装置以及被植入动脉内的该装置的示意图；

图8A-B分别是根据本发明的一些应用的又一装置以及被植入动脉内的该装置的示意图；

图9A-D是根据本发明的一些应用的被围绕着动脉放置的血管外装置的示意图；

图10的图示表示根据本发明的一些应用的用于相应血管外装置的与动脉的横截面积减小有关的应变大于临界值的动脉壁的部分；

图11的图示示出了根据本发明的一些应用的用于相应血管外装置的与动脉的横截面积减小有关的动脉壁内的应变的增大的最大百分比；

图12是根据本发明的一些应用的用于测量受治疗者的压力感受器对施加到受治疗者动脉内壁上的压力的响应的装置的示意图；

图13的图示示出了根据本发明的一些应用的在血管内装置插入到狗的颈动脉窦之前和之后所测得狗体内的血压；

图14的图示示出了根据本发明的一些应用的正常受治疗者，高血压受治疗者和使用了这里描述的装置的高血压受治疗者的动脉的压力-应变曲线；

图15A-B是根据本发明的一些应用的用于放置于受治疗者的动脉内的装置的示意图；

图15C-D是根据本发明的一些应用的动脉壁在装置的撑杆上施加力的示意图；

图16A-D是根据本发明的一些应用的用于放置于受治疗者的动脉内的另一装置的示意图；

图17A-D是根据本发明的一些应用的用于放置于受治疗者的动脉内的又一装置的示意图；

图18A-D是根据本发明的一些应用的用于放置于受治疗者的动脉内的再一装置的示意图；

图19是根据本发明的一些应用的用于放置于受治疗者的动脉内的具有D形横截面的装置的示意图；

图20是根据本发明的一些应用的包括装置的动脉接触区域之间的网的动脉内装置的示意图；以及

图21的图示示出了根据本发明的一些应用的用于相应动脉模型的与绕动脉的转动位置有关的应变对压力的导数。

具体实施方式

现在参考图1，是动脉20的横截面示意图。动脉壁包括三层22，24和26，分别被称为内膜，介质和外膜。对于本发明的一些应用来说，血管内装置被置于动脉内，压力感受器被置于动脉的外膜26和介质24之间的界面处。本装置致使动脉壁的周长的一些区域中的动脉壁的弯曲变平缓，从而导致压力感受器被拉伸，同时允许此区域在受治疗者的心动周期期间搏动。

现在参考图2A和2B，分别示出了根据本发明的一些应用分析和/或提供的在不存在血管内装置（图2A）和存在血管内装置（图2B）情况下的右上四分之一动脉壁内的应变的等值曲线（contour plot）。图2B中的等值曲线是用于具有四个元件的装置（例如，在下面的图7A-B中示出了）而产生的，其中每个元件在接触区域42接触动脉壁。图2A-B中示出的等值曲线是动脉壁内的应变的计算机模拟，其中血压为100mmHg，动脉具有3mm的半径和0.6mm的壁厚。本申请的范围包括具有与用于产生图2B的结构不同的结构的血管内装置，本领域内的技术人员应该清楚。

如图2A-B中可看到，相对于不存在血管内装置时动脉壁内的应变，血管内装置致使动脉壁下列区域内的应变增大：（a）在接触区域42附近，在这里，动脉壁变得比不存在装置时更弯曲，和（b）在壁的变平缓的区域44内，在该区域内，动脉壁比不存在装置时更平缓。因此，血管内装置增大动脉壁内的应变，即使是能够搏动的动脉壁区域，也就是变平缓的区域44。相对于不存在血管内装置时壁内的应变，变平缓的区域内增大的应变是由于壁的变平缓区域的曲率半径增大而导致的。

现在参考图3，其示意出根据本发明的一些应用的存在血管外装置时右上四分之一动脉壁内的应变等值曲线。图3的等值曲线是针对具有在四个接触区域52接触动脉的四个元件的装置而产生的。但是，本发明的范围包括具有不同结构的血管外装置，如下面描述的。例如，血管外装置可提供三个到六个接触区域。图3所示的等值曲线是动脉壁内的应变的计算机模拟，其中血压为100mmHg，动脉的半径为3mm，壁厚为0.6mm。

通过比较图3和图2A可观察到，血管外装置导致接触区域52附近动脉壁内存在应变，在该接触区域，动脉壁比不存在装置时变得更弯曲。此外，可看到壁的非接触区域54的应变较不存在装置时更低。典型地，血管外装置通过在围绕窦的离散的点或表面施加力而破坏动脉应变的周向对称性。对于一些应用，血管外装置增大动脉壁某些区域内的应变，并且减小动脉壁其它某些区域内的应变，同时保持平均应变基本不变或甚至相对于不存在装置时壁内的应变稍微减小。对于一些应用，血管外装置增大动脉壁内的应变，甚至在非接触区域54也是如此，这是通过致使非接触区域比不存在装置时更弯曲来实现的。

现在参考图4，其是根据本发明的一些应用的用于放置到患有高血压的受治疗者的动脉20内部的血管内装置60的示意性示意图。如图所示，装置60在两个接触区域62接触动脉壁。在接触区域，装置60向外推压脉壁，从而使接触区域之间的动脉壁的非接触区域64变平缓。典型地，非接触区域64在受治疗者的心脏舒张期间被变平缓，或局部变平缓，但在心脏收缩期间扩张，使得它们在心脏舒张期间变得更加弯曲。因此，动脉壁的变平缓区域内的应变被增大。然而，存在装置60时，在受治疗者的心动周期期间变平缓区域仍搏动。

如图所示，装置60被成形为使该装置基本上不减小血流。典型地，装置60被成形为使装置的部分都不与动脉的纵向轴线交叉。例如，如图所示，装置的接触表面（在接触区域60接触动脉壁）通过与动脉的纵向轴线不交叉的接合处66连接在一起。接合处关于装置的接触表面的中心非对称布置。

现在参考图5A-B，分别示出了根据本发明的一些应用的放置图4所示的装置60之前和之后的动脉的示意性示意图，示出了动脉20的半径R。可以看出，对于一些应用，装置60的插入增大了非接触区域64处动脉的收缩曲率半径，例如，使非接触区域64处的曲率半径是不存在装置60但其它条件相同时区域64的收缩曲率半径的1.1倍以上（例如，两倍，或大于二十倍）。对于一些应用，通过使非接触区域变平缓，装置60致使非接触区域的至少一部分的曲率半径变成无穷大。例如，图5B中的非接触区域64的中心具有无穷大曲率半径。

对于一些应用，装置60以上述方式增大了非接触区域64处动脉的收缩曲率半径，并且使动脉的收缩横截面积相对于不存在装置60时动脉的收缩横截面积增大了5%以上（例如，10%）。

根据上面的描述，装置60通过使动脉20的壁的非接触区域64变平缓而致使区域64内的应变增大，从而导致区域64处的压力感受器放电（firing）增加。可选地或另外地，通过变形接触区域处的动脉壁，装置60使接触区域62处的压力感受器放电增加。

典型地，装置60在动脉20上施加力，使得，在心脏收缩期间当动脉处于图5B中所示的拉伸结构中时，在装置60拉伸动脉的纵向位置处，非接触区域64包括动脉壁周长的10%以上，例如，20%以上。对于一些应用，在心脏收缩期间，在装置60拉伸动脉的纵向位置处，非接触区域64包括动脉壁的周长的60%以上，例如，80%以上。

现在参考图5C，示出了被置于动脉20内部的装置60，但该装置没有拉伸动脉20。图5C仅用于示意目的，因为，典型地，一旦装置60被插入动脉内，装置将拉伸动脉，如图5B所示。图5C示意在沿着动脉20的任一纵向点（例如，在图5A-C中示出的横截面）处在小于动脉周长的360度的接触区域62处装置接触动脉壁。如图5C中所示，每个接触区域62包含动脉周长的角度α，从而装置60与包含两倍α角度的动脉壁接触。对于在两个以上接触区域处接触动脉的装置来说，装置与动脉壁的接触包含α角度的相应更多倍的角度。典型地，装置60（以及这里描述的其它血管内装置）在沿着动脉的任一纵向位置以小于动脉周长的180度（例如，小于90度）接触动脉壁。典型地，装置60在沿着动脉的任一纵向位置以大于动脉周长的5度（例如，大于10度）接触动脉壁。例如，装置60可在指定纵向位置以5-180度，例如10-90度，接触动脉壁。

现在参考图6A-B，分别是根据本发明的一些应用的装置70以及植入动脉20内部的装置70的示意图。装置70在三个接触区域72接触动脉壁，从而增大了接触区域之间的动脉的非接触区域74的曲率半径（也就是变平缓了）。变平缓的非接触区域和接触区域交替分布。如上所述，变平缓的非接触区域典型地能够在受治疗者的心动周期期间搏动。如图6B所示，在指定的动脉的纵向位置，每个连续的非接触区域包含围绕动脉纵向轴线76的角度β。对于一些装置（例如，装置70，以及下面参考图8A-B描述的装置90），角度β还由本装置的相邻的接触区域的边缘围绕着本装置的纵向轴线78限定的角度限定。当本装置被置于动脉内时，装置的纵向轴线78典型地与动脉的纵向轴线76对齐。典型地，角度β大于10度，例如，大于20度，或大于50度。此外典型地，角度β小于180度，例如，小于90度。对于一些应用来说，角度β为10-180度，例如，20-90度。典型地，每个连续的非接触区域能够搏动。

现在参考图7A-B，分别是根据本发明的一些应用的装置80以及植入动脉20内的装置80的示意图。装置80在四个接触区域接触动脉壁，从而使接触区域之间的动脉的非接触区域变平缓。在指定的动脉的纵向位置，每个连续的非接触区域包含围绕动脉的纵向轴线的角度β，角度β如上所述。

现在参考图8A-B，分别是根据本发明的一些应用的装置90以及植入动脉20内的装置90的示意图。装置90在五个接触区域接触动脉壁，从而使接触区域之间的动脉的非接触区域变平缓。在指定的动脉的纵向位置，每个连续的非接触区域包含围绕动脉的纵向轴线的角度β，角度β如上所述。

除装置70，80和90分别在三个、四个和五个接触区域接触动脉之外，装置70，80和90以与关于图4和5A-C描述的装置60大致类似的方式起作用。例如，典型地，装置70，80和90以围绕动脉周长的大致小于360度，例如，围绕10-90度，或围绕如上关于图5A-C所述的角度，接触动脉壁。另外，装置70，80和90典型地相对于不存在该装置时的动脉的横截面积增大了动脉的横截面积。

对于一些应用，具有三个或更多个与动脉壁接触的区域的装置，例如，如图6A-8B所示，被使用。请注意，因为装置60（图4中所示）在两个接触点接触动脉，因为装置对动脉施加增大的压力，所以随着动脉变得越来越椭圆，在指定的阶段它将减小动脉的横截面。相比而言，在三个或更多个接触点接触动脉的装置70，80和90随着对动脉壁施加增大的压力而增大了动脉的横截面。因此，对于一些应用，具有三个或更多个接触区域的装置被使用，与只有两个接触区域的装置相比，随着装置在壁上施加的力的增大，动脉的横截面积被增大。

虽然已经描述了在两个、三个、四个和五个接触区域接触动脉20的装置，但本发明的范围包括在不同数目的接触区域接触动脉的，和/或具有与所示出的那些不同结构的装置。

这里描述的血管内装置大致被成形为使装置在相对很小的接触区域接触血管内壁，并且提供由于受治疗者的心动周期而能够搏动的相对较大的连续的非接触区域。

典型地，该装置被成形为使得在沿着动脉的任一纵向点处装置与动脉壁的总接触区域小于2mm，例如，小于0.5mm。接触区域通常大于0.05mm，例如，大于0.2mm。例如，接触区域可以是0.05-2mm，例如，0.1-0.4mm，或0.2-0.5mm。典型地，该装置被插入在收缩期间具有6-8mm内周长的动脉内。因此，这里描述的血管内装置典型地被配置为在受治疗者的心动周期的任一时刻（或，对于心动周期的至少一部分）在沿着动脉的任一纵向点接触动脉周长的35%以下。另外典型地，这里描述的血管内装置被配置为在受治疗者的心动周期的任一时刻（或，对于心动周期的至少一部分）在沿着动脉的任一纵向点接触动脉周长的0.5%以上。对于一些应用，接触区域可以是动脉周长的0.5-35%（或，对于心动周期的至少一部分）。

对于一些应用，这里描述的血管内装置的总横截面积小于5平方毫米，例如，小于0.8平方毫米，或小于0.5平方毫米。（总横截面积应理解为指该装置的实心部分的横截面积，而不是实心部分之间的空间的横截面积）典型地，该装置在该装置的大于4mm，例如大于6mm，和/或小于12mm，例如小于10mm，的长度上具有此横截面积。例如，本装置可在4mm-12mm，例如6mm-10mm，的长度上具有上述横截面积。典型地，该装置由镍钛诺，和/或钝化的不锈钢316L制造。

现在参考图9A-D，其是根据本发明的一些应用的围绕着动脉20的外面植入的血管外装置100的示意图。对于一些应用，具有三个接触构件102（如图9A和9C所示）的血管外装置被围绕着动脉设置。可选地，血管外装置具有不同数目的接触构件102，例如，四个至六个接触构件。相对于不存在装置100时动脉壁内的应变，接触构件增大了接触构件接触动脉壁的区域处动脉壁内的应变。对于一些应用，相对于不存在本装置时动脉壁内的应变，本装置增大了动脉壁内的应变，甚至增大了在接触区域之间的动脉壁的区域的应变。

利用上面描述的血管内装置，典型地，在指定纵向位置的血管外装置100和动脉之间的接触被限制于围绕着动脉周长的多个（例如，三个至六个）接触区域，并且基本上被最小化。因此，当本装置围绕着动脉设置时，围绕动脉周长具有至少一个，并且典型地为多个，该装置不接触动脉壁的非接触区域104。如图9A所示，在指定的动脉的纵向位置，每个连续的非接触区域包含围绕动脉纵向轴线76的角度θ。对于一些装置，如图所示，角度θ也通过本装置的相邻的接触构件102的边缘和本装置的纵向轴线108限定。当本装置被置于动脉中时，本装置的纵向轴线108典型地与动脉的纵向轴线76对齐。

典型地，角度θ大于10度，例如，大于20度，或大于50度。另外典型地，角度θ小于180度，例如，小于90度。对于一些应用，角度θ为10-180度，例如，20-90度。这可能是有益的，因为提供围绕着动脉的连续的非接触区域，如上所述，与本装置提供较小的连续的非接触区域相比，允许动脉的更大区域响应于压力变化而搏动。

图9B示出了根据本发明的一些应用的动脉壁20上的一个接触构件102的横截面图。对于一些应用，一些或所有的接触构件102被成形为限定出沟槽。每个沟槽具有长度L。典型地，长度L大于0.5mm（例如，大于2mm），和/或小于8mm（例如，小于6mm）。例如，长度L可为0.5-8mm，例如，2-6mm。接触构件典型地促进动脉壁搏动到沟槽内。

典型地（例如如图9A和9C所示），血管外装置100不包含整个动脉周长。例如，血管外装置可包含动脉周长的90%以下，例如，70%以下。对于一些应用，使用不包含整个动脉周长的装置有助于该装置到动脉上的放置。例如，可以在（a）不从其周围的组织切开动脉的情况下，和/或（b）不整个移动动脉的情况下，将此装置放置到动脉上。

对于一些应用，使用不包含整个动脉周长的装置减小了在将该装置放置到动脉上期间对动脉的损害，和/或对压力感受器的损害。可选地或另外地，使用不包含整个动脉周长的装置使得该装置到动脉上的放置与放置包含整个动脉周长的装置相比程序更简单。

对于一些应用，装置100不包含整个动脉周长，并且接触构件102围绕着动脉弯曲，如图9C所示。典型地，接触构件的弯曲有助于装置100到动脉上的接合。

典型地，血管外装置100包含动脉周长的50%以上，例如，以防止该装置从动脉滑动。但是，本发明的范围包括包含小于动脉周长的50%的装置。

对于一些应用，血管外装置100包含整个动脉20的周长。例如，包括彼此连接的两个零件的血管外装置可被使用，以使该装置包含整个动脉。

典型地，相对于不存在时装置时动脉壁内的应变，本装置导致动脉壁的至少一部分内的应变增大，而不会实质上减小动脉的横截面积。例如，在受治疗者的心动周期中的指定阶段在存在装置100时动脉的横截面积可能大于不存在该装置时动脉横截面积的50%，例如，大于80%。本装置不导致动脉横截面积的实质减小，因为本装置只在围绕着动脉周长的离散的点处接触动脉。因此本装置大大压缩动脉，相反相对于不存在本装置时动脉的形状重新成形动脉。

另外典型地，相对于不存在本装置时动脉壁内的应变，本装置导致动脉壁的至少一部分内的应变增大，而不实质影响通过动脉的血流。例如，在存在装置100时通过动脉的血流速度可以大于不存在该装置时血流的70%，例如，大于90%。

对于一些应用，通过在整个心动周期期间保持存在装置时的动脉内径是不存在装置时动脉内径的至少30%，而获得了对流动的非实质性影响。可选地或另外地，通过在受治疗者的整个心动周期中的指定阶段保持存在该装置时的动脉横截面积是不存在该装置时的横截面积的至少20%，而获得了对流动的非实质性影响。

对于一些应用，在该装置的植入期间通过监控接合本装置的动脉的血流，并且本装置被配置成不会使流动的减小大于15%。对于一些应用，施加到动脉的力度和/或本装置的部分之间的物理距离被调节，直到所测量的流动的减小不大于15%。对于一些应用，横跨动脉的绝对最小距离被限制为不小于1.5mm。

对于一些应用，血管外装置接触动脉，所述装置被沿着5mm的长度围绕动脉放置。

对于一些应用，被使用的血管外装置是在Gross的美国专利申请12/602,787中描述的一个或多个装置，该申请被以引用方式并入。

对于一些应用，多个血管外装置100被围绕动脉放置，如图9D所示。对于一些应用，多个血管外装置通过连接元件105相互连接。血管外装置典型地被相互间隔开使得每个血管外装置之间存在非接触区域103。每个非接触区域是连续的并且，典型地，长度L1大于0.5mm（例如，大于2mm），和/或小于8mm（例如，小于6mm）。例如，长度L1可以是0.5-8mm，例如，2-6mm。典型地，动脉壁在非接触区域能够搏动。

现在参考图10，其是计算机模拟产生的图示，表示用于相应血管外装置的与动脉的横截面积减小有关的应变大于临界值的动脉壁的圆周部分。对于本发明的一些应用，血管外装置被围绕动脉放置，如上所述的。典型地，血管外装置增大了动脉壁的至少一些区域内的应变，而不实质上减小动脉的横截面积，如上所述的。另外典型地，血管外装置增大了动脉壁的至少一些区域内的应变，而不实质上影响通过动脉的血流，如上所述的。

图示示出了多条线，这些线对应于与关于图3和9A描述的血管外装置类似的血管外装置。这些线分别对应于围绕着动脉周长具有三个，四个，五个，六个和七个与动脉壁接触的接触区域的血管外装置。此外，其中一条线对应于抵靠着动脉外表面放置的两个平板。

该模拟是对于100mmHg压力的动脉产生的。当这里的血管外装置被置于动脉壁上时，动脉壁的至少一些部分内的应变被增大。将血管外装置放置到动脉壁上典型地减小了动脉的横截面积。对于指定的装置，装置压缩动脉越大，动脉壁内的应变增加越大，动脉的横截面积的减小越大。

图10的图示的X轴表示由该装置产生的动脉横截面积的减小。y轴测量其具有的应变至少等于动脉内的压力是120mmHg时动脉壁的应变的动脉壁周长的百分比。典型地，在使用如上所述的装置期间，当压力为100mmHg时这些区域内的压力感受器放电率（firing rate）基本上等于，或大于不使用本装置时120mmHg压力下的压力感受器放电率。因此，图示中的每条线是其增大的应变与诱导该应变增大所需要的动脉横截面积的减小有关的动脉壁周长的百分比。

可以看出，典型地，在通过施加不实质上减小动脉的横截面积的压缩力而增大动脉壁内的应变方面，与动脉接触的接触区域数目更少的装置更有效。例如，具有三个和四个与动脉接触的接触区域的装置分别增大动脉壁应变13%和14%，等效于120mmHg的压强，而动脉的横截面积只减小10%。典型地，动脉的横截面积减小10%不会实质上减少通过动脉的血流，而实质上减少通过动脉的血流具有巨大的负面生理学效应。

发明人认为，在增大动脉壁内的应变方面，与动脉接触的接触区域的数目较大的装置不如接触区域数目较少的装置有效，因为装置在接触区域处支撑动脉壁，从而在心动周期期间减少了动脉壁的搏动。为此，发明人认为，在压力较低下，这两个板在增大动脉壁内的应变方面是相对有效的，因为板和壁之间具有少量的接触。但是，在压缩力较高的情况下，板提供对壁的更大的支撑，因为板和壁之间的接触面积更大。因此，板通过增大接触量而限制了壁的搏动。在压缩力较高的情况下，由于减少的动脉搏动导致的压力感受器刺激的减少超过了由于板在动脉壁上施加压力而导致的压力感受器刺激的增加。因此，在压缩力较高的情况下，在增大动脉壁的区域内的应变方面，板不像其它血管外装置那样有效。但是，本发明的范围包括使用这些板，例如，当应变增加不是选择植入体的唯一重要参数的情况下。

另外应注意，对于所容许的横截面的减小的宽泛范围来说，例如，约17-30%，3-6个接触区域基本上都工作良好。因此，在压缩力较高的情况下（也就是，通过使动脉的横截面积减小更大的数值），与动脉的接触区域数目更大的装置在增大动脉壁内的应变方面更有效。例如，通过使动脉的横截面积减小30%，具有三个至六个与动脉接触的接触区域的每个装置使动脉壁的应变增大22%和26%之间，等效于120mmHg的压力下的应变。

现在参考图11，示出了用于相应血管外装置的与动脉的横截面积的减小有关的动脉壁内的应变的最大百分比增加的图示。

图示示出了多条线，这些线对应于与关于图3和9A描述的血管外装置类似的血管外装置。这些线分别对应于围绕着动脉周长具有三个，四个，五个，六个和七个与动脉壁接触的接触区域的血管外装置。此外，其中一条线对应于抵靠着动脉外表面放置的两个板。

该模拟是对于100mmHg压力的动脉产生的。底部、中间和顶部水平线分别对应于在没有装置设置于动脉上时在120mmHg，140mmHg和160mmHg压力下血管壁内的最大应变。当这里的血管外装置被置于动脉壁上时，动脉壁的最大应变被增大。将该装置放置到动脉壁上典型地减小了动脉的横截面积。对于指定的装置，装置压缩动脉越大，动脉壁内的最大应变越大，并且动脉的横截面积的减小越大。

图11的图示的X轴表示由该装置产生的动脉横截面积的减小。y轴表示动脉壁内的最大应变。

可以看出，对于产生图示中数据的装置来说，该装置与动脉壁的接触区域数目越少，在对于由于该装置导致的动脉的横截面积的指定量的减小而增大动脉壁内的最大应变方面，该装置更有效。例如，通过压缩动脉使其横截面积减小20%：

具有三个接触区域的装置产生最大增量为75%的动脉壁应变，

具有四个接触区域的装置产生最大增量为62%的动脉壁应变，

具有五个接触区域的装置产生最大增量为50%的动脉壁应变，

具有六个接触区域的装置产生最大增量为23%的动脉壁应变，并且

具有七个接触区域的装置产生最大增量小于5%的动脉壁应变。

因此，根据本发明的一些应用，具有与动脉的三个或更多个接触区域（例如，三个至六个）的血管外装置被围绕着动脉外面放置。典型地，该装置提供动脉壁的接触区域和非接触区域，如上所述的。该装置典型地增大动脉壁内的应变，从而产生动脉内的增大的压力感受器触发。

现在参考图12，是根据本发明的一些应用的被用于测试受治疗者的压力感受器对血管内压力范围的响应的装置110的示意图。对于一些应用，在血管内装置被插入受治疗者的动脉内之前，受治疗者的压力感受器响应被使用测量装置110进行测试。导管112被插入植入血管内装置的动脉20内。可伸缩臂114可从导管的远侧端伸出，并且被配置成随着从导管伸出的臂的那一部分变长，臂施加到动脉壁上的压力增大。

可伸长臂114可从导管的远侧端以增量的形式逐渐伸出。在每个增量点，受治疗者的血压被测量以确定压力感受器对臂施加在动脉壁上的压力的响应。在血压测量结果的基础上，确定哪个血管内装置应被插入受治疗者的动脉内，和/或血管内装置应具有什么尺寸。

对于一些应用，包括臂114的测量装置或类似的测量装置被遗留在动脉内的位置，但导管112在进行血压测量之前被移除。例如，导管可被移除以相对于导管在位时增大通过动脉的血流。在使用该测量装置确定出哪个血管内装置应被置于动脉内和/或血管内装置应具有什么尺寸之后，测量装置被从动脉移除并且血管内装置被置于动脉内。

对于一些应用，环形气球被置于动脉内并且被用作测量装置。气球被逐渐充气使得气球对动脉壁施加大小变化的压力，并且受治疗者的血压被测量以测量对施加到壁上的压力的响应。用这种方式，确定应使用哪个血管内装置，和/或血管内装置应具有什么尺寸。在上述测量过程中，血液不间断地经由环形气球中的中心孔流经动脉。

对于一些应用，在这里描述的血管内装置处于第一配置中时，装置被插入到受治疗者的动脉内部或（利用非跨导管的路径）外面的植入位置。在装置被置于植入位置后，所述装置的配置变化到第二配置，其中装置起作用以增大压力感受器刺激，根据这里描述的技术。例如，本装置可由镍钛诺，或其它形状记忆材料制成，并且装置的配置可通过对该装置施加RF信号和/或另一形式的能量而改变。对于一些应用，本装置被植入到受治疗者的皮肤附近的植入位置，并且RF信号被经由受治疗者的皮肤施加到装置。

对于一些应用，本装置被应用到患有颈动脉窦过敏的受治疗者的颈动脉，以通过减少动脉的搏动而降低颈动脉窦的压力感受器敏感性。例如，装置可被置于动脉内部或外面使得本装置在大于六个接触点，和/或大于动脉周长的180度上接触动脉。对于一些应用，装置（例如，支架）被置于动脉内部或外面使得本装置与动脉270-360度地接触。

现在参考图13，示出了根据本发明的一些应用的将血管内装置双侧植入到狗的颈动脉窦内之前、期间和之后狗的被测血压的图示。在四个接触区域与颈动脉窦接触的血管内装置（大致如图7A-B所示的装置）被置于狗的左和右颈动脉窦内。在图13中分别通过在约5分钟处的左侧竖直虚线和在约153分钟处的右侧竖直虚线示出了植入阶段的开始和结束。

可以看出，本装置植入到两个窦内导致狗的心动血压从约120mmHg下降到80mmHg以下，并且狗的舒张血压从约60mmHg下降到约40mmHg。植入过程期间，狗的血压升高。发明人设想血压的升高是由于在植入期间导管阻挡通向颈动脉的血流而导致的，造成植入过程期间压力感受器刺激减小。应注意，本装置植入狗的窦内对狗的心率没有多大影响。

现在参考图14，示出了正常的受治疗者，高血压受治疗者，和使用了上述装置之一的高血压受治疗者的动脉的压力-应变曲线的图示。引起高血压的一个原因是受治疗者的动脉壁在任何指定压力下不能像如正常的受治疗者的动脉壁那样经受那么大的应变。因此，高血压受治疗者的压力-应变曲线相对于正常的受治疗者来说变平缓了，并且应变响应被移位至更高的压力。

这里描述的装置在动脉内的所有压力水平处增大了动脉壁内的应变。对于一些应用，如图所示，在增大动脉压力方面，由本装置引起的动脉壁内的应变的绝对增量相对于本装置植入之前高血压受治疗者承受的应变来说增大了。因此，这里描述的装置都使高血压受治疗者的压力-应变曲线向上移位并且增大了曲线的梯度。典型地，本装置被选择成在装置植入后受治疗者的压力-应变曲线与在80mmHg和240mmHg之间的压力处的正常压力-应变曲线相交叉。

现在参考图15A-B，是根据本发明的一些应用的用于放置在动脉20中的装置120的示意图。装置120大致类似于上面描述的动脉内装置，除下面描述的不同点之外。图15A示出了当装置被成形成位于动脉内部时的装置120的三维视图，并且图15B示出了装置120的变平坦的打开的轮廓。装置120大致类似于在上面关于图7A-B描述的装置80。装置120在四个接触区域122（包括撑杆部分）接触动脉壁，从而使接触区域之间的动脉的非接触区域变平缓。对于一些应用，装置120在装置的近侧和远侧端（如图所示）或在装置的其它部分包括不透射线的标记126。

如图15B所示，每个撑杆部分与两个相邻的撑杆部分间隔开相应距离Dl和D2，Dl小于D2。因此，装置限定出具有宽度Dl的第一组两个侧部124A，和具有宽度D2的第二组两个侧部124B。典型地，装置120放置到动脉20内导致动脉的截面形状比不存在该装置时更像矩形，截面形状具有长度为Dl或D2的边。截面形状的每个边通过装置120的相应侧部124A或124B支撑。典型地，距离D2与距离Dl的比大于1:1，例如，大于2:1，和/或小于5:1，例如，在1.1:1和5:1之间（例如，在1.5:1和3:1之间）。

典型地，在装置120的远侧端和近侧端，装置被成形为限定出压握圆弧125。在本装置经导管插入受治疗者的动脉内期间，装置被围绕着压握圆弧压握，使得装置的跨距相对于处于其扩张状态的该装置的跨距减小。在从导管的远侧端露出之后，装置抵靠着动脉壁扩张。

对于一些应用，每个压握圆弧125具有小于6mm（例如，小于1mm）的曲率半径r，以便于装置120围绕着压握圆弧压握。对于一些应用，每个压握圆弧具有大于0.3mm的曲率半径r，因为曲率半径更小的压握圆弧可能破坏动脉壁。另外，当扩张的装置在动脉壁上施加压力时，动脉壁施加在本装置上的很大压力通过压握圆弧抵抗。因此，对于一些应用，每个压握圆弧具有大于0.3mm的曲率半径，以便于在压握圆弧处抵抗施加在该装置上的压力。因此，对于一些应用，每个压握圆弧具有0.3-0.6mm的曲率半径。

对于一些应用，装置120在压握圆弧处的撑杆的厚度大于本装置其它部分的撑杆的厚度，以便于在压握圆弧处抵抗施加在本装置上的压力。对于一些应用，具有易于吸收动脉壁施加在本装置上的很大压力的撑杆的附加区域，并且在附加区域处撑杆的厚度大于本装置其它部分的撑杆的厚度。

典型地，装置120的撑杆部分以角度θ从压握圆弧125向外突伸，角度θ大于30度，例如，大于60度，或大于75度。典型地，撑杆从压握圆弧以该角度向外突伸，相对于撑杆从压握圆弧以更小的角度向外突伸，减小了动脉壁施加的围绕压握圆弧的力矩。这在图15C-D中阐述了，其示出了分别施加到以角度α和角度β向外突伸的撑杆上的动脉壁的力F，α大于β。在图15C中，力在距压握圆弧距离d1处被施加于撑杆，而在图15D中，力在距压握圆弧距离d2处被施加于撑杆，d1小于d2。因此，对于图15C示出的撑杆来说，相比于图15D示出的撑杆，围绕着压握点125施加的力矩更小。

现在参考图16A-D，是根据本发明的一些应用的用于放置在动脉20内的另一装置的130示意图。装置130大致类似于上面描述的动脉内装置，除下面描述的不同点之外。图16B-D示出了装置成形期间的装置130，典型地在成形过程期间装置被置于成形心轴132上。如图所示，动脉内装置130的截面形状沿着本装置的纵向轴线变化。典型地，该装置从装置的第一端向装置的第二端限定出撑杆部分134，所有这些从彼此分叉。对于一些应用，每个撑杆部分包括两个或更多个平行撑杆，如下所述。

如图16C-D所示，装置130被成形为使该装置在装置的第二端具有跨距S2，其大于该装置在装置的第一端的跨距S1。典型地，S2与S1的比大于1:1，例如，大于1.1:1，和/或小于2:1，例如，在1.1:1和2:1之间（例如，在1.1:1和1.4:1之间）。

对于一些应用，与装置130不同地成形的装置被插入到受治疗者的动脉内，但该装置也被成形为使该装置在装置的第二端具有跨距S2，其大于该装置在装置的第一端的跨距S1，例如，如关于图18A-D所述的。

由于S2与S1的比，装置130放置到动脉内，典型地，动脉的形状从装置的第一端（具有跨距S1）向装置的第二端（具有跨距S2）沿着动脉的长度逐渐变成非圆形（例如，椭圆形或矩形）。另外，由于S2与S 1的比，装置130放置到动脉内，典型地，动脉的横截面积从装置的第一端（具有跨距S1）向装置的第二端（具有跨距S2）沿着动脉的长度增大。典型地，该装置被放置为使得装置的第一端（具有较小的跨距）被置于内部颈动脉内，而装置的第二端（具有较大的跨距）被置于颈动脉窦处。在此配置中，由于该装置在装置的第二端的跨距的存在，装置因此拉伸颈动脉窦，但不会实质上拉伸内部颈动脉。

如图16C-D所示，装置130被成形为使得，在装置的第二端附近，该装置在第一方向具有跨距S2，其大于该装置在第二方向上的跨距S3。对于一些应用，S2与S3的比大于1:1，例如，大于2:1，和/或小于5:1，例如，在1.1:1和5:1之间（例如在1.5:1和3:1，之间）。典型地，S2与S3的比增强了装置130在跨距S2的方向上放置于其内的动脉的变平缓。

典型地，装置130包括三个或更多个分叉的撑杆部分134，例如，四个分叉的撑杆部分，如图所示。对于一些应用，装置130在该装置的端部包括压握圆弧125，所述压握圆弧大致类似于如上关于装置120所述的压握圆弧125。对于一些应用，装置130的撑杆部分从压握圆弧125以角度θ向外突伸，角度θ大于30度，例如，大于60度，或大于75度，以大致类似于关于装置120所描述的方式。对于一些应用，每个撑杆部分包括相对于彼此纵向平移的两个撑杆（也就是，撑杆成对设置），以对撑杆提供机械强度。可选地，每个撑杆部分包括单一撑杆，或相对于彼此纵向平移的两个以上撑杆。

现在参考图17A-D，是根据本发明的一些应用的用于放置在动脉20内的另一装置140的示意图。装置140大致类似于上面描述的动脉内装置，除下面描述的不同点之外。图17A示出了装置成形期间的装置140，典型地在成形过程期间该装置被置于成形心轴132上。如图所示，动脉内装置140的截面形状沿着装置的纵向轴线变化。

如图17B所示，装置140被成形为使该装置在装置的第二端具有跨距S2，其大于该装置在装置的第一端的跨距S1。典型地，S2与S1的比大于1:1，例如，大于1.1:1，和/或小于2:1，例如，在1.1:1和2:1之间（例如，在1.1:1和1.4:1之间）。

由于S2与S1的比，装置140放置到动脉内，典型地，动脉的形状从装置的第一端（具有跨距S1）向装置的第二端（具有跨距S2）沿着动脉的长度逐渐变成非圆形（例如，椭圆形或矩形）。另外，由于S2与S 1的比，装置140放置到动脉内，典型地，动脉的横截面积从装置的第一端（具有跨距S1）向装置的第二端（具有跨距S2）沿着动脉的长度增大。典型地，该装置被放置为使得装置的第一端（具有较小的跨距）被置于内部颈动脉内，而装置的第二端（具有较大的跨距）被置于颈动脉窦处。在此配置中，由于该装置在装置的第二端的跨距的存在，装置因此拉伸颈动脉窦，但不会实质上拉伸内部颈动脉。

装置140被成形为限定出四个侧面。彼此相对的两个侧面被配置为用作动脉接触区域142（如图17C所示），并且通过接触动脉而施加压力到动脉壁。同样彼此相对的装置140的其它两个侧面被配置为用作压握区域144（如图17D所示）。在该装置经导管植入动脉内期间，压握区域便于装置的压握。

请注意用作动脉接触区域142的装置140的侧面典型地也稍稍可压握。典型地，如图所示，用作动脉接触区域142的装置140的侧面包括压握圆弧125（如上所述的），其便于装置的压握。

装置140的动脉接触区域142在图17C中示出了。植入动脉内后，动脉接触区域142在动脉壁上施加压力，从而使动脉接触区域之间的动脉壁的区域变平缓，并且增大变平缓的区域处动脉壁内的应变，如上所述的。对于一些应用，动脉接触区域包括相对于彼此纵向平移的两个或更多个撑杆146。典型地，指定的动脉接触区域的撑杆通过加强构件148彼此连接。对于一些应用，加强构件被设置成当动脉接触区域被压握时撑杆相对于彼此的纵向平移得以保持。对于一些应用，装置140的撑杆146从压握圆弧125以角度θ向外突伸，角度θ大于30度，例如，大于60度，或大于75度，以类似于关于装置120描述的方式。

装置140的压握区域144在图17D中示出了。对于一些应用，压握区域144包括锁定机构149。在装置压握期间，锁定机构被解锁，以便于装置的压握。当装置被植入动脉20内时，锁定机构被锁定，以防止压握区域由于动脉施加到该装置上的压力而变压握。例如，锁定机构可包括两个撑杆150，它们被成形成在锁定接合部152相对于彼此锁定。为了压握本装置，其中一个撑杆被逼迫到锁定接合部的平面上面或下方。撑杆被预成形，使得在撑杆不相对于彼此锁定时撑杆朝向彼此移动，从而撑杆至少部分地彼此重叠。可选地或另外地，其它锁定机构被使用。例如，基于铰链的机构可被使用。

对于一些应用，装置140被配置为至少部分可围绕着压握区域压握，即便在该装置被置于动脉内时。当装置被置于动脉内时，压握区域便于装置140的挠曲。例如，在心动周期期间，压握区域可促进装置的与受治疗者的心动周期相协调的被动挠曲，所述被动挠曲是因为动脉壁施加到该装置上压力的变化而产生的。

现在参考图18A-B，是根据本发明的一些应用的用于放置在动脉20内的装置120的相应侧面124A和124B的示意图。装置120大致如上面关于图15A-B描述的，除了如图18A-B所示的装置120被成形为该装置在装置的第二端具有跨距S2，其大于该装置在装置的第一端的跨距S1之外。典型地，S2与S1的比大于1:1，例如，大于1.1:1，和/或小于2:1，例如，在1.1:1和2:1之间（例如，在1.1:1和1.4:1之间）。

现在参考图18C-D，是根据本发明的一些应用的用于放置在动脉20内的装置120的相应侧面124A和124B的示意图。装置120大致如上面关于图15A-B和图18A-B描述的，除了如图18C-D所示的装置120被成形为下述之外：（a）侧面124A和124B具有相等的宽度，和（b）该装置在装置的第二端具有跨距S2，其大于该装置在装置的第一端的跨距S1。对于一些应用，限定出四个平行的动脉接触区域122的装置被使用，所有动脉接触区域被与相邻的动脉接触区域间隔开相等的距离，如图18C-D所示。

典型地，如图18C-D所示的装置120的S2与S 1的比如上所述。因此，典型地，S2与S 1的比大于1:1，例如，大于1.1:1，和/或小于2:1，例如，在1.1:1和2:1之间（例如，在1.1:1和1.4:1之间）。

现在参考图19，是根据本发明的一些应用的用于放置在动脉20内的D形装置150。对于一些应用，具有D形横截面的装置，如图所示，被置于动脉内。截面形状的直线部分152使与直线部分相邻的动脉壁的部分变平缓，因此相对于不存在该装置时动脉壁该部分内的应变增大了动脉壁该部分内的应变。

请注意装置120和这里描述的其它动脉内装置（例如，装置70，80和90）限定出接触动脉内壁的接触区域，接触区域包括多个大致平行的撑杆部分。典型地，对于每个装置，装置的第一撑杆部分与相邻于第一撑杆部分的撑杆部分之间的最小距离是2mm。另外请注意这里描述的动脉内装置（例如，装置60，70，80，90，120，130，140，和150）导致动脉呈现非圆形横截面形状，例如三角形，矩形，或椭圆形。

对于一些应用，这里描述的动脉内装置（例如，装置60，70，80，90，120，130，140，和150）被配置成在该装置植入动脉内时使动脉壁的一个或多个连续部分变平坦，每个连续部分具有大于动脉在放置该装置的区域内的总表面积的10%的面积。典型地，在沿着动脉的任一纵向位置，前述装置接触小于动脉壁的20%（例如，小于10%）。如上所述的，对于一些应用，这里描述的血管内装置（例如，装置60，70，80，90，120，130，140，和150）具有小于5平方毫米，例如，小于0.8平方毫米，或小于0.5平方毫米的总横截面积。（总横截面积应被理解为指装置的实心部分的横截面积，而不是实心部分之间的空间的横截面积。）典型地，该装置在大于4mm，例如，大于6mm，和/或小于12mm，例如小于10mm的装置长度上具有此横截面积。例如，本装置可在4mm-12mm，例如，6mm-10mm的长度上，或在10mm-30mm的长度上具有上述横截面积。

对于一些应用，这里描述的动脉内装置（例如，装置60，70，80，90，120，130，140，和150）的尺寸基于患者的特定参数选择。

对于一些应用，这里描述的动脉内装置（例如，装置60，70，80，90，120，130，140，和/或150）由形状记忆合金，例如镍钛诺制成。镍钛诺被配置为在体温下呈现打开的使用配置，并且响应于被加热或冷却到与体温相差指定值例如5°C的温度时呈现压握的配置。为了插入本装置，装置被加热或冷却，使装置呈现其压握的配置。装置被置于动脉内，并且在呈现于体温下（或类似于体温的温度）时，装置呈现其使用的打开配置。随后，通过局部加热或冷却设置本装置的动脉区域本装置被从动脉取回。本装置呈现其压握的配置并且使用取回装置从动脉取回。对于一些应用，装置被暂时插入动脉内而使动脉承受永久形状变化。动脉变化形状之后，本装置例如根据上述技术被从动脉取回。

对于一些应用，这里描述的动脉内装置（例如，装置60，70，80，90，120，130，140，和/或150）被配置成在本装置植入受治疗者的动脉内时径向且纵向扩张。

对于一些应用，这里描述的动脉内装置（例如，装置60，70，80，90，120，130，140，和/或150）被经由传送装置植入受治疗者的颈动脉分叉区域。在装置植入期间，装置的近侧端被从传送装置释放，使得装置的近侧端被定位在分叉的起点处。装置的近侧端被定位后，血管内装置的远侧端被从传送装置释放。对于一些应用，在释放本装置的远侧端之前，测量本装置对压力感受器触发的影响，并且响应于此调整本装置的位置。

对于一些应用，这里描述的动脉内装置（例如，装置60，70，80，90，120，130，140，和/或150）被配置成在本装置植入动脉20内后装置的形状在受治疗者的心动周期持续期间保持基本上相同。可选地，本装置被配置为响应于受治疗者的心动周期而挠曲。对于一些应用，本装置响应于动脉中的血压变化而被动地挠曲。可选地或另外地，装置主动地被挠曲。例如，装置可包括压电元件，和驱动压电元件使其挠曲的带电感应线圈（inductive charged coil）（受治疗者的身体内部或外面）。

对于一些应用，受治疗者的压力感受器通过驱动经由这里描述的动脉内装置（例如，装置60，70，80，90，120，130，140，和/或150）朝向压力感受器的电流而被启动。因此，压力感受器通过因为本装置被置于动脉内而引起的动脉的机械形状的变化并且经由压力感受器的电刺激而被激励。对于一些应用，压力感受器至少部分地适应于由于动脉内装置被放置到动脉内而引起的动脉的形状改变，并且在指定的血压下相对于该装置被首次植入时压力感受器以较低的放电频率放电。对于一些应用，响应于因为压力感受器对植入的装置的适应导致的压力感受器的降低的放电频率，压力感受器的电刺激被增加。

现在参考图20，是根据本发明的一些应用的动脉内装置120的示意图，该装置包括装置的动脉接触区域122之间的网160。对于一些应用，这里描述的动脉内装置（例如，装置60，70，80，90，120，130，140，和150）中的任一个被成形为限定出撑杆，或其它动脉接触区域，它们被配置用于通过在动脉壁上施加力而改变动脉壁的形状。该装置另外包括位于被配置用于改变动脉壁的形状的区域之间的网。网被配置为不改变动脉的机械行为（例如，通过改变动脉壁的形状），但被配置用于通过稳定动脉斑块来防止由于动脉斑块的栓塞引起的中风，以大致类似于常规支架的方式。通常，对于一些应用，这里描述的动脉内装置被用于治疗高血压，并且另外被用于治疗动脉疾病。对于一些应用，这里描述的动脉内装置在动脉内膜切除手术之后或期间被置于受治疗者的颈动脉内。

现在参考图21，示出了根据本发明的一些应用的根据相应的动脉模型的与围绕着动脉的转动位置有关的应变与压力的导数（derivative）的图示。图示示出了下面四个动脉模型的与围绕着动脉的四分之一象限的转动位置有关的应变与压力的导数：

1）没有装置放置于其内的圆形弹性动脉，压力150mmHg。

2）具有放置于其内的装置120的动脉，该装置使动脉呈现矩形形状。动脉在150mmHg压力下建模。该装置与动脉壁的接触点之一在沿着x轴的40和80任意单位（arbitrary unit）之间。

3）没有装置放置于其内的矩形动脉，压力80mmHg。矩形的一个拐角在沿着x轴的40和80任意单位之间。此动脉模型被产生以使将动脉形状改为矩形形状的影响与具有放置到动脉内的装置（例如装置120）的影响分离开。

4）没有装置放置于其内的矩形动脉，150mmHg。

曲线的形状表示：

1）如所期望的，由于动脉是弹性的，所以圆形弹性动脉的应变相对于压力的导数是恒定的。

2）在动脉内装置与动脉的接触点，应变对压力的导数相对于圆形动脉被减小了。在动脉的非接触区域，应变对压力的导数相对于圆形动脉也被减小了。但是，在非接触区域，压力对应变的导数仍接近圆形动脉的一半。这表示在非接触区域，动脉的搏动相对于圆形动脉被减小，但动脉基本上仍搏动。因此，对于一些应用，装置被插入动脉内，其使动脉壁重新成形，从而在沿着动脉的任一纵向点具有装置和动脉壁之间不接触的区域，即非接触区域，这样动脉能够搏动。

3）基于动脉的两个矩形模型（在80mmHg和150mmHg），可以看出在动脉的拉直区域（也就是，矩形的非角落处），动脉的应变对压力的导数在低压力（例如，80mmHg）时相对于圆形弹性动脉增大了。在压力较高（例如，150mmHg）的情况下，动脉的拉直区域的应变对压力的导数一般来说等于圆形弹性动脉的该导数。这表示通过使动脉呈现矩形或椭圆形形状拉直动脉壁可以增强动脉的搏动。因此，对于一些应用，装置被插入动脉内，拉直动脉壁的区域。

试验数据

根据这里描述的技术发明人进行了多个试验。

在一个试验中，剧烈的单侧颈动脉刺激被施加于第一组狗，所述第一组狗的左或右颈动脉窦被挤在两个光滑金属板之间，持续两到五分钟的时间。剧烈的双侧颈动脉刺激被施加于第二组狗，所述第二组狗的两个颈动脉窦都被挤在两个光滑金属板之间，持续10至30分钟时间。单侧颈动脉窦刺激的平均效应是使收缩血压降低了11mmHg，而双侧刺激的平均效应是使收缩血压降低了29mmHg。双侧刺激的结果是使p值小于0.001。这些结果表示使用这里描述的装置用于单侧或用于双侧颈动脉窦刺激在降低受治疗者的血压方面可能是有效的。

在另一个试验中，根据这里描述的技术，两个狗被长期植入（持续两个月以上时间）挤压颈动脉窦的板。板被围绕着两个颈动脉窦植入狗身体内。对于第一只狗，在植入两天内，从其中一个窦移除板。对于第二只狗，板被保持于围绕着两个颈动脉窦植入的状态，直到板被移除。在植入装置之前的两至四周，通过植入的遥测计，测量狗的血压。在第一只狗内，在植入该装置后两周内测量狗的血压，然后由于遥测计传输故障测量终止。在第二只狗内，在植入该装置后六周内测量狗的血压。

对于具有只围绕着一个颈动脉窦长期植入的板的狗来说，在植入后两周内测得的狗体内的平均舒张血压比在植入前两周内测得的狗体内的舒张血压小6mmHg。在植入后两周内测得的狗体内的平均收缩血压比在植入前两周内测得的狗体内的平均收缩血压小8mmHg。

对于具有双侧长期植入的板的狗来说，在植入后六周内测得的狗体内的平均舒张血压比在植入前两周内测得的狗体内的平均舒张血压小10mmHg。在植入后六周内测得的狗体内的平均收缩血压比在植入前两周内测得的狗体内的平均收缩血压小18mmHg。

这些结果表示，用于单侧或用于双侧颈动脉窦刺激的这里描述的装置的长期植入在长期降低受治疗者的血压方面可能是有效的。

对于具有围绕着其颈动脉窦双侧长期植入的板的狗来说，除测量其血压之外，发明人在植入该装置前和植入该装置后几周内利用与在下述中公开的基本上类似的技术测量了压力感受器的敏感性：作者为Davos，题为“The effect of baroreceptor activity on cardiovascular regulation”（Hellenic JCardiol 43:145-155,2002），其被整体以引用方式并入。装置植入前，平均压力感受器敏感性是14±5秒/mmHg。装置植入后，平均压力感受器敏感性是20±8秒/mmHg。这些结果表示长期植入这里描述的装置在提高压力感受器敏感性方面可能是有效的。

在根据这里描述的技术进行的另一试验中，五个人类患者被围绕着其左或右颈动脉窦设置装置，随后进行动脉内膜切除手术。本装置被配置用于根据这里描述的技术使颈动脉窦壁的区域变平缓。在这五个患者中，两个被排除在研究之外，因为这些患者被施用了阿托品，这可能影响结果。在被进行研究的三个患者中，在这所有患者体内放置该装置导致患者的收缩和舒张血压降低。对于被进行研究的三个患者来说，放置该装置导致舒张血压相对于植入该装置前的血压平均降低8mmHg（标准偏差5）以及收缩血压相对于植入该装置前的血压平均降低22mmHg（标准偏差14）。这些结果表示使用这里描述的装置用于颈动脉窦刺激在降低人体受治疗者的血压方面可能是有效的。

本发明的范围包括这里描述的设备和方法与Gross的US2008/0033501，Gross的WO 10/035271，和/或Gross的美国专利申请12/602,787中公开的内容的结合，所有这些都被以引用方式并入。

本领域技术人员将理解本发明不限于此前已经特别示出和描述的。相反，本发明的范围包括在此前描述的各特征的组合和替换组合，以及现有技术中不存在的本领域技术人员根据之前描述的阅读能够产生的其各种变化和修改。

Claims (136)

1.一种被配置用于经由导管植入到受治疗者的动脉内的设备，所述设备包括：

可植入装置，其被成形为限定出：

至少两个动脉接触区域，所述动脉接触区域包括撑杆，所述撑杆被配置用于通过施加压力到动脉壁而拉伸动脉壁，以及

包括锁定机构的至少两个压握区域，所述锁定机构被配置用于防止压握区域由于从动脉壁施加到动脉接触区域的压力而被压握，

所述压握区域被配置为通过所述锁定机构在所述可植入装置经由导管插入期间被解锁、而在所述可植入装置经由导管插入期间被压握。

2.如权利要求1所述的设备，其中，所述压握区域限定出彼此相邻设置的两个撑杆，并且所述锁定机构包括相对于彼此锁定所述两个撑杆的位于所述两个撑杆之间的接合部。

3.如权利要求1或2所述的设备，其中，所述动脉接触区域中至少一个的端部限定出压握圆弧，所述动脉接触区域被配置用于围绕着所述压握圆弧压握，所述压握圆弧的曲率半径小于0.6mm。

4.如权利要求3所述的设备，其中，所述动脉接触区域的端部限定出曲率半径大于0.3mm的压握圆弧。

5.如权利要求4所述的设备，其中，所述动脉接触区域的撑杆从所述压握圆弧以大于30度的角度向外突伸。

6.如权利要求5所述的设备，其中，所述动脉接触区域的撑杆从所述压握圆弧以大于60度的角度向外突伸。

7.如权利要求6所述的设备，其中，所述动脉接触区域的撑杆从所述压握圆弧以大于75度的角度向外突伸。

8.如权利要求1或2所述的设备，其中，所述可植入装置的最大跨距沿着可植入装置的纵向轴线方向从可植入装置的第一端向可植入装置的第二端增大。

9.如权利要求8所述的设备，其中，所述可植入装置的第二端被配置为放置于受治疗者的颈动脉窦内，并且所述可植入装置的第一端被配置为放置于受治疗者的内部颈动脉内。

10.如权利要求8所述的设备，其中，所述可植入装置在可植入装置的第二端的最大跨距与所述可植入装置在可植入装置的第一端的最大跨距的比在1.1:1和2:1之间。

11.如权利要求10所述的设备，其中，所述可植入装置在可植入装置的第二端的最大跨距与所述可植入装置在可植入装置的第一端的最大跨距的比在1.1:1和1.4:1之间。

12.如权利要求1或2所述的设备，其中，所述动脉接触区域分别包括相对于彼此纵向平移的两个或更多个撑杆。

13.如权利要求12所述的设备，还包括加强构件，所述加强构件被配置用于相互连接所述两个或更多个撑杆，并且当所述装置被压握时保持撑杆相对于彼此的纵向平移。

14.如权利要求1或2所述的设备，其中，所述可植入装置具有小于5平方毫米的总横截面积。

15.如权利要求14所述的设备，其中，所述可植入装置具有小于0.5平方毫米的总横截面积。

16.一种设备，包括：

可植入装置，其被成形为限定出至少两个分开的动脉接触撑杆部分，它们从所述装置的第一端向所述装置的第二端从彼此分叉，所述可植入装置被配置成：

使动脉的一部分的横截面积从该部分的第一端向该部分的第二端增大，同时允许位于撑杆之间的该部分的一组动脉壁区域搏动，

这是通过：将所述可植入装置植入动脉内部该部分的第一和第二端之间。

17.如权利要求16所述的设备，其中，所述装置的至少一端限定出压握圆弧，所述装置被配置为围绕着所述压握圆弧压握，所述压握圆弧具有小于0.6mm的曲率半径。

18.如权利要求17所述的设备，其中，所述装置的端部限定出曲率半径大于0.3mm的压握圆弧。

19.如权利要求17所述的设备，其中，所述撑杆部分的撑杆从所述压握圆弧以大于30度的角度向外突伸。

20.如权利要求19所述的设备，其中，所述撑杆部分的撑杆从所述压握圆弧以大于60度的角度向外突伸。

21.如权利要求20所述的设备，其中，所述撑杆部分的撑杆从所述压握圆弧以大于75度的角度向外突伸。

22.如权利要求16所述的设备，其中，所述可植入装置的最大跨距沿着可植入装置的纵向轴线方向从可植入装置的第一端向可植入装置的第二端增大。

23.如权利要求22所述的设备，其中，所述可植入装置的第二端被配置为放置于受治疗者的颈动脉窦内，并且所述可植入装置的第一端被配置为放置于受治疗者的内部颈动脉内。

24.如权利要求22所述的设备，其中，所述可植入装置在可植入装置的第二端的最大跨距与所述可植入装置在可植入装置的第一端的最大跨距的比在1.1:1和2:1之间。

25.如权利要求24所述的设备，其中，所述可植入装置在可植入装置的第二端的最大跨距与所述可植入装置在可植入装置的第一端的最大跨距的比在1.1:1和1.4:1之间。

26.如权利要求16所述的设备，其中，所述撑杆部分包括相对于彼此纵向平移的两个或更多个撑杆。

27.如权利要求26所述的设备，还包括加强构件，所述加强构件被配置用于相互连接所述两个或更多个撑杆，并且当所述装置被压握时保持撑杆相对于彼此的纵向平移。

28.如权利要求16所述的设备，其中，所述可植入装置具有小于5平方毫米的总横截面积。

29.如权利要求28所述的设备，其中，所述可植入装置具有小于0.5平方毫米的总横截面积。

30.一种设备，包括：

可植入装置，其被成形为限定出相互平行的至少四个动脉接触撑杆部分，

每个所述撑杆部分被设置成距第一相邻撑杆部分第一距离，距第二相邻撑杆部分第二距离，所述第二距离大于所述第一距离。

31.如权利要求30所述的设备，其中，所述至少四个动脉接触撑杆部分包括正好四个动脉接触撑杆部分。

32.如权利要求30或31所述的设备，其中，所述第二距离与所述第一距离的比在1.1:1和5:1之间。

33.如权利要求32所述的设备，其中，所述第二距离与所述第一距离的比在1.5:1和3:1之间。

34.如权利要求30或31所述的设备，其中，所述可植入装置具有小于5平方毫米的总横截面积。

35.如权利要求34所述的设备，其中，所述可植入装置具有小于0.5平方毫米的总横截面积。

36.如权利要求30或31所述的设备，其中，所述可植入装置的至少一端限定出压握圆弧，所述可植入装置被配置为围绕着所述压握圆弧压握，所述压握圆弧具有小于0.6mm的曲率半径。

37.如权利要求36所述的设备，其中，所述可植入装置的端部限定出曲率半径大于0.3mm的压握圆弧。

38.如权利要求36所述的设备，其中，所述撑杆部分的撑杆从所述压握圆弧以大于30度的角度向外突伸。

39.如权利要求38所述的设备，其中，所述撑杆部分的撑杆从所述压握圆弧以大于60度的角度向外突伸。

40.如权利要求39所述的设备，其中，所述撑杆部分的撑杆从所述压握圆弧以大于75度的角度向外突伸。

41.一种方法，包括：

将可植入装置经由导管插入受治疗者的动脉内，所述可植入装置被成形为限定出：

至少两个动脉接触区域，所述动脉接触区域包括撑杆，和

包括锁定机构的至少两个压握区域，所述锁定机构被配置用于防止压握区域由于从动脉壁施加到动脉接触区域的压力而被压握，通过下述进行插入操作：通过在所述可植入装置经由导管插入期间解锁所述锁定机构，在插入所述可植入装置期间压握所述压握区域；

将所述可植入装置移出所述导管的远侧端；以及

将所述可植入装置移出导管的远侧端后，通过锁定所述锁定机构，用撑杆在动脉壁上施加压力从而拉伸动脉壁。

42.如权利要求41所述的方法，其中，所述压握区域限定出彼此相邻设置的两个撑杆，并且锁定所述锁定机构包括相对于彼此放置相邻的撑杆，从而使所述撑杆在位于撑杆之间的接合部被相对于彼此锁定在位。

43.如权利要求41或42所述的方法，其中，插入可植入装置包括围绕着压握圆弧压握可植入装置，所述压握圆弧设置于所述动脉接触区域中至少一个的端部，所述压握圆弧具有小于0.6mm的曲率半径。

44.如权利要求43所述的方法，其中，插入可植入装置包括围绕着压握圆弧压握可植入装置，所述压握圆弧设置于至少一个所述动脉接触区域的端部，所述压握圆弧具有大于0.3mm的曲率半径。

45.如权利要求43所述的方法，其中，插入可植入装置包括插入这样的装置：所述装置的至少一个所述动脉接触区域的撑杆从所述压握圆弧以大于30度的角度向外突伸。

46.如权利要求45所述的方法，其中，插入可植入装置包括插入这样的装置：所述装置的至少一个所述动脉接触区域的撑杆从所述压握圆弧以大于60度的角度向外突伸。

47.如权利要求46所述的方法，其中，插入可植入装置包括插入这样的装置：所述装置的至少一个所述动脉接触区域的撑杆从所述压握圆弧以大于75度的角度向外突伸。

48.如权利要求41或42所述的方法，其中，插入可植入装置包括插入这样的装置：所述装置的最大跨距沿着装置的纵向轴线方向从装置的第一端向装置的第二端增大。

49.如权利要求48所述的方法，其中，插入可植入装置包括将所述装置放置成使所述装置的第二端设置于受治疗者的颈动脉窦内，并且所述装置的第一端设置于受治疗者的内部颈动脉内。

50.如权利要求48所述的方法，其中，插入可植入装置包括插入这样的装置：所述装置在装置的第二端的最大跨距与所述装置在装置的第一端的最大跨距的比在1.1:1和2:1之间。

51.如权利要求50所述的方法，其中，插入可植入装置包括插入这样的装置：所述装置在装置的第二端的最大跨距与所述装置在装置的第一端的最大跨距的比在1.1:1和1.4:1之间。

52.如权利要求41或42所述的方法，其中，插入可植入装置包括插入这样的装置：所述装置的所述动脉接触区域分别包括相对于彼此纵向平移的两个或更多个撑杆。

53.如权利要求52所述的方法，其中，插入可植入装置包括插入这样的装置：所述装置包括加强构件，所述加强构件被配置用于相互连接所述两个或更多个撑杆，并且当所述装置被压握时保持撑杆相对于彼此的纵向平移。

54.如权利要求41或42所述的方法，其中，插入可植入装置包括插入具有小于5平方毫米的总横截面积的装置。

55.如权利要求54所述的方法，其中，插入可植入装置包括插入具有小于0.5平方毫米的总横截面积的装置。

56.一种方法，包括：

确定受治疗者患有高血压；以及

响应于此：

使受治疗者的动脉的一部分的横截面积从该部分的第一端向该部分的第二端增大，同时允许该部分的动脉壁的一组区域搏动，

这是通过：将可植入装置植入动脉内该部分的第一和第二端之间，其中所述可植入装置被成形为限定出至少两个分开的动脉接触撑杆部分，它们从所述装置的第一端向所述装置的第二端从彼此分叉。

57.如权利要求56所述的方法，其中，植入可植入装置包括将可植入装置经导管地插入动脉内，所述方法还包括在所述可植入装置经导管插入动脉内期间压握可植入装置。

58.如权利要求57所述的方法，其中，压握可植入装置包括围绕着设置在所述可植入装置的端部的压握圆弧压握所述可植入装置，所述压握圆弧具有小于0.6mm的曲率半径。

59.如权利要求58所述的方法，其中，压握可植入装置包括围绕着设置在所述可植入装置的端部的压握圆弧压握所述可植入装置，所述压握圆弧具有大于0.3mm的曲率半径。

60.如权利要求58所述的方法，其中，植入可植入装置包括植入这样的装置：所述装置的撑杆部分的撑杆从所述压握圆弧以大于30度的角度向外突伸。

61.如权利要求60所述的方法，其中，植入可植入装置包括植入这样的装置：所述装置的撑杆部分的撑杆从所述压握圆弧以大于60度的角度向外突伸。

62.如权利要求61所述的方法，其中，植入可植入装置包括植入这样的装置：所述装置的撑杆部分的撑杆从所述压握圆弧以大于75度的角度向外突伸。

63.如权利要求56所述的方法，其中，植入可植入装置包括植入这样的装置：所述装置的最大跨距沿着装置的纵向轴线方向从装置的第一端向装置的第二端增大。

64.如权利要求63所述的方法，其中，植入可植入装置包括将所述可植入装置的第二端设置于受治疗者的颈动脉窦内，将所述可植入装置的第一端设置于受治疗者的内部颈动脉内。

65.如权利要求63所述的方法，其中，植入可植入装置包括植入这样的装置：所述装置在装置的第二端的最大跨距与所述装置在装置的第一端的最大跨距的比在1.1:1和2:1之间。

66.如权利要求65所述的方法，其中，植入可植入装置包括植入这样的装置：所述装置在装置的第二端的最大跨距与所述装置在装置的第一端的最大跨距的比在1.1:1和1.4:1之间。

67.如权利要求56所述的方法，其中，植入可植入装置包括植入这样的装置：所述装置的撑杆部分分别包括相对于彼此纵向平移的两个或更多个撑杆。

68.如权利要求67所述的方法，其中，植入可植入装置包括植入这样的装置：所述装置包括加强构件，所述加强构件被配置用于相互连接所述两个或更多个撑杆，并且当所述装置被压握时保持撑杆相对于彼此的纵向平移。

69.如权利要求56所述的方法，其中，植入可植入装置包括植入具有小于5平方毫米的总横截面积的装置。

70.如权利要求69所述的方法，其中，植入可植入装置包括植入具有小于0.5平方毫米的总横截面积的装置。

71.一种方法，包括：

确定受治疗者患有高血压；以及

响应于确定操作：

（a）增大在指定的纵向位置处受治疗者的动脉壁的第一组至少三个区域的曲率半径，同时

（b）允许动脉壁的第一组区域搏动，这是通过：

在所述纵向位置将装置植入动脉内，使所述装置在动脉的第二组至少三个区域对动脉壁施加压力，但不接触动脉壁的第一组至少三个区域，第一组区域和第二组区域交替分布。

72.如权利要求71所述的方法，其中，植入所述装置包括，相对于动脉内没有所述装置时动脉壁内的应变，增大所述第一组和第二组区域处动脉壁内的应变。

73.如权利要求71所述的方法，其中，植入所述装置包括增大动脉的横截面积。

74.如权利要求71所述的方法，其中，植入所述装置包括以使所述第二组区域包括三到六个所述装置对动脉壁施加压力的区域的方式植入装置。

75.如权利要求71所述的方法，其中，植入所述装置包括植入所述装置持续小于一个月的时间。

76.如权利要求71所述的方法，其中，植入所述装置包括植入所述装置到受治疗者的颈动脉内。

77.如权利要求71所述的方法，其中，植入所述装置包括植入所述装置到受治疗者的肺动脉内。

78.如权利要求71所述的方法，其中，植入所述装置包括植入所述装置到受治疗者的主动脉内。

79.如权利要求71所述的方法，其中，植入所述装置包括将所述装置放置到动脉内并且允许所述装置自锚定到动脉。

80.如权利要求71-79中任一所述的方法，其中，植入所述装置包括植入具有小于5平方毫米的总横截面积的装置。

81.如权利要求80所述的方法，其中，植入所述装置包括植入具有小于0.5平方毫米的总横截面积的装置。

82.如权利要求71-79中任一所述的方法，其中，增大所述动脉壁的第一组至少三个区域的曲率半径包括使该区域的收缩曲率半径增大到动脉内没有该装置时动脉壁的收缩曲率半径的1.1倍以上。

83.如权利要求82所述的方法，其中，增大所述动脉壁的第一组至少三个区域的曲率半径包括使该区域的收缩曲率半径增大到动脉内没有该装置时动脉壁的收缩曲率半径的2倍以上。

84.如权利要求82所述的方法，其中，增大所述动脉壁的第一组至少三个区域的曲率半径包括使该区域的收缩曲率半径增大到动脉内没有该装置时动脉壁的收缩曲率半径的二十倍以上。

85.如权利要求71-79中任一所述的方法，其中，植入所述装置包括植入所述装置使所述第一组区域中的每一个区域是能够搏动的连续的区域，每一个所述连续的区域包含围绕动脉的纵向轴线的大于10度的角度。

86.如权利要求85所述的方法，其中，植入所述装置包括植入所述装置使所述第一组区域中的每一个区域是能够搏动的连续的区域，每一个所述连续的区域包含围绕动脉的纵向轴线的大于20度的角度。

87.如权利要求86所述的方法，其中，植入所述装置包括植入所述装置使所述第一组区域中的每一个区域是能够搏动的连续的区域，每一个所述连续的区域包含围绕动脉的纵向轴线的大于50度的角度。

88.如权利要求71-79中任一所述的方法，其中，植入所述装置包括植入所述装置使得在受治疗者的心脏收缩期间所述第一组区域包含所述纵向位置处动脉壁周长的20%以上。

89.如权利要求88所述的方法，其中，植入所述装置包括植入所述装置使得在受治疗者的心脏收缩期间所述第一组区域包含所述纵向位置处动脉壁周长的80%以上。

90.一种用于治疗受治疗者的高血压的设备，包括：

可植入装置，其被成形为限定出至少三个分离的动脉接触表面，并且被配置用于：

（a）增大在指定的纵向位置处所述动脉壁的第一组至少三个区域的曲率半径，同时

（b）允许所述纵向位置处动脉壁的第一组区域搏动，这是通过：

在所述纵向位置将所述可植入装置植入动脉内，使所述动脉接触表面接触动脉壁的第二组至少三个区域，但不接触动脉壁的第一组至少三个区域，所述第一组区域和第二组区域交替分布。

91.如权利要求90所述的设备，其中，所述可植入装置被配置为使所述动脉接触表面在动脉壁上施加增大的压力，动脉的横截面积增大。

92.如权利要求90所述的设备，其中，所述可植入装置被配置用于，相对于动脉内不存在所述可植入装置时动脉壁内的应变，增大所述第一组和第二组区域处的动脉壁内的应变。

93.如权利要求90所述的设备，其中，所述可植入装置被配置用于增大动脉的横截面积。

94.如权利要求90所述的设备，其中，所述动脉接触表面包括三至六个动脉接触表面。

95.如权利要求90所述的设备，其中，所述可植入装置被配置为植入动脉内小于一个月。

96.如权利要求90所述的设备，其中，所述可植入装置被配置为植入受治疗者的颈动脉内。

97.如权利要求90所述的设备，其中，所述可植入装置被配置为植入受治疗者的肺动脉内。

98.如权利要求90所述的设备，其中，所述可植入装置被配置为植入受治疗者的主动脉内。

99.如权利要求90所述的设备，其中，所述可植入装置被配置为自锚定到动脉。

100.如权利要求90-99中任一所述的设备，其中，所述可植入装置具有小于5平方毫米的总横截面积。

101.如权利要求100所述的设备，其中，所述可植入装置具有小于0.5平方毫米的总横截面积。

102.如权利要求90-99中任一所述的设备，其中，至少两个相邻的动脉接触表面的边缘限定出围绕着所述装置的纵向轴线的大于10度的角度。

103.如权利要求102所述的设备，其中，所述两个动脉接触表面的边缘限定出围绕着所述装置的纵向轴线的大于20度的角度。

104.如权利要求103所述的设备，其中，所述两个动脉接触表面的边缘限定出围绕着所述装置的纵向轴线的大于50度的角度。

105.一种方法，包括：

确定受治疗者患有高血压；以及

响应于确定操作：

（a）增大在指定的纵向位置处受治疗者的动脉壁的第一组区域的应变，同时

（b）使在受治疗者的心动周期中的指定阶段所述纵向位置处动脉横截面保持为至少是不存在所述装置时所述心动周期中的指定阶段的所述纵向位置处的动脉横截面的20%，这是通过：

在所述纵向位置将装置植入动脉外面，使所述装置在动脉壁的第一组区域对动脉壁施加压力，但至少在所述纵向位置处的动脉壁的第二组区域不接触动脉壁，所述第一组区域和第二组区域交替分布。

106.如权利要求105所述的方法，其中，植入所述装置包括将所述装置植入受治疗者的颈动脉外面。

107.如权利要求105所述的方法，其中，植入所述装置包括将所述装置植入受治疗者的肺动脉外面。

108.如权利要求105所述的方法，其中，植入所述装置包括将所述装置植入受治疗者的主动脉外面。

109.如权利要求105所述的方法，其中，保持动脉的横截面至少是不存在所述装置时所述纵向位置处的动脉横截面的20%包括保持存在所述装置时动脉的内径至少是不存在所述装置时动脉直径的30%。

110.如权利要求105-109中任一所述的方法，其中，保持动脉的横截面至少是不存在所述装置时所述纵向位置处动脉横截面的20%包括保持通过动脉的血流速大于不存在所述装置时通过动脉的血流速的70%。

111.如权利要求110所述的方法，其中，保持通过动脉的血流速大于不存在所述装置时通过动脉的血流速的70%包括保持通过动脉的血流速大于不存在所述装置时通过动脉的血流速的90%。

112.如权利要求105-109中任一所述的方法，其中，植入所述装置包括以使所述第二组区域中每一个区域处的动脉壁能够搏动的方式植入所述装置。

113.如权利要求112所述的方法，其中，植入所述装置包括在所述纵向位置将装置植入到动脉外面，使得所述装置在动脉的第一组三到六个区域处对动脉壁施加压力，但在动脉的第二组三到六个区域处不接触动脉。

114.如权利要求113所述的方法，其中，植入所述装置包括在所述纵向位置将装置植入到动脉外面，使得所述装置在动脉的至少第二组区域处不接触动脉，所述第二组区域中的每一个区域是连续的，并且包含围绕动脉的纵向轴线的大于10度的角度。

115.如权利要求114所述的方法，其中，植入所述装置包括以使所述第二组区域中的每一个区域包含围绕动脉的纵向轴线的大于20度的角度的方式植入所述装置。

116.如权利要求115所述的方法，其中，植入所述装置包括以使所述第二组区域中的每一个区域包含围绕动脉的纵向轴线的大于50度的角度的方式植入所述装置。

117.如权利要求105-109中任一所述的方法，其中，植入所述装置包括以使所述装置包含小于90%的动脉周长的方式植入所述装置。

118.如权利要求117所述的方法，其中，植入所述装置包括以使所述装置包含小于70%的动脉周长的方式植入所述装置。

119.一种用于治疗受治疗者的高血压的设备，包括：

可植入装置，其被成形为限定出一对动脉接触表面，并且被配置用于：

（a）增大在指定的纵向位置处所述动脉壁的第一组两个区域的曲率半径，同时

（b）允许所述纵向位置处所述动脉的第一组区域搏动，这是通过：

在所述纵向位置将所述可植入装置植入动脉内，使所述动脉接触表面接触动脉的第二组两个区域，但是在受治疗者的心动周期期间任一时刻所述可植入装置都不接触动脉的第一组区域，所述第一组区域和第二组区域交替分布。

120.如权利要求119所述的设备，其中，所述可植入装置被配置成在所述可植入装置植入动脉内时所述装置的部分都不与动脉的纵向轴线相交。

121.如权利要求119所述的设备，其中，所述可植入装置还包括接合处，其被配置成相互连接所述动脉接触表面，并且所述接合处关于所述动脉接触表面的中心不对称设置。

122.一种被配置为经由导管可植入的设备，包括：

可植入装置，其被成形为限定出：

包括撑杆的至少两个动脉接触区域，和

包括锁定机构的至少两个压握区域，所述锁定机构被配置用于防止所述压握区域被压握，

所述压握区域被配置为，通过所述锁定机构被解锁，在所述可植入装置经由导管插入期间方便所述可植入装置被压握。

123.如权利要求122所述的设备，其中，所述压握区域限定出彼此相邻设置的两个撑杆，并且所述锁定机构包括相对于彼此锁定所述两个撑杆的位于所述两个撑杆之间的接合部。

124.如权利要求122或123所述的设备，其中，所述动脉接触区域中至少一个的端部限定出压握圆弧，所述动脉接触区域被配置用于围绕着所述压握圆弧压握，所述压握圆弧的曲率半径小于0.6mm。

125.如权利要求124所述的设备，其中，所述动脉接触区域的端部限定出曲率半径大于0.3mm的压握圆弧。

126.如权利要求125所述的设备，其中，所述动脉接触区域的撑杆从所述压握圆弧以大于30度的角度向外突伸。

127.如权利要求126所述的设备，其中，所述动脉接触区域的撑杆从所述压握圆弧以大于60度的角度向外突伸。

128.如权利要求127所述的设备，其中，所述动脉接触区域的撑杆从所述压握圆弧以大于75度的角度向外突伸。

129.如权利要求122或123所述的设备，其中，所述可植入装置的最大跨距沿着可植入装置的纵向轴线方向从可植入装置的第一端向可植入装置的第二端增大。

130.如权利要求129所述的设备，其中，所述可植入装置的第二端被配置为放置于受治疗者的颈动脉窦内，并且所述可植入装置的第一端被配置为放置于受治疗者的内部颈动脉内。

131.如权利要求129所述的设备，其中，所述可植入装置在可植入装置的第二端的最大跨距与所述可植入装置在可植入装置的第一端的最大跨距的比在1.1:1和2:1之间。

132.如权利要求131所述的设备，其中，所述可植入装置在可植入装置的第二端的最大跨距与所述可植入装置在可植入装置的第一端的最大跨距的比在1.1:1和1.4:1之间。

133.如权利要求122或123所述的设备，其中，所述动脉接触区域分别包括相对于彼此纵向平移的两个或更多个撑杆。

134.如权利要求133所述的设备，还包括加强构件，所述加强构件被配置用于相互连接所述两个或更多个撑杆，并且当所述装置被压握时保持撑杆相对于彼此的纵向平移。

135.如权利要求122或123所述的设备，其中，所述可植入装置具有小于5平方毫米的总横截面积。

136.如权利要求135所述的设备，其中，所述可植入装置具有小于0.5平方毫米的总横截面积。

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