CN111134899A - 主动脉植入物 - Google Patents

Abstract

描述了用于调节受试者的升主动脉中的血流的设备和方法，包括将装置(20)插入升主动脉。当处于展开状态时，该装置限定了内表面(24)，该内表面限定穿过该装置的导管(26)，内表面的至少一部分(25)扩散，使得导管在扩散部分的下游端(34)的横截面面积大于导管在扩散部分的上游端(30)的横截面面积。该装置在升主动脉的纵向部分展开，经由除了导管以外的任何流动路径流过升主动脉部分的血流小于流过升主动脉部分的总血流的20％。本公开还描述了其它应用。

Description

主动脉植入物

本申请是申请号为201680015323.5、发明名称为“主动脉植入物” 的专利申请的分案申请。

相关申请的交叉引用

本申请要求以下申请的优先权：

Karavany于2015年2月12日提交的、名称为"Aortic implant" 的美国临时申请62/115,207和

Karavany于2015年12月10日提交的、名称为"Aortic implant" 的美国临时申请62/265,571。

以上两个引用的申请都通过引用方式并入本文。

技术领域

本发明的一些应用通常涉及医疗装置。具体地说，本发明的一些 应用涉及主动脉植入物及其使用方法。

背景技术

主动脉瓣狭窄是一种常见的疾病，其中主动脉瓣的尖峰的钙化导 致瓣膜的柔性受损，开放的瓣膜面积减小。一旦主动脉瓣狭窄发展， 血流会由于主动脉瓣直径的减少而受损。主动脉瓣狭窄通常发展为心 力衰竭和其他危及生命的疾病。

发明内容

对于本发明的一些应用，将装置布置在受试者的血管内。该装置 限定内表面，该内表面限定通过装置的导管，该导管从装置的近端通 向装置的远端。导管的至少一部分在从导管的近端(即，上游)端部 到导管的远端(即，下游)端部的方向上扩散，使得导管的远端(即， 下游)端部的横截面积端大于导管的近端(即，上游)端部的横截面 面积。该装置在血管的纵向部分内展开，使得经由除了导管以外的任 何流动路径(无论顺行还是逆行)流过血管纵向部分的血流小于流过 血管纵向部分的总血流的20％(例如小于10％，或小于5％)。相对 于在没有装置的情况下流过血管纵向部分的血液的血压损失，导管的 扩散构造成减少流过导管的血液的血压损失。导管的扩散构造成通过 减小流动分离面积来减少血压损失。

该装置通常放置在主动脉瓣狭窄受试者的升主动脉中，位于狭窄 的主动脉瓣附近。离开受试者的左心室的血液被引导到导管中，并且 如上所述，导管被塑性以通过减小流动分离的面积来减少血压损失。 通常，通过以上述方式引导血液流动，相对于在没有该装置的情况下 的血流的压力和能量的损失，减小了离开左心室的升主动脉的血流的 压力和能量的损失。因此，将装置放置在受试者的升主动脉中可以减 少受试者的左心室压力，减少后负荷和/或改善受试者的心脏输出量。 对于一些应用，以上述方式调节来自主动脉瓣的血流可以推迟或停止 降解过程，导致进一步的主动脉瓣狭窄。升主动脉中的不健康的流动 状态可以导致瓣膜表面上的血栓顺序沉积，从而导致瓣膜增厚，变形 和钙化导致严重的狭窄。布置的装置通过改变流动状态可以减少引起 钙化的炎症过程。因此，该装置可以减少受试者的医疗状况的恶化。

该装置通常限定从导管外部延伸到血管内壁和/或延伸到与血管 内壁接触的外部支撑结构的一个或多个表面。通常，一个或多个表面 围绕导管的整个圆周径向向外延伸，从导管至少延伸到外部支撑结构 的内表面的径向位置(使得该表面延伸到血管的内表面和/或延伸到外 部支撑结构)。这些表面构造成以本文所述的方式阻止血液绕导管外 部(例如，导管的远端)的回流。

通常，该装置限定围绕导管的近端部分的近端外表面。对于一些 应用，该装置限定围绕导管的远端部分的远端外表面。通常，表面从 导管的外部延伸到血管的内壁，和/或延伸到与血管的内壁接触的外部 支撑结构。近端和远端外表面构造成当装置在受试者的主动脉的纵向 部分内展开时，表面基本上阻止血液通过主动脉的纵向部分经由除了 装置内表面限定的导管以外的任何流动路径(无论在顺行还是逆行) 的流动。例如，近端表面和远端表面可以构造成当装置在受试者的主 动脉的纵向部分内展开时，经由除了装置的内表面限定的导管以外的 流动路径的流量小于血液通过受试者主动脉的纵向部分的总血流的20 ％(例如，小于10％，或小于5％)。

对于一些应用，该装置不限定单独的远端外表面。相反，限定导 管的内表面的远端延伸到血管的内表面或外部支撑结构，使得内表面 的远端阻止血液绕导管远端外侧的回流。以这种方式，内表面的远端 用作远端外表面。

对于一些应用，近端和远端外表面和/或内表面是不渗透的，并且 在心脏收缩期间(和/或心脏舒张期期间)防止血液绕导管外部向主动 脉瓣膜流回。通过在心脏收缩期间防止血液向主动脉瓣膜回流，相对 于在没有该装置的情况下的血液流动的压力和能量的损失，这些表面 防止离开左心室而进入升主动脉的血流的压力和能量的损失。对于一 些应用，这些表面不是不可渗透的，但是具有足够低的渗透率，以便 以上述方式基本上阻止血液经由除了装置内表面限定的导管之外的任 何流动路径流过主动脉的纵向部分。

对于一些应用，相对于没有设备的情况，该装置构造成通过实质 上减少流过该装置所在的主动脉的纵向部分内的位于导管与主动脉内 壁之间的区域的血液，来促进该位于该区域内的血液的凝结。通常， 限定近端、远端和/或内表面的材料构造成防止在该区域内形成的任何 血栓离开该区域并进入受试者的血流。对于一些应用，通过促进该区 域内的血液凝结，该装置使进入该区域的血液变凝结，使得该区域在 装置放置于主动脉内的给定时间段内(例如，在装置放置于主动脉内 一周、一个月或三个月内)充满凝结血液，以使凝结血液阻止(例如， 阻挡)血液流过该区域。对于一些应用，在该区域内凝结的血液是在该装置展开之后立即被捕获在该区域内的血液。或者或另外，血液在 已经该装置展开后进入该区域，随后进入该区域的血液变得凝结。

应当注意，通常，该装置不包括在导管内或装置内任何其它位置 处展开的假体瓣膜。该装置通常执行本文所述的所有功能，而不需要 使用任何类型的假体瓣膜。

在本申请中使用的术语“近端”和“远端”是指主动脉中各个元 件相对于主动脉瓣膜的位置。也就是说，术语“近端”是指“上游” 并且更靠近主动脉瓣膜的元件，术语“远端”是指“下游”并且远离 主动脉瓣膜的元件。因此，术语“近端”与术语“上游”同义使用， 术语“远端”与术语“下游”同义使用。在装置位于受试者身体内的 不同位置的情况下，应当相对于血液流动的方向来理解术语“近端” 和“远端”，相对上游的位置被解释为“近端”，而相对下游的位置 被解释为“远端”。

因此，根据本发明的一些应用提供一种用于调节受试者的升主动 脉中的血流的方法，所述方法包括：

将装置插入到升主动脉中，所述装置在展开状态下限定内表面， 所述内表面限定从所述装置的上游端到所述装置的下游端穿过所述装 置的导管，所述内表面的至少一部分在从扩散部分上游端到扩散部分 下游端的方向上扩散，使得所述导管在扩散部分下游端处的横截面面 积大于所述导管在扩散部分上游端的横截面积；以及

将所述装置在升主动脉的纵向部分内展开，使得经由除了导管以 外的任何流动路径流过所述升主动脉的纵向部分的血流小于流过所述 升主动脉的纵向部分的总血流的20％。

对于一些应用，所述装置不包括假体瓣膜，并且其中将装置插入 升主动脉的步骤不包括将假体瓣膜插入升主动脉。

对于一些应用，将所述装置在升主动脉的纵向部分内展开的步骤 包括：将所述装置在升主动脉的纵向部分内展开，使得没有血流经由 除了导管以外的任何流动路径流过所述升主动脉的纵向部分。

对于一些应用，其中将装置插入升主动脉的步骤包括将所述装置 插入升主动脉，内表面的与导管的扩散部分接近的部分限定所述导管 的收敛部分，所述收敛部分在从收敛部分的上游端到收敛部分的下游 端的方向上收敛。

对于一些应用，所述装置包括一组一个或多个气囊，并且其中将 所述装置展开包括使所述一个或多个气囊充气。

对于一些应用，所述的方法还包括：将所述受试者识别为患有主 动脉瓣膜狭窄，并且其中将所述装置展开包括：通过相对于没有所述 装置的升主动脉内的压力损失减小所述升主动脉内的压力损失来治疗 所述受试者。

对于一些应用，将装置插入升主动脉的步骤包括将所述装置插入 升主动脉，所述装置在处于展开状态时的长度大于20mm。

对于一些应用，将装置插入升主动脉的步骤包括将所述装置插入 升主动脉，所述装置的长度小于70mm。

对于一些应用，将装置插入升主动脉的步骤包括将所述装置插入 升主动脉，当所述装置处于展开状态时，所述导管在所述扩散部分的 下游端的直径与所述导管在所述扩散部分的上游端的直径之比大于4:3。

对于一些应用，将装置插入升主动脉的步骤包括将所述装置插入 升主动脉，所述导管在所述扩散部分的下游端的直径与所述导管在所 述扩散部分的上游端的直径之比大于2:1。

对于一些应用，将装置插入升主动脉的步骤包括将所述装置插入 升主动脉，所述导管在所述扩散部分的下游端的直径与所述导管在所 述扩散部分的上游端的直径之比小于4:1。

对于一些应用，将装置插入升主动脉的步骤包括将所述装置插入 升主动脉，当所述装置处于展开状态时，所述导管在所述扩散部分的 下游端的直径与所述导管在所述扩散部分的上游端的直径之差大于 3mm。

对于一些应用，将装置插入升主动脉的步骤包括将所述装置插入 升主动脉，所述导管在所述扩散部分的下游端的直径与所述导管在所 述扩散部分的上游端的直径之差大于5mm。

对于一些应用，将装置插入升主动脉的步骤包括将所述装置插入 升主动脉，所述导管在所述扩散部分的下游端的直径与所述导管在所 述扩散部分的上游端的直径之差小于30mm。

对于一些应用，将装置插入升主动脉的步骤包括将所述装置插入 升主动脉，所述装置包括外部支撑结构，所述外部支撑结构构造成通 过接触升主动脉的内壁而将所述装置锚固在所述升主动脉内。

对于一些应用，将装置插入升主动脉的步骤包括将所述装置插入 升主动脉，所述内表面和所述外部支撑结构由支架移植材料制成。对 于一些应用，将装置插入升主动脉的步骤包括将所述装置插入升主动 脉，所述内表面和所述外部支撑结构分别由单独的支架移植材料制成。 对于一些应用，将装置插入升主动脉的步骤包括将所述装置插入升主 动脉，所述内表面和所述外部支撑结构由一件连续的支架移植材料制 成。

对于一些应用，将所述装置在升主动脉的纵向部分内展开使得经 由除了导管以外的任何流动路径流过所述升主动脉的纵向部分的血流 小于流过所述升主动脉的纵向部分的总血流的20％的步骤包括：将所 述装置展开，使得所述装置的表面围绕所述导管的整个圆周径向向外 延伸并接触以下位置，所述位置包括主动脉的内壁和外部支撑结构， 所述表面构造成阻止血液通过所述表面的流动。

对于一些应用，将所述装置展开使得所述装置的表面接触所选位 置的步骤包括：将所述装置展开，使得所述装置的表面的单位长度渗 透率小于0.25微米，并且所述表面接触所选位置。

对于一些应用，将所述装置展开使得所述装置的表面围绕所述导 管的整个圆周径向向外延伸并接触所选位置的步骤包括：将所述装置 展开，使得限定所述导管的内表面的下游端围绕所述导管的整个圆周 径向向外延伸并接触所选位置。

对于一些应用，将所述装置展开使得所述装置的表面围绕所述导 管的整个圆周径向向外延伸并接触所选位置的步骤包括：将所述装置 展开使得以下表面接触所选位置，所述表面位于所述导管的下游端的 整个圆周周围并径向向外延伸。

对于一些应用，将所述装置展开使得所述装置的表面围绕所述导 管的整个圆周径向向外延伸并接触所选位置的步骤包括：将所述装置 展开使得以下表面围绕所述导管的整个圆周径向向外延伸并接触所选 位置，所述表面位于所述导管的纵向位置周围使得所述表面的至少一 部分位于导管长度的最近30％以内。

对于一些应用，将所述装置在升主动脉的纵向部分内展开使得经 由除了导管以外的任何流动路径流过所述升主动脉的纵向部分的血流 小于流过所述升主动脉的纵向部分的总血流的20％的步骤包括：将所 述装置展开，使得所述装置的两个表面围绕所述导管的整个圆周径向 向外延伸并接触所选位置，所述两个表面构造成阻止血流通过所述两 个表面的流动。对于一些应用，将所述装置展开使得所述装置的两个 表面围绕所述导管的整个圆周径向向外延伸并接触所选位置的步骤包 括：使血液在所述两个表面之间的区域凝结。对于一些应用，所述方 法还包括：将填充材料注入到所述两个表面之间的区域。

根据本发明的一些应用，还提供了一种设备，包括：

可植入装置，所述可植入装置构造成在受试者的血管中展开，所 述装置包括：

内表面，当所述装置在血管的纵向部分中处于展开状态时，所述 内表面构造成限定从所述装置的近端到所述装置的远端穿过所述装置 的导管，所述导管的至少一部分在从导管的近端到导管的远端的方向 上扩散，使得导管的远端的横截面面积大于导管的近端的横截面面积 以及

外部支撑结构，所述外部支撑结构构造成通过接触血管的内壁而 使所述装置保持在所述血管内，

当在血管的纵向部分内处于展开状态时，所述装置构造成在其远 端处限定径向向外延伸的表面，所述表面围绕所述导管的整个圆周从 所述导管至少延伸到所述外部支撑结构的内表面的径向位置。

对于一些应用，所述装置不包括假体瓣膜。

对于一些应用，所述表面径向向外延伸并且具有小于0.25微米的 单位长度渗透率。

对于一些应用，所述表面径向向外延伸并且包括限定所述导管的 所述内表面的远端。

对于一些应用，所述表面径向向外延伸并且包括位于所述导管的 远端周围并径向向外延伸的表面。

对于一些应用，所述的设备还包括附加表面，所述附加表面：

当所述装置在血管的纵向部分内处于展开状态时，构造成径向向 外延伸并且围绕所述导管的整个圆周至少延伸到所述外部支撑结构的 内表面的径向位置，并且

位于所述导管的纵向位置周围，使得所述表面的至少一部分位于 导管长度的最近30％以内。

对于一些应用，所述装置构造成当所述装置在血管的纵向部分内 处于展开状态时，所述外部支撑结构的近端的外径与所述外部支撑结 构的远端的外径之比在3:4与4:3之间。

对于一些应用，所述装置构造成在所述装置被植入所述受试者的 升主动脉的纵向部分内之后，相对于没有所述装置的升主动脉内的压 力损失，所述装置减小所述升主动脉内的压力损失。

对于一些应用，所述内表面构造成限定近端收敛部分，所述近端 收敛部分靠近所述导管的扩散部分，并且所述近端收敛部分在从所述 收敛部分的近端到所述收敛部分的远端的方向上收敛。

对于一些应用，所述装置包括一组一个或多个气囊。

对于一些应用，所述装置构造成当所述在血管的纵向部分内处于 展开状态时，所述装置的长度大于20mm。对于一些应用，所述装置构 造成所述装置的长度小于70mm。

对于一些应用，所述装置构造成当所述装置在血管的纵向部分内 处于展开状态时，所述导管在所述扩散部分的远端处的直径与所述导 管在所述扩散部分的近端处的直径之差大于3mm。对于一些应用，所 述装置构造成所述导管在所述扩散部分的远端处的直径与所述导管在 所述扩散部分的近端处的直径之差大于5mm。对于一些应用，所述装 置构造成所述导管在所述扩散部分的远端处的直径与所述导管在所述 扩散部分的近端处的直径之差小于30mm。

对于一些应用，所述装置构造成所述导管在所述扩散部分的远端 处的直径与所述导管在所述扩散部分的近端处的直径之差小于30mm。 对于一些应用，所述装置构造成在所述装置被植入血管的纵向部分之 后，没有血流经由除了导管以外的任何流动路径流过所述血管的纵向 部分。

对于一些应用，所述内表面和所述外部支撑结构由支架移植材料 制成。对于一些应用，所述内表面和所述外部支撑结构分别由单独的 支架移植材料制成。对于一些应用，所述内表面和所述外部支撑结构 由一件连续的支架移植材料制成。

对于一些应用，所述装置构造成当所述装置在血管的纵向部分内 处于展开状态时，所述装置限定两个表面，所述两个表面径向向外延 伸并围绕所述导管的整个圆周至少延伸至所述外部支持结构的内表面 的径向位置并且构造成阻止血液流动。对于一些应用，所述两个表面 构造成使血液在所述两个表面之间的区域凝结。对于一些应用，所述 设备还包括构造成注入到所述两个表面之间的区域的填充材料。

对于一些应用，所述装置构造成当所述装置在血管的纵向部分内 处于展开状态时，所述导管在所述扩散部分的远端处的直径与所述导 管在所述扩散部分的近端处的直径之比大于4:3。对于一些应用，所 述装置构造成所述导管在所述扩散部分的远端处的直径与所述导管在 所述扩散部分的近端处的直径之比大于2:1。对于一些应用，所述装 置构造成所述导管在所述扩散部分的远端处的直径与所述导管在所述 扩散部分的近端处的直径之比小于4:1。

根据本发明的一些应用，还提供了一种设备，包括：

一组一个或多个气囊，所述气囊构造成在受试者血管中充气，所 述一组气囊限定：

内表面，当所述一组气囊在所述血管内处于充气状态时，所述内 表面构造成限定从所述一组气囊的近端到所述一组气囊的远端穿过所 述一组气囊的导管，所述导管的至少一部分在从导管的近端到管道的 远端的方向上扩散，使得所述导管的远端的横截面面积大于所述导管 的近端的横截面面积；以及

近端外表面和远端外表面，所述近端外表面和远端外表面构造成 阻止围绕导管外侧的血液流动。

从以下结合附图的实施例的详细描述中将更充分地理解本发明， 在附图中：

附图说明

图1A-图1D是根据本发明的一些应用的布置在受试者升主动脉内 部的可植入装置的示意图；

图2A-图2C是根据本发明的一些应用的用于植入受试者血管内的 装置的示意图；

图3是根据本发明的一些应用的布置在受试者升主动脉内的可植 入装置的示意图；

图4A-图4B是根据本发明的一些应用的用于植入受试者血管内的 装置的示意图；

图5A-图5C是根据本发明的一些应用的用于植入受试者血管内的 装置的各个角度的示意图；

图6A-图6E是根据本发明的一些应用的用于植入受试者血管内的 装置和该装置的部件的示意图；

图7是根据本发明的一些应用的用于植入受试者血管内的装置的 示意图；

图8是根据本发明的一些应用的用于放置在受试者血管内以便调 节通过血管的血流的装置的示意图；

图9A-图9B是根据本发明的一些应用的用于放置在受试者血管内 以便调节通过血管的血流的装置的各个视角的示意图；以及

图10A-图10C是根据本发明的一些应用的用于植入受试者血管内 的装置的示意图。

具体实施方式

现在参考图1A-图1D，图1A-图1D是根据本发明的一些应用的布 置在受试者血管(如图所示，通常是受试者升主动脉22)中的可植入 装置20的示意图。图1C和图1D分别示出表示心脏收缩和心脏舒张期 间的血流的箭头。如图所示，装置20限定内表面24，内表面24限定 穿过装置的导管26，从装置的近端通向装置的远端。导管的至少一部 分25在从导管的近端到导管的远端的方向上扩散，使得导管下游端的 横截面面积大于导管上游端的横截面面积。通常装置放置在患有主动 脉瓣膜狭窄的受试者的升主动脉中并且位于狭窄的主动脉瓣膜27附 近。在心脏收缩期间离开受试者左心室的血液被引导到导管中(图1C)。相对于流过没有该装置的血管的纵向部分的血液的压力损失，导管的 分支构造成减少流过导管的血液的压力损失。导管通过减少流动分离 的面积来减少血压损失。在心脏舒张期间，血液通过导管26回流到冠 状动脉38(图1D)。

该装置通常在主动脉的纵向部分内展开，使得经由除了导管以外 的任何流动路径(无论顺行还是逆行)流过血管纵向部分的血流小于 流过血管纵向部分的总血流的20％(例如小于10％，或小于5％)。

通常，通过以上述方式引导血液流动，相对于在没有该装置的情 况下的血流的压力和能量损失，减少了离开左心室进入升主动脉的血 流的压力和能量损失。因此，将装置20放置在受试者的升主动脉中可 以减少受试者的左心室压力，减少后负荷，和/或改善受试者的心输出 量。对于一些应用，以上述方式调节来自主动脉瓣的血流可以推迟或 停止降解过程，导致进一步的主动脉瓣狭窄。升主动脉中的不健康的 流动状态可以导致瓣膜表面上的血栓顺序沉积，从而导致瓣膜增厚， 变形和钙化导致严重的狭窄。装置20通过改变流动状态可以减少引起 钙化的炎症过程。因此，装置20可以减少受试者的医疗状况的恶化。

应当注意，通常，装置20不包括布置在导管内或装置内的任何其 它位置处的假体瓣膜。该装置通常执行本文所述的所有功能，而不需 要使用任何类型的假体瓣膜。

该装置通常限定从导管外部延伸到血管内壁的一个或多个表面 (28，32)和/或延伸到与血液内壁接触的外部支撑结构40一个或多 个表面。通常，一个或多个表面围绕导管的整个圆周径向向外延伸， 从导管至少到外部支撑结构的内表面的径向位置(使得该表面延伸到 血液的内表面和/或延伸到外部支撑结构)。这些表面构造成阻止血液 绕管道26的外部(例如，绕导管26的远端)向主动脉瓣膜的回流。 对于一些应用，该装置防止血液绕导管外部向主动脉瓣膜的任何回流。

通常，装置20限定近端外表面28，该近端外表面围绕导管26的 近端部分，并且至少从导管外部延伸到外部支撑结构40。例如，如图 1A-图1D所示，近端外表面是围绕导管26的近端30的盘形表面。通 常，近侧外表面在纵向位置处围绕导管设置，使得近端表面的至少一 部分在管道长度的最近端的30％(例如，最近端的20％)以内。

对于一些应用，装置20限定远端外表面32，该远端外表面围绕 导管26的远端部分，并且从管道外部延伸到外部支撑结构40。例如， 如图1A-图1D所示，远端外表面可以是围绕导管远端34的盘形表面。 对于一些应用，该装置不限定单独的远端外表面。相反，限定导管的 内表面的远端延伸到血管的内壁或与血管的内壁接触的外部支撑结构。 以这种方式，如图6A-图6E所示。内表面的远端用作远端外表面，并 且阻止血液绕导管远端外侧的回流。

近端和远端外表面通常构造成当装置20布置在受试者主动脉的 纵向部分35内时，表面基本上阻止血液经由除了导管26之外的任何 流动路径流过纵向部分35。例如，近端表面和远端表面可构造成当装 置布置在受试者主动脉的纵向部分内部时，经由除了装置内表面限定 的导管以外的任何流动路径(无论在顺行还是逆行)的流量小于血液 通过受试者主动脉的纵向部分的总血流的20％(例如，小于10％，或 小于5％)。

对于一些应用，(a)远端外表面32构造成阻止血液绕导管26外 部的回流，并且(b)近端外表面28构造成阻止绕导管26外部的顺行 血液流动。例如，近端外表面28可构造成阻止绕导管外部的顺行血液 流动，以便减少在导管周围的区域中的涡流和/或停滞血液形成的可能 性。对于一些应用，该装置包括远端外表面(或内表面的远端，其限 定延伸到血管内壁或外部支撑结构的导管，使得内表面的远端作为远 端外表面)，并且该装置不包括近端外表面，例如，如下文参考图10A- 图10B所述。

对于一些应用，近端外表面、远端外表面和/或内表面是不渗透的， 并且在心脏收缩期间(和/或心脏舒张期期间)防止血液在导管外部向 主动脉瓣膜流回。对于一些应用，由于具有近端和远端外表面(或近 端外表面和延伸到血管内壁的内表面)，所述装置构造成捕获位于该 装置所在主动脉的纵向部分内并落入导管与主动脉的内壁之间区域36 内的任何血液。以这种方式，该装置构造成防止在区域36内形成的任 何血栓离开该区域并进入受试者的血流。

如上所述，对于一些应用，表面不是不可渗透的，但是具有足够 低的渗透性，以便按照上文所述的方式基本上防止任何血液经由除了 装置内表面限定的导管以外的任何流动路径流过主动脉的纵向部分。

对于一些应用，每个表面的单位长度渗透率小于0.25微米(即， 在0到0.25微米之间)，其中每单位长度渗透率基于以下等式定义， 即基于达西定律：k/Δx＝Vμ/Δp，其中k是渗透率，Δx是长度(以 米为单位)，V是平均速度(以米每秒为单位)，μ是流体粘度(以 帕斯卡秒为单位测量)，ΔP是压力差(以帕斯卡为单位测量)。

对于一些应用，近端外表面、远端外表面和/或内表面包括在材料 的部分之间存在开放空间的结构化材料(例如，织物、金属或合金)。 例如，材料可以布置成格子结构、编织结构、十字交叉结构、织物结 构、多孔结构、缝合结构或类似结构。通常，即使对于这些应用，每 个表面的大于20％的面积被填充材料，并且每个表面的小于80％的面 积是材料之间的开放空间。更通常的是，每个表面的大于50％的面积， 例如每个表面的大于80％的面积被填充材料。对于一些应用，表面内 没有开放空间(即，每个表面全部填充有材料)。

对于一些应用，相对于没有设备的情况，该装置构造成通过实质 上减少流过该装置所在的主动脉的纵向部分内的位于导管与主动脉内 壁之间的区域的血液，来促进该位于该区域内的血液的凝结。通常， 限定近端、远端和/或内表面的材料构造成防止在该区域内形成的任何 血栓离开该区域并进入受试者的血流。对于一些应用，通过促进该区 域内的血液凝结，该装置使进入该区域的血液变凝结，使得该区域在 装置放置于主动脉内的给定时间段内(例如，在装置放置于主动脉内 一周、一个月或三个月内)充满凝结血液，以使凝结血液阻止(例如， 阻挡)血液流过该区域。

对于一些应用在该区域内凝结的血液是在该装置展开之后立即被 捕获在该区域内的血液。或者或另外，血液在已经该装置展开后进入 该区域，随后进入该区域的血液变得凝结。应当注意，即使对于这些 应用，近端表面和远端表面也构造成即使首次并且在凝结血液形成在 该区域内之前该装置展开，经由除了装置内表面限定的导管以外的任 何流动路径的流量小于血液通过受试者主动脉的纵向部分的总血流的 20％(例如，小于10％，或小于5％)。对于一些应用，可以应用技 术以使捕获在区域36内的血液凝结。例如，可以应用线圈压实技术以 使血液凝结。

通常，当装置20布置在受试者升主动脉内部时，血液在心脏舒张 期间(图1D)期间经由通过导管26的血液回流供应至受试者的冠状 动脉38，和/或经由直接从主动脉瓣膜流动到受试者的冠状动脉38而 不通过导管26(未示出)。对于一些应用，冠状动脉的一部分血液供 应通过从主动脉瓣膜到冠状动脉(例如在心脏收缩期间)的顺行血流 提供。通常，冠状动脉的大部分血液供应是通过在心脏舒张期间经由 通过导管26的血液回流提供。

如上所述，导管26的至少部分25在从导管近端30到导管远端 34的方向上扩散。由于一部分导管扩散，导管的扩散部分的近端的横 截面面积大于导管远端的横截面面积。对于一些应用，沿着导管扩散 部分的导管扩散度在导管扩散部分的长度上处于恒定的角度α(图 1A)，例如使得导管的扩散部分限定截头圆锥形，如图所示。对于一 些应用，沿着导管扩散部分的导管扩散角度在导管扩散部分的长度上 变化。例如，扩散角可以从近端部分增加到远端部分，使得内表面24 沿着导管扩散部分具有凸的横截面。对于一些应用，导管的扩散部分 限定了层状斜坡形状。通常，导管扩散部分的近端和远端限定圆形横 截面。或者，导管扩散部分的近端和远端限定椭圆形横截面，多边形 横截面或不同形状的横截面。

通常，在扩散沿着导管长度变化的情况下，扩散角度α(其相对 于平行于导管的纵向轴线的线29测量，如图1A所示)或平均扩散角 度大于1度(例如，大于5度)并且小于30度(例如，小于20度)， 例如1-30度或5-20度。

现在参考图2A-图2C，图2A-图2C是根据本发明的一些应用的可 植入装置20的各个角度的示意图。如图所示，对于一些应用，装置 20包括外部支撑结构40。外支撑结构通过接触血管的内壁将装置20 保持在血管内(例如，主动脉)。对于一些应用，外部支撑结构是支 架状结构，外部支撑结构被成形为圆柱形支架，和/或包括诸如不锈钢 或镍钛诺的金属或合金支柱的支撑结构。当装置20布置在受试者的升 主动脉内部时，外部支撑结构通过扩张以向主动脉的内壁施加向外的 径向力而将该装置锚定在升主动脉内。对于一些应用，外部支撑结构 构造成密封该外部支撑结构与血管内壁之间的界面。例如，外部支撑 结构可以至少部分地覆盖有密封外部支撑结构与血管内壁之间的界面 的盖(例如，如图4B所示的盖62)。对于一些应用，装置的不同部 分构造成在该装置与血管内壁之间形成密封，使得该装置与血管内壁 之间基本上没有血液流动。

通常，内表面24由具有低渗透性(例如，如本文所述)的柔性材 料制成，例如膨胀聚四氟乙烯(ePTFE)或编织聚酯。内表面由内部支 撑结构42支撑，内部支撑结构42通常包括金属或合金(例如，不锈 钢或镍钛诺)的支柱。对于一些应用，如图所示，内部支撑结构和外 部支撑结构通过刚性耦合元件44(例如支柱)彼此耦合。通常，耦合 元件44还支撑近端外表面28和远端外表面32。对于一些应用，近端 和远端外表面由与内表面24类似的材料制成。对于一些应用，内表面 24、近端外表面表面28和/或远端外表面32由单个连续的材料制成。 或者或另外，内表面24、近端外表面28和/或远端外表面32彼此分 开地形成并且彼此耦合，使得表面之间的任何界面基本上被密封。

一般来说，结合本发明的任何应用所描述的装置20可以包括随后 彼此耦合的模块化形成部件(即，彼此分开形成的部件)的任何组合。 通常，模块化形成部件彼此耦合，使得部件之间的任何界面基本上被 密封。

通常，近端外表面28从限定内表面24的材料层的边缘径向向外 延伸到外部支撑结构40的内表面。类似地，对于装置20包括远端外 表面32的应用，该远端外表面从限定内表面24的材料层的边缘径向 向外延伸到外部支撑结构的内表面。对于一些应用，内表面的远端径 向向外延伸到血管的内壁，和/或延伸到与血管内壁接触的外部支撑结 构的内表面，例如，以参照图6A-图6E描述的方式，使得内表面的远 端阻止绕导管远端的外侧的血流。

对于一些应用，限定导管26的内表面24是粗糙的。导管的粗糙 表面构造成在血液与导管表面之间的边界层上起到湍流器的作用，例 如增加附着力，激发边界层并延迟流动分离。

通常，装置20通过导管插入受试者的升主动脉。为了将装置布置 在升主动脉内，导管被缩回，因此装置构造成自膨胀的。对于一些应 用，在装置自膨胀期间，该装置捕获主动脉的内壁、导管26、近端外 表面28与远端外表面32之间的血液。对于一些应用，应用技术以使 被捕获的血液凝结。例如，可以应用线圈压实技术以使血液凝结。对 于一些应用，装置20是气囊可膨胀装置，其构造成通过在装置内部对 气囊充气而在升主动脉内部膨胀。

参考图2A，应当注意，通常，装置20的长度L大于20mm(例如， 大于30mm)和/或小于70mm(例如，小于60mm)，例如，20-70mm， 或30-60mm。对于一些应用，外部支撑结构40的近端的直径D0与(b) 外部支撑结构的远端的外径D1之比(a)大于3:4和/或小于4:3，例 如在3:4与4:3之间。外部支撑结构的近端的外直径D0通常被制成符 合受试者主动脉朝向装置近端的内径，并且外部支撑结构的远端的外 径D1通常被制成符合受试者主动脉在装置远端处的内径。由于受试者 主动脉的形状和大小有一些变化，D0：D1的比例通常在3:4与4:3之 间变化。通常，装置的最大外径(即，在沿着最大外径的装置的长度 处的装置外径)大于18mm(例如，大于25mm)，和/或小于45mm(例 如，小于35mm)，例如，18-45mm或25-35mm。

更通常的是，参考图2C，应当注意，导管26在导管扩散部分25 的近端处的近端内径Dp与导管26在导管扩散部分的远端处的远端内 径Dd之差大于3mm(例如，大于5mm，或大于10mm)和/或小于30mm (例如小于20mm)，例如5-30mm，或10-20mm。通常，近端内径Dp 大于7mm和/或小于14mm，例如7-14mm。更通常的是，远端内径大于 12mm和/或小于44mm，例如，12-44mm。

对于一些应用，导管26在导管扩散部分25的远端处的直径Dd与 导管在导管扩散部分的近端处的直径Dp的比例大于4:3(例如，大于 2:1)，和/或小于4:1(例如，小于3:1)，例如4:3-4:1或2:1-3:1。 应当注意，导管的横截面不一定是圆形的。对于使用的术语“直径” 涉及具有非圆形横截面的物体或物体的一部分的应用，术语“直径” 应被解释为水压直径，即4A/P(其中A是横截面面积，P是周长)。

应当注意，通常，本文所描述的装置20的尺寸是当装置处于非约 束状态时该装置所具有的尺寸。通常，如果装置通过插入导管插入， 则装置在其插入期间是被约束的，使得在插入期间装置的尺寸可能不 如本文所述。然而，当装置处于受试者的血管内的布置状态(例如， 在受试者的升主动脉内)时，该装置通常构造成具有如本文所述的尺 寸，因为当布置在血管内部时，装置假设为“非约束”构造。还应注 意的是，对于一些应用，该装置以非微创方式植入(例如，使用传统 的手术技术)。对于一些这样的应用，即使在插入装置期间，该装置 也处于非约束状态。

参考图2C，应当注意，对于一些应用，导管26限定近端部分46， 其位于扩散部分25的近端；和/或远离扩散部分25的远端部分48。 对于一些应用，如图所示，近端部分和/或远端部分具有圆柱形形状。 或者或另外，近端部分和/或远端部分可以具有不同的形状。例如，一 个或两个部分可以沿着垂直于导管的纵向轴线的平面具有椭圆形横截 面。对于一些应用，近端部分在近端到远端方向上收敛，以便将血液 从主动脉瓣膜引导到导管的扩散部分25，例如，如图10A所示。对于 一些应用，远端部分被成形为当装置20设置在升主动脉内部时，远端 部分向主动脉弓弯曲，使得血液被引向主动脉弓。

如图2C所示，对于一些应用，导管26的近端与外部支撑结构40 的近端平齐，使得包围导管的近端并延伸到外部支撑结构的近端的表 面28限定了平的盘形。然而，对于一些应用(未示出)，导管的近端 在近端方向上延伸超出外部支撑结构的近端。或者，外部支撑结构的 近端在近端方向上延伸超过导管的近端。对于这些应用，表面28通常 相对于与导管的纵向轴线垂直的平面以一定角度设置。对于一些应用， 表面28是弯曲的。例如，如下文参照图10C所述，表面可以是凹形或 凸形的。

类似地，如图2C所示，对于一些应用，导管26的远端与外部支 撑结构40的远端平齐，使得包围导管的远端并延伸到外部支撑结构的 远端的表面32限定了平的盘形。然而，对于一些应用(未示出)，导 管的远端在远端方向上延伸超过外部支撑结构的远端。或者，外部支 撑结构的远端在远端方向上延伸超过导管的远端。对于这些应用，表 面32通常相对于与导管的纵向轴线垂直的平面以一定角度设置。对于 一些应用，表面32是弯曲的。例如，表面可以是凹形或凸形的。如上 所述，对于一些应用，该装置不限定单独的远端外表面。相反，如图6A-图6E所示，限定导管内表面的远端延伸到血管的内壁和/或与血管 内壁接触的外部支撑结构，使得内表面的远端阻止血液绕管道远端外 侧的回流。

现在参考图3，图3是根据本发明的一些应用布置在受试者的主 动脉内部的装置20的示意图。除了以下描述的差异以外，如图3所示 的装置20大体上类似于参考图1A-图2C描述的装置20。对于一些应 用，外部支撑结构40包括具有低渗透性的材料(例如，如上所述)， 例如膨胀聚四氟乙烯(ePTFE)或编织聚酯，使得导管26、装置20的 端部与外部支撑结构之间的体积52基本上被密封。对于这样一些应用， 在装置20布置于升主动脉之后，将填充材料54(例如，生物相容性 胶或自固化凝胶)注入到体积52中以填充该体积。对于一些应用，外 部支撑结构包括如上所述的支架状结构，并且在支架状结构的内表面 或外表面上包括材料50。或者，外部支撑结构可以包括材料50，并且 不包括任何刚性支撑元件。对于这些应用，外表面借助于使注入到体 积52中的填充材料54径向膨胀而使装置20锚定到升主动脉上。

现在参考图4A-图4B，图4A-图4B是根据本发明的一些应用的可 植入装置20的示意图。除了以下描述的差异以外，如图4A-图4B所 示的装置20大体上类似于参考图1和图2描述的装置20。如图4A- 图4B所示的装置20的外部支撑结构40不是连续的支架状圆柱形结构。 相反，如图4A-图4B所示的装置20的外部支撑结构包括支柱的近端 环和远端环60，近端环和远端环构造成通过径向扩张例如以向升主动 脉的内壁施加向外径向力而分别将装置20的近端和远端锚固到受试 者的升主动脉上。应当注意，如图4A和图4B所示，支柱的近端环和 远端环可以具有彼此不同的长度和/或形状。对于一些应用，如图4A 所示，支柱环相对于近端和远端表面同时向近端和远端延伸。或者， 如图4B所示，支柱的近端环可以仅相对于近端表面向远侧延伸，而支 柱的远端环可以仅相对于远端外表面向近端延伸。对于一些应用，如 图4B所示，支柱环或其一部分被盖62覆盖，例如膨胀聚四氟乙烯 (ePTFE)或编织聚酯。通常，盖由与内表面24、近端外表面28和远 端外表面32相似的材料制成。更通常的是，盖62密封外部支撑结构 与血管内壁之间的界面。

现在参考图5A-图5C，图5A-图5C是根据本发明一些应用的装置 20的示意图，该装置由支架移植材料制成。图5A-图5C示出了装置的 三维视图。除了以下描述的差异以外，如图5A-图5C所示的装置20 大体上类似于如图4B所示的装置20。

对于一些应用，内表面24、近端外表面28、远端外表面32和外 部支撑结构40都由移植材料的单个连续部分形成。移植材料通常由金 属或合金支架(例如，由不锈钢或镍钛诺制成的支架)和织物(例如 膨胀聚四氟乙烯(ePTFE)或编织聚酯)的组合形成。图5A-图5C示 出了具有与图4B所示装置大致相似形状的装置，即，该装置限定远端 外表面32，并且外部支撑结构沿着装置的长度不是连续的，而是包括 布置在近端外表面的远端、远端外表面的近端的支撑环。然而，本发 明的范围包括使用移植材料的连续部分来形成具有本文所述的其它结 构中的任一种的装置。例如，移植材料可以用于形成不限定远端外表 面但限定延伸到血管内壁的内表面(如图6A-图6E所示)的装置。或 者，移植材料可用于形成具有沿着装置的长度连续延伸的外部支撑结 构(例如，如图1A-图3所示)的装置。对于一些应用，移植材料用 于形成装置20，但是装置不是由移植材料的单一部分形成的。相反， 该装置可以由彼此耦合的多个移植材料片形成。

现在参考图6A-图6E，图6A-图6E是根据本发明一些应用的装置 20的部件的示意图，用于植入受试者的血管(例如，如上所述，受试 者的升主动脉)内。对于一些应用，装置20包括外支架70和限定导 管26的内结构72。图6A示出外支架70，图6B示出内结构72，图6C-图6E以内部结构和外部支架通常布置在受试者血管内(例如，受试者 的升主动脉内)的方式示出了布置在外部支架内部的内部结构的各个 视图。

外部支架构造成通过支架的外表面74向主动脉的内壁施加径向 力而将装置20锚定在升主动脉内。在这方面，如上所述，外表面74 用作外部支撑结构40。根据相应的应用，外部支架是可自膨胀的，或 是气囊膨胀的。内部结构构造成设置在外部支架内部，并且内部结构 的内表面限定导管26。根据相应的应用，内部结构是可自膨胀的，或 者是气囊可膨胀的。

对于一些应用，外部支架和内部结构同时插入受试者的升主动脉， 其中内部结构已经设置在外部支架内。对于一些应用，外部支架和内 部结构是一个集成结构，或者彼此耦合。通常，对于这些应用，外部 支架和内部结构在一个布置步骤中布置。例如，可以使外部支架和内 部结构在彼此之间同时自膨胀或者使用气囊膨胀。或者，外部支架和 内部结构在单独的插入和/或布置步骤中插入和/或布置。例如，外部 支架可以首先布置在升主动脉内(例如，经由自膨胀或经由气囊膨胀)， 使得外部支架在升主动脉内锚固就位。随后，内部支架可以布置在外 部支架内(例如，经由自膨胀或经由气囊膨胀)。

如图6C-图6D所示，外部支架70限定近端表面28，近端表面从 外部导管26延伸到外部支架的与血管内壁接触的部分。近端表面构造 成基本上防止绕导管外部的顺行血液流动，例如，以便减少在导管周 围区域中形成涡流和/或停滞血液的可能性。通常，近端外表面设置在 导管26周围，使得表面的至少一部分处于导管长度的最近30％以内

如图6C-图6D所示，外部支架70限定近端表面28，近端表面从 外部导管26延伸到外部支架的与血管内壁接触的部分。近端表面构造 成基本上防止绕导管外部的顺行血液流动，例如，以便减少在导管周 围区域中形成涡流和/或停滞血液的可能性。通常，近端外表面设置在 导管26周围，使得表面的至少一部分处于导管长度的最近30％以内 的纵向位置。

如图6C和图6E所示，根据本发明的一些应用，装置20不限定单 独的远端外表面。相反，限定导管的内表面的远端延伸到血管的内壁， 使得内表面的远端阻止血液绕导管远端外侧的回流。通常，内表面的 远端以与上文所述的远端外表面大致相似的方式阻止血液绕导管远端 外侧的回流。例如，内表面可以是不渗透的，和/或单位长度渗透率可 以小于0.25微米(如上所述)。对于一些应用，内表面包括在材料的 部分之间存在开放空间的结构化材料(例如，织物、金属或合金)。 例如，材料可以布置成格子结构、编织结构、十字交叉结构、织物结 构、多孔结构、缝合结构或类似结构。通常，即使对于这些应用，内 表面的面积的大于20％的面积被填充材料，并且内表面的小于80％的 面积是材料之间的开放空间。更通常的是，每个内表面的大于50％的 面积，例如大于80％的棉结被填充材料。对于一些应用，内表面没有 开放空间(即，内表面全部填充有材料)。

现在参考图7，图7是根据本发明的一些应用的可植入装置20的 示意性横截面图。除了以下描述的差异以外，如图7所示的装置20大 体类似于参照图1A至图2C描述的装置20。对于一些应用，装置20 包括从外部支撑结构40的近端延伸的锚定件80。锚固件是弯曲的， 以符合主动脉窦的形状。锚固件构造成通过防止装置下游迁移而布置 在主动脉窦内展开并且将装置20锚固在升主动脉内。

参考图8，图8是根据本发明一些应用的装置20的示意图，装置 20构造成放置在受试者的血管内，以便调节通过血管的血液流动。对 于一些应用，装置20包括一组一个或多个气囊，所述一个或多个气囊 在被充气时构造成限定一个表面90，该表面90通过该组气囊提供纵 向导管26，导管的至少一部分成形为在从导管近端到导管远端的方向 上扩散，使得导管下游端的横截面面积大于导管上游端的横截面面积。 该组气囊构造成经由充气腔82在血管的纵向部分内膨胀。该组气囊限 定近端和远端外表面28，32，近端和远端外表面构造成阻止绕导管外 侧的血液流动。当在血管的纵向部分内充气之后，该组气囊以与上述大致相似的方式防止血液经由除了表面90限定的导管之外的任何流 动路径流过该纵向部分。

通常，一组气囊在患有主动脉瓣膜狭窄的受试者的升主动脉内膨 胀，以便提供与狭窄相关的症状的急性治疗，例如通过减少受试者的 左心室压力，减少后负荷和/或改善心输出量。该组气囊构造成以与上 述大致相似的方式治疗与狭窄相关的症状。对于一些应用，该组气囊 用于对受试者施用急性治疗。通常，对于这些的应用，在被检者的升 主动脉内膨胀之后，在不到一个月(例如，少于一周，或少于一天) 内，该组气囊被放气并从受检者的身体移除。对于一些应用，该组气 囊在受试者主动脉内膨胀并保持植入主动脉内部，以便为受试者提供 慢性治疗。通常，在气囊充气之后，从受检者的身体移除充气腔。

现在参考图9A-图9B，图9A-图9B是根据本发明的一些应用的装 置20的各自角度的示意图，装置20构造成放置在受试者的血管内， 以便调节通过血管的血流。如图所示，对于一些应用，装置20包括一 组一个或多个气囊，一个或多个气囊在充气时构造成限定表面90，该 表面限定通过该组气囊的纵向导管，导管的至少一部分成形在从导管 近端到导管远端的方向上扩散，使得导管下游端的横截面面积大于导 管上游端的横截面面积。该组气囊还限定分别围绕导管的近端和远端 设置的近端环形部分和远端环形部分92。环形部分限定近端和远端外 表面28，32。该组气囊构造成在血管的纵向部分内充气。当在血管的 纵向部分内部被充气之后，气囊的环形部分的近端和远端外表面构造 成与上文所述大致相似的方式阻止血流经由除了表面90限定的导管 之外的任何流动路径流过该纵向部分。

应当注意，参考图8和图9A-图9B，对于一些应用，该组气囊的 各个部分的顺应性可以彼此不同，以便按照期望的方式促进血液流过 由装置20限定的导管。

现在参考图10A-图10C，图10A-图10C是根据本发明的一些应用 的装置20的示意图。如参照图图5A-图5C所述，图10A-图10C所示 的根据本发明的一些应用的装置20由支架移植材料制成。支架移植材 料限定了外部支撑结构40，该外部支撑结构接触血管的内壁以及限定 导管26的内表面24。

图10A示出了装置20的三维视图，图10B-图10C示出了根据相 应实施例的装置20的沿着装置的纵向轴线截取的横截面图。如图1和 2所示。如图10A-图10C所示，对于一些应用，在内表面24(其限定 导管26)的远端处，沿着下游方向凹陷弯曲的表面94延伸到外部支撑结构40的内表面。凹陷弯曲表面延续了内表面24。因此，凹陷弯 曲表面可以选择性地被视为内表面远端延续或从内表面延伸到外支撑 结构的远端外表面。不管如何看待该凹陷弯曲表面(内表面24的延续 或远端外表面)，装置20的远端限定了围绕导管的整个圆周径向向外 延伸的表面，该表面从导管至少延伸到外部支撑结构的内表面的径向 位置(使得该表面延伸到血管的内表面，和/或延伸到外部支撑结构)。 如上所述，表面的功能之一是基本上阻止血液绕导管26外部的回流。 一般来说，本发明的范围包括使用任何形式的表面，该表面围绕导管 的整个圆周径向向外延伸，从导管至少延伸到外部支撑结构的内表面的径向位置(使得该表面延伸到血管的内表面，和/或延伸到外部支撑 结构)，并且该表面构造成以本文所述的方式阻止血液绕导管26外部 的回流。

如图10A-图10C所示并且如上所述，对于一些应用，在导管26 的近端处，内表面24沿着近端到远端的方向收敛，以便将血液从主动 脉瓣膜引导到导管的扩散部分25。

应当注意，参考图10B，对于一些应用，装置20不限定近端外表 面，该近端外表面围绕导管的整个圆周径向向外延伸，从导管至少延 伸到外部支撑结构的内表面的径向位置，并且该近端外表面的至少部 分位于导管长度的最近30％以内。或者，如图10C所示，对于一些应 用，装置20限定近端外表面，该近端外表面围绕导管的整个圆周径向 向外延伸，从导管至少延伸到外部支撑结构的内表面的径向位置，并 且如上所述，该近端外表面的至少部分位于导管长度的最近30％以内。 对于一些应用，如图10C所示，近端外表面是弯曲的。如上所述，通 常，近端外表面设置在导管26周围，使得表面的至少一部分处于导管 长度的最近30％以内的纵向位置。对于一些应用，近端外表面构造成 阻止例如围绕导管26的外侧的顺行血流，以便减少在围绕导管的区域 中形成的涡流和/或停滞血液的可能性。

实验说明：

进行实验，其中构建模型以便通过狭窄主动脉瓣膜至少部分地复 制从受试者的左心室到升主动脉的血流的状况。将限定10mm开口的丙 烯酸喷嘴插入直径为35mm的硅胶管中，并且经由喷嘴将流体泵送通过 管道。使用水和甘油溶液(其具有与血液相似的粘度)作为流体。流 经喷嘴并流入喷嘴下游管道中的流体复制通过狭窄主动脉瓣膜而进入 升主动脉的血流，这是因为流体通过相对小开口流入相当大直径的内 腔。喷嘴上游管道内压力复制主动脉瓣膜上游左心室的压力。

本文所述的装置位于喷嘴下游管道(即，代表升主动脉的位置) 内，并且测量喷嘴上游压力的变化(即，表示左心室的位置)。已经 发现，在某些情况下，将装置设置在喷嘴下游使得喷嘴上游管道内的 压力减小高达60％。

例如，在一种情况下，将由固体丙烯酸制成并且形状与本申请图 3所示的装置20大致相似的装置放置成装置的近端距离喷嘴的末端 1mm。导管在装置近端处的内径为10mm，导管在装置远端处的内径为 20mm，装置的长度为5cm。以上述方式放置装置使得喷嘴上游管道内 的压力降低了60％。

在另一种情况下，将由固体丙烯酸制成并且形状与本申请图6C所 示的装置20大致相似的装置放置成装置的近端距离喷嘴的末端9mm。 导管在装置近端处的内径为10mm，导管在装置远端处的内径为28mm， 装置的长度为3.5cm。以上述方式放置装置使得喷嘴上游管道内的压 力降低了40％。

上述结果表明，将如本文所描述的装置放置在患有主动脉瓣膜狭 窄的受试者的升主动脉内可以导致受试者的左心室压力的降低。

应当注意，虽然本文中通常将装置20描述为植入受试者的升主动 脉，但是本发明的范围包括将装置20放置在受试者的任何血管的纵向 部分内，从而该装置使血液沿着顺行方向流过导管26，并且使得在其 中放置装置的纵向部分内，通过在该部分内展开装置来防止经由除了 导管以外的任何流动路径的血流。

在本申请中使用的术语“近端”和“远端”是指主动脉中各个元 件相对于主动脉瓣膜的位置。也就是说，术语“近端”是指“上游” 并且更靠近主动脉瓣膜的元件，术语“远端”是指“下游”并且远离 主动脉瓣膜的元件。因此，术语“近端”与术语“上游”同义使用， 术语“远端”与术语“下游”同义使用。在装置位于受试者身体内的 不同位置的情况下，应当相对于血液流动的方向来理解术语“近端” 和“远端”，相对上游的位置被解释为“近端”，而相对下游的位置 被解释为“远端”。

因此，根据本发明的一些应用，提供了以下发明构思：

发明构思1.一种用于调节受试者的升主动脉中的血流的方法， 所述方法包括：

将装置插入到升主动脉中，所述装置在展开状态下限定内表面， 所述内表面限定从所述装置的上游端到所述装置的下游端穿过所述装 置的导管，所述内表面的至少一部分在从扩散部分上游端到扩散部分 下游端的方向上扩散，使得所述导管在扩散部分下游端处的横截面面 积大于所述导管在扩散部分上游端的横截面积；以及

将所述装置在升主动脉内展开，使得装置的外部支撑结构与主动 脉的内壁接触，从而阻止所述内表面的远端与所述外部支撑结构之间 的血液回流。

发明构思2.根据发明构思1的方法，其中所述装置不包括假体 瓣膜，并且其中将装置插入升主动脉的步骤不包括将假体瓣膜插入升 主动脉。

发明构思3.根据发明构思1的方法，其中将装置插入升主动脉 的步骤包括将所述装置插入上升主动脉，内表面的与导管的扩散部分 接近的部分限定所述导管的收敛部分，所述收敛部分在从收敛部分的 上游端到收敛部分的下游端的方向上收敛。

发明构思4.根据发明构思1的方法，其中所述装置包括一组一 个或多个气囊，并且其中将所述装置展开包括使所述一个或多个气囊 膨胀。

发明构思5.根据发明构思1的方法，还包括：将所述受试者识 别为患有主动脉瓣膜狭窄，并且其中将所述装置展开包括：通过相对 于没有所述装置的升主动脉内的压力损失减小所述升主动脉内的压力 损失来治疗所述受试者。

发明构思6.根据发明构思1-5中任一项所述的方法，其中将装 置插入升主动脉的步骤包括将所述装置插入升主动脉，所述装置在处 于展开状态时的长度大于20mm。

发明构思7.根据发明构思6的方法，其中将装置插入升主动脉 包括将装置插入升主动脉，所述装置的长度小于70mm。

发明构思8.根据发明构思1-5中任一项所述的方法，其中将装 置插入升主动脉的步骤包括将所述装置插入所述升主动脉，当所述装 置处于展开状态时，所述导管在所述扩散部分的下游端的直径与所述 导管在所述扩散部分的上游端的直径之比大于4:3。

发明构思9.根据发明构思8的方法，其中将装置插入升主动脉 的步骤包括将所述装置插入上升主动脉，所述导管在所述扩散部分的 下游端的直径与所述导管在所述扩散部分的上游端的直径之比大于 2:1。

发明构思10.根据发明构思8的方法，其中将装置插入升主动脉 的步骤包括将所述装置插入上升主动脉，所述导管在所述扩散部分的 下游端的直径与所述导管在所述扩散部分的上游端的直径之比小于 4:1。

发明构思11.根据发明构思1-5中任一项所述的方法，其中将装 置插入升主动脉的步骤包括将所述装置插入升主动脉，当所述装置处 于展开状态时，所述导管在所述扩散部分的下游端的直径与所述导管 在所述扩散部分的上游端的直径之差大于3mm。

发明构思12.根据发明构思11的方法，其中将装置插入升主动 脉的步骤包括将所述装置插入升主动脉，所述导管在所述扩散部分的 下游端的直径与所述导管在所述扩散部分的上游端的直径之差大于5 mm。

发明构思13.根据发明构思11的方法，其中将装置插入升主动 脉的步骤包括将所述装置插入升主动脉，所述导管在所述扩散部分的 下游端的直径与所述导管在所述扩散部分的上游端的直径之差小于30 mm。

发明构思14.根据发明构思1-5中任一项所述的方法，其中将装 置插入升主动脉的步骤包括将所述装置插入升主动脉，所述内表面和 所述外部支撑结构由支架移植材料制成。

发明构思15.根据发明构思14的方法，其中将装置插入升主动 脉的步骤包括将所述装置插入升主动脉，所述内表面和所述外部支撑 结构分别由单独的支架移植材料制成。

发明构思16.根据发明构思14的方法，其中将装置插入升主动 脉的步骤包括将所述装置插入升主动脉，所述内表面和所述外部支撑 结构由一件连续的支架移植材料制成。

发明构思17.根据发明构思1-5中任一项所述的方法，其中将所 述装置在升主动脉的纵向部分内展开从而阻止所述内表面的远端与所 述外部支撑结构之间的血液回流的步骤包括：将所述装置展开，使得 所述装置的表面围绕所述导管的整个圆周径向向外延伸并接触以下位 置，所述位置包括主动脉的内壁和外部支撑结构，所述表面构造成阻 止血液通过所述表面的流动。

发明构思18.根据发明构思17的方法，其中将所述装置展开使 得所述装置的表面围绕所述导管的整个圆周径向向外延伸并接触所选 位置的步骤包括：将所述装置展开，使得所述装置的表面的单位长度 渗透率小于0.25微米，并且所述表面围绕所述导管的整个圆周径向向 外延伸并接触所选位置。

发明构思19.根据发明构思17的方法，其中将所述装置展开使 得所述装置的表面围绕所述导管的整个圆周径向向外延伸并接触所选 位置的步骤包括：将所述装置展开，使得限定所述导管的内表面的下 游端围绕所述导管的整个圆周径向向外延伸并接触所选位置。

发明构思20.根据发明构思17的方法，其中将所述装置展开使 得所述装置的表面围绕所述导管的整个圆周径向向外延伸并接触所选 位置的步骤包括：将所述装置展开使得以下表面接触所选位置，所述 表面位于所述导管的下游端的整个圆周周围并径向向外延伸。

发明构思21.根据发明构思17的方法，其中将所述装置展开使 得所述装置的表面围绕所述导管的整个圆周径向向外延伸并接触所选 位置的步骤包括：将所述装置展开使得以下表面径向向外延伸并接触 所选位置，所述表面位于所述导管的纵向位置的整个圆周周围使得所 述表面的至少一部分位于导管长度的最近30％以内。

发明构思22.根据发明构思17的方法，其中将所述装置在升主 动脉的纵向部分内展开从而阻止所述内表面的远端与所述外部支撑结 构之间的血液回流的步骤包括：将所述装置展开，使得所述装置的两 个表面围绕所述导管的整个圆周径向向外延伸并接触所选位置，所述 两个表面构造成阻止血流通过所述两个表面的流动。

发明构思23.根据发明构思22的方法，其中将所述装置展开使 得所述装置的两个表面围绕所述导管的整个圆周径向向外延伸并接触 所选位置的步骤包括：使血液在所述两个表面之间的区域凝结。

发明构思24.根据发明构思22的方法，还包括：将填充材料注 入到所述两个表面之间的区域。

发明构思25.根据发明构思1-5中任一项所述的方法，其中将所 述装置在升主动脉内展开的步骤包括：将所述装置在升主动脉的纵向 部分内展开，使得经由除了导管以外的任何流动路径流过所述升主动 脉的纵向部分的血流小于流过所述升主动脉的纵向部分的总血流的20 ％。

发明构思26.根据发明构思25的方法，其中将所述装置在升主 动脉的纵向部分内展开的步骤包括：将所述装置在升主动脉的纵向部 分内展开，使得没有血流经由除了导管以外的任何流动路径流过所述 升主动脉的纵向部分。

发明构思27.一种设备，包括：

可植入装置，所述可植入装置构造成植入受试者的血管内，所述 可植入装置在非限制状态下构造成限定：

内表面，所述内表面限定从所述装置的近端到所述装置的远端穿 过所述装置的导管，所述内表面的至少一部分在从所述导管的近端到 所述导管的远端的方向上扩散，使得所述导管在扩散部分的远端处的 直径与所述导管在扩散部分的近端处的直径之比大于4:3；以及

外部支撑结构，所述外部支撑结构构造成通过接触所述血管的内 壁使所述装置保持在血管内，

所述外部支撑结构的近端的外径与所述外部支撑结构的远端的外 径之比在3:4与4:3之间。

发明构思28.根据发明构思27的设备，其中所述可植入装置不 包括假体瓣膜。

发明构思29.根据发明构思27的设备，其中所述装置构造成在 所述装置被植入所述受试者的升主动脉的纵向部分内之后，相对于没 有所述装置的升主动脉内的压力损失，所述装置减小所述升主动脉内 的压力损失。

发明构思30.根据发明构思27的设备，其中所述内表面构造成 限定近端收敛部分，所述近端收敛部分靠近所述导管的扩散部分，并 且所述近端收敛部分在从所述收敛部分的近端到所述收敛部分的远端 的方向上收敛。

发明构思31.根据发明构思27的设备，其中所述装置包括一组 一个或多个气囊。

发明构思32.根据发明构思27的设备，其中所述导管在所述扩 散部分的远端处的直径与所述导管在所述扩散部分的近端处的直径之 比大于2:1。

发明构思33.根据发明构思27的设备，其中所述导管在所述扩 散部分的远端处的直径与所述导管在所述扩散部分的近端处的直径之 比小于4:1。

发明构思34.根据发明构思27-33中任一项所述的设备，其中当 处于非限制状态时，所述装置的长度大于20mm。

发明构思35.根据发明构思34的设备，其中所述装置的长度小 于70mm。

发明构思36.根据发明构思27-33中任一项所述的设备，其中当 所述装置处于非限制状态时，所述导管在所述扩散部分的远端处的直 径与所述导管在所述扩散部分的近端处的直径之差大于3mm。

发明构思37.根据发明构思36的设备，其中所述导管在所述扩 散部分的远端处的直径与所述导管在所述扩散部分的近端处的直径之 差大于5mm。

发明构思38.根据发明构思36的设备，其中所述导管在所述扩 散部分的远端处的直径与所述导管在所述扩散部分的近端处的直径之 差小于30mm。

发明构思39.根据发明构思27-33中任一项所述的设备，其中所 述装置构造成在所述装置被植入所述血管的纵向部分内之后，经由除 了导管以外的任何流动路径流过所述血管的纵向部分的血流小于流过 所述血管的纵向部分的总血流的20％。

发明构思40.根据发明构思39的设备，其中所述装置构造成在 所述装置被植入所述血管的纵向部分内之后，没有血流经由除了导管 以外的任何流动路径流过所述血管的纵向部分。

发明构思41.根据发明构思27-33中任一项所述的设备，其中所 述内表面和所述外部支撑结构由支架移植材料制成。

发明构思42.根据发明构思41的设备，其中所述内表面和所述 外部支撑结构分别由单独的支架移植材料制成。

发明构思43.根据发明构思41的设备，其中所述内表面和所述 外部支撑结构由一件连续的支架移植材料制成。

发明构思44.根据发明构思27-33中任一项所述的设备，所述装 置包括表面，当所述装置处于非限制状态时，所述表面构造成围绕所 述导管的整个圆周径向向外至少延伸到所述外部支撑结构的内表面的 径向位置并且构造成阻止血液流动。

发明构思45.根据发明构思44的设备，其中所述表面构造成延 伸到所述外部支撑结构的内表面的径向位置并且具有小于0.25微米 的单位长度渗透率。

发明构思46.根据发明构思44的设备，其中所述表面构造成延 伸到所述外部支撑结构的内表面的径向位置并且包括限定所述导管的 所述内表面的远端。

发明构思47.根据发明构思44的设备，其中所述表面构造成延 伸到所述外部支撑结构的内表面的径向位置并且包括位于所述导管的 远端周围并径向向外延伸的表面。

发明构思48.根据发明构思44的设备，其中所述表面构造成延 伸到所述外部支撑结构的内表面的径向位置并且包括径向向外延伸并 位于在所述导管的纵向位置周围的表面，使得所述表面的至少一部分 位于导管长度的最近30％以内。

发明构思49.根据发明构思44的设备，其中所述装置包括两个 表面，当所述装置处于非限制状态时，所述两个表面构造成围绕所述 导管的整个圆周至少延伸至所述外部支持结构的内表面的径向位置并 且构造成阻止血液流动。

发明构思50.根据发明构思49的设备，其中所述两个表面构造 成使血液在所述两个表面之间的区域凝结。

发明构思51.根据发明构思49的设备，还包括构造成注入到所 述两个表面之间的区域的填充材料。

发明构思52.一种设备，包括：

可植入装置，所述可植入装置构造成在受试者的血管的纵向部分 中展开，所述装置包括：

内表面，当所述装置在血管的纵向部分中处于展开状态时，所述 内表面构造成限定从所述装置的近端到所述装置的远端穿过所述装置 的导管，所述内表面的至少一部分在从扩散部分的近端到扩散部分的 远端的方向上扩散，使得扩散部分的远端的横截面面积大于扩散部分 的近端的横截面面积，

所述装置构造成在所述血管的纵向部分内展开之后，引导血液经 由所述导管流过所述血管的纵向部分，使得经由除了导管以外的任何 流动路径流过所述血管的纵向部分的血流小于流过所述血管的纵向部 分的总血流的20％。

发明构思53.根据发明构思52的设备，其中所述装置不包括假 体瓣膜。

发明构思54.根据发明构思52的设备，其中所述装置构造成在 所述装置被植入血管的纵向部分之后，没有血流经由除了导管以外的 任何流动路径流过所述血管的纵向部分。

发明构思55.根据发明构思52的设备，其中所述装置构造成在 所述装置被植入所述受试者的升主动脉的纵向部分内之后，相对于没 有所述装置的升主动脉内的压力损失，所述装置减小所述升主动脉内 的压力损失。

发明构思56.根据发明构思52的设备，其中所述内表面构造成 限定近端收敛部分，所述近端收敛部分靠近所述导管的扩散部分，并 且所述近端收敛部分在从所述收敛部分的近端到所述收敛部分的远端 的方向上收敛。

发明构思57.根据发明构思52的设备，其中所述装置包括一组 一个或多个气囊。

发明构思58.根据发明构思52-57中任一项所述的设备，其中所 述装置构造成当在血管的纵向部分内处于展开状态时，所述装置的长 度大于20mm。

发明构思59.根据发明构思58的设备，其中所述装置构造成所 述装置的长度小于70mm。

发明构思60.根据发明构思52-57中任一项所述的设备，其中所 述装置构造成当所述装置在血管的纵向部分内处于展开状态时，所述 导管在所述扩散部分的远端处的直径与所述导管在所述扩散部分的近 端处的直径之差大于3mm。

发明构思61.根据发明构思60的设备，其中所述装置构造成所 述导管在所述扩散部分的远端处的直径与所述导管在所述扩散部分的 近端处的直径之差大于5mm。

发明构思62.根据发明构思60的设备，其中所述装置构造成所 述导管在所述扩散部分的远端处的直径与所述导管在所述扩散部分的 近端处的直径之差小于30mm。

发明构思63.根据发明构思52-57中任一项所述的设备，其中所 述装置构造成当所述装置在血管的纵向部分内处于展开状态时，所述 导管在所述扩散部分的远端处的直径与所述导管在所述扩散部分的近 端处的直径之比大于4:3。

发明构思64.根据发明构思63的设备，其中所述装置构造成所 述导管在所述扩散部分的远端处的直径与所述导管在所述扩散部分的 近端处的直径之比大于2:1。

发明构思65.根据发明构思63的设备，其中所述装置构造成所 述导管在所述扩散部分的远端处的直径与所述导管在所述扩散部分的 近端处的直径之比小于4:1。

发明构思66.根据发明构思52-57中任一项所述的设备，其中所 述装置包括外部支撑结构，所述外部支撑结构构造成通过接触所述血 管的内壁使所述装置保持在血管内。

发明构思67.根据发明构思66的设备，其中所述装置构造成当 所述装置在血管的纵向部分内处于展开状态时，所述外部支撑结构的 近端的外径与所述外部支撑结构的远端的外径之比在3:4与4:3之间。

发明构思68.根据发明构思66的设备，其中所述内表面和所述 外部支撑结构由支架移植材料制成。

发明构思69.根据发明构思68的设备，其中所述内表面和所述 外部支撑结构分别由单独的支架移植材料制成。

发明构思70.根据发明构思68的设备，其中所述内表面和所述 外部支撑结构由一件连续的支架移植材料制成。

发明构思71.根据发明构思66的设备，所述装置包括表面，当 所述装置在血管的纵向部分内处于展开状态时，所述表面构造成围绕 所述导管的整个圆周径向向外至少延伸到所述外部支撑结构的内表面 的径向位置并且构造成阻止血液流动。

发明构思72.根据发明构思71的设备，其中所述表面构造成延 伸到所述外部支撑结构的内表面的径向位置并且具有小于0.25微米 的单位长度渗透率。

发明构思73.根据发明构思71的设备，其中所述表面构造成延 伸到所述外部支撑结构的内表面的径向位置并且包括限定所述导管的 所述内表面的远端。

发明构思74.根据发明构思71的设备，其中所述表面构造成延 伸到所述外部支撑结构的内表面的径向位置并且包括位于所述导管的 远端周围并径向向外延伸的表面。

发明构思75.根据发明构思71的设备，其中所述表面构造成延 伸到所述外部支撑结构的内表面的径向位置并且包括径向向外延伸并 位于在所述导管的纵向位置周围的表面，使得所述表面的至少一部分 位于导管长度的最近30％以内。

发明构思76.根据发明构思71的设备，其中所述装置包括两个 表面，所述两个表面构造成围绕所述导管的整个圆周至少延伸至所述 外部支持结构的内表面的径向位置并且构造成阻止血液流动。

发明构思77.根据发明构思76的设备，其中所述两个表面构造 成使血液在所述两个表面之间的区域凝结。

发明构思78.根据发明构思76的设备，还包括构造成注入到所 述两个表面之间的区域的填充材料。

本领域技术人员将理解，本发明不限于上文具体示出和描述的内 容。相反，本发明的范围包括上文描述的各种特征的组合和子组合以 及本领域技术人员在阅读前述描述后将不会在现有技术中进行的变化 和修改。

Claims (27)

1.一种设备，包括：

可植入装置，所述可植入装置构造成在受试者的血管中展开，所述装置包括：

内表面，当所述装置在血管的纵向部分中处于展开状态时，所述内表面构造成限定从所述装置的近端到所述装置的远端穿过所述装置的导管，所述导管的至少一部分在从导管的近端到导管的远端的方向上扩散，使得导管的远端的横截面面积大于导管的近端的横截面面积以及

外部支撑结构，所述外部支撑结构构造成通过接触血管的内壁而使所述装置保持在所述血管内，

当在血管的纵向部分内处于展开状态时，所述装置构造成在其远端处限定径向向外延伸的表面，所述表面围绕所述导管的整个圆周从所述导管至少延伸到所述外部支撑结构的内表面的径向位置。

2.根据权利要求1所述的设备，其中所述装置不包括假体瓣膜。

3.根据权利要求1所述的设备，其中所述表面径向向外延伸并且具有小于0.25微米的单位长度渗透率。

4.根据权利要求1所述的设备，其中所述表面径向向外延伸并且包括限定所述导管的所述内表面的远端。

5.根据权利要求1所述的设备，其中所述表面径向向外延伸并且包括位于所述导管的远端周围并径向向外延伸的表面。

6.根据权利要求1所述的设备，还包括附加表面，所述附加表面：

当所述装置在血管的纵向部分内处于展开状态时，构造成径向向外延伸并且围绕所述导管的整个圆周至少延伸到所述外部支撑结构的内表面的径向位置，并且

位于所述导管的纵向位置周围，使得所述表面的至少一部分位于导管长度的最近30％以内。

7.根据权利要求1所述的设备，其中所述装置构造成当所述装置在血管的纵向部分内处于展开状态时，所述外部支撑结构的近端的外径与所述外部支撑结构的远端的外径之比在3:4与4:3之间。

8.根据权利要求1所述的设备，其中所述装置构造成在所述装置被植入所述受试者的升主动脉的纵向部分内之后，相对于没有所述装置的升主动脉内的压力损失，所述装置减小所述升主动脉内的压力损失。

9.根据权利要求1所述的设备，其中所述内表面构造成限定近端收敛部分，所述近端收敛部分靠近所述导管的扩散部分，并且所述近端收敛部分在从所述收敛部分的近端到所述收敛部分的远端的方向上收敛。

10.根据权利要求1所述的设备，其中所述装置包括一组一个或多个气囊。

11.根据权利要求1-10中任一项所述的设备，其中所述装置构造成当所述在血管的纵向部分内处于展开状态时，所述装置的长度大于20mm。

12.根据权利要求11所述的设备，其中所述装置构造成所述装置的长度小于70mm。

13.根据权利要求1-10中任一项所述的设备，其中所述装置构造成当所述装置在血管的纵向部分内处于展开状态时，所述导管在所述扩散部分的远端处的直径与所述导管在所述扩散部分的近端处的直径之差大于3mm。

14.根据权利要求13所述的设备，其中所述装置构造成所述导管在所述扩散部分的远端处的直径与所述导管在所述扩散部分的近端处的直径之差大于5mm。

15.根据权利要求13所述的设备，其中所述装置构造成所述导管在所述扩散部分的远端处的直径与所述导管在所述扩散部分的近端处的直径之差小于30mm。

16.根据权利要求1-10中任一项所述的设备，其中所述装置构造成在所述装置被植入血管的纵向部分内之后，经由除了所述导管以外的任何流动路径流过所述血管的纵向部分的血流小于流过所述血管的纵向部分的总血流的20％。

17.根据权利要求16所述的设备，其中所述装置构造成在所述装置被植入血管的纵向部分之后，没有血流经由除了导管以外的任何流动路径流过所述血管的纵向部分。

18.根据权利要求1-10中任一项所述的设备，其中所述内表面和所述外部支撑结构由支架移植材料制成。

19.根据权利要求18所述的设备，其中所述内表面和所述外部支撑结构分别由单独的支架移植材料制成。

20.根据权利要求18所述的设备，其中所述内表面和所述外部支撑结构由一件连续的支架移植材料制成。

21.根据权利要求1-10中任一项所述的设备，其中所述装置构造成当所述装置在血管的纵向部分内处于展开状态时，所述装置限定两个表面，所述两个表面径向向外延伸并围绕所述导管的整个圆周至少延伸至所述外部支持结构的内表面的径向位置并且构造成阻止血液流动。

22.根据权利要求21所述的设备，其中所述两个表面构造成使血液在所述两个表面之间的区域凝结。

23.根据权利要求21所述的设备，还包括构造成注入到所述两个表面之间的区域的填充材料。

24.根据权利要求1-10中任一项所述的设备，其中所述装置构造成当所述装置在血管的纵向部分内处于展开状态时，所述导管在所述扩散部分的远端处的直径与所述导管在所述扩散部分的近端处的直径之比大于4:3。

25.根据权利要求24所述的设备，其中所述装置构造成所述导管在所述扩散部分的远端处的直径与所述导管在所述扩散部分的近端处的直径之比大于2:1。

26.根据权利要求24所述的设备，其中所述装置构造成所述导管在所述扩散部分的远端处的直径与所述导管在所述扩散部分的近端处的直径之比小于4:1。

27.一种设备，包括：

一组一个或多个气囊，所述气囊构造成在受试者血管中充气，所述一组气囊限定：

内表面，当所述一组气囊在所述血管内处于充气状态时，所述内表面构造成限定从所述一组气囊的近端到所述一组气囊的远端穿过所述一组气囊的导管，所述导管的至少一部分在从导管的近端到管道的远端的方向上扩散，使得所述导管的远端的横截面面积大于所述导管的近端的横截面面积；以及

近端外表面和远端外表面，所述近端外表面和远端外表面构造成阻止围绕导管外侧的血液流动。

Images