CN115175728A - 肺静脉防护物及其使用方法 - Google Patents

Abstract

一种用于隔离肺压与左心房压力和/或增加心输出量的系统或设备。该设备可以为包括血管内防护物的植入式心脏设备。该系统可以包括血管内防护物和跨间隔递送护套。血管内防护物的尺寸和结构设置为位于肺静脉或左心房内，以限制通过一条或多条肺静脉从左心房到肺部的流体流动，同时允许通过一条或多条肺静脉从肺部到左心房的流体流动。跨间隔递送护套可以被配置为容纳处于收缩状态的血管内防护物，并将血管内防护物递送至左心房。

Description

肺静脉防护物及其使用方法

在先申请的通过引用并入

本申请要求2020年1月3日提交的美国临时申请No.62/957,089的优先权，其全部内容通过引用并入本文。

技术领域

本公开总体上涉及植入式心脏设备，更具体地，涉及覆盖或限制从左心房到肺静脉的流动的植入式设备及其使用方法。

背景技术

心力衰竭(心衰，Heart Failure，HF)是一个世界性的常见问题，单在美国就有650多万人受到影响，到2030年这一数字预计将增加到近850万人。虽然这些患者中许多人所患的是慢性心衰，能够无症状地继续生活，但每年有180万患者要经受急性心衰(Acute HeartFailure，AHF)，这是心衰症状的急速恶化，主要包括呼吸困难和乏力，需要紧急治疗并立即住院。除了对病患的生活质量的影响之外，HF的治疗和住院每年还需美国医疗系统花费超过300亿美元。AHF一般分为两类，射血分数降低的心衰(Heart Failure with reducedEjection Fraction，HFrEF，也称为收缩性心衰)和射血分数保留的心衰(Heart Failurewith preserved Ejection Fraction，HFpEF，也称为舒张性心衰)。虽然HFrEF和HFpEF都会对发病率和死亡率产生重大影响，但事实证明HFpEF更难以解决。目前，尽管为了研发该疾病的治疗方法做出了诸多努力，但利尿剂(diuretics)仍然是缓解HFpEF影响的仅有的循证疗法(evidence based therapies)之一。因此，除了改进HFrEF和心房颤动(AtrialFibrillation，AF)的治疗方案的机会之外，还存在为HFpEF患者开发有意义的治疗方案这一严重未满足的临床需求。

在HF的机理和生理进展的某个点，左心房(Left Atrium，LA)功能障碍开始出现。左心房的壁部会变得更硬，顺应性降低，从而降低左心房的储器应变(reservoir strain)(充盈时扩张)和主动应变(active strain)(排空时压缩)。这种应变的降低会增加左心房中的压力，该压力传到肺部(可以通过肺毛细血管楔压(Pulmonary Capillary WedgePressure，PCWP)的增加来测量)，从而减少肺部气体的扩散(可以通过肺部对一氧化碳的扩散(diffusion of the lungs for carbon monoxide，DLCO)以及动脉和混合血气来测量)，这也是导致急性心衰和住院的肺部充血(pulmonary congestion)和呼吸困难的根本原因。

治疗HFrEF时，问题在于受损的左心室(Left Ventricle，LV)的收缩功能。因此，已经开发了几种治疗方法来辅助左心室生成系统压力和收缩流，从而支持心输出量(如左室辅助设备，LVAD等)。然而，由于HFpEF的收缩功能和射血分数是保留的，所以HFrEF的治疗方法无法很适合于或有效地转用到HFpEF。

在过去几年的研究中，已经强调了LA和左心房压力在HFpEF中的作用。具体而言，研究已经确定左心房功能障碍(如左心房储器应变和主动应变下降)是与HFpEF死亡率相关的独立危险因素。

图1A示出了左心房压力和容积波形，可将其组合来示出压力和容积之间的“8字形”关系(如图1B所示)。

在心房舒张(通过心室收缩)期间，LA的扩张称为储器功能(reservoirfunction)，如图1A和1B中标记为(1)的段所示。一旦二尖瓣在舒张早期打开，则左心房和左心室的压力平衡，血液被动地排入左心室，这也称为导管功能(conduit function)，如图1A和1B中的段(2)所示。接着，在舒张末期，在二尖瓣关闭之前，心房收缩，起到主动泵功能，如图由图1A和1B中段(4)和(5)所示。

在存在充血性心力衰竭(Congestive Heart Failure，CHF)的情况下，由于LA扩张和容积增加与硬度和压力的增加相耦合，图1B所示的常规的“8字”会被驱动向上和向右。硬度的增加还改变曲线的形状并减少储器应变(充盈期间减少的扩张)和泵应变(收缩过程中的压缩)。

虽然HFpEF最初与LV的舒张充盈压力的增加以及LA无法完全排空有关，但由此产生的流体回流常会导致肺充血，并可能会转化为肺动脉高压、右心室-肺循环(RightVentricle-pulmonary circulation，RV-PC)解耦，以及右心室超负荷运作或功能障碍。因此，开始时的左侧心衰竭往往会发展为右侧心衰竭。右侧的影响可能会表现为肺血管阻力(Pulmonary Vascular Resistance，PVR)和肺动脉(Pulmonary Artery，PA)收缩压(相当于右心室收缩压)增加，右心室工作负荷增加和效率低下，以及心输出量减少。LA压力增加转化为肺动脉楔压的增加和PVR的增加，这导致PA收缩压增加，同时由于压力差减少，在PA舒张期的心输出量减少。PA收缩压的增加使得收缩期中RV的工作负荷增加，并且随着时间的推移，其效率也会降低。

肺动脉高压除了由心房功能障碍引起外，还可以由许多其他原因引起，所有这些原因都会导致呼吸困难和疲劳的症状，从而迫使住院治疗。二尖瓣反流(MR)是一种血液通过二尖瓣(MV)从LV向后泄漏到LA的病症。这种病症会减少心输出量并增加LA压力，最终导致肺动脉高压。

为了应对左心房压力的增加在加重HFpEF症状中所起的作用，可以提供心房内设备，尝试将血液从LA分流到右心房(Right Atrium，RA)，从而降低LA压力和PCWP。虽然早期的临床研究显示了有希望的结果，但LA分流术并不能完全解决肺充血问题，也无法辅助减轻右侧心脏的负担。相反，RA还不得不应对由于血液从左侧分流而增加的容积。此外，仅降低LA中的压力并不能解决潜在的心房僵硬问题，也无助于在心动周期的所有阶段恢复LA的完整功能。例如，在心房收缩的活跃期降低LA压力并不在左心房和左心室之间产生更大的的压力差，结果是，由于容积被分流到右侧，因此LV舒张末期充盈无法被优化，并且心输出量可能会减少。此外，LA分流术对患有心房颤动(Atrial Fibrillation，AF)的患者可能没有那么有效，而AF是HFpEF患者的常见病症。

发明内容

本公开的一些方面涉及一种用于隔离肺压与左心房压力和/或增加心输出量的植入式心脏设备。所述植入式心脏设备可以包括血管内防护物，其尺寸和结构设置为位于肺静脉或左心房内，例如，一条或多条肺静脉的一个或多个口之上，以限制通过一条或多条肺静脉从所述左心房到肺部的流体流动，同时允许通过所述一条或多条肺静脉从肺部到所述左心房的流体流动。本文所述的植入式心脏设备可适用于隔离肺压，即肺静脉和肺毛细血管楔压(Pulmonary Capillary Wedge Pressure，PCWP)与左心房和/或左心室舒张末压(Left Ventricular End Diastolic Pressure，LVEDP)，以使进入肺静脉口的反向流动最小化，从而减少肺充血，并使进入左心室的正向流动最大化，从而提高心输出量。除了患有HFrEF、HFpEF和AF的患者之外，患有其他疾病状态的患者也可受益于本文所述技术的实施例。具体而言，具有降低平均PCWP能力的某些实施例可能有利于帮助患有肺动脉高血压和/或二尖瓣回流(MR)的患者。此外，同时患有HFpEF和肺动脉高压或MR的患者可能特别受益于包含本文所述的血管内防护物以及其他设备。

在某些方面，上述植入式心脏设备或本文所述的任何植入式心脏设备可以包括下列一个或多个附加特征。所述植入式心脏设备的所述血管内防护物可以包括单向阀，其尺寸和结构设置为位于所述肺静脉之上或之内。所述植入式心脏设备的所述血管内防护物可以包括可扩张框架，其被配置为通过所述一个或多个肺静脉的一个或多个口在所述左心房内扩张。所述植入式心脏设备的所述血管内防护物可以具有二维或三维形状，其尺寸和结构设置为接合所述左心房的表面。

所述植入式心脏设备的所述血管内防护物可以包括包括限定所述血管内防护物的周界的可扩张结构元件。所述血管内防护物的周界的形状可以选自圆形、椭圆形、三叶草形、蝶形、单瓣形、四叶形、心形、双瓣形、三瓣形和四瓣形。所述血管内心脏设备的所述血管内防护物可以包括位于中心部分的无孔层和位于周界的被配置为调节流体流动的至少一个血液调节翼片。所述血管内防护物的周界可以包括定形线、激光切片或适于压缩和再扩张成导管的模制材料。

所述植入式心脏设备的所述血管内防护物可以包括多个层。所述多个层可以包括多孔层和无孔层。所述无孔层可以具有被配置为远离所述多孔层打开的多个翼片。所述多个层可以包括编织或针织织物、多个聚合物膜、金属丝网和/或其组合。所述多孔层可以包括与所述无孔层的多个翼片对齐的多个孔隙。所述多个孔隙可以包括多个内孔隙和从所述多个内孔隙沿径向向外定位的多个外孔隙。所述阀层的所述多个翼片可以包括多个内翼片和从所述多个内翼片沿径向向外定位的多个外翼片。所述多个孔隙的形状可以与所述多个翼片相似。所述多个孔隙的尺寸可以小于所述多个翼片的尺寸。所述无孔层可以包括当所述多个翼片邻接所述多孔层时的关闭构造和当所述多个翼片远离所述多孔背层时的打开构造。所述多孔层可以包括多个孔，其被配置为接收缝合线、促进组织向内生长和/或将所述多孔层固定于所述无孔层。

所述植入式心脏设备还可以包括具有近端和远端的细长递送设备。所述血管内防护物位于所述递送设备的远端。

另一方面，公开了一种用于增加心输出量的系统。所述系统可以包括前述任一段落所述的植入式心脏设备或本文所述的任何植入式心脏设备，以及被配置为容纳处于收缩状态的所述血管内防护物，并将所述血管内防护物递送至所述左心房的跨间隔递送护套。所述系统还可以包括被配置为位于所述左心房内的加压元件。所述加压元件可以被配置为通过所述跨间隔递送护套被递送至所述左心房。所述血管内防护物可以位于所述跨间隔递送护套内的所述加压元件的远端。所述加压元件可以为球囊。

另一方面，公开了一种用于增加心输出量的方法。所述方法可以包括使用前述段落中任一段落所述或本文所述的植入式心脏设备或系统。

附图说明

为了提供进一步的理解，附图被并入说明书中并构成本说明书的一部分，其示出了所公开的实施例，并与说明书一起用于解释所公开的实施例的原理。

图1A-1B示出了左心房压力-容积关系的五个阶段。

图2示出了根据本公开一些方面的左心房心脏支持系统。

图3示出了根据本公开一些方面的与心动周期的各个部分相对的对球囊进行充胀和放瘪的时间线。

图4示出了使用左心房球囊时，与心动周期的各个部分相对的左心房压力的变化。

图5示出了根据本主题技术的各个方面的左心房球囊在不同状态下的透视图。

图6示出了根据本主题技术的各个方面的左心房球囊在不同状态下的局部横截面图。

图7A-7B分别示出了根据本主题技术的各个方面的具有跨间隔轴和中心腔的左心房球囊的透视图和局部横截面图。

图8示出了根据本主题技术的各个方面的已植入的跨间隔左心房定位结构和球囊。

图9示出了根据本主题技术的各个方面的已植入的左心耳左心房定位结构和球囊。

图10A-10D示出了根据本主题技术的各个方面的左心房球囊的各个视图。

图11示出了根据本主题技术的各个方面的图2和13A-13B所示系统的组件的示意图。

图12示出了一种可以实现本主题技术的一个或多个实施方式的系统。

图13A-13B示出了根据本公开一些方面的处于扩张和收缩状态的双侧心脏支持系统。

图14-16示出了根据本主题技术的各个方面的肺动脉定位结构的不同扩张状态。

图17示出了根据本主题技术的各个方面的已植入的肺动脉定位结构。

图18示出了根据本主题技术的各个方面的具有螺旋状右心室球囊的系统。

图19示出了具有左心房和肺静脉的剖面的心脏的图示。

图20示出了人心脏的左心房和肺静脉的示意图。

图21A-24示出了根据本主题技术的各个方面的防护物或血液调节阀的不同实施例。例如，图21A示出了植入患者心脏的单个单向阀组件的实施例，图21B-21G示出了根据本主题技术的各个方面的如图21A所示的单个单向阀的实施例的透视图(图21B)、横截面图(图21C和21E)，以及关闭构造(图21F)和打开构造(图21G)的仰视图。

图25A-25B示出了根据本主题技术的各个方面的防护物或血液调节阀的实施例的仰视图和横截面图。

图26-28D示出了根据本主题技术的各个方面的防护物或血液调节阀的不同实施例。

图29A示出了猪心脏的透视图。

图29B是图29A所示猪心脏的透视图，其中该心脏的左心耳和二尖瓣侧被去除。

图29C示出了图29B所示的猪心脏的仰视图，其经跨间隔穿刺。

图30A-30B示出了已植入图29C所示猪心脏中的表面防护物的实施例。

图31A-31B示出了图30A-30B所示表面防护物的实施例以及根据本主题技术的各个方面的已植入猪心脏的左心房球囊的实施例。

图32示出了根据本主题技术的各个方面的防护物的框架的实施例。

图33示出了根据本主题技术的各个方面的具有框架的防护物的实施例，该框架具有多孔背层和网孔层。

图34-37示出了根据本主题技术的各个方面的防护物的不同实施例，该防护物具有包含多个翼片的无孔层。

图38示出了根据本主题技术的各个方面的已植入猪心脏的三维防护物的实施例。

图39A-39D示出了根据本主题技术的各个方面的三维防护物和左心房球囊的实施例的侧视图(图39A和39C)以及俯视图(图39B和39D)。

图40A-40B示出了根据本主题技术的各个方面的三维防护物和左心房球囊的实施例的俯视图(图40A)以及透视图(图40B)。

图41A-41B示出了根据本主题技术的各个方面的用于防护物的支撑结构的实施例的侧视图(图41A)以及透视图(图41B)。

图42A-42B示出了根据主题技术的各个方面的用于防护物的支撑结构的实施例的展开构造(图42A)和部分展开构造(图42B)。

图43A-43C示出了根据本主题技术的各个方面的附接于支撑结构的防护物的不同实施例。

图44A-44I示出了根据本主题技术的各个方面的防护物的实施例的俯视图(图44A、44D和44F)、分解图(图44B)、透视图(图44C和44G)、侧视图(图44E)以及横截面图(图44H-44I)。

具体实施方式

下文详细阐述本主题技术的不同配置，但并不意图表示其是用于实践本主题技术的唯一配置。详细的描述包括旨在提供对本主题技术的透彻理解的特定细节。相应地，可以提供针对某些方面的尺寸作为非限制性示例。然而，对于本领域技术人员来说显而易见的是，也可以在没有这些具体细节的情况下实践本主题技术。在一些情况下，可以以框图形式示出众所周知的结构和组件，以避免模糊本主题技术的概念。

应当理解的是，本公开包括本主题技术的示例，并且并不限制所附权利要求的范围。现在将根据特定但非限制性的示例公开本主题技术的各个方面。可以根据所期望的应用或实施以不同的方式和变型来执行本公开所描述的各种实施例。

在随后的详细描述中，阐述了多个具体细节，以提供对本公开的全面理解。然而对于本领域普通技术人员显而易见的是，本公开的实施例可以在没有一些上述具体细节的情况下实践。在其他情况下，未详细示出众所周知的结构和技术以免模糊本公开。

本公开的各个方面涉及针对包括心力衰竭和/或心房颤动等心房功能障碍的系统和方法。应当理解的是，虽然下文描述了例如系统100、600等系统用于HF应用，但是鉴于其具有恢复原生LA功能和脉动的能力，该系统也可以适用于治疗非HF的AF颤动患者。目前，通常通过消融术，通称为迷宫手术，来治疗心房颤动，即，医生通过小切口、无线电波、冷冻、微波或超声波能量来创建疤痕组织，从而破坏LA内的电路，以消除颤动。这通过手术完成通常是有效的，但若是采用当前可用的介入技术完成，则其效果较差。不充分的消融可能导致持续性房颤，而过度消融可能形成疤痕，使得LA的壁部变硬，并且可能最终导致HF。相比之下，采用如下所述的LA球囊102来恢复LA功能(扩张和收缩)，则即使在存在电波动的情况下也可以消除心房颤动的症状，并且不需要进行可能会形成过度疤痕的消融。这些用于治疗心房功能障碍的心内支持系统和方法在2020年2月5日提交的美国公开号为US2020/0246523A1，发明名称为“心内左心房以及双支持系统”的美国专利申请中作了进一步描述，其全部内容通过引用并入本文。

本公开的各方面还涉及一种血管内防护物，旨在防止或减少特定方向的血流。在一些实施例中，防护物可作为单向阀以允许沿一个方向流动而防止沿另一方向流动，例如在不存在自体阀的地方。在其他实施例中，防护物可以减少沿特定方向的血流量和压力，同时允许沿另一方向的无限制流动。

在左侧心力衰竭或肺毛细血管楔压升高和肺充血的其他特定情况下，当定位在LA的主腔室与一个或多个肺静脉PV口之间时，这种防护物或单向阀可能是有用的。无论是收缩期(射血分数降低)还是舒张期(射血分数保留)，左侧心力衰竭的进展都会导致左心房压力升高，进而导致肺毛细血管楔压升高、肺充血、肺动脉压力升高，并继续逆行发展为右侧心力衰竭。在肺静脉PV与LA之间放置防护物可将肺系统与左心房平均压力升高以及左心房压力飙升(例如，在心房收缩期间)隔离开。防护物可以临时或长期使用，长期设置的目的是将肺毛细管楔压(PCWP)与左心房压力(LAP)隔离，并使PCWP相对降低，这应该会减少肺充血，增加心房收缩期的正向血流，导致随后心输出量的增加。

防护物可以单独使用，或与心脏支持系统(下文将进一步描述)一起使用，或与其他系统一起使用。例如，当反搏球囊放置在LA中(如下所述)或存在其他加压元件时，可以使用防护物。在这种情况下，防护物的存在可以通过在LA与肺静脉PV之间建立屏障来增强心脏支持系统的优势。由反搏系统引起的LA中的任何压力升高都可以完全导入左心室，这可以降低PCWP，同时增加心输出量。

左心房心脏支持系统

图2示出了示例系统100，其中植入式加压元件已被植入患者体内。在图2所示示例中，系统100包括出于说明的目的被实施为球囊的加压元件102。如图所示，心房定位结构106联接至加压元件102，并被配置成将加压元件102定位在患者心脏101的左心房LA中。虽然在图2中未示出，但系统100还包括控制电路，该控制电路被配置成在心房舒张期操作加压元件102以降低左心房中的压力，从而通过模拟左心房储器应变的增加以及左心房容积的相对增加来降低左心房中的充盈压力，以将含氧血液从患者的肺中抽出。控制电路还在心房收缩期操作加压元件102以增加左心房中的压力，从而通过减少左心房的相对容积来在心房收缩期增加左心房压力，以模拟左心房主动应变的增加。心房收缩期左心房压力的增加会使得左心房和左心室之间的压力差增加，从而改善左心室的舒张充盈。

图中示出了馈送管线110，通过该馈送管线110可以提供或移除流体或气体，以对加压元件102的球囊实施方式进行充胀或放瘪，或者可以采用该馈送管线110来提供用于操作加压元件102的其他实施方式的控制信号。馈送管线110可被并入用于将加压元件102递送至左心房LA的细长导管体或作为其一部分。例如，在球囊和非球囊实施例中，在一些方面，导管或护套可以采用经皮法通过股静脉递送，接着通过下腔静脉推进到右心房RA，然后穿过心房间隔进入左心房LA。加压元件102位于细长体的远端，其可以在LA中扩张。在图2中靠近球囊示出的可扩张心房定位结构106可在该间隔的左侧和/或右侧扩张，以辅助将球囊固定在LA内。在一些实施例中，携带球囊的导管体可以通过位于RA和LA之间的单独的跨间隔护套(trans-septal sheath)进行递送。

系统100还可包括产生与患者心动周期部分相对应的信号的一个或多个传感器，例如心电图(electrocardiogram，ECG)传感器和/或压力传感器。基于来自传感器的信号，可以与心动周期的各个部分协同地操作加压元件102，以使得左心房的压力发生变化(例如，压力增加和/或压力降低)。

根据本公开的各个方面，提供了图2所示的左心房支持系统100，以潜在地在右侧出现问题之前解决心脏左侧的潜在功能障碍，和/或通过降低肺毛细血管楔压(肺充血的表现)和改善左心室充盈来减轻心脏两侧的功能障碍。

与通过设备以增加心脏右侧的负担和减少心输出量为代价而仅降低左心房压力的HFpEF的治疗方法相比，本文所述的系统100通过减少心脏左侧的负担而不增加右心房的负担来支持心脏，从而也潜在地减少充血和肺楔压，以及改善左心室的舒张充盈，这可以提供心输出量的净增加。这是通过在心脏左侧放置流体/容积转移系统(例如，左心房的加压元件102)来实现的。在本文讨论的加压元件102被实施为球囊的示例中，球囊的充胀和放瘪以这样的方式进行时序控制，以优化对每个患者的支持，并保持血液在心动周期中始终沿正确方向流动。

在心房舒张期左心房的球囊102的放瘪，可有助于通过模拟LA储器应变的增加(例如，充盈期的容积增加)，增加LA的相对容积以及降低充盈压力，将含氧血液从肺中抽出。然后，通过在舒张周期的活跃部分(例如，在心房收缩期)充胀球囊102，该球囊可以通过在周期的活跃期减少LA中的相对容积并增加LA压力来模拟泵/主动应变的增加，从而增加LA与LV间的压力差，并改善左心室的舒张充盈。LA球囊102的这种操作有助于恢复心脏中硬度和壁应力正在增加的区域(如左心房和左心室)的顺应性。

在各种操作场景中，可以取决于球囊的放置和每个患者的具体需要来操作球囊102(或用于在LA中进行流体/容积转移的加压元件的其他实施方式)。

球囊102的充胀和放瘪可以基于初始(例如，固定的)时序进行，也可以通过传感信号进行触发，该传感信号可以来自心电图(例如，EKG或ECG)传感器、压力传感器(例如，LA中或附近的压力传感器)或其组合。

图3示出了波形202，其示出了与心电图信号200的时序相对应的对LA球囊102进行充胀和放瘪的可能时序。

在可以生成图3所示波形的球囊102的时序的一个示例性实施方式中，当检测到R峰值加上时延(例如，R峰值之后有100毫秒延迟)后，触发放瘪LA球囊102。如此，系统启动LA球囊102的放瘪，使得LA球囊的放瘪与发生在二尖瓣关闭时的心室收缩期的LA压力/容积周期的自然扩张/储器功能阶段同时进行。可以基于ECG的P波峰值或R峰值加上额外时延(例如，R峰值后有600毫秒时延)来触发启动LA球囊的充胀，使得LA球囊102的充胀与二尖瓣关闭前心室舒张末期的心房收缩(例如，当a波峰出现时，心房压力/容积周期的主动收缩部分)同时进行，以提高心房心室压力差并增加心室充盈(例如，左心室舒张末期容积(LeftVentricular End Diastolic Volume，LVEDV))。

图4示出了与ECG信号的时序相对应的两个LA压力波形300、312。该图还示出心动周期的某些点，例如，LA收缩302、二尖瓣关闭304、LA舒张和充盈306、LA充满308和LA排空310。未修改的波形312示出了没有使用LA球囊的心脏的左心房压力波形，修改后的波形300示出了使用LA球囊的心脏的左心房压力波形。如图所示，当LA由于球囊充胀而收缩时，修改后的波形300的a波峰值(等效于302)高于未修改的波形312中的302，这种波增强放大因与心力衰竭和/或心房颤动相关的心房功能障碍而减弱的左心房的原生收缩力，并且有助于改善左心室充盈和支持心输出量。相反，与未修改的波形312相比，刚好在R峰值之后进行球囊的放瘪可以在心房充盈期(等效于306)产生较低的压力以及较低的v波峰(等效于308)，这种充盈压力的降低会使得肺毛细血管楔压和肺充血降低。

图5-9示出了LA球囊102和心房定位结构106的示例性实施方式。

一般而言，球囊102可以与其相关联的定位结构分离或者可以并入定位结构。在任一实施方式中，提供一种定位结构，其在整个心动周期中保持与其相关的球囊在心脏内的位置。在图5所示的示例性透视图中，LA球囊102是圆顶形可扩张结构，其附接至心房定位结构106。心房定位结构106被配置成与延伸穿过心房间隔的部件700跨间隔地定位。部件700也可以被认为是心房定位结构，并且可以包括如上所述的可临时定位在心脏内的导管体或可以长期定位在心脏内的较短的跨间隔轴(trans-septal shaft)。心房定位结构106包括环形结构，该环形结构包括可扩张丝网(例如，自扩张、已定形(shape-set)的镍钛诺金属丝网)，该丝网可以大体上呈两个盘800和802的形式，更具体地如图6所示。该系统可以从护套内展开，鉴于该护套是被跨间隔递送的，其可以限制定位结构106和圆顶形可扩张结构102的直径。一旦远端进入左心房，护套即可缩回(或者可以相对于护套推进球囊导管和定位结构)，使得附接有球囊102的远侧盘能够在左心房内扩张。然后，可以将该系统朝右心房拉回，使远侧盘的邻近表面紧贴面向间隔壁表面的左心房。随着护套继续缩回，近端盘暴露并扩张，使得近端盘的远端表面紧贴着面向间隔壁表面的右心房，以相对于该间隔固定该系统。图5中的箭头示出了球囊102可以如何交替充胀和放瘪。

图6示出了图5的心房定位结构106和LA球囊102的局部横截面侧视图，其由可扩张构件800和802锚定在心房间隔809的任一侧，其中球囊102并入定位结构106的LA侧。可扩张构件800和802可以折叠以插入患者心脏(并且使构件802穿过心房间隔)，然后其被扩张以将定位结构106固定到该间隔。球囊102可以包括抗血栓(anti-thrombotic)材料。图6中的箭头示出了一旦被锚定到间隔809，球囊102可以如何交替充胀和放瘪。尽管图6和图7中示出了圆顶形球囊106，但应当理解的是，LA球囊102可以形成为圆环状或其他形式，以允许通过球囊102的中心腔跨间隔地进入LA。为左心房提供导管的中心腔可用作导丝管腔，以便于初始递送，或来自导管外部集线器、压力传感器(例如光纤压力传感器)、静脉系统分流路径的直接压力测量，或实现任何其他可能需要进入左心房的目的。例如，图7A-7B示出了LA球囊102的实施方式，其包括多腔导管902，该多腔导管902包括开口的中心腔900以维持通向左心房腔室的通路。导管902包括可以用于使球囊102充胀和放瘪的另一管腔904。图7B中示出了图7A的横截面图。如图所示，如双头箭头901所示，中心腔900提供通向左心房腔室的通路。此外，如第二双头箭头903所示，流体腔904可以将流体递送至或排放出球囊102。

在一些操作场景中，在对患者进行临时HF治疗后，可以移除跨间隔的LA球囊和心房锚定结构，并关闭跨间隔开口或使其保持打开。图8示出了通过LA定位结构106定位在LA中的LA球囊102，该LA定位结构106被实施为跨间隔锚定件，其具有分别设置在右和左心房的第一和第二锚定构件800和802，LA球囊102附接至左侧构件802。图9示出了可替选的实施方式，其中LA球囊102用结构106锚定，该结构106锚定在左心耳(left atrial appendage，LAA)的远端。在LAA中进行锚定(例如，采用图9所示的可扩张笼)也可以被实施，使得该结构106同时封闭LAA的一部分，以帮助减少总的LA容积并最小化栓塞(embolism)的风险和/或AF的影响。还应理解的是，LA锚定结构106可以锚定在其他位置以将LA球囊102定位在LA内。在一示例中，LA锚定结构106可以是被配置成锚定在在一个或多个肺静脉的孔口中的锚定件。此外，在本文所述的任何实施例中，如图8-9所示，馈送管线110可以从如虚线114所示的上腔静脉(superior vena cava，SVC)或如实线110所示的下腔静脉(inferior vena cava，IVC)经由右心房进入左心房。

图10A-10D示出了LA球囊的另一实施方式。LA球囊502的远端504凹入LA球囊502内，该凹陷端允许球囊502的远端504在包括但不限于不存在导丝的情况下是无创的(atraumatic)。如图10D所示，球囊502可以通过与上文所述类似的锚定机制锚定到心脏，但如图10C所示则无需锚定机制。图10C示出了可以采用轴506作为心房定位结构将LA球囊502定位在LA中。在一实施方式中，该轴506可以是多腔聚合物轴。轴506可以预先形成有大约60度或其他不同角度的弯折或弧曲，以辅助促进在递送期间正确放置和活动期间实现稳定。轴506可包括多个管腔。例如，轴506可具有用于导丝的单独管腔、用于充胀和放瘪球囊502的单独流动管腔、以及用于光纤压力传感器的单独管腔。轴506还可包含管腔用于容纳硬化管芯(stiffening stylet)，以便稳定导管的远侧末端，并在活动期间保持球囊位置。可以在远侧末端推进到其所需位置之前或之后插入硬化管芯。硬化管芯可以预先形成有弯折或弧曲以使得轴506具有所需的弯折或弧曲。

在各种实施方式中，LA球囊102、502的形状可以是球形、椭圆形、圆柱形、扁平形、圆顶形、环形(toroidal)或任何其他适用于对LA加压(例如，以可控方式增加或减少压力)的几何构造。不同的形状有助于改进其在患者中的放置。在其他实施方式中，LA球囊102、502可具有不同尺寸以更好地适合患者的心脏和/或在充胀和/或放瘪时提供优选的流动模式。

还应理解的是，LA球囊(如LA球囊102)可以与一个或多个其他植入式元件一起提供。

图11示出了可并入上述系统100中但图2中未示出的各种组件，这些组件被配置成操作本文所述的LA球囊102。图11示出了如上所述的单球囊系统或如下将进一步描述的双球囊系统所用到的组件。因此，图11所示的所有部件并非均是单球囊系统可能需要或使用的。在2019年2月6日提交的美国临时申请No.62/801,819中还描述了与系统100的组件有关的更多细节，包括但不限于图14和第[0046]段，其全部内容通过引用并入本文。在图11所示示例中，系统100可以包括控制电路(未示出)、电源(未示出)、压力室或储层1900、真空室或储器1902以及泵1907。如图所示，螺线管(solenoids)1908可以设置在将压力室1900和真空室1902流体联接到流体管线(例如，图2的流体管线110的实施方式)的管道上，可以由微控制器1927处的控制电路进行控制以控制球囊102的充胀和放瘪。在一个实施例中，ECG传感器1903连接到患者1901，且患者的ECG信号被发送到数据采集单元1905。该数据采集单元1905由软件1915程序控制以寻找与ECG信号中的R波相关的设定阈值。一旦检测到阈值，数据采集单元1905就向微控制器1927发送脉冲(例如方波)。针对数据采集单元1905发送的脉冲，软件1915监视微控制器1927并采用该信息连续计算ECG信号的R波之间的间隔(R-R间隔)。LA球囊充胀是利用计算出的R-R间隔和参数1919(包括充胀时间长度，ECG特征检测1917后的偏移/延迟时间和充胀容积)进行时序控制的，这些参数可以通过用户输入/控制器1921进行调整。接着，基于R-R间隔时序和用户输入1921，软件1915与微控制器1927通信以驱动螺线管1908，将球囊腔向压力室1900打开以进行充胀，或向真空室1902打开以进行放瘪。

尽管系统100被描述为外部固定系统(例如，用于床边支撑(bedside support))，但图11和上述附图所示组件也可以被布置成用于可移动使用或植入患者体内(例如，球囊102的驱动系统可以在外部控制台或可穿戴的外部便携式单元中，或者可以是完全可植入的)。系统100可供临时、短期、中期、长期或永久使用。当临时使用时，LA定位结构106被布置成可以无创伤地从患者身上移除。

如果需要，球囊102可以配备有压力传感器/监测器1923，其收集相应腔内的压力数据，例如是光纤压力传感器或其他类似方式。来自该压力传感器的压力数据可用于驱动或触发球囊充胀和/或放瘪，和/或可被收集以通过输出显示器1925或单独上传来向患者、医生或其他人实时提供信息。在一些实施例中，传感器1923也可出于各种目的用于监测球囊内的压力。

尽管本文讨论了LA加压元件102被实施为球囊的各种示例，但应当理解的是，LA支持系统100可以与其他加压元件一起实施，例如主动泵、轴流泵、涡轮机或用于转移容积和流体的其他机械装置。更常见地，元件102可以实施为加压(例如，压力控制)、流体转移和/或容积转移机械装置的任何合适的组合，该机械装置具有生物相容性和可植入性，以定位成与患者心脏左侧的一个或多个部分进行流体连通。例如，当操作LA加压元件102时可引起左心房的容积转移。

图12概念性示出了一种电子系统，利用该系统可以实现本主题技术的一个或多个方面。例如，电子系统可以是如下组件本身或者其一部分：用于在单独设备中实现左心房支持系统的控制电路1913；便携式电子设备，例如笔记本电脑、平板电脑、电话、可穿戴设备或个人数字助理(personal digital assistant，PDA)；或者通常可以与植入患者心脏和/或肺血管系统中的加压设备通信联接的任何电子设备。这种电子系统包括各种类型的计算机可读介质和用于各种其他类型的计算机可读介质的接口。电子系统包括总线1008、处理单元1012、系统存储器1004、只读存储器(ROM)1010、永久存储设备1002、输入设备接口1014、输出设备接口1006以及网络接口1016，或其子集和变体。

总线1008是所有系统总线、外围总线和芯片组总线的总称，它们以通信方式连接电子系统的众多内部设备。在一个或多个实施例中，总线1008将处理单元1012与ROM1010、系统存储器1004和永久存储设备1002通信连接。处理单元1012从这些不同的存储器单元中检索要执行的指令和要处理的数据，以便执行本公开主题的过程。在不同的实施例中，处理单元可以是单处理器或多核处理器。

ROM1010存储处理单元1012和电子系统的其他模块所需的静态数据和指令。另一方面，永久存储设备1002是读写存储设备。该设备是一种非易失性存储单元，即使在电子系统关闭时也能存储指令和数据。本公开主题的一个或多个实施例使用大容量存储设备(例如磁盘或光盘及其对应的磁盘驱动器)作为永久存储设备1002。

其他实施例使用可移动存储设备(例如软盘、闪存驱动器及其对应的磁盘驱动器)作为永久存储设备1002。类似于永久存储设备1002，系统存储器1004是读写存储器设备。然而，与存储设备1002不同，系统存储器1004是易失性读写存储器，例如随机存取存储器。系统存储器1004存储处理单元1012在运行时所需要的任何指令和数据。在一个或多个实施例中，本公开的过程存储在系统存储器1004、永久存储设备1002和/或只读存储器1010中。处理单元1012从这些不同的存储器单元中检索要执行的指令和要处理的数据，以便执行一个或多个实施例所述的过程。

总线1008还连接到输入设备接口1014和输出设备接口1006。输入设备接口1014使用户能够向电子系统和/或传感器传送信息和选择命令，以将传感器数据传送到处理器1012。与输入设备接口1014一起使用的输入设备可以包括例如字母数字键盘、指点设备(也称为“光标控制设备”)、相机或其他成像传感器、心电传感器、压力传感器或通常可以接收输入的任何设备。例如，输出设备接口1006能够显示由电子系统生成的图像。与输出设备接口1006一起使用的输出设备包括例如打印机和显示设备，如液晶显示器(liquid crystaldisplay，LCD)、发光二极管(light emitting diode，LED)显示器、有机发光二极管(organic light emitting diode，OLED)显示器、柔性显示器、平板显示器、固态显示器、投影仪，或任何其他用于输出信息的设备。一个或多个实施例可以包括例如触摸屏等同时用作输入和输出设备的设备。在这些实施例中，提供给用户的反馈可以是任何形式的感官反馈，例如视觉反馈、听觉反馈或触觉反馈；同时，可以以任何形式接收来自用户的输入，包括声音、语音或触觉输入。输出设备接口1006还可用于输出控制命令以用于操作如本文所述的加压部件(例如，以控制加压元件102)。

最后，如图12所示，总线1008还通过网络接口1016将电子系统联接到网络(未示出)。通过这种方式，计算机可以是局域网(local area network，LAN)或广域网(wide areanetwork，WAN)等计算机网络的一部分，也可以是内联网或诸如互联网等网络的一部分。电子系统的任何或所有组件都可以与本公开结合使用。

双心脏支持系统

图13A-13B示出了另一种示例系统600，其中两个植入式加压元件已被植入患者体内。在图13A-13B所示示例中，系统600包括第一加压元件102，出于说明的目的，其被实施为球囊。如图所示，心房定位结构106联接至第一加压元件102，并被配置成将第一加压元件102定位在患者心脏101的左心房LA中。上文描述的任何心房定位结构均可用于本文所述的系统600中。如图所示，系统600还包括第二加压元件104和肺动脉定位结构108，肺动脉定位结构108联接到第二加压元件104，并被配置成将第二加压元件104定位在患者的肺动脉(Pulmonary Artery，PA)中。虽然图13A-13B未示出，系统600还包括控制电路，其被配置成操作第一加压元件102和第二加压元件104以在左心房和肺动脉中产生协同的压力改变和/或容积转移。图中示出了馈送管线110和112，通过它们可以提供或移除流体或气体，以对加压元件102和104的球囊实施方式进行充胀或放瘪，或者可以利用它们提供控制信号以操作加压元件102和104的其他实施方式。如上所述，馈送管线110可被并入细长导管体或作为其一部分，该细长导管体用于将加压元件102递送至左心房LA。馈送管线112可以并入用于将加压元件104和肺动脉定位结构108递送到心脏右侧的细长导管体或作为其一部分。例如，在球囊和非球囊实施例中，在一些方面，导管或护套可以采用经皮法通过股静脉递送，接着通过下腔静脉推进到右心房RA、到右心室RV，然后进入肺动脉。加压元件104位于细长导管体的远端或其附近，其可以在肺动脉中扩张。在图13A和13B中在球囊远端示出的可扩张肺动脉定位结构108可以在肺动脉(或其他地方)中扩张以辅助将球囊固定在PA内。在一些实施例中，肺动脉定位结构108包括可固定在PA分叉处的可扩张笼。

系统600还可包括产生与患者心动周期的各部分相对应的信号的一个或多个传感器，例如心电图传感器(electrocardiogram，ECG)和/或压力传感器。基于来自传感器的信号，可以与心动周期的各个部分协同地操作加压元件102和104以分别在左心房和肺动脉中产生协同压力变化(例如，压力增加和/或压力降低)。

根据本公开的各个方面，提供了图13A-13B所示的双侧系统600，以解决心脏两侧可能存在的功能障碍。与通过设备以增加心脏右侧的负担和减少心输出量为代价而仅降低左心房压力的HFpEF治疗方法相比，本文所述的系统600通过卸载肺两侧的负担来支持心脏，从而减少充血和肺楔压并改善LV舒张充盈，以支持心输出量。该系统是通过在心脏左侧放置一个流体/容积转移系统(例如，左心房的加压元件102)以及在心脏右侧放置另一流体/容积转移系统(例如，肺动脉的加压元件104)来实现的。在此处讨论的示例中，其中加压元件102和加压元件104实施为球囊，球囊协同的充胀(见图13A)和放瘪(见图13B)是以这样的方式进行时序控制的，以优化对每个患者的支持，并保持血液在心动周期中始终沿正确方向流动。图13A示出了球囊102、104何时充胀，以及图13B示出了球囊102、104何时放瘪。

如图13B所示，在右侧，球囊的放瘪可以有助于减少右心室的后负荷和所需的工作，且可以提高充胀期肺部的充盈效率。例如，在PA收缩期主动放瘪PA球囊104可以降低PA收缩压力和RV工作负荷。接着，如图13A所示，在肺动脉瓣关闭后的PA舒张期，充胀PA球囊104将会增加PA舒张压力，并辅助克服肺血管阻力以提供更大的心输出量。在左侧，在心房舒张期左心房中的球囊102放瘪有助于通过模拟LA储器应变的增加(例如，充盈期的容积增加)，增加LA的相对容积以及并降低充盈压力，将含氧血液从肺中抽出。然后，通过在舒张周期的活跃部分(例如，在心房收缩期)充胀球囊102，该球囊可以通过在周期的活跃期减少LA中的相对容积并增加LA压力来模拟泵/主动应变的增加，从而增加左心房与左心室间的压力差，并改善左心室的舒张充盈。LA球囊102和PA球囊104的这种协同操作有助于恢复心脏中硬度和壁应力正在增加的区域(如LA和PA)的顺应性。

在各种操作场景中，取决于球囊的放置和每个患者的具体需要，可以独立地或协同地(例如直接同步、功能完全相反、或者在整个心动周期中在充胀和放瘪的时序中具有不同延迟的重叠时序)操作球囊102和104(或用于LA和PA中流体/容积转移的加压元件的其他实施方式)。

球囊102和104的充胀和放瘪可以基于初始(例如，固定的)时序进行，也可以通过传感信号进行触发，该传感信号可以来自心电图(例如，EKG或ECG)传感器、压力传感器(例如，LA内或附近的压力传感器和PA内或附近的压力传感器)或其组合。

如上所述，图3示出了波形202，其示出了与ECG信号200的时序相对应的LA球囊102的球充胀和放瘪的可能顺序。图3还示出了波形204，其示出了PA球囊104的球囊充胀和放瘪的可能顺序。

在可以生成图3所示波形的球囊102和104的时序的一个示例性实施方式中，在检测到ECG信号中的R峰值时，触发放瘪肺动脉球囊104，并在检测到ECG信号中的T峰值(或与T波重合的R峰值的特定时偏)时充胀，从而使放瘪和充胀分别与肺动脉瓣的打开和关闭以及收缩和舒张的开始同时进行。在此示例中，在检测到R峰值加上时延(例如，R峰值之后有100毫秒延迟)后触发LA球囊102的放瘪。如此，系统在启动PA球囊104放瘪后，启动LA球囊102的放瘪，使得LA球囊102的放瘪与发生在二尖瓣关闭时的心室收缩期的LA压力/容积周期的自然扩张/储器功能阶段同时进行。可以基于所检测到的ECG的P波峰值或R峰值加上额外时延(例如，R峰值后有600毫秒时延)来触发启动LA球囊102的充胀，使得LA球囊102的充胀与二尖瓣关闭前心室舒张末期的心房收缩(例如，当a波峰出现时，心房压力/容积周期的主动收缩部分)同时进行，以提高心房心室压力差并增加心室充盈(例如，LV舒张末期容积，LV EndDiastolic Volume，LVEDV)。

全部内容通过引用并入本文的2019年2月6日提交的美国临时申请No.62/801,917的图7，示出了一系列波形，这些波形指示了两个心动周期过程中与ECG信号1604的时序相对的主动脉、肺动脉、心房和心室压力。此外，还示出了说明LA球囊102的球囊充胀和放瘪的可能顺序的波形1600，以及说明PA球囊104的球囊充胀和放瘪的可能顺序的波形1602。此外，在增强的LA压力波形1606和增强的PA压力波形1608中示出了波形1600和1602的球囊充胀对LA和PA压力波的最终影响。

如图14-17所示，对于PA球囊104，PA定位结构108可位于球囊104的远端，并可以实施为可扩张笼，该可扩张笼从图14所示的细长结构(例如，用于穿过血管系统到达肺动脉)经由图15所示的中间扩张结构，扩张到图16所示的完全扩张结构之后紧靠肺动脉的壁部锚定(例如，逆时针旋转所联接的扭矩轴可以使近端部从远端部沿内螺纹延伸，从而压紧锚定结构，而顺时针旋转扭矩轴则可以使锚定结构的远端和近端更接近，并扩大其直径)。图16还示出了处于充胀状态下的PA球囊104。在图14-16中还示出了导丝120，其可以在引入球囊导管和锚定系统之前独立地插入并推进到人体的期望位置处(此处为PA)，使得可以将球囊导管和锚定系统追踪定位到导丝上方的位置。然后可以在治疗过程中移除导丝或将其留在原位。

尽管图14-17示出了PA定位结构108相对于PA球囊104设置在远侧，但应当理解的是，PA定位结构108可以邻近PA球囊104设置或者与球囊同轴(incorporated in-line)设置(例如，作为围绕球囊的笼)。如图16所示，PA定位结构108允许血液流过。

图17示出了通过PA定位结构108定位在PA内的PA球囊104，该PA定位结构108实施为位于肺动脉顶部的扩张笼。如图17所示，馈送管线112可以经由右心房和右心室从SVC或实线112所示的IVC进入PA。

在各种实施例中，LA球囊102和PA球囊104的形状可以相同，也可以不同，它们可以是球形、椭圆形、圆柱形、扁平形、圆顶形、环形或任何其他适用于对LA和/或PA加压(例如，以可控方式增加或减少压力)的几何构造。

尽管本文描述了使用具有LA加压元件102和PA加压元件104的系统100的HFpEF治疗方法，然而本文也考虑到用于治疗HFpEF和/或AF的其他系统，其根据结合图2讨论的心动周期特征来解决双侧问题。作为另一示例，图18示出了球囊1702A，其成形为螺旋状以提升向前流动增压。球囊1702A可以被配置成定位在如上所述的PA内。在其他实施例中，本文所述的PA中的任何球囊或加压元件可被配置成定位在右心室RV内。

图11示出了可并入上述系统600中但图13A-13B中未示出的各种组件，这些组件被配置成操作本文所述的LA球囊102和PA球囊104。在2019年2月6日提交的美国临时申请No.62/801,917中还描述了关于系统100的组件的更多细节，包括但不限于图21和第[0057]段，其全部内容通过引用并入本文。在图11所示示例中，系统600可以包括控制电路(未示出)、电源(未示出)、压力室或储器1900、真空室或储器1902以及泵1907。如图所示，螺线管1908、1909可以设置在将压力室1900和真空室1902流体联接到流体管线(例如，图13A-13B的流体管线110、112的实施例)的管道上，可以由微控制器1927处的控制电路进行控制以控制球囊102和104的充胀和放瘪。在一个实施例中，ECG传感器1903连接到患者1901，且患者的ECG信号被发送到数据采集单元1905(电源实验室)。该数据采集单元1905被程序控制以寻找与ECG信号中的R波相关的设定阈值。一旦检测到阈值，数据采集单元1905就向微控制器1927发送脉冲(方波)。针对数据采集单元1905发送的脉冲，软件1915监视微控制器1927并采用该信息连续计算ECG信号的R波之间的间隔(R-R间隔)。PA球囊和LA球囊的充胀是利用计算出的R-R间隔和参数1919、1929(包括充胀时间长度、ECG特征检测后的偏移/延迟时间1917和充胀量)以进行时序控制的，这些参数可以通过用户输入/控制器1921进行调整。接着，基于R-R间隔时序控制和用户输入1921，软件与微控制器1927通信以驱动螺线管1908、1909，将球囊腔向压力室1900打开以进行充胀，或向真空室1902打开以进行放瘪。

尽管系统600被描述为外部固定系统(例如，用于床边支撑)，但图11和上述附图所示组件也可以被布置成用于可移动使用或植入患者体内(例如，球囊102、104的驱动系统可以在外部控制台或可穿戴外部便携式单元中，或者可以是完全可植入的)。系统600可供临时、短期、中期、长期或永久使用。当临时使用时，左心房定位结构106、108被布置成可以无创伤地从患者身上移除。

如果需要，球囊102和/或104可以配备有压力传感器/显示器1923、1931，其收集相应空腔内的压力数据。来自这些压力传感器的压力数据可用于驱动或触发球囊充胀和/或放瘪，和/或可被收集以通过输出显示器1925或通过单独上传来向患者、医生或其他人实时提供信息。在一些实施例中，传感器1923、1931也可出于各种目的用于监测球囊内的压力。

尽管本文讨论了LA加压元件102和PA加压元件104被实施为球囊的各种示例，但应当理解的是，双侧系统600可以与其他加压元件一起实施，例如主动泵、轴流泵、涡轮机或用于转移容积和流体的其他机械装置。更常见地，每个元件102、104均可以实施为压力控制、流体转移和/或容积转移机械装置的任何合适的组合，该机械装置具有生物相容性和可植入性，以定位成与患者心脏左侧或右侧的一个或多个部分进行流体连通。例如，在操作LA加压元件102时可引起左心房中的容积转移，而在操作PA加压元件104时可引起肺动脉中的容积转移。如本领域普通技术人员可以理解的，心脏左侧包括左心房和左心室，并从肺部接收富氧血液以及将富氧血液泵送到身体。如本领域普通技术人员可以理解的，心脏右侧包括右心房和右心室，并从身体接收血液以及将血液泵送到肺部进行氧合。

与如上所述的单球囊系统类似，图12概念性地示出了一种电子系统，利用该系统可以实现本主题技术的一个或多个方面。例如，电子系统可以是如下组件本身或者其一部分：用于在单独设备中实现双侧心肺支持系统的控制电路1913；便携式电子设备，例如笔记本电脑、平板电脑、电话、可穿戴设备或个人数字助理(personal digital assistant，PDA)；或者通常可以与植入患者心脏和/或肺血管系统中的加压设备通信联接的任何电子设备。这种电子系统包括各种类型的计算机可读介质和用于各种其他类型的计算机可读介质的接口。电子系统包括总线1008、处理单元1012、系统存储器1004、只读存储器(ROM)1010、永久存储设备1002、输入设备接口1014、输出设备接口1006以及网络接口1016，或其子集和变体。

总线1008是所有系统总线、外围总线和芯片组总线的总称，它们以通信方式连接电子系统的众多内部设备。在一个或多个实施例中，总线1008将处理单元1012与ROM1010、系统存储器1004和永久存储设备1002通信连接。处理单元1012从这些不同的存储器单元中检索要执行的指令和要处理的数据，以便执行本公开主题的过程。在不同的实施例中，处理单元可以是单处理器或多核处理器。

ROM1010存储处理单元1012和电子系统的其他模块所需的静态数据和指令。另一方面，永久存储设备1002是读写存储设备。该设备是一种非易失性存储单元，即使在电子系统关闭时也能存储指令和数据。本公开主题的一个或多个实施例使用大容量存储设备(例如磁盘或光盘及其对应的磁盘驱动器)作为永久存储设备1002。

其他实施例使用可移动存储设备(例如软盘、闪存驱动器及其对应的磁盘驱动器)作为永久存储设备1002。类似于永久存储设备1002，系统存储器1004是读写存储器设备。然而，与存储设备1002不同，系统存储器1004是易失性读写存储器，例如随机存取存储器。系统存储器1004存储处理单元1012在运行时所需要的任何指令和数据。在一个或多个实施例中，本公开的过程存储在系统存储器1004、永久存储设备1002和/或只读存储器1010中。处理单元1012从这些不同的存储器单元中检索要执行的指令和要处理的数据，以便执行一个或多个实施例所述的过程。

总线1008还连接到输入设备接口1014和输出设备接口1006。输入设备接口1014使用户能够向电子系统和/或传感器传送信息和选择命令以将传感器数据传送到处理器1012。与输入设备接口1014一起使用的输入设备可以包括例如字母数字键盘、指点设备(也称为“光标控制设备”)、相机或其他成像传感器、心电传感器、压力传感器或通常可以接收输入的任何设备。例如，输出设备接口1006能够显示由电子系统生成的图像。与输出设备接口1006一起使用的输出设备包括例如打印机和显示设备，如液晶显示器、发光二极管显示器、有机发光二极管显示器、柔性显示器、平板显示器、固态显示器、投影仪，或任何其他用于输出信息的设备。一个或多个实施例可以包括例如触摸屏等同时用作输入和输出设备的设备。在这些实施例中，提供给用户的反馈可以是任何形式的感官反馈，例如视觉反馈、听觉反馈或触觉反馈；同时，可以以任何形式接收来自用户的输入，包括声音、语音或触觉输入。输出设备接口1006还可用于输出控制命令以用于操作如本文所述的加压部件(例如，以控制加压元件102)。

最后，如图12所示，总线1008还通过网络接口1016将电子系统联接到网络(未示出)。通过这种方式，计算机可以是局域网(local area network，LAN)或广域网(wide areanetwork，WAN)等计算机网络的一部分，也可以是内联网或诸如互联网等网络的一部分。电子系统的任何或所有组件都可以与本公开结合使用。

肺静脉防护物

现在将描述肺防护物或血液调节阀，它们可以独立使用或与上述任何系统一起使用。当肺防护物与上述心脏支持系统一起使用时，如果辅助性心房收缩引起较高的a波LA压力，则肺防护物可以防止血液倒流至肺静脉PV以及PCWP的飙升。如图19所示，防护物或血液调节阀可以被定位在心脏101的LA中。如下面进一步描述的，防护物可以接合、覆盖和/或阻挡流入任何一个或多个不同肺静脉PV(例如右上肺静脉RS-PV、左上肺静脉LS-PV、右下肺静脉RI-PV和左下肺静脉LI-PV)的口PO，如图20所示。

防护物或血液调节阀可以采取各种形式，包括但不限于：单独的单向阀组件2000，其可定位在每个肺口PO内(如图21A-21G所示)；二维或三维无孔表面2100，其包括可阻碍流动或使流动转向的单层(如图22所示)；二维或三维表面2200，其具有在中心的无孔层2202和围绕无孔层2202的周界和/或在无孔层2202中心的血液调节翼片2204或类似结构，该二维或三维表面2200可以调节流动(如图23A所示，翼片2204关闭；如图23B所示，翼片2204打开)；具有选择性孔隙率的二维或三维表面2300，其可以允许从肺静脉PVs到LA的流动，但限制或减少从LA到肺静脉PVs的流动(例如，图24所示四叶形状)；或者上述可选方案的任意组合。在这些或其它实施例中，防护物或血液调节阀可以被配置为允许血液从肺部流入LA，并部分或完全限制血液从LA流入肺部。此外，防护物或血液调节阀的这些或其它实施例可以以这样的方式构造，即当防护物或血液调节阀离开PV口PO的表面时，LA压力的增加可以驱动防护物或血液调节阀至少部分地关闭PV口PO，并且当LA压力降低时，防护物或血液调节阀可以移动，使得PV口PO重新打开。防护物或血液调节阀可以折叠，以便递送到所需的心脏位置，然后可扩张成所需的形状和构造。在一些实施例中，例如，如图21A-24和25A-28D以及本说明书的其它实施例所示，防护物或血液调节阀可以位于递送设备(例如，用于血管内递送到所需位置(例如，LA)的线材、导管或护套)的远端。

图21A-21G示出了单个单向阀组件2000，如图21A所示，其可定位在每个肺口PO内。单向阀组件2000可以包括可扩张框架2002和单向阀2004(例如，鸭嘴阀或任何合适的单向阀)。可扩张框架2002可以配置为在肺静脉PV内扩张，从而使单向阀组件2000固定在肺静脉PV内。在一些结构中，可扩张框架2002可以包括定形线、激光切片或管、模制材料或任何其他材料，用于压缩到导管中，并在递送到肺静脉PV时再次扩张。在一些构造中，单向阀2004可以从可扩张框架2002沿径向向内定位。在一些构造中，单向阀2004可以被配置为允许血液从肺静脉PV流向LA，并防止血液从LA流向肺静脉PV。

如图21B-21E所示，单向阀2004的形状可以被配置为当压力差驱动血液从肺静脉PV流到LA时允许阀2004打开。此外，驱动血液从LA流到肺静脉PV的压差会导致阀2004关闭。图21F和21G分别示出了单向阀组件2000在关闭构造和打开构造时的仰视图。在一些构造中，单向阀2004可以由可被贴在可扩张框架2002上的膜、织物或其他薄而无孔的材料制成。如图21B-21E所示，单向阀2004的第一端(例如，植入时最接近肺静脉PV的一端)可以在可扩张框架2002的外表面上沿径向向外折叠，以将单向阀2004固定于可扩张框架2002。在一些实施例中，单向阀2004可以包括被配置为至少部分地与可扩张框架2002相适应的柔性材料。

图25A-25B示出了包括多个层2402、2404的防护物2400的实施例，该多个层2402、2404可以提供多孔调节表面。多个层2402、2404可以包括至少部分多孔的背面PV面层或背层2402和无孔的正面LA面层2404。无孔层2404可以包括薄膜，该薄膜可以包括翼片2406。可以将翼片2406切入薄膜或通过任何合适的方法植入薄膜。翼片2406可以被配置为远离多孔背层2402朝向LA打开，以便在有合适压差时允许从肺静脉PV到LA的流动。当LA压力增加并超过PV压力时，翼片2406可以紧靠背层2404关闭，从而限制流入肺静脉PV，避免压力飙升并降低平均PCWP。每个2402、2404层可以使用各种材料，包括编织或针织织物、聚合物膜、金属丝网和/或其他。防护物2400还可以包括结构支撑物2408，例如，可以被配置为支撑多个层2402、2404的线框。防护物2400可折叠用于血管内递送，例如，在递送导管或护套内，并且可在LA内扩张以覆盖肺静脉PV的一个或多个口PO。

在一些实施例中，防护物2400面向PV口PO和LA的表面可以是二维的(例如，基本上是平面的)，或者在扩张时可以具有三维形状。例如，防护物2400的表面可以成形为大体上与LA内表面的至少一部分相吻合，以获得更好的密封性。在一些实施例中，防护物2400的表面可以成形为覆盖所有四个PV孔PO，而在其他实施例中，防护物2400的表面可以成形为仅覆盖一个、两个或三个PV口PO。在一些实施例中，防护物2400可以被配置为避免限制流经二尖瓣。防护物2400的外周可以具有多种不同形状以覆盖一个或多个PV口PO，例如但不限于圆形、椭圆形、三叶草形、蝶形和四叶形。在一些实施例中，防护物2400的表面可以包括单个凹入区域，使得防护物2400的表面可从LA区域更深地延伸至PV口PO中，以更好地安置在PV口PO中，并降低隔膜效应的风险。即使在单向阀关闭时，隔膜效应也会导致不期望的压力传递至肺静脉PV。

图26-28D示出了表面型防护物的多个实施例，该表面型防护物可以包括由定形线、激光切片、模制材料或任何其它适于压缩和再扩张成导管的结构支撑元件形成的周界。本文所述的这些或任何其他实施例的系统可由从静脉系统(经股静脉或经颈静脉)插入的导管引入，并跨间隔定位在右心房RA与LA之间，用于在LA内。可以利用各种形状，使单个或多个防护物可以覆盖所有四个肺静脉口PO或其子集。如图26所示，防护物2500可以包括覆盖所有四个肺静脉孔PO的单个瓣片。如图27所示，防护物2600可以包括两个瓣片2602、2604。这两个瓣片2602、2604可以包括被配置为覆盖右上肺静脉孔和左上肺静脉孔的第一瓣片2602，以及被配置为覆盖右下肺静脉孔和左下肺静脉孔的第二瓣片2604。

如图28A-28D所示，防护物2700可包括四个瓣片2702、2704、2706、2708。四个瓣片2702、2704、2706、2708可以包括被配置为覆盖右上肺静脉孔的第一瓣片2702、被配置为覆盖左上肺静脉孔的第二瓣片2704、被配置为覆盖右下肺静脉孔的第三瓣片2706、以及被配置为覆盖左下肺静脉孔的第四瓣片2708。在一些实施例中，表面型防护物2700还可以包括位于、附接于或者以其他方式连接于防护物2700的瓣片2702、2704、2706、2708中的至少一个上的一个或多个单向阀，例如如图21B-21G描述的单向阀组件2000。例如，图示构造示出了附接于防护物2700的第二瓣片2704的单向阀组件2710，其可以与单向阀组件2000相同或类似。将一个或多个单向阀组件2710附接于表面型防护物2700的一个或多个瓣片2702、2704、2706、2708的益处包括：便于将单向阀组件2710递送至肺静脉PV，降低单向阀组件2710从肺静脉PV迁移至LA的可能性，并允许从肺静脉PV中移除单向阀组件2710。

图26-28D所示防护物2500、2600、2700可以由单根线材、多根线材或上述任何其他结构性支撑元件形成，从而可以在术前或原位独立地修改每个瓣片的形状和/或大小，以最佳地贴合患者的身体。防护物2500、2600、2700可以包括多个层，如图25A-25B所示，或者可以包括如本说明书别处所述的用于调节血流的其它结构。

图29A-29C示出了标有各种端口的猪心脏PH的模型。例如，图29A示出了猪心脏PH的右肺静脉RPV、左肺静脉LPV、LA、隔膜S、二尖瓣平面MVP和左心耳LAA。图29B示出了切除某些部分(例如，猪心脏PH的二尖瓣处及下方的所有部分，包括左心耳LAA)的猪心脏PH。图29C示出了图29B所示猪心脏PH的仰视图，在猪心脏PH中进行跨间隔穿刺TP。人心脏101具有四个肺静脉PV，而猪心脏PH具有两个肺静脉PV。尽管如此，猪心脏PH可以作为评估有潜力的设计效用的合适模型。然后可以进一步修改在猪心脏PH中功能良好的设计以适应人心脏101。此外，本文所述的防护物的实施例可以适用于动物试验。

图30A-30B示出了表面型防护物2800构造的实施例，其具有两个线型瓣片2802、2804，包括左瓣片2802和右瓣片2804。每个瓣片2802、2804可以包括被配置为覆盖肺静脉PV口PO的薄膜2806、2808和围绕每个薄膜2806、2808的线型材2810、2812。薄膜2806、2808可以被配置为调节通过肺静脉PV口PO的流动。两个线型瓣片2802、2804可以从递送设备(例如递送轴，其可以通过右心房RA与左心房LA之间的跨间隔开口TP来递送)的远端延伸。每个线型瓣片2802、2804可以成形为与瓣片2802、2804所处的特定肺静脉PV口PO相吻合，因此可以具有不同的形状。如上所述，不同瓣片2802，2804可以在术前或原位独立形成，以最好地与周围解剖结构吻合，获得最佳密封性。

如上所述的肺静脉防护物可以与用于治疗心力衰竭的心内支持系统(例如，参照图2-18所述的系统)结合使用。图31A-31B示出了与图10A-10B所示LA球囊502相结合的图30所示防护物构造。在心房收缩期，LA反搏球囊502的充胀可以补充自然心房收缩，并在二尖瓣关闭前舒张末期导致额外的正向流动和心室充盈。在这种情况下，肺瓣防护物2800的存在可以防止在辅助性心房收缩导致较高的a波(峰值)LA压力时出现PCWP的飙升。在一些实施例中，球囊502和肺静脉防护物2800都可以被配置为在球囊502充胀和防护物2800扩张之后，不会相互干扰。

在一些构造中，单个跨间隔护套可以同时包含肺瓣防护物2800和LA球囊502。在一些构造中，防护物2800可以在同一展开护套内装载在LA反搏球囊502的远端。在一些构造中，可以将LA反搏球囊502装载在肺瓣防护物2800顶部的同一导管中，或者可以将LA反搏球囊502装载在与肺瓣防护物2800不同的导管中，并通过同一跨间隔护套或在同一跨间隔线材上进行交换。在一些构造中，LA反搏球囊502和肺瓣防护物2800可以通过不同的跨间隔护套进行递送。

图32示出了在离开递送护套之后处于扩张构造的一种可能的线型防护物2900的形状。防护物2900可以包括第一大瓣片2902和第二小瓣片2904。在一些构造中，瓣片2902、2904可以具有相同尺寸，并且瓣片的数量可以更少或更多(例如，1、3或4)。每个瓣片2902、2904可以具有包括多个弯折或曲线的二维或三维周界形状，以与自然解剖结构相吻合。在一些构造中，一个或多个瓣片可以具有不同形状以适应自然解剖结构，而在其他构造中，多个瓣片可以具有相同形状以方便制造并易于展开。

图33-34示出了具有多孔背层的防护物3000、3100的不同实施例。图33示出了防护物3000的可能构造，其可以包括多孔背层3006、3008和由图32所示线框2902、2904支撑的网孔层3010、3012。图34示出了防护物3100的实施例，该防护物可以包括由线框2902、2904支撑的带有穿孔3110、3112的薄膜3106、3108。设计多孔背层时，可以权衡正向流动(即从肺静脉PV到LA)梯度的最小化与防护物3000、3100(参考图25A-25B描述的无孔层2404包括紧靠背层2402打开和关闭的翼片2406)的阀功能之间的关系，以及阀(例如，翼片2406)对背层的密封能力。例如，图33所示的丝网3010、3012可以提供比图34所示薄膜3106、3108更大的正向流动，但是可能更难以获得阀对丝网3010、3012的完全密封。由于图34所示的多孔薄膜3106、3108具有更大的表面积，阀可能更容易形成密封，但正向流动可能最小化。可以对这些实施例中背层的水平度或孔隙度进行修改，以在最小化正向流动(即从肺静脉PV到LA)梯度与最大化回流密封之间获得想要的平衡。

图34-37示出了在线型防护物2900(图32所示)上的无孔切割薄膜3206、3208、3306、3308、3406、3408的各种可能构造3200、3300、3400，以调节多孔背衬材料前方(即LA侧)的血流。每一个防护物3200、3300、3400可以包括第一瓣片3202、3302、3402和第二瓣片3204、3304、3404。如图所示，可以改变切口和铰接点的方向和取向，从而在一个方向上以最小梯度优化流动，并且在相反方向上最小化流动。

在一些构造中，防护物3200、3300、3400和本说明书中其他地方描述的其他防护物中的翼片可以被配置为在孔上方打开，这样翼片就可以紧靠具有更多重叠接触的表面关闭，以获得更好的密封性。在一些构造中，翼片可以通过穿过薄膜3206、3208、3306、3308、3406、3408壁的斜切口形成，这样可以使得翼片紧靠薄膜材料的壁面3206、3208、3306、3308、3406、3408关闭，病具有更多重叠，从而更好地密封。在一些构造中，可以通过激光切割或任何其他合适的方法在薄膜材料3206、3208、3306、3308、3406、3408中创建翼片。在一些构造中，防护物3200、3300、3400可以仅包括具有翼片的单个多孔层，翼片被配置为仅沿一个方向打开，例如，使用先前描述的技术之一(例如，斜切口或铰链)。

在一些构造中，防护物3200、3300、3400和说明书中其他地方描述的其他防护物可以包括可以可控地释放的非圆形形状，使得防护物中间的颈缩部分可以原位扩张并贴合周围身体。在这种构造中，防护物3200、3300、3400可以包括由单根线材制成的双瓣形状，该金属丝可以保持在中心的颈缩位置(即，花生壳形状)，然后可以扩张该形状，使得花生壳形状扩张为圆形或椭圆形。在一些实施例中，防护物可以是平的、凹的和/或有一端相对于另一端不在一个平面内。

在一些构造中，防护物3200、3300、3400和说明书中其他地方描述的其他防护物可以包括多条重叠的线材，这些重叠的金属丝可用于形成防护物3200、3300、3400的周界，以便折叠系统并将其装载到导管中，同时确保周界没有间隙并围绕腔的给定圆周横截面保持并置。在一些构造中，防护物3200、3300、3400可以包括可控制瓣片形状的两条重叠的线材。通过重叠两根线材，可以独立控制瓣片形状，同时避免顶部具有会导致心形的凹痕，这允许防护物3200、3300、3400的周界在需要时沿着顶部具有更多的连续接触。

在一些构造中，防护物3200、3300、3400和说明书中其他地方描述的其他防护物可以包括可以可控地释放的非圆形形状，使得防护物中间的颈缩部分可以原位扩张并贴合周围身体。在一些构造中，防护物3200、3300、3400可以包括预制的支撑管，线材可以从该支撑管中延伸并形成瓣片3202、3204、3302、3304、3402、3404。预制的支撑管可以包括可以优先定向的一个或多个偏移孔，以便在两个侧瓣片之间保持期望角度。预制的支撑管中的偏置孔可以通过该管提供更多的控制，并为系统提供更多的扭矩控制。

在一些构造中，防护物3200、3300、3400和说明书中其他地方描述的其他防护物可以具有不同的表面构造。在一些构造中，表面的侧面(例如，两个相邻的瓣片3202、3204、3302、3304、3402、3404))可以被配置为像卷轴一样卷起以便于装载和展开防护物3200、3300、3400。在一些构造中，通过将防护物向上卷起(例如，像单个管子)，关闭防护物(例如，像纸扇)，从中心轴基准点将瓣片3202、3204、3302、3304、3402、3404向下拉，和/或从中心轴将瓣片3202、3204、3302、3304、3402、3404向上推，护物32003、3300、3400可以从导管上装载和/或展开。

如图37所示，可以将加固元件3410、3412添加至表面3406、3408，以便在沿着表面3406、3408的高应变区域的装载和释放期间提供额外的支撑。加强元件3410、3412可以由线材、缝合线、聚合物或任何其他结构支撑材料制成，也可以通过保持未切割区域或前表面和/或背面的较厚区域制成，以在拉伸方向上保持更大的结构支撑。

图38示出了用于肺静脉防护物的支撑支架3500的一种可能的三维形状，以使防护物的表面偏向肺静脉PV口PO。支撑支架3500可以为椭圆形，也可以至少部分为碗状，使得其大致与LA的内表面相吻合以获得更好的密封性。支撑支架3500的部分表面，如碗形部分，可由上述多孔和/或无孔层覆盖。当血液调节表面关闭时，这种方法可以使朝向肺静脉PV的表面的额外弯曲最小化。换句话说，这种方法可以防止防护物的关闭表面发挥隔膜或蹦床的作用，如果关闭面向肺静脉PV移动，将会导致肺静脉PV的体积压缩并提高压力。防护物3500的碗状形状也可以方便在不接触防护物3500的情况下将LA加压元件放置在LA内部。

图39A-40B示出了肺静脉防护物3600、3700的三维实施例，其包括被配置为包含至少一部分LA的框架3602、3702。防护物3600、3700的血液调节表面3604、3704可以延伸至框架或笼3602、3702。在一些构造中，LA球囊502可以位于框架/笼3602、3702内。在一些构造中，可以将LA球囊502(例如，LA球囊502的远端)固定至笼3602、3702(例如，笼3602、3702的右侧)，以保持稳定。LA球囊502可以具有穿过其的导丝以助于固定。在一些构造中，当框架/笼3602、3702在LA内展开时，LA球囊502可以在框架/笼3602、3702内，或者，在框架/笼3602、3702展开至一定位置后，LA球囊502可以进入框架/笼3602、3702内。

在一些构造中，框架/笼3602、3702可以与LA球囊502一起以压缩构造展开。例如，图39A-39D示出了用LA球囊502展开防护物3600的两步方法。如图39A-39B所示，防护物3600的压缩构造可以与LA球囊502一起递送。一旦防护物3600和LA球囊502处于LA内，防护物3600可以扩张为扩张构造，以至少部分覆盖LA球囊502，如图39C-39D所示。在一些构造中，防护物3600可包括由多个纵向肋部制成的框架3602，该框架从如图39A和39B所示的压缩构造(例如，从递送导管内)扩张至如图39C和39D所示的扩张构造。扩张后的框架3602可以产生朝向LA的凹面和朝向肺静脉PV的凸面。在一些构造中，框架3602可以类似于半球形形状，尽管在其他构造中，该形状可以大于或小于半个球形，可以是非球形的(例如，椭圆形)，可以是不均匀的，和/或可以与LA的解剖结构相吻合。

在一些构造中，防护物3600还可以包括位于框架3602的凹面侧的第二层，该第二层可以被配置为允许血液从肺静脉PV流向LA，并防止血液从LA流向肺静脉PV。在一些实施例中，第二层包括单向阀，例如本文所述的翼片的任何实施例。框架3602的纵向肋部的数量和间距以及翼片的大小和间距均可以调整，以使第二层的翼片紧靠框架的至少一根肋部关闭，这样，当血液从LA方向流向肺静脉PV时，翼片紧靠肋部关闭，并且第二层变得无孔。

三维肺静脉防护物3600、3700可以包括不同构造。例如，三维肺静脉防护物3600、3700可以包括围绕LA球囊502的全笼，或围绕LA球囊502的漏斗形笼。在一些构造中，三维防护物表面3604、3704可以被配置为定位在LA球囊502后面(即，朝向肺静脉PV)，使得LA球囊502可以位于LA中表面3604、3704的前面并且当球囊502扩张时避免与防护物3600、3700相互作用。在一些构造中，防护物表面3604、3704可以向球囊502凹进，使得防护物表面3604、3704不会干扰球囊502的充胀。

如图41A-41B所示，防护物4700(如图43A-43C所示)可以包括支撑物4500。在一些构造中，可以将多个支撑特征或柱4502纳入支撑物4500的主体4504中。在一些构造中，主体4504可以包括可扩张支架(例如，线型材或激光切割件)或圆周状固体管。主体4504可附接至防护物4700的表面，以便保持在导引护套4600内的位置(例如，图43A-43C)，用于直接同心或保持期望的径向或周向偏移。在一些构造中，多个支撑柱4502可以包括第一支撑柱4502a、第二支撑柱4502b和第三支撑柱4502c。尽管图示构造显示了三个支撑柱4502a、4502b、4502c，但是多个支撑柱4502可以包括多于或少于三个的支撑柱(例如，两个、四个、五个、六个等)，或者可以存在单个支撑柱。

如图41B所示，支撑柱4502a、4502b、4502c可以包括支撑柱4502a、4502b、4502c的近端部分(即，支撑柱4502a、4502b、4502c附接于主体4504的部分)和支撑柱4502a、4502b、4502c的远端部分之间的弯折。在一些构造中，每个支撑柱4502a、4502b、4502c的弯折相对于支撑柱4502a、4502b、4502c的底部可以处于不同的高度h₁、h₂、h₃，和/或可以具有不同角度Θ₁、Θ₂、Θ₃，以控制防护物4700的扩张速度和/或顺序。例如，第一支撑柱4502a可以包括在主体4504上方第一高度h₁处具有第一角度Θ₁的弯折，第二支撑柱4502b可以包括在主体4504上方第二高度h₂处具有第二角度Θ₂的弯折，并且第三支撑柱4502c可以包括在主体4504上方第三高度h₃处具有第三角度Θ₃的弯折。在一些构造中，第一高度h₁可以大于第二高度h₂，但小于第三高度h₃。在这种构造中，在展开期间(例如，图42B)，第二支撑柱4502b可以在第一和第三支撑柱4502a、4502c之前沿径向向外延伸，并且第一支撑柱4502a可以在第三支撑柱4502c之前沿径向向外延伸。在一些构造中，支撑柱4502a、4502b、4502c的弯折可以全部处于相同高度h₁、h₂、h₃和/或可以具有相同角度Θ₁、Θ₂、Θ₃。在一些构造中，至少一个支撑柱4502a、4502b、4502的弯折可以处于不同高度h₁、h₂、h₃和/或可以具有不同于其他支撑柱4502a、4502b、4502c的角度Θ₁、Θ₂、Θ₃。

在一些构造中，支撑柱4502a、4502b、4502c的弯折的任意两个高度h₁、h₂、h₃之间的差可以大约为2mm，或者在大约1mm与大约10mm之间。在一些构造中，支撑柱4502a、4502b、4502c的弯折处的角度Θ₁、Θ₂、Θ₃可以为大约150度，或在大约90度与大约180度之间。

图42A-42B示出了从导管4600或其他递送设备展开的支撑物。如图42B所示，可以将支撑物4500压缩在导管4600内。一旦多个支撑柱4502从导管完全展开，如图42A所示，则多个支撑柱4502可以扩张以形成处于不同高度h₁、h₂、h₃的具有不同角度Θ₁、Θ₂、Θ₃的不同弯折。

图43A-43C示出了展开不同实施例的防护物4700、4700'的方法，防护物4700、4700可附接至图41A-42B所示支撑物4500。图43B-43C示出了包括可以附接至支撑柱4502a、4502b、4502c的两个瓣片4702、4704的防护物4700。如图43C所示，第一和第三支撑柱4502a、4502c可以附接至瓣片4702、4704，第二支撑柱4502b可以附接至两个瓣片4702、4704之间的铰接点。在一些构造中，一旦从导管4600展开防护物4700，则支撑柱4502有助于防护物4700的两个瓣片4703、4704的扩张。例如，如图43B所示，防护物4700可以从导管4600展开，并在第一平面(例如，沿导管4600的纵轴)扩张。如图43C所示，多个支撑柱4502可以使防护物4700在第二平面(例如，与第一平面成90度)进一步扩张。尽管防护物4700示出有两个瓣片4702、4704，但防护物4700可以包括一个或三个或更多瓣片(例如，图43A示出了包括一个瓣片的防护物4700'，其可以附接至单个支撑柱4502)。此外，如上所述，防护物4700的支撑物4500可以包括单个支撑柱4502(例如，图43A)或三个以上支撑柱4502。每个瓣片与支撑柱之间或相对于所述支撑物4500的主体4504的纵轴在所需的原位最终状态可以具有不同的优选分离角度。

在一些构造中，防护物4700可以包括单个线型支撑物，该线型支撑物可以连续穿过防护物的顶部或远端侧，或连续穿过防护物的底部或近端侧。在一些构造中，形状设定管可以用来帮助控制位置，并允许调整进入防护物4700每个瓣片的线材的相对长度，以确保与组织的适当并置。在一些构造中，该形状设定管可以包括激光切割孔，该激光切割孔可以建立一个瓣片表面的平面相对于另一个瓣片表面的期望角度偏移。

图44A-44I示出了防护物3800的另一种配置。防护物3800可以包括具有多个孔隙3808的多孔背板或层3806(例如，图44B)，以及具有多个翼片3804的阀板或层3802。多个孔隙3808可以位于多孔背板3806的中心或其附近，并且多个翼片3804可以位于阀板3802的中心或其附近。多个孔隙3808可以包括内孔隙和外孔隙3808，使得外孔隙从内孔隙沿径向向外。此外，多个翼片3804可以包括内翼片和外翼片3804，使得外翼片从内翼片沿径向向外。组装防护物3800时，背板3806的多个孔隙3808可以与阀板3802的多个翼片3804对齐。多个孔隙3808可以与多个翼片3804具有类似的形状。此外，多个孔隙3808的尺寸可以小于多个翼片3804，使得多个翼片3804可以沿一个方向打开(即，当血液从背板3806的方向流向阀板3804时)。

如图44D-44I所示，防护物3800可包括打开构造(例如，图44E-44G和44I)和关闭构造(例如，图44D和44H)。在打开构造中，多个翼片3804可以朝远离多孔背板3806移动，以允许血液流过多个孔隙3808和多个打开的翼片3804。在关闭构造中，多个翼片3804可以邻接背板3806，从而防止血液流过多个关闭的翼片3804或多个孔隙3808。

尽管多孔背板3806和阀板3802的示出构造为圆形，但是背板3806和阀板3802可以包括任何其他合适的形状(例如，与图22-28D和32-37所示的防护物构造类似的形状)。在一些构造中，多个孔隙3808可以偏离多个翼片3804，使得血液可以沿一个方向流过孔隙3808和多个打开的翼片3804(例如，当血液从背板3806的方向流向阀板3804时)，并且防止血液沿相反方向流过防护物3800(例如，当血液从阀板3804的方向流向背板3806时)。在一些构造中，多个孔隙3808可以具有与多个阀板3804不同的形状。在一些构造中，背板3806可以包括多个较小的孔，其被配置为接收缝合线以用于接下来的外科手术介入和/或促进组织向内生长。在一些构造中，多个较小的孔可用于将背板3806固定于阀板3802上(例如，用缝合线)。

其他变体和术语

除非与其不兼容，结合特定方面、实施例或示例描述的特征、材料、特性或组合应被理解为适用于本文描述的任何其他方面、实施例或示例。本说明书(包括任何所附权利要求、摘要和附图)中公开的所有特征，或者如此公开的任何方法或过程的所有步骤，可以以任何组合进行合并，除非组合中至少有一些这样的特性或步骤是互相排斥的。保护不限于任何前述实施例的细节。该保护延伸到本说明书(包括任何所附权利要求、摘要和附图)中公开的特征的任何新颖特征或任何新颖组合，或者延伸到如此公开的任何方法或过程的步骤的任何新颖特征或任何新颖组合。

尽管已经描述了某些实施例，但这些实施例仅以示例的方式呈现，并不旨在限制保护范围。实际上，本文所述的新颖方法和系统可以多种其他形式体现。此外，可以对本文描述的方法和系统的形式进行各种省略、替换和变更。本领域技术人员应当理解，在一些实施例中，在所示或公开的过程中采用的实际步骤可能与图中所示的不同。根据不同实施例，可以删除上述某些步骤，也可以添加其他步骤。例如，在所公开的过程中采用的实际步骤或步骤顺序可能与图中所示的不同。根据不同实施例，可以删除上述某些步骤，也可以添加其他步骤。此外，以上公开的具体实施例的特征和属性可以以不同方式组合以形成其他实施例，所有这些都落入本公开的范围内。

尽管本公开包括某些实施例、示例和应用，但是本领域技术人员应当理解，本公开内容超出了具体公开的实施例，延伸到其他可选实施例或用途及其明显的修改和等同，包括不提供本文阐述的所有特征和优点的实施例。因此，本公开的范围并不旨在由所描述的实施例来限制，而是可以由本文提出的或者将来提出的权利要求来限定。

除非另有具体说明，或者在所使用的上下文中另有理解，诸如“能够”、“能”、“可能”或“可以”之类的条件性语言通常意在传达某些实施例包括而其他实施例不包括的某些特征、元件或步骤。因此，这种条件语言通常不旨在暗示一个或多个实施例无论如何都需要的特征、元素或步骤，或者一个或多个实施例必须包括用于在有或没有用户输入或提示的情况下决定是否这些特征、元素或步骤被包括或将在任何特定实施例中执行的逻辑。术语“包括”、“包含”、“具有”等是同义词，以开放的方式广泛使用，并且不排除其他的元素、特征、行为、操作等等。另外，术语“或”以其包含的意义(而非其排他的意义)使用，因此当用于例如连接一系列元素时，术语“或”表示列表中的一个、一些或所有元素。同样，术语“和/或”涉及两个或多个项的列表，涵盖该词的所有以下解释：列表中的任一项、列表中所有项以及列表中各项的任意组合。此外，本文所使用的术语“每一个”，除了具有其普通含义之外，还可以表示应用术语“每一个”的一组元素的任何子集。此外，在本申请中使用的“本文中”、“以上”、“以下”和类似含义的词语，是指本申请的整体，而不是指本申请的任何特定部分。

除非特别说明，诸如短语“X、Y和Z中的至少一个”的连接性语言在上下文中应理解为通常用于表达某一项、某一术语等可以是X、Y或Z。因此，这种连接性语言通常不旨在暗示某些实施例要求存在X中的至少一个、Y中的至少一个和Z中的至少一个。

本文使用的程度的语言，例如本文使用的术语“大概”、“大约”、“一般地”和“基本上”表示接近所述值、量或特征的值、量或特征，其仍然执行期望的功能或实现期望的结果。例如，术语“大概”、“大约”、“一般地”和“基本上”可以指所述量的小于10％以内、小于5％以内、小于1％以内、小于0.1％以内以及小于0.01％以内的量。作为另一个例子，在某些实施例中，术语“大致平行”和“基本平行”是指偏离完全平行小于或等于15度、10度、5度、3度、1度或0.1度的值、量或特征。

Claims (49)

1.一种用于隔离肺压与左心房压力和/或增加心输出量的系统，包括：

血管内防护物，其尺寸和结构设置为位于肺静脉或左心房内，以限制通过一条或多条肺静脉从所述左心房到肺部的流体流动，同时允许通过所述一条或多条肺静脉从所述肺部到所述左心房的流体流动；以及

跨间隔递送护套，其被配置为容纳处于收缩状态的所述血管内防护物，并将所述血管内防护物递送至所述左心房。

2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述系统还包括被配置为位于所述左心房内的加压元件。

3.根据权利要求2所述的系统，其中，所述加压元件被配置为通过所述跨间隔递送护套被递送至所述左心房。

4.根据权利要求3所述的系统，其中，所述血管内防护物置于所述跨间隔递送护套内的所述加压元件的远端。

5.根据权利要求2-4中任一项所述的系统，其中，所述加压元件为球囊。

6.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，所述血管内防护物的尺寸和结构设置为位于所述一条或多条肺静脉的一个或多个口之上。

7.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，所述血管内防护物包括单向阀，所述单向阀的尺寸和结构设置为位于所述肺静脉之上或之内。

8.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，所述血管内防护物包括可扩张框架，所述可扩张框架被配置为通过所述一个或多个肺静脉的一个或多个口在所述左心房内扩张。

9.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，所述血管内防护物具有二维或三维形状，其尺寸和结构设置为接合所述左心房的表面。

10.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，所述血管内防护物包括限定所述血管内防护物的周界的可扩张结构元件。

11.根据权利要求10所述的系统，其中，所述周界的形状选自圆形、椭圆形、三叶草形、蝶形、单瓣形、四叶形、心形、双瓣形、三瓣形和四瓣形。

12.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，所述血管内防护物包括位于中心部分的无孔层和位于周界的被配置为调节流体流动的至少一个血液调节翼片。

13.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，所述血管内防护物的周界包括定形线、激光切片或适于压缩和再扩张成导管的模制材料。

14.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，所述血管内防护物包括多个层。

15.根据权利要求14所述的系统，其中，所述多个层包括多孔层和无孔层。

16.根据权利要求15所述的系统，其中，所述无孔层具有被配置为远离所述多孔层打开的多个翼片。

17.根据权利要求16所述的系统，其中，所述多孔层包括与所述无孔层的多个翼片对齐的多个孔隙。

18.根据权利要求17所述的系统，其中，所述多个孔隙包括多个内孔隙和从所述多个内孔隙沿径向向外定位的多个外孔隙，并且其中所述阀层的所述多个翼片包括多个内翼片和从所述多个内翼片沿径向向外定位的多个外翼片。

19.根据权利要求17和18中任一项所述的系统，其中，所述多个孔隙的形状与所述多个翼片相似。

20.根据权利要求17-19中任一项所述的系统，其中，所述多个孔隙的尺寸小于所述多个翼片的尺寸。

21.根据权利要求17-20中任一项所述的系统，其中，所述无孔层包括当所述多个翼片邻接所述多孔层时的关闭构造和当所述多个翼片远离所述多孔背层时的打开构造。

22.根据权利要求16-21中任一项所述的系统，其中，所述多孔层包括多个孔，所述多个孔被配置为接收缝合线、促进组织向内生长和/或将所述多孔层固定于所述无孔层。

23.根据权利要求14-16中任一项所述的系统，其中，所述多个层包括编织或针织织物、多个聚合物膜、金属丝网和/或它们的组合。

24.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，所述系统还包括具有近端和远端的细长递送设备，所述血管内防护物位于所述递送设备的远端。

25.一种用于隔离肺压与左心房压力和/或增加心输出量的植入式心脏设备，包括：

血管内防护物，其尺寸和结构设置为位于肺静脉或左心房内，以限制通过一条或多条肺静脉从所述左心房到肺部的流体流动，同时允许通过所述一条或多条肺静脉从所述肺部到所述左心房的流体流动。

26.根据权利要求25所述的植入式心脏设备，其中，所述血管内防护物的尺寸和结构设置为位于所述一条或多条肺静脉的一个或多个口之上。

27.根据权利要求25或26所述的植入式心脏设备，其中，所述血管内防护物包括单向阀，所述单向阀的尺寸和结构设置为位于所述肺静脉之上或之内。

28.根据权利要求25-27中任一项所述的植入式心脏设备，其中，所述血管内防护物包括可扩张框架，所述可扩张框架被配置为通过所述一个或多个肺静脉的一个或多个口在所述左心房内扩张。

29.根据权利要求25-28中任一项所述的植入式心脏设备，其中，所述血管内防护物具有二维或三维形状，其尺寸和结构设置为接合所述左心房的表面。

30.根据权利要求25-29中任一项所述的植入式心脏设备，其中，所述血管内防护物包括限定所述血管内防护物的周界的可扩张结构元件。

31.根据权利要求30所述的植入式心脏设备，其中，所述周界的形状选自圆形、椭圆形、三叶草形、蝶形、单瓣形、四叶形、心形、双瓣形、三瓣形和四瓣形。

32.根据权利要求25-31中任一项所述的植入式心脏设备，其中，所述血管内防护物包括位于中心部分的无孔层和位于周界的被配置为调节流体流动的至少一个血液调节翼片。

33.根据权利要求25-32中任一项所述的植入式心脏设备，其中，所述血管内防护物的周界包括定形线、激光切片或适于压缩并再扩张成导管的模制材料。

34.根据权利要求25-33中任一项所述的植入式心脏设备，其中，所述血管内防护物包括多个层。

35.根据权利要求34所述的植入式心脏设备，其中，所述多个层包括多孔层和无孔层。

36.根据权利要求35所述的植入式心脏设备，其中，所述无孔层具有被配置为远离所述多孔层打开的多个翼片。

37.根据权利要求36所述的植入式心脏设备，其中，所述多孔层包括与所述无孔层的多个翼片对齐的多个孔隙。

38.根据权利要求37所述的植入式心脏设备，其中，所述多个孔隙包括多个内孔隙和从所述多个内孔隙沿径向向外定位的多个外孔隙，并且其中所述阀层的所述多个翼片包括多个内翼片和从所述多个内翼片沿径向向外定位的多个外翼片。

39.根据权利要求37和38中任一项所述的植入式心脏设备，其中，所述多个孔隙的形状与所述多个翼片相似。

40.根据权利要求37-39中任一项所述的植入式心脏设备，其中，所述多个孔隙的尺寸小于所述多个翼片的尺寸。

41.根据权利要求37-40中任一项所述的植入式心脏设备，其中，所述无孔层包括当所述多个翼片邻接所述多孔层时的关闭构造和当所述多个翼片远离所述多孔背层时的打开构造。

42.根据权利要求36-41中任一项所述的植入式心脏设备，其中，所述多孔层包括多个孔，所述多个孔被配置为接收缝合线、促进组织向内生长和/或将所述多孔层固定于所述无孔层。

43.根据权利要求34-36中任一项所述的植入式心脏设备，其中，所述多个层包括编织或针织织物、多个聚合物膜、金属丝网和/或它们的组合。

44.根据权利要求35-43中任一项所述的植入式心脏设备，其中，所述植入式心脏设备还包括具有近端和远端的细长递送设备，所述血管内防护物位于所述递送设备的远端。

45.一种用于隔离肺压与左心房压力和/或增加心输出量的方法，包括使用权利要求1-24中任一项所述的系统或权利要求25-44中任一项所述的植入式心脏设备。

46.一种血管内防护物，包括前述的一个或多个特征。

47.一种植入式心脏设备，包括前述的一个或多个特征。

48.一种用于隔离肺压与左心房压力和/或增加心输出量的系统，包括前述的一个或多个特征。

49.一种用于隔离肺压与左心房压力和/或增加心输出量的方法，包括前述的一个或多个特征。

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