CN115942919A - 用于修改体腔中的流动的急性和慢性装置以及其使用方法 - Google Patents
用于修改体腔中的流动的急性和慢性装置以及其使用方法 Download PDFInfo
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- A61F2250/00—Special features of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
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Abstract
本文描述的急性和慢性装置和方法包括包含上游流动加速器和下游流动减速器的体腔流体流动调节器。流体流动调节器优选地包括限定间隙/夹带区域的一个或多个开口，该间隙/夹带区域提供途径，来自分支腔的附加流体通过该途径被夹带到从上游流动加速器流向下游流动减速器的流体流中。还提供包括护套和内部组件的输送装置，以用于将流动调节器输送到体腔。输送装置可在护套缩回时将流动调节器维持在其折叠输送状态，以便于在流动调节器在体腔内完全展开之前在体腔内重新调整。
Description
相关申请的交叉引用
本申请要求2020年5月28日提交的美国临时申请序列号63/031,491的优先权的权益，其全部内容以引用的方式并入本文中。本申请与2019年11月25日提交的公开号为WO2020/109979的PCT国际申请号PCT/IB2019/060142相关，该申请要求2019年7月12日提交的美国临时申请序列号62/873,755和2018年11月26日提交的美国临时申请序列号62/771,559的优先权的权益，其中的每一个的全部内容以引用的方式并入本文中。本申请与2018年5月31日提交的现在为美国专利号10,195,406的美国专利申请序列号15/995,101和2018年5月31日提交的公开号为WO 2018/220589的PCT国际申请号PCT/IB2018/053925相关，这两个申请中的每一个要求2017年7月26日提交的美国临时申请序列号62/537,067和2017年6月2日提交的美国临时申请序列号62/514,020的优先权的权益，其中的每一个的全部内容以引用的方式并入本文中。
技术领域
本发明一般涉及用于更改体腔中的流动的急性和慢性装置和方法，诸如用于在从其它腔分支的腔处产生压差和/或夹带流体以用于增强或修改流体流动以治疗不同病症或疾病的装置和方法。
背景技术
心力衰竭为心输出量不足以满足身体和肺部需求的生理状态。患有多种形式的心力衰竭中的任一种的患者易于体内流体增加。当心输出量相对较低并且身体变得充满流体时，发生充血性心力衰竭(CHF)。CHF有许多可能的潜在原因，包括心肌梗死、冠状动脉疾病、瓣膜疾病和心肌炎。慢性心力衰竭与神经激素激活和自主控制的更改相关联。尽管这些补偿性神经激素机制在正常生理环境下为心脏提供宝贵的支持，但它们在CHF的发展和随后的进展中也具有重要作用。例如，身体对CHF血流减少的主要补偿机制中的一种为增加肾脏保留的盐和水的量。保留盐和水而不是将其排泄到尿液中，增加血流中的血液量并且有助于维持血压。然而，较大量的血液也拉伸心肌，扩大心室，特别是心腔。在一定量的拉伸下，心脏的收缩变弱，并且心力衰竭恶化。另一种补偿机制为动脉系统的血管收缩。这种机制，像盐和水的保留，升高血压，以帮助维持足够的灌注。
肾小球滤过率(GFR)，即肾脏过滤血液的速率，通常用于量化肾脏功能，并且因此量化患者的肾脏疾病程度。肾脏功能正常的个体表现出至少90mL/min的GFR，没有肾脏损害的证据。肾脏疾病的进展由GFR下降来指示，其中GFR低于15mL/min通常指示患者患有终末期肾病(ESRD)，即肾脏完全无法移除废物或浓缩尿液。
除了全身盐和水的增加之外，还发现内脏静脉血管的更改的容量改变血体积分布。减小的静脉容量可导致流体从静脉贮血器转换到有效循环体积/内脏循环中，由此增加充盈压力。这可导致临床心脏充血。
心血管问题，诸如但不限于血流不足或慢性高血压，可导致肾脏中的流体潴留、慢性肾脏疾病、GFR降低、肾衰竭或甚至ESRD。例如，高血压被认为是肾衰竭的第二大常见原因(仅次于糖尿病)。据估计，高血压导致肾病损害并且降低GFR。
经颈静脉肝内门体分流术(TIPS或TIPSS)为肝脏内的人工通道，其在流入的门静脉和流出的肝静脉之间建立连通。通常，在影像学引导下，放置小的金属支架以保持通道开放，并且允许通道将从肠道排出的血液带回心脏，同时避开肝脏。TIPS可用于治疗病况诸如门静脉高压症(通常由肝硬化引起)，其经常导致肠出血、危及生命的食管出血(食管静脉曲张)和腹部内流体的堆积(腹水)，并且已示出治疗肝肾综合征的前景。TIPS的缺点在于，本应由肝脏过滤的血液经由人工通道绕过肝脏，这可导致并发症。
因此，期望提供急性和/或慢性设备和方法来改进血液流动，从而预防疾病、改进身体功能和/或治疗将受益于修改的体液流动的病况。例如，期望治疗心力衰竭、治疗高血压、预防肾脏疾病、改进肾脏功能、恢复内脏循环的正常值、改进肝脏功能、增强或代替TIPS和/或防止血凝块通过血管系统流到身体的敏感部位，诸如大脑，以便预防中风。
另外期望提供用于输送流动调节器装置的输送系统，其允许在装置在体腔内完全展开之前在体腔内重新调整装置。
发明内容
本发明寻求提供用于更改体腔中的流动的急性和慢性装置和方法。例如，提供用于在从其它腔分支的腔处产生压差和/或流体夹带以用于增强或修改流体流动以治疗不同病症或疾病的装置和方法。为了定位，装置可急性或慢性植入体腔内。
本发明的装置和方法具有许多应用。例如，装置可用于降低压力和改进流动，从而改进狭窄体腔中的流动。它也可用于主动脉弓，以降低大脑中的峰值收缩压或将栓子转移到身体的其它部分(例如，腿部)，并且从而降低中风的风险。装置另外可安装在分叉中(例如，在头臂血管中)，以降低峰值压力梯度或以非常少的能量损失转移栓子。
本发明的装置和方法在治疗进出肾脏的血流中具有特殊应用。根据一个实施例，装置被配置成安装在肾动脉中的一个附近或通向肾静脉分支附近的下腔静脉中或肾静脉中的一个中。当安装在下腔静脉或肾静脉中时，装置可(由于伯努利效应或其它因素)在下腔静脉或肾静脉中产生具有增加的血流速度和减小的压力的区域。以这种方式，血液可从肾脏抽吸到肾静脉，并且然后抽吸到下腔静脉，从而改进肾脏功能并且减少对肾脏的坏死性损害。
当安装在肾静脉中或附近时，本发明的装置可通过改进净滤过压来改进肾功能，该净滤过压为肾小球毛细血管血压—(血浆-胶体渗透压+鲍氏囊静水压)，例如，55mm Hg-(30mm Hg+15mm Hg)＝10mm Hg。由此，本发明的装置和方法提供对现有疗法的改进，该现有疗法为诸如利尿剂(尽管本发明可使用除了利尿剂之外的物质)、血管紧张素转化酶抑制剂(ACEI)和血管紧张素受体阻断剂(ARB)，它们可对肾脏功能具有有害作用。当与当前的治疗模式诸如利尿剂结合使用时，本发明的装置和方法预期改进对利尿剂的反应，并且减少获得此类先前已知疗法的治疗益处所需的剂量，而没有这些现有疗法的缺点。
本发明的装置和方法可用于以很少的能量损失将血流从肾脏转移到下腔静脉。例如，在由于压力下降和其它流体因素造成的能量损失很小的情况下，可实现血流的显著更大增加。能量损失很少的来自肾脏的这种流动转移以增加血流预期治疗病况诸如心力衰竭和/或高血压。
应注意，使用没有下游流动减速器诸如扩散器的上游喷嘴之间存在显著差异。如果仅上游喷嘴放置在流动路径中，那么由于流动的突然膨胀，在喷嘴的下游有显著的能量损失。然而，通过使用下游流动减速器，诸如扩散器，能量损失显著减少。这带来另一个优点：由于能量损失显著减少，因此流入间隙中的附加流动被有效地添加到来自上游流动加速器的流动。
此外，当与下游流动减速器一起使用时，本发明预期为上游流动加速器提供最佳结构。例如，上游流动加速器的出口和下游流动减速器的入口之间的距离应小于预定长度，以减小出口和入口之间的间隙处的压力。
当安装在肾动脉中时，装置可降低施加到肾脏的压力。在不受任何理论限制的情况下，高血压可对肾脏中的血管和过滤器造成损害，使得难以从体内移除废物。通过降低肾动脉中的压力，过滤率改进。尽管灌注压可降低，但由于整体肾脏功能更为有效，因此过滤率将增加。
应注意，本发明的流体流动调节器可在没有来自外部能量源诸如风扇、马达等的任何输入并且没有任何移动零件的情况下调节流体流动。本发明的装置的结构以最小的流动能量损失将能量从一个腔流动传递到另一个不同的腔流动。
根据本发明的一个方面，提供用于更改通过联接到分支腔的体腔的流体流动的流动调节器装置。流动调节器装置可包括可在折叠输送状态和膨胀展开状态之间转变的上游部件。上游部件具有入口、出口和在膨胀展开状态下从入口朝向出口会聚的横截面流动面积。此外，上游部件可包括用于促进收回流动调节器的收回部分。例如，收回部分可包括在流动调节器的上游端处的收缩区段，使得收回部分在膨胀展开状态下从入口朝向上游端会聚。收回部分可包括在流动调节器的上游端处的收缩区段处的钩。例如，收回部分可包括在上游端处的一个或多个孔眼，该孔眼在钩处汇合在一起。因此，钩可被拉动以折叠上游部件。此外，收回部分可联接到收回装置以允许收回流动调节器。根据本发明的一个方面，收回部分被配置成保持联接到收回装置以用于急性治疗。附加地，收回部分可为形成流体调节器的框架的未涂覆部分。
流动调节器装置另外可包括可在折叠输送状态和膨胀展开状态之间转变的下游部件。下游部件具有进口、离口和在膨胀展开状态下从进口朝向离口发散的横截面流动面积。此外，下游部件可包括围绕下游部件的下游端径向间隔开的多个锚定件。多个锚定件可联接到输送装置以在从输送装置的护套暴露于体腔时将下游部件维持在折叠输送状态。多个锚定件可从输送装置脱离，以将下游部件从折叠输送状态和膨胀展开状态转变。
流动调节器装置另外可包括在上游部件的入口和下游部件的离口之间的夹带区域。夹带区域可与下游部件一体形成。夹带区域可包括一个或多个开口。例如，一个或多个开口可包括围绕夹带区域径向间隔开的多个开口，例如流动调节器中纵向延伸的槽。因此，流动调节器可定位在体腔内以使穿过上游部件朝向下游部件的流体流加速，以在夹带区域附近生成低压区域，当流体流传入下游部件时，该夹带区域经由一个或多个开口将附加流体夹带到流体流中。
上游部件和下游部件可由限定多个单元的单个框架形成。上游部件和下游部件可至少部分地涂覆有生物相容性材料，从而暴露一个或多个开口并且限定入口。下游部件可具有第一发散部分和在第一发散部分下游的第二发散部分，并且第二发散部分的平均发散角可大于第一发散部分的平均发散角。附加地，上游部件可形成使穿过上游部件的流体流加速的喷嘴，并且下游部件可形成使穿过下游部件的具有夹带的附加流体的流体流减速的扩散器。下游部件的进口处的直径优选地大于上游部件的出口处的直径，并且由此，上游部件的出口处的横截面流动面积小于下游部件的进口处的横截面流动面积。
根据本发明的一个方面，可膨胀芯可定位在流动调节器内。可膨胀芯可为流体不可渗透的，使得流过流动调节器的流体围绕可膨胀芯流动。可膨胀芯可至少部分地邻近流体调节器的一个或多个开口设置。例如，可膨胀芯可至少部分地设置在流动调节器内的最窄点中。根据本发明的一个方面，可膨胀芯包括上游区域和下游区域。上游区域包括第一端和从第一端朝向下游区域增加的横截面积，并且下游区域包括第二端和从上游区域朝向第二端减小的横截面积。
根据本发明的另一个方面，提供包括流动调节器装置和输送装置的系统。例如，系统可包括具有腔的护套，该腔的大小被设计成在输送期间将在折叠输送状态下的流动调节器装置保持在其中，以及内部组件，其可滑动地设置在护套的腔内，以促进将流动调节器装置展开到护套的远端之外。内部组件可包括可在输送期间可移除地联接到护套的远端的端盖。
端盖可包括具有多个接受器的安装件，该接受器被构造成与下游部件的多个锚定件可释放地接合，以及可滑动地设置在安装件的多个接受器上的外盖，使得当外盖设置在多个接受器和多个锚定件上时，流动调节器装置的下游部件保持在折叠输送状态下，并且当外盖没有设置在多个接受器上时，多个锚定件与多个接受器脱离，并且下游部件从折叠输送状态转变到膨胀展开状态。例如，护套可在折叠输送状态下相对于内部组件和流动调节器装置向近侧缩回，以在多个锚定件与多个接受器接合时将流动调节器装置暴露在护套的远端之外，使得流动调节器装置的下游部件保持在折叠输送状态下，并且同时上游部件的收回部分保持联接到输送装置。因此，输送装置和流动调节器装置可在流动调节器暴露在护套的远端之外并且在折叠输送状态下时在体腔内重新定位。
此外，输送装置另外可包括收回装置，其可在输送期间联接到流动调节器装置的上游部件的收回部分。因此，护套可相对于收回装置向远侧移动，同时收回装置联接到上游部件的收回部分，以将流动调节器装置在护套的腔内从膨胀展开状态转变到折叠输送状态。收回装置可在急性治疗期间保持联接到上游部件的收回部分。替代地，收回装置可与上游部件的收回部分分离，以慢性植入流动调节器装置。此外，内部组件可包括对应于护套内在折叠输送状态下的上游部件和下游部件的体积曲线的自适应模式。自适应模式可在护套内支撑在折叠输送状态下的流动调节器装置，以防止在低体积区域扭结。
根据本发明的另一个方面，提供用于更改通过联接到分支腔的体腔的流体流动的方法。方法可包括将输送装置定位在体腔内；相对于内部组件和流动调节器装置缩回护套，以在折叠输送状态下将流动调节器装置暴露在护套的远端之外，同时上游部件保持联接到输送装置；将端盖从流动调节器装置的下游部件脱离，以将流动调节器装置在体腔内从折叠输送状态转变到膨胀展开状态；和使穿过流动调节器装置的上游部件的流体流朝向下游部件加速，以在流动调节器装置的夹带区域附近生成低压区域，并且在流体流传入下游部件时将附加流体夹带到流体流中。在体腔内在膨胀展开状态下，上游部件可定位在下腔静脉中，使得上游部件的入口在通向肾静脉的分支的上游，并且下游部件定位在下腔静脉中，使得下游部件的离口在通向肾静脉的分支的下游，从而从肾静脉抽吸血液并且改进肾脏功能。替代地，在体腔内在膨胀展开状态下，上游部件可定位在下腔静脉中，使得上游部件的入口在通向肝静脉的分支的上游，并且下游部件定位在下腔静脉中，使得下游部件的离口在通向肝静脉的分支的下游，从而将血液抽吸到下腔静脉并且改进内脏循环。
方法另外可包括在将端盖从流动调节器装置的下游部件脱离之前，在流动调节器装置在折叠输送状态下暴露在护套的远端之外时，在体腔内重新定位流动调节器装置。方法另外可包括相对于流动调节器装置向远侧移动护套，以将流动调节器装置在护套内从膨胀展开状态转变到折叠输送状态；以及从体腔中移除输送装置和流动调节器装置。附加地或替代地，方法另外可包括将上游部件从输送装置分离，以将流动调节器装置慢性植入体腔内，从体腔中移除输送装置。
根据本发明的又另一个方面，提供用于更改通过联接到分支腔的体腔的流体流动的另一种流动调节器装置。流动调节器可包括可定位在体腔内的支架。支架包括具有入口、出口和从入口朝向出口会聚的横截面流动面积的上游部件，具有进口、离口和从进口朝向离口发散的横截面流动面积的下游部件，以及在上游部件的入口和下游部件的离口之间的夹带区域，夹带区域包含一个或多个开口，例如围绕夹带区域径向间隔开的多个开口。
此外，流动调节器另外包括可至少定位在支架的下游部件内的芯。芯具有上游区域和下游区域。上游区域具有第一端和从第一端朝向下游区域增加的横截面积，并且下游区域具有第二端和从上游区域朝向第二端减小的横截面积。因此，流动调节器装置可使穿过上游部件朝向下游部件并且围绕芯的流体流加速，以在夹带区域附近生成低压区域，当流体流传入下游部件时，该夹带区域经由一个或多个开口将附加流体夹带到流体流中。芯相对于支架的位置可在体内调整。此外，芯相对于支架的位置限定由上游部分和芯形成的喷嘴的横截面积。芯可为可膨胀构件，其可膨胀到预定大小，以限定由上游部分和芯形成的喷嘴的横截面积。例如，可膨胀构件可经由充气来膨胀。
根据本发明的一个方面，芯可联接到导管。因此，第一压力换能器可联接到芯上游的导管并且第二压力换能器可联接到芯下游的导管，使得第一和第二压力换能器可测量横跨流动调节器装置的压差。
根据本发明的另一个方面，提供用于更改通过联接到分支腔的体腔的流体流动的另一种流动调节器装置。流动调节器可包括可定位在体腔内的支架。支架具有入口、出口和从入口朝向出口会聚的横截面流动面积。流动调节器另外可包括可膨胀芯，其可至少部分地定位在支架内，以在支架的出口和可膨胀芯之间形成周向开口。可膨胀芯具有上游区域、具有均匀横截面积的中间区域和下游区域。上游区域具有第一端和从第一端朝向下游区域增加的横截面积，并且下游区域具有第二端和从上游区域朝向第二端减小的横截面积。因此，流动调节器装置可使穿过支架并且围绕可膨胀芯穿过周向开口朝向下游区域的流体流加速，以在中间区域附近生成低压区域，当流体流流过下游区域时，该中间区域将附加流体夹带到流体流中。
可膨胀芯可选择性地膨胀到预定大小，以限定周向开口的面积。例如，可膨胀芯可经由充气来膨胀。此外，上游区域的发散角可大于下游区域的会聚角。此外，支架可由至少部分地涂覆有生物相容性材料的线框形成，从而暴露入口和周向开口。例如，支架的上游端可保持联接到输送装置以用于急性治疗。附加地，可膨胀芯可联接到导管，并且第一压力换能器可联接到可膨胀芯上游的导管，并且第二压力换能器可联接到可膨胀芯下游的导管。因此，第一和第二压力换能器可测量横跨流动调节器装置的压差，并且可膨胀芯的膨胀程度可基于压力测量值。
附图说明
图1为根据本发明的原理构造的示例性流体流动调节器的侧视图。
图2A说明图1的流体流动调节器的框架结构。
图2B说明根据本发明的原理的具有生物相容性材料的选择性涂覆部分的图2A的框架结构。
图2C为图2B的框架结构的孔眼的特写视图。
图2D说明根据本发明的原理的联接到图2C的孔眼的钩。
图3A-3G为根据本发明的原理构造的被配置成在体腔内展开流动调节器的示例性输送装置的示意图。
图4为说明根据本发明的原理的用于更改通过体腔的流体流动的示例性方法的步骤的流程图。
图5A-5F说明根据本发明的原理的用于输送流体流动调节器的示例性方法的步骤。
图6说明被构造成防止流体流动调节器在护套内输送期间扭结的示例性输送装置的内部组件。
图7为根据本发明的原理构造的另一个示例性流体流动调节器的示意图。
图8A-8C为根据本发明的原理的定位在体腔内的图7的流体流动调节器的示意图。
图9为使用图7的流体流动调节器改进模仿RBF的体外结果的图表。
图10A为根据本发明的原理构造的另一个示例性流体流动调节器的示意图。
图10B为根据本发明的原理的定位在体腔内的图10A的流体流动调节器的示意图。
图10C说明根据本发明的原理的图10A的流体流动调节器的芯的充气。
图10D为图10A的流体流动调节器的横截面图。
图11A-11C示意性说明根据本发明的原理的另一个示例性流体流动调节器在体腔内的输送。
图12为使用图10A的流体流动调节器改进模仿RBF的体外结果的图表。
图13A-13D说明根据本发明的原理构造的流体流动调节器的各种替代固定元件。
具体实施方式
提供用于更改体腔中的流动的装置和方法，以用于产生压差和/或引起来自分支腔的流体夹带以用于增强或修改流体流动以治疗不同病症或疾病。
参考图1，提供根据本发明的原理构造和操作的流动调节器10。具体地，图1为具有上游部件12、下游部件16以及设置在上游部件12和下游部件16之间的夹带区域例如间隙14的流动调节器10的侧视图。夹带区域可一体形成在下游部件16或上游部件12中，或两者中。间隙14被设计成将流体夹带到从上游部件12流向下游部件16的流体流中。如下所述，上游部件12和下游部件16在间隙14附近产生较低压区域，其优选地将流体夹带到流经间隙14的流体流中。流体夹带为由剪切引起的湍流通量引起的。根据本发明的原理，预期此类夹带将血液或其它体液运输到区域或从该区域运输，以便改进器官功能(例如，从肾静脉到下腔静脉以促进肾脏的更好功能，和/或从肝静脉到下腔静脉以改进肝脏功能，从而治疗病症和/或疾病诸如心力衰竭)。
上游部件12具有入口11和出口13，并且具有沿上游部件12的部分或全部长度在下游方向上例如从上游部件12朝向下游部件16会聚的横截面流动面积，从而形成喷嘴。以这种方式，上游部件12使通过上游部件12的流体流动加速。下游部件16具有进口15和离口17，并且具有沿下游部件16的部分或全部长度在下游方向上发散的横截面流动面积，从而形成扩散器。如图1所示，下游部件16可包括第一发散部分16a、第一发散部分16a下游的第二发散部分16b以及第二发散部分16b下游的未覆盖部分16c。第二发散部分16b的平均发散角优选地大于第一发散部分16a的平均发散角。未覆盖部分16c的刚性可小于下游部件16的密封区的刚性，并且可在不损害血管的情况下适应血管，从而防止流动调节器10在例如咳嗽或可导致血管直径急剧改变的其它事件期间迁移。由此，下游部件16使通过下游部件16的流体流动减速。出口13和进口15之间的距离，例如间隙14的长度，被选择为在间隙14附近生成低压区域，同时使压力损失降至最低并且减小对来自分支腔的流体流动，例如肾流动的阻力。
PCT国际专利申请公开WO 2016/128983、WO 2018/029688、WO 2018/220589、WO2019/097424和WO 2020/109979以及美国专利第10,195,406号描述根据本文所述的原理可用作流动调节器的几种会聚和发散结构，并且这些专利/申请中的每一个的公开内容以全文引用的方式并入本文中。本文描述根据本发明的原理的适合使用的其它会聚和发散结构。此外，本发明可使用其它种类的会聚和发散结构来实施，诸如Stratford斜坡喷嘴(例如，其中通过喷嘴的流动在分离的边缘，这使得扩散器具有最佳的长度效率比)、de Laval喷嘴(例如，非对称沙漏形)、可变横截面积喷嘴和文丘里管、斜坡喷嘴和文丘里管等。
发散部分的中心轴线可设置成与会聚部分的中心轴线成直线或从其偏离。如图1所示，上游部件12和下游部件16共享公共的、共线的流动轴线。替代地，上游部件12可相对于下游部件16成角度。上游部件12和下游部件16也可沿连续弯曲的路径放置。
上游部件12和下游部件16可被构造为移植物、支架(涂覆或未涂覆)、支架移植物(涂覆或未涂覆)等，并且由生物相容性材料，诸如不锈钢或镍钛诺形成。上游部件12和下游部件16中的任一个的外轮廓可相对于体腔的内壁密封(诸如通过抵靠其膨胀)，或替代地可不密封，这取决于特定的应用。这可被称为固定区。
根据本发明的一个方面，流动调节器10的大小和形状被设计成植入体腔中。流动调节器10可被压缩以进行输送(例如，在输送护套内经皮输送)并且在展开时膨胀(例如，在从输送护套的端部或者可膨胀球囊释放时自膨胀)。流动调节器10可以顺行或逆行的方式插入体腔中，并且类似地可以顺行或逆行的方式移除。流动调节器10可用作在几小时/几天后移除的急性装置或慢性永久性装置，或可在长期植入后收回的装置。附加地，流动调节器10可与输送装置分离，并且在患者体内保留例如1-5天或优选地3天，然后从患者的身体收回和移除。当用作急性装置时，流动调节器10可在整个短期植入过程中保持联接到输送/收回装置，例如护套和/或线/轴，以便于装置输送和收回，如下面另外详细描述的。流动调节器10在设置在体腔内时可为可压缩的，以允许周期性地冲洗掉邻近流动调节器10产生的停滞流动区。例如，流动调节器10在体腔内的直径可部分地或完全地减小，以允许血液流过停滞流动区。
优选地，在膨胀时，流动调节器10的大小被设计成接触体腔的内壁，以将流动调节器10锚定在腔内。具体地，上游部件12可具有固定区，其大小被设计成用于将上游部件12以其膨胀展开状态锚定在体腔内。例如，上游部件12的固定区的大小可被设计成接触体腔的内壁，并且优选地具有的直径的大小等于或略大于体腔的直径。上游部件12的固定区可具有恒定直径，其长度适合于将上游部件12锚定在体腔中。类似地，下游部件16可具有固定区，其大小被设计成用于将下游部件16锚定在体腔的另一个部分内。例如，下游部件16的固定区可包括下游部件16的第二发散部分16b和/或未覆盖部分16c的至少一部分。下游部件16的固定区的大小可被设计成接触体腔的另一部分的内壁，并且优选地具有的直径的大小等于或略大于体腔的该部分的直径。下游部件16的固定区可具有恒定直径，其长度适合于将下游部件16锚定在体腔中。优选地，上游部件12和下游部件16的固定区被配置成将流体调节器10密封在体腔内，使得流体仅流入由流体调节器10产生的流体通道中，而不在上游部件12和下游部件16的固定区与血管壁之间流动。
流动调节器10可由一个或多个框架形成，并且可涂覆有一种或多种生物相容性材料。例如，框架可由金属(例如，形状记忆金属)或合金或其组合(例如，由不锈钢或镍钛诺或钴铬合金制成的支架)形成。对于一些应用，框架可包括编织支架。在多于一个框架的情况下，框架可通过合适的技术诸如焊接结合在一起。例如，上游部件12和下游部件16可由共同框架或可在植入前结合的两个框架形成。
流动调节器10可由形成多个单元的框架20构造，并且流动调节器10的框架20可至少部分地涂覆有生物相容性材料22。如图1所示，流动调节器10可仅部分覆盖有生物相容性材料22，使得入口13上游的多个单元、形成未覆盖部分16c的多个单元以及间隙14处的多个单元保持未涂覆。具体地，上游部件12可涂覆有生物相容性材料22，以限定通过上游部件12的流体流动通道，使得流过体腔的流体进入入口11，加速通过上游部件12的会聚部分，并且离开出口13进入流体调节器10的具有间隙14的夹带区域。低压区域由上游部件12和下游部件16的形状在间隙14处形成。来自间隙14处的分支腔的附加流体经由间隙14处的未涂覆部分形成的多个开口18被夹带到从出口13流到进口15的流体流中。下游部件16还可涂覆有生物相容性材料22，以限定通过下游部件16例如第一发散部分16A和第二发散部分16B的流体流动通道，使得来自出口13的流体流与通过间隙14处的多个开口18的附加流体一起进入进口15，减速通过下游部件16的发散部分，并且从离口17离开回到体腔中，例如横跨保持未涂覆的未覆盖部分16c，如下面另外详细描述的。
生物相容性材料22可为织物和/或聚合物，诸如膨体聚四氟乙烯(ePTFE)、纺织、针织和/或编织聚酯、聚氨酯、DACRON(聚对苯二甲酸乙二醇酯)、硅树脂、聚碳酸酯聚氨酯或来自马、牛或猪源的心包组织。生物相容性涂层可在施加到框架时阻止或阻断流体流动。结合和涂覆过程的顺序可为先结合后涂覆或先涂覆后结合。生物相容性材料22可经由缝合、喷涂、封装、静电纺丝、浸渍模制和/或不同的技术联接到框架。
替代地，流动调节器10可涂覆有亲水性、血液相容性涂层(主动的，诸如肝素涂层或被动的)或药物涂层。此外，流动调节器10可被选择性地涂覆在不同区中。例如，流动调节器10可包括在密封区(流动调节器10接触组织的部分)上的药物涂层，以防止组织粘附到IVC壁，以及在流动调节器10与血液持续接触的部分上的肝素涂层，从而防止血栓形成。
在一个优选实施例中，生物相容性材料22为流体不可渗透的。然而，对于一些应用，这些表面不必为不可渗透的，但是可具有足够低的渗透率，以基本上防止血液经由除了由流动调节器10的内表面限定的流动通道之外的任何流动路径流过体腔的纵向部分。对于一些应用，表面中的每一个具有小于0.25微米(例如，在0和0.25微米之间)的每单位长度的渗透率，其中每单位长度的渗透率基于以下方程限定，该方程基于达西定律：k/Δx＝Vμ/Δp，其中k为渗透率，Δx为长度(以米为单位)，V为平均速度(以米/秒为单位)，μ为流体粘度(以帕斯卡-秒为单位测量)，并且ΔP为以帕斯卡为单位测量的压差)。
尽管本发明不受任何理论的约束，但现在提供简化的工程解释，以帮助理解上游部件12和下游部件16如何操作以在间隙14处产生减小的压力。
伯努利方程控制流体速度和压力之间的关系(忽略高度差)：
P＝压力
ρ＝密度
V＝速度
1＝入口(上游部件12)处的条件
2＝间隙14处的条件
质量守恒(相同流速)：
V1·A1＝V2·A2
A＝流动横截面
E损失＝能量损失
例如，如果在上游部件12在下腔静脉中的情况下将流动调节器10安装在肾脏附近，那么V1和A1分别为下腔静脉处的速度和流动面积。
间隙处的流动速度(V2)被设计成实现期望的压力降低。例如，对于0.5米/秒的速度和3倍的面积比，可实现约6-8mm Hg的吸力。在展开在肾脏附近的情况下，预期这种压差通过改进肾灌注压来改进肾功能。压力将由于肾流动的改进而改变。
申请人已经发现，在上游部件的出口和下游部件的进口之间使用最大距离将以相对较低的压力损失改进分支血管中的流速。距离太大将产生显著的压力损失，实际上在错误的方向上在肾静脉中发送流体。此外，下游部件的其它结构特征以低压力损失改进肾流动，诸如下游部件的进口处的内径大于上游部件的出口处的内径，下游部件的发散区的长度大于上游部件的会聚区的长度，和/或下游部件的平均发散角小于上游部件的平均会聚角。
在另一个示例中，流动调节器10可安装在分叉附近，以从分叉转移栓子。在又另一个示例中，流动调节器10可被展开在主动脉弓中以降低峰值收缩压。
流动调节器10的尺寸可适合于植入下腔静脉。特别地，上游部件12的入口11可被配置成设置在通向肾静脉的分支的上游，下游部件16可被配置成设置在下腔静脉中，使得离口17在通向肾静脉的分支的下游，并且间隙14可设置在通向肾静脉的分支附近。因此，在展开膨胀状态下的入口11的直径可在12-40mm的范围内。上游部件12的出口13的直径可被选择为针对给定的装置阻力产生喷射速度。在慢性病例的示例中，出口13的直径可在3.5-8mm的范围内。在急性病例中，出口13的直径优选地在3-7mm的范围内。此外，流动调节器10在其上游和下游密封区处的外径可在15至40mm，并且优选地20至30mm的范围内，并且总长度在100-200mm之间，并且优选地为150mm。
上游部件12的固定区的长度可在5-30mm的范围内。上游部件12的总长度可在15-60mm的范围内。根据本发明的原理，从上游部件12的出口13到下游部件16的进口15的较短距离将为下游部件16提供更好的性能，但是将导致较低的肾流动，因为从肾静脉到下游部件16的流动阻力更大。由此，从出口13到进口15的距离优选地被选择成(例如，在-5-25mm的范围内)在最小的压力损失下提供改进的肾流速。
从上游部件12的出口13到分支腔例如右肾静脉的中心线的距离并且可在-25mm至100mm的范围内。下游部件16的固定区的长度可在5-30mm的范围内。下游部件16的总长度优选地大于上游部件12的总长度，因为发散形状产生的压力损失远高于会聚形状产生的压力损失。例如，仅第一发散部分16A的长度可大于上游部件12的长度。上游部件12的总长度和下游部件16的总长度的比率可在1:1至3:1的范围内。下游部件16的进口15处的直径优选地大于上游部件12的出口13处的直径。由此，上游部件12的出口13处的横截面流动面积小于下游部件16的进口15处的横截面流动面积。下游部件16的进口15处的直径被选择成接收从出口13喷射的所有流体。下游部件16的进口15处的直径与上游部件12的出口13处的直径的比率可在1:1至2:1的范围内。此外，当出口13和进口15之间的距离较大时，下游部件16的进口15处的直径可较大，以确保接收到从上游部件12喷射的流体。在展开膨胀状态下的离口17的直径并且可在12-40mm的范围内。
此外，下游部件16中的平均发散角并且可在5-30度的范围内。优选地，下游部件16中的发散角小于上游部件12中的会聚角，并且预期防止压力损失。此外，下游部件16应在邻近进口15例如更靠近肾静脉的区中具有缓慢的改变，因为任何附加的压力损失将降低下腔静脉流速，并且由此将降低装置的有效性。下游部件16中的发散角沿下游部件16的长度可为恒定的或者可改变。当发散角沿长度改变时，发散角优选地邻近进口15最小(例如，在5-30度的范围内)。邻近进口15的横截面流动面积的缓慢改变为优选的，因为流体速度随着横截面流动面积的增加而降低，因此压力损失。因此，发散角在进口15处最小，在进口处流体流动在下游部件16内处于最大速度。
如图1所示，流动调节器10可包括在上游部件12的近端处的被配置成促进收回流动调节器19的收回部分19。收回部分19可包括在流动调节器10的上游端处的收缩区段24。收缩区段24允许流动调节器10保持联接到输送系统。在膨胀展开状态下，收回部分19的横截面积从入口11向收缩部分24会聚，其中收回部分19在流动路径的中心附近联接在一起。收回部分19优选地为未涂覆的，使得流体流流经收回部分19并且通过入口11进入上游部件12。此外，未涂覆的收回部分19可任选地用作过滤器，例如，防止血液中的血栓和/或栓子。如上所述，下游部件16的总长度优选地大于上游部件12的总长度(不包括收回部分19)。由此，从上游部件12的入口11到出口13的长度可小于从下游部件16的进口15到离口17的长度。
如图1所示，收回装置例如钩28可联接到收缩部分24，以将收回部分19拉向输送护套，以将流动调节器10压缩至输送护套中以用于收回，如下面另外详细描述的。钩28可联接到收缩部分24作为单独的部件，其例如模制、胶合、压缩、焊接等到框架20。以这种方式，收回器，例如钩或鹅颈圈套装置，可联接到钩28，以将收回部分19拉向输送护套，以将流动调节器10压缩至护套中以用于收回。附加地，钩28可在远离间隙14的方向上被拉动，以部分地或完全地减小体腔内的流动调节器10的直径。此类减少将允许冲洗掉邻近流动调节器10产生的任何停滞流动区。然后，可将流动调节器10完全移除、在体腔内重新定位并且膨胀，或在体腔内的先前展开位置膨胀。
根据本发明的一个方面，下游部件16的最下游部分可形成流动调节器10的无创伤端，以防止在装置卷曲期间血管损害和拉直，并且使远端完整。在膨胀展开状态下，无创伤端远离身体血管内壁向内弯曲。因此，即使在下游部件16在其膨胀展开状态下后，流动调节器10也可在体腔内被重新调整，同时由于流动调节器10的远端而降低对体腔的血管壁造成伤害的风险。在此实施例中，由流动调节器10的框架形成的邻近无创伤端的单元优选地为未涂覆的，如图1所示，使得流体流通过下游部件16的离口17流出，并且流经无创伤尖端的未涂覆的裸金属框架，而没有由于流动路径的会聚而导致的附加加速。
此外，流动调节器10可包括围绕下游部件16的下游端径向间隔开的多个锚定件26。如下面另外详细描述的，多个锚定件26被配置成联接到输送装置以在从输送装置的护套暴露于体腔时将下游部件26维持在折叠输送状态，以促进在体腔内重新调整流动调节器10。此外，除了上游部件12的收回部分之外，多个锚定件26还可用作下游部件收回部分，使得可从颈静脉收回流动调节器10。
现在参考图2A，流动调节器10可由单个框架结构20形成。图2A说明被切割和展平的框架20，以示出框架切割模式。说明性地，上游部件12和下游部件16由框架20限定。框架20优选地由金属管形成，该金属管被激光切割以限定多个单元，并且然后被加工(例如，加热)以形成流动调节器10的形状。收回部分19说明性地由第一多个单元20a形成，例如，没有从上游部件12的孔眼23到密封区的接合部，从而防止流动中断。例如，框架20可包括从孔眼23朝向入口11延伸的直支柱，其间没有任何接合部。上游部件12说明性地由第二多个单元20b形成。下游部件16由两种不同配置的单元形成。下游部件16的第一发散部分16a可由第三多个单元20c形成，并且第二发散部分16b可由第四多个单元20d形成。第三多个单元20c优选地设置在第二多个单元20b和第四多个单元20d之间。未覆盖部分16c可由第五多个单元20e形成。
空隙空间可为由框架的支柱限定的单元区。例如，支柱可在其中限定闭环形状，诸如椭圆形或菱形或其组合。多个单元20b、20c、20d的单元可如WO 2020/109979中所描述的那样构造，其全部内容以全文引用的方式并入本文中。例如，第二多个单元20b的平均空隙空间面积可大于第三多个单元20c的平均空隙空间面积，并且可与第四多个单元20d的平均空隙空间面积基本相同，以产生比第三多个单元20c更柔性的结构。由此，框架20可为形成柔性/刚性/柔性配置的三部分支架。此外，第三多个单元20c可包括更大但更刚性的单元形状(例如，细长的六边形单元)，并且第二多个单元20b和第四多个单元20d可包括更小但更柔性的单元形状(例如，菱形单元)。
有利地，在植入后，柔性区域可响应于血管直径的改变而改变直径，而支架结构的更刚性部分保持恒定。例如，上游部件12和下游部件16的最大外径可响应于血管直径的改变而改变直径，而上游部件12的喷嘴的出口和/或流动调节器10的中间区段(例如，第一发散部分16a)的形状不改变。以这种方式，即使血管的大小改变，第一发散部分16a的发散角也可保持恒定。可测量血管中直径的改变，例如，利用流动调节器上的一个或多个传感器和/或使用影像学引导，诸如荧光透视，来评估直径随时间的改变。
作为增强流动调节器10的中间区段的刚性的附加或替代方式，中间区段处的框架20的支柱可比更柔性部分处的框架20的支柱更宽和/或更厚。例如，框架20的支柱在形成第三多个单元20c的区段处可比在形成第二多个单元20b和/或第四多个单元20d的区段处更宽和/或更厚。附加地或替代地，由框架20的支柱形成的单元的长度可缩短，和/或框架20的给定长度的单元的数量可减少以增加刚性。
根据本发明的另一个方面，可使用不同形状的单元例如菱形或六边形来选择框架的各部分之间的相对柔性。例如，第二多个单元20b和第四多个单元20d的柔性以及第三多个单元20c的刚性可基于由框架20的支柱限定的相应空隙空间的形状来选择(例如，框架中的柔性形状的单元/刚性形状的单元/柔性形状的单元)。此外，具有较大总空隙空间面积的单元可比具有较大总工作面积的单元更坚固。因此，限定间隙14的多个单元，例如第三多个单元20c，可具有总体上更大的平均空隙空间面积，同时维持期望的刚性，使得间隙可在相应的单元内形成得更大，从而与通过较小菱形单元内的间隙相比，增加可通过间隙夹带的流动的量。
如图2B所示，框架20可至少部分地涂覆有由阴影空隙空间面积表示的生物相容性材料22，从而限定入口11、离口17和多个开口18。如上所述，间隙14处的多个开口18可由上游部件12和下游部件16之间的未涂覆的多个单元限定。例如，流动调节器10的框架20最初可完全涂覆有生物相容性材料22，并且然后可例如经由切割、熔化、激光、化学方式等移除涂层的选定部分，以形成间隙14和/或未覆盖部分16c。因此，在涂层的选定部分被移除后，形成间隙14和/或未覆盖部分16c的框架20的至少一部分可保持部分地涂覆有生物相容性材料22。替代地，流动调节器10的框架可被选择性地涂覆，使得在涂覆过程期间，未被涂覆的部分在间隙14和/或未覆盖部分16c处限定多个开口18。因此，在涂覆过程期间，开口18和/或未覆盖部分16c可不被涂覆。如图2B所示，多个开口18可包括沿单排单元的未涂覆部分，其限定围绕夹带区域径向间隔开的多个纵向延伸的开口。此外，可选择形成多个开口18的间隙14的多个未涂覆单元的模式，以改进在血管中使用时通过间隙14的流体的夹带特性。
第五多个单元20e的形状使得未覆盖部分16c比第二发散部分16b例如下游部件16的密封区更柔性。因此，未覆盖部分16c可在不损害血管的情况下例如当血管较小时适应血管，并且另外防止流动调节器10在例如咳嗽或可导致血管直径急剧改变的其它事件期间迁移。
如图2A和图2B所示，第五多个单元20e的远端可包括一个或多个锚定件26，用于在从输送护套暴露时帮助将下游部件16维持在其折叠输送状态下，如下面另外详细描述的。根据本发明的另一个方面，框架20不包括锚定件26，并且形成下游部件16的远端的第五多个单元20e的未涂覆的裸金属部分可用于在从输送护套暴露时将下游部件16维持在其折叠输送状态下。
如图2A和图2B所示，上游部件12的收回部分19可包括一个或多个孔眼23，例如推动器或拉动器，以当钩28上施加力时促进将流动调节器10从输送护套内的压缩状态展开和/或收回至输送护套外的膨胀状态。图2C为图2B的孔眼23的特写视图。如图2C所示，孔眼23可包括孔25，以促进将钩28附接到孔眼23。孔25可随后在操作期间被填充或者故意留空。此外，孔眼23可包括销27，其大小和形状被设计成与钩28的对应孔接合，用于将钩28固定到孔眼23，例如经由焊接、胶合、铆接或压配合，如图2D所示。如图2D所示，孔眼23的成角度表面可在钩28和孔眼23之间的接合点处提供平滑转变，从而防止收回装置例如圈套被夹在其间。在膨胀展开状态下，上游部件12的收回部分可从入口11朝向收缩区段24会聚，并且由此，一个或多个孔眼23可在收缩区段24处汇合在一起，在该收缩区段处它们可联接到钩28。因此，当上游部件12的收回部分19包括多于一个孔眼时，所有孔眼可联接到钩28。
现在参考图3A至图3C，描述用于将流动调节器10输送至体腔的输送装置30。如图3A所示，输送装置30可包括手柄50，其可操作地联接到护套32的近端，该护套具有合适大小的腔，以将流动调节器10保持在折叠输送状态下；以及内部组件31，其可滑动地设置在护套32的腔内并且可移除地联接到流动调节器10。如图3B和图3C所示，输送装置30可包括内部组件31，其可操作地联接到手柄50，以促进流动调节器10穿过护套32的远端展开。护套32可在其远端包括不透射线的标记，以帮助可视化。
手柄50允许临床医生保持和操纵护套32和内部组件31，并且任选地用于联接到软管以冲洗护套32的腔。如图3A所示，手柄50可包括多个致动器，例如旋钮51，其可沿杆53的螺纹表面可旋转地滑动以用于致动例如护套32；以及旋钮52，其用于致动外盖35以展开流动调节器10的远端，如下面另外详细描述的。因此，手柄50可被致动以相对于护套32移动内部组件31，以缩回护套32和/或推动流动调节器10穿过护套32的腔并且离开护套32的远端。此外，手柄50可包括用于冲洗卷曲的流动调节器10的冲洗端口。
如图3B和图3C所示，内部组件31可包括杆33，该杆可在其近端联接到收回器38，并且在其远端联接到安装件34。杆33可为在维持可推动性的同时提供柔性的海波管。如图3D和图3E所示，收回器38可包括切口部分37和设置在切口部分37内的大小和形状被设计成接收钩28的突起39，如图3E所示的。例如，切口部分37可包括成角度的近侧壁，以当输送装置30相对于流动调节器10向前推动时，促进钩28从收回器38上拆下。因此，当护套32设置在钩28和收缩区段24上，同时钩28与突起39接合时，流动调节器10的近端将保持与内部组件31接合。由此，在急性治疗期间，收回器38可例如经由钩28联接到并且保持联接到流动调节器10的收缩区段24。替代地，收回器38可为可滑动地设置在护套32的腔内以与流动调节器10的收缩区段24例如钩或圈套装置联接的单独装置。此外，收回器38可包括凹槽45，其大小和形状被设计成当钩28与护套32内的突起39接合时，允许来自输送装置30的造影剂的高流动，从而在流动调节器10仍然联接到输送装置30时确认流动调节器10的位置。
如图3F和图3G所示，内部组件31可包括联接到杆33的远端的安装件34，以及联接到端盖36并且可在安装件34的至少一部分上滑动地移动的外盖35。安装件34和外盖35的大小都可被设计成配合在护套32的腔内，并且端盖36的远侧部分的外径可基本上等于护套32的外径，使得护套32可在输送期间在其中接收安装件34和外盖35，但是不接收端盖36的远侧部分。因此，端盖36可以可移除地联接到护套32的远端，以便在输送期间为护套32的腔形成密封。
如图3F和图3G所示，安装件34包括多个接受器37，其大小和形状被设计成接收流动调节器10的下游部件16的未覆盖部分16c的多个锚定件26并且可释放地与其接合。例如，下游部件16的多个锚定件26可由安装件34的多个接受器37接收，使得锚定件26与安装件34的倾斜部分29接合。倾斜部分29成一定角度，使得流动调节器10可从安装件34脱离，并且在护套31内完全伸展时展开。优选地，倾斜部分29与杆33的纵向轴线成10-80度的角度。因此，多个锚定件26可包括“T”形凸出物，其大小和形状被设计成在卷曲期间保持安装件34。
外盖35可设置在多个接受器37上，从而接合多个锚定件26，并且将下游部件16维持在其折叠输送状态。因此，安装件34可包括止动器部分46，其外径防止外盖35相对于安装件34向近侧移动超过止动器部分45。外盖35可相对于安装件34向远侧移动，例如经由手柄50的旋钮52，以暴露多个锚定件26，使得多个锚定件26沿倾斜部分29与多个接受器37脱离，从而将下游部件16从其折叠输送状态转变例如自膨胀到其膨胀展开状态。因此，多个接受器37可限定与多个锚定件26的形状以及下游部件16的未覆盖部分16c的框架相匹配的凹部。替代地或附加地，多个接受器37可包括用于当外盖35设置在多个接受器37上时与多个锚定件26联接的钩机构。因此，在缩回护套32以将流动调节器10在体腔内暴露在护套32的远端之外时，流动调节器10可维持在其折叠输送状态，以允许在体腔内安全地重新调整流动调节器10，而不必完全展开流动调节器10并且潜在地伤害体腔。
根据本发明的一个方面，下游部件16可不需要多个锚定件来与多个接受器37接合。例如，下游部件16的未覆盖部分16c可与外盖35内的多个接受器37接合，并且由此有效地起到多个锚定件的作用。
现在参考图4，提供根据本发明的原理使用流动调节器10更改通过体腔的流体流动的示例性方法40的步骤。方法40的步骤中的一些可通过参考图5A-5F另外阐述。首先，在超声引导下并且使用Seldinger技术，可将导丝放置在右股静脉中。在步骤41，输送装置30被引入患者体腔内的位置，例如，邻近下腔静脉(IVC)内的肾静脉。例如，在标准预扩张之后，输送装置30可放置在引入股静脉中的导丝上，并且在荧光透视引导下前进至肾上IVC。带有负载的流动调节器10的输送装置30可被导航到通过静脉造影识别的如下目标位置：定位在较高肾口和肝静脉口之间的远侧密封区；定位在下肾口和髂分叉之间的近侧密封区；并且维持适当的血管直径大小。
因此，输送装置30的远端可定位在IVC内肾静脉的下游，使得流动调节器10可被展开以有效地将附加流体从肾静脉夹带到通过IVC的流体流。如图5A所示，护套32联接到端盖36上，使得安装件34和外盖35设置在护套32的腔内，并且流动调节器10以其折叠输送状态设置在护套32的腔内。此外，下游部件16的多个锚定件26与外盖35内的安装件34的多个接受器37接合，并且上游部件12的收缩区段24例如经由护套32内的突起39和钩28联接到输送装置30的收回器38。
在步骤42中，护套32相对于内部组件31和流动调节器10向近侧缩回，以将流动调节器10暴露在护套32的远端之外，如图5B所示。当流动调节器10暴露在护套32的远端之外时，流动调节器10的收缩区段24可保持联接到护套32内的输送装置，例如经由钩28和/或收回器38，从而防止流动调节器10过早膨胀。替代地，当流动调节器10暴露在护套32的远端之外时，流动调节器10的收缩区段24可与输送装置分离，从而导致上游部件12膨胀，同时下游部件16在其折叠输送状态下保持联接到外盖35内的安装件34。在此实施例中，流动调节器10仍可在体腔内重新调整。
如图5C所示，外盖35设置在安装件34的多个接受器37上，使得下游部件16的多个锚定件26与输送装置30的端盖36接合，并且流动调节器10在从护套32的腔内暴露时保持在其折叠输送状态。正如本领域普通技术人员所理解的，内部组件31可相对于护套32向远侧推动，以将流动调节器10在体腔内暴露在护套32的远端之外。当流动调节器10在体腔内从护套32暴露时，医生可经由输送装置30在体腔内重新调整流动调节器10的位置，直到流动调节器10处于体腔内的期望位置，而不必完全展开流动调节器10。因此，流动调节器10可在体腔内重新调整，而不阻断/干扰通过体腔的血流，并且没有伤害体腔的血管壁的风险，例如，经由血管壁和在膨胀展开状态下的上游部件12或下游部件16的固定区之间的相互作用。替代地，下游部件16可不联接到端盖32，使得当流动调节器10暴露在护套32的远端之外时，下游部件12自动转变到其膨胀展开状态，如WO 2020/109979中所述，其全部内容以全文引用的方式并入本文中。
在步骤43，可将内部组件31的端盖36与下游部件16分离，使得下游部件16从其折叠输送状态自膨胀到其膨胀展开状态，如图5D所示。具体地，外盖35可相对于安装件34向远侧移动，以暴露安装件34的多个接受器37，使得多个锚定件26可沿倾斜部分29从多个接受器37脱离。如图5D所示，在下游部件16膨胀时，上游部件12也被允许自膨胀到其膨胀展开状态。在流动调节器10从其折叠输送状态膨胀到其膨胀展开状态时，收缩区段24可保持联接到输送装置30，例如，经由钩28和/或收回器38，以允许流动调节器10在必要时重新加护套。例如，在流动调节器10膨胀时，可进行流动测量，以确认流动调节器10适当地定位在体腔内，例如，通过注射造影剂以可视化横跨流动调节器10的流动。如果确定流动调节器10没有适当地定位，那么流动调节器可经由钩28和/或收回器38重新折叠在护套32内，使得流动调节器可在体腔内重新定位。当流动调节器10被慢性植入时，收缩区段24可与输送装置的收回器38分离。替代地，收缩区段24可在整个急性治疗过程中保持联接到输送装置30，例如经由钩28和/或收回器38，以促进在治疗完成后收回流动调节器10。
因此，在步骤44，IVC内的流体流可通过流体调节器10的上游部件12朝向下游部件16加速，以在流动调节器10的夹带区域附近生成低压区域，从而根据本文所述的本发明的原理，将来自分支血管例如来自肾静脉的附加流体经由间隙14夹带到流体流中。
替代地，流动调节器10可通过相对于内部组件31另外向近侧缩回护套32而从输送装置30上拆下，如图5E和图5F所示，并且在一定量的时间内(例如，数小时、数天、数月、数年)保持植入以用于慢性治疗。具体地，收缩部分24可在护套32内与收回器38的突起39分离，以将流动调节器10从输送装置30脱离。因此，输送装置30可从体腔中移除，留下植入体腔内的流动调节器10。如果植入，那么流动调节器10可通过在收缩区段24处将收回器38重新联接到钩28上来收回，例如，将钩28与收回器38的突起39重新接合，并且拉动钩28以将流动调节器10的上游部件12折叠成其折叠输送状态。钩28可另外缩回，或者护套32可前进，以将流动调节器10以其折叠输送状态接收在护套32的腔内。例如，当内部组件31保持在适当位置时，护套32可向远侧移动，以将流动调节器10在护套32内从膨胀展开状态转变到折叠输送状态，直到安装件34和外盖35设置在护套32的腔内，并且端盖36与护套32的远端形成密封。根据本发明的原理，当下游部件16返回到其折叠输送状态时，多个锚定件26可与端盖36的安装件34的多个接受器37重新接合，并且外盖35可设置在多个接受器37上，以将流动调节器10维持在其折叠输送状态。然后，输送装置30可向近侧移动并且移出患者的身体。
根据本发明的一个方面，除了用于输送流动调节器10的收回器和输送护套之外，可采用不同的收回系统来收回流动调节器10。例如，可将单独的圈套装置联接到钩28上，以拉动和折叠收回护套内的流动调节器10。替代地，圈套装置可在联接到流动调节器10时保持在适当位置，使得收回护套在流动调节器10和圈套装置上前进，以使流动调节器10在收回护套内折叠。
如WO 2020/109979中所述，其全部内容以全文引用的方式并入本文中，流动调节器10可在使用止动器机构暴露超过护套32的远端时转变到膨胀展开配置。例如，在护套32中可抵靠固定止动器向近侧拉动护套32以在体腔内的目标位置处，例如肾静脉与下腔静脉相交的位置处，拔出流动调节器10。
现在参考图6，提供流动调节器10在其折叠输送状态下设置在护套32的腔内时沿其轴向长度的体积曲线。流动调节器10的相对体积为金属支架框架(例如框架20)和生物相容性涂层(例如生物相容性材料22)的叠加。框架的体积沿流动调节器10的轴向长度为相对恒定的，而不管在其膨胀展开状态下的局部直径如何，因为框架可从具有均匀厚度和直径的管上切割下来。生物相容性涂层的体积与流动调节器10在其膨胀展开状态下的直径具有正相关关系，因为较大直径部分局部将含有更多涂层。由此，如图6所示，流动调节器10沿其轴向长度的体积曲线看起来像流动调节器10在其膨胀展开状态下的直径轮廓。根据本发明的一个方面，输送装置30的内部组件33可包括沿杆33的轴向长度设置的自适应模式60，其对应于护套32内在折叠输送状态下的流动调节器10的体积曲线。因此，自适应模式60可将流动调节器10以其折叠输送状态支撑在护套32内，以防止在输送期间在低体积区域扭结。
现在参考图7，提供根据本发明的原理构造的另一个示例性流体流动调节器。如图7所示，流动调节器70包括沙漏形支架72和可滑动地设置在支架72的通路内的芯80。支架72可与图1的流动调节器10类似地构造，不同之处在于支架72的下游部件76由于芯80的存在而不需要具有不同发散角的两个发散部分，该芯在体腔内用作扩散器。因此，支架72可具有比流动调节器10更短的总长度，例如，3cm的最小总长度。
具体地，如图7所示，支架72包括上游部件74、下游部件76以及设置在上游部件74和下游部件76之间的夹带区域，例如间隙78。夹带区域可一体形成在下游部件76或上游部件74中，或两者中。如图7所示，上游部件74具有入口71和出口77，并且具有沿上游部件74的部分或全部长度在下游方向上例如从上游部件74朝向下游部件76会聚的横截面流动面积，从而形成喷嘴。以这种方式，上游部件74使通过上游部件74的流体流动加速。下游部件76具有进口79和离口73，并且具有沿下游部件76的部分或全部长度在下游方向上发散的横截面流动面积，从而形成扩散器。与流动调节器10一样，上游部件74和下游部件76可具有用于接触血管的内壁以将支架72维持在血管内的期望位置的固定区。固定区为接触血管壁的支架72的最大直径部分。
与间隙14一样，间隙78可包括一个或多个开口75，其径向设置在夹带区域周围以用于夹带通过其中的附加流体。因此，上游部件74和下游部件76在间隙78附近产生较低压区域，其优选地将流体夹带到通过开口75流经间隙78的流体流中。开口75可远离支架72的中心纵向轴线径向延伸，使得开口75和轴线之间的距离随着开口75从离口77延伸到进口79而逐渐增加。这种设计维持关于流动调节器10所描述的益处，同时对肾血流(RBF)产生较小的阻力，并且不会削弱扩散器对IVC喷射流的影响。此外，由于支架72的总长度可更短，因此在经由开口75夹带之前，更小体积的血液将定位在上游部件74和下游部件76之间，从而降低血栓形成的风险。
芯80包括上游区域82和下游区域84。上游区域82具有第一端，例如芯80的最上游点，以及从第一端朝向下游区域84增加的横截面积，使得芯80的上游区域82沿IVC流的方向发散。下游区域84具有第二端，例如芯80的最下游点，以及从上游区域82朝向第二端减小的横截面积，使得芯80的下游区域84沿IVC流的方向会聚。上游区域82的横截面积可以比下游区域84的横截面积的减小速率更小的速率增加。芯80可具有例如15cm的最大总长度。此外，芯80可关于沿芯80的纵向轴线延伸的纵向平面对称。芯80的厚度或直径可沿芯80的纵向轴线从第一端到第二端连续改变，在上游区域82和下游区域84之间的接合部处具有最大横截面积。
此外，芯80可定位在支架72的下游部件76内，并且至少部分地定位在上游部件74内，以操纵喷嘴和扩散器的有效角度，以实现通过流动调节器70的期望流动，由此增强IVC血流和RBF。例如，如图7所示，芯80可联接到导管81，该导管可被致动以调整芯80相对于支架72的位置。芯80相对于支架72的可调整性允许流动调节器70与所有患者兼容地使用，而不管其流速如何，并且对于急性和慢性应用都可为有利的。芯80可阻断血管腔内的血流，使得血液不可流过芯80，从而迫使血液仅在支架72内围绕芯80流动。芯80可完全悬浮在支架72和血管腔内，而不接触支架72的内表面或血管的内壁的任何部分。
芯80可为顺应性、非顺应性或刚性体。根据本发明的一个方面，芯80可为可充气的球囊。因此，沿上游区域82和下游区域84的芯80的横截面积可经由芯80的充气来调整。例如，导管81可包括与芯80的内部流体连通的充气/放气腔，以用于使芯80充气/放气。因此，芯80可经由充气/放气腔选择性地充气/放气，以实现期望的IVC阻力。
图8A-8C说明定位在分支体腔例如IVC内的流动调节器70。例如，支架72可被定位成使得上游部件74在IVC中，使得入口71在通向左肾静脉和右肾静脉的分支的上游，并且下游部件76在IVC中，使得离口73在通向肾静脉的分支的下游。虽然右肾静脉和左肾静脉通常沿下腔静脉处于不同高度，但是开口75通常定位在通向肾静脉的分支(或者当用于其它适应症时的其它分支腔)附近。如图8A-8C所示，导管81可包括两个压力换能器86a、86b，它们可为基于局部隔膜的传感器，经由多腔导管连接到装置的近端处的传感器，或者光学压力传感器。上游压力换能器86a可联接到芯80上游的导管81，并且下游压力换能器86b可联接到芯80下游的导管81，从而提供指示横跨流动调节器70的压差的信息。替代地，可使用单个压差换能器来提供横跨两个传感器部位的压差读数。可基于来自压力换能器86a、86b、X射线血管造影术或其它读数的反馈来调整芯80在支架72内的相对位置，以裁制血管内流动特征的性能。
如图8A所示，芯80最初可定位在下游部件76内。如图8B所示，芯80可相对于支架82向近侧移动，以有效地使由支架72的内表面和芯80的外表面形成的扩散器变窄。如上所述，芯80相对于支架72的相对位置可基于经由压力换能器86a、86b接收的反馈来确定。如图8B所示，芯80的上游区域82的至少一部分可定位在支架72的上游部件74内，从而减小上游部件74的喷嘴的横截面积。
图8C说明横跨流动调节器70的IVC和RBF流。例如，IVC血液仅在入口71处进入流动调节器70，并且加速通过上游部件74的喷嘴并且在下游部件76的扩散器内围绕芯80的下游区域82，从而在夹带区域处产生减小的压力，并且增加到开口75的血流速度。以这种方式，本发明可将血液从肾脏抽吸到肾静脉，并且然后抽吸到下腔静脉，从而改进肾脏功能、减少对肾脏的坏死性损害和/或治疗心力衰竭。
现在参考图9，提供使用本发明的流动调节器70改进模仿RBF的体外结果的图表。在此实验中，流动调节器70被放置在包括肾静脉的模拟硅树脂IVC模型内。IVC流设定为不同的流速水平。对于图9所示的结果，工作流体为室温下的水，IVC流速设定为1L/min，并且右心房压力设定为8mmHg。在不同的驱动压力范围内测量离开肾静脉的流速。图9示出与没有流动调节器的类似实验相比，使用放置在模拟IVC中的流动调节器测量的RBF。对于给定的RBF驱动压力，评估基线(没有装置)和芯元件之间的RBF的比较。例如，对于0.4mmHg的RBF驱动压力，基线BF为约200ml/min。当装置被添加到IVC模型时，RBF增加到约420ml/min。
现在参考图10A至10C，提供根据本发明的原理构造的另一个示例性流体流动调节器。流动调节器100可包括支架102和设置在支架102的通路内的可膨胀芯104。支架102可由根据本发明的原理的完全涂覆或至少部分地涂覆有生物相容性材料的单个框架形成。例如，如图10A所示，支架102为完全涂覆的支架，在支架102的上游端具有入口101，并且在支架102的下游端具有出口103。支架102的横截面积可在从入口101到出口103的方向上减小。如图10A所示，在支架102的横截面积开始朝向出口102减小之前，入口101附近的支架102的至少一部分可具有恒定直径。此外，支架102可具有固定区，例如支架102的恒定直径部分，其可接触血管的内壁以将支架102维持在血管内的期望位置。D框架为支架102的最大直径区段处的直径。L喷嘴为由支架102从入口101到出口103的会聚和芯104的上游发散区域形成的喷嘴部分的长度，如下面另外详细描述的。
芯104可包括上游发散区域105、芯区域107和下游会聚区域109。上游发散区域105具有第一端，例如芯104的最上游点，以及从第一端朝向芯区域107增加的横截面积，使得芯104的上游发散区域105沿IVC流的方向发散。芯区域107可沿其轴向长度具有恒定直径，例如D芯，并且从上游发散区域105延伸到下游会聚区域109。下游会聚区域109具有第二端，例如芯104的最下游点，以及从芯区域107朝向第二端减小的横截面积，使得芯104的下游会聚区域109沿IVC流的方向会聚。上游发散区域105的横截面积可以比下游会聚区域109的横截面积的减小速率更大的速率增加。例如，上游发散区域105的发散角β可大于下游会聚区域109的会聚角α。此外，芯104可具有例如5cm的最小总长度。例如，芯区域107的长度L芯可高达15mm，并且下游会聚区域109的长度L扩散器可高达15cm。此外，芯104可关于沿芯104的纵向轴线延伸的纵向平面对称。
如图10A所示，芯104可定位在支架102内，以操纵喷嘴的有效角度，以实现通过流动调节器70的期望流动，由此增强IVC血流和RBF。具体地，芯104的外表面和支架102的出口103形成周向狭缝106，使得流过支架102的入口101的流体将加速通过支架102并且围绕芯104的上游发散区域105，并且通过周向狭缝106离开进入血管。如图10A所示，周向狭缝106可由支架102的出口103和芯104的外表面的其中上游发散区域105与芯区域107结合的部分形成。图10D为流动调节器100的横截面图，其说明由支架102和芯104形成的周向狭缝106。根据本发明的一个方面，芯104可联接到导管81，以供由医生操纵。附加地或替代地，芯104可在出口103处，例如支架102的限定周向狭缝106的未涂覆部分处，联接到支架102。因此，支架102的至少一部分，例如出口103下游的未涂覆部分，可为柔性的，使得当支架102的出口103维持其横截面积时，芯104的膨胀导致周向狭缝106的流动面积减小。
现在参考图10B，流动调节器100被示出为植入邻近分支肾静脉的IVC内。如图10B所示，IVC血液流入支架102的入口101，并且通过周向狭缝106并且沿芯区域107围绕上游发散区域105，从而在下游会聚区域109附近产生低压区域，导致附加RBF被夹带到流体流中。IVC血流和附加RBF然后流过下游会聚区域109和血管壁之间的流动调节器100的扩散器部分。
如图10C所示，芯104可为顺应性的可膨胀体，例如可充气的球囊。因此，芯104的横截面积可经由芯104的充气来调整。例如，芯104可例如经由具有充气/放气腔的导管流体联接到充气/放气源，用于使芯104充气/放气。因此，芯104可经由充气/放气腔选择性地充气/放气以实现期望的IVC阻力。具体地，随着D芯增加，周向狭缝106的流动面积减小，并且随着D芯减小，周向狭缝106的流动面积增加。如上所述，压力换能器，例如上游压力换能器和下游压力换能器，可提供关于横跨流动调节器100的压差的反馈，使得医生可选择性地使芯104充气/放气，以实现期望大小的周向狭缝106，并且因此实现横跨流动调节器100的期望血流。
图11A-11C示意性说明根据本发明的原理的用于急性治疗的另一个示例性流体流动调节器在体腔内的输送。流动调节器110可与图7的流动调节器70类似地构造，其中类似的部件具有相同的主要附图标记。例如，具有入口101’和出口103’的支架102’对应于具有入口101和出口103的支架102，具有上游发散区域105’、芯区域107’和下游会聚区域109’的可膨胀芯110’对应于具有上游发散区域105、芯区域107和下游会聚区域109的可膨胀芯110，并且周向狭缝106’对应于周向狭缝106。如图10B所示，支架102’可由部分涂覆的框架形成，使得支架102在入口101’和出口103’之间被涂覆以形成喷嘴，但是在入口103的上游未涂覆以限定入口103，并且在出口103’的下游未涂覆以限定周向狭缝106’。
再次参考图11A，输送装置111可被引入目标分支血管，例如肾静脉附近的IVC，以输送流动调节器110。输送装置111可包括例如输送护套和可滑动地设置在其中的内部组件，内部组件在输送护套内联接到在折叠输送状态下的流动调节器110。如图11B所示，当内部组件和流动调节器110保持在适当位置时，护套可缩回，以将流动调节器110暴露在输送护套的远端之外，从而允许流动调节器110从其折叠输送状态自膨胀到其膨胀展开状态。如图11B所示，支架102’的框架的近侧部分可保持联接到输送装置111，并且芯104’可保持联接到输送装置111的导管，以用于急性治疗。
如上所述，压力换能器，例如上游压力换能器和下游压力换能器，可提供关于横跨流动调节器110的压差的反馈，使得医生可选择性地使芯104’充气/放气，以实现期望大小的周向狭缝106’，并且因此实现横跨流动调节器110的期望血流。例如，当与图11B相比时，图11C说明当芯104’已经选择性地膨胀时的流动调节器110。如图11C所示，周向狭缝106’具有比图11B的周向狭缝106’更小的流动面积。因此，IVC血液将流入支架102’的入口101’，并且通过周向狭缝106’并且沿芯区域107’围绕上游发散区域105’，从而在下游会聚区域109’附近产生低压区域，导致附加RBF被夹带到流体流中。IVC血流和附加RBF然后将流过下游会聚区域109’和血管壁之间的流动调节器110的扩散器部分。
现在参考图12，提供使用与本发明的流动调节器100和流动调节器110类似地构造的流动调节器改进模仿RBF的体外结果的图表。在此实验中，流动调节器被放置在包括肾静脉的模拟硅树脂IVC模型内。IVC流设定为不同的流速水平。对于图12所示的结果，工作流体为室温下的水，IVC流速设定为1L/min，并且右心房压力设定为8mmHg。在不同的驱动压力范围内测量离开肾静脉的流速。图9示出与没有流动调节器的类似实验相比，使用放置在模拟IVC中的流动调节器测量的RBF。对于给定的RBF驱动压力，评估基线(没有装置)和芯元件之间的RBF的比较。例如，对于0.4mmHg的RBF驱动压力，基线BF为约200ml/min。当装置被添加到IVC模型时，RBF增加到约440ml/min。
现在参考图13A-13D，流动调节器10可包括一种或多种不同类型的固定元件，用于将流动调节器10固定在血管内，并且从而防止流动调节器10在血管内迁移。例如，如图13A所示，流动调节器10的上游部件12可包括远离框架20的外部表面延伸的多个锚定件61。锚定件61可沿流动调节器10的外表面周向设置。附加地或替代地，多个锚定件61可设置在下游部件16上，以与血管接合。此外，如图13A所示，下游部件16的远端可包括附加固定元件，例如倒钩65，其可穿透组织，从而防止流动调节器10在血管内迁移。例如，倒钩65可从流动调节器10的纵向轴线径向向外弯曲。
如图13B所示，从框架20延伸的多个锚定件可包括两端联接到框架20的锚定件62，从而形成翼状锚定件。如图13C所示，从框架20延伸的多个锚定件可包括从框架20向上延伸的锚定件63。如图13D所示，从框架20延伸的多个锚定件可包括从框架20向下延伸的锚定件64。锚定件61、62、63、64可与血管接合，从而防止流动调节器10迁移。在一些实施例中，锚定件61、62、63、64可穿透组织以将流动调节器10固定在血管内。
此外，本文所述的流动调节器可与WO 2020/109979中所述的外部泵和控制系统结合使用，该专利的全部内容以引用的方式并入本文中。例如，外部泵可为间歇气动压缩(IPC)或心脏增强型外部反搏(EECP)泵(诸如可由加利福尼亚州圣马科斯的ACI医疗公司(ACI Medical,San Marcos,California)获得的
装置)。泵可被编程为模仿走动的小腿和/或脚的自然泵送动作，以移动腿部深静脉中的血液，从而减少深静脉血栓形成。此外，泵可向流动调节器提供动力。外部泵和控制系统可为完全可移动的和/或电池操作的。例如，外部泵和控制系统由患者佩戴，例如围绕患者的腿部。
虽然上文描述本发明的优选说明性实施例，但对本领域技术人员来说显而易见的是，可在不背离本发明的情况下对其进行各种改变和修改。例如，本文所述的流动调节器可安装在通向肝静脉的分支处的下腔静脉中。因此，附加血液可从肝静脉夹带到IVC中，从而改进内脏循环。在邻近肝静脉的IVC中急性或慢性植入流动调节器可改进肝脏功能和/或可代替TIPS手术或与其并行使用。有利地，流动调节器改进到下腔静脉的肝流量，允许血液进入肝脏进行自然过滤(与将血液绕过肝脏的TIPS手术相反)。无论是与TIPS手术一起使用还是代替TIPS手术，预期流动调节器治疗病况诸如门静脉高压症(通常由肝硬化引起)，其经常导致肠出血、危及生命的食管出血(食管静脉曲张)、腹部内流体的堆积(腹水)和/或肝肾综合征。
附加地或替代地，本文所述的流动调节器可安装在下腔静脉中，以从肾静脉和肝静脉两者中夹带附加血液。例如，下游部件的离口可在肝静脉的下游，而上游部件的入口在肾静脉的上游。在一项研究中，从下游肾静脉到肝静脉的平均距离为6cm，并且从最上游肾静脉到最下游肾静脉的平均距离为2.5cm，并且由此在上游部件12和下游部件16的固定区之间的总距离为8.5cm的流动调节器可锚定在IVC内以同时改进肾和肝灌注两者。
此外，本文所述的流动调节器可安装在动脉瘤中，以降低动脉瘤部位处的压力，并且降低动脉瘤将大小增加或破裂的风险，并且甚至可导致动脉瘤大小减小。在这种情况下，即使不对动脉瘤进行密封，也预期流动调节器提供有益效果。此外，如果在动脉瘤部位处或附近有一个或多个侧分支腔，那么装置不仅将降低压力，而且允许血液流向侧分支。在此应用中，与可不利地阻断侧分支的先前已知的圆形支架移植物相比，本发明的装置提供显著的益处。如果没有侧分支，那么预期装置在不增加血流的情况下降低压力。任选地，过滤器可与流动调节器一起使用，以防止栓子碎屑从动脉瘤流向其它血管。
本发明的装置的前述实施例中的任一个可用于转移栓子或其它碎屑，因此无需使用额外的过滤装置。一个示例为在颈动脉处或附近使用上游部件或下游部件来转移栓子或其它碎屑。
虽然上文描述本发明的优选说明性实施例，但对本领域技术人员来说显而易见的是，可在不背离本发明的情况下在其中进行各种改变和修改。所附权利要求旨在涵盖落入本发明的真实精神和范围内的所有此类改变和修改。
Claims (57)
1.一种用于更改通过体腔的流体流动的流动调节器装置，所述体腔联接到分支腔，所述流动调节器装置包含：
上游部件，其被配置成在折叠输送状态和膨胀展开状态之间转变，所述上游部件具有入口、出口和在所述膨胀展开状态下从所述入口朝向所述出口会聚的横截面流动面积，所述上游部件包含被配置成促进收回所述流动调节器的收回部分；
下游部件，其被配置成在折叠输送状态和膨胀展开状态之间转变，所述下游部件具有进口、离口和在所述膨胀展开状态下从所述进口朝向所述离口发散的横截面流动面积，所述下游部件包含围绕所述下游部件的下游端径向间隔开的多个锚定件，所述多个锚定件被配置成联接到输送装置以在从所述输送装置的护套暴露于所述体腔时将所述下游部件维持在所述折叠输送状态；和
夹带区域，其在所述上游部件的所述入口和所述下游部件的所述离口之间，所述夹带区域包含一个或多个开口，
其中所述流动调节器被配置成定位在所述体腔内以使穿过所述上游部件朝向所述下游部件的流体流加速，以在所述夹带区域附近生成低压区域，其中当所述流体流传入所述下游部件时所述夹带区域经由所述一个或多个开口将附加流体夹带到所述流体流中。
2.根据权利要求1所述的流动调节器装置，其中所述上游部件和所述下游部件由限定多个单元的单个框架形成。
3.根据权利要求1所述的流动调节器装置，其中所述上游部件和所述下游部件至少部分地涂覆有生物相容性材料，从而暴露所述一个或多个开口并且限定所述入口。
4.根据权利要求1所述的流动调节器装置，其中所述收回部分包含在所述流动调节器的上游端处的收缩区段，所述收回部分在所述膨胀展开状态下从所述入口朝向所述上游端会聚。
5.根据权利要求4所述的流动调节器装置，其中所述收回部分包含在所述流动调节器的所述上游端处的所述收缩区段处的钩。
6.根据权利要求5所述的流动调节器装置，其中所述收回部分包含在所述上游端处的一个或多个孔眼，所述孔眼在所述钩处汇合在一起。
7.根据权利要求6所述的流动调节器装置，其中所述钩被配置成被拉动以折叠所述上游部件。
8.根据权利要求1所述的流动调节器装置，其中所述收回部分被配置成联接到收回装置以允许收回所述流动调节器。
9.根据权利要求8所述的流动调节器装置，其中所述收回部分被配置成保持联接到所述收回装置以用于急性治疗。
10.根据权利要求1所述的流动调节器装置，其中所述收回部分包含形成所述流体调节器的框架的未涂覆部分。
11.根据权利要求1所述的流动调节器装置，其中所述多个锚定件被配置成从所述输送装置脱离，以将所述下游部件从所述折叠输送状态和所述膨胀展开状态转变。
12.根据权利要求1所述的流动调节器装置，其中所述一个或多个开口包含围绕所述夹带区域径向间隔开的多个开口。
13.根据权利要求12所述的流动调节器装置，其中所述多个开口是所述流动调节器中的纵向延伸的槽。
14.根据权利要求1所述的流动调节器装置，还包含被配置成定位在所述流动调节器内的可膨胀芯。
15.根据权利要求14所述的流动调节器装置，其中所述可膨胀芯是流体不可渗透的，使得流过所述流动调节器的流体围绕所述可膨胀芯流动。
16.根据权利要求15所述的流动调节器装置，其中所述可膨胀芯至少部分地邻近所述流体调节器的所述一个或多个开口设置。
17.根据权利要求15所述的流动调节器装置，其中所述可膨胀芯至少部分地设置在所述流动调节器内的最窄点中。
18.根据权利要求14所述的流动调节器装置，其中所述可膨胀芯包含上游区域和下游区域，所述上游区域包含第一端和从所述第一端朝向所述下游区域增加的横截面积，所述下游区域包含第二端和从所述上游区域朝向所述第二端减小的横截面积。
19.根据权利要求1所述的流动调节器装置，其中所述下游部件包含第一发散部分和在所述第一发散部分下游的第二发散部分，所述第二发散部分的平均发散角大于所述第一发散部分的平均发散角。
20.根据权利要求1所述的流动调节器装置，其中所述上游部件包含使穿过所述上游部件的所述流体流加速的喷嘴，并且所述下游部件包含使穿过所述下游部件的具有夹带的附加流体的所述流体流减速的扩散器。
21.根据权利要求1所述的流动调节器装置，其中所述夹带区域与所述下游部件一体形成。
22.一种系统，其包含根据权利要求1所述的流动调节器装置和输送装置，所述输送装置包含：
具有腔的护套，所述腔的大小被设计成在输送期间将在所述折叠输送状态下的所述流动调节器装置保持在其中；和
内部组件，其可滑动地设置在所述护套的所述腔内，以促进将所述流动调节器装置展开到所述护套的远端之外，所述内部组件包含被配置成在输送期间可移除地联接到所述护套的所述远端的端盖。
23.根据权利要求22所述的系统，其中所述端盖包含：具有多个接受器的安装件，所述接受器被配置成与所述下游部件的所述多个锚定件可释放地接合；以及可滑动地设置在所述安装件的所述多个接受器上的外盖，使得当所述外盖设置在所述多个接受器和所述多个锚定件上时，所述流动调节器装置的所述下游部件保持在所述折叠输送状态下，并且当所述外盖没有设置在所述多个接受器上时，所述多个锚定件与所述多个接受器脱离，并且所述下游部件从所述折叠输送状态转变到膨胀展开状态。
24.根据权利要求23所述的系统，其中所述护套被配置成在所述折叠输送状态下相对于所述内部组件和所述流动调节器装置向近侧缩回，以便在所述多个锚定件与所述多个接受器接合以使得所述流动调节器装置的所述下游部件保持在所述折叠输送状态下的同时并且在所述上游部件的所述收回部分保持联接到所述输送装置的同时，将所述流动调节器装置暴露在所述护套的所述远端之外。
25.根据权利要求24所述的系统，其中所述输送装置和所述流动调节器装置被配置成在所述流动调节器暴露在所述护套的所述远端之外并且在所述折叠输送状态下的同时在所述体腔内重新定位。
26.根据权利要求22所述的系统，其中所述输送装置还包含所述收回装置，所述收回装置被配置成在输送期间联接到所述流动调节器装置的所述上游部件的所述收回部分。
27.根据权利要求26所述的系统，其中所述收回装置被配置成在急性治疗期间保持联接到所述上游部件的所述收回部分。
28.根据权利要求26所述的系统，其中所述收回装置被配置成与所述上游部件的所述收回部分分离，以慢性植入所述流动调节器装置。
29.根据权利要求26所述的系统，其中所述护套被配置成相对于所述收回装置向远侧移动，同时所述收回装置联接到所述上游部件的所述收回部分，以将所述流动调节器装置在所述护套的所述腔内从所述膨胀展开状态转变到所述折叠输送状态。
30.根据权利要求22所述的输送装置，其中所述内部组件包含对应于所述护套内在所述折叠输送状态下的所述上游部件和所述下游部件的体积曲线的自适应模式，所述自适应模式被配置成在所述护套内支撑在所述折叠输送状态下的所述流动调节器装置，以防止在低体积区域扭结。
31.一种用于更改通过体腔的流体流动的方法，所述体腔联接到分支腔，所述方法包含：
将输送装置定位在所述体腔内，所述输送装置包含具有将在折叠输送状态下的流动调节器装置设置在其中的护套和可滑动地设置在所述护套的所述腔内的内部组件，所述内部组件具有联接到所述流动调节器装置的下游部件的端盖；
相对于所述内部组件和所述流动调节器装置缩回所述护套，以在所述折叠输送状态下将所述流动调节器装置暴露在所述护套的所述远端之外，同时所述上游部件保持联接到所述输送装置；
将所述端盖从所述流动调节器装置的所述下游部件脱离，以将所述流动调节器装置在所述体腔内从所述折叠输送状态转变到膨胀展开状态；和
使穿过所述流动调节器装置的上游部件的流体流朝向所述下游部件加速，以在所述流动调节器装置的夹带区域附近生成低压区域，并且在所述流体流传入所述下游部件时将附加流体夹带到所述流体流中。
32.根据权利要求31所述的方法，其中在所述体腔内在所述膨胀展开状态下，所述上游部件定位在下腔静脉中，使得所述上游部件的入口在通向肾静脉的分支的上游，并且所述下游部件定位在所述下腔静脉中，使得所述下游部件的离口在通向所述肾静脉的所述分支的下游，从而从所述肾静脉抽吸血液并且改进肾脏功能。
33.根据权利要求31所述的方法，其中在所述体腔内在所述膨胀展开状态下，所述上游部件定位在下腔静脉中，使得所述上游部件的入口在通向肝静脉的分支的上游，并且所述下游部件定位在所述下腔静脉中，使得所述下游部件的离口在通向所述肝静脉的所述分支的下游，从而将血液抽吸到所述下腔静脉并且改进内脏循环。
34.根据权利要求31所述的方法，其中在所述体腔内在所述膨胀展开状态下，所述上游部件的收回部分保持联接到所述输送装置以用于急性治疗。
35.根据权利要求31所述的方法，另外包含：
相对于所述流动调节器装置向远侧移动所述护套，以将所述流动调节器装置在所述护套内从所述膨胀展开状态转变到所述折叠输送状态；
以及从所述体腔中移除所述输送装置和所述流动调节器装置。
36.根据权利要求31所述的方法，另外包含：
将所述上游部件从所述输送装置分离，以将所述流动调节器装置慢性植入所述体腔内；和
从所述体腔中移除所述输送装置。
37.根据权利要求31所述的方法，还包含在使所述端盖从所述流动调节器装置的所述下游部件脱离之前，在所述流动调节器装置在所述折叠输送状态下暴露在所述护套的所述远端之外的同时，在所述体腔内重新定位所述流动调节器装置。
38.一种用于更改通过体腔的流体流动的流动调节器装置，所述体腔联接到分支腔，所述流动调节器装置包含：
被配置成定位在所述体腔内的支架，所述支架包含：具有入口、出口和从所述入口朝向所述出口会聚的横截面流动面积的上游部件；具有进口、离口和从所述进口朝向所述离口发散的横截面流动面积的下游部件；以及在所述上游部件的所述入口和所述下游部件的所述离口之间的夹带区域，所述夹带区域包含一个或多个开口；和
被配置成至少定位在所述支架的所述下游部件内的芯，所述芯具有上游区域和下游区域，所述上游区域包含第一端和从所述第一端朝向所述下游区域增加的横截面积，所述下游区域包含第二端和从所述上游区域朝向所述第二端减小的横截面积，
其中所述流动调节器装置被配置成使穿过所述上游部件朝向所述下游部件并且围绕所述芯的流体流加速，以在所述夹带区域附近生成低压区域，当所述流体流传入所述下游部件时所述夹带区域经由所述一个或多个开口将附加流体夹带到所述流体流中。
39.根据权利要求38所述的流动调节器装置，其中所述芯相对于所述支架的位置在体内可调整。
40.根据权利要求39所述的流动调节器装置，其中所述芯相对于所述支架的所述位置限定由所述上游部分和所述芯形成的喷嘴的横截面积。
41.根据权利要求39所述的流动调节器装置，其中所述芯包含可膨胀构件，所述可膨胀构件被配置成膨胀到预定大小，以限定由所述上游部分和所述芯形成的喷嘴的横截面积。
42.根据权利要求41所述的流动调节器装置，其中所述可膨胀构件被配置成经由充气来膨胀。
43.根据权利要求38所述的流动调节器装置，其中所述芯联接到导管。
44.根据权利要求43所述的流动调节器装置，还包含在所述芯的上游联接到所述导管的第一压力换能器和在所述芯的下游联接到所述导管的第二压力换能器，所述第一压力换能器和第二压力换能器被配置成测量横跨所述流动调节器装置的压差。
45.根据权利要求38所述的流动调节器装置，其中所述一个或多个开口包含围绕所述夹带区域径向间隔开的多个开口。
46.一种用于更改通过体腔的流体流动的流动调节器装置，所述体腔联接到分支腔，所述流动调节器装置包含：
被配置成定位在所述体腔内的支架，所述支架具有入口、出口和从所述入口朝向所述出口会聚的横截面流动面积；和
可膨胀芯，其被配置成至少部分地定位在所述支架内，以在所述支架的所述出口和可膨胀芯之间形成周向开口，所述可膨胀芯具有上游区域、具有均匀横截面积的中间区域以及下游区域，所述上游区域包含第一端和从所述第一端朝向所述下游区域增加的横截面积，所述下游区域包含第二端和从所述上游区域朝向所述第二端减小的横截面积，
其中所述流动调节器装置被配置成使穿过所述支架并且围绕所述可膨胀芯穿过所述周向开口朝向所述下游区域的流体流加速，以在所述中间区域附近生成低压区域，当所述流体流流过所述下游区域时所述中间区域将附加流体夹带到所述流体流中。
47.根据权利要求46所述的流动调节器装置，其中所述可膨胀芯被配置成选择性地膨胀到预定大小，以限定所述周向开口的面积。
48.根据权利要求47所述的流动调节器装置，其中所述可膨胀芯被配置成经由充气来膨胀。
49.根据权利要求46所述的流动调节器装置，其中所述上游区域的发散角大于所述下游区域的会聚角。
50.根据权利要求46所述的流动调节器装置，其中所述支架包含至少部分地涂覆有生物相容性材料的线框，从而暴露所述入口和周向开口。
51.根据权利要求50所述的流动调节器装置，其中所述支架的上游端保持联接到输送装置以用于急性治疗。
52.根据权利要求46所述的流动调节器装置，其中所述可膨胀芯联接到导管。
53.根据权利要求52所述的流动调节器装置，还包含在所述可膨胀芯的上游联接到所述导管的第一压力换能器和在所述可膨胀芯的下游联接到所述导管的第二压力换能器，所述第一压力换能器和第二压力换能器被配置成测量横跨所述流动调节器装置的压差。
54.根据权利要求3所述的流动调节器装置，其中下游部件的远侧部分的至少一部分未涂覆有所述生物相容性材料，所述远侧部分被配置成与所述体腔适应，从而防止所述流动调节器装置在所述体腔内迁移。
55.根据权利要求1所述的流动调节器装置，还包含手柄，所述手柄包含被配置成调整所述输送装置的所述护套的长度的第一致动器和被配置成被致动以促进所述下游部件从所述折叠输送状态向所述膨胀展开状态的转变的第二致动器。
56.根据权利要求1所述的流动调节器装置，其中所述上游部件或所述下游部件中的至少一个包含从其向外延伸的多个固定元件，以将流动调节器装置固定在所述体腔内。
57.根据权利要求6所述的流动调节器，其中形成所述流动调节器装置的框架包含多个直支柱，所述直支柱在没有任何接合部的情况下从所述一个或多个孔眼延伸到所述入口，从而防止流动中断。
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