用于降低血管内的脉动压力的可植入装置

相关申请的交叉引用

本申请要求于2020年6月25日提交的美国临时专利申请序列号63/044,337的优先权，其全部内容并入本文以供参考。

技术领域

本申请大体涉及用于降低血管内的脉动压力的可植入装置，以及递送这种装置(诸如用于治疗肺高压)的方法。

背景技术

肺高压(PH)被定义为在主要肺动脉中的平均压力的升高。PH可能由许多不同的原因引起，但在所有患者中，已表明会增加死亡率。一种致命的PH出现在肺动脉的非常小的分支中，并且被称为肺动脉高压(PAH)。在PAH中，小动脉内的细胞因损伤或疾病而增殖，从而减少了动脉内部的面积并增厚了动脉壁。因此，这些小的肺动脉会狭窄和硬化，从而导致血流受限并且上游压力升高。肺动脉的硬化或顺应性的降低会增加右心室的工作量，从而导致右心衰竭，这是肺高压的典型死亡原因。无论潜在原因如何，主要肺动脉的硬度和压力的这种增加是所有形式的PH之间的共同联系。

PH导致较大的肺动脉扩张和硬化。随着硬化的进展，肺动脉难以伸展以适应每一次进入的冲程量。扩张不足导致每次心跳时的压力升高(称为收缩或峰值压力)比健康的顺应性血管中发生的压力升高要大得多。在心跳之间，患病患者的动脉不会像正常情况下那样后退，并且舒张压和流经肺部的流量下降，从而导致心输出量减少。心脏必须更努力地工作，才能在更高的压力下将同一冲程体积的血液推入僵硬的动脉中。同时，高脉压沿着肺动脉传播到小血管，并激活分子信号通路，从而导致细胞更快地增殖，加速疾病进展。

随着肺动脉内的压力增加，心脏的右侧增厚并扩大以进行补偿，并且最终达到无法继续通过肺部泵送足够的血液以满足身体对含氧血液的需求的程度。这种逐渐减少的血流量首先作为运动时的呼吸短促被注意到。随着时间的推移，右心室重构恶化，并且患者失去维持正常日常活动水平的能力，并进入末期心力衰竭，此时右心室扩张并失去收缩能力，从而进一步减少血流。在末期，患者死亡率很高。

目前PH和原发性PAH的治疗方案包括给药。然而，这样的药物是非常昂贵的，并且不能直接解决过度硬化的问题。

替代性地，通过在肺动脉中植入其内具有流体(例如，可被压缩的气体)的球囊，可以恢复顺应性，并且从而可以减少血管硬化的有害影响。先前已知的具有球囊、管道和贮存器的可植入系统和装置已经例如被如下文献描述：Scandurra的美国专利号9,017,359和9,333,328以及Vollmers的美国专利号8,876,850、9,039,725和9,242,082(其被受让给本公开的受让人)，其中每一文献的全部公开并入本文以供参考。在右心室收缩期间，肺动脉中的升高的血压会压缩球囊中的流体，并迫使流体通过管道流出球囊并进入贮存器，贮存器可以被植入在血管系统外部。在右心室舒张期间，肺动脉内的血压下降会导致贮存器中的流体压力和肺动脉中的放气球囊之间的压力梯度。这个梯度导致流体从贮存器通过管道流回球囊。

期望提供用于治疗心脏病(诸如肺高压和右心衰)的装置和方法，其具有改善的稳定性，以便向患者提供便利性和安全性以及装置功效。

发明内容

本公开提供了用于降低血管内的脉动压力的可锚定装置，以及递送这种装置的方法，例如其用于治疗肺高压或右心衰或者肺高压和右心衰两者。装置可以包括：贮存器，其被构造成保持流体，例如，可压缩或不可压缩流体；经血管管道，其具有远侧区域和被联接到贮存器的近侧区域；以及顺应性构件，其适于被植入在例如肺动脉的血管内并且被联接到经血管管道的远侧区域。顺应性构件可以在心脏收缩期间塌缩以使流体朝向贮存器移动并且在心脏舒张期间扩展从而降低血管内的峰值压力。

在一方面，用于降低血管内的脉动压力的装置包括：流体贮存器；顺应性构件；被联接到流体贮存器和顺应性构件并且包括远侧尖端的管道；以及被构造成可拆卸地接合管道的远侧尖端的锚定件。锚定件可以包括：可扩展结构，其被构造成在部署状态下接合血管；以及被设置于管道内的系绳丝线。当管道的远侧尖端接合锚定件时，顺应性构件被锚定在血管内，并且当管道的远侧尖端从锚定件脱离时，管道和顺应性构件沿着系绳丝线相对于锚定件可移动。

在一些构造中，锚定件进一步包括被构造成接收并可拆卸地接合管道的远侧尖端的对接毂。可选地，管道的远侧尖端包括棘爪并且对接毂包括可拆卸地接合棘爪的凸起。可选地，对接毂包括被构造成接合鞘的斜面表面。可选地，管道的远侧尖端包括不透射线的标记，不透射线的标记被构造成允许远侧尖端相对于对接毂的位置的可视化。

在一些构造中，可扩展结构由单件NiTi管构成。另外或替代性地，可扩展结构可选地包括彼此联接的多个结构构件。可选地，每个结构构件包括朝向锚定件的内部卷起以产生无创伤终端的远侧顶点。另外或替代性地，可扩展结构可选地进一步包括锚定件环和多个桥接支柱，每个桥接支柱将结构构件中的对应一个连结到锚定件环。

可选地，系绳丝线具有0.2至0.5毫米、例如0.373毫米的直径。另外或替代性地，系绳丝线包括超弹性NiTi。

一些构造可选地进一步包括具有第一轮廓的系绳丝线延长部。系绳丝线可以具有被构造成可拆卸地接合第一轮廓以产生接头的第二轮廓。一些构造可选地进一步包括带槽锁定管，其被构造成在接头上前进以将系绳丝线延长部进一步固定到系绳丝线。一些构造可选地进一步包括被联接到管道并且被构造成容纳系绳丝线的丝线贮存器。

在另一方面，用于递送用于降低血管内的脉动压力的装置的方法包括选择装置。装置可以包括流体贮存器、第一顺应性构件、被联接到流体贮存器和第一顺应性构件且包括第一远侧尖端的第一管道以及包括可扩展结构和系绳丝线的锚定件，系绳丝线被设置于管道内。方法可以包括使可扩展结构接合血管。方法可以包括使第一远侧尖端接合锚定件以便将第一顺应性构件锚定件定在血管内。

方法可选地可以进一步包括：在可扩展结构接合血管时，使第一远侧尖端从锚定件脱离；并且在第一远侧尖端从锚定件脱离时，使第一管道和第一顺应性构件沿着系绳丝线相对于锚定件移动。

另外或替代性地，方法可选地可以包括：在可扩展结构接合血管时，从系绳丝线移除第一管道和第一顺应性构件；将系绳丝线插入到第二管道中，该第二管道被联接到第二顺应性构件并且包括第二远侧尖端；以及使第二远侧尖端接合锚定件以便将第二顺应性构件锚定在血管内。

在一些构造中，锚定件包括对接毂，并且使第一远侧尖端接合锚定件包括通过对接毂接收第一远侧尖端。在一些构造中，对接毂包括凸起并且第一远侧尖端包括棘爪，并且使第一远侧尖端接合锚定件包括凸起接合棘爪。

在一些构造中，系绳丝线包括第一轮廓并且装置包括具有第二轮廓的系绳丝线延长部，并且方法可选地进一步包括使得系绳丝线的第一轮廓可拆卸地接合系绳丝线延长部的第二轮廓以产生接头。该方法可选地进一步包括使锁定管在接头上前进以便将系绳丝线延长部进一步固定到系绳丝线。该方法可选地进一步包括利用带槽锁定管来对齐丝线同时与它们接合。

根据本公开的另一方面，提供了用于降低血管内的脉动压力的系统。系统可以包括：流体贮存器；被联接到流体贮存器的管道，该管道具有远侧尖端；以及被设置于管道的远侧部分上的球囊。球囊的大小和形状被设计成被植入在血管内并且经由管道流体地联接到流体贮存器。系统进一步包括锚定件，其具有大小和形状被设计成在部署状态下接合血管的可扩展结构以及可拆卸地接合管道的远侧尖端的对接毂。此外，系统包括可滑动地移动通过管道的管腔的导丝。导丝具有远端，其可以被致动以使得管道的远侧尖端从锚定件的对接毂脱离，从而使得在锚定件保持被植入时可从血管移除球囊和管道。

系统进一步可以包括在远侧尖端近侧被定位在管道的管腔内的密封件。当管道被联接到流体贮存器和顺应性构件时，密封件流体地隔离流体贮存器、顺应性构件和管道。而且，密封件具有用于接收从中通过的导丝的通路。密封件的通路可以包括圆锥形近侧部分和线性远侧部分。此外，系统包括可以可滑动地移动通过管道的管腔的推进器。推进器具有管腔，该管腔的大小和形状被设计成当导丝的远端被致动以使得管道的远侧尖端从锚定件的对接毂脱离时接收从中通过的导丝以稳定导丝。

在一些实施例中，导丝的远端具有第一几何构型，并且系统进一步包括在管道的远侧尖端处位于管道的管腔内的螺钉头。螺钉头具有：通路，该通路具有第二几何构型，其大小和形状被设计成接收导丝的远端的第一几何构型；以及可拆卸地接合锚定件的对接毂的螺纹远侧部分。因此，当导丝的远端接合螺钉头时，可以通过旋转导丝从而旋转螺纹远侧部分来致动导丝的远端以使管道的远侧尖端从锚定件的对接毂脱离。

在这种实施例中，系统进一步可以包括在密封件近侧被定位在管道的管腔内的推进器止动件。推进器止动件具有通路，其大小和形状被设计成接收推进器的远侧部分以当导丝被旋转以使管道的远侧尖端从锚定件的对接毂脱离时提供对抗转矩。而且，系统进一步可以包括在管道的远侧尖端处至少部分位于管道的管腔内的外壳。外壳具有大小和形状被设计成可旋转地接收螺钉头的至少一部分的空腔。

在另一实施例中，系统进一步包括一个或更多个柄脚，其在管道的远侧尖端处被定位在管道的管腔内并且可以在收缩状态和扩展状态之间转变。所述一个或更多个柄脚中的每个可以包括：斜面，其可以经由导丝抵靠斜面的向远侧移动被致动从而从收缩状态转变到扩展状态；以及远侧抓持部分，其大小和形状被制成在收缩状态下接合对接毂并且在扩展状态下释放对接毂以使得管道的远侧尖端从锚定件的对接毂脱离。

例如，一个或更多个柄脚可以包括围绕导丝的远端的路径周向布置的多个柄脚。此外，可以通过使导丝向远侧移动从而接合斜面并将一个或更多个柄脚从收缩状态转变到扩展状态来致动导丝的远端以使管道的远侧尖端从锚定件的对接毂脱离。在这种实施例中，对接毂可以包括颈部分和灯泡型件，从而使得一个或更多个柄脚的远侧抓持部分的大小和形状被设计成在收缩状态下接合对接毂的颈部分以防止灯泡型件的远侧移动。而且，外壳可以在管道的远侧尖端处被定位在管道的管腔内，其中一个或更多个柄脚的至少一部分被定位在外壳的空腔内。空腔的大小和形状被设计成允许一个或更多个柄脚在其内从收缩状态转变成扩展状态。

在又一些其他实施例中，系统可以包括塞子，其具有大小和形状被设计成在管道的远侧尖端处被固定在管道的管腔内的近侧部分、可塌缩灯泡型件以及在其间延伸的颈部分，其中塞子具有从中延伸的管腔。此外，系统可以包括丝线，其可以被可移除地定位在塞子的管腔内，从而使得当丝线被定位在塞子的管腔内时，防止可塌缩塞子塌缩。而且，对接毂可以包括脊，脊的大小和形状被设计成接合塞子的颈部分，从而使得灯泡型件将防止对接毂向远侧移动。

丝线的近端可以包括凸节，并且导丝的远端可以具有大小和形状被设计成接合凸节的凹槽。例如，凹槽可以具有L形状，从而使得导丝的远端可以通过向远侧移动以接收凸节并旋转以将凸节锁定在凹槽内来接合凸节，从而使得导丝的近侧移动导致丝线的近侧移动。因此，导丝的远端可以被致动以接合凸节，从而使得导丝的近侧移动会从塞子的管腔移除丝线，并且当丝线被移除时管道和塞子的近侧移动导致灯泡型件抵靠对接毂的脊塌缩，以使管道的远侧尖端从锚定件的对接毂脱离。

在一些实施例中，管道包括从管道的远侧尖端向远侧延伸的锚定件突片，并且对接毂包括一个或更多个柄脚，其可在收缩状态和扩展状态之间转变，从而使得一个或更多个柄脚的大小和形状被设计成在收缩状态下接合锚定件突片。在这种实施例中，系统进一步包括轴环，其在一个或更多个柄脚上可滑动地移动，从而使得导丝可以使得轴环在一个或更多个柄脚上向远侧被推动。一个或更多个柄脚被偏置成扩展状态，从而使得当导丝向远侧推动轴环以使得一个或更多个柄脚从轴环暴露时，一个或更多个柄脚从收缩状态转变成扩展状态以便释放锚定件突片并使管道的远侧尖端从锚定件的对接毂脱离。

在一些实施例中，管道的远侧尖端包括经由剪式铰链枢转地联接的多个柄脚，多个柄脚的大小和形状被设计成在扩展状态下接合对接毂。此外，系统包括可滑动地移动通过管道的管腔的密封件，并且导丝可以向远侧推动密封件以接合多个柄脚从而经由剪式铰链将多个柄脚从扩展状态转变到收缩状态，以释放对接毂并使管道的远侧尖端从锚定件的对接毂脱离。

在一些实施例中，对接毂包括从对接毂向近侧延伸的锚定件突片，并且系统进一步包括一个或更多个柄脚，其在远侧尖端处被定位在管道的管腔内并且可在收缩状态和扩展状态之间转变，一个或更多个柄脚的大小和形状被设计成在收缩状态下接合锚定件突片。此外，系统包括在一个或更多个柄脚上可滑动地移动的轴环。轴环具有孔眼，从而使得导丝的远端可以接合轴环的孔眼。一个或更多个柄脚被偏置成扩展状态，从而使得当导丝的远端接合轴环的孔眼时导丝的近侧移动使轴环向近侧移动，从而使得一个或更多个柄脚从轴环暴露并且从收缩状态转变成扩展状态以释放锚定件突片并使管道的远侧尖端从锚定件的对接毂脱离。

在一些实施例中，系统包括灯泡型件，该灯泡型件经由多个薄连接件被联接到管道的远侧尖端，该灯泡型件的大小和形状被设计成经由卡扣配合连接与对接毂接合。灯泡型件包括孔眼，从而使得导丝的远端可以接合灯泡型件的孔眼，从而使得当导丝的远端接合灯泡型件的孔眼时导丝的近侧移动破坏多个薄连接件并且从对接毂释放灯泡型件以使管道的远侧尖端从锚定件的对接毂脱离。

在一些实施例中，流体贮存器包括主要主体，其具有内部腔室和沿着主要主体的外表面周向延伸的凹槽，该凹槽的大小和形状被设计成接收管道的至少一部分。此外，流体贮存器可以包括经由夹子附接被可移除地联接到主要主体的头部。头部的大小和形状被设计成接收管道的近端以便流体地联接管道和流体贮存器的内部腔室。

根据本发明的另一方面，提供了用于降低血管内的脉动压力的替代性系统。该系统包括：流体贮存器；可以被联接到流体贮存器的第一管道；被设置于第一管道的远侧部分上的球囊，球囊的大小和形状被设计成被植入在血管内并且经由第一管道流体地联接到流体贮存器；以及从第一管道向远侧延伸的第二管道，第二管道具有管腔和远侧尖端。系统进一步包括锚定件，其包括可在第二管道的管腔内的收缩状态和接合血管的扩展状态之间转变的可扩展结构以及被联接到可扩展结构的对接毂，该对接毂可以在第二管道内可滑动地移动。对接毂具有不对称通路。

此外，系统包括可滑动地移动通过第一和第二管道的管腔的导丝，导丝包括具有第一几何构型的近侧部分、具有从第一几何构型偏移的第二几何构型的远侧部分以及在其间的颈部分。例如，近侧部分的第一几何构型可以具有第一平坦表面，并且远侧部分的第二几何构型可以具有与第一平坦表面偏移开90度的第二平坦表面。当导丝处于第一取向时，导丝的远侧部分可滑动地移动通过对接毂的不对称通路，并且当在导丝的颈部分位于不对称通路内时导丝旋转到与第一取向偏移的第二取向时，导丝的近侧部分可滑动地移动通过不对称通路而导丝的远侧部分不可滑动地移动通过不对称通路。第二管道的远侧尖端的大小和形状被设计成防止对接毂向远侧移动超过第二管道的远侧尖端。

在一些实施例中，当导丝处于第二取向并且导丝的远侧部分在对接毂远侧时，导丝的近侧移动导致导丝的远侧部分接合对接毂并使对接毂缩回第二管道的管腔内从而将可扩展结构从扩展状态转变成在第二管道的管腔内的收缩状态。在一些实施例中，当导丝处于第一取向并且可扩展结构在第二管道的管腔内处于收缩状态时，导丝的远侧移动导致导丝的近侧部分接合对接毂并且在第二管道的管腔内向远侧推动对接毂从而将可扩展结构从收缩状态转变到在血管内的扩展状态。

在一些实施例中，第二管道的远侧尖端径向向内会聚，从而使得远侧尖端的远端具有比对接毂的直径更小的直径，从而防止对接毂的远侧移动超过第二管道的远侧尖端。在一些实施例中，第二管道的远侧尖端包括径向向内延伸的唇部，并且对接毂包括固位环，其接合唇部从而防止对接毂的远侧移动超过第二管道的远侧尖端。在一些实施例中，第二管道的远侧尖端包括一个或更多个横杆，一个或更多个横杆延伸越过远侧尖端的开口从而防止对接毂的远侧移动超过第二管道的远侧尖端。在一些实施例中，第二管道的远侧尖端包括一个或更多个突片，一个或更多个突片径向向内延伸从而防止对接毂向远侧移动超过第二管道的远侧尖端。

在一些实施例中，系统包括被定位在第一管道和第二管道之间的密封件。密封件的大小和形状被设计成当第一管道被联接到流体贮存器和顺应性构件时流体地隔离流体贮存器、顺应性构件和第一管道。密封件包括用于接收从中通过的导丝的通路。

根据本发明的另一方面，提供一种用于降低患者的血管内的脉动压力的方法。该方法包括：在血管内递送管道的远侧部分，远侧部分具有被设置于其上的球囊；部署经由对接毂被联接到管道的远侧尖端的锚定件；将管道的近侧部分联接到流体贮存器；在患者体内植入贮存器；使管道的近侧部分从流体贮存器断开；将导丝插入通过管道的管腔；以及致动导丝的远端以使管道的远侧尖端从锚定件的对接毂脱离，从而使得在锚定件保持被植入时可从血管移除球囊和管道。

附图说明

图1A-图1C示意性示出根据本公开的原理的可植入装置的示例性构造的部件，该可植入装置包括锚定件和可拆卸顺应性构件以用于降低血管内的脉动压力。

图1D示出了图1C的构造，其中顺应性构件处于塌缩构造。

图1E示出可以被用于图1C和图1D的装置的示例性管道和顺应性构件。

图1F示出示例性引导导管和扩张器，其可以被用于递送图1A-图1E的可植入装置的一个或更多个部件。

图1G示出示例性锚定件装载导管和推进器导管，其可以被用于递送图1A-图1E的可植入装置的一个或更多个部件。

图2A-图2I示意性示出了根据本公开原理的图1A-图1C的可植入装置的部件的示例性构造。

图3A示出根据本公开的原理的用于递送和移动可植入装置的方法中的示例性操作流程，该可植入装置包括锚定件和可拆卸顺应性构件以用于降低血管内的脉动压力。

图3B示意性示出了处于递送状态的图1A-图1C和图2A-图2I的装置，此时锚定件被收缩在血管内的鞘内。

图3C示意性示出了处于部署状态的图1A-图1C和图2A-图2I的装置，此时锚定件扩展以接合血管。

图4A和图4B示意性示出了根据本公开原理的用于将系绳丝线联接到系绳丝线延长部的示例性锁定管。

图5A-图7B示意性示出了根据本公开原理的用于将对接毂联接到管道的替代性结构。

图8A-图8F示意性示出了根据本公开原理的用于将系绳丝线联接到系绳丝线延长部的替代性示例性结构。

图9A-图11C示意性示出了根据本公开原理的锚定件的替代性示例性支柱。

图12A-图13C示意性示出了根据本公开原理的锚定件的替代性示例性可扩展结构。

图14A-图14J示意性示出了根据本公开原理的用于将对接毂联接到管道的替代性示例性构造。

图15A-图15I示意性示出了根据本公开原理的在图3A的方法期间图1A-图1C的可植入装置的使用。

图16A-图16E示意性示出了根据本公开原理的用于经由螺钉附接件将对接毂从管道脱离的附加替代性结构。

图17A-图17E示意性示出了根据本公开原理的使用图16A-图16E的结构将管道从对接毂脱离和移除的示例性方法。

图18A-图18C示意性示出了根据本公开原理的用于经由推动机构将对接毂从管道脱离的附加替代性结构。

图19A-图19G示意性示出了根据本公开原理的使用图18A-图18C的结构将管道从对接毂脱离和移除的示例性方法。

图20A-图20D示意性示出了根据本公开原理的用于经由拉动机构将对接毂从管道脱离的附加替代性结构。

图21A-图21E示意性示出了根据本公开原理的使用图20A-图20D的结构将管道从对接毂脱离和移除的示例性方法。

图22A和图22B示意性示出了根据本公开原理构造的示例性密封件。

图23A-图23E示意性示出了根据本公开原理的通过管道撤回和部署锚定件的结构。

图24A-图24C示意性示出了根据本公开原理的使用图23A-图23E的结构通过管道部署锚定件的示例性方法。

图25A和图25B示意性示出了根据本公开原理的通过管道撤回和部署锚定件的替代性导丝。

图26A-图26D示意性示出了用于将对接毂固位在管道内的管道的替代性远侧尖端。

图27A-图27D示意性示出了根据本公开原理的用于将对接毂联接到管道的附加替代性结构。

图28示意性示出了根据本公开原理的通过管道部署锚定件的替代性结构。

图29A-图29C示出了可以被用于本文描述的装置中的示例性贮存器。

图30A-图30F示出了可以被用于本文描述的装置中的替代性示例性贮存器。

图31A-图31F示出了可以被用于本文描述的装置中的另一替代性示例性贮存器。

图32示出了可以用于急性治疗的系统的示例性部件。

具体实施方式

在此提供了包括锚定件和可拆卸顺应性构件以用于降低血管内的脉动压力的可植入装置以及递送这种装置的方法。根据本公开原理，本申请的可植入装置可以被用于治疗在World Health Organization Clinical Classification(世界健康组织临床分类)中所述的所有形式的肺高压(PH)，包括肺动脉高压(PAH)和右心衰(RHF)。然而，应该理解的是本申请的装置和方法可以适用于并被递送到任意适当血管内。

图1A-图1C示意性示出根据本公开的原理的可植入装置的示例性构造的部件，该可植入装置用于降低血管内的脉动压力。图1A中示出的装置100可以包括可拆卸顺应性构件102、管道104、流体贮存器106和锚定件108。管道104被联接到贮存器106和顺应性构件102并且包括远侧尖端105。锚定件108被构造成将顺应性构件102可拆卸地固定在任意适当血管的任何适当部分处，诸如肺动脉，例如主要肺动脉和/或一个或更多个肺动脉分支的任意适当部分。例如，锚定件108可以被植入在肺动脉分支内以便将顺应性构件102锚定在主要肺动脉中。如这里所用，肺动脉包括主要肺动脉和肺动脉分支。顺应性构件102可以被构造成长期植入在体腔内，例如几周、几个月或几年的时段。在优选实施例中，顺应性构件102是球囊。顺应性构件102可以可附接到锚定件108并从锚定件108可拆卸，例如以便在锚定件108以部署状态与血管接合时相对于锚定件108可移动或可移除。可选地，顺应性构件102可以酌情被更换成另一个这样的顺应性构件102，如下文更具体描述的。

在顺应性构件102被植入在肺动脉内的构造中，对于每次心跳，装置100内的流体经由管道104远离顺应性构件102移动到贮存器106且之后经由管道104从贮存器106流向顺应性构件102。通过响应于肺动脉的脉动压力的增加而塌缩/收缩并体积变小，顺应性构件102模拟健康人体内自然发生的肺动脉的扩展(增加血管内体积)，从而为进入的血液腾出空间。这种塌缩动作具有吸收或降低峰值收缩压力的效果，并且还降低了顺应性构件远侧血流的变化速率(例如，加速度)。当心脏开始松弛时，肺瓣闭合并且主要肺动脉内的压力开始下降。响应于肺动脉内的压力下降，顺应性构件102下降到低于贮存器106中的压力水平，流体经由管道104从贮存器106流到顺应性构件102，以致顺应性构件102内的势能增加。在心脏舒张期间，顺应性构件102可以扩展，例如，近似至顺应性构件102的总体积，以便增加肺动脉内的压力从而通过动脉朝向肺部推动附加血液，从而增加心脏输出。预计顺应性构件102的持续扩展和塌缩会降低峰值收缩压力并增加舒张压力，从而降低对右心室的负荷并增加心脏效率。顺应性构件102可以被设计成在长期植入过程中(例如在几周、几个月或几年的时间内)处理多次扩展和塌缩循环。如这里提供的，顺应性构件102适当地可以从锚定件108拆卸，以便允许从肺动脉(或者其他体腔)移除顺应性构件102并且可选地允许另一个这样的顺应性构件102被锚定在肺动脉或其他适当体腔内。

如本领域普通技术人员将意识到的，任何合适的生物相容性流体(例如，液体或气体)可以被用于装置100中，例如，可以位于顺应性构件102、管道104和贮存器106内，并经由管道104在顺应性构件102和贮存器106之间进行传递。流体可以是或者包括可压缩气体，以致气体的体积根据气体的气体体积模量响应于动脉(或者顺应性构件102的其他植入位置)中的压力变化而变化。此外，气体优选地是无毒的，容易被身体吸收，并且具有抵抗通过顺应性构件的壁进行扩散的浓度或物理性质。适当气体可以包括但不限于氮气、二氧化碳、氩气、氖气、氧化亚氮(NO)、气态水、氧气、甲烷、六氟化硫、气态全氟化化合物和氦气以及它们的任意适当组合。可选地，气体可以具有治疗性质，例如导致血管舒张的氧化亚氮。适当气体和可以与这样的气体兼容的顺应性构件的示例被描述于如下文献：授予Vollmers的名称为“Diffusion and infusion resistant implantable devices for reducingpulsatile pressure”的美国专利申请公开号2021/0069396，其全部内容并入本文以供参考。替代性地，流体可以是或包括适当液体，诸如水或盐水。

返回参考图1A，顺应性构件102可以经由锚定件108被可拆卸地固定在血管内。在各种可选构造中，锚定件108可以被可拆卸地联接到顺应性构件102的任意适当部分或者管道104的任意适当部分，例如以便酌情将顺应性构件102固定在血管内，同时允许在将锚定件108留在血管内恰当位置时酌情从锚定件108拆卸顺应性构件102。例如，锚定件108可以在顺应性构件102近侧的位置处被可拆卸地联接到管道104。在另一示例中，如图1A所示，锚定件108可以在顺应性构件102远侧的位置、例如在管道104的远侧尖端105远侧的位置处被可拆卸地联接到管道104。可选地，锚定件108和远侧尖端105分别地可以包括结构特征的任意适当组合，诸如分别包括一个或更多个凸起和棘爪，其彼此接合同时允许后者从前者脱离，例如彼此卡扣配合，诸如本文其他位置更具体描述的。锚定件108可以被构造成响应于事件(例如从鞘移除或顺应性构件102扩展)从收缩状态(例如当被压缩在递送鞘中时)扩展到部署状态。在扩展状态下，锚定件108的大小和构造被设计成接触并接合血管的内壁，以便当管道104的远侧尖端与锚定件108接合时将顺应性构件102锚定在血管内。

管道104被构造成将顺应性构件102流体地联接到贮存器106。管道104包括近侧区域116和远侧区域118。在所示构造中，管道104在近侧区域116处被联接到贮存器106的端口114并且在远侧区域118处被联接到顺应性构件102。在一些构造中，管道104具有的长度适于从贮存器106(其可以被植入在右或左锁骨下静脉或颈静脉或腋静脉、腋下或腹部浅表附近的区域中的皮下空间中)延伸通过锁骨下神经或者腋或颈静脉，并且经过肺瓣到位于肺动脉内的顺应性构件102。在一些构造中，管道104延伸穿过并超过顺应性构件102预定距离，以致管道104的远侧尖端105位于顺应性构件102的远端处或远侧，诸如如图1A所示。管道104可以包括一个或更多个端口120(在图1A中没有被具体示出，不过其可以被构造成诸如在图3B-图3C中所示)，这些端口位于顺应性构件102内以便允许流体从管道104被引入到顺应性构件102的内部空间中。在一些构造中，管道104具有在大约60-150cm、例如大约90-130cm或者大约120cm的长度。在一些构造中，管道104的直径在远侧区域118处可以是大约3-5毫米，例如大约4毫米，并且可选地可以沿着管道104的长度变化，例如达到预定最大直径，例如大约10-20毫米，例如15毫米。优选地，管道104具有在大约0.001至0.020英寸之间的壁/薄膜厚度。如本文所用，术语“大约”和“近似”意味着平均在所述值的±10％内。

如上文所述，管道104的至少一部分可以延伸通过顺应性构件102。可选地，在顺应性构件102内的管道104的表面可以被涂覆有顺应性材料或多孔性顺应性材料，其可以起到缓冲管道表面的作用。适当材料可以包括聚合物、开孔泡沫橡胶、泡沫橡胶、硅树脂、编织或针织纤维、诸如Velcro的致密刷型材料和诸如此类。例如如果顺应性构件响应于血管内压力的增加而完全塌缩，则这种涂层可以防止周围血液中的声压尖峰。这样的涂层也可以减小在顺应性构件和管道之间的冲击力。

返回参考图1A，流体贮存器106被构造成将例如液体或气体的流体接收并保持在其内。在一些构造中，贮存器106包括外壳110、隔膜112和端口114。贮存器106可以由任意适当材料形成，并且可以包括减少流体从贮存器106的内部空腔(没有被具体示出)扩散到装置之外以及外部流体扩散到装置内的材料，例如碳聚合物复合材料。优选地，外壳110被密封，以致当管道104被附接时，除非通过管道104或通过隔膜112，否则气体或流体不能够进入或离开贮存器，并且外壳110可以包括钛、不锈钢或者其他生物相容性材料。贮存器106可选地被构造成被皮下地植入在适当体腔中，例如在右锁骨下静脉或左锁骨下静脉、腋下或腹部位置附近的区域中的皮下或面部下空间内。贮存器106可以在组织中的穴内自由浮动并且可以使用缝线被紧固就位。虽然可以使用任意适当形状，不过在一种示例性构造中，贮存器106具有带圆角边缘的平坦盘形以便减少对周围身体组织的刺激。贮存器106的内部空腔例如经由管道104的一个或更多个管腔(没有被具体示出)与顺应性构件102的内部空腔流体连通，以致流体可以在贮存器106的内部空腔和顺应性构件102的内部空腔之间移动并且/或者压力可以在这些空腔之间均衡。在一些构造中，贮存器106的内部空腔具有大约50-450ml、例如大约100-250ml的容积。可选地，贮存器106的外部表面可以是光滑的，以致其阻碍诸如血小板或蛋白质的身体成分的粘附。示例性但是非限制性润滑剂可以包括基于硅树脂或透明质酸的材料。贮存器的外部表面也可以有纹理或被涂覆以便增加组织的粘附。

隔膜112被构造成允许通过使用适当的针将流体添加到贮存器106或从贮存器106移除流体。例如，在贮存器106被皮下植入的构造中，隔膜112可以允许经皮针通达到贮存器106的内部空腔。隔膜112可以被构造成允许多次针穿透，同时保持流体密封或气体密封，并且可以由任何合适的材料形成，包括减少流体通过贮存器106扩散的任何合适的材料或材料组合，例如碳聚合物复合材料。不透射线的、磁性的、声学的或其他标记也可以或可替代地结合到隔膜112中或附接到隔膜112，以便于用合适的成像或感测系统定位、观察或跟踪隔膜112。

贮存器106的端口114被构造成允许在管道104和贮存器106的内部空腔之间的流体连通。端口114可以包括合适构造以允许在管道104和贮存器106之间的联接，例如接头、螺纹、肋、筒夹或类似物。

在图1B中示出的装置100'可以与参考图1A所述的装置100构造类似。例如，装置100'可以包括可以与可拆卸顺应性构件102类似地构造的可拆卸顺应性构件102'、可以与管道104类似地构造的管道104'、可以与流体贮存器106类似地构造的流体贮存器106'以及可以与锚定件108类似地构造的锚定件108'。管道104'被联接到贮存器106'和顺应性构件102'并且包括远侧尖端105'。锚定件108'被构造成以参考图1A所示的方式将顺应性构件102'可拆卸地固定在任意适当血管的任何适当部分处，诸如肺动脉，例如主要肺动脉和/或一个或更多个肺动脉分支的任意适当部分。例如，锚定件108'可以被植入在肺动脉分支内以便将顺应性构件102'锚定在主要肺动脉中。如这里所用，肺动脉包括主要肺动脉和肺动脉分支。顺应性构件102'可以被构造成长期植入在体腔内，例如几周、几个月或几年的时段。顺应性构件102'被构造成可附接到锚定件108'并从锚定件108'可拆卸，例如以便在锚定件108'以部署状态与血管接合时相对于锚定件108可移动或可移除。可选地，顺应性构件102'可以酌情被更换成另一个这样的顺应性构件102'，如下文更具体描述的。在顺应性构件102'被植入在肺动脉内的构造中，对于每次心跳，装置100'内的流体经由管道104'从顺应性构件102'移动到贮存器106'并且之后经由管道104'从贮存器106'流向顺应性构件102'，以便以参考图1A所示的方式降低脉动压力。

在图1C中示出的装置100”可以与参考图1A所述的装置100构造类似。例如，装置100”可以包括可以与可拆卸顺应性构件102类似地构造的可拆卸顺应性构件102”、可以与管道104类似地构造的管道104”、可以与流体贮存器106类似地构造的流体贮存器106”以及可以与锚定件108类似地构造的锚定件108”。管道104”被联接到贮存器106”和顺应性构件102”并且包括远侧尖端105”。锚定件108”被构造成以参考图1A所示的方式将顺应性构件102”可拆卸地固定在任意适当血管的任何适当部分处，诸如肺动脉，例如主要肺动脉和/或一个或更多个肺动脉分支的任意适当部分。例如，锚定件108”可以被植入在肺动脉分支内以便将顺应性构件102”锚定在主要肺动脉中。如这里所用，肺动脉包括主要肺动脉和肺动脉分支。顺应性构件102”可以被构造成长期植入在体腔内，例如几周、几个月或几年的时段。顺应性构件102”被构造成可附接到锚定件108”并从锚定件108”可拆卸，例如以便在锚定件108”以部署状态与血管接合时相对于锚定件108可移动或可移除。可选地，顺应性构件102”可以酌情被更换成另一个这样的顺应性构件102”，如下文更具体描述的。在顺应性构件102”被植入在肺动脉内的构造中，对于每次心跳，装置100”内的流体经由管道104”从顺应性构件102”移动到贮存器106”并且之后经由管道104”从贮存器106”流向顺应性构件102”，以便以参考图1A所示的方式降低脉动压力。图1D示出了图1C的构造，其中顺应性构件102处于塌缩构造。

图1E示出了根据一些示例的装置100”的管道104”和顺应性构件102”。管道104”示意性地在其近侧区域处包括被构造成可释放地联接到贮存器106”的贮存器连接件122。贮存器连接件122与贮存器建立流体紧密密封，以致流体能够没有泄漏地在管道104”和贮存器之间流动。贮存器连接件122可以包括螺纹部分以便可释放地连接到贮存器中的对应螺纹部分。一个或更多个O型环也可以被用于产生流体紧密密封。管道104”的近侧区域也可以包括系绳丝线出口端口124，在此锚定件的系绳丝线离开管道104”中的丝线管腔，以致系绳丝线的近侧区域可以被定位在贮存器内的适当点处。系绳丝线出口端口124图释地位于管道104”的流体出口端口的远侧，以致系绳丝线可以以所需方式偏转到贮存器中。

管道104”也可以包括线圈126以致增强管道强度并有助于管道在活体内的偏转。线圈126可以被嵌入管道104”的壁并且可以是螺旋形状。线圈126可以由聚合物和/或金属形成，例如形状记忆金属或者超弹性金属。例如，线圈126可以是镍钛(NiTi或镍钛诺)、超弹性NiTi、编织线、多股线、单丝线、不锈钢NiTi合金、第三代NiTi合金，钛和/或MP35N合金。如所示，线圈126的节距可以沿着管道104”的长度变化。例如，在线圈126的峰之间的距离在球囊102”的近侧可以比在球囊102”内更小。在球囊102”内的线圈126的峰之间的距离增加可以为球囊102”内的流体端口128提供空间以便流体从球囊102”内流到管道104”内并返回。如所示，在线圈126的峰之间的距离在球囊102”的远侧可以比在球囊102”内更小。

球囊102”可以包括特别有益于植入在肺动脉中的形状。如所示，球囊102”可以具有近侧锥头130和远侧锥头132。球囊102”在近侧锥头130和远侧锥头132之间的形状可以如所示是圆柱形的。近侧锥头130和远侧锥头132的锥度角可以是不同的。如所示，近侧锥头130相对于管道104”的纵轴线的锥度角可以大于远侧锥头132相对于纵轴线的锥度角。这样的设计提供了在肺动脉内的最佳流体动力。在远侧尖端105”和系绳丝线出口端口之间的长度L可以是大约900-1100毫米，例如大约1000毫米。管道104”的外直径D可以是大约4-6毫米，例如大约4.8毫米。从球囊102”的远端到远侧尖端105”的距离X可以是大约20-30毫米，例如大约25毫米。

图1F示出示例性引导导管134和扩张器136，其可以被用于递送图1A-图1E的可植入装置的一个或更多个部件。扩张器136优选地被插入到引导导管134中直到扩张器136毂的毂触底到引导导管134的毂密封件。根据一些示例为了放置引导导管134，轻轻地弯曲扩张器136的远端以辅助穿过心脏解剖结构，冲洗扩张器136和引导导管134，并且使得扩张器136经过之前插入的导丝并进入脉管系统。系统前进直到扩张器136驻留在左肺动脉内。在维持扩张器136的位置时，使得引导导管134前进经过扩张器136直到在肺瓣的远侧可见近侧标记带。

图1G示出示例性锚定件装载导管138和推进器导管140，其可以被用于递送图1A-图1E的可植入装置的一个或更多个部件。描述了植入锚定件的示例性步骤。在下文所述的图15A-图15D中进一步图释了这些步骤的各方面。使用消毒盐水冲洗锚定件装载导管138和推进器导管140直到从锚定件装载导管138移除所有可见空气。从引导导管134移除扩张器136和导丝。将锚定件装载导管138插入到引导导管134毂中。通过推动推进器导管140通过锚定件装载导管138，使得锚定件108”前进通过引导导管134。当锚定件108”到达引导导管134的端部但是还没有被部署时，确保在推进器导管140上的标记带在肺瓣的远侧。通过维持推进器导管140的位置并缩回引导导管134直到锚定件108”接合在脉管中，部署锚定件108”。如果必须重新定位锚定件108”，则维持推进器导管140到系绳丝线的位置并推进引导导管134直到锚定件108”被重新捕获到引导导管134中。通过缩回引导导管134，调整系统的位置并重新部署锚定件108”。将推进器导管140撤回到系绳延长系统上的针钳(pin vise)。在维持系绳丝线位置时，将引导导管134缩回到系绳延长系统上的针钳，直到从血管通达部位移除引导导管134。管理在通达部位处的系绳丝线位置并管理相对于系绳丝线的系绳丝线至延长管位置，从系绳延长系统移除针钳并从系绳丝线移除推进器导管140、锚定件装载导管138和引导导管134。

锚定件108和管道104的远侧尖端105或者锚定件108'和管道104'的远侧尖端105'或者锚定件108”和管道104”的远侧尖端105”可以具有有助于锚定件与血管接合以及远侧尖端与锚定件的可拆卸接合以便将相应顺应性构件锚定件定在血管内的任何合适的构造。例如，图2A-图2I示意性示出了根据本公开原理的图1A-1C的可植入装置的部件的示例性构造。

图2A-图2I示意性示出了锚定件108的示例性构造的部件，其可以被用于图1A中所示的装置100、图1B中所示的装置100'或者图1C中所示的装置100”，并且被构造成可拆卸地接合于相应管道104、104'或104”的远侧尖端。锚定件108包括可扩展结构200，其被构造成当处于部署状态时接合血管。在一些构造中，可扩展结构200被构造成接触血管壁，但是仅在血管壁上施加足够压力以便经由在锚定件108和顺应性构件之间的联接稳定顺应性构件102或102'，而不会施加将促进血管不必要的重塑的过度力。可扩展结构200可以包括彼此联接的多个结构构件201，每个结构构件201包括任意适当数量的支柱。

例如，在图2A中示出的每个结构构件201可以近似是菱形形状，例如以虚线所示，并且例如可以具有四个支柱202、203、204、205。每个结构构件201的支柱202和203在该结构构件的底部顶点206处以锐角交汇。每个结构构件201的支柱204和205在该结构构件的顶部顶点207处以锐角交汇。每个结构构件201的支柱203和204在该结构构件的第一侧顶点208处以钝角交汇。每个结构构件201的支柱202和205在该结构构件的第二侧顶点209处以钝角交汇。可扩展结构200也可以包括连接件支柱210，从而将每个结构构件201的第一侧顶点208联接到相邻结构构件201的第二侧顶点209。每个菱形结构构件201的支柱204、205可以被切割成具有渐缩部，从而在顶点207、206之间近似中间处(例如近似在该结构构件201的相应侧顶点208、209处)产生更薄的支柱宽度。每个菱形结构构件201的支柱202、203可以被切割成具有从该结构构件201的底部顶点207向相应侧顶点209、208变薄的渐缩部。这样的渐缩部可以用于使得可扩展结构200经历更均匀分布的应变。可选地，可扩展结构200的每个结构构件201的底部顶点206可以朝向可扩展结构200的内部内卷，例如，朝向可扩展结构200的纵轴线215内卷，例如图2B中的虚线所示，以便产生无创伤终端222。可选地，可扩展结构200可以以在下文中参考图3A-图3C所述的方式被压缩成递送状态。

可选地，可扩展结构200也包括桥接支柱211和锚定件环214。在一些构造中，每个桥接支柱211将相应结构构件201的顶部顶点207联接到锚定件环214。在一些构造中，锚定件环214可以相对于可扩展结构200轴向居中，并且可以是或包括切割出锚定件108的管的一部分。锚定件环214可以被联接到图2A所示的可选对接毂212并且如下文进一步解释的。桥接支柱211可以被构造成使得当锚定件108被植入到血管中时，桥接支柱211提供与血管壁从可扩展结构200的远端(例如，从无创伤终端222)到可扩展结构200的近端(例如，到锚定件环214或对接毂212)的逐渐脱离。桥接支柱211可以相对于锚定件环214且相对于轴线215具有任何合适的角度，例如，具有相对于轴线215具有大约30°和大约150°的角度，或者相对于轴215线具有大约60°和大约120°的角度，或者相对于轴线215具有大约70°和大约70°的角度，在一种非限制性构造中相对于轴线215具有大约80°的角度。当被植入时桥接支柱211形成的角度会减小并且随着待治疗的血管直径而变化。桥接支柱211可以被设计成抑制可扩展结构200的迁移，同时最小程度地干扰通过血管的血流。

在一些构造中，锚定件108由单件NiTi管形成，其被激光切割并且通过热处理循环扩展。为了减少适于抑制可扩展结构200在血管内的迁移的径向向外力，可扩展结构200的表面粗糙度可选地被修改成金属表面的静摩擦系数。这种较粗糙表面可以例如通过酸洗(pickling)和钝化(passivting)可扩展结构200来获得，例如代替电抛光可扩展结构100。酸洗基本上会从可扩展结构200的外表面移除氧化钛和富镍层而基本不会移除底层稳定的结晶NiTi，从而留下比行业标准实践的电解抛光更粗糙的表面。钝化会在酸洗之后从可扩展结构200移除表面杂质，并且在零件上生长一层薄的保护性氧化物层。这种酸洗和钝化过程的结果是仍然具有高度耐腐蚀性的哑光表面。可选地，可扩展结构200的外表面可以具有抑制在体内迁移的小倒钩。

锚定件108可选地可以包括对接毂，其被构造成接收并可拆卸地接合管道104的远侧尖端105。例如，在图2A和图2D-图2I所述的构造中，锚定件108包括系绳丝线213，并且可选地进一步包括对接毂212，其可以被构造成将可扩展结构200联接到系绳丝线213。系绳丝线213可以以如图1A和图2D-图2I所示的方式被设置在管道104内。在一些构造中，当管道104的远侧尖端105与锚定件108接合时，顺应性构件102被锚定在血管内，并且当远侧尖端105从锚定件108脱离时，管道104和顺应性构件102以在下文参考图15A-图15I所述的方式沿着系绳丝线213相对于锚定件可移动。在一些构造中，系绳丝线213具有大于管道104的长度的长度并且可以延伸通过整个或基本整个管道104。例如，系绳丝线213可以延伸通过管道104的管腔并进入贮存器中，或者可以暴露在管道104的近端处的开口处或在贮存器中以便可通达系绳丝线213的近端。在一种示例中，系绳丝线213的近端被皮下植入，例如以盘绕构造，使得一旦系绳丝线213的近端手术暴露则管道104和/或顺应性构件102在系绳丝线213的近端上可移除且可更换。

例如，在一些构造中，对接毂212被构造成经由锚定件环214和连接件216在对接毂212的远端处被联接到可扩展结构200，如下文更具体解释的。对接毂212在对接毂212的近端处被联接到系绳丝线213。对接毂212因此用作在锚定件108和系绳丝线213之间的可选连接构件，以及顺应性构件102经由管道104的远侧尖端105与其接口的匹配/密封构件。随着管道104以参考图15A-图15I所述的方式前进通过血管，系绳丝线213为管道104提供引导。一旦管道104在血管内就位，则系绳丝线213可以增强管道的主体，从而使得管道稍稍变硬。为了使得系绳丝线213与对接毂212的焊接更稳固、抗扭结并与MRI兼容，系绳丝线213可选地可以由超弹性NiTi制成。系绳丝线213可以被构造成提供相对平滑的表面，例如球囊的顺应性构件102和管道104能够以参考图15A-图15I所述的方式在该表面上前进。这样的平滑表面可以例如通过在最终装配之后的机械抛光和钝化来实现，或者通过施加例如聚四氟乙烯(PTFE)的涂层来实现。系绳丝线213也可以或者替代性地是或包括编织线、多股线或单丝线。另外或者替代性地，系绳丝线213可以是或者包括聚合物、不锈钢NiTi合金、第三代NiTi合金、钛或者MP35N合金。

如图2D所示，对接毂212可选地可以被联接到或者可以包括连接件216。连接件216可以具有匹配锚定件环214的内直径的外直径和匹配系绳丝线213的外直径的内直径。在一些构造中，系绳丝线213在远侧终止在对接毂212内，并且锚定件108在近侧经由连接件216终止在对接毂212上。激光焊接(加热两个接触的NiTi部件的集中激光)可以被用于将系绳丝线213联接到对接毂212，可以被用于将对接毂212联接到连接件216，且/或可以被用于将连接件216联接到锚定件环214。锚定件108可选地可以由相对大的NiTi管切割而成，例如该NiTi管具有2.0至5.0毫米(例如，3.4毫米)的外直径和0.1至0.5毫米(例如，0.25毫米)的壁。系绳丝线213可选地可以具有0.2至0.5毫米、例如0.373毫米的直径。应该理解的是这样的尺寸仅旨在是图释性的，并且不旨在限制性的。另外，应该理解的是技术的任意合适的组合可以被使用来将对接毂212联接到系绳丝线213和锚定件108。例如，管道104的远侧尖端105可以包括一个或更多个结构构件，当在对接毂212上前进时其被径向向外驱动并且一旦越过对接毂212则径向向内恢复。(一个或多个)这样的结构构件可以包括闩件，以便通过向近侧移动来抑制或防止管道104的远侧尖端105从对接毂212脱离。替代性地，管道104的远侧尖端105可以包括螺纹接口，其与对接毂212中的螺纹接口螺纹连接在一起。另一示例性变型可以包括插入通过锚定件环214和对接毂212中并且在两侧上被焊接到锚定件环214的销。

在一些构造中，对接毂212可以与管道104一起工作，以便防止管道104不经意地沿着系绳丝线213迁移并密封管道104的内部以免受血管的血液环境的影响。无论是单独地还是与其他特征结合使用，任何合适的构造可以被用于产生这样的固位和密封。例如，管道104的远侧尖端105可以包括棘爪，并且对接毂212可以包括可拆卸地接合棘爪的凸起。图释地，例如图2E-图2I中所示的卡扣接口可以被构造成允许微调插入和抽出力(例如通过管道104的远侧尖端105的几何改型)，并且提供从对接毂212的表面到管道104的远侧尖端105的表面的平稳过渡，这可以减小或最小化该区域中凝块生长的位置。在所示构造中，对接毂212的近端包括被构造成接收远侧尖端105的空腔217。空腔217可以包括凸起，例如固位脊218，其部分地覆盖空腔217的近端。远侧尖端105可以包括棘爪219和肩部220，其被构造成使得远侧尖端105被插入到空腔217中，肩部220推出固位脊218，直到肩部超过固位脊218并且固位脊218与棘爪219接合。远侧尖端105也可以或者替代性地包括半延展性固位环或固位O型环，其可以将远侧尖端105固定在空腔217中，例如以参考图2G-图2H所述的方式。空腔217可以足够大以容纳软变形材料，其可以被模制到远侧尖端105、105'中，或者作为浮动插入件被提供，以便产生附加密封。

也如图1A-图1C、图2A和图2D-图2I所示，对接毂212的外表面可选地可以包括被构造成与鞘接合的倾斜表面221。例如，如果希望从血管取回锚定件108，则对接毂212的倾斜表面应该辅助将对接毂212引导到可以被用作取回导管的鞘。作为另一示例，如果希望将顺应性构件102更换成另一个此类顺应性构件，则可以用作鞘的参照，例如球囊更换导管，以便在抽出期间推抵，从而将锚定件108隔离于任意更换力。此外，管道104可选地可以包括不透射线的标记222，其被构造成允许观察远侧尖端105相对于对接毂212的位置。替代性地，远侧尖端105可以是不射线的。

图2G示出了示例性构造，其包括与图2D-图2F所示类似的卡扣接口、包括具有固位脊218的对接毂212，该固位脊218与不射线的远侧尖端105的棘爪219接合，并且该构造进一步包括被置于棘爪219内的半延展性固位环223。对接毂212和固位脊218可以以图2G所示的方式被激光焊接到彼此，或者对接毂212可以与固位脊218整体成形。另外或者替代性地，对接毂212可以被激光焊接到支柱211，并且可以被激光焊接到系绳丝线213。密封表面可以通过远侧尖端105与固位脊218的接合、固位环223与棘爪219和对接毂212的接合或者远侧尖端105的末端表面与空腔217的内表面的接合中的一者或更多者来实现，例如如图2G所示。图2H示出了另一示例性构造，其包括与图2D-图2G所示类似的卡扣接口、包括具有固位脊218的对接毂212，该固位脊218与不射线的远侧尖端105的棘爪219接合，并且该构造进一步包括被置于棘爪219内的O型环223。对接毂212和固位脊218可以以图2H所示的方式在多个位置处被激光焊接到彼此。另外或者替代性地，对接毂212的上表面可以是平坦的，并且空腔217的侧壁由固位脊218的侧壁提供。另外或者替代性地，对接毂212可以被激光焊接到支柱211，并且可以被激光焊接到系绳丝线213。密封表面可以通过远侧尖端105与固位脊218的接合、固位环223与棘爪219和对接毂212的接合或者远侧尖端105的末端表面与空腔217的内表面的接合中的一者或更多者来实现，例如如图2H所示。可选地，远侧尖端105可以在其末端处包括软材料224，从而有助于在远侧尖端105和对接毂212的上表面之间的密封。

图2I示出另一示例性构造，其包括与图2D-图2H所示类似的卡扣接口，包括具有固位脊218的对接毂212，该固位脊218接合于不射线的远侧尖端105的棘爪219(例如，包括钡载聚合物或聚碳酸酯基热塑性聚氨酯，如

虽然图2A-图2C中所示的可扩展结构200的具体构造包括经由连接件支柱彼此联接且经由相应桥支柱211被联接到锚定件环214的六个菱形结构构件201，不过应该理解的是可扩展结构可以包括具有任何合适形状且以任何合适方式被联接到锚定件环214和/或彼此的任意适当数量的结构构件。参考图9A-图13C在本文其他部分描述了可扩展结构的其他非限制性示例。

图2J提供了锚定件108的进一步的俯视、侧视和立体图。图2K和图2L示出了从管切割的锚定件，其中图2K示出了平坦版本并且图2L示出了管状版本。

应该意识到例如这里描述的装置适当地被递送到任意适当血管、从任意适当血管被取回并且被用在任意血管中。例如，图3A示出用于递送和移动可植入装置的方法3000中的示例性操作流程，该可植入装置包括锚定件和可拆卸顺应性构件并且用于降低血管内的脉动压力。方法3000包括选择装置(操作3001)。选定装置可以被构造成例如参考图1A-图1C和图2A-图2I所述，例如可以包括流体贮存器(例如，贮存器106)、顺应性构件(例如，顺应性构件102)、被联接到流体贮存器和顺应性构件且包括远侧尖端的管道(例如，管道104)以及锚定件(例如，锚定件108)。锚定件可以包括可扩展结构(例如，可扩展结构200)和系绳丝线(例如，系绳丝线213)，该系绳丝线被设置于管道内(例如，管道104内)。

在图3A中所示的方法3000可以包括使得可扩展结构接合血管(操作3002)。方法3000也可以包括使得远侧尖端接合锚定件以便将顺应性构件锚定在血管内(操作3003)。例如，图3B示意性示出了处于递送状态的图1A-图1C和图2A-图2I的装置，此时锚定件被收缩在血管(诸如肺动脉)内的鞘内。

在图3B中，锚定件108的可扩展结构200在鞘300内处于压缩或约束状态，该鞘300被设置于血管310的内部。在图3B所示的示例中，管道104的远侧尖端105被可拆卸地联接到处于递送状态的锚定件108，例如经由对接毂212或例如本文其他部分描述的其他构造。当在鞘300内被插入到血管310中时，顺应性构件102可以处于塌缩放气状态。

图3C示意性示出了处于部署状态的图1A-图1C和图2A-图2I的装置，此时锚定件扩展以接合血管。例如，可扩展结构200可以响应于鞘300的缩回而自扩展以接合血管310。在图3C中，结构构件的一个或更多个支柱接触并接合血管10(例如肺动脉)的内壁，以便将经由对接毂212与其联接的顺应性构件102锚定在血管内。在经过鞘300的远端部署锚定件108和顺应性构件102之后，鞘300可以从患者移除或者可以被永久地植入在使得鞘300的远端不会干扰顺应性构件102或锚定件108扩展且鞘300的近端不会干扰管道104的近端与贮存器106的联接的位置。锚定件108和顺应性构件102中的一者或两者也或者替代性地可以被永久地植入在患者体内。“永久地植入”意味着(一个或多个)部件保持在血管内几天、几周、几个月或几年。锚定件108和顺应性构件102可以但不必被永久地植入在血管内达彼此相同的时间量。例如，在一些构造中，锚定件108保持在血管内达几年的时间段，而顺应性构件102保持在血管内达比锚定件108更短的时间段。

虽然图3B-图3C示出了在血管300内插入和缩回鞘310之前和期间管道104被联接到锚定件108，不过应该意识到方法3000的操作3002和3003不一定要求管道104的远侧尖端105在整个递送过程期间被联接到锚定件108。例如，图15A-图15I示意性示出了根据本公开原理的在图3A的方法期间图1A-图1C的可植入装置的使用。在图15A-图15I中所示的示例中，鞘1500可以被用于以与图3B和图3C所示类似的方式在血管1510内递送锚定件108的可扩展结构200，不过没有管道104被联接到锚定件108。例如，在图15A所示的时刻，锚定件108的可扩展结构200在鞘1500内处于压缩或约束状态，该鞘1500被设置于血管1510(例如肺动脉)的内部。在图15B所示时刻，通过相对于系绳丝线213缩回鞘1500，可扩展结构200在血管1510内所需位置扩展。在图15C所示时刻，鞘1500被进一步缩回，并且可扩展结构200完全扩展以接合血管1510内的所需位置。在图15F所示时刻，鞘1500被完全缩回，并且可以看到系绳丝线213处于心脏之外。在图15E所示时刻，在系绳丝线213上递送管道104，并且在图15F所示时刻，管道104的远侧尖端105接合锚定件108，而可扩展结构200接合血管。不管锚定件108和顺应性构件102被递送到血管310内的次序如何，在递送之后，均会通过以如图15F所示的方式通过端口120从贮存器106引入流体而使得顺应性构件102扩展，并且以如图15G所示方式响应于增加的脉冲压力而使得顺应性构件102压缩。

图15H示出了在被植入体内时在图15F所示时刻期间图1A-图1C的装置的附加部件。如图15H所示，顺应性构件102处于扩展状态。在这幅图中，贮存器106被皮下植入左上腹部上方。管道104具有血管内节段和血管外节段，并且这两个节段在管道刺穿锁骨下静脉处流体联接并汇合。血管外节段位于皮下并被连接到贮存器。血管内节段从锁骨下静脉延伸到被植入肺动脉中的顺应性主体。具体地，在这幅图中所示的示例性植入状态，贮存器被皮下植入到左上腹部的浅表处，其中管道从贮存器皮下延伸，沿着左侧胸腔，进入锁骨下静脉中形成的开口中，进入上腔静脉，通过右心房和心室，通过肺瓣并且进入肺动脉，使得球囊被植入肺动脉中。

图15I示出了在被植入体内时在图15G所示时刻期间图1A-图1C的装置的附加部件。如图15I所示，顺应性构件102处于压缩状态。响应于心动周期期间的压力变化，顺应性构件102在扩展状态(图15H)和压缩状态(图15I)之间循环。

如其他部分提到的，锚定件108可以被构造成可拆卸地接合管道104的远侧尖端105，从而有助于在锚定件108保持在血管310内就位的同时顺应性构件102和管道104中的一者或两者的更换。例如，方法3000可选地进一步包括使得远侧尖端105从锚定件108脱离(操作3004)。如图释，鞘(未示出)可以在管道104上和顺应性构件102上前进，该顺应性构件102具有的内部直径足够小以便例如在倾斜表面221处或沿着倾斜表面221接合对接毂212。在管道104被缩回时，该鞘可以被向前按压，从而导致远侧尖端105从对接毂212脱离。方法3000可以包括在远侧尖端105从锚定件108脱离时，使得管道104和顺应性构件102沿着系绳丝线213相对于锚定件108移动(操作3005)。如果希望，则替换管道和/或替换顺应性构件可以在系绳丝线213上、例如在鞘内被引入到患者体内，并且该管道的远侧尖端105可以通过以例如参考图2E-图2I所述的方式将尖端按压到毂中而接合对接毂212。

替代性地，如果希望将锚定件108和顺应性构件102一起从血管彼此移除，则鞘300或1500或者其他类似鞘可以向远侧前进，或者管道104被向近侧拉动，以致顺应性构件102和锚定件108在鞘的远端处进入鞘的管腔从而将锚定件108返回到收缩状态。管道104、顺应性构件102和锚定件108之后可以从鞘300或1500被取回，例如通过将管道104的近端从贮存器106拆卸并且将管道104的近端向近侧拉出鞘的近端。

在递送或移动锚定件108和/或顺应性构件102期间，可以使用系绳丝线213的交换长度，在此被称为系绳丝线延长部。可能不一定需要将带有贮存器的这种系绳丝线延长部植入患者体内。而是，可以产生贮存器内的容纳这个长度丝线的空腔，或者血管外系绳丝线延长部413可以被制成是可移除的。存在多种方式在系绳丝线213和这样的系绳丝线延长部(它们可以具有彼此相同的直径)之间临时地产生链接。例如，图4A和图4B示意性示出了根据本公开原理的用于将系绳丝线联接到系绳丝线延长部的示例性锁定管。在一些构造中，可以使用锁定凸轮廓线设计，如图4A所示。系绳丝线延长部413能够具有第一轮廓，并且系绳丝线213具有被构造成可拆卸地接合第一轮廓以产生接头的第二轮廓。同样轮廓可以被打磨或切割成系绳丝线213和系绳丝线延长部413二者中。然后这两个轮廓可以在锁定管410外部或内部被放置在一起，例如已经被开槽以允许锁定管410的稍稍扩展的海波管区段。这样的插入技术允许容易地对齐这两个轮廓且允许在它们完全匹配时存在触知卡扣。在对齐这两个轮廓之后，锁定管410可以前进到没有开槽的区段，从而将接头锁定在一起。图4B示出了被设置于锁定管410上的槽415，该槽可选地可以通过激光切割来形成。可选地，可以在锁定管410内部执行接头的组装。例如，系绳丝线213和系绳丝线延长部413分别地可以包括斜面411、412，其可以在管415的包括槽415的区段内被推动越过彼此。一旦楔形物被驱动越过彼此，则锁定管410可以向远侧前进到未开槽部分以便固定接头。

应该意识到，可以使用任何合适的结构将本装置的部件联接到彼此。例如，图5A-图7B示意性示出了根据本公开原理的用于将对接毂联接到管道的替代性结构。现在参考图5A-图5D，示出了用于将对接毂212联接到管道104的替代性结构。可以通过利用NiTi的形状记忆效应并创建具有有意的尺寸重叠的部件、将周围部件冷却成马氏体相、使用模具扩展该部件以及允许外部件加热并恢复到内部件上来使用形状记忆径向夹持。这可以与带倒钩/异形的特征501结合来完成。例如，在内连接部件的表面上的在预期重叠区域502的远侧和近侧的特征可以被构造为使得外部件能够在相当大的载荷下被强制就位，但在操作期间正常加载时不能够被拆卸。此外，通过添加这些特征，在系绳丝线213上平移管道104所需的力会增加并且可以允许系绳丝线213仅在一个方向上容易地穿过远侧尖端105。试图接合对接毂212上的倾斜表面以及锚定件108或系绳丝线213的远侧尖端105的软远侧区段可以通过向内变形以产生密封或向外扩展以包围对接毂212来产生固位和密封从而进行应用。具体地，图5B-图5D示出了与对接毂212和管道104连结的带倒钩的系绳丝线。尖刺503可以被切割到系绳丝线213的远侧尖端中，例如具有60度的角度并且均匀间隔开，不过可以使用(一个或多个)任何合适的角度和间距。尖刺503可选地可以永久变形且热定型。对接毂212可以在尖刺503上适当地前进，例如在对接毂212已经扩展之后在冰浴中进行。该结合之后被加温并且管道104可以在近侧尖刺503上前进从而将管道锁定就位。

现在参考图6，描述了与系绳丝线213具有尺寸重叠的管道的远侧尖端内的NiTi环601，其被联接到低温夹持毂602。NiTi环601可以暴露于管道104内的管腔，冷溶液能够通过该管腔冲洗以使得NiTi环601转变成马氏体，从而在冲洗期间能够沿着系绳丝线213平移，而在停止冲洗时不能够进行这种平移。NiTi环601可以在植入之前直接冷扩展，之后夹持以密封并保持就位。优选地，可以热减慢返回到奥氏体的转变。这可以是冷冲洗可激活的。

现在参考图7A，类似于图5A，除了大阻力远侧特征之外还可以应用形状记忆径向夹持。管道的远侧尖端的阻力特征701可以具有略微允许系绳丝线213穿过其的公差。此外，图7A示出了可变形远侧导管区段设计。其软远侧区段702可以被包括以通过在对接毂212汇合以产生密封时向内变形，或者通过向外扩展以包围对接毂212来产生固位和密封，从而接合对接毂212上的倾斜表面。变形的尖端可以长期保持抵靠对接毂212的一些预载荷以用于密封。图7B示出了在变形之前的管道的远侧尖端105。这也可以与不透射线的标记222一起使用。

图8A-图8F示意性示出了根据本公开原理的用于将系绳丝线213联接到系绳丝线延长部413的替代性示例性结构。例如，球囊系统的交换(例如顺应性构件102的更换)可以利用交换长度的系绳丝线(从毂到近端250-300毫米)，其可以在此被称为系绳丝线延长部。会不希望以上述方式将这个长度的丝线存储在锁骨下神经空间中。因此，可以实现延长系统以允许显著长度的丝线被暂时地连接到系绳丝线。如参考图4A-图4B所述，系绳丝线213和系绳丝线延长部413可以通过使用锁定管410(例如滑过海波管)被联接在一起，其固持在系绳丝线213和系绳丝线延长部413之间的接头以便将这些元件彼此锁定且可以被移除以使得这些元件彼此断开。可以适当地使用其他接口以将系绳丝线213和系绳丝线延长部413可拆卸地联接到彼此。例如，图8A示出了在系绳丝线213和系绳丝线延长部413之间的螺纹接口。图8B示出了在被锁定在管410内的系绳丝线213和系绳丝线延长部413之间的匹配凸轮廓线，其类似于图4A所示设计。图8C-图8D示出了在被锁定在管410内的系绳丝线213和系绳丝线延长部413之间的互锁模式。图8E示出了在被锁定在管410内的系绳丝线213和系绳丝线延长部413之间的钩轮廓。图8F示出了在系绳丝线213和系绳丝线延长部413之间的临时胶合销接口。

在本装置中可以适当地应用进一步的构造。例如，图9A-图11C示意性示出了根据本发明原理的锚定件108的替代性示例性支柱。现在参考图9A-图9B，描述了替代性锚定件支柱设计。在图9A中，在同一锚定件108内可以包括多种桥接支柱，其可以分别地联接到毂212。锚定件108的对接毂212能够承受一些复杂负载。因此，探索轴向支柱的替代性几何构造会是有意义的，例如每隔一个支柱反转一次。图9A示出了正常支柱901和反转支柱902。如果被应用在具有六个桥接支柱的锚定件108内，则这些桥接支柱中的三个可以是正常支柱901并且三个可以是反转支柱902。这个原理可以通过从轴向支柱到支架区段的不同过渡高度来实现。这个设计具有使得结构对于不同种类的负载更加坚固的效果，这是因为反转支柱902可以在一些加载情况下会比正常支柱901更硬。在图9B中，示出了回卷成“S”型轮廓的桥接支柱903。例如，可以使用下垂的轴向支柱903。为了节省轴向植入长度且同时仍提供可取回设计，锚定件108可以包括下垂的毂212和轴向支柱903。这将使得轴向支柱转成“S”弹簧型支柱。这种设计将节省植入长度。然而，对接毂212上的轴向力在力足够高的情况将导致这种支架结构被拉离壁。这种设计可能对由作用在对接毂212上的力矩M引起的偏转具有更大的抵抗力，如所示。它还消除了体内意外装置脱垂的可能性，因为它被形成为下垂的。

现在参考图10-图11C，描述了附加支柱变型。在图10中，为了参考，以虚线示出了规则的桥接支柱211。当被轴向观察时，桥接支柱1001、1002、1003可以被成形为任何合适的非直线(弯曲的或者弯的)轮廓。桥接支柱1001是一种弹簧特征以隔离桥接支柱1001中的变形。桥接支柱1002将是锁定支柱，其使得对接毂212相对于可扩展结构200扭曲。将导管加载成处于一定转矩以轴向移位。桥接支柱1003是桥接支柱1001和桥接支柱1002的弯曲混合。

现在参考图11A-图11C。如果倒钩没有如参考图5A和图5B所述与锚定件108一起使用，则锚定件108提供的阻力在一些构造中会依赖于摩擦来抵抗迁移。摩擦具有三个影响因素：摩擦系数、接触面积和法向力。为了使得负载在更均匀的面积上分布或者增加接触，通常可以使用不同特征，例如图11A所示的裂口支柱1101，图11B所示的交叉构件1102，以及图11C所示的受控路径1103。可以通过具有更多的垂直于管腔轴线的几何构型来减轻迁移阻力。这些设计仍需要是可取回的。如果几何构型彼此过近，则可能会抵消通过在支柱之间“缠住(webbing)”组织而获得的优势。

图12A-图13C示出了替代性锚定件构造。具体地，图12A-图12C示出了带倒钩的锚定件设计。在图12A中所示的在底部顶点上的倒钩1201可以增加从远侧向近侧方向的迁移阻力并且由于顶点形成角度而仍然可以被取回。在结构构件的支柱上的倒钩1202或者连接件支柱上的倒钩1203也可以防止或者抑制锚定件108的迁移。图13A-图13C的可扩展结构200可以九单元型锚定件1204、双毂锚定件1205以及塑料封装锚定件1206、1207。可以使用可扩展结构200中的任意数量的径向菱形元件或者从可扩展结构200的远侧、近侧或任意中间点处出发的桥接支柱的任意组合。在腹板中或围绕支柱在任何合适的可扩展结构上的塑料或橡胶涂层1207可以被用于增强摩擦。替代性地，可以使用在可扩展结构200中的任意数量的轴向堆叠菱形元件。可以使用可能适应预期解剖几何构型(诸如血管分支)的不对称径向图案。锚定件可以是缠绕的NiTi丝线或不锈钢。在激光切割支柱之前，特征可以被激光切割或蚀刻到NiTi管的表面中以增强支柱的摩擦。

图14A-图14J示意性示出了根据本公开原理的用于将对接毂212联接到管道105的替代性示例性构造。图14A示出了以如本文其他部分所述的方式被焊接到锚定件环214和系绳丝线213的对接毂212的横截面图。图14B示出了对接毂(塞子)212和系绳丝线213的视图，其中锚定件环214被省略。图14C示出了示例性大阻力远侧特征1401，例如，在远侧尖端105内的特征，其具有略微允许系绳丝线213从中穿过的公差。图14D示出了示例性干涉远侧丝线特征1402，例如丝线上的正(异形)特征(将材料局部地添加到丝线上或通过移除相邻材料)，其显著增加了在丝线上平移远侧尖端105所需的力。图14E示出了示例性带倒钩的远侧丝线特征1403，例如，在系绳丝线的远端处的允许丝线仅在一个方向向容易地通过导管尖端的方向性特征。图14F示出可变形/卡扣固位臂1404，例如，从导管尖端延伸的特征，当在毂212上前进时该特征被径向向前驱动并且一旦越过毂则径向向内恢复。每个臂1404可选地包括闩件1405以防止或者抑制远侧尖端105通过向近侧移动而从毂脱离。图14G示出了可变形远侧导管区段1406，例如导管尖端的软远侧区段，其被构造成通过向内变形以产生密封或者通过向外扩展以包围对接毂来产生固位和密封，来接合对接毂212的倾斜表面。图14H示出了卡扣干涉接口1407，例如在塞子的近端中的空腔特征，其具有在其近端处突入空腔中的环。具有正灯泡型特征的塞子可以被驱动到空腔中直到灯泡型件越过干涉环并且尖端被卡在空腔中。图14I示出了螺纹接口1408，例如在远侧尖端105处的螺纹接口。图14J示出了形状记忆NiTi夹具，例如在远侧尖端105内的NiTi环，其与系绳丝线具有尺寸重叠。这个环可以暴露于管道104内的管腔，冷溶液能够通过该管腔冲洗以使得环转变成马氏体，从而在冲洗期间可以沿着丝线平移，而在停止冲洗时禁止沿着丝线的平移。

现在参考图16A-图16E，提供了用于经由螺钉附接使得对接毂212从管道104的远侧尖端断开的附加替代性结构。为了清楚省略了球囊。如图16A和图16B所示，管道104的远侧尖端可以包括被固定在管道104的管腔内的外壳1610。外壳1610可以包括脊1628以用于接合在对接毂212的近端内的对应凹槽。脊1628可以是多个凸起，其装配在对接毂212的对应凹槽内。替代性地，脊1628可以绕外壳1610的远端周向延伸。外壳1610的远端的至少一部分可以延伸超过管道104的远端以接合管道104的远端，并且可以具有与管道104的外直径相等的外直径。外壳1610具有从中延伸的管腔，该管腔的大小和形状被设计成容纳被固定地附接到螺钉1614的螺钉头1612。螺钉头1612可以在外壳1610的管腔内旋转和轴向移动。如图16C所示，螺钉头1612具有空腔1620，其大小和形状被设计成接收导丝1602的远端1616，如下文更具体描述的。而且，螺钉头1612的倾斜部分1622可以内凹，或者替代性地向内倾斜，以形成空腔1620。再次参考图16A和图16B，螺钉1614具有螺纹外表面，其可以可移除地接合延伸通过对接毂212的近端的空腔内的对应螺纹表面。当螺钉1614被联接到对接毂212时对接毂212被联接到管道104的远侧尖端。

此外，密封件1608可以被定位在管道104的管腔内在外壳1610近侧。如上所述，在系统的操作期间密封件1608流体地隔离球囊、管道104和贮存器，例如以流体隔离与邻接对接毂212的管道104的远侧尖端接触的系统外部的血液。密封件1608可以例如由硅形成。如图22A所示，密封件1608可以具有圆柱形外表面，其接合管道104的管腔的内表面以形成密封。因此，密封件1608具有等于或大于管道104的管腔的直径的外直径。密封件1608的近侧部分可以包括圆锥空腔1609以引导导丝1602的远端1616从中通过，如下文更具体描述的。密封件1608的远侧部分可以包括窄通路1611(例如由细针形成)，以便允许导丝1602的远端1616从中通过。当导丝1602没有位于通路1611内时，通路1611足够窄，使得密封件1608用于密封并防止流体从中通过。

再次参考图16A和图16B，对接装置1606可以在密封件1608近侧被固定地定位在管道104的管腔内。对接装置1606具有从中延伸的管腔1626，其大小和大小被设计成接收推进器1604的远侧部分1624。管腔1626具有非圆形横截面，以致远侧部分1624在对接装置1606的管腔1626内时不能旋转。例如，管腔1626可以具有带圆角边缘的正方形或矩形横截面。管腔1626可以具有的高度和宽度可以基本上等于推进器1604的远侧部分1624的高度和宽度，使得远侧部分1624在管腔1626内的移动被最小化。通过防止推进器1604的旋转，推进器1604稳定了导丝1602并且提供对抗导丝1602旋转导致的转矩的对抗转矩，如下文更具体所述的。

如图16D所示，推进器1604包括具有对应于如上文描述的管腔1626的几何构型的远侧部分1624。远侧部分1624可以具有带圆角边缘的正方形或矩形形状。远侧部分1624和推进器1604可以被成形为整体部件。如图16D所示，推进器1604包括从中延伸至装置导丝1202的管腔1630。

如图16E所示，导丝1602可以包括具有对应于如上所述的螺钉头1612的空腔1620的几何构型的远端1616。远端1616可以具有正方形或矩形形状，优选地其带有圆角边缘。远端1616和导丝1602可以被成形为整体部件。导丝1602可以包括倾斜部分1618，其对应于螺钉头1612的倾斜部分1622。可以通过旋转导丝1602，例如经由导丝1602的延伸出患者体外的近端，来致动远端1616。因此，当远端1616被定位在螺钉头1612的空腔1620内且导丝1602被旋转以致动远端1616时，远端1616的旋转导致螺钉头1612且因此导致螺钉1614旋转并从管道104的远侧尖端与对接毂212脱离。导丝1602的旋转所产生的转矩由推进器1604对抗，如上所述。因此，在锚定件108保持被植入在血管内时，可以从患者移除管道104。

现在参考图17A-图17E，提供了一种通过使用图16A-图16E的结构使对接毂212从管道104的远侧尖端断开的示例性方法。图17A示出被联接到管道104的远侧尖端的对接毂212，这例如是在管道104和锚定件108的植入期间以及在系统的操作期间。因此，锚定件108和管道104可以在引入器鞘内一起被递送到血管内的植入部位。引入器鞘可以被缩回以便在血管内部署锚定件108和球囊102(为了清楚被省略)，以致锚定件108将球囊102和管道104锚定在血管内。

当需要从患者移除球囊102和管道104时，管道104的近端可以从贮存器断开，并且推进器1604可以被插入通过管道104直到远侧部分1624接合对接装置1606的管腔1626，如图17B所示。之后，导丝1602可以被插入通过管道104、通过推进器1604的管腔1630，并且通过密封件1608的通路1611，直到远端1620接合空腔1620，如图17C所示。如图17C所示，导丝1602可以被旋转以致动远端1620，从而旋转螺钉头1612且因此旋转螺钉1614。当螺钉1614从对接毂212完全脱离时，如图17D所示，可以从患者移除管道104，使得仅锚定件108保持被植入在患者体内，如图17E所示。

现在参考图18A-图18C，提供了用于经由推动机构使对接毂212从管道104的远侧尖端断开的附加替代性结构。为了清楚省略了球囊。如图18A和图18B中所示，对接毂212的近侧部分1818包括灯泡型件1820，其从近侧部分1818经由颈部分1817延伸。此外，管道104的远侧尖端可以包括被固定在管道104的管腔内的外壳1806。外壳1806具有空腔1810，空腔1810的大小和形状被设计成接收对接毂212的近侧部分1818。

此外，外壳1806包括一个或更多个柄脚(tang)1812，一旦被致动则其可以在收缩状态和扩展状态之间转变。如图18C中进一步所示，柄脚1812的远侧部分包括从柄脚1812径向向内延伸的抓持部分1816，使得在收缩状态下，抓持部分1816接合对接毂212的颈部分1818。因此，灯泡型件1820可以具有比柄脚1812的抓持部分1816所提供的开口更大的外直径，并且可以被装配在柄脚1812的在斜面1814和抓持部分1816之间的部分内。外壳1806可以包括围绕导丝1802的路径周向设置的多个柄脚。如图18C所示，每个柄脚1812可以包括斜面1814。当导丝1802的远端被致动且被推抵于斜面1814时，柄脚1812从收缩状态转变成扩展状态。因此，空腔1810足够大以致柄脚1812可以在空腔1810内向外扩展，从而使得灯泡型件1820可以超过抓持部分1816从柄脚1812被释放。

再次参考图18A和图18B，密封件1608可以在外壳1806近侧被定位在管道104的管腔内。如上所述，密封件1608在系统操作期间流体地隔离球囊、管道104和贮存器，并且包括通路以允许导丝1802从中通过。此外，推进器1804可以被插入通过导管1804的管腔。推进器1804具有从中延伸的管腔1805，其大小和形状被设计成接收从中穿过的导丝1802。管腔1805具有的直径可以基本上等于导丝1802的外直径，从而使得随着导丝1802的远端被致动(例如通过使导丝1802相对于管道104向远侧移动)以接合斜面1814并将柄脚1812转变成扩展状态因而使得对接毂212从管道104的远侧尖端脱离，推进器1804将导丝1802稳定在管道104内。

参考图19A-图19G，提供了一种通过使用图18A-图18C的结构使对接毂212从管道104的远侧尖端断开的示例性方法。图19A示出被联接到管道104的远侧尖端的对接毂212，这例如是在管道104和锚定件108的植入期间以及在系统的操作期间。当需要从患者移除球囊102和管道104时，管道104的近端可以从贮存器断开，并且推进器1804可以被插入通过管道104直到推进器1804的远端抵靠于密封件1608，如图19B所示。之后，导丝1802可以被插入通过管道104、通过推进器1804的管腔1805，通过密封件1608的通路1611，并且通过在柄脚1812之间的路径，直到导丝1802的远端接合斜面1814，如图19C和图19D所示。

如图19E所示，随着导丝1802被向远侧推抵于斜面1814，柄脚1812从收缩状态转变成扩展状态，从而使得抓持部分1816从对接毂212的颈部分1817脱离从而从柄脚1812内释放灯泡型件1820。当柄脚1812处于扩展状态时，管道104可以相对于锚定件108向近侧缩回，因而使对接毂212从管道104的远侧尖端脱离，如图19F所示。因此，可以从患者移除管道104，从而使得仅锚定件108保持被植入在患者体内，如图19G所示。

现在参考图20A-图20D，提供了用于经由拉动机构使对接毂212从管道104的远侧尖端断开的附加替代性结构。为了清楚省略了球囊。如图20A和图20B所示，对接毂212可以包括用于接合可塌缩灯泡型件2002的灯泡型部分2012的固位块2005以及用于接合可塌缩灯泡型件2002的颈部分2010的脊2008。块2005具有大小和形状被设计成例如经由卡扣配合构造接收灯泡型部分2012的空腔2007。因此，空腔2007具有对应于灯泡型部分2012的几何构型的几何构型。脊2008可以是多个凸起，或者替代性地，脊2008可以具有围绕颈部分2010周向延伸的环形。如图20B所示，脊2008可以接合管道104的远端。

可塌缩灯泡型件2002可以在管道104的远侧尖端处被固定地定位在管道104的管腔内。可塌缩灯泡型件2002具有颈部分2010、灯泡型部分2012和从中延伸的管腔2004。管腔2004的大小和形状被设计成接收从中通过的丝线2006。当例如在管道104和锚定件108的植入期间以及在系统的操作期间丝线2006被定位在可塌缩灯泡型件2002的管腔2004内时，如图20C所示，灯泡型部分2012不能被内向塌缩，从而使得对接毂212的脊2008阻止可塌缩灯泡型件2002的向近侧移动并且可塌缩灯泡型件2002接合对接毂212。

如图20D所示，丝线2006的近端可以包括凸节(knob)2014。凸节2014可以延伸超出丝线2006的外表面的至少一部分。此外，导丝2020的大小和形状被设计成在管道104的管腔内可滑动地移动，并且具有被构造成接合丝线2006的凸节2014的远侧部分。例如，如图20D所示，导丝2020的远侧部分可以包括用于接收凸节2014的凹槽，例如L形凹槽。凹槽2022可以具有允许凸节2014被轴向地接收在其内且将凸节2014锁定在凹槽2022内(例如通过旋转导丝2020)的几何构型。

参考图21A-图21E，提供了一种通过使用图20A-图20D的结构使对接毂212从管道104的远侧尖端断开的示例性方法。图21A示出被联接到管道104的远侧尖端的对接毂212，这例如是在管道104和锚定件108的植入期间以及在系统的操作期间。当需要从患者移除球囊102和管道104时，管道104的近端可以从贮存器断开，并且导丝2020可以被插入通过管道104直到导丝2020的远侧部分接合导丝2006的凸节2014。如上所述，通过使导丝2020向远侧移动以将凸节2014接收在凹槽2022内且之后旋转导丝2020以使得凸节2014被锁定在凹槽2022内，导丝2020的远侧部分可以被致动成接合凸节2014，如图21B所示。

如图21C所示，之后使用足以将丝线2006从可塌缩灯泡型件2002的管腔2004内拉出的力，可以使得导丝2020相对于锚定件108向近侧缩回。之后，如图21D所示，可以使用足以导致对接毂212的脊2008推抵灯泡型部分2012以导致灯泡型部分2012向内塌缩的力，来使管道104向近侧缩回，从而使得塌缩的灯泡型部分2012可以通过脊2008所提供的开口被移除。因此，可以从患者移除管道104，使得仅锚定件108保持被植入在患者体内，如图21E所示。

现在参考图23A-图23E，提供了用于通过管道撤回和部署锚定件的示例性系统。如图23A所示，系统2300可以包括第一管道2302，其可以类似于本文所述的管道104被构造，从而使得第一管道2302流体地联接球囊102和流体贮存器106。此外，系统2300还包括第二管道2304，其被联接到第一管道2302的远端并由此向远侧延伸。如图23A所示，球囊102可以被定位在第二管道2304的至少一部分上。替代性地，球囊102可以仅被定位在第一管道2302上，从而使得第二管道2304在球囊102远侧的位置处被联接到第一管道2302。系统2300可以包括密封件2306，其可以在系统操作期间流体地隔离球囊102、第一管道2302和贮存器，并且包括用于允许导丝2310从中通过的通路。

如图23B所示，密封件2306可以包括近侧部分2318、远侧部分2320和被设置于密封件2320的管腔2322内的密封件。被设置于管腔2322内的密封件可以例如类似于上文所述的密封件1608被构造，以便流体地隔离系统。远侧部分2320可以具有的外直径大于近侧部分2318的外直径，例如当第二管道2304具有比第一管道2304更大的内直径时。因此，密封件2306可以被固定到第一管道2302和第二管道2304二者，例如，密封件2306可以在第一管道2302和第二管道2304二者内回流。

第二管道2304具有大小和形状被设计成在其内接收处于塌缩递送状态的锚定件108的管腔。因此，第二管道2304的管腔可以在其内适当地接收对接毂212，以使得对接毂212在管道2304内的向近侧移动导致锚定件108塌缩到管道2304的管腔内，并且对接毂212在第二管道2304内的向远侧移动导致锚定件108在患者的血管内部署。此外，第二管道2304的远侧尖端2308具有固位特征，其被构造成将对接毂212保持在第二管道2304的管腔内，并且防止对接毂212从向远侧移动超出远侧尖端2308，如下文更具体描述的。

再次参考图23A，导丝2310可以被用于将锚定件108撤回到第二管道2304中，以及用于从第二管道2304部署锚定件108。例如，如图23C所示，导丝2310可以具有近侧部分2312、颈部分2314和远侧部分2316。近侧部分2312可以是平坦导丝，例如，其具有一个或更多个平坦表面以使得其横截面是不对称的。类似地，远侧部分2316也可以是平坦导丝，例如，其具有一个或更多个平坦表面，以使得其横截面是不对称的，从而使得远侧部分2316的一个或更多个平坦表面从近侧部分2312的一个或更多个平坦表面偏移例如90度。颈部分2314比近侧部分2312和远侧部分2314更窄，或以其他方式具有更小直径。因此，导丝2310可以接合对接毂212以使对接毂212在第二管道2304的管腔内向近侧和向远侧移动，如下文更具体描述的。

如图23D和图23E所示，对接毂212可以包括管腔2324和固位特征2326，其使邻近固位特征2326的管腔2324变窄。由固位特征2326形成的管腔2324的形状对应于导丝2310的近侧部分2312和远侧部分2316的形状。例如，在导丝2310的第一取向中，例如当由于近侧部分2312和远侧部分2316偏移90而使得远侧部分2316的平坦表面沿着远侧部分2316的上表面和下表面延伸并且近侧部分2312的平坦表面沿着近侧部分2312的横向侧面延伸时，远侧部分2316可以穿过对接毂212的管腔2324内的固位特征2326，而近侧部分2312不能穿过对接毂212的管腔2324内的固位特征2326。因此，导丝2310可以向远侧移动穿过对接毂212的管腔2324，直到近侧部分2312的远端接合固位特征2326，以使得导丝2310的进一步向远侧移动也导致锚定件毂212向远侧移动。

当近侧部分2312接合固位特征2326时，颈部分2314被定位在固位特征2326内。因此，在颈部分2314位于固位特征2326内时，由于颈部分2314的较小轮廓，所以导丝2310可以旋转。导丝2310可以旋转到第二取向，例如以使得近侧部分2312的平坦表面沿着近侧部分2312的上表面和下表面延伸并且远侧部分2316的平坦表面沿着远侧部分2316的横向侧面延伸，同时颈部分2314位于固位特征2326内。在第二取向中，近侧部分2312可以穿过固位特征2326，而远侧部分2316不能穿过固位特征2326。因此，导丝2310可以向近侧移动穿过对接毂212的管腔2324，直到远侧部分2316的近端接合固位特征2326，以使得导丝2310的进一步向近侧移动也导致锚定件毂212向近侧移动。如本领域普通技术人员将理解的，第一和第二取向不需要分开90度，并且可以分开小于或大于90度。

现在参考图24A-图24C，提供了通过使用图23A-图23E的系统2300部署锚定件108的示例性方法。如图24A所示，锚定件108可以在第二管道2304内以塌缩递送状态被递送到血管内的目标位置。在目标位置处，可以通过在导丝2310的远侧部分2316对齐于对接毂212的固位特征2326时插入导丝2310穿过第一管道2302、穿过密封件2306、穿过第二管道2304并穿过对接毂212，直到近侧部分2312接合固位特征2316并导致对接毂212且因此导致锚定件108向远侧移动通过第二管道2304超过第二管道2308的远侧尖端2308，来部署锚定件108，如图24B所示。

在锚定件108需要被缩回并重新部署的情况下，在颈部分2314位于固位特征2326内时导丝2310可以旋转到第二取向，以使得远侧部分2316不对齐于固位特征2326，且导丝2310的向近侧移动导致远侧部分2316接合固位特征2326并导致对接毂212且因此导致锚定件108向近侧移动通过第二管道2304，从而将锚定件108塌缩回第二管道2304中。锚定件108可以通过使用上述步骤被重新部署。当锚定件108被适当地部署在患者的血管内时，导丝2310可以被移除，如图24C所示。

在一些实施例中，近侧部分2312可以沿着其整个长度例如从颈部分2314到其延伸出患者体外的近端具有恒定形状。替代性地，如图25A所示，导丝2502可以包括近侧部分2506、颈部分2508、远侧部分2510和从近侧部分2506向近侧延伸的圆柱部分2502。类似于导丝2310，远侧部分2510和近侧部分2506可以具有彼此偏移的一个或更多个平坦表面。例如，远侧部分2510和近侧部分2506可以均由圆柱部分2504(例如，0.035”丝线)形成。替代性地，如图25B所示，导丝2512可以包括近侧部分2516、颈部分2518、远侧部分2520和从近侧部分2516向近侧延伸的圆柱部分2514，其中远侧部分2510和近侧部分2506可以均由例如0.035”(英寸)丝线形成，而圆柱部分2514具有更小的直径，例如小于0.020”。如本领域技术人员将理解的，本文描述的导丝的近侧和/或远侧部分可以均仅具有一个平坦表面，以使得一旦与导丝对齐则由对接毂的固位特征形成的管腔的形状允许从中通过。

现在参考图26A-图26D，提供了将对接毂212固位在管道(例如管道2304)内的替代性机构。为了清楚省略了将锚定件108联接到对接毂212的一些支柱。如图26A所示，管道2304的远端2602可以朝向管道2304的纵轴线径向向内延伸，从而形成比对接毂212更小的开口。因此，在锚定件108可以超过由远端2602形成的开口而暴露时，远端2602防止对接毂212向远侧移动超过远端2602。

如图26B所示，管道2304的远端可以具有固位环2606，其使管道2304的端部处的开口变窄。此外，对接毂212可以包括环2608，其具有比固位环2606提供的开口的直径更大的直径。因此，在锚定件108可以超过由固位环2606形成的开口而暴露时，在固位环2606和环2608之间的接合会防止对接毂212向远侧移动超过固位环2606。

如图26C所示，管道2304的远侧尖端可以包括延伸横过管道2304的端部处的开口的一个或更多个横杆2612，以使得对接毂212不能移动经过横杆2612且被固位在管道2304的管腔内。因此，在锚定件108可以穿过横杆2612超过管道2304的开口被暴露时，横杆2612防止对接毂212向远侧移动超过横杆2612。如图26C所示，对接毂212可以包括翼形导丝管腔2610以用于翼形导丝从中通过。替代性地，导丝管腔2610可以具有类似于在上文关于图23D和图23E所述的固位特征2326的固位特征。

如图26D所示，管道2304的远端可以包括多个固位突片2614，其朝向管道2304的纵轴线径向向内延伸。因此，在锚定件108可以横穿固位突片2614超过管道2304的开口被暴露时，固位突片2614防止对接毂212向远侧移动超过固位突片2614。在另一实施例中，固位系绳可以被可滑动地固定到对接毂，以使得对接毂可以沿着系绳丝线轴向滑动。因此，对接毂的轴向移动可以被限制成使得其不能够部署超过管道的远侧尖端。在又一实施例中，管道的远侧尖端的第一部分可以回流到管道中。因此，在手术室内准备管道期间锚定件可以以塌缩递送状态被装载到管道中。远侧尖端的第二部分可以包括任意上述固位特征，并且可以卡到远侧尖端的第一回流部分中，因而与其制造期间不同允许在植入期间锚定件被组装到系统中。

现在参考图27A-图27D，提供了用于使对接毂212从管道104的远侧尖端断开的附加替代性结构。如图27A所示，对接毂212可以包括由此向近侧延伸的一个或更多个柄脚2702。柄脚2702可在收缩状态和扩展状态之间转变，并且可以朝向扩展状态被偏置。在收缩状态下，柄脚2702可以接合箭头2704，箭头2704被固定地联接到管道104且从管道104向远侧延伸，以使得对接毂212被联接到管道104的远侧尖端。此外，轴环2706可以被滑动地定位在柄脚2702和箭头2704上，以便将柄脚2702保持在收缩状态并与箭头2704接合。当需要从患者移除球囊102和管道104时，推进器装置可以被插入通过管道104以接合轴环2706并向远侧推动轴环2706至暴露的柄脚2702。一旦从轴环2706暴露，则柄脚2702转变成扩展状态，从而释放箭头2704，以使得对接毂212与管道104的远侧尖端脱离。因此，在锚定件108保持被植入在血管内时，可以从患者移除管道104。

如图27B所示，经由剪式铰链2712彼此联接的多个柄脚2701可以被固定地联接到管道104的远侧尖端。柄脚2701在收缩状态和扩展状态之间转变。在第一构造中，如图27B所示，柄脚2701处于扩展状态，以使得柄脚2701的远侧部分2714延伸通过对接毂212的管腔2715以接合对接毂212的远侧，并且柄脚2701的近侧部分2710抵靠密封件2708。密封件2708在柄脚2701的近侧可滑动地位于管道104的管腔内。当需要从患者移除球囊102和管道104时，推进器装置可以被插入通过管道104以接合密封件2708从而向远侧推动密封件2708以接合柄脚2701的近侧部分2710，这导致远侧部分2714经由剪式铰链2712向内收缩到收缩状态并释放对接毂212。在收缩的状态下，可以通过对接毂212的管腔2715移除远侧部分2714。因此，在锚定件108保持被植入在血管内时，可以从患者移除管道104。

如图27C所示，一个或更多个柄脚2722可以被联接到管道104的远侧尖端并由此向远侧延伸。柄脚2722可在收缩状态和扩展状态之间转变，并且可以朝向扩展状态被偏置。在收缩状态下，柄脚2722可以接合被固定地联接到对接毂212且从对接毂212向近侧延伸的箭头2724，以使得对接毂212被联接到管道104的远侧尖端。此外，轴环2716可以被滑动地定位在柄脚2722和箭头2724上，以便将柄脚2722保持在收缩状态并与箭头2724接合。轴环2716包括孔眼2718，其大小和形状被设计成接合导丝。例如，导丝的远端可以具有钩以接合孔眼2718并缩回轴环2716。此外，密封件2720可以被周向地定位在轴环2716和管道104的内表面之间。当需要从患者移除球囊102和管道104时，导丝可以被插入通过管道104以接合孔眼2718并向近侧拉动以使得轴环2716相对于柄脚2722向近侧缩回从而暴露柄脚2722。一旦从轴环2716暴露，则柄脚2722转变成扩展状态，如图27C所示，从而释放箭头2724，以使得对接毂212与管道104的远侧尖端脱离。因此，在锚定件108保持被植入在血管内时，可以从患者移除管道104。

如图27D所示，管道104的远侧尖端可以经由灯泡型件2726被联接到对接毂212。灯泡型件2726可以经由多个薄连接件2728被联接到管道104的远侧尖端，并且经由卡扣配合连接与对接毂2726接合。灯泡型件2726的近端包括孔眼2730，其大小和形状被设计成接合导丝。例如，导丝的远端可以具有钩以接合孔眼2730。当需要从患者移除球囊102和管道104时，导丝可以被插入通过管道104以接合孔眼2730并向近侧拉动以导致薄连接件2728中断并从对接毂212释放灯泡型件2726以使得对接毂212从管道104的远侧尖端脱离。因此，在锚定件108保持被植入在血管内时，可以从患者移除管道104。

现在参考图28，提供了用于从管道(例如管道2304)部署锚定件108的替代性系统。系统2800的管道2304包括两个或更多个近侧端口2802a、2802b，以及两个或更多个远侧端口2804a、2804b。替代性地，端口2804a、2804b可以被定位在管道2304的远端处，而不是面向管道2304的管腔。第一丝线2806可以向远侧延伸通过管道2304的壁，从侧端口2802a离开，联接到对接毂212，进入侧端口2802b，并且向近侧延伸通过管道2304的壁到患者体外。此外，第二丝线2808可以向远侧延伸通过管道2304的壁，从侧端口2804a离开，在管道2304的管腔内向近侧延伸以联接到对接毂212，在管道2304的管腔内向远侧延伸以进入侧端口2804b，并且向近侧延伸通过管道2304的壁到患者体外。第一丝线2806和第二丝线2808可以由金属形成或者替代性地由聚合物(诸如缝合线)形成。

如图28所示，第二丝线2808在侧端口2804a、2804b近侧的轴向位置处被联接到对接毂212、处于塌缩递送状态的锚定件108的至少一段长度，以使得当第二丝线2808的自由端被向近侧完全拉动时，锚定件104向远侧移动并从管道2304的远侧尖端暴露。第一丝线2806和第二丝线2808可以具有各自通过管道2304的壁的它们自己的通路，或者替代性地，它们可以共用一个通过管道2304的壁的通路。

因此，锚定件108可以在管道2304内以塌缩递送状态被递送到患者的血管内的目标位置。在目标位置处，第二丝线2808的一个或两个自由端可以被向近侧拉动以导致锚定件108相对于管道2304向远侧移动，直到锚定件108从管道2304的远侧尖端完全暴露。在需要缩回并重新部署锚定件108的情况下，第一丝线2806的一端或两端可以被向近侧拉动以导致锚定件108回缩到管道2304的管腔内。当适当地部署锚定件108时，第二丝线2808的自由端中的一个可以被释放，并且另一个自由端可以被拉动以便从管道2304完全地移除第二丝线2808。类似地，第一丝线2806的自由端中的一个可以被释放，并且另一个自由端可以被拉动以便从管道2304完全地移除第一丝线2806。管道2304的远侧尖端可以包括本文描述的任何固位特征以便防止对接毂212向远侧移动超过管道2304的远侧尖端。

图29A-图29C示出了可以被用于本文描述的装置中的示例性贮存器。图29A示出了贮存器106”'，其可以以与上文的贮存器一样的方式被构造。图29A示出了贮存器106”'内可能包括的内部部件。贮存器106”'由外壳2902形成，该外壳2902限定被构造成保持流体的内部腔室2904。流体(优选地气体混合物)被设计成响应于植入球囊的血管内的压力变化而经由管道连接件2905(如图29B最佳所示)流入和流出贮存器106”'。管道连接件2905允许管道104”'(仅部分示出)被可释放地联接到贮存器106”'。

外壳2902可以由主要主体2906和可移除主体2908(或者可移除头部)构成，该可移除主体2908被构造成与主要主体2906分离。主要主体2906是流体密封的，以使得内部腔室2904内的流体仅经由管道104”'(或者当被刺穿时经由隔膜112”')离开贮存器106”'。如所示，管道104”'可以在头部连接件2909处进入可移除主体2908，该头部连接件2909围绕管道104”'的一部分以保护管道104”'的进入贮存器106”'的部分并为管道104”'提供应变消除。头部连接件2909也可以将管道104”'引导到如下所述的贮存器的凹槽中且/或有助于保持贮存器106”'的形状以减少压力点。头部连接件2909优选地由柔性/软材料(例如硅树脂)形成。

贮存器106”'也可以包括在主要主体2906和可移除主体2908之间延伸的垫圈2910以有助于在主体之间的联接。垫圈2910也可以有助于保持贮存器106”'的形状以减少压力点。在优选实施例中，主要主体2906和可移除主体2908由刚性材料(例如钛)形成，而头部连接件2909和/或垫圈2910由柔性材料(例如硅树脂)形成。头部连接件2909和垫圈2910可以由相同材料一体地形成。如所示，当可移除主体2908被附接到主要主体2906时，一些或全部管道连接件2905可以被设置于可移除主体2908内。

图29B示出了移除可移除主体2908和头部连接件2909的主要主体2906。管道连接件2905可以包括合适的结构以允许在管道104”'和贮存器106”'之间的联接，例如接头、螺纹、肋、筒夹或类似物。图示性地，管道连接件2905包括在外管2912内的内管2911。管道104”'的近端被插入外管2912内且在内管2911上。内管2911具有管腔来提供至贮存器106”'的主要主体2906(例如，至贮存器的通气管2918)中的流体路径。管道连接件2905可以可移除地联接到贮存器106”'的主要主体2906。例如，贮存器106”'可以具有螺纹部分(例如，母螺纹)并且管道连接件2905可以具有螺纹部分(例如，具有公螺纹的螺母2907，或者反之亦可)以用于联接。此外，管道连接件2905包括第二小螺母2903，管道经由外管2912被附接到该第二小螺母2903。从外壳2902的主要主体2906移除管道连接件2905为贮存器提供了更好的管道联接并且允许将系绳丝线的近侧区域适当地放置在内部腔室2904内。

贮存器106”'可以包括隔膜112”'，其被构造成被刺穿以允许在贮存器106”'内的流体连通。贮存器106”'可以包括在内部腔室2904内的隔膜腔室2913。隔膜腔室2913可以围绕内部腔室2904内的隔膜112”'，以使得刺穿隔膜112”'提供了与隔膜腔室2913的流体连通。贮存器106”'图示地包括在内部腔室2904内的内部排泄管2914。内部排泄管2914在一端处联接到隔膜腔室2913并且在相反端处开放至内部腔室2904。以此方式，由于在内部腔室2904内长期植入而导致的随时间蓄积的液体可以经由内部排泄管2914被排出。内部排泄管2914的相反端可以在一个位置处开放至内部腔室2904以便在已经植入流体贮存器106”'的患者坐着、站立或躺下时有助于液体排出。内部排泄管2914的相反端可以内部腔室2904中位于内部腔室2904中的液体蓄积空腔2916处。液体蓄积空腔2916被定位在内部腔室2904内以便将液体保持在贮存器106”'以易于排放。

贮存器106”'可以包括在内部腔室2904内的通气管2918。通气管2918与管道104”'的近端(例如，经由管道连接件2905)流体连通。通气管2918具有被构造成被定位成远离内部腔室2904内(例如，液体蓄积空腔2916内)的液体蓄积的开口。以此方式，随着气体响应于心动周期期间的压力变化而经由通气管2918进出贮存器到管道104”'中，蓄积在内部腔室2904内的液体不会随着气体移动或者最小化地随着气体移动离开贮存器。

贮存器106”'的外壳2902的外表面可以包括被构造成接收管道104”'的凹槽2920。凹槽2920可以位于围绕外壳2902的外周。凹槽2920允许管道104”'至少部分地围绕贮存器106”'缠绕并被固定到贮存器106”'。贮存器106”'可以包括在外壳2902中的一个或更多个缝合线孔眼2922。例如，缝合线孔眼2922可以邻近凹槽2920。缝合线孔眼2922被设计成接收缝合线以便将管道固定到贮存器。

图29C是贮存器106”'的侧视图。

图30A-30F示出了可以被用于这里描述的装置中的来自图1C和图1D的贮存器106”。贮存器106”与贮存器106”'类似地构造，只不过贮存器106”具有更圆形的轮廓，其中隔膜112”位于主要主体3006上更居中的位置。如图30A所示，贮存器106”的外壳3002的外表面可以包括被构造成接收管道104”的凹槽3020。凹槽3020可以位于围绕外壳3002的周边。凹槽3020允许管道104”至少部分地围绕贮存器106”缠绕并被固定到贮存器106”。贮存器106”可以包括在外壳3002中的一个或更多个缝合线孔眼3022。例如，缝合线孔眼3022可以邻近凹槽3020，并且可以跨坐在凹槽3020上。缝合线孔眼3022被设计成接收缝合线以便将管道固定到贮存器。以此方式，第一缝合线孔眼3022可以在凹槽3020的一侧上并且第二缝合线孔眼3022可以在凹槽3020的另一侧上，以使得缝合线穿过第一缝合线孔眼，围绕管道的外表面，并穿过第二缝合线孔眼以便将管道固定到贮存器。

如图30B和图30C所示，外壳3002可以由主要主体3006和可移除主体3008(或者可移除头部)构成，该可移除主体3008被构造成与主要主体3006分离。主要主体3006是流体密封的，以使得内部腔室3004内的流体仅经由管道104”(或者当被刺穿时经由隔膜112”)离开贮存器106”。如所示，管道104”'可以在头部连接件3009处进入可移除主体3008，该头部连接件2909围绕管道104”'的一部分以保护管道104”'的进入贮存器106”'的部分并为管道104”'提供应变消除。头部连接件3009也可以将管道104”引导到如下所述的贮存器的凹槽中且/或有助于保持贮存器106”的形状以减少压力点。头部连接件3009优选地由柔性/软材料(例如硅树脂)形成。

图30D和图30E示出了贮存器106”内可能包括的内部部件。贮存器106”由外壳3002形成，该外壳3002限定被构造成保持流体的内部腔室3004。流体(优选地气体混合物)被设计成响应于植入球囊的血管内的压力变化而经由管道连接件3005(如图30E最佳所示)流入和流出贮存器106”。管道连接件3005允许管道104”(仅部分示出)被可释放地联接到贮存器106”。贮存器106”也可以包括在主要主体3006和可移除主体3008之间延伸的垫圈3010以有助于在主体之间的联接。垫圈3010也可以有助于保持贮存器106”的形状以减少压力点。

在优选实施例中，主要主体3006和可移除主体3008由刚性材料(例如钛)形成，而头部连接件3009和/或垫圈3010由柔性材料(例如硅树脂)形成。头部连接件3009和垫圈3010可以由相同材料一体地形成。如所示，当可移除主体3008被附接到主要主体3006时，一些或全部管道连接件3005可以被设置于可移除主体3008内。从外壳3002的主要主体3006移除管道连接件3005为贮存器提供了更好的管道联接并且允许将系绳丝线的近侧区域适当地放置在内部腔室3004内。例如，系绳丝线可以被设置在位于内部腔室3004内的系绳丝线通道3019内。优选地，系绳丝线通道3019的一端被联接到管道连接件3005，而系绳通道3019的相反端沿着内部腔室3004的外边缘定位。

图30E示出了移除可移除主体3008和头部连接件3009的主要主体3006。管道连接件3005可以包括合适的结构以允许在管道104”和贮存器106”之间的联接，例如接头、螺纹、肋、筒夹或类似物。图示性地，管道连接件3005包括在外管3012内的内管3011。管道104”的近端被插入外管3012内且在内管3011上。内管3011具有管腔来提供至贮存器106”的主要主体3006(例如，至贮存器的通气管3018)中的流体路径。管道连接件3005可以可移除地联接到贮存器106”的主要主体3006。例如，如图30F所示，贮存器106”可以具有螺纹部分3015(例如，母螺纹)并且管道连接件3005可以具有螺纹部分(例如，具有公螺纹的螺母3007，或者反之亦可)以用于联接。O型环3017可以被定位成邻近螺母3007和螺纹部分3015以形成密封。此外，管道连接件3005包括第二小螺母3003，管道经由外管3012被附接到该第二小螺母3003。如图30A-图30E所示，贮存器106”可以包括隔膜112”，其被构造成被刺穿以允许在贮存器106”内的流体连通。类似于贮存器106”'，贮存器106”可以包括隔膜腔室、内部排泄管和液体蓄积空腔，为了简明在此进行省略。

如图30F所示，贮存器106”可以包括在内部腔室3004内的通气管3018。通气管3018与管道104”的近端(例如，经由管道连接件3005)流体连通。通气管3018具有被构造成被定位成远离内部腔室3004内的液体蓄积的开口。以此方式，随着气体响应于心动周期期间的压力变化而经由通气管3018进出贮存器到管道104”中，蓄积在内部腔室3004内的液体不会随着气体移动或者最小化地随着气体移动离开贮存器。

图31A-图31F示出了被构造成与在图16A-图28中所述系统一起使用的贮存器106””，其不需要系绳丝线。因此，贮存器106””可以针对管道连接件和头部连接件具有更少的焊接、更小的切口。此外，贮存器106””可以是3D打印的，而不是被机加工的，并且因此头部连接件可以经由夹子3103被联接到贮存器，而不是经由螺纹螺钉附接，如下文更具体描述的。

如图31A所示，贮存器106””的外壳3102的外表面可以包括被构造成接收管道104””的凹槽3120。凹槽3120可以位于围绕外壳3102的周边。凹槽3120允许管道104””至少部分地围绕贮存器106””缠绕并被固定到贮存器106””。贮存器106””可以包括在外壳3102中的一个或更多个缝合线孔眼3122。例如，缝合线孔眼3122可以邻近凹槽3120，并且可以跨坐在凹槽3120上。缝合线孔眼3122被设计成接收缝合线以便将管道固定到贮存器。以此方式，第一缝合线孔眼3122可以在凹槽3120的一侧上且第二缝合线孔眼3122可以在凹槽3120的另一侧上，以使得缝合线穿过第一缝合线孔眼，围绕管道的外表面，并穿过第二缝合线孔眼以便将管道固定到贮存器。

如图31A-图31C所示，外壳3102可以由主要主体3106和可移除主体3108(或者可移除头部)构成，该可移除主体3108被构造成经由夹子3103与主要主体3106分离。主要主体3106是流体密封的，以使得内部腔室3104内的流体仅经由管道104””(或者当被刺穿时经由隔膜112””)离开贮存器106””。如所示，管道104””可以在头部连接件3109处进入可移除主体3108，该头部连接件3109围绕管道104””的一部分以保护管道104””的进入贮存器106””的部分并为管道104””提供应变消除。头部连接件3109也可以将管道104””引导到如下所述的贮存器的凹槽中且/或有助于保持贮存器106””的形状以减少压力点。头部连接件3109优选地由柔性/软材料(例如硅树脂)形成。

图31D和图31E示出了贮存器106””内可能包括的内部部件。贮存器106””由外壳3102形成，该外壳3102限定被构造成保持流体的内部腔室3104。流体(优选地气体混合物)被设计成响应于植入球囊的血管内的压力变化而经由管道连接件3105(如图31F最佳所示)流入和流出贮存器106””。管道连接件3105允许管道104””(仅部分示出)被可释放地联接到贮存器106””。类似于贮存器106”，贮存器106””可以包括垫圈，为了简明在此进行省略。

在优选实施例中，主要主体3106和可移除主体3108由刚性材料(例如钛)形成，而头部连接件3109可以由柔性材料(例如硅树脂)形成。如所示，当可移除主体3108被附接到主要主体3106时，一些或全部管道连接件3105可以被设置于可移除主体3108内。从外壳3002的主要主体3106移除管道连接件3105提供了至贮存器更好的管道联接。

如图31A-图31E所示，贮存器106””可以包括隔膜112””，其被构造成被刺穿以允许在贮存器106””内的流体连通。类似于贮存器106”，贮存器106””可以包括隔膜腔室、内部排泄管和液体蓄积空腔，为了简明在此进行省略。图31E示出了移除可移除主体3108和头部连接件3109的主要主体3106。可移除主体3108包括连接固位特征3119以维持在可移除主体3108和主要主体3106之间的可靠连接。如图31F所示，贮存器106””可以具有母连接特征3115，并且管道连接件3105可以具有公连接特征3107以进行联接。而且，贮存器106””可以包括O型环3117，其可以是径向密封件。如图31F所示，O型环3117可以被定位在主要主体3106内。这种构造允许“不可裂口型”引入器。

如图31F进一步所示，贮存器106””可以包括在内部腔室3104内的通气管3118。通气管3118与管道104””的近端(例如，经由管道连接件3105)流体连通。通气管3118具有被构造成被定位成远离内部腔室3104内的液体蓄积的开口。以此方式，随着气体响应于心动周期期间的压力变化而经由通气管3118进出贮存器到管道104””中，蓄积在内部腔室3104内的液体不会随着气体移动或者最小化地随着气体移动离开贮存器。

图32示出了可以在急性设定(例如在医院护理(例如在ICU)时使用几小时或几天(例如最多30或60天))中使用的系统3200的示例性部件。系统3200包括顺应性构件3202和管道3204，其中每个均类似于上文所述相应部件被构造。系统3200具有被构造成保持在患者体外的贮存器3206。此外，在这个所示示例中，系统3200不包括锚定件。系统3200进一步可以包括嵌入式压力线以实时测量血液动力学。如所示，系统3200包括远侧压力线，其向远侧延伸到顺应性构件3202并且被构造成测量顺应性构件3202远侧的体腔(例如，肺动脉)内的压力。系统3200进一步包括近侧压力线，其延伸到位于顺应性构件3202的近侧的管道3204中的窗口并且被构造成测量顺应性构件3202近侧的体腔(例如，肺动脉)内的压力。压力线可以延伸通过管道3204内的一个或更多个管腔。感测的参数可以被输送到数据获取系统并且以授予Vollmers的美国专利号8,876,850中所述的方式被使用。压力线可以是可商购的装置，例如St.Jude Medical的PressureWire Aeris。管道3204也被设计成经由管道内的管腔接收导丝。管道3204也具有一个或更多个气体管腔，其被连接到顺应性构件3202内的气体传递端口，以便气体能够经由管道3204在顺应性构件3202和贮存器3206之间流动。以此方式，顺应性构件3202响应于体腔内的压力变化而在扩展状态和塌缩状态之间转变，以提供有益效果，如上所述。

虽然上文描述了本发明的各种说明性实施例，但本领域技术人员将清楚，在不脱离本发明的情况下，可以对其进行各种改变和改进。所附权利要求旨在涵盖落入本发明的真实范围内的所有此类改变和改进。