CN110891522A - 体腔中的流动调节 - Google Patents

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Abstract

本文描述的装置和方法包括可植入体腔流体流动调节器，其包括由间隙与下游流动减速器隔开的上游流动加速器。间隙是从分支内腔将附加流体夹带到从上游流动加速器流向下游流动减速器的流体流动的路径。

Description

体腔中的流动调节
相关申请的交叉参考
本申请要求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，这两个申请中的每个的全部内容通过引用并入本文。
技术领域
本发明总体上涉及用于更改体腔中的流动的装置和方法，诸如用于在从其他内腔分支的内腔处产生压差和/或夹带流体以用于增强或调节流体流动以治疗不同的失调或疾病的装置和方法。
背景技术
心力衰竭是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任一种的患者易于体内积液增加。当心输出量相对较低并且身体变得充血时，就会发生充血性心力衰竭(CHF)。CHF有许多可能的潜在原因，包括心肌梗塞、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更改相关联。尽管这些补偿性神经激素机制在正常生理情况下为心脏提供了宝贵的支持，但它们在CHF的发生和随后进展中也具有重要作用。例如，身体减少CHF血流的主要补偿机制中的一种是增加肾脏保留的盐和水的量。保留盐和水而不是将其***到尿液中，增加血流中的血液量并有助于维持血压。然而，较大量的血液也会拉伸心肌，扩大心腔，尤其是心室。经过一定量的拉伸，心脏的收缩会减弱，并且心力衰竭会恶化。另一种补偿机制是动脉***的血管收缩。这种机制，相似于保留盐和水，会升高血压以帮助维持足够的灌注。
肾小球滤过率(GFR)，即肾脏滤过血液的速率，通常用于量化肾功能，并从而量化患者的肾病程度。肾功能正常的个体的GFR至少为90mL/min，没有肾脏损害的迹象。肾病的进展通过下降的GFR指示，其中GFR低于15mL/min通常指示患者患有晚期肾病(ESRD)，这是肾脏完全无法去除废物或浓缩尿液。
心血管问题，诸如但不限于血流动不足或慢性高血压，可导致肾脏中的流体滞留、慢性肾病、GFR降低、肾衰竭或甚至ESRD。例如，高血压被认为是第二大最普遍的肾衰竭原因(仅次于糖尿病)。据估计，高血压会引起肾病损害并降低GFR。
因此，期望提供改善血液流动以预防疾病，改善身体功能和/或治疗将从经调节体液流动中受益的状况的设备和方法。例如，期望治疗心力衰竭、治疗高血压、预防肾病、改善肾脏功能和/或防止血凝块通过脉管***流到身体的敏感部分诸如大脑，以便预防中风。
发明内容
本发明试图提供用于更改体腔中的流动的装置和方法，如下文中更详细地描述。例如，提供了用于在从其他内腔分支的内腔处产生压差和/或流体夹带，用于增强或调节流体流动以治疗不同的失调或疾病的装置和方法。
本发明的装置和方法具有许多应用。例如，该装置可用于降低压力并改善流动，从而改善狭窄体腔中的流动。它也可以用于主动脉弓以降低大脑中的收缩压峰值或将栓子转移到身体的其他部分(例如腿部)，并从而降低中风的风险。该装置还可以安装在分叉中(例如，在头臂血管中)，以降低峰值压力梯度或以很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液中具有特殊的应用。根据一个实施例，该装置被配置为安装在肾动脉中的一个附近或下静脉腔中肾静脉分支附近或肾静脉中的一个中。
当安装在下腔静脉或肾静脉中时，该装置可以(由于伯努利效应或其他因素)在下腔静脉或肾静脉中产生具有增加的血流速度和降低的压力的区域。以这种方式，可以将血液从肾脏抽至肾静脉，然后抽至下腔静脉，从而改善肾脏功能并减少对肾脏的坏死性损害。
当安装在肾静脉中或附近时，本发明的装置可以通过改善净滤过压力来改善肾功能，净滤过压力是肾小球毛细血管血压–(血浆-胶体渗透压+鲍曼胶囊静水压)，例如55mmHg–(30mm Hg+15mm Hg)＝10mm Hg。因此，本发明的装置和方法提供了对现有疗法的改善，诸如利尿剂(尽管除了利尿剂外还可以使用本发明)、血管紧张素转化酶抑制剂(ACEI)和血管紧张素受体阻滞剂(ARB)，其对肾脏功能可能有有害作用。当与诸如利尿剂的当前治疗模式结合使用时，预期本发明的装置和方法将改善对利尿剂的反应并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他流体因素而导致的能量损失较小的情况下，可以实现明显更大的血流增加。来自肾脏的这种流动转移几乎没有能量损失以增加血流，有望治疗诸如心力衰竭和/或高血压的病症。
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。如果仅在流路中放置一个上游喷嘴，则由于流动的突然膨胀，在喷嘴下游会产生显著的能量损失。然而，通过使用下游流动减速器(诸如扩散器)，可以显著减少能量损失。这带来了另一个优点：由于能量损失显著减少，因此流入间隙中的额外流动会有效地添加到来自上游流动加速器的流动。
另外，当与下游流动减速器一起使用时，期望本发明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与下游流动减速器的入口之间的距离应小于预定长度，以减小出口与入口之间的间隙处的压力。
当安装在肾动脉中时，该装置可以降低施加到肾脏的压力。不受任何理论的束缚，高血压可能会损坏肾脏中的血管和过滤器，从而难以从体内清除废物。通过降低肾动脉中的压力，过滤率改善。尽管可能会降低灌注压力，但由于整体肾脏功能更为有效，因此过滤率会提高。
注意，本发明的流体流动调节器可以调节流体流动，而无需来自诸如风扇、电动机等的外部能量源的任何输入，并且没有任何移动零件。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内腔流动转移到另一不同的内腔流动。
根据本发明的一方面，提供了一种可植入装置，用于更改流经与(多个)分支腔(例如，(多个)肾静脉)耦合的体腔(例如，下腔静脉)的流体流动)。可植入装置包括被配置为植入体腔内的流动调节器。流动调节器优选地具有由间隙与下游部件隔开的上游部件。流动调节器可以形成为单个单元(例如，由单个框架形成)或多个单元。上游部件具有入口、出口和优选地从入口朝向出口会聚的横截面流动区域。下游部件具有进口、离口和优选地从进口朝向离口发散的横截面流动区域。间隙定义了与分支内腔连通的路径，
流动调节器优选地使通过上游部件的流体流动朝向下游部件加速，以在间隙附近生成低压区域，并在流体流动进入下游部件的进口中时将另外的流体夹带到流体流动中。
上游部件的出口优选地与下游部件的进口间隔开适当的距离，以增加(多个)分支腔内的流动，同时使压力损失最小。例如，从出口到进口的距离可以小于15mm。
根据一方面，上游部件出口处的横截面流动面积小于下游部件进口处的横截面流动面积。上游部件的出口可以定位在分支内腔首先与体腔相交的位置的下游。间隙可以从分支内腔首先与体腔相交的位置开始向下游延伸。上游部件和下游部件可以共享与体腔的流动轴线共线的流动轴线。上游部件的出口可以定位在下游部件的进口的下游。
在一个示例中，上游部件经由限定间隙的流体流动结构耦合到下游部件。上游部件、下游部件和流体流动结构可以由单个框架形成。流体流动结构可以从上游部件和下游部件向外延伸，使得流体流动结构接触体腔的内壁。流体流动结构与上游部件和/或下游部件之间的接合处可具有弯曲形状，诸如S形曲线形状。
根据一方面，下游部件的长度大于上游部件的长度。上游部件的平均会聚角可能大于下游部件的平均发散角。上游部件可以包括使经过上游部件的流体流动加速的喷嘴，并且下游部件可以包括扩散器，该扩散器使具有经过下游部件的被夹带的附加流体的流体流动减速。
流动调节器可以由金属框架形成。金属框架可以在上游部件和下游部件处涂覆有生物相容性材料。在一个示例中，上游和下游部件之间的金属框架的未涂覆部分限定了间隙，该间隙允许来自(多个)分支内腔的流体夹带流过流动调节器的流体流动。
根据另一方面，提供了一种用于更改通过耦合到分支管腔的体腔的流体流动的方法。该方法可以包括将流动调节器植入体腔内，该流动调节器包括通过间隙与下游部件隔开的上游部件，该上游部件被植入第一体腔部分中并且具有入口、出口和从入口朝向出口会聚的横截面流动面积，下游部件被植入第二体腔部分中，并且具有进口、离口和从进口朝向离口发散的横截面流动面积。间隙可以定位在分支内腔与体腔相交的位置，并且出口可以定位在分支内腔首先与体腔相交的位置的下游。该方法可以包括使经过上游部件朝向下游部件的流体流动加速，以在间隙附近生成低压区域，并在流体流动进入下游部件的进口中时将附加流体夹带到流体流动中。
将流动调节器植入体腔内可包括将上游部件植入在下腔静脉中，使得入口位于(多个)肾静脉的分支的上游，并且下游部件植入在下腔静脉中，使得离口位于(多个)肾静脉的分支的下游，其中间隙位于(多个)肾静脉的分支处，从而将血液从(多个)肾静脉抽入到下腔静脉并改善肾脏功能。从(多个)肾静脉向下腔静脉抽血以改善肾脏功能可进一步减少治疗心力衰竭的过量流体。
流动调节器可以调节流体流动，而无需来自外部能量源的任何输入。流动调节器可调节流体流动而无需任何移动零件。
因此，根据本发明的实施例，提供了一种***，其包括体腔流体流动调节器，该调节器包括通过间隙与下游流动减速器隔开的上游流动加速器，其中该间隙是用从上游流动加速器流向下游流动减速器的流体夹带附加流体的路径。
间隙可以位于流体流动结构中，该流体流动结构限定用于路径的边界，以夹带附加流体流动向下游流动减速器。上游流动加速器可具有在下游方向上会聚的流动横截面。下游流动减速器可具有在下游方向上发散的流动横截面。流体流动结构可以包括一个或多个导管，这些导管与从上游流动加速器到下游流动减速器的流动方向不共线。上游流动加速器和下游流动减速器可以共享公共的共线流动轴线。流体流动结构可以或可以不将上游流动加速器连接到下游流动减速器。流体流动结构可以在远离流体流动结构的中心轴线的方向上向外发散。流体流动结构与上游流动加速器和下游流动减速器中的至少一个之间的接合处可以是弯曲的。
根据本发明的实施例，提供了一种用于更改通过体腔的流体流动的方法，该方法包括将流体流动调节器安装在身体中，该流体流动调节器包括上游流动加速器，该上游流动加速器通过间隙与下游流动减速器隔开，上游流动加速器安装在第一体腔部分中，下游流动减速器安装在第二体腔部分中，并且间隙定位在相对于第一体腔部分和第二体腔部分倾斜的分支腔中，其中当流体从上游流动加速器流向下游流动减速器时，附加的流体被夹带到间隙中并被添加到从上游流动加速器流向下游流动减速器的流体中。
在一种方法中，将流体流动调节器安装在肾动脉附近，以通过降低肾灌注压力来改善肾脏功能。
在一种方法中，将流体流动调节器安装在分叉附近以将栓子从分叉中转移出去。
在一种方法中，将流体流动调节器安装在主动脉弓中以减小峰值收缩压。
附图说明
将从以下详细描述结合附图更完整地理解和认识本发明，在附图中：
图1是根据本发明的非限制性实施例构造和操作的流体流动调节器的示意图；
图2是根据本发明的另一个非限制性实施例构造和操作的流体流动调节器的侧视剖视图；
图3A-19是根据本发明的非限制性实施例的本发明的不同流体流动调节器的示意图，其中一些被示出安装在各种体腔中；
图20和21是根据本发明的原理构造的例示性流加速器的侧视图；
图22是根据本发明的另一个非限制性实施例的流体流动调节器的示意图，并且包括泵(下游或上游)；
图23是根据本发明的非限制性实施例的安装在动脉瘤中的流体流动调节器的示意图；
图24是根据本发明的另一个非限制性实施例的流体流动调节器的示意图，其中上游流动加速器的出口喷嘴进入下游流动减速器的口部；
图25是根据本发明的另一个非限制性实施例的流体流动调节器的示意图，其具有上游流动加速器，该上游流动加速器的一部分不与下游流动减速器成直线，而是相对于其倾斜并且可以安装在分支内腔中；
图26是根据本发明的另一个非限制性实施例的与流体流动调节器一起使用的内腔支撑构件的示意图；
图27是根据本发明的另一个非限制性实施例的流体流动调节器的示意图，其中上游流动加速器和/或下游流动减速器可能不会密封在体腔的内部轮廓上；
图28是根据本发明的另一个非限制性实施例的上游流动加速器和下游流动减速器之间的不对称过渡的示意图；
图29A和图29B是上游流动加速器或下游流动减速器的视图，其形状根据本发明的另一个非限制性实施例是可改变的，其中，图29B是沿图29中的线B-B截取的剖视图29A；
图30-34是根据本发明的非限制性实施例的流体流动调节器的示意图，以输送和收回类型的配置示出；以及
图35-37E是用于确定根据本发明构造的流动调节器的优选配置的台架测试的结果。
具体实施方式
本文提供了用于更改体腔中的流动的装置和方法。例如，可以提供用于在从其他内腔分支的内腔处产生压差和/或流体夹带的装置和方法，用于增强或调节流体流动以治疗不同的失调或疾病。
现在参考图1，其示出了根据本发明的非限制性实施例构造和操作的流动调节器10。
流动调节器10包括由间隙14与下游部件16隔开的上游部件12。间隙14是将附加流体转移或夹带到从上游部件12流向下游部件14的流体流动中的路径。如下文将解释的，上游部件12和下游部件16在间隙14附近产生较低压力区域，其优选地将流体夹带到流过间隙14的流体流中。流体夹带是通过剪切引起的湍流进行的流体输送。根据本发明的原理，这种夹带可以帮助将血液或其他体液输送到区域或从区域输送出，从而促进器官的更好功能(例如，从(多个)肾静脉到下腔静脉以促进(多个)肾脏的更好功能，从而治疗失调和/或疾病，诸如心力衰竭)。
上游部件12具有入口13和出口15，并且优选地具有沿上游部件12的部分或全部长度在下游方向(由箭头17指示)上会聚的横截面流动面积，诸如但不限于到喷嘴。以这种方式，上游部件12起到加速通过上游部件12的流体流动的作用。下游部件16具有进口21和离口23，并且优选地具有在下游方向上沿着下游部件16的一部分或全部长度发散的横截面流动面积，诸如但不限于扩散器。以这种方式，下游部件16起到使通过下游部件16的流体流动减速的作用。选择出口15和进口21之间的距离以在间隙14附近生成低压区域，同时使压力损失最小并且减小在(多个)分支管腔处对流体流动的阻力，例如肾血流。例如，如下面的数据所述，距离过大会产生显著的压力损失，而压力损失实际上会在错误的方向上在分支内腔中发送流动。申请人已经发现，使用出口15和进口21之间的最大距离(例如，在肾静脉处使用时小于25mm，并且更优选地小于15mm)将在相对较低压力损失的情况下改善(多个)分支血管中的流速。间隙14还允许流动调节器10在流体流进入下游部件16的进口21时将另外的流体夹带到流体流中。
PCT专利申请WO 2016/128983和WO 2018/029688以及美国临时申请号62/586,258和62/630,406，描述了若干种会聚和发散结构，其可用于产生根据这里描述的原理的流动调节器10，并且它们中的每个的公开内容通过引用整体并入本文。其他非限制性的会聚和发散结构在图2-34中示出。本发明可以用不同种类的会聚和发散结构来实施，诸如但不限于斯特拉特福斜面喷嘴(例如，其中通过喷嘴的流动处于分离的边缘，这使扩散器具有最佳的长度效率比)、德拉瓦尔喷嘴(例如，不对称的沙漏形)、可变横截面积的喷嘴和文丘里管、倾斜喷嘴和文丘里管等。发散部分的中心轴线可以与会聚部分的中心轴线成直线或从其偏离。
间隙14可以位于流体流动结构18中，该流体流动结构18限定了用于转移或夹带额外的流体以流动到向下游部件16的路径的边界。流体流动结构18可以包括一个或多个与从上游部件12到下游部件16的流动方向(箭头17指示)不共线的导管。例如，流体流动结构18的导管可以垂直于流动方向，或者可以倾斜一定角度，例如30°角、45°角或任何其他合适的配置。
在图1的实施例中，上游部件12和下游部件16共享公共的共线流动轴线19。但是，本发明不限于这种构造，并且上游部件12可以相对于下游部件16倾斜。上游部件12和下游部件16可沿着连续的弯曲路径放置。
流体流动结构18可以或可以不将上游部件12连接到下游部件16。例如，如果流体流动结构18采用导管，则流体流动结构18优选地将上游部件12连接到下游部件16。然而，如图1所示的流体流动结构18可以不是导管，而是两个不彼此连接的壁。在此示例中，流体流动结构18不将上游部件12连接到下游部件16。
上游部件12、下游部件16和流体流动结构18可以被构造为具有已知的医学上安全的材料，诸如不锈钢或镍钛合金的移植物、支架(涂覆的或未涂覆的)、支架移植物(涂覆的或未涂覆的)、导管等。上游部件12、下游部件16和流体流动结构18中的任一个的外轮廓可以相对于体腔的内壁密封(诸如通过抵靠其膨胀)，或者替代地可以不密封，这取决于具体应用。
流动调节器10的大小和形状设置为植入体腔中。流动调节器10可以是可压缩的以进行递送(例如，在递送鞘内经皮递送)，并且可以在部署时膨胀(例如，在从递送鞘的末端或可扩张的球囊暴露时自膨胀)。流动调节器10可以以顺行或逆行的方式***体腔中，并且可以以顺行或逆行的方式被移除。流动调节器可以用作几个小时/天后要移除的急性装置，也可以用作长期永久性装置或可以在长期植入后/取回的装置。当用作急性装置时，在整个短期植入过程中，流动调节器10可保持耦合到递送/取回装置，例如，鞘和/或线/轴，以便于装置的递送和取回。流动调节器10可以在体腔内是可压缩的，以允许冲洗在流动调节器10附近产生的任何停滞的流动区域。例如，流动调节器10的直径可以在体腔内部分或完全减小以允许血液流过停滞的流动区域。优选地，一旦膨胀，流动调节器10的大小被设置成为接触体腔的内壁，以将流动调节器10锚固在适当位置。流动调节器10优选地由一个或多个框架形成并且可以涂覆有一种或多种生物相容性材料。例如，(多个)框架可以由(多种)金属(例如，形状记忆金属)或合金或它们的组合(例如，由不锈钢或镍钛合金或钴铬制成的支架)形成。对于一些应用，(多个)框架可以以编织支架的方式形成。在多于一个框架的情况下，可以通过诸如焊接的适当技术将框架结合在一起。例如，上游部件12和下游部件16可以由共同的框架或可以在植入之前结合的两个框架形成。流动调节器10可以至少部分地涂覆有生物相容性的覆盖材料(尽管它们也可以用作裸金属、未涂覆支架)。生物相容性材料可以是织物和/或聚合物，诸如膨体聚四氟乙烯(ePTFE)、机织、针织和/或编织聚酯、聚氨酯、DACRON(聚对苯二甲酸乙二酯)、硅树脂、聚碳酸酯氨基甲酸乙酯，或来自马、牛或猪源的心包组织。生物相容性涂层在施加到框架时可能会妨碍或阻碍流体流动。结合和涂覆过程的顺序可以是涂覆之前结合或结合之前涂覆。生物相容性材料可以经由缝合、喷涂、包封、静电纺丝、浸塑和/或不同的技术耦合到(多个)框架。
在优选的实施例中，生物相容性材料是流体不可渗透的。但是，对于一些应用，表面不必是不可渗透的，而是具有足够低的渗透率，以基本上防止任何血液经由除由流动调节器10的内表面限定的流动通道以外的任何流动路径流过体腔的纵向部分。对于一些应用，表面中的每个的单位长度渗透率均小于0.25微米(即在0和0.25微米之间)，其中单位长度渗透率是基于根据达西定律的以下公式定义的：k/Δx＝Vμ/Δp，其中k是渗透率，Δx是长度(以米为单位)，V是平均速度(以米/秒为单位)，μ是流体粘度(以帕斯卡-秒为单位)，并且ΔP是压力差(以帕斯卡为单位)。
尽管本发明不受任何理论限制，但是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)：
Figure BDA0002364007740000101
P＝压力
ρ＝密度
V＝速度
1＝入口处的条件(上游部件12)
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
ELOSS＝能量损失
例如，如果在上游部件12处于下腔静脉中的情况下将流动调节器10安装在肾脏附近，则V1和A1分别是下腔静脉处的肾脏速度和流动面积。
间隙处的流速(V2)被设计为实现所需的压力降低。例如但不限于，以每秒0.5米的速度和3倍的面积比，可以实现～6-8mmHg的吸力。在安装在肾脏附近的情况下，可以通过改善肾脏灌注压力来改善肾脏功能。
在另一个示例中，流动调节器10可以安装在分支附近，以从分支中转移栓子。在另一示例中，流动调节器10可以安装在主动脉弓中以减小峰值收缩压。
现在参考图2，其示出了流动调节器10的另一种版本，其中相同的元件由相同的数字表示。在该版本中，流体流动结构18包括中心部分20，该中心部分可以是圆柱形的，其将上游部件12连接到下游部件16。流体流动结构18从上游部件12的出口15和下游部件16的进口21向外延伸，使得流体流动结构18的大小设置为接触体腔的内壁。中心部分20可以形成有一个或多个孔22，以限定用于与分支内腔流体连通的间隙14，使得来自一个或多个分支内腔的额外流体流入间隙14中，并被添加到从上游部件12流向下游部件16的流体。
注意，流体流动结构18与上游部件12和/或下游部件16之间的接合处24是弯曲的。这可以帮助简化流动，并防止产生可能对压力或流动特性产生不利影响的局部湍流或涡流。还应注意，流体流动结构18可以在远离流体流动结构18的中心轴线28的方向上向外发散(标号26)。取决于应用，这种发散可以用于产生不同的流动影响。发散还使得上游部件12和下游部件16移动靠近彼此。例如，流体流动结构18与上游部件12和下游部件16之间的接合处24可以是S形的，以使出口15移近进口21，以最小化流体调节器10的这些部分之间的距离。
如图2最佳所示，流体调节器10由框架25形成并涂覆有生物相容性材料27。框架25和生物相容性材料27的潜在材料如上所述。在图2中，流体调节器10由限定上游部件12、间隙14和下游部件16的一个框架形成。上游部件12涂覆有生物相容性材料27，以限定穿过上游部件12的流体流动通道，使得流动通过体腔的流体进入入口13，加速通过上游部件12的会聚部分，并离开出口15进入流体调节器10的具有间隙14的部分中。在间隙14处，存在由上游部件12和下游部件16的形状形成的低压区域。此外，来自间隙12处的(多个)分支内腔的另外的流体被夹带到从出口15流到进口21的流体流中。下游部件16还被生物相容性材料27涂覆以限定通过下游部件16的流体流动通道，使得来自出口12的流体流与通过间隙14的附加流体一起进入进口21，通过下游部件16的发散部分减速，并从离口23退出回到体腔中。在此示例中，间隙14由框架25的未涂覆部分产生。
上游部件12可以具有固定区域29，其大小设置为用于将上游部件12锚定在体腔内。固定区域29的大小设置为接触体腔的内壁，并且优选地具有的直径的大小等于或略大于体腔的直径。固定区域29可具有恒定的直径，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可以具有固定区域30，其大小设置为用于将下游部件16锚定在体腔的另一部分内。固定区域30的大小设置为接触体腔的所述另一部分的内壁，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。固定区域30可以具有恒定的直径，其长度适合于将下游部件16锚定在体腔中。优选地，固定区域29和30被配置为将流体调节器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，并且不围绕固定区域29或固定区域30流动。在图2中，流体流动结构18具有与固定区域29和30相同的直径，其可以在将间隙14定位在身体内腔与(多个)分支内腔之间的相交处的同时，紧邻(多个)分支内腔的近侧和远侧增强锚定。以这种方式，流体流动结构18在固定区域29和30之间形成一个或多个附加固定区域(例示性地，两个附加固定区域)。如图所示，流体流动结构18的被生物相容性材料27涂覆的部分(在限定间隙14的未涂覆框架25的相反侧上)用作固定/密封区域。在体腔中流动的流体可以在固定区域29和流体流动结构18的上游部分之间被捕获在上游部件12的外表面与体腔壁之间。此外，或者替代地，在体腔中流动的流体可以在固定区域30和流体流动结构18的下游部分之间被捕获在下游部件16的外表面与体腔壁之间。
现在参考图3A，示出了根据优选实施例的示例性流动调节器，其具有描绘流动调节器10的尺寸的符号。关于图3提供的尺寸是针对以下实施例的，其中流动调节器10被配置用于植入在下腔静脉中，使得上游部件12的入口13在(多个)肾静脉的分支的上游，并且下游部件16在下腔静脉中，使得离口23在(多个)肾静脉的分支的下游，并且间隙14在(多个)肾静脉的分支处。d1是上游部件12的出口15的直径。d1被选择成针对给定的装置阻力产生喷射速度。在慢性情况下，d1可以在4-8mm的范围内。在急性情况下，d1优选在3-7mm的范围内。d2是处于部署、膨胀状态的入口13的直径，并且可以在12-40mm的范围内。l1是固定区域29的长度，并且可以在5-30mm的范围内。l2是上游部件12的总长度，并且可以在15至60毫米的范围内。x是从上游部件12的出口15到下游部件的进口21的距离。对于x，从出口15到进口21的最小距离将为下游部件16提供更好的性能，但是由于从(多个)肾静脉到下游部件16的流动阻力更大，因此肾脏流动会降低。距离x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善的肾流速。
如下所示，距离x可以为负，因为上游部件12的出口15可以定位在下游部件16的进口21的下游。a是从上游部件12的出口15到分支管腔例如右肾静脉的中心线的距离，并且可以在-25-25mm的范围内。L1是固定区域30的长度，并且可以在5-30mm的范围内。L2是下游部件16的总长度。L2优选大于l2，因为发散的形状产生比会聚的形状高得多的压力损失。L2:l2的比例可以为1:1至3:1。D1是下游部件16的进口21处的直径，并且优选地大于d1。因此，上游部件12的出口15处的横截面流动面积小于下游部件16的进口21处的横截面流动面积。D1被选择成接收从出口15喷射的所有流体。D1:d1的比可以是1:1到2:1。另外，对于较大的距离x，D1应该更大，以确保接收到从上游部件12喷射的流体。D2是处于部署、膨胀状态的离口23的直径，并且可以在12-40mm的范围内。α是下游部件16中的平均发散角，并且可以在5度至30度的范围内。优选地，如图所示，下游部件16中的发散角小于上游部件12中的发散角。这种结构有望防止压力损失。此外，下游部件16的进口21(更靠近肾静脉)附近区域的变化应缓慢——任何额外的压力损失将降低下腔静脉流速，并从而降低装置的有效性。下游部件16中的发散角可以沿着下游部件16的长度是恒定的或者是变化的。当发散角沿着长度变化时(例如，如图2所示)，发散角优选地与进口21相邻地最小(例如，在5-30度的范围内)。优选的是，与进口21相邻的横截面流动面积的缓慢变化，因为随着横截面流动面积的增加，流体速度降低，因此压力损失。因此，发散角在进口21处最小，在进口21处，流体流动在下游部件16内处于最大速度。
图3A的流体调节器10可以由限定上游部件12、间隙14和下游部件16的一个框架形成。在该示例中，上游部件12和下游部件16均涂覆有生物相容性材料，而间隙14由框架的未涂覆部分创建。
图3B示出了在肾静脉处植入到下腔静脉中的图3A的流动调节器10。上游部件12位于下腔静脉中，使得入口13位于左肾静脉和右肾静脉分支的上游，并且下游部件16位于下腔静脉中，使得离口23位于肾静脉分支的下游。尽管右肾静脉和左肾静脉通常沿着下腔静脉处于不同的高度，但间隙14通常定位在肾静脉分支(或用于其他适应症时的其他分支腔)附近。例如，间隙14可以从肾静脉首先与下腔静脉相交的位置开始，如图所示。另外，如图所示，间隙14可完全设置在肾静脉和下腔静脉之间的交点内。如图所示，上游部件12的出口15可以位于肾静脉首先与下腔静脉相交的位置的下游。因此，血液仅在入口13和间隙14处进入流体调节器10，该间隙在分支内腔首先与主内腔相交的位置的下游。如图所示，下游部件16的进口21可以定位在肾静脉与下腔静脉端部的相交的位置的上游。流动调节器10在间隙14处产生减小的压力并增加血液流向间隙14的速度。夹带也可以帮助将血液从肾脏输送到间隙14。以这种方式，本发明可以将血液从肾脏抽到肾静脉，并然后抽到下腔静脉，从而改善肾脏功能，减少对肾脏的坏死性损伤，和/或治疗心力衰竭。
现在参考图4-29B，其示出了根据本发明的非限制性实施例的本发明的不同的流动调节器。再次，相同的元件由相同的数字表示。
在图4中，流动调节器10与图3A的流体调节器类似地构造，不过图4的流动调节器10包括一个或多个开口31以防止停滞的流动区域。进入流体调节器10的流体从开口31流出并进入体腔中。开口31用作流体的闪蒸流动通道，并且可以围绕流体调节器10的整个圆周或者是端口。上游部件12或下游部件16或两者(如图所示)可包括一个或多个开口31。如图所示，开口31可在上游部件12的会聚部分上和/或下游部件16的发散部分上。当利用开口31时，它们优选地至少在下游部件16上，因为下游部件16优选地比上游部件12更长，使得下游部件16更倾向于较大的停滞流动区。
图5是具有用作闪蒸流动通道的多个开口31的流体调节器10的剖视图。
图6示出了流体调节器10，其中上游部件12的出口15定位在下游部件16的进口21的下游。在此示例中，距离x为负，并且D1大于d1，例如，至少大1mm。如图所示，出口15和进口21都可以位于(多个)分支内腔和体腔的相交处的下游。
图7示出了用于相对于上游部件12的出口15的距离x选择下游部件16的进口处的直径D1，以便接收从出口15喷射的所有流体的方式。如图所示，对于较大的距离x，D1较大以确保接收从上游部件12喷射的流体。
图8示出了类似于图2和图3A的流体流动调节器10构造的流体调节器10，尽管间隙14是沿着从上游部件12的出口15径向向外延伸的部分。间隙14沿着流体流动结构18和出口15之间的弯曲部分(例如S形)形成。该弯曲部分允许下游部件16靠近(多个)分支内腔。另外，为了简化和附加的锚固支撑，流体流动结构18位于(多个)分支内腔和体腔之间的相交处的下游。流体调节器10可以由共同的框架(例如，单个支架设计)形成，这有助于控制出口15和进口21之间的距离x。单个结构也促进同轴定向，特别是对于偏心的上游和下游部件。
图9示出了与图8的流动调节器10类似地构造的流动调节器10，不过下游部件16包括弯曲部分32(例如S形)，该弯曲部分径向向外延伸以接触体腔的内壁。下游部件16中下游的第二弯曲部分提供了进一步的径向力以增强在体腔内的锚固，并且还为给定的长度提供了更长的扩散器。流动调节器10还可包括(多个)附加间隙，以便不阻塞从其他分支血管流出的流体，诸如在下游部件16的下游端处的间隙33。
现在参考图10和图11，它们示出了具有间隙14的流动调节器10，间隙14相对于上游部件12和下游部件16不对称地定位。换句话说，间隙14并未沿着在上游部件12和下游部件16之间的主血管的轴线定位，而是相反地偏向上游部件12和下游部件16中的一个。
取决于应用，图10和11的左侧结构可以是上游方向或下游方向；因此，左侧结构标记为12或16，并且右侧结构标记为16或12。
图12示出了取决于流动方向的上游部件12或下游部件16的构造。该结构包括会聚成相对窄的部分36的相对宽的部分35。相对窄的部分36延伸到用作密封部分的发散部分37中。
图13示出了取决于流动方向的上游部件12或下游部件16的另一种构造。会聚部分38的结构包括在相反方向上向后弯曲的表面。
图14A和图14B示出了上游部件12或下游部件16的另一种构造。在这种构造中，第一支架构件39可以安装成具有会聚和发散部分(图14A)，并且然后第二支架构件40可以安装在第一支架构件39上方以限定最终的会聚和发散形状。在没有附加支架构件的情况下，图14A也可以按原样使用。注意，第一支架构件不必接触第二支架构件(扩散支架)，并且可以短于附图中所示的支架构件。
图15示出了替代设计，其中上游部件12由多个离散物体41构成，诸如但不限于球体、气球、杆等，它们逐渐增大大小以产生会聚效果。类似地，下游部件16可以由多个离散物体41构造，诸如但不限于球体、气球、杆等，其逐渐减小大小以产生发散效果。离散的物体41可以可选地被膜42覆盖以提供光滑的流动表面。
图16示出了安装在体腔43中的图2的流动调节器10，使得间隙14位于分叉44处。
图17示出了安装在体腔43中的流动调节器10的另一实施例，使得间隙14位于分叉44处。在该实施例中，流体流动结构18包括在分叉44中部署的延伸部46。可以使用装置底部处的支架移植物(在图17的意义上；当然，它可以位于“底部”之外的不同位置)中的开口，以代替套筒状的延伸部46。替代地，可以在顶部和底部都使用开口，或者可以在顶部和底部使用开口或任何其他组合。
图18示出了安装在主动脉弓中的实施例中的一个的流动调节器，使得间隙14位于颈动脉的分叉处。该安装可用于降低峰值压力梯度或将栓子从颈动脉转移开，而压力损失很小。
图19示出了安装在肾脏附近的流动调节器。例如，上游部件12可以安装在肾静脉分支下方(上游)的下腔静脉中，并且下游部件16可以安装在肾静脉分支上方(下游)的下腔静脉中。间隙14位于肾静脉分支处。流动调节器10在间隙14附近产生减压区域并增加间隙14处的血流速度。夹带也可以帮助将血液从肾脏抽入间隙中。以这种方式，本发明可以将血液从肾脏抽到肾静脉，并然后抽到下腔静脉，从而改善肾脏功能并减少对肾脏的坏死性损害。
现在参考图20，其示出了取决于流动方向的上游部件或下游部件的另一种构造。该结构包括外部支架90和内部支架92。外部支架90可以是圆柱形的。内部支架92可以包括会聚成相对窄的部分94的相对宽的部分93。相对窄的部分94以非常小的能量损失延伸到稍微发散的部分95中。两个支架可以结合在一起(诸如但不限于通过焊接或其他合适的技术)，并且至少部分地涂覆有涂层96(尽管它们也可以用作裸金属、未涂覆的支架)。接合和涂覆过程的顺序可以是涂覆之前接合或接合之前涂覆。
现在参考图21，其示出了图20的实施例的另一个版本。在该版本中，外部支架90较短，使得涂层96涂覆在外部支架90的端部上。
现在参考图22，其示出了根据本发明的另一个非限制性实施例的流动调节器100。流动调节器100包括泵102，例如但不限于轴流泵、离心泵、增压泵、斩波泵等。泵102可以通过支架固定在适当的位置，或者可以耦合到上游部件12或下游部件16的一部分。取决于特定应用，泵102可以位于下游或上游。例如，泵102可以用于增加血液流动和过滤。
本发明的实施例中的任一个可用于转移栓子或其他碎屑，因此不需要使用额外的过滤装置。一个示例是在颈动脉或其附近使用上游部件或下游部件转移栓子或其他碎屑。
现在参考图23，其示出了安装在动脉瘤101中的流动调节器10(或本发明的任何其他流动调节器)。流动调节器通过血管安装并降低动脉瘤部位的压力，以便帮助防止动脉瘤增大或破裂，并可能减小动脉瘤的大小。即使没有密封动脉瘤，流动调节器也能工作。
如果在动脉瘤部位处或附近有一个或多个侧分支内腔，则该装置降低压力，但也允许血液流到侧分支。这与现有技术的圆形支架移植物相反，后者不利地阻塞了侧分支。如果没有侧分支，则该装置仅降低压力而不会增加血流动。
过滤器可以可选地与流动调节器一起使用，以防止栓子碎屑从动脉瘤流到其他血管。
现在参考图24，其示出了根据本发明的另一个非限制性实施例的流动调节器110。流动调节器110包括具有出口113的上游部件112和具有上游发散口进口117的下游部件116。出口113进入进口117并且该区域用作间隙114。出口113可以与支撑件115耦合到下游部件116的一部分，例如，以便使得出口113相对于进口117居中。替代地，可以使用单独的支架结构(不阻碍流动)支撑出口113。
下游部件116中的笔直部分可帮助在流动扩散之前使流动变直，并减少从扩散器壁的流动分离，从而减少压力损失。
图24示出了安装在肾脏应用中的流动调节器110的一个示例。在该示例中，上游部件112可被安装在肾静脉分支上游的下腔静脉中，并且下游部件116可被安装在肾静脉分支下游的下腔静脉中。出口113也在肾静脉分支的下游。类似于图19的实施例，流动调节器110在间隙114中的出口113处产生减小的压力，这增加了从肾静脉到间隙的血流速度。
现在参考图25，其示出了根据本发明的另一个非限制性实施例的流动调节器120。流动调节器120包括具有出口123的上游部件122和下游部件126。上游部件122具有第一部分128，其不与下游部件126成直线，而是相对于其倾斜并且可以安装在分支内腔中，如图15所示，出口123可指向下游部件126的入口的中心。出口123可与支撑件125耦合到下游部件126的一部分，例如以使喷嘴相对于入口居中。替代地，可以使用单独的支架结构(其不阻碍流动)支撑出口123。
现在参考图26，其示出了根据本发明的另一个非限制性实施例的安装有流动调节器10的内腔支撑构件130。内腔支撑构件130可以是支架主体，其在减压期间帮助支撑体腔免于向内塌陷。
现在参考图27，其示出了在实施例中的任一个中，上游部件12和/或下游部件16可能不会密封在体腔的内部轮廓上，而是可能与体腔的内部轮廓间隔开。例如，这种布置防止阻塞来自侧分支73的流动。尽管这可能产生压力损失，但是与仅使用喷嘴相比，它仍然降低了压力，并且其可以改善流出体腔的流动，例如改善流出静脉的流动。
现在参考图28，其示出了上游部件12到下游部件16之间的过渡(间隙14的区域)可以偏离体腔的中心线C-C。在这样的实施例中，上游部件12到下游部件16之间的过渡相对于体腔的中心线是不对称的。例如，如果只有一个侧分支，则这会是有利的——不对称性将有利于来自侧分支的流动；如果有两个侧分支，则不对称将有利于来自侧分支中的一个的流动。
现在参考图29A和图29B，其示出了上游部件或下游部件80，它们的形状根据本发明的另一个非限制性实施例是可改变的。上游部件和下游部件80可以组合以形成喷嘴/扩散器配置，在喷嘴/扩散器构造之间具有间隙，这与贯穿本公开描述的配置类似。
加速器或减速器80可以包括一个或多个可膨胀构件，诸如通过中间构件85耦合的端面82和84，诸如但不限于可膨胀气球或气囊，它们可以通过引入流体到可膨胀构件82和84(连接到合适的流体源，诸如水、盐水、空气等)中或从其中抽出流体而膨胀或收缩。中间构件85可以是覆盖材料和/或可以是预成型的(例如，圆柱形，如支架)，从而在可膨胀部件82和/或84上产生径向力，以产生更好的密封。改变可膨胀部件82和84的大小会改变通过该装置的流动特性。例如，可改变装置发散或会聚多少。可膨胀构件82和84可以由纵向构件86连接，该纵向构件86也可以是可膨胀的并且因此大小可以改变，诸如长度或厚度可以改变。
该装置可以在收缩状态下被部署，并然后就地膨胀。在上游部件和下游部件被组合成一个装置的示例中，可以与导管中的共同内腔同时或单独地使用多腔导管对各个可膨胀构件进行膨胀/收缩。患者达到稳定状况后，可以根据需要对装置进行收缩或膨胀以适应不断改变的状况。该装置可以收缩以便从身体中取出。可以将流体储存器与装置一起植入，以用于安装到体内之后为装置膨胀。如上面针对其他实施例所描述的，该装置可以紧靠体腔的内壁保持或可以与它们分离。
如上所述，流动调节器10的大小和形状被设置为植入体腔中。流动调节器10可以是可压缩的以进行递送(例如，在递送鞘内经皮递送)，并且一旦部署则扩张(例如，在从递送鞘或可扩张的球囊的远端暴露时自扩张)。
现在参考图30，根据本发明的另一个非限制性实施例，流动调节器10被示为处于鞘150内的压缩的递送配置。流动调节器10可以耦合到过渡部分152和/或丝线154，以利于递送到体腔和从体腔取回。过渡部分152例示性地具有非同心圆锥形状以促进压缩到鞘150中，并且耦合到上游部分12，尽管过渡部分152可以耦合到下游部分16。丝线154耦合到过渡部分。
图31A和图31B示出了处于鞘150外部的扩张、部署配置的流动调节器10。当流动调节器10暴露超过鞘150的远端时，流动调节器10可以转变为扩张、部署配置。例如，在鞘150中可抵靠固定塞向近侧拉动鞘150以在体腔内的目标位置(例如，肾静脉与下腔静脉相交的位置)处拔出流动调节器10。
流动调节器10可以从体腔(例如下腔静脉)取出。例如，鞘可以穿在丝线154上，并且丝线154可以固定在适当的位置(例如，丝线近端的离体固定)。然后，将鞘推向过渡部分152以压缩鞘内的流动调节器10。然后将流动调节器10和鞘从患者身上移除。
现在参考图32，示出了根据本发明的另一个非限制性实施例的流动调节器10。流动调节器10类似于图3A的流动调节器10，尽管图32的流动调节器10进一步包括取回机构160。取回机构160可以如图所示耦合到上游部件12的近端。以这种方式，取回装置例如钩166可以耦合到取回机构160，以将取回机构拉向鞘164，以将流动调节器10压缩到鞘164中以进行取回。例如，取回机构160可以被配置为像圈套器，其中多个臂耦合到上游部件12的端部并且在上游部件12内的流径的中心附近耦合在一起。流动部件10可以植入有其上耦合的取回机构160，或在取回过程期间，取回机构160可以耦合到流动调节器10。图32中的流动调节器10在流动调节器的相对端处还包括取回机构162，例如，该取回机构162耦合到下游部件16的端部。取回机构162以与取回机构160相同的方式工作。使用两个取回机构在流动调节器10由编织结构形成时可以特别有帮助，因为结构的直径随着编织物的延长而减小。取回机构160和/或162也可以用于部分取回。例如，可以在远离间隙14的(多个)方向上(同时或不同时)拉动取回机构160和/162，以部分或完全减小体腔内的流动调节器10的直径。这样的减小将允许冲洗邻近流动调节器10而产生的任何停滞的流动区域。然后，流动调节器10可以被完全移除，重新定位在体腔内并扩张，或在体腔内的先前部署位置中扩张。
图33A和图33B示出了钩166，其在鞘164内处于压缩状态并且在鞘164外处于扩展状态下耦合到收回机构160。
现在参考图34，示出了根据本发明的另一个非限制性实施例的流动调节器10。流动调节器10类似于图3A的流动调节器10，尽管图34的流动调节器10还包括环172。在该图示中，框架168由多个肋形成并且限定了上游部件12和下游部件16。框架168可以由诸如形状记忆金属的形状记忆材料形成。框架168在上游部件12和下游部件16处涂覆有生物相容性材料170，以限定流动通道，并且之间的框架168的未涂覆部分限定间隙14。环172围绕框架168的一部分设置并将设置在框架168中的部分保持在压缩配置。例如，在图34中向下的部署状态下，环172围绕流体调节器的部分设置在上游部件12和下游部件16之间，以使框架168在上游部件12处形成会聚的横截面流动区域并在下游部件16处形成发散的横截面流动面积。环172被配置为沿框架168移动以将设置在环172内的框架168的部分从扩张状态转变成收缩状态。轴174可以耦合到环172，使得轴174的移动使环172沿着框架168移动。
流动调节器10可在鞘内以压缩状态输送到体腔内的目标位置。一旦适当地定位，流动调节器10就从鞘暴露出来(例如，通过在将流动调节器10保持在适当位置的同时向近侧拉动鞘)，并且流动调节器10自扩张成部署的配置。流动调节器10可以被部分取回(例如，被压缩以允许清洗)和/或通过向近侧移动环172(例如，通过向近侧拉动轴174)来完全取回，以将上游部件12或下游部件16压缩到适合于***在鞘内的直径。流动调节器10的其余部分然后可以在鞘内被压缩并且经由鞘从身体移除。
图35示出了用于确定根据本发明构造的流动调节器的最佳配置的台架测试。在台架测试中，将流动调节器放置在主腔中(以模拟下腔静脉)，以使间隙定位在分支内腔(以模拟肾静脉)。台架模型在主分支中利用恒定的稳定流动，并连接到溢流槽以维持恒定的生理压力。使用水作为流体，并使用血液类似物验证趋势。将具有受控阻力的侧分支管连接到提升的水箱(以模拟肾脏过滤压力)。侧分支中的阻力以一定速率固定，以产生具有正常净过滤压力的正常肾血流。结果，当肾浴至主腔之间的压力梯度较小时，流体流动为低。
三个压力传感器(在图35中示为P1、P2和P3)连接到模拟的IVC(在侧分支的上游、在侧分支和在侧分支的下游)。磁流动传感器用于测量IVC流动。肾脏流动通过带有经由rs232的计算机接口的数字重量秤进行测量。因此，可以测量质量流速(或流速，因为可以计算密度)，而不会产生额外的压力损失。
图36是示出一个代表性IVC流速(每分钟2升(L/min))的结果的图表。该图示出了对于图37A-37E中所示的各种配置，以mL/min为单位的肾脏流动相对于以mmHg为单位的压差。数据点200用于基于本文所述的流动调节器原理的喷嘴和扩散器配置(在图37E中示出)。在此示例中，上游喷嘴的出口内径为5mm，并且下游扩散器的入口内径为5.5mm。如图36所示，此配置的肾脏流动最高，并且下表示出该喷嘴和扩散器配置产生的压力损失比所有其他配置都少得多。数据点202用于单喷嘴配置(在图37B中示出)。在喷嘴和扩散器配置中，将相同的上游喷嘴用作上游喷嘴。如图36所示，肾脏流动低于喷嘴/扩散器配置，但高于其他配置，并且下表中示出的11mmHg压力损失明显大于喷嘴和扩散器配置的压力损失。数据点204用于基线，这意味着不使用装置(在图37A中示出)。如图36所示，仅基于本发明原理的喷嘴和扩散器配置明显优于基线。数据点206用于相同方向上的两个喷嘴(如图37C所示)。如图36所示，肾脏流动实际上是负的，这将沿错误的方向在肾静脉中发送血流。此外，下表确认了22mmHg的压力损失为高。使用与上述相同的上游喷嘴，并且下游喷嘴的出口内径为5mm。数据点208、210和212用于相反方向上的两个喷嘴，上游喷嘴的出口和下游喷嘴的入口之间的距离分别为35mm(在图37D中示出)、12mm和4mm。使用与上述相同的上游喷嘴，并且下游喷嘴的入口内径为5mm。对于距离为35mm的数据点208，类似于数据点206，肾脏流动实际上是负的，这将在错误的方向上在肾静脉中发送血流。此外，下表确认了22mmHg的压力损失为高。对于数据点210和212，肾脏流动约为基线或比基线差，并且压力损失高至14mmHg。
配置 压力损失[mmHg]
喷嘴和扩散器 5
喷嘴 11
2喷嘴相同方向 22
2喷嘴相反方向距离-35mm 22
2喷嘴相反方向距离-12mm 14
2喷嘴相反方向距离-4mm 14
因此，申请人已经发现，在上游部件的出口与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善(多个)分支血管中的流速。距离过大会造成明显的压力损失，实际上会导致在错误的方向上在(多个)肾静脉中发送血流。另外，下游部件的其他结构特性以低压力损失改善了肾脏流动，诸如下游部件进口处的内径大于上游部件出口处的内径，下游部件的发散区域的长度大于上游部件的会聚区域的长度，和/或下游部件的平均发散角小于上游部件的平均会聚角。
尽管上面描述了本发明的优选例示性实施例，但是对本领域技术人员显而易见的是，在不脱离本发明的情况下可以在其中进行各种改变和修改。所附权利要求书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 (24)

1.一种用于更改通过体腔的流体流动的可植入装置，所述体腔耦合到分支内腔，所述可植入装置包括：
被配置为被植入所述体腔内的流动调节器，所述流动调节器包括上游部件，所述上游部件通过间隙与下游部件隔开，所述上游部件具有入口、出口和从所述入口向所述出口会聚的横截面流动面积，所述下游部件具有进口、离口和从所述进口向所述离口发散的横截面流动面积，所述上游部件的所述出口与所述下游部件的所述进口之间的距离小于15mm，其中所述间隙限定与所述分支内腔连通的路径，
其中所述流动调节器被配置为使经过所述上游部件朝向所述下游部件的流体流加速，以在所述间隙附近生成低压区域，并随着所述流体流进入所述下游部件的所述进口中，将附加流体夹带到所述流体流中。
2.根据权利要求1所述的可植入装置，其中所述上游部件的所述出口处的所述横截面流动面积小于所述下游部件的所述进口处的所述横截面流动面积。
3.根据权利要求1所述的可植入装置，其中所述上游部件的所述出口定位在所述分支内腔首先与所述体腔相交的位置的下游。
4.根据权利要求1所述的可植入装置，其中所述间隙开始于所述分支内腔首先与所述体腔相交的位置的下游。
5.根据权利要求1所述的可植入装置，其中所述上游部件和所述下游部件与所述体腔的流动轴线共享公共的共线流动轴线。
6.根据权利要求1所述的可植入装置，其中所述上游部件的所述出口定位在所述下游部件的所述进口的下游。
7.根据权利要求1所述的可植入装置，其中所述上游部件经由限定所述间隙的流体流动结构与所述下游部件耦合，
其中所述上游部件、所述下游部件和所述流体流动结构由单个框架形成。
8.根据权利要求7所述的可植入装置，其中所述流体流动结构从所述上游部件和所述下游部件向外延伸，使得所述流体流动结构接触所述体腔的内壁。
9.根据权利要求7所述的可植入装置，其中所述流体流动结构与所述上游部件或下游部件中的至少一个之间的接合处具有S形曲线形状。
10.根据权利要求1所述的可植入装置，其中所述下游部件的长度大于所述上游部件的长度。
11.根据权利要求1所述的可植入装置，其中所述上游部件的平均会聚角大于所述下游部件的平均发散角。
12.根据权利要求1所述的可植入装置，其中所述上游部件包括喷嘴，所述喷嘴使经过所述上游部件的所述流体流加速，并且所述下游部件包括扩散器，所述扩散器使经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。
13.一种用于更改通过体腔的流体流动的可植入装置，所述体腔耦合到分支内腔，所述可植入装置包括：
被配置为被植入所述体腔内的流动调节器，所述流动调节器包括上游部件，所述上游部件通过间隙与下游部件隔开，所述上游部件具有入口、出口和从所述入口向所述出口会聚的横截面流动面积，所述下游部件具有进口、离口和从所述进口向所述离口发散的横截面流动面积，所述出口处的所述横截面流动面积小于所述进口处的所述横截面流动面积，其中所述间隙限定与所述分支内腔连通的路径，
其中所述流动调节器被配置为使经过所述上游部件向所述下游部件的流体流加速，以在所述间隙附近生成低压区域，并且随着所述流体流进入所述下游部件的所述进口中，将附加流体夹带到所述流体流中。
14.根据权利要求13所述的可植入装置，所述上游部件的所述出口定位在所述分支内腔首先与所述体腔相交的位置的下游。
15.根据权利要求13所述的可植入装置，其中所述间隙开始于所述分支内腔首先与所述体腔相交的位置的下游。
16.根据权利要求13所述的可植入装置，其中所述上游部件的所述出口定位在所述下游部件的所述进口的下游。
17.根据权利要求13所述的可植入装置，其中所述上游部件经由限定所述间隙的流体流动结构与所述下游部件耦合。
18.根据权利要求13所述的可植入装置，其中所述流动调节器由金属框架形成。
19.根据权利要求18所述的可植入装置，其中所述金属框架在所述上游部件和所述下游部件处涂覆有生物相容性材料。
20.一种用于更改通过体腔的流体流动的方法，所述体腔耦合到分支内腔，所述方法包括：
将流动调节器植入体腔内，所述流动调节器包括上游部件，所述上游部件通过间隙与下游部件隔开，所述上游部件被植入第一体腔部分中并具有入口、出口和从所述入口向所述出口会聚的横截面流动面积，所述下游部件被植入第二体腔部分中并具有进口、离口和从所述进口向所述离口发散的横截面流动面积，并且所述间隙定位在所述分支内腔与所述体腔相交的位置处，并且所述出口定位在所述分支内腔首先与所述体腔相交的位置的下游；以及
使经过所述上游部件向所述下游部件的流体流加速，以在所述间隙附近生成低压区域，并且随着所述流体流进入所述下游部件的所述进口中，将附加流体夹带到所述流体流中。
21.根据权利要求20所述的方法，其中将所述流动调节器植入所述体腔内包括：将所述上游部件植入到下腔静脉中，使得所述入口位于肾静脉的分支的上游，并且所述下游部件在所述下腔静脉中，使得所述离口在所述肾静脉的所述分支的下游，其中所述间隙在所述肾静脉的所述分支处，从而将血液抽到所述肾静脉并改善肾功能。
22.根据权利要求21所述的方法，其中将所述血液抽至所述肾静脉以改善肾脏功能进一步减少过量流体以治疗心力衰竭。
23.根据权利要求20所述的方法，其中所述流动调节器在没有来自外部能量源的任何输入的情况下调节流体流动。
24.根据权利要求20所述的方法，其中所述流动调节器在没有任何移动零件的情况下调节流体流动。
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