用于选择性地封堵上腔静脉以治疗心脏病症的系统和方法

摘要

提供了通过至少部分地封堵通过上腔静脉的流持续跨越多个心搏周期的间隔来治疗病症比如心力衰竭和/或肺动脉高压的系统和方法。提供了具有封堵装置的导管，以及致动驱动机构以提供至少部分地封堵患者的上腔静脉的控制器，这降低了心脏充盈压力，并诱导了患者的Frank‑Starling曲线朝着健康的心脏功能性和提高的心脏性能的有利移位。该系统可以包括传感器以确定上腔静脉的封堵程度。封堵系统可用于减少心脏容积并促进心脏手术。封堵系统可用于在部署VAD期间和/或之后缓解超负荷的腔室。

说明书

相关申请的交叉引用

本申请要求2019年11月22日提交的美国临时申请序列号62/939,524的优先权，其全部内容通过引用并入本文。本申请还涉及2019年5月2日提交的美国专利申请序列号16/402,194(现为美国专利号10,842,975)，该申请是2016年7月6日提交的美国专利申请序列号15/203,437(现为美国专利号10,279,152)的继续申请，该继续申请是2015年8月17日提交的美国专利申请序列号14/828,429(现为美国专利号9,393,384)的继续申请，每一篇的全部内容均通过引用并入本文。本申请还涉及2018年10月23日提交的美国专利申请序列号16/168,357(现为美国专利号10,842,974)，该申请要求2018年3月13日提交的美国临时申请序列号62/642,569和2017年10月24日提交的美国临时申请序列号62/576,529的优先权，并且该申请还是2018年2月17日提交的美国专利申请序列号15/753,300(现为美国专利号10,758,715)的部分继续申请，该部分继续申请是2016年8月15日提交的PCT/US2016/047055的国家阶段申请，该国家阶段申请是2016年7月6日提交的美国专利申请序列号15/203,437(现为美国专利号10,279,152)的部分继续申请，该部分继续申请是2015年8月17日提交的美国专利申请序列号14/828,429(现为美国专利号9,393,384)的继续申请，每一篇的全部内容均通过引用并入本文。

技术领域

本公开内容涉及用于提高罹患心力衰竭的患者、包含射血分数下降的患者的心脏功能，以及用于治疗肺动脉高压和/或心肾综合征的方法和系统。

背景技术

心力衰竭是主要的全球死亡成因。心力衰竭通常导致多次长期的医院收治，尤其是在疾病晚期。若不进行心脏移植，此类患者的长期预后很不好，且医药方法仅仅是治标不治本。因此，几乎没有有效疗法来减缓或逆转这种疾病的发展。

心力衰竭可由多种引发事件中的任一种引起。心力衰竭可能因局部缺血性心脏病、高血压、瓣膜性心脏病、感染、遗传性心肌病、肺动脉高压而发生，或可能在包含怀孕等代谢应激的条件下发生。心力衰竭还可能在无明确原因的情况下发生——也称为特发性心肌病。术语心力衰竭包含左心室衰竭、右心室衰竭或双心室衰竭。

虽然心脏最初通常可以成功地对高血压或收缩组织缺失所致的增大的工作负荷作出响应，但随着时间推移，这种应激会引发补偿性的心肌细胞肥大和心室壁的重塑。具体地说，在初始的心脏损伤之后接下来的几个月里，心脏的受损部分通常会在心脏努力利用减小的肌肉量或较低收缩率(contractility)继续泵血时开始重塑。这继而通常导致心肌层的过度劳累，使得受损区域的心肌变得越来越薄、扩大且进一步超负荷。同时，受损心室的射血分数下降，从而导致在整个心搏周期中心输出量降低且室内平均压力和容积升高，这是心力衰竭的标志。毫不意外的是，一旦患者的心脏进入这种渐进地自我延续的螺旋式恶化，患者的生活质量会受到严重影响，且发病风险猛增。取决于多个因素，包含患者的先前身体状况、年龄、性别和生活方式，患者可能经历一次或多次医院收治，患者和社会医疗系统花销巨大，最终患者死于心跳骤停或多种副发病变中的任何一种，包含中风、肾衰竭、肝衰竭或肺动脉高压。

当前，没有基于装置的解决方案来特定针对前负荷的减小以限制心力衰竭的发展。医药方法可用作缓和手段来减轻心力衰竭的症状，但不存在医药途径来遏制或逆转心力衰竭。此外，现有医药方法在本质上是系统性的，并不解决重塑对心脏结构的局部影响。因此，提供用于治疗心力衰竭的可遏制且更优选地逆转产生与此疾病相关联的级联效应的心脏重塑作用的系统和方法将是合乎需要的。

申请人注意到，现有技术包含若干尝试来解决心力衰竭。在如本文所描述的申请人的发明之前，不存在可供用以治疗此疾病的有效商用装置。下文描述先前已知的用于治疗心力衰竭的各个方面的系统和方法的若干已知实例，但看起来无一例旨在或能够在不导致可能严重的副作用的情况下减小左心室舒张末期容积(“LVEDV”)、左心室舒张末期压力(“LVEDP”)、左心室舒张末期直径(“LVEDD”)、右心室舒张末期容积(“RVEDV”)或右心室舒张末期压力(“RVEDP”)。

举例来说，颁予索拉尔(Solar)的第4,546,759号美国专利描述设计成用于安置的三囊导管，使得远侧球囊间歇地封堵上腔静脉、近侧球囊间歇地封堵下腔静脉且中间球囊随着右心室收缩的发生而同步扩展，由此增强血液从右心室的射出。所述专利描述所述系统与正常心律同步膨大和缩小，且设计成减小右心室的负荷以准许右心室损伤或缺陷的痊愈。所述专利并未描述或暗示所提出的对进出右心室的流的调节将对LVEDV、LVEDD或LVEDP有影响，也未描述或暗示其可用以遏制或逆转急/慢性心力衰竭。

颁予吉尔凡(Gelfand)的第US 2006/0064059号美国专利公开案描述一种系统和方法，其旨在通过减小心脏壁中的应激来减小心肌梗塞面积和/或急性心肌梗塞之后的心肌重塑。所述专利中描述的系统包含具有近侧部分和远侧部分的导管，所述近侧部分具有被配置成用于安置在下腔静脉中的封堵球囊，所述远侧部分被配置成用于通过三尖瓣和肺动脉瓣安置到肺动脉中。所述专利申请描述，通过部分封堵下腔静脉，系统调节进入心室的血液量，且因此减小心室的负荷，从而准许更快痊愈和减小心肌梗塞的扩展。吉尔凡所描述的系统包含安装于导管上的传感器，所述传感器通过控制器读取以调整对进入心脏的血流的调节以及其它所测参数以处于预定限值内。所述专利申请并未描述或暗示所述系统可在心脏已经历在患者反复收治以解决充血性心力衰竭症状期间通常观测到的大面积重塑时用以治疗、遏制或逆转充血性心力衰竭。

颁予瑟丹诺(Cedeno)的第US 2010/0331876号美国专利公开案描述一种系统和方法，类似于吉尔凡所描述的设计，旨在通过调节穿过下腔静脉的静脉回血来治疗充血性心力衰竭。瑟丹诺所描述的系统描述，安置于下腔静脉中的固定容积球囊将限制下腔静脉(IVC)中的血流。封堵度随着脉管在吸气和呼气期间的扩张和收缩而变化，从而校正静脉回血。所述专利申请另外描述，心力衰竭症状在使用所要求的系统三个月内改善。尽管瑟丹诺所描述的系统和方法看似有前景，但申请人在自己的研究期间已发现此类系统存在多个潜在缺点。申请人在自己的研究期间已观测到，完全封堵下腔静脉不仅减小左心室容积，还会显著地减小左心室收缩压，从而减小系统性血压和心输出量。此外，完全的下腔静脉封堵可能增大肾静脉、肝静脉和肠系膜静脉内的静脉充血；静脉充血是充血性心力衰竭患者的肾衰竭主要成因。

涉及部分或全部封堵IVC以调节心脏充盈压力且改善心脏功能的方法存在若干主要限制。首先，必须通过股静脉或通过颈内静脉到达IVC。如果通过股静脉接近，那么将要求患者保持仰卧且不能够移动。如果通过颈静脉或锁骨下静脉接近，设备将必须横穿上腔静脉和右心房，由此需要心脏穿刺，这易于出现涉及右心房损伤、包含因心传导阻滞所致的室上性心动过速或心动过缓等心律不齐感应的潜在风险。其次，瑟丹诺和同事所描述的IVC方法依赖于若干高度可变的指标(尤其是在充血性心力衰竭的背景下)：1)IVC直径，在心力衰竭患者中IVC直径通常是扩张的；b)间歇性(完全或部分)IVC封堵可能因肾静脉压力增大而导致伤害，肾静脉压力增大会减小肾小球滤过率且恶化肾脏功能不全；c)对患者的呼吸能力的依赖性，心衰(HF)中通常严重损害呼吸能力(HF中的典型呼吸模式被称为潮式呼吸(Cheynes Stokes respiration)，其通过间歇性呼吸暂停时段而定义，其中IVC可能收缩且球囊将形成完全封堵，从而产生较低系统性血压和较高肾静脉压力)；d)如果要求长期心脏卸荷在心脏结构或功能方面有临床改善或有益改变，那么IVC封堵将是无效的，因为持续的IVC封堵将危害血压和肾脏功能。第三，瑟丹诺所定义的方法将需要取决于可能有很大变异的IVC大小的球囊定制。第四，患有心力衰竭的许多患者因深静脉血栓形成倾向增大而具有IVC过滤器，这将妨碍IVC疗法的广泛应用。

肺动脉高压(PH)也是全世界发病和死亡的主要原因。如上所述，虽然心力衰竭是肺动脉高压的常见原因，但是肺动脉高压也可能是由原发性肺部疾病引起的。如今，药物治疗可能会降低肺动脉高压患者的肺动脉收缩压(PASP)并改善症状和最终的生存率。然而，药物治疗存在缺点，比如成本和副作用。

鉴于先前已知的用于调节静脉回流以解决心力衰竭的系统和方法的前述缺点，期望的是提供用于治疗急性和慢性心力衰竭的减小与所述疾病相关联的副发病变的加重风险的系统和方法。

此外，期望提供用于治疗急性和慢性心力衰竭的遏制或逆转心脏重塑作用且对于慢性病和/或非卧床使用切实可行的系统和方法。

此外，期望提供用于治疗心力衰竭的准许罹患此病的患者拥有改善的生活质量的系统和方法，从而减小医院收治和住院时间长度的需要以及相关联的社会医疗网络负担。

还期望提供允许治疗肺动脉高压和心肾综合征的系统和方法。

另一个担忧是超负荷的心脏可能会经历重塑和变形的壁，并最终减少瓣膜接合。在没有适当的瓣膜接合的情况下，瓣膜将无法正确密封，并且血液可能会通过瓣膜流回，导致反流。反流可能导致呼吸短促、疲劳以及心跳加快和/或扑动。希望提供治疗反流的系统和方法。

超负荷的另一个问题是它使心脏手术(比如反流的矫正手术)复杂化。例如，夹子可用于耦合不再密封的瓣膜小叶。然而，如果心脏腔室的容积太大，则可能由于小叶相距太远而无法部署夹子。还希望提供减小心脏容积以执行心脏手术的系统。

已知在安装心室辅助装置(VAD)期间和/或之后也会发生超负荷。例如，在安装左心室辅助装置(LVAD)期间和/或之后，右心室可能会变得超负荷。右心室辅助装置(RVAD)可用于解决此问题。然而，这涉及安装和/或部署第二个心脏泵，导致并发症和感染的风险增加。还希望提供减小心脏腔室容积并安装VAD的系统。

发明内容

鉴于先前已知用于治疗心力衰竭的系统和方法的缺点，期望的是提供用于治疗急性和/或慢性心力衰竭的系统和方法，所述系统和方法可遏制且，更优选地，逆转产生与此疾病相关联的级联效应的心脏重塑作用。

此外，期望提供用于遏制或逆转罹患心力衰竭的患者的心脏重塑作用的对于非卧床和/或慢性病使用切实可行的系统和方法。

此外，期望提供用于治疗心力衰竭的系统和方法，所述系统和方法减小与所述疾病相关联的静脉充血等副发病变加重的风险，所述静脉充血导致肾肝并发症。

还期望提供用于治疗心力衰竭的系统和方法，所述系统和方法准许罹患此病的患者拥有改善的生活质量，同时会减小医院反复收治的需要以及相关联的社会医疗网络负担。

进一步期望提供用于治疗肺动脉高压的系统和方法，所述系统和方法准许罹患该疾病的患者具有改善的生活质量。此外，期望提供用于治疗心脏病发作、急性心力衰竭、慢性心力衰竭、保留射血分数的心力衰竭、右心衰竭、收缩性和限制性心肌病和心肾综合征(1-5型)的系统和方法。

本发明提供这些和其它优势，本公开提供系统和方法以用于调节在跨越若干心搏周期的间隔中穿过上腔静脉(“SVC”)的静脉回血到心脏，从而在不增加肾静脉压的情况下减小心室超负荷，并减小心脏前负荷和肺动脉压。根据本发明的原理，通过SVC的静脉调节可用于减小LVEDP、LVEDV、LVEDD、RVEDP和/或RVEDV，并且遏制或逆转心室心肌重塑。与直觉相反，申请人已在初步动物试验中观测到，SVC的间歇性部分封堵并不导致脑血流停滞或可观测的不利副作用。更重要的是，申请人的初步动物试验揭示，SVC的封堵引起RVEDP和LVEDP的显著降低，同时提高总心输出量且对左心室收缩压(“LVSP”)并无显著降低。因此，不同于前文公布的瑟丹诺专利申请中论述的方法，本发明提供对LVEDP、LVEDV、LVEDD、RVEDP和/或RVEDV的有益减小，对LVSP具有可忽略的影响，但提高心搏出量(心输出量)且降低导致增大的副发病变的静脉充血风险。本文所描述的系统和方法提供心脏充盈压力和功能的急性改善以有益于处于急性代偿失调性心力衰竭风险的患者。

将SVC血流(可选IVC血流)定为目标存在若干主要优势。首先，装置安置在SVC中避免了股静脉的使用且避免心脏穿刺。这允许开发一种用于急性或慢性疗法的可完全植入且甚至不必卧床的系统。其次，取决于所需的卸荷量值，SVC封堵可以是间歇性的或长期的。不同于IVC封堵，长期的SVC封堵会维持系统性血压且提高心输出量。这允许右心室和左心室两者的持续卸荷，从而允许有急性血流动力学益处和对心脏结构或功能的长期有益效应的可能性。第三，不同于IVC封堵，SVC封堵并不取决于患者呼吸。第四，通过开发由右房平均压或跨越封堵球囊的压力差驱动的SVC封堵内部调节器，可针对每个患者状况编程和个性化SVC装置。第五，通过将装置放置在SVC中，所述装置可与现有IVC过滤器一起用于患者。

根据本发明的另一方面，预期SVC在多个心搏周期中的部分或全部间歇性封堵准许心肌层痊愈，使得减小的心肌壁应激遏制或逆转作为心力衰竭发展症状的重塑。不希望受理论所束缚，申请人认为，SVC的间歇性封堵准许在实施数小时、数天、数周或数月的时段后，心脏从指示射血分数下降的心力衰竭的Starling曲线朝向具有更指示正常心脏功能的LVEDP和LVEDP的Starling曲线转变。因此，申请人的初步动物试验表明，本发明系统在使用数小时、数天、数周或3到6个月的数月时段后可以不仅遏制所述疾病典型的螺旋式恶化，还可使心脏能够恢复功能到足以让患者停止使用本发明的系统、医药治疗或这两者。

根据本公开内容的另一方面，提供一种包括导管和控制器的系统，所述导管具有被配置成用于安置在SVC中或在SVC上的限流元件，所述控制器用于控制对所述限流元件的致动。优选的是，控制器被编程以接收指示患者血流动力学状态的波动的输入且响应于所述输入而调节对限流元件的致动/失活(deactivation)。患者血流动力学状态的波动可能由患者的非卧床活动引起。控制器可在植入导管时进行编程以基于患者的静息心率而在预定次数的心搏周期或预定时间间隔里保持SVC的完全或部分封堵，且此预设周期数或时间间隔可由控制器响应于患者的心率输入而不断地调整。控制器可另外从传感器和/或电极接收指示所感测参数的信号，所述参数反映血流动力学状态，例如血液流动速率、血量、包含心脏充盈压力的压力，且控制器可响应于所感测的参数(一个或多个)而不断地调整预设周期数或时间间隔。

在一个优选实施方式中，导管被配置成血管内植入(例如，经由患者的左锁骨下静脉)，使得限流元件安置于SVC中恰在右心房近侧处。导管的近端可涂布或浸渍有抗菌剂，以使得能够延长导管的使用，并减小导管经皮穿过的部位处的感染风险。优选的是，控制器由电池供电，且包含准许控制器的致动机制以操作方式耦合到限流元件的快速连接耦合。在优选实施方式中，控制器足够小以使得其可由患者穿戴在肩膀附近的衣物装备(harness)中。相比于将患者制约于床或急性救治设备的先前已知系统，本发明的系统配置成使得患者可以不必卧床且可进行大部分日常活动，由此增强患者的生活质量且提高使用本发明系统的治疗过程的患者配合度。在一个实施方式中，控制器被配置成用于植入患者体内的合适位置处，例如锁骨下的皮下植入。在此类实施方式中，可植入式控制器被配置成用于与移动装置或系统专用装置等外部控制器双向通信。外部控制器可配置成例如通过每个控制器中的相应感应线圈来为可植入式控制器的电池充电，且可接收指示所感测的参数的数据，包含心率、血液流动速率、血量、包含心脏充盈压力的压力。一个或多个外部电源可与所述可植入式控制器电通信，且还可配置成向控制器提供电力以为可植入式控制器的电池充电。一个或多个外部电源可在所述一个或多个外部电源的电平低于阈值电平时产生警报。

在优选实施方式中，限流元件包括附着到导管远侧区的一个或多个非兼容或半兼容球囊，使得控制器通过周期性地使球囊膨大和缩小来致动球囊以选择性地完全或部分封堵SVC和/或奇静脉。例如，控制器可以被编程为间歇地致动限流元件以在多个心搏周期内至少部分地封堵SVC第一预定时间间隔和收缩第二预定时间间隔。第一预定时间间隔可以大于第二预定时间间隔至少五倍。例如，第一预定时间间隔可以是4-6分钟，而第二预定时间间隔是1-30秒。在可选实施方式中，限流元件可以包括能够例如通过连接到控制器的传动系统而在展开位置与收缩位置之间快速转变的膜覆盖保护件、篮笼或其它机械布置。在又进一步的实施方式中，限流元件可呈蝶阀或球阀形式，前提是限流元件在处于收缩或打开位置时不会在SVC中形成滞流区。在又进一步实施方式中，限流元件包括袖带，所述袖带配置为施加到SVC的外部，并且在膨大时通过缩窄或封堵SVC来操作。

本发明系统可包含安置在导管上以安置在静脉管或动脉管内以测量患者心率或血压的传感器。优选的是，传感器产生输出信号，所述输出信号用作控制器的输入以调整限流元件所形成的封堵的程度或定时。在另一个实施方式中，控制器可配置成通过患者的智能手机通过蓝牙等可用的无线标准耦合到第三方心率传感器或血压传感器，例如体育爱好者通常使用的那些，例如Fitbit。在此实施方式中，控制器的成本、大小和复杂性可通过将控制器与市售的第三方组件集成而减小。

根据本公开内容的另一方面，一种用于控制患者的血流的方法包括：将静脉封堵装置插入和导引到患者的腔静脉；将所述封堵装置耦合到患者体外穿戴或体内植入的控制器；以及间歇地启动所述静脉封堵装置，持续跨越多个心搏周期的间隔，使得历经若干分钟、小时、天、周或月的时段后，心肌层的重塑得以遏制或逆转。

根据本公开内容的另一方面，提供了一种与心室辅助装置(VAD)结合使用的系统，用以改善VAD的效率和功能性，并降低VAD不利影响的风险。该系统包括具有近端和远侧区的导管，该导管的尺寸和形状适于安置(例如，比如通过患者的锁骨下或颈静脉的血管内安置)，从而将远侧区设置在患者的上腔静脉(SVC)中。该系统还包括设置在导管的远侧区上的限流元件，例如SVC封堵球囊，该限流元件选择性地致动以至少部分地封堵SVC，和可操作地耦合到导管的控制器，用以间歇地致动该限流元件以至少部分地封堵SVC，持续跨越单个或多个心搏周期的间隔，从而减小心脏前负荷和肺动脉压以改善心脏性能。例如，控制器可以减小在间隔期间的心脏前负荷，这足以改善如通过以下至少一种衡量的心脏性能：减小的心脏充盈压力、增加的左心室松弛、增加的左心室容量(left ventricularcapacitance)、增加的左心室搏出量、增加的变松效应(lusitropy)、降低的左心室僵硬度或降低的心脏应变。

该系统进一步可以包括第一压力传感器，其设置在导管上限流元件的近侧，第一压力传感器输出第一压力信号，和第二压力传感器，其设置在导管上并且在限流元件的远侧，第二压力传感器输出第二压力信号，其中控制器生成对应于第一压力信号和第二压力信号之间的差的第一信号，第一信号指示限流元件的封堵程度。可选地，该系统可包括设置在导管上的压力开关，其具有第一管腔和第二管腔，第一管腔具有设置在限流元件的近侧的第一开口端，第二管腔具有设置在限流元件的第二开口端。压力开关可以配置为生成指示第一管腔和第二管腔之间的压力差的信号。控制器可以包括数据传输电路，该数据传输电路配置为接收信号并将信号通信到患者的计算装置以显示给患者。

控制器可以使用第一信号来确定何时致动限流元件以至少部分地封堵SVC和何时停止限流元件的致动。控制器也可以被编程为基于第一信号激活警报作为操作员的安全信号。此外，控制器可以被编程以通过计算装置的蜂窝通信能力向监测患者的临床医生发送警报状况。在一个实施方式中，控制器配置为用于植入患者内的合适位置处，例如，在锁骨下皮下地。

此外，控制器可以被编程为间歇地致动限流元件以在多个心搏周期内至少部分地封堵SVC第一预定时间间隔和收缩第二预定时间间隔。第一预定时间间隔可以大于第二预定时间间隔至少十倍。例如，第一预定时间间隔可以是4-6分钟，而第二预定时间间隔是1-10秒。控制器可以被编程以基于信号或基于患者的心率来修改第一预定时间间隔。

在一个优选的实施方式中，限流元件是可膨大的圆柱形球囊，可膨大的圆柱形球囊具有耦合到可膨大的圆柱形球囊的释放瓣膜(relief valve)，该释放瓣膜具有打开位置和关闭位置。释放瓣膜可以在30-60mmHg之间的预定压力下打开以允许流体流过SVC至患者的右心房。该系统进一步可以包括设置在导管上限流元件的近侧的奇静脉封堵球囊。奇静脉封堵球囊可以被选择性地致动以至少部分地封堵患者的奇静脉，并且奇静脉封堵球囊和SVC封堵球囊可以被独立地致动。另外，该系统允许VAD在较低速度下操作，以实现等于或大于在较高速度下仅VAD的血液动力学响应的血液动力学响应。

另外，该系统可以包括左心室辅助装置(LVAD)，LVAD包括具有近端和远侧区的导管，远侧区具有流入端和流出端，该导管的尺寸和形状适合通过患者的股动脉安置，使得将流入端设置在患者的左心室中和流出端设置在患者的主动脉中。LVAD还包括设置在导管的远侧区上的泵，例如叶轮泵，其中泵可以被选择性地致动以通过流入端泵送来自左心室的血液并经由流出端将血液排出到主动脉内；和可操作地耦合到LVAD的LVAD控制器以致动泵，以将来自左心室的血液泵送到主动脉，从而使左心室卸荷并增加冠状动脉和全身灌注。与LVAD控制器致动泵以将来自左心室的血液泵送到主动脉同时地，可操作地耦合到系统的导管的LVAD控制器可以调节限流元件的激活和失活以至少部分地封堵SVC。

可选地或附加地，该系统可以进一步包括右心室辅助装置(RVAD)，RVAD包括泵，例如叶轮泵，该泵可以被选择性地致动以通过RVAD的流入端泵送来自SVC的血液和经由RVAD的流出端将血液排出到肺动脉内。控制器还可以被可操作地耦合到RVAD以致动泵，以将来自SVC的血液泵送到肺动脉，从而使右心室卸荷。例如，与控制器致动泵以将来自SVC的血液泵送到肺动脉同时地，控制器可以致动限流元件以至少部分地封堵SVC。

在另一个优选的实施方式中，RVAD包括具有近端和远侧区的导管，该远侧区具有流入端和流出端，该导管的尺寸和形状适合通过患者的股静脉安置，从而将流出端设置在患者的肺动脉中和将流入端设置在患者的IVC中。RVAD还包括设置在导管的远侧区上的泵，例如叶轮泵，其中泵可以被选择性地致动以通过流入端泵送来自IVC的血液，和经由流出端将血液排出到肺动脉中；和可操作地耦合到RVAD的RVAD控制器以致动泵，以将来自IVC的血液泵送到肺动脉，从而使右心室卸荷。与RVAD控制器致动泵以将来自IVC的血液泵送到肺动脉同时地，可操作地耦合到系统的导管的RVAD控制器可以调节限流元件的激活和失活，以至少部分地封堵SVC。

该系统还可用于调节患者的心脏并执行心脏手术。该方法可涉及将包括限流元件的第一导管插入患者的上腔静脉(SVC)中，使得限流元件设置在SVC内，和致动SVC内的限流元件，从而至少部分地封堵SVC。可以在至少部分地封堵SVC之前、期间和/或之后在患者的心脏处执行心脏手术。限流元件可以在心脏手术之前或期间在SVC内停止和重新致动。限流元件的致动可以刺激迷走神经并增加患者的尿流量。

可以测量与患者心脏相关的参数以生成第一测量参数并且可以用于确定测量参数是否满足预定阈值。确定测量参数可以包括从设置在SVC内的第一传感器接收第一信号和从设置在SVC内的第二传感器接收第二信号。第一传感器可以是电极并且可以设置在导管上限流元件的近侧。第二传感器也可以是电极并且可以设置在导管上限流元件的远侧。如果确定测量参数满足预定阈值，则可以执行心脏手术。部分和/或完全SVC封堵有助于使心脏更容易经历成功的心脏手术。心脏手术可以是与SVC部分/封堵不同的手术，比如使用可商购系统的心脏假体(例如，假体瓣膜、反流减少装置、夹子、环、心室辅助装置(VAD)等)的植入和/或使用经皮冠状动脉介入治疗(PCI)或冠状动脉旁路移植术(CABG)的冠状动脉血运重建。

如果第一测量参数被确定为不满足预定阈值，则可以改变致动参数并且可以进一步测量第二参数。可以测量第二参数以生成第二测量参数并且可以用于确定第二测量参数是否满足预定阈值。如果确定第二测量参数满足预定阈值，则可以执行心脏手术。

该系统还可以包括通过下静脉导管(IVC)将第二导管插入心脏，该第二导管可以适于执行心脏手术。第二导管可沿第一导管的至少一部分设置在第一导管内。

此外，该系统可用于减少患者心脏的容积超负荷。例如，可以将包括限流元件(例如，球囊)的导管插入患者的上腔静脉(SVC)中，使得限流元件设置在SVC内。左心室辅助装置(LVAD)也可以植入患者的左心室处。限流元件可以在SVC内被致动，从而在LVAD的植入期间或之后至少部分地封堵SVC。在植入LVAD之后，限流元件随后可以缩小一段设定的时间。限流元件的致动可以降低心脏中的压力和/或右心室中的流体体积。

用于减少容积超负荷的方法可以包括从一个或多个传感器接收信号。该方法可以包括从设置在导管上的加速度计接收指示限流元件至少部分地封堵SVC的第一信号。可以基于第一信号停止限流元件。可选地，该方法可以包括从设置在限流元件上的传感器接收指示SVC和限流元件之间的接触的第一信号。在另一个实施方式中，该方法可以包括从设置在导管上限流元件的近侧的灯生成光，确定来自设置在导管上限流元件的远侧的光传感器的第一信号，并基于第一信号确定限流元件的封堵程度。在另一个实施方式中，该方法可以包括从设置在导管、限流元件或导管和限流元件二者的一部分上的拉伸仪接收信号。可以基于接收到的信号停止限流元件。

前述发明内容仅是说明性的并且不旨在以任何方式进行限制。除了上述说明性方面、实施方式和特征之外，通过参考以下附图和详细描述，其他方面、实施方式和特征将变得显而易见。

附图说明

根据下文结合附图呈现的本公开内容的实施方式的具体描述，本发明的特性和优势将变得显而易见，在附图中：

图1A是心脏主要动脉和静脉的部分破开的正面视图。

图1B图解了包含与腔静脉相关联的主要静脉的腔静脉。

图2A和2B图解了正常的和患病心脏病症的Frank-Starling曲线。

图3是对于具有正常心脏功能的患者与罹患充血性心力衰竭的患者在整个心搏周期中左心室压力对比左心室容积的示例性压力-容积环线图。

图4A是根据本发明的原理构造的系统的示意图。

图4B是根据本发明的原理构造的可植入式系统的示意图。

图4C是电源和充电基座的图。

图5A到5B是图4A和图4B的导管的示意图，其中限流元件包括分别以扩展状态和收缩状态显示的具有已修改锚定构件的圆柱形球囊。

图6是图4A和图4B的导管的示意图，其中限流元件包括以机械方式致动的膜覆盖篮笼。

图7是图4A和图4B的导管的横截面图。

图8A和8B是包括分别以其扩展状态和收缩状态显示的圆球形球囊的限流元件的示意图。

图9A和9B是包括分别以其扩展状态和收缩状态显示的弹簧负载塞的限流元件的示意图。

图10A和10B是包括分别以其扩展状态和收缩状态显示的弹簧负载塞的可选实施方式的限流元件的示意图。

图11显示了曲线图和表格，其显示了在完全封堵下腔静脉(IVC)之后的猪模型中多次连续心跳的左心室(LV)压力和LV容积。

图12显示了曲线图和表格，其显示了在部分封堵上腔静脉(SVC)之后的猪模型中多次连续心跳的LV压力和LV容积。

图13-14是显示根据本发明的原理的在患有心力衰竭的猪中在上腔静脉(SVC)封堵和泄放(release)期间分别随左心室容积和右心室容积而变的压力变化的曲线图。

图15到22显示了患有心力衰竭的受试猪的测试结果。

图23A至23D分别图解了根据本发明的原理的在连续的SVC封堵的一分钟片段的缩小时间期间，左心室舒张末期压力、左心室收缩末期压力、左心室容积和心室搏出功的临床压力变化。

图24A至24D分别图解了根据本发明的原理的在连续的SVC封堵的五分钟片段的缩小时间期间，左心室舒张末期压力、左心室收缩末期压力、左心室容积和心室搏出功的临床压力变化。

图25A至25D分别图解了根据本发明的原理的在连续的SVC封堵的十分钟片段的缩小时间期间，左心室舒张末期压力、左心室收缩末期压力、左心室容积和心室搏出功的临床压力变化。

图26A至26C分别图解了根据本发明的原理的在连续的SVC封堵的五分钟片段期间观察到的肺毛细血管楔压、肺动脉压和右心房压力的临床压力变化。

图27A至27E分别图解了根据本发明的原理的在连续的SVC封堵的五分钟期间收缩压、舒张压、平均动脉压、平均肺动脉压和平均肺毛细血管楔压的临床压力变化。

图28A至28B分别图解了根据本发明的原理的在连续的SVC封堵的十分钟期间平均肺动脉压和平均动脉压的临床压力变化。

图29图解了根据本发明的原理的在SVC封堵之前和封堵期间的心输出量。

图30图解了根据本发明的原理的在SVC封堵和未封堵期间的肺动脉收缩压。

图31是预期根据本发明的原理的SVC封堵如何改变疾病进程的预示性实例。

图32是圆柱形限流元件的透视图。

图33是显示释放瓣膜的圆柱形限流元件的横截面图。

图34A-B是具有二元释放瓣膜和渐进释放瓣膜的圆柱形限流元件的横截面图。

图35是具有处于关闭位置的释放瓣膜的圆柱形限流元件的顶视图。

图36A-B是具有处于打开位置的二元释放瓣膜和渐进释放瓣膜的圆柱形限流元件的顶视图。

图37A-B是与支架接合的圆柱形限流元件的透视图和剖视图。

图38A-B是具有处于膨大和缩小位置的球囊封堵器的圆柱形限流元件的顶视图。

图39A-B是具有处于膨大和缩小位置的圆柱形球囊封堵器的圆柱形限流元件的顶视图。

图40A-B是耦合到释放瓣膜的支架的透视图和剖视图。

图41是耦合到过滤器的圆柱形限流元件的剖视图。

图42A是耦合到具有传感器的导管的圆柱形限流元件的剖切透视图，和图42B为示例性位相性曲线(phasic curve)。

图43A-F是进入SVC的导引器护套、SVC内的限流元件、导管和一个或多个传感器的视图。

图44是位于SVC内的导引器护套、并入导引器护套中的限流元件和位于心脏内的导管的视图。

图45是具有位于SVC内的奇静脉封堵球囊和第二封堵球囊的封堵系统的视图。

图46是包裹在SVC周围的封堵袖带的视图。

图47A-B是封堵袖带的外侧和内侧的视图，和图47C-D是封堵袖带的透视图。

图48是根据本发明的原理构造的可选示例性系统。

图49图解了与跨瓣LVAD组合的SVC封堵系统。

图50是图解当与跨瓣LVAD组合使用时，SVC封堵的卸荷能力增强的图。

图51图解了与跨瓣RVAD组合的SVC封堵系统。

图52图解了与可选的跨瓣RVAD组合的SVC封堵系统。

图53图解了与LVAD组合的SVC封堵系统。

图54图解了与LVAD组合的SVC封堵系统，其包括设置在导引器护套上的限流元件。

图55是用于在SVC中部署SVC封堵系统并在左心室处植入LVAD的示例性方法的流程图。

图56图解了与主动脉内球囊泵(IABP)组合的SVC封堵系统。

图57A-C分别图解了正常心脏、慢性代偿心脏和代偿失调性心脏。

图58图解了SVC封堵系统，其包括设置在位于SVC内的导引器护套上的限流元件。

图59图解了SVC封堵系统，其包括设置在位于SVC内的导引器护套上的限流元件和用于经由IVC部署瓣膜夹的递送导管。

图60是用于在SVC中部署SVC封堵系统并执行心脏手术的示例性方法的流程图。

图61图解了SVC封堵系统，其包括设置在位于SVC内的导引器护套上的限流元件和用于经由IVC部署瓣环成形术环的递送导管。

图62图解了SVC封堵系统，其包括设置在位于SVC内的导引器护套上的限流元件和用于经由IVC部署经导管假体的递送导管。

图63图解了SVC封堵系统，其包括设置在位于SVC内的导引器护套上的限流元件和位于导引器护套内的递送导管。

具体实施方式

参考图1A和1B，描述本发明设计成安置和操作于其中的人体解剖结构以作为本发明的系统和方法的上下文。

更确切地说，参考图1A，缺氧血通过腔静脉11返回到心脏10，腔静脉包括连接到心脏的右心房14的上腔静脉12和下腔静脉13。血液从右心房14移动通过三尖瓣15到右心室16，血液在右心室处通过肺动脉17泵送到肺。含氧血通过肺静脉从肺返回到左心房18。含氧血接着进入左心室19，左心室通过主动脉20将血液泵送到身体的其余部分。

如图1B中所示，上腔静脉12位于腔静脉11的顶部，而下腔静脉13位于腔静脉的底部。图1B还显示了奇静脉16和主要静脉中的一些连接到腔静脉。如本文所指出，下腔静脉13的封堵可能带来静脉充血风险，且具体地说，肝静脉和/或肾上腺静脉的封堵或扩张可能恶化而非改善患者的心血管状况和总体健康。

根据本发明的一个方面，申请人已确定，上腔静脉(“SVC”)的选择性间歇性封堵带来比下腔静脉(“IVC”)封堵更少的潜在不利风险。此外，申请人的动物和人试验揭示，通过部分或完全封堵SVC来控制右心室的静脉回血会有利地降低RVEDP、RVEDV、LVEDP和LVEDV，而不会不利地降低左心室收缩压(LVSP)。

申请人理解，与IVC封堵相比，SVC位置的选择性间歇性封堵将减小肾脏的恶化充血风险，而这是‘心肾’综合征的主要成因。心肾综合征是因患有心力衰竭的患者体内的容积超负荷和神经激素激活所致的受损肾功能。当虚弱的心脏无法泵送足够多的血液时，可能会发生容积超负荷，这会导致更少的血液流过肾脏。随着更少的血液流过肾脏，更少的血液被肾脏过滤，并且更少的水经由排尿泄放，这导致多余的容积保留在体内。伴随多余的容积，心脏以越来越低的效率泵送，并且随着身体逐渐变得越来越充血(congest)，患者最终会盘旋走向死亡。

申请人理解，IVC封堵通常会随着封堵的IVC增加肾静脉中的压力而减少流过肾脏的血液，从而降低肾脏滤出流体的能力。IVC封堵进一步引起血液淤塞(back-up)，和以其他方式阻止缺氧血返回心脏。结果，肾功能也可能降低，充血加重。然而，SVC封堵最终会增加到达肾脏的流，从而改善肾功能。具体来说，通过经由SVC封堵减少进入右心房的流，最终减小左心室内的容积，这允许肌肉纤维在正常范围内拉伸，这自然会增加收缩率，并允许心脏向肾脏驱动更多的流体。肾脏然后可以提取水，可以通过排尿将其从体内除去。进一步应理解的是，在SVC封堵期间，右心房压力和容积的突然减小造成在右心房中产生负压沉。结果，来自肾静脉的流可以被加速，从而增强肾充血减轻(decongestion)并促进血液跨越肾脏流动，增加尿排出量。因此，SVC封堵可通过降低心脏和肺部压力并促进充血减轻而使心力衰竭和/或心肾综合征患者受益。

另外，SVC中的植入准许隔上装置植入，这在没有心脏穿刺和穿过右心房的情况下不可能用于IVC中。此外，在SVC中植入封堵器避免了需要如IVC植入所需要的腹股沟进入，而腹股沟进入将限制移动性，从而使得非卧床装置无法短期或长期使用。另外，IVC封堵的微小改变(时间或程度)可导致前负荷减小且因此总心输出量/系统性血压的较剧烈变化，而本发明的系统和方法如所期望准许精细调整的静脉回血(前负荷减小)的降低。

申请人理解，在一段时间(例如，数分钟、数小时、数天、数周或数月)内间歇性封堵SVC(即心肺卸荷)将有利地准许患者的心脏停止心肌重塑或从中恢复。申请人的动物和人体测试指示，所述系统使心肌层能够从指示心力衰竭的压力-心搏出量曲线朝向更加近似健康心脏的压力-心搏出量曲线转变。

总的来说，本发明的系统和方法可用于通过遏制或逆转心肌重塑，且确切地说，患者罹患心力衰竭的那些状况，来治疗任何疾病以改善心脏功能。此类病症包括但不限于例如收缩心力衰竭、舒张(非收缩)心力衰竭、代偿失调性心力衰竭患者(ADHF)、慢性心力衰竭、急性心力衰竭和肺动脉高压、心脏病发作、保留射血分数的心力衰竭、右心衰竭，收缩性和限制性心肌病以及心肾综合征(1-5型)。本发明的系统和方法还可用作预防以缓解急性右心室或左心室心肌梗塞、肺动脉高压、RV衰竭、心切开术后休克或原位心脏移植后(OHTx)排斥反应的后果，或以其他方式可用于心肾应用和/或治疗肾功能不全、肝功能不全或淋巴充血。而且，本发明的系统和方法可以减少由本文所述的各种疾病引起的住院时间，包括至少急性加重期。

左心室压力或左心室容积与心搏出量之间的关系通常称为Frank-Starling关系或“Starling曲线”并图解在图2A-2B中。此关系表明心脏每搏量取决于前负荷、收缩性和后负荷。前负荷是指返回到心脏的血液容积；收缩性被定义为心肌收缩的固有能力；以及后负荷由血管阻力和阻抗确定。在因舒张或收缩功能不全所致的心力衰竭中，心搏出量减小会导致左心室中的容积增大和压力增大，这可导致肺水肿。心室容积和压力增大还会导致工作负荷增大和心肌耗氧量增大。心脏的此种过度劳累会导致心脏功能恶化，因为心脏因供求不匹配而变得越来越缺氧。此外，随着心脏内部容积和压力增加，收缩功能因心肌的拉伸而恶化。此状况称为“充血性心力衰竭”。

参考图2A，显示一系列Starling曲线，其中最顶部曲线(曲线1)描绘正常心脏的运行。如曲线中所示，心搏出量随着增大的LVEDP或LVEDV而增大，且仅在极高压或容积处开始平化，即，曲线的斜率减小。刚刚经历如由中间曲线(曲线2)指示的急性心肌梗塞(“AMI”)的患者将在每个LVEDV或LVEDP值处呈现减小的心搏出量。然而，因为心脏才刚开始经历由梗塞的局部效应导致的超负荷，整个心室的心肌收缩性仍相对良好，且心搏出量在低LVEDP或LVEDV处仍相对较高。相比之下，在过去罹患心脏损伤的患者可能经历心脏功能的渐进式恶化，因为心肌层随着时间推移而重塑以补偿增大的工作负荷和减小的氧可用性，如由图2A中的最下部曲线(曲线3)所描绘。如上所指出，随着心室因心搏周期的每个阶段期间总体上较高的容积和压力而扩张，这可导致逐渐降低的心搏出量。如将根据对曲线1和3的比较而观测到，心搏出量随着LVEDP或LVEDV爬升而持续下降，直到最终心脏衰竭或患者死于循环相关疾病。

图2B提供了Frank-Starling曲线，曲线6的可选表述(formulation)，其图解了健康心脏的功能与心脏衰竭的心脏的功能之间的差异。高达点8的线7图解了正常健康心脏的Frank-Starling曲线。如关于图2A所讨论的，对于正常心脏，随着舒张末期容积增加，心搏出量增加。然而，对于健康的心脏而言，超过第8点时，舒张末期容积的增加不再导致心搏出量的增加，并且舒张末期容积的持续增加不会导致心搏出量的进一步增加。该现象显示，实心平线基本上水平地延伸超过点8。在图2B中，减少虚线9，虚线9延伸超过8，表示心力衰竭患者的Frank-Starling曲线。虚线9指示对于患有心力衰竭的患者，舒张末期容积的进一步增加不会导致基本上平的心搏出量，但是相反心搏出量减少。因此，增加HF患者的EDV会导致SV进一步降低，这导致心脏功能螺旋式下降，并最终导致死亡。图2B反映了被称为“舒张心室相互作用”的现象，该现象部分地由于心腔的结构布置而产生。如所讨论的，例如，在J.Atherton等的题目为“Diastolic ventricular interaction in chronic heartfailure,”Lancet 1997；349:1720-24的文章中，心包限制了衰竭心脏的心室可以扩张的程度。因此，随着右心室舒张末期容积的增加，必然导致左心室地舒张末期容积的减小。如该文章中所报道，由外部下半身抽吸引起的右心室舒张充盈的减少允许左心室舒张充盈的增加。

申请人理解，可以在本发明的上下文中有利地利用前述现象来改善心脏性能。具体地，在心力衰竭和存在肺动脉高压的情况下，由于增加的容积超负荷而引起的右心室充血可将室间隔膜朝向左心室腔推动，从而减少LV搏出量和心输出量。通过封堵通过SVC的流，可以减少右心室压力和容积。这又会使室间隔移位离开LV腔，允许增加的左心室搏出量和增强的心输出量。出于这些原因，根据本发明的原理的SVC封堵可以有利地改变舒张心室相互作用并增强心输出量。具体地，关于舒张心力衰竭，根据本发明的原理的SVC封堵可以提供心脏充盈压的降低、增加的LV松弛(tau)、增加的LV容量、增加的变松效应、降低的LV硬度和降低的心脏应变。因此，本发明的SVC封堵的效果可以被可视化为将图2B中心力衰竭患者的Frank-Starling曲线6的虚线9朝着较低的EDV移位，这实际上使心脏性能向上并朝着曲线的平坦部分靠近移动，该曲线的平坦部分延伸超出健康患者的点8。因此，本发明的针对HF患者的至少部分间歇性SVC封堵的系统和方法通过将患者的心脏收缩率朝着患者的Frank-Starling曲线的健康范围移动来改善心脏功能。

图3示意性地显示正常心脏的压力-容积环，标记为“正常”，对应于图2B中的曲线1，以及罹患充血性心力衰竭的心脏的压力-容积环，标记为“CHF”(图2B中的曲线3)。对于每个环，心脏舒张末期的心室容积和压力对应于环的最下最右拐角(点A)，而每个环的最上最左拐角对应于心脏收缩的开始(点B)。每个压力-容积环的心搏出量对应于环内围封的面积。因此，最有益的静脉调节范围是减小点A处的容积和压力同时还不引起点B的可忽略的减小，由此最大化心搏出量。

根据本发明的一个方面，系统和方法设计成在经过数小时、数天、数周或数月之后使患者的心脏的Starling曲线在图2B的图示上朝左移位或转变(或使图3中的压力-容积环向左和向下移动)。这可通过间歇地完全或部分封堵SVC以减小进入右心室且接着必须通过左心室泵送的血液的容积且因此减小压力来完成。申请人的初步动物试验指示，此类维持若干心搏周期的间歇性封堵在整个心搏周期中减小心肌层中的工作负荷和壁应激，减小心肌耗氧量且提高收缩功能。

现在参考图4A，描述本发明的示例性系统30。系统30包含具有耦合到控制器33的限流元件32的导管31，所述控制器被编程以间歇地致动限流元件32。如下文所论述，系统30视需要可配置成与常规计算装置45双向传输信息，所述常规计算装置例如智能手机、笔记本电脑、智能手表或平板电脑，例如可从加利福尼亚州库比蒂诺市苹果公司(Apple Inc.，Cupertino，California)购得的苹果iPhone 5或iPad，其上已安装专用应用以通信和/或控制控制器33。

优选的是，导管31包括远侧部分34被配置成用于安置在SVC中的柔性管。远侧部分34包含限流元件32，所述限流元件在使用时安置于患者的上腔静脉12中(参见图1B)以选择性地阻挡血液流入右心房14。在此实施方式中，限流元件32例示性地包括能够在允许经管腔安置的收缩状态与扩展展开状态之间转变的球囊。限流元件32优选地设定大小和形状以使得其部分或完全封堵处于扩张状态的SVC中的血流。导管31在近端35处耦合到控制器33，所述控制器容纳用于致动限流元件32的驱动机构36(例如电机、泵)、被编程以控制到驱动机构36的信号的处理器37以及任选的用于监测患者的心率或血压等生理参数的传感器42。

控制器33可包含膨大媒体源48(例如气体或流体)，且驱动机构36可响应于来自处理器37的命令而在所述源与限流元件32之间传输所述膨大媒体。当限流元件32充有膨大媒体时，所述限流元件部分或完全封堵通过SVC的静脉血流；当撤回膨大媒体时，限流元件32缩小以解除封堵，由此准许血流在SVC中恢复。限流元件32可以是球囊，优选地包括顺应或半顺应性材料，例如尼龙，其准许球囊的膨胀度被调整以实现对SVC的所要程度的部分或完全封堵。另外，导管31在部分处于外部的情况下提供故障保护设计，这样限流元件32仅可在导管31的近端耦合到控制器33时膨大以提供封堵。近端35处的此类快速断开耦合40准许导管快速从控制器33断开以供清理和/或应急。

控制器33优选地还包含电力供应器39(例如电池)，其提供操作处理器37、驱动机构36和数据传输电路38所需的电力。控制器33可设定大小和呈一定重量以使得其可穿戴在患者的衣物下的衣物装备中，使得系统可在患者未卧床时使用或使得控制器33可植入患者体内。如下文所论述，处理器37包含用于存储计算机软件以操作控制器33的存储器41。控制器33可配置成用于在合适位置处植入患者体内，例如在锁骨皮下植入。在这种实施方式中，可植入式控制器被配置成用于与计算装置45或系统专用装置等外部控制器双向通信。外部控制器可用于例如通过每个控制器中的或耦合到每个控制器的相应感应线圈来为可植入式控制器的电池充电，且可接收指示所感测的产生于患者的非卧床活动的参数的数据，包含心率、血液流动速率、血量、包含心脏充盈压力的压力。

在一个实施方式中，数据传输电路38监测来自例如定位在导管31上的外部传感器的输入，且将所述信号提供到处理器37。处理器37被编程以接收来自数据传输电路38的输入且调整限流元件32维持在扩展状态的间隔，或调整由限流元件32产生的封堵程度。因此，举例来说，导管31可具有定位于导管的远侧部分34内的任选传感器42以测量参数，例如心率、血液流动速率、血量、包含心脏充盈压力和中心静脉压的压力。传感器42的输出转送到控制器33的数据传输电路38，所述数据传输电路可预处理输入信号，例如对传感器42的输出进行抽取和数字化，之后将其供应到处理器37。将信号提供到处理器37允许例如通过显示在封堵期间和在开放期间减小的静脉压力来评估限流元件的效力，且可供患者或临床医生用于基于患者体内的充血严重度来确定需要什么程度的封堵来调节静脉回血。另外，传感器43可包含于导管31上靠近限流元件32处以测量参数，例如心率、血液流动速率、血量、包含心脏充盈压力和中心静脉压的压力。传感器43可用于例如通过监测跨越限流元件的压降来确定由元件32产生的封堵程度。

作为另一个实例，导管31可包含用于感测患者心率的电极44。申请人理解，可能需要响应于患者的非卧床活动而调整SVC的封堵维持的间隔，所述非卧床活动通常将通过所感测的生理参数反映在患者的血流动力学状态中，所述生理参数例如心率、血液流动速率、血量、包含心脏充盈压力和/或中心静脉压的压力。因此，电极44可将信号提供到数据传输电路38，其继而处理设施信号以供处理器37所运行的编程例程使用。举例来说，如果封堵维持初始系统设置期间编程的某一时间以反映患者静息，例如使得限流元件展开5秒且接着在重新扩展之前泄放两秒，那么取决于患者的身体活动等级，可能需要将封堵时间间隔减小到4秒或更多，所述身体活动等级通过心率、血液流动速率、血量包含心脏充盈压力和/或中心静脉压的压力的改变高于或是低于预定阈值而检测到。或者，处理器37可被编程以使SVC中的部分或完全封堵维持导管初始植入时所确定的预设心搏周期数。血流动力学状态等提供到数据传输电路38的传感器输入还可用于响应于检测到的患者活动等级而调整限流元件的工作周期。另外，处理器37可被编程以使SVC中的部分或完全封堵在对预定封堵间隔进行调整之后维持预设心搏周期数。

数据传输电路38还可配置成例如通过包含无线电路系统以将数据从控制器33传输到外部单元以供显示、检视或调整来提供双向数据传输。举例来说，数据传输电路可包含使控制器33能够与患者的计算装置45通信的蓝牙电路系统。以此方式，控制器可将关于系统运行的信息直接发送到计算装置45以使用适当地配置的移动应用程序显示重要的生理或系统参数。另外，患者可检视计算装置45屏幕上显示的数据且确定其是否需要寻求医疗帮助来解决功能失常或调整系统参数。此外，驻存在计算装置45上的移动应用程序可配置成通过蜂窝式电话网络自动启动警报到临床医生的监测服务。

任选地，数据传输电路38可配置成同步化以从计算装置45上的其它移动应用程序接收数据，且因此减小本发明系统的成本和复杂性。举例来说，多个第三方供应商，例如加利福尼亚旧金山的Fitbit公司(Fitbit，Inc.，San Francisco，California)，营销测量实时生理参数的监测器，例如Charge HR腕带监测器，其测量身体活动和心率。根据本公开内容的一个方面，数据传输电路38可被编程以通过与计算装置45的无线通信来从此类第三方监测器接收输入，且处理器37可被编程以响应于所述输入而控制驱动机构36的激活。在此实施方式中，导管不必包含任选的传感器42、传感器43或电极44，由此极大地简化导管31和耦合40的构造。

导管31可包含配置成将限流元件32锚定在SVC内的锚定构件46。锚定构件46可收缩以在收缩状态中递送且在从递送装置例如护套泄放之后可即刻扩展。锚定构件46可耦合到导管于限流元件32近侧或远侧和/或可耦合到限流元件32。图4A中显示的系统可以有效地将患者的心脏收缩率移位到图2A中图解的Frank-Starling曲线的健康范围内。

现在参考图4B，显示控制器33在合适的位置处植入患者体内。如图4B中所示，外部电源47可配置成为可植入式控制器的电力供应器39(例如电池)充电。举例来说，外部电源47可通过相应的感应线圈透皮为电力供应器39充电。外部电源47可集成到衣物或患者穿戴的衣物装备中。具体地说，外部电源47可放置于配置成收纳外部电源47的口袋或固定器中。当患者穿戴所述服装或衣物装备时，口袋或固定器可设计成将外部电源47紧靠着电池39放置以用于高效经皮充电。多于一个外部电源47可集成到所述服装中以提供额外电力。所述一个或多个外部电源可永久地集成到所述服装或衣物装备中或可以可拆卸方式与服装或衣物装备接合，使得每个外部电源可个别地移除和附接。举例来说，两个外部电源47可集成到如图4B中所示的背心64的专门设计的口袋中。背心64可包含并入背心64中以准许两个外部电源之间的电通信的电线66。

电源47可在可用电力供应达到或低于某一阈值电平时产生警报。举例来说，电源47可具有视觉指示器和/或听觉指示器以向患者或看护者提供警告。视觉指示器可以是LED灯系统或内嵌于电源47表面的显示器，所述显示器在视觉上提供关于可用电力供应的信息。听觉指示器可以是内嵌于电源47中的扬声器，其在可用电力供应达到某一阈值时发出警报声。指示电源47的可用电力供应已达到某一阈值的信号还可以或可选地直接传达到计算装置45等外部装置，和/或传达到控制器33且接着从控制器33传到计算装置45等外部装置，所述外部装置可被编程以启动视觉或音频警报。额外电源47可在主电源没电时供电到电力供应器39以确保电力可持续提供到电力供应器39。电源47可包含具有存储器的用于透皮传输数据和从处理器37接收数据的处理器。电源47的处理器可用于重编程处理器37和/或存储关于操作参数的信息，所述信息稍后由计算装置45等外部装置下载。

每个外部电源47可放置成与墙壁电源插座或图4C中所示的基座充电器65电通信来为所述外部电源充电。基座充电器65可与墙壁电源插座电通信且可配置成同时为一个或多个外部电源47充电。为了准许电力供应器39持续接入电源，外部电源47可周期性地与背心断开且进行充电，使得至少一个外部电源47与电力供应器39电通信而其它外部电源47在基座充电器65中充电。而且，通过使系统能够与市售的心率监测器以及智能手机和/或平板电脑接口，该系统既提供了降低的成本又提供了降低的复杂性。

现在参考图5A和5B，描述导管31'的示范性实施方式，其中导管31'构造成类似于图4A和图4B的导管31，只是锚定件有修改。如图5A中所示，当限流元件32'处于扩展的完全封堵状态时，且如图5B所示，当限流元件32'处于收缩状态时，导管31'可包含径向扩展锚定臂49。锚定臂49配置成例如在从递送护套中露出时径向扩展以接触上腔静脉12的内壁且将限流元件32'锚定于其中。

现在参考图6，描述可选实施方式，其中封堵可包括线材篮笼。限流元件50可由镍钛或不锈钢等生物兼容性材料形成，且包括多个轴向或螺旋延伸的线材51，所述线材在被压缩时偏置以径向朝外扩展。限流元件50优选地包含生物兼容性膜覆盖件，使得其部分或完全封堵处于扩张状态的SVC中的血流。线材51可在远端52处耦合到致动线材54的远端53，且在线材近端56处附着到环55。环55安置成在致动线材54上滑动以使得抵着护层57在近侧方向上牵拉致动线材54(参看图5A和5B)时，线材51径向朝外扩展。如图5B中所示，响应于通过驱动机构36施加到致动线材54的近端的力，致动线材54抵着导管的护层57向近侧回缩；从而使限流元件50转变到其扩展展开状态。相反，当停用驱动机构36时，由线材51施加的弹簧力在近侧方向上牵拉致动线材54，由此使线材51能够返回到其未压缩状态，从而大体上平坦靠着致动线材54。如上所指出，限流元件50具有“失效保护”设计，使得限流元件在导管31与驱动机构36解耦时恢复图5A中所示的聚拢收缩状态。在该实施方式中，驱动机构36可以是电机，其可以是直线电机、旋转电机、电磁-活塞或线材用电机。

限流元件50可构造成使得其在导管31从控制器33断开时偏置到收缩位置，使得限流元件50仅可在导管耦合到控制器33时转变到扩展展开状态，且处理器用信号通知驱动机构36来扩展限流元件。

现在参考图7，导管31优选地包含至少三个管腔60、61、62。管腔60可用作膨大腔和/或用以携载在限流元件32/50与控制器33的驱动机构36之间延伸的致动线54。管腔61准许任选的传感器42、43或电极与数据传输电路38通信，且任选的管腔62用于将药理剂(例如药)递送到心脏。

在操作中，具有限流元件32/50的导管31插入到患者的锁骨下静脉中且导引到患者的SVC例如到右心房入口近端处的位置(参看图1A)。所属领域中已知的技术可用于将限流元件32/50插入和固定在患者体内的所要静脉位置处。装置的适当定位可使用例如血管超声波来确认。或者，限流元件32/50可在荧光透视或超声波导向下通过颈静脉或甚至外周静脉插入且导引到SVC。

一旦导管31和限流元件32/50定位在所要位置处，控制器33即刻启动封堵元件扩展和收缩以使得SVC中的血流间歇地封堵和恢复的过程。限流元件阻碍血流的程度可通过调整限流元件径向扩展的程度来调节，同样也可调节封堵的时间间隔，例如经历多少次心跳。举例来说，在一些实施方式中，限流元件可阻碍SVC中的血流达至少50％到100％的任何一点。血流的阻抗可使用所属领域中已知的方法来确认，例如通过测量压力的降低、压力波动的降低或在视觉上使用超声波。

根据本公开的一个方面，控制器33包含存储在存储器41中的软件，其控制限流元件32/50的连续扩展和收缩的定时和持续时间。如上文所描述，处理器37所运行的编程例程可用作患者心搏周期的输入。举例来说，在一些实施方式中，所述软件可配置成致动限流元件32/50以在例如受试者的四个或更多个连续心跳的多个心搏周期里维持对SVC的部分或完全封堵。控制器33可通过数据传输电路38接受电极44的输出作为输入，所述输出表示患者的心电图(ECG)，或可选地，可以无线方式从患者的智能手机上运行的第三方心率应用程序接收此类输入，使得处理器37上运行的软件可响应于患者的心率而调整由系统30提供的封堵间隔和/或程度。因此，举例来说，如果患者身体活动，那么限流元件所产生的封堵定时或程度可降低以准许更快补充含氧血液到患者的上肢。相反，如果心率指示患者未活动，那么可增大SVC的封堵程度以减小心脏上的静息工作负荷。可选地或另外，系统30可通过数据传输电路38接受输入，由任选的传感器42和43或血压袖带等第三方应用和装置测量的表示患者的血压的值，使得控制器33响应于患者的血压来调节通过SVC的血流。

控制器33可被编程以使限流元件在所感测的参数超出预定范围和/或高于或低于预定阈值时扩展。举例来说，控制器33可使限流元件在任选传感器42和/或43感测到右心房(“RA”)压力处于15到30mmHg、18到30mmHg、20到30mmHg、20到25mmHg等预定范围内或高于15mmHg、18mmHg、20mmHg、22mmHg、25mmHg、30mmHg等预定阈值时扩展。作为另一实例，控制器33可使限流元件在任选传感器42和/或43感测到平均肺动脉(“PA”)压力处于15到30mmHg、18到30mmHg、20到30mmHg、20到25mmHg等预定范围内或高于15mmHg、18mmHg、20mmHg、22mmHg、25mmHg、30mmHg等预定阈值时扩展。所述预定范围和/或预定阈值可以是患者特定的，且控制器33可针对个别患者进行编程和重编程。

现在参考图8到10，描述适合用于封堵SVC的静脉内限流元件的可选形式。如将对于所属领域的技术人员显而易见，虽然图4到6描绘圆柱形限流元件，但可使用其它形状。另外，虽然未在图8到10中结合锚定构件进行图示，但可以包含锚定构件。在每对附图8A、8B、9A、9B和10A、10B中，成对附图描绘每个限流元件具有聚拢收缩状态(图8A、9A和10A)和扩展展开状态(图8B、9B和10B)，在所述聚拢收缩状态中，限流元件并不显著地阻碍血流，在所述扩展展开状态中，限流元件部分或完全封堵通过SVC的血流。

具体地说，参考图8A和8B，导管70包含附接到远端72的球囊71。将球囊71示为具有圆球形状。

现在参考图9A和9B，导管80包含包括弹簧负载塞82的限流元件81，所述弹簧负载塞由生物兼容性材料(例如铍)形成且具有逐渐变细的圆锥形状。弹簧负载塞82以聚拢收缩状态收在安置于导管80远端84处的护套83内。更确切地说，圆锥形塞82的顶点邻近于护套83的近端85而定位。在递送导管80期间，弹簧负载塞82以其低剖面状态收在护套83内以允许血液在中流动。为了扩展弹簧负载塞82，通过致动线86施加力以将塞82从护套83撤出。至于先前实施方式，当从致动线86的近端撤除近侧力时，塞82偏置成返回到护套83，使得限流元件81在从控制器33断开的情况下保持在其聚拢收缩状态。

参考图10A和10B，导管90描绘封堵装置91的进一步可选实施方式，其呈弹簧负载塞92的形式。弹簧负载塞92类似于图9A和9B的塞82，且具有逐渐变细的圆锥形状且装载在安置于导管90远端处的护套93内。响应于由驱动机构36施加到导管90近端的向远侧引导力，弹簧负载塞92被推出护套94的远端且扩展以封堵SVC。当撤除向远侧引导力时，弹簧负载塞92收缩到其在护套94内的聚拢收缩状态，由此准许血液大体上无障碍地流过SVC。

申请人已经观察到动物测试表明，根据本发明的SVC封堵系统的方法构造和操作的系统比先前已知的用于治疗心力衰竭的IVC系统更能提供显著优势。下文描述在心肌梗死后一周的猪模型上进行初步动物试验。

参考图11，显示了在完全封堵下腔静脉(IVC)之后的猪模型中多次连续心跳的LV压力和LV容积的变化，如先前公布的瑟丹诺专利申请中提出的。具体地，IVC完全封堵约30秒，在此期间，左心室舒张末期压力(对应于磁滞回线的右下方拐角)和左心室收缩压(对应于磁滞回线的左上方拐角)在每次连续心跳期间降低。在移除IVC封堵后，LV压力迅速升高至封堵前的水平(即类似于压力和容积迹线(trace)的前半部分)。因为瑟丹诺提出的IVC封堵疗法降低了收缩压，所以该疗法可导致收缩期间射血分数下降，伴随患者的潜在危险后果。另外，IVC的封堵可能导致肾和肝静脉的充血，这可能引起并加重而非改善通常与充血性心力衰竭相关联的并发症。

参考图12，显示了部分封堵上腔静脉(SVC)后的猪模型中多次连续心跳的LV压力和LV容积的变化，如根据本发明的原理所描述的。具体地，SVC被部分封堵约30秒，在此期间左心室舒张末期压力(对应于磁滞回线的右下方拐角)降低，而左心室收缩压(对应于磁滞回线的左上方拐角)在每次连续的心跳期间基本保持不变。在移除SVC封堵后，LV压力迅速升高至封堵前的水平(即类似于压力和容积迹线的前半部分)。有利的是，本发明的部分封堵SVC的方法表现为极少影响或不影响心脏收缩期间的射血分数，但减小心脏舒张期间的心室中的壁应激。此外，如下面更详细讨论的，封堵SVC将让患者很好耐受，将不会促进肾或肝静脉的充血，且将不会加重通常与包括肝和肾衰竭在内的充血性心力衰竭相关联的并发症。

图13到14是显示根据本发明的原理的在治疗心力衰竭的猪中在上腔静脉(SVC)封堵和泄放期间分别随左心室容积和右心室容积而变的压力的改变的图。如图中所示，SVC封堵引起左心室(LV)容积显著减小(240到220mL)以及LV舒张压的减小(25到10mmHg)。SVC封堵还与LV收缩压的减小(94到90mmHg)相关联。SVC封堵还降低右心室(RV)容积(230到210mL)、舒张压(12到4mmHg)和RV收缩压(27到16mmHg)。有利的是，根据本文所描述的系统和方法的SVC封堵减小双心室容积和舒张(充盈)压力而不会负面地影响系统性血压(LV收缩压)。这些发现表明，SVC封堵对双心室交互具有潜在的重要有益的影响，使得减小两个心室中的舒张充盈压力允许心室顺应性增大，由此改善心室充盈且引起心搏出量和心输出量增大，这是在治疗心力衰竭患者时的主要目标。

图15包含显示受试猪上的根据本发明的原理的上腔静脉(SVC)封堵提高心脏功能的图。图中各自显示部分下腔静脉(IVC)封堵(每个图的左侧)对比完全SVC封堵(每个图的)的结果。图形显示测量的左心室(LV)心搏出量、心输出量、LV收缩率、LV舒张压、LV收缩压和收缩末期容积。

图16是显示三个受试猪上的根据本发明的原理的SVC封堵不损害收缩血压的图。所述图显示完全IVC封堵(每个研究左侧)对比完全SVC封堵(每个研究右栏)的完全腔静脉封堵(1分钟)LV收缩末期压力(mmHg)。与IVC封堵相比，利用SVC封堵的LV收缩末期压力降低较小。

图17是显示三个受试猪上的根据本发明的原理的SVC封堵不损害LV舒张充盈的图。所述图显示完全IVC封堵(每个研究左侧)对比完全SVC封堵(每个研究右侧)的完全腔静脉封堵(1分钟)LV舒张末期压力(mmHg)。与IVC封堵相比，利用SVC封堵的LV舒张末期压力降低较小。

图18是显示三个受试猪上的根据本发明的原理的SVC封堵提高LV搏出量的图。所述图显示完全IVC封堵(每个研究左侧)对比完全SVC封堵(每个研究右侧)的完全腔静脉封堵(1分钟)LV搏出量(mL/次)。与减小的LV搏出量IVC封堵相比，利用SVC封堵的LV搏出量增大。

图19是显示三个受试猪上的根据本发明的原理的SVC封堵提高LV收缩率的图。所述图显示完全IVC封堵(每个研究左侧)对比完全SVC封堵(每个研究右侧)的完全腔静脉封堵(1分钟)LV收缩率(mmHg/秒)。与利用IVC封堵的减小的LV收缩率相比，利用SVC封堵的LV收缩率增大。

图20是描绘IVC封堵的LV总容积和LV压力(左上方)、IVC封堵的RV总容积和RV压力(右上方)、SVC封堵的LV总容积和LV压力(左下方)和SVC封堵的RV总容积和RV压力(右下方)的四个图。图20图解与IVC封堵相比，SVC封堵提供显著的LV和RV舒张压减小而无LV收缩压重大减小。

图21包括描绘针对IVC封堵(左图)和SVC封堵(右图)测量的受试猪中的肺动脉压力和肾静脉压力的两个图。线100显示针对IVC封堵测量的肺动脉压力，而线102显示测量的肾静脉压力。线104显示针对SVC封堵测量的肺动脉压力，而线106显示测量的肾静脉压力。测得IVC封堵的最大肾静脉压力是22mmHg，而测得SVC封堵的最大肾静脉压力是7mmHg。图21表明与IVC封堵相比，SVC封堵减小肺动脉压力而不会增大肾静脉压力。

图22是描绘进行根据本发明的原理的SVC封堵的猪中测得的左锁骨下静脉压力和肾静脉压力的图。线108显示针对SVC封堵测量的左锁骨下静脉压力，而线110显示测量的肾静脉压力。在SVC封堵期间测得的左锁骨下静脉压力变化是5到12mmHg。图22表明在SVC封堵期间近侧左锁骨下静脉压力标称地增大。

在图23A-26C中显示了在各个封堵时期对猪模型进行的另外的动物测试的结果。现在参考图23A至23D，分别描绘了在猪模型中连续的SVC封堵的一分钟片段的缩小时间期间左心室舒张末期压力、左心室收缩末期压力、左心室容积和心室搏出功的临床压力变化。具体地，控制器被编程为使限流元件至少部分地封堵SVC，持续一分钟，并且然后收缩，例如缩小，持续一秒。如图23A至23D中所显示，一分钟SVC封堵可能不足以导致在缩小时间之后心室容积的稳态降低。

现在参考图24A至24D，分别描绘了在猪模型中连续的SVC封堵的五分钟片段的缩小时间期间左心室舒张末期压力、左心室收缩末期压力、左心室容积和心室搏出功的临床压力变化。具体地，控制器被编程为使限流元件至少部分地封堵SVC，持续五分钟，并且然后收缩，例如缩小，持续一秒。如图24A至24D中所显示，由于五分钟SVC封堵，在缩小时间之后心室容积达到明显的稳态降低。

现在参考图25A至25D，分别描绘了在猪模型中连续的SVC封堵的十分钟片段的缩小时间期间左心室舒张末期压力、左心室收缩末期压力、左心室容积和心室搏出功的临床压力变化。具体地，控制器被编程为使限流元件至少部分地封堵SVC，持续十分钟，并且然后收缩，例如缩小，持续一秒。通过比较图25A至25D与图24A至24D，在该模型中十分钟SVC封堵相对于五分钟SVC封堵的优势并不显著。因此，考虑到患者的安全性，在初始临床研究期间使用五分钟SVC封堵，比如下面参考图26A至26C描述的Tufts IRB-批准的方案，但是下面关于图28A-B更详细地描述了在人类受试者中的十分钟封堵。

在动物测试的鼓励下，申请人进行了初步的人体测试，并观察到根据本发明的SVC封堵系统的方法构造和运行的系统提供显著的益处。图26A至26C描绘了在Tufts IRB-批准的方案中登记的三名人患者在连续的SVC封堵的五分钟片段期间观察到的临床压力变化。具体地，三名患者经历了五分钟的连续的SVC封堵，以及急性神经和心脏监测和三十天的神经评估(表1)。

表1

如可以从图26A至26C和表1观察到的，在SVC封堵的五分钟片段期间肺毛细血管楔压(PCWP)、肺动脉压和右心房压力显著改变，并且在球囊泄放之后具有残留效应。作为该研究的结果，由于所有的充盈压力，例如毛细血管楔压(CWP)和平均肺动脉(PA)压力都有所下降，所有患者都在血液动力学上获益。观察到更多充血的患者经历平均动脉压(MAP)的增加。这些血液动力学变化的净效果(net effect)是心肺压力降低，而灌注包括肾脏在内的重要器官的全身压力升高。

在前述初步的猪和人类结果的鼓励下，除了两名新患者以外，申请人还对三名患者进行了另外测试，该三名患者是上面关于图26A-26C讨论的测试对象。使各自患有心力衰竭的五名人患者经历上述SVC封堵系统。具体地，五名患者经历五分钟的连续的SVC封堵。在下面表2中显示了五名患者的基线参数。第三名患者的纽约心脏协会(New York HeartAssociation(NYHA))功能分级最低，为2。第三名患者的结果表明，SVC封堵系统的应用可优选地用于心力衰竭的NYHA功能分级为3级和更高的患者。

表2

图27A-27E图解了在封堵期间和封堵之后从基线测量得出的五名患者中每名患者的收缩压(SP)、舒张压(DP)、平均动脉压(MAP)、平均肺动脉(MPA)压和肺毛细血管楔压(PCWP)的变化。在图27A-27D中，显示了在封堵的五分钟期间的每分钟的收缩压(SP)、舒张压(DP)、平均动脉压(MAP)和平均肺动脉(MPA)压的变化。在图27E中，显示了在封堵五分钟时和在封堵后肺毛细血管楔压(PCWP)的变化。

在图27A中图解了收缩压的变化。如图27A中所显示，第一、第二和第五名患者大体上在封堵期间经历SP的增加，而第三和第四名患者大体上经历收缩压的减小。在图27B中图解了舒张压的变化。如图27B中所显示，在SVC封堵期间患者1、2和5的舒张压大体上增加，和患者3和4的舒张压大体上减小。

在图27C中图解了平均动脉压的变化。如图27C中所显示，在SVC封堵期间患者1、2和5的平均动脉压大体上增加，和患者3和4的平均动脉压大体上减小。在图27D中图解了平均肺动脉压的变化。如图27D中所显示，应当注意虽然在第四分钟没有第四名患者的数据点，但是在SVC封堵期间每名患者的平均肺动脉压减小。在图27E图解了在五分钟时和在泄放之后肺毛细血管楔压(PCWP)的变化。如图27E中所显示，在SVC封堵五分钟时所有患者的肺毛细血管楔压减小，这表明在封堵期间每名患者的充盈压力下降。

如在关于图26A-26C讨论的研究中所观察到的，在图27A-27E中图解的研究表明所有五名患者在血液动力学上都受益，因为充盈压力例如毛细血管楔压(CWP)和平均肺动脉(PA)压下降，并且进一步如上面关于图26A-26C讨论的研究中，更多充血的患者大体上经历平均动脉压(MAP)的增加。而且，在许多情况下，在封堵器泄放之后至少一些患者具有残留效应。

现在参考图28A-28B，与上面关于图25A-25D讨论的研究类似，申请人还研究了延长的SVC封堵对人类受试者的影响。具体地，控制器被编程为使SVC限流元件至少部分地封堵SVC，持续十分钟。在十分钟封堵之前，将SVC封堵五分钟的时间段，并且然后允许休息(rest)五分钟的时间段。从封堵前(即休息五分钟后)的基线测量开始，在封堵1-10分钟的每一分钟和泄放后测量平均肺动脉压的变化和平均动脉压(arterial artery pressure)的变化。如图28A-B中所显示，在五分钟封堵期间观察到的效果在整个十分钟封堵期间持续存在，而没有“心肺卸荷”效应的任何损耗(attrition)。

图28A图解了平均肺动脉压的变化。如图28A中所显示，平均肺动脉压贯穿整个封堵减小，并且甚至在封堵的最后两分钟期间达到其最低水平。图28B图解了在封堵期间平均动脉压变化的变化。如图28B中所显示，平均动脉压在封堵期间大体上减小，尽管它波动，但是在第一分钟升高到基线测量之上并且然后在第四和第五分钟再次升高。

现在参考图29，申请人还进行了更广泛的测试，其涉及在连续的封堵期间使用本发明的系统和方法，这导致遏制或逆转进一步的心肌重塑和退化。具体地，成年雄性猪通过封堵左前降支动脉(LAD)120分钟而经历心脏病发作，然后再张开被堵塞的动脉。然后进行SVC封堵的重复性周期，将SVC封堵5分钟，然后使封堵装置缩小30分钟。使该重复性周期重复并进行18小时。在SVC封堵的每个周期后，测量心输出量。图29图解了SVC封堵的重复性周期的结果。

如图29中所显示，心输出量在LAD梗死后但在SVC封堵治疗之前处于最低点。治疗一小时后，心输出量已恢复到基线水平。心输出量从治疗一小时到治疗十八小时逐渐增加，在第十八小时达到最大心输出量。这些发现首次表明，在急性心脏损伤后，通过间歇地封堵SVC并随后停止封堵(即恢复)来机械地降低心脏压力和容积(即，卸荷)可以调节心肌，这允许锻炼和休息的时间段。以这种方式，重复性周期类似于间歇训练高强度锻炼(例如，短跑)，随后休息。重复性周期可以增强心脏，并改善心输出量和功能。尽管封堵与休息的比率为10：1(打开5分钟，关闭30秒)，但是应该理解，其他比率会产生有益的结果。例如，封堵5-20分钟与休息10-100秒的比率范围可能是有益的。还应理解，封堵SVC长达一个小时的95％可能是有益的。因此，本文描述的SVC封堵系统可以可选地或另外地用于梗塞后以治疗来自梗塞的心脏损伤以增强通过心肌卸荷的恢复。

如上面所提到的，本文描述的SVC封堵系统可以可选地或另外地用于治疗肺动脉高压，因为SVC的封堵可导致肺动脉压降低。尽管心力衰竭是肺动脉高压的常见原因，但是肺动脉高压可能是由原发性肺部疾病引起的。要理解的是，无论肺动脉高压的原因是否是心力衰竭，SVC封堵系统都可以用于治疗肺动脉高压。

现在参考图30，申请人观察到，在五名由于心力衰竭导致的肺动脉高压患者中植入SVC封堵系统可导致肺动脉收缩压(PASP)的显著降低。患者接受五分钟的SVC封堵，以机械方式降低心脏压力和容积(即，卸荷)。如图30中所显示，SVC封堵可将PASP显著降低至中度肺动脉高压水平以下，中度肺动脉高压定义为PASP升高至50mmHg以上。因此，本文描述的SVC封堵系统可以被植入以治疗肺动脉高压。如上面关于图26B以及图27D所讨论的，申请人还观察到，SVC封堵系统的植入导致每名患者的平均肺动脉压降低。

在前述动物和人体测试中观察到的益处表明，连续的SVC封堵可用于治疗任何心脏损伤，其包括但不限于由于心脏病发作、心肌炎、瓣膜功能不全、容积超负荷或充血性心力衰竭引起的急性心脏损伤，以及许多其他急性或慢性心脏损伤。在一个实例中，本文所述的SVC封堵系统可以例如在急诊环境中被紧急使用，以遏制或逆转心脏衰竭系统，从而使图2A中图解的Frank-Starling曲线朝向代表健康患者的线条7移位。以这种方式，患者将看到心脏性能增强的立即改善，在整个治疗过程中心肌功能进一步持续改善。为了延长该系统的效果，可以将SVC封堵系统植入患者内以进行长期使用。由于本文描述的SVC封堵系统可以由患者连续地并且在非卧床状态下植入或穿戴，而不是局限于床，因此与急性护理相比，患者可以在长得多的时间段内接受该系统的益处。

图31是预期根据本发明原理的SVC封堵如何改变疾病进程的预示性实例。例如，主要益处包括更好的患者血流动力学、更快的恢复以及缩短住院患者的住院时间(LOS)。随着时间的推移，SVC封堵可能会显著减慢疾病进展。

现在参考图32，图解了可选的限流元件。SVC封堵的一种不期望的效果是封堵装置上游的静脉血压升高。众所周知，高的头静脉压力可能导致各种不需要的效果。为了减少在限流元件上游过度集结(buildup)压力的风险，可以将释放瓣膜集成到限流元件中，如图33中所显示，以允许流体从SVC流向右心房。释放瓣膜可以是单向的，仅允许血液仅在右心房的方向上流动。释放瓣膜优选配置为在SVC中的压力在30-60mmHg之间时打开。然而，应当理解，释放瓣膜可以被设计和配置为在SVC中的其他压力下打开。

图32中图解的限流元件可以与图4A-4B中图解的系统相似的系统一起使用。如图32中所显示，限流元件可以是圆柱形限流元件112。圆柱形限流元件112可以包括圆柱形球囊113，其可以通过将流体从导管递送到圆柱形球囊113而被膨大和缩小。可以设置限流元件112的尺寸并且配置为适合在SVC内并且可以贴合SVC的内壁的轮廓。限流元件112可以在导管上递送到SVC。圆柱形球囊113可以以缩小配置引入至SVC。在到达SVC时，圆柱形球囊113可膨大以阻碍或限制SVC中的血液流动。

当圆柱形球囊113膨大时，圆柱形球囊113可限定内腔114。当释放瓣膜115打开并且圆柱形球囊113膨大时，血液可以穿过圆柱形球囊113。内腔114可以从圆柱形球囊113的一端延伸到另一端。尽管内腔114始终可以具有一致的圆柱形状，但是应当理解，圆柱形球囊113和内腔114两者的尺寸和形状都可以变化。另外，内腔114不必与球囊的中心对准，并且甚至可以采用非圆柱形状。

现在参考图33，显示了圆柱形限流元件112的剖视图。如图33中所显示，释放瓣膜115可在中央腔114内耦合到圆柱形球囊113的内壁。释放瓣膜115可以包括协同工作(workin concert)的单个流动阻碍元件或多个流动阻碍元件(例如，多个柔性小叶)以阻碍血液流过中央腔114。释放瓣膜115可以被耦合到圆柱形限流元件112的中心，或者可以可选地更靠近圆柱形限流元件112的上游端或下游端定位或定位在圆柱形限流元件112的上游端或下游端。例如，释放瓣膜115可以定位在离患者右心房最远的圆柱形限流元件112的上游端。这种配置可以避免在中央腔114内血液积聚(pooling)或血柱，当在释放瓣膜115定位在中央腔114的中央或下游区域中时这种血液积聚或血柱可能发生。

图33中图解的处于关闭位置的释放瓣膜115可以设计成在一定压力下打开。例如，释放瓣膜115可以被设计成在30-40mmHg之间的压力下打开。然而，应该理解，其他压力也可能是期望的。低于释放瓣膜15被设计为打开时的压力，释放瓣膜115可以阻碍流体流过中央腔114。高于释放瓣膜115被设计为打开时的压力，释放瓣膜115可允许血液穿过内腔114，从而降低头静脉压力。

释放瓣膜115可以由任何合适的生物相容性材料构成，其包括但不限于弹性体、刚性或柔性聚合物、金属及其任何组合。释放瓣膜115的功能可以只取决于瓣膜的材料和设计(即，弹性、刚度、厚度)，和/或可以由机械、电气和/或磁性特征规定。瓣膜允许流体流动的阈值可以通过瓣膜设计预先确定和/或可以机械地调节。

现在参考图34A和34B，在圆柱形限流元件112的内腔114内显示了两种不同的释放瓣膜设计。图34A中显示的二元释放瓣膜(binary relief valve)116保持基本关闭的位置，直到当施加给定的力时迅速转变到基本打开的位置。释放瓣膜116从关闭位置转变到打开位置的力优选地在30-60mmHg之间，但是应该理解，该压力可以是任何压力。为了实现二元(即，开/关)功能，二元释放瓣膜可以包括开口(cutout)部分，该开口部分设计为响应于给定的力而放开(give-way)。在打开并允许流体穿过从而释放压力时，材料的弹性或其他机械特征可能导致二元释放瓣膜116弹回到关闭位置。应当理解，可以通过使用多种其他设计和/或通过并入其他材料来实现该二元功能。例如，图38A-B中的释放瓣膜132也可以实现二元功能。

如图34B中所显示，渐进释放瓣膜117被设计成随着压力的增加逐渐打开。例如，利用瓣膜小叶可以实现该功能，该瓣膜小叶具有恒定厚度或随着小叶从圆柱形球囊113的内壁朝向内腔114的中心移动横截面逐渐变薄。然而应理解，响应压力增加而逐渐允许流体流动增加的任何瓣膜设计可用作渐进释放瓣膜。

现在参考图35，显示了圆柱形限流元件112的顶视图。只要压力保持在一定阈值以下，在此显示为处于关闭位置的释放瓣膜115防止流过圆柱形球囊113的内腔。尽管描绘了具有四个柔性小叶或瓣(flap)的释放瓣膜设计，但是可以使用可以耦合在圆柱形球囊113的内腔114内的任何释放瓣膜设计，其包括具有更少/更多小叶的瓣膜。

现在参考图36A和36B，显示了圆柱形限流元件112的顶视图。图36A图解了处于打开位置的二元释放瓣膜116，该二元释放瓣膜116也显示在图34A中。图36B图解了处于部分打开位置的渐进释放瓣膜117，该渐进释放瓣膜117也显示在图34B中。如上所讨论，二元释放瓣膜116被设计成在达到其设定压力时打开到基本打开位置。另一方面，渐进释放瓣膜117被设计成随着压力增加到高于一定阈值而逐渐打开。

现在参考图37A和37B，可能希望将支架118放置在圆柱形球囊113周围。例如，支架118可以用作电信号的接收器和发射器二者。这种用途包括但不限于用作ECG导线、发射与自主神经活动(autonomic activity)有关的信号以及接收神经调节信号。支架118可以是自扩展的，并且可以由导电材料制成。支架118可以集成到圆柱形限流元件112中和/或可以可移除地耦合到圆柱形限流元件112。

现在参考图38A和38B，图解了圆柱形限流元件130。如这些图中所显示，圆柱形限流元件130包括均集成在支架118中的球囊封堵器131和释放瓣膜132。释放瓣膜132和球囊封堵器131在支架118内彼此相邻定位。图38A描绘了处于其膨大位置的圆柱形限流元件130，在该膨大位置封堵SVC内的流动。图38B描绘了处于其缩小位置的封堵装置，该缩小位置允许流过SVC。如图38B中所图解，球囊封堵器131可以被耦合到释放瓣膜132，并且当缩小时可以朝向释放瓣膜132收缩。释放瓣膜132可以铰接至支架118，并且可以在SVC内达到一定压力时打开以允许血液流动。释放瓣膜132可以使用上面关于释放瓣膜公开的任何技术、设计和材料来构造。

现在参考图39A和39B，图解了圆柱形限流元件133。如在这些图中所显示，圆柱形限流元件133包括均集成在支架118中的圆柱形球囊封堵器134和释放瓣膜135。圆柱形球囊封堵器134可以被膨大以贴合支架118的形状。如图39B中所显示，圆柱形球囊封堵器134可具有沿着外表面的一部分耦合到支架118的外表面。释放瓣膜135可以被耦合到圆柱形球囊封堵器134。圆柱形球囊封堵器134可在膨大时限定内腔136，如果释放瓣膜135打开，则血液可穿过该内腔136。

图39A描绘了圆柱形限流元件133，其中圆柱形球囊封堵器134处于膨大配置。当膨大时，圆柱形球囊封堵器134限制SVC内的流动。在圆柱形球囊封堵器134膨大时，释放瓣膜135可根据需要打开以释放SVC中的任何过压。图39B图解了处于缩小配置的圆柱形限流元件133。当缩小时，圆柱形限流元件133允许流过SVC。在缩小配置中，圆柱形球囊封堵器134的尺寸减小并且朝向与圆柱形球囊封堵器134耦合的支架壁的部分移动。类似地，当圆柱形限流元件133处于缩小配置时，释放瓣膜135朝向支架118移动。当缩小时具有减小的尺寸的圆柱形球囊封堵器134允许血液在缩小的球囊封堵器134周围流过支架118。

现在参考图40A和40B，图解了圆柱形限流元件137。圆柱形限流元件137包括支架118和释放瓣膜138。与图32-39中图解的封堵装置不同，圆柱形限流元件137不包括球囊。相反，释放瓣膜138可以被直接耦合到支架118，如图40B中所显示。支架118可以是可扩展支架，并且可以锚定到SVC的内壁。释放瓣膜138可采取上面关于图32-39所讨论的任何释放瓣膜的形式并具有与其相似的特征。圆柱形限流元件137可以完全消除SVC中的流动，直到在SVC中达到一定的阈值压力，在此时释放瓣膜138可以打开以允许从SVC至右心房的流动。

现在参考图41，图解了将图32中的圆柱形限流元件112耦合到过滤器126。过滤器126可放置在圆柱形限流元件112的下游。当释放瓣膜115关闭时，血液可积聚在圆柱形球囊113的中央腔114中，这导致血柱停滞(stagnant blood column)，导致血栓形成。当释放瓣膜115打开时，血栓可能会泄放到右心房中，这可能导致严重的问题，并且甚至死亡。过滤器126可以直接由导管支撑，或由圆柱形限流元件112的结构特征例如圆柱形球囊113、释放瓣膜115或支架118(如果适用)支撑，并且可以用来捕获血栓。例如，过滤器126可以在圆柱形限流元件112的下游端处耦合到圆柱形球囊113，如图41中所显示。应当理解，过滤器126可以集成到本文描述的任何限流元件中。

为了确定SVC是否被完全封堵或SVC被封堵到什么程度，可以采用传统方法，其包括将造影剂注入患者内并在荧光镜检查下观察造影剂的移动。可选地，压力传感器可以如本文所讨论的相对于封堵球囊定位，并且可以分析压力波形以确定SVC是否被封堵。例如，CardioMEMS

图42A图解了可以产生压力波形的压力传感器140。压力传感器140可以被并入到导管31中，并且可以被布置在靠近封堵球囊的位置处，以提供指示颈静脉压力(JVP)的压力测量值。压力传感器156可以任选地并入封堵球囊远端的导管31中。图42A中图解的系统的使用者可以监测来自压力传感器140的波形读数，并确定波形何时从位相性的变化到非位相性的。当封堵球囊缩小时，压力波形将与心跳相位变化，如图42B中的曲线141中所图解。当封堵球囊膨大时，则压力波形趋于平坦。以这种方式，可以确定SVC是否被封堵，而不需要注入造影剂并且患者无需处于心脏导管插入术实验室(cathlab)中或在X射线下。同样，压力波形可用于确定何时致动限流元件以及何时停止限流元件的致动。

使用X射线/荧光镜检查法确定SVC封堵的另一种替代方法是在封堵装置的相对侧上使用两个压力传感器。例如，上面讨论的图4A图解了具有导管31的系统，导管31包括限流元件32、传感器42和传感器43。如图4A中所显示，传感器42定位在限流元件32的远侧，而传感器43定位在限流元件32近侧。传感器42和43可以是压力传感器，并且如上所解释，可通过例如监测跨过限流元件32的压力差用于确定由限流元件32引起的封堵程度。压力差值可以指示封堵的量或程度。同样，压力差可用于确定何时致动限流元件以及何时停止限流元件的致动。

虽然图4A图解了传感器的一种布置，但是应当理解可以使用传感器的其他布置来获得相关信息。如图43A中显示，可选的传感器布置包括导管31，导管31可以经由递送装置比如导引器护套144被引入患者的脉管系统中。导管31优选地延伸到SVC中，通过右心房进入心脏，延伸到右心室，并通过肺动脉瓣进入肺动脉。传感器145、146和147可沿着导管31定位，使得传感器145定位在限流元件32内以测量限流元件32内的压力(即，球囊压力)，传感器146沿着导管31定位在限流元件32远侧并且在SVC内以测量SVC或右心房压力，并且传感器147沿着导管31定位在传感器146的远侧，使得传感器147被定位在肺动脉内并测量肺动脉压。为了测量在限流元件32上方或靠近限流元件32的压力，传感器148可以直接放置在护套144的远端上或以其他方式并入护套144的远端，在该远端处导引器护套144进入SVC。由传感器148测量的压力指示JVP。导管31可以包括多个腔，该多个腔用作控制器与限流元件32和/或传感器145、146和147之间的膨大腔、致动腔和/或用于电通信。导引器护套144还可以包括用于传感器148和控制器之间的电通信的腔。

参考图43A和44，传感器可用于检测限流元件与SVC壁的接触。具体地，传感器233可以任选地设置在限流元件的外部上(例如，在可膨大球囊的外部上)。当限流元件与SVC壁接触时，传感器233可生成信号或信号变化。例如，传感器233可以是检测与SVC壁接触的压力传感器和/或电导率传感器。可选地，传感器可以任选地定位在限流元件内以检测与SVC壁的接触。例如，传感器145可定位在限流元件内。传感器145可以是压力传感器并且可以检测限流元件内指示与SVC壁接触的压力变化。在又一个实例中，电极可以任选地位于限流元件的近侧和远侧，如图43A和44中所示。例如，传感器148和146可以是用于感测诸如电导的电参数的电极，其可以在限流元件被致动时连续测量。电参数的显著变化可能表明由限流元件接触SVC壁引起的SVC完全封堵。应当理解，可以使用传感器233、145、146、148和/或本文所述的任何其他传感器的任何组合。

现在参考图43B，SVC封堵系统可以可选地包括传感器234和235和/或传感器236，传感器234和235可设置在导管31上，导管31可布置在递送装置比如导引器护套144内，传感器236可设置在限流元件32上。传感器234可以设置在限流元件的近侧，和传感器235可以设置在限流元件的远侧。传感器236可以设置在限流元件的外侧，使得当限流元件被完全封堵时，传感器236与SVC壁接触。可选地，传感器236可以印刷在限流元件上。传感器234、235和236可以测量导纳、阻抗和电导以确定封堵程度。例如，传感器236可以基于限流元件32与SVC壁接触时检测到的电参数的变化来指示限流元件正在接触SVC壁。此外，传感器234和235可以测量阻抗或电导以确定血液是否正流过SVC。例如，当限流元件32膨大并因此封堵SVC时阻抗可能增加，并且当限流元件32缩小并且因此不封堵SVC时阻抗可能减小。因此，阻抗的变化可能表明SVC被封堵。然后可以使用这两个测量值来确定限流元件是否正完全封堵SVC。

传感器236还可用于在测量心脏中的压力-容积环时确定左心室的直径。可以理解，SVC封堵系统可以包括传感器236以及传感器234和235二者，或者可以仅包括传感器236或传感器234和235。

现在参考图43C，SVC封堵系统可以可选地包括传感器237和238，其可用于确定限流元件是否正在封堵SVC。类似于图4A中显示的实施方式，传感器237可以设置在导管31上限流元件32的近侧，并且传感器238可以设置在导管31上限流元件32的远侧。导管31可以经由导引器护套144被引入患者的脉管系统中。传感器237和238可以是压力传感器或光传感器。例如，传感器237和238可以分别连续测量限流元件近侧和远侧的压力，并生成指示压力的第一和第二信号。限流元件近侧和远侧的压力信号之间的差异可以指示SVC的封堵程度。可选地，传感器237和238可以一起形成光传感器，其中一个传感器用作光源，而另一个传感器用作光接收器和/或检测器。例如，传感器237或238可以检测如此频率的光：其可透过血液但被限流元件封堵。因此，检测到的光的减少可能表示SVC被部分或完全封堵。

现在参考图43D，SVC封堵系统可以可选地包括压力开关239。压力开关239可以设置在限流元件的近侧或远侧，并且可以连接到一个或多个管腔240。可选地，压力开关239可以设置在限流元件32内。管腔240可以与压力开关239流体连通，并且可以进一步包括设置在限流元件的近侧的开口端和设置在限流元件的远侧的另一个开口端。管腔240可延伸穿过限流元件32和/或可沿导管31定位，导管31可设置在递送装置比如导引器护套144内。压力开关239可在达到预定压力差时生成信号，这可表示SVC被封堵。例如，压力开关239可以确定管腔240在限流元件32的近侧的开口端和管腔240在限流元件32的远侧的开口端之间的压力差。

现在参考图43E，SVC封堵系统可以可选地包括拉伸仪246。拉伸仪246可以是拉伸仪、应力仪、应变仪和/或生成指示材料的应力、应变或拉伸(stretch)的信号的任何其他测量仪或传感器。拉伸仪246可以仅设置在导管31上，该导管可以设置在导引器护套144内；或者可以在导管31的一部分之上和限流元件32的一部分之上延伸。应变仪246可以配置为测量材料的力、应力、应变、拉伸的小量变化。当限流元件扩展以完全封堵SVC时，限流元件和在限流元件近侧的导管将被沿近侧方向拉动。检测到近侧方向的力或压力的正变化可能表明SVC被完全封堵。

现在参考图43F，SVC封堵系统可以可选地包括传感器247，其可以是用于检测运动变化的加速度计。传感器247可以设置在限流元件32内或导管31上限流元件32的近侧，导管31可以设置在导引器护套144内。当限流元件扩展以完全封堵SVC时，与未扩展的限流元件相比，限流元件和在限流元件的近侧的导管可以保持在相对稳定的位置。检测到没有运动或运动减少可能表明SVC被完全封堵。

现在参考图44，描述了包括导引器护套144的又另一个可选的实施方式。图44中图解的实施方式与图43A中的实施方式相似，不同之处在于限流元件32以及传感器145和146也被并入导引器护套144中。与图43A中图解的装置相似，传感器148可以定位在限流元件32上方或靠近限流元件32，并且可以测量限流元件32上方或靠近限流元件32的压力，该压力指示JVP。传感器145被定位在限流元件32内以测量限流元件32内的压力(即，球囊压力)。传感器146被定位在导引器护套144的远端附近，其在限流元件32的远侧并且定位在SVC内以测量SVC或右心房压力。而且，与图43A中图解的装置类似，导管31可以经由导引器护套144引入，并且延伸通过右心房并进入肺动脉。传感器147优选地布置在导管31的远端，使得它位于肺动脉内并测量肺动脉压。导引器护套144可以包括多个腔，该多个腔被用作控制器与限流元件32和/或传感器145、146和148之间的膨大腔、致动腔和/或用于电通信。导管31还可以包括用于传感器147和控制器之间的电通信的腔。

在图44中的实施方式中，限流元件32可以独立于导管31的存在而选择性地膨大和缩小。由于限流元件32和传感器145、146和148布置在导引器护套144上，涉及限流元件32的膨大和缩小以选择性地封堵SVC的治疗处理可以在不引入导管31的情况下实现。此外，可以使用传感器148和146来测定跨越限流元件32的压力差，无论是否部署导管31。

现在参考图45，描述了根据本发明的原理构造的SVC封堵系统的又另一个实施方式。导管31优选地包括两个封堵球囊——奇静脉封堵球囊142和SVC封堵球囊143。传感器129、139和149也可以被布置在导管31上，使得传感器129靠近奇静脉封堵球囊142布置以测量奇静脉封堵球囊142远侧的压力，传感器139被布置在奇静脉封堵球囊142与SVC封堵球囊143之间以测量奇静脉封堵球囊142与SVC封堵球囊143之间的压力，并且传感器149被布置在SVC封堵球囊143的远侧以测量SVC封堵球囊远侧的压力。而且，传感器145被定位SVC封堵球囊143内以测量SVC封堵球囊143内的压力(即，SVC封堵球囊压力)，并且传感器155被定位在奇静脉封堵球囊142内以测量奇静脉封堵球囊142内的压力(即，奇静脉静脉封堵球囊压力)。此外，可以分别使用传感器129和139以及139和149测定跨越奇静脉封堵球囊142和SVC封堵球囊143的压力差。压力差值可以指示封堵的量或程度。

奇静脉16将胸腔的后部引流到SVC中。当SVC被阻滞时，奇静脉可以提供至右心房的可选路径，从而自然地将封堵的SVC血流分流回到右心房。具体地，如果SVC在奇静脉起点下方被封堵，则在SVC被封堵的部分上方积聚的压力可能导致一定百分比的静脉血通过奇静脉逆行移动到胸腔内。奇静脉封堵球囊142可以定位在SVC中邻近奇静脉，使得奇静脉封堵球囊142的膨大限制或阻止血流从SVC进入奇静脉。SVC封堵球囊143可以被定位在奇静脉下方，奇静脉封堵球囊142的远侧，使得SVC封堵球囊143的膨大封堵SVC，但是允许血流进入奇静脉中。导管31可以包括多个腔，该多个腔被用作控制器与奇静脉封堵球囊142和SVC封堵球囊143之间的膨大腔和/或致动腔。

奇静脉封堵球囊142和SVC封堵球囊143可以选择性和独立地膨大和缩小。例如，奇静脉封堵球囊142可以缩小，而SVC封堵球囊143可以膨大；奇静脉封堵球囊142可以膨大，而SVC封堵球囊143缩小；或两个球囊可以同时膨大或缩小。奇静脉封堵球囊142和SVC封堵球囊143也可以完全或部分膨大，这取决于需要多少流回到右心房。

当SVC封堵球囊143膨大且奇静脉封堵球囊142缩小时，SVC在SVC封堵球囊143上方打开，并且允许血液通过奇静脉行进到右心房。如果期望进一步减少返回右心房的流(进一步减小前负荷)，则奇静脉封堵球囊142可以被膨大，从而封堵奇静脉并防止其充当天然分流器。

本发明的系统和方法可以如上述实例中所描述的单独使用，或者与配置为辅助心脏功能的其他装置组合使用。例如，根据本发明的原理的SVC封堵可以与泵比如主动脉内球囊泵(“IABP”)或经皮或外科左心室辅助装置(“LVAD”)、右心室辅助装置(“RVAD”)或任何其他心血管(即，心脏、静脉、动脉)泵组合使用，无论是用于全心脏支持还是用于临时辅助，从而允许分别用于心脏前负荷和后负荷的同步或异步(静脉和动脉)卸荷。例如，根据本发明的原理的SVC封堵可以与可获得自

本发明的系统还可以耦合到其他装置，比如双心室起搏器和神经调节装置。例如，双心室起搏器设计用于使心脏功能重新同步；如果SVC封堵有利地改变RV和LV相互作用，则可能使双心室起搏更加有效。类似地，SVC封堵疗法可以与神经调节装置结合使用，使得该系统在刺激迷走神经传出中具有显著的组合作用，从而增强神经调节装置的效力。进一步的潜在应用可能是在为患者配备LVAD后暴露(unmask)右心室衰竭。通过调节到达右心室的静脉回流量，有可能降低超负荷，并且从而“调节”右心室心肌以耐受由LVAD驱动的增强的静脉回流。

虽然限流元件32在上文中被描述为定位在SVC内并且在SVC内膨大和缩小，但是可选地，本文所描述的SVC的治疗性封堵可以通过使用包裹在SVC外部周围的袖带选择性地收缩SVC来实现。现在参考图46，图解了包裹在SVC周围的袖带150。如图47A-D中进一步描绘的，袖带150可以包括带子151、封堵元件152和锁定元件153。封堵元件152可以并入带子151中，使得封堵元件152从图47A中图解的带子151的外表面和图47B中图解的带子151的内表面二者向外延伸。带子151的内侧或内表面是面向SVC的一侧，和带子151的外侧或外表面是背离SVC的一侧。

带子151可以是大致矩形的形状。锁定元件153可以是用于将带子151的一侧可移除地貼附到带子151的另一侧的任何众所周知的系统。例如，带子151可以具有用于将袖带150紧紧地固定到SVC的磁性锁定元件。空气管线154可以在一端连接到封堵元件152并且在另一端连接到控制器。封堵元件优选地具有弹性特性，使得当空气管线154将空气或其他流体递送到封堵元件152时膨大。当膨大时封堵元件152可以从带子151的内侧向外扩展。

再次参考图46，袖带150的带子151可以包裹在SVC周围并使用锁定元件153紧紧地锁定在SVC上。在将袖带150锁定在SVC上的适当位置上之后，封堵元件152可以被选择性地膨大，并且因此通过将流体递送通过空气管线154而朝向SVC扩展。由于带子151是基本上非弹性的，所以封堵元件152的膨大将导致封堵元件152的扩展和SVC的压缩，从而限制了通过SVC的流动。因此，当封堵元件152扩展并侵入(encroach)到SVC中时可以实现SVC的封堵，这使SVC向内聚拢。因此，通过选择性地使封堵元件152偏转和膨大，可以实现本文描述的SVC的治疗性封堵。

控制器33被编程为使限流元件32至少部分地封堵SVC第一预定时间间隔，并且然后收缩例如缩小第二预定时间间隔，例如，至少一秒、小于一分钟或一至三十秒。优选地，第一预定时间间隔大于一分钟、在两分钟和八分钟之间、或在四分钟和六分钟之间。例如，第一预定时间间隔可以是五分钟，加或减一分钟。另外，第一预定时间间隔优选显著地比第二预定时间间隔长。例如，第一预定时间间隔可以比第二预定时间间隔长至少5倍、长至少10倍、长至少20倍或长至少30倍。在本文描述的一些数据中，例如，封堵时间间隔是5分钟，而收缩时间间隔是10秒。在一些实施方式中，控制器33被编程为使限流元件32在第一预定时间间隔期间完全封堵SVC。控制器33可以被编程为使限流元件32从持续第一预定时间间隔的封堵状态转变到持续第二预定时间间隔的收缩状态，在整个治疗进程中持续多次循环。如本文中进一步描述的，控制器33可以被编程为使限流元件32自动地(例如，响应于由传感器(一个或多个)感测到的参数)调整第一预定时间间隔的定时(例如，至第三预定时间间隔)和/或调整第二预定时间间隔的定时(例如，至第四预定时间间隔)和/或响应于用户输入。如本领域技术人员将理解的，在整个治疗进程中对时间间隔进行进一步调整。

现在参考图48，描述了本发明的可选示例性系统30′。系统30′与系统30相似并且包括导管31，导管31具有布置在远侧部分34上的限流元件32。系统30′与系统30的不同之处在于导管31在近端35处可移除地耦合到外部控制器系统200。例如，导管31可以在医院就诊期间与控制器33解耦并耦合到外部控制器系统200，这样临床医生可以直接监测和调节调整限流元件32的操作。导管31可以包括任选的远侧漂浮球囊201，该远侧漂浮球囊201布置在限流元件32远侧的远侧部分34上。如图48中所显示，远侧漂浮球囊201可以定位在患者的肺动脉内。

外部控制器系统200包括电耦合到膨大源203和外部控制器204的显示器202，例如图形用户界面。显示器202与膨大源203和外部控制器204通信以显示关于运行系统30′的信息例如重要的生理或系统参数以供临床医生查阅或调整；或由外部控制器204生成的警报。临床医生可以查阅显示器202上显示的数据，以经由图形用户界面解决故障或调整系统参数。

膨大源203包括用于致动限流元件32的驱动机构，例如电机、泵。膨大源203进一步包括膨大介质例如气体或流体的来源，使得驱动机构可以响应来自外部控制器204的命令，经由限流元件连接器209使膨大介质在膨大源203和限流元件32之间传递。此外，当部分处于外部时，导管31提供了故障安全设计，因为仅限流元件32可以被膨大以在导管31的近端被耦合到外部控制器204时提供封堵。在近端35处的这种快速断开(quick-disconnect)的耦合允许导管与外部控制器204迅速断开以进行清洁和/或紧急情况。

外部控制器204包括被编程为控制信号到达膨大源203的驱动机构的处理器和用于在其上存储指令的存储器。外部控制器204还包括电源，例如电池，其提供操作处理器、膨大源203和显示器202所需的电力。可选地，外部控制器204可以经由插入电能来源例如电源插座中的电线接收电力。

导管31可在近端35处耦合到远侧漂浮球囊连接器205，用以与膨大介质例如气体或流体的来源流体连通，使得膨大介质可以响应于来自外部控制器204的命令在膨大介质的来源与远侧漂浮球囊201之间传递，从而将远侧漂浮球囊201锚定在患者的肺动脉内。导管31还可以在近端35处耦合到热敏电阻连接器206以与用于测量和监测温度的心输出(CO)监测器通信，并且耦合到肺动脉压连接器207以与用于测量和监测肺动脉压的CO监测器通信。

外部控制器204可以经由右心房压力连接器208在近端35处耦合到导管31，用以测量和监测右心房压力。外部控制器204还可以经由限流元件连接器209在近端35处耦合到导管31，用于测量和监测在膨大源203和限流元件32之间传递的膨大介质的量，例如限流元件32内的压力。外部控制器204还可以耦合到颈静脉压力连接器210，用于测量和监测来自护套管侧端口的颈静脉压力。

外部控制器204的处理器可以包括如上所述的数据传输电路，其监测来自例如位于导管31上的外部传感器的输入，并将该信号提供给处理器。处理器被编程为接收来自数据传输电路的输入，并调整限流元件32保持为扩展状态期间的间隔，或者调整由限流元件32引起的封堵程度。因此，例如，导管31可以具有定位在导管的远侧部分34内的一个或多个任选的传感器以测量参数，例如心率、血液流动速率、血液量、包括心脏充盈压和中心静脉压在内的压力。传感器的输出被中继到外部控制器204的数据传输电路，该数据传输电路可以在将输入信号提供给处理器之前对其预处理，例如，对传感器的输出进行抽取(decimate)和数字化。例如，通过显示在封堵期间和通畅期间降低的静脉压，提供给处理器的信号允许评估限流元件32的效力，并且临床医生可使用该信号基于患者充血的严重程度来确定需要多少封堵来调节静脉血液回流。如本领域普通技术人员将理解的，系统30′可采用如上所述的限流元件和传感器的任何组合。

现在参考图49，描述了与跨瓣LVAD组合的SVC封堵系统。例如，如上所述，可以将在导管31的远侧部分34处具有限流元件32的SVC封堵系统30定位在SVC内，以至少部分间歇地封堵SVC，并且LVAD系统211可以被定位在心脏左侧，提供完整的血液动力学支持。在一个实例中，LVAD系统211是可获得自Danvers,Massachusetts的

另外，LVAD系统211包括控制器217，其配置为可操作地耦合到导管216以致动泵214来将血液从左心室泵送到主动脉，从而使左心室卸荷并增加冠状动脉和全身灌注。控制器217和控制器33可以是相同的和/或并入相同的壳体单元中，使得单个控制器可操作地耦合到限流元件32和泵214。与控制器217致动泵214来将血液从左心室泵送到主动脉同时地，控制器33可以致动限流元件32以至少部分地封堵SVC。

图50呈现了在动物模型中获得的结果，该结果证明了(1)基线模型；(2)LVAD模型；和(3)LVAD+SVC封堵系统模型的左心室(“LV”)总容积–LV压力。将模型(3)与模型(1)和(2)比较可以明显看出，将本文描述的SVC封堵系统与跨瓣LVAD(可获得自Danvers,Massachusetts的

现在参考图51，描述了与跨瓣RVAD组合的SVC封堵系统。例如，如上所述，可以将在导管31的远侧部分34处具有限流元件32的SVC封堵系统30定位在SVC内，以至少部分地间歇地封堵SVC，并且RVAD系统218可以被定位在导管31上限流元件32的远侧，这提供全面的血液动力学支持。在一个实例中，RVAD系统218是可获得自Danvers,Massachusetts的

另外，控制器33可以配置为被可操作地耦合到RVAD系统218，以致动泵221以将血液从SVC泵送到肺动脉，从而使右心室卸荷。因此，控制器33可同时致动限流元件32以至少部分地封堵SVC，和泵221以将血液从SVC泵送到肺动脉。

现在参考图52，描述了与可选的跨瓣RVAD组合的SVC封堵系统。例如，如上所述，可以将在导管31的远侧部分34处具有限流元件32的SVC封堵系统30定位在SVC内，以至少部分地间歇地封堵SVC，并且可以将RVAD系统218定位在心脏的右侧，提供全面的血液动力学支持。在一个实例中，RVAD系统218是可获得自Danvers,Massachusetts的

此外，RVAD系统218包括控制器224，该控制器224配置为可操作地耦合到导管223，以致动泵221以将血液从IVC泵送到肺动脉，从而使右心室卸荷。控制器224和控制器33可以是相同的和/或并入相同的壳体单元中，使得单个控制器被可操作地耦合到限流元件32和泵221。与控制器224致动泵221来将血液从IVC泵送到肺动脉同时地，控制器33可以致动限流元件32以至少部分地封堵SVC。

现在参考图53和54，SVC封堵系统可以与心室辅助装置(VAD)组合。如图53中所显示，可以将在导管31的远侧部分34处具有限流元件32的SVC封堵系统30定位在SVC内，以至少部分地间歇地封堵SVC，并且可以将LVAD系统225经心尖地定位在心脏左侧，提供全面的血液动力学支持。可选地，如图54中所显示，可以将具有直接放置在导引器护套144的远端上或以其他方式并入到导引器护套144的远端的限流元件32的SVC封堵系统30”定位在SVC内以至少部分地封堵SVC，并且LVAD系统225可以定位在心脏左侧。SVC封堵系统30”可以类似于SVC封堵系统30，但是导引器护套144具有设置在导引器护套144的远侧部分上的限流元件32。

在一个实例中，LVAD系统225可以是可获得自Miami Lakes,Florida的HeartWare,Inc.的HeartWare

LVAD系统225可以另外包括控制器229，其可以配置为可操作地耦合到泵228以致动泵228来将血液从左心室泵送到主动脉。控制器229和控制器33可以是相同的和/或并入相同的壳体单元中，使得单个控制器被可操作地耦合到限流元件32和泵228。与控制器229致动泵228来将血液从左心室泵送到主动脉同时地，控制器33可以致动限流元件32以至少部分地封堵SVC。如本领域普通技术人员将理解的，任何合适的心室辅助装置(VAD)可以与本文所述的SVC封堵系统一起使用。

SVC封堵系统与VAD(例如，RVAD或LVAD)的组合可以降低在患者中实现相同的血流动力学响应所需的VAD流速以。这将降低所需的泵速度，从而减少与生成更高流速所需的较高的泵速度相关的潜在并发症。

由于右心室超负荷可以在LVAD植入期间或之后发生，使用本文所述的SVC封堵系统(例如，SVC封堵系统30、30'和30")的SVC封堵可用于减少右心室容积。例如，植入LVAD后SVC的间歇性封堵有助于在LVAD达到操作速度和/或输出时使右心室卸荷。

现在参考图55，显示了用于调节心脏和减少右心室容积的示例性过程。在步骤241，可以将导管插入SVC中。导管可以包括设置在远端上的限流元件，例如球囊。该步骤可以包括将导管31，或可选地导引器护套144定位到SVC中，如上所述。在步骤242，可以致动限流元件以至少部分地封堵SVC。例如，该步骤可涉及致动限流元件32以至少部分地封堵SVC。致动可以包括如上所述使球囊膨大和/或使球囊间歇地膨大(例如，膨大5分钟和使球囊缩小30分钟)。

在步骤243，可以将LVAD装置植入在左心室处或左心室附近或以其他方式在左心室处或左心室附近部署。这可能涉及例如将LVAD系统225经心尖定位在心脏的左侧。步骤243可以在步骤242在限流元件被致动之后发生。可选地，步骤242可以在步骤242期间或之前发生。在步骤244，控制限流元件32的医疗保健提供者或技术人员可以等待某个时间段和/或者编程控制器33以在步骤242致动限流元件之后等待设定的时间段。如上所述，至少部分地封堵SVC某个时间段(例如，五分钟)可能是有益的。时间量可以基于测量与心脏相关联的一个或多个参数(例如，压力、容积、负荷)并确定一个或多个测量参数在预定阈值范围(一个或多个)内。在落入预定阈值范围(一个或多个)内时，限流元件32可以由临床医生停止和/或由控制器自动停止。在步骤244等待某个时间段之后，可以在步骤245终止限流装置的致动。例如，限流元件32可以是在设定的时间段之后缩小的球囊。如上所述，限流元件32可以间歇地致动以封堵SVC。因此，可以重复步骤242、244和245以减少右心室中的流体体积。以此方式，SVC封堵装置可用于在LVAD的植入或部署之前、期间和/或之后卸荷(offload)超负荷的右心室。

现在参考图56，描述了与主动脉内球囊泵(IABP)组合的SVC封堵系统。例如，如上所述，可以将在导管31的远侧部分34处具有限流元件32的SVC封堵系统30定位在SVC内，以至少部分地间歇地封堵SVC，并且IABP 230可以被定位在降主动脉中。IABP可以包括限流元件231和耦合到限流元件231的导管232。限流元件231示意性地包括能够在允许经腔放置的收缩状态和扩展展开状态之间转换的球囊。限流元件231的尺寸和形状优选地设定成使得处于扩展状态其部分或完全封堵主动脉中的流。导管232可以在近端处耦合到控制器33。控制器33容纳有用于独立地致动限流元件32和限流元件231的驱动机构36。如图54中所显示，限流元件231和限流元件32可以被耦合到同一个控制器，使得单个控制器被可操作地耦合到限流元件32、限流元件231和泵221。然而，应当理解，限流元件32和限流元件231可以被耦合到不同的控制器和/或不同的泵。在操作期间，限流元件231将被定位在降主动脉内并且将间歇地膨大和缩小。膨大可以被定时以与心脏舒张相一致，和缩小被定时以与心脏收缩相一致。当限流元件231缩小时，在主动脉中产生抽吸作用，这在心脏收缩期间促进血液从左心室传递到主动脉。

现在参考图57A-C，分别图解了正常心脏、代偿心脏和代偿失调性心脏，每个图都图解了二尖瓣的横截面。如图57A中所显示，正常心脏不经历二尖瓣反流(MR)。事实上，正常心脏包括正常的前负荷、正常的左心房(LA)容积、正常的左心室(LV)容积和收缩率、正常的壁应力、正常的总心搏出量(TSV)和正常的前向心搏出量。如图57B中所显示，慢性代偿心脏反而经历增加的前负荷、增加的LA容积和压力、增加的LV容积、增加的收缩率、离心性肥大、增加的TSV，但正常的壁应力和FSV。如箭头250所示，这种慢性代偿心脏经历二尖瓣反流。现在参考图57C，图解了代偿失调性心脏。如图57C中所显示，代偿失调性心脏经历增加的前负荷、显著增加的LV容积、降低的收缩率、显著增加的壁应力、较低的TSV和较低的FSV。如箭头251所示，这种代偿失调性心脏经历二尖瓣反流。如本领域技术人员将理解的，其他心脏瓣膜比如三尖瓣可能经历可能导致反流(例如，三尖瓣反流)的类似异常。

使用本文所述的SVC封堵系统(即，SVC封堵系统30、SVC封堵系统30'和SVC封堵系统30”)可以治疗超负荷心脏中的反流。例如，如上所述，将SVC封堵系统引入SVC并间歇地致动限流元件32(例如，封堵时间间隔5分钟和收缩时间间隔10秒)减轻了心脏的超负荷。随着心脏容积的减少，可以通过瓣膜小叶实现接合，而瓣膜小叶之前由于超负荷而无法密封。因此，以本文所述的方式使用SVC封堵系统可以减少心脏中的流体超负荷并最终减少或消除一个或多个瓣膜比如二尖瓣、主动脉瓣和/或三尖瓣中的反流。

还应当理解，使用SVC封堵系统30”或本文所述的任何其他封堵系统来封堵SVC可导致尿流量增加，进一步减轻流体超负荷。例如，SVC封堵系统30”或本文所述的任何其他封堵系统的使用可涉及致动(例如，膨大)限流元件，使得限流元件封堵并且甚至拉伸上腔静脉和/或上静脉管-右心房交界处，从而引起迷走神经刺激并导致尿流量增加。此外，使用本文所述的技术和SVC封堵系统减少流体超负荷可以增加有资格进行心脏手术的患者数量。例如，由于瓣膜小叶的分离程度而不是瓣膜夹的合适候选者的遭受超负荷心脏的患者，在使用SVC封堵系统和心脏容积减少后，可能会成为该手术的合适候选者。

现在参考图58，图解了SVC封堵系统30”并且其与图44中显示的系统相似。SVC封堵系统30”可以包括具有远侧部分255和近侧部分256的导引器护套144。导引器护套144可以是柔性管。远侧部分255可以包括设置在导引器护套144上或以其他方式并入到导引器护套144中的限流元件32。远侧部分255可以配置为放置在SVC中。导引器护套144可以在近端256处耦合到控制器33。控制器33可以被编程以间歇地致动限流元件32。导引器护套144可以包括一个或多个内腔并且还可以包括用于使限流元件32膨大的流体管腔。

现在参考图59，显示远侧部分255位于SVC中的SVC封堵系统30”。此外，显示了单独的递送导管260，其延伸穿过IVC、穿过右心房并进入左心房。递送导管260可以被引入例如股静脉或任何其他静脉。递送导管260可以具有设计用于递送瓣膜夹，比如瓣膜夹262的远侧区域261。瓣膜夹262可以可移除地耦合到远侧区域261并且设计为将瓣膜小叶夹在一起来治疗反流。如图59中所显示，瓣膜夹262可用于将二尖瓣小叶夹在一起。在一个实例中，瓣膜夹262可以是可从Abbott Laboratories获得的Mitral夹子

如上面所解释的，当心脏超负荷时，如图57B和57C中所显示，心脏中增加的容积可能导致瓣膜小叶分离，从而导致反流。为了部署瓣膜夹262来治疗反流，瓣膜小叶不能彼此分开太远。在瓣膜小叶分离太大而无法部署瓣膜夹262的情况下，可以使用SVC封堵系统来减小心脏的容积。例如，可以在使用SVC封堵系统时监测LVEDV。在心脏被卸荷的情况下，瓣膜夹262可以被正确地安装。例如，一旦LVEDV降低到某个点，就可以提高瓣膜夹成功植入的可能性。因此，本文所述的SVC封堵系统便于瓣膜夹的植入。

现在参考图60，显示了用于调节心脏和减小心脏容积以执行心脏手术(例如，二尖瓣夹的部署)的方法。在步骤271，可以将导管插入SVC中。例如，如图59中所显示，可以将SVC封堵系统30”插入患者体内，并且可以将具有限流元件32的远侧部分255设置在SVC内。在步骤272，可以致动限流元件以至少部分地封堵SVC。例如，如图58中所显示，并在上面详细描述，控制器33可以致动限流元件32，从而使限流元件32膨大以至少部分地封堵SVC。

在步骤273，医疗保健提供者或技术人员可以生成与患者心脏相关的数据。例如，医疗保健提供者或技术人员可以使用医学成像，比如荧光透视或任何其他众所周知类型的医学成像来生成图像数据。可以使用其他众所周知的方法来生成与心脏相关的数据，比如超声或心电图(ECG)。根据生成的数据，医疗保健提供者或技术人员可以确定关于患者心脏或其一部分(比如右心室和/或左心室)的信息，包括容积和/或压力。例如，医疗保健提供者或技术人员可以确定患者心脏或其一部分的容积(例如，右心室容积)。可选地，医疗保健提供者或技术人员可以考虑瓣膜(比如二尖瓣)的小叶之间的分离。

在步骤274，医疗保健提供者或技术人员可以确认生成的数据或与生成的数据相对应的数据满足预定阈值或以其他方式在可接受的范围内。例如，使用生成的数据，医疗保健提供者或技术人员可以计算或推断右心室的大小或容积，并确认该大小或容积满足预定阈值或以其他方式在可接受的范围内。在执行步骤274之后，在步骤275，医疗保健提供者或技术人员可以执行心脏手术。例如，如图59中所显示，医疗保健提供者或技术人员可以部署瓣膜夹262。

图60中阐述的方法可以与多种其他心脏手术结合使用，这些手术可以包括但不限于部署和/或安装瓣膜或心脏假体、部署和/或安装心脏泵(例如，LVAD)、心脏或瓣膜外科手术(例如，四边形切除术)和/或冠状动脉血运重建，其使用经皮冠状动脉介入治疗(PCI)或冠状动脉旁路移植术(CABG)。在图60的步骤275执行心脏手术可选地涉及部署瓣环成形术环282，如图61中所显示。现在参考图61，例如，SVC封堵系统30”的远侧部分255可以位于SVC中并且递送导管280可以延伸穿过IVC、穿过右心房并进入左心房。递送导管280可被引入股静脉或任何其他静脉。递送导管280可以具有用于递送瓣环成形术环282的远侧区域281。在一个实例中，瓣环成形术环282可以是可从Edwards Lifesciences获得的Carpentier-Edwards Physio II环。然而，本领域技术人员将理解，瓣环成形术环282可以是用于将瓣环恢复到其适当尺寸的任何环或带。

在图60的步骤275执行心脏手术可选地包括部署瓣膜假体292，如图62中所显示。现在参考图62，例如，SVC封堵系统30”的远侧部分255可以位于SVC中并且递送导管290可以延伸穿过IVC、穿过右心房并进入左心房。可以将递送导管290引入股静脉或任何其他静脉。递送导管290可以具有用于递送瓣膜假体292的远侧区域291。例如，瓣膜假体292可以是任何瓣膜假体，比如经导管假体心脏瓣膜或支架。

虽然图59、61和62都显示了用于执行心脏手术的递送导管延伸穿过IVC，但是递送导管可以可选地延伸穿过SVC。现在参考图63，SVC封堵系统30”的远侧部分255被图解为具有设置在SVC内的远侧部分255。递送导管300被图解为延伸穿过导引器护套144并伸出远侧部分255。与递送导管260类似，递送导管300可以递送瓣膜夹301，该瓣膜夹301可移除地耦合到远侧区域302并以与上述关于图59相同的方式部署瓣膜夹262。还应理解，关于图61描述的瓣环成形术环282、关于图62描述的瓣膜假体292(包括但不限于生物假体心脏瓣膜)或任何其他假体、生物假体或外科装置可以通过延伸穿过导引器护套144的递送导管递送到心脏。

应理解，前文描述拟说明且不限制本发明的范围，本发明的范围由所附权利要求书的范围限定。其它实施方式处于所附权利要求书的范围内。