CN109789289A - 管道尖端及使用系统和方法 - Google Patents

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F.N.弗拉纳诺
G.坦斯利
S.伍达
B.赫托
J.S.理查森
H.M.罗里二世
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Abstract

本公开涉及一种旋转血泵系统。所述旋转血泵系统可包括双枢轴接触轴承系统。所述旋转血泵系统还可包括血液流入管道、流出管道、控制系统和电源。本公开进一步涉及各种流入管道组件，所述各种流入管道组件包括：管道尖端，所述管道尖端具有波状开口表面，所述波状开口表面提供改进的血液流动和清洗特性，同时使易于阻滞的区域最小化；以及弹性尖端保护笼结构，所述弹性尖端保护笼结构降低了管道尖端抽吸事件和邻近血管或其他含血结构的壁的抽吸相关损伤的风险。本公开进一步涉及具有管道尖端的各种流出管道组件，其中所述管道或管道尖端的管腔的横截面积减小以在邻近所述管道尖端的血管区段中产生局部射流状流体流。

Description

管道尖端及使用系统和方法
相关申请的交叉引用
本申请要求2016年4月29日提交的题为“Conduit Fluid Inflowtip”的美国临时专利申请号61/329,930和2017年3月6日提交的题为“Conduit Outflow Tip and CageDevice”的美国临时专利申请号62/467,651的优先权；这两者以引用的方式整体并入本文。
发明领域
本公开涉及一种血泵系统，所述血泵系统包括泵、管道、控制单元以及电源，由此所述系统可用于多种临床指征。此外，本公开涉及用于与所述血泵系统一起使用的各种流入和流出管道、管道尖端以及支撑结构。具体地，本文所公开的装置可用于持续增加需要用于血液透析、旁路移植或者期望较大静脉或动脉直径的其他类型的手术或程序的血管进入部位的患者的静脉和动脉的总直径和管腔直径。本文所公开的装置、方法和系统还可用于为患有下肢静脉高压的患者(包括那些患有皮肤变色和溃疡的患者)增加下肢静脉回流以及降低下肢静脉压。所公开的装置、方法和系统可进一步用于将增加的局部血流量提供给对其有需要的器官和组织(诸如患有外周动脉疾病(PAD)的患者的下肢)。
背景信息
美国有超过650,000名慢性肾病(CKD)患者，每年有超过100,000名新CKD患者。由于如高血压、糖尿病和人口老龄化的因素，普遍人口的年增长率预计为4％。
血液透析是美国90％以上CKD患者的首选治疗方法。如果没有血液透析或某种其他形式的肾替代疗法，大多数CKD患者会死亡。经历血液透析治疗的典型CKD患者必须将他们的血管系统连接到血液透析机每周两到三次。对于血液透析，有三种常见的血管进入部位选项。优选进入部位选项是动静脉瘘(AVF)，其为动脉与静脉之间的直接手术创建的连接，优选地在手腕中，或者替代地，在前臂或上臂中。另一进入部位选项是动静脉移植物(AVG)，其是使用插入的合成管道在动脉与静脉之间通过手术创建的连接，优选地在前臂中，或者替代地，在上臂、胸部、腹股沟或腿部中。最后一种主要进入部位选项是插入颈部、胸部、腿部、或其他解剖学位置中的大静脉中的导管。
与具有AVG或导管的患者相比，具有AVF的患者的发病率更低，死亡率更低，护理成本更低；因此，AVF是用于血液透析的血管通路的优选形式。具有AVG或导管的患者要比具有AVF的患者具有实质上更高的感染率和死亡率，其中具有导管的患者的结果最为糟糕。此外，具有AVG或导管的患者具有更高的平均护理成本，其中具有导管的患者则具有最高成本。如果患者适合于形成AVF，那么在手腕或前臂通常优于AVF在上臂中，因为手部局部缺血的发生率更高并且上臂的静脉段通常更短且更深。在创建AVF和AVG血管进入部位时遵循的一个普遍接受的原则是尽可能远地开始并且保留更近侧静脉以用于稍后的血管进入部位创建。这意味着在AVF患者的手腕处和在AVG患者的前臂中开始。然而，更远侧静脉的较小直径常常会降低这些位置的血管通路手术的成功率。
遗憾的是，约85％的患者不适合于手腕中形成AVF，这大多是因为静脉直径和动脉直径太小。此外，由于与小静脉和动脉直径相关的通常被称为“成熟失败”的事件，因此在没有额外的手术和介入手术的情况下，所创建的所有AVF中约50％至60％是不可用的。具有较大直径的静脉和动脉的可用性与较高的AVF合格性、较低的成熟失败率、较快的AVF成熟以及较长的初级和次级通畅率相关。
当前，用于永久或持续增加静脉或动脉的直径的选项很少。所有当前方法都使用可导致静脉或动脉损伤的诸如球囊血管成形术的机械扩张方法。由于患者需要具有特定大小的外周静脉和动脉以供医师形成AVF，期望具有一种用于持续性且永久性地增加外周静脉或动脉的大小或直径的方法和系统。
美国约有700万人患有可发展成静脉溃疡的慢性静脉功能不全和高血压。下肢溃疡是慢性伤口的最常见形式，其中美国人口的估算患病率为1％。美国约有250万人患有下肢溃疡，并且美国每年约有60万人寻求治疗下肢静脉溃疡。随着人口老龄化，预期静脉溃疡的发病率将上升。
在对患有静脉溃疡的患者的调查中，81％的患者报告有运动障碍，56％的患者报告每周在溃疡护理上花费多达8个小时，68％的患者报告有负面情绪影响，包括恐惧、社交孤立、愤怒、抑郁和负面自我形象。在调查中，80％的患者并未外出工作；而在20％的就业患者中，腿部溃疡与工作时间损失、失业以及对财务的不良影响相关。
下肢静脉高压和溃疡的治疗成本昂贵，并且给健康护理提供者和系统带来巨大负担。在对克利夫兰诊所(Cleveland Clinic)的78名静脉溃疡患者的研究中，中值溃疡大小为2.8cm2(平均值＝9.4cm2)并且5％患有双侧溃疡。溃疡愈合的中值时间为77天(平均值＝108天)，并且平均治疗成本为每月2,400美元。治愈溃疡的平均治疗总成本为每位患者9685美元。对于需要一年以上来愈合的患者来说，每位患者的平均总成本为1.8534万美元。
在大多数情况下，静脉高压和溃疡是继发于深静脉血栓形成或未知原因引起的瓣膜功能不全所引起的。在极少数情况下，静脉高压和溃疡是继发于深静脉血栓形成、静脉损伤或外在静脉压迫的股或盆腔静脉阻塞所引起的。组织长期暴露于局部静脉高压下引起血浆和红细胞渗透和泄漏增加的毛细血管扩张、微循环中白血球的俘获和活化、以及自由基和其他有毒产物(诸如肿瘤坏死因子和胶原酶)的释放，这些可能促使细胞死亡以及组织损伤。血纤维蛋白原泄漏到周围组织中结合或“俘获”生长因子和细胞因子并使它们无法用于组织完整性的维护和修复。
下肢静脉高压临床表现为腿部发红和变色、肿胀、疼痛、水肿、瘙痒、产生鳞屑、溢液以及脂性硬皮病。溃疡通常发展在腿部的内侧，具有不规则边缘，并且可能伴有剧痛。静脉溃疡常常并发有并发性细菌感染。动脉循环通常是充分的。当前针对下肢静脉高压和溃疡的治疗方式常常并不充分。大多数情况下对患者提供目标为治愈溃疡以及防止复发的姑息治疗，包括积极伤口护理、用于降低下肢静脉压力并增加静脉回流的加压疗法、下肢静脉剥离或扩张以及皮肤移植。然而，当前治疗方式常常无法治愈溃疡，并且治愈的溃疡的复发率高。
当前，存在小型“心泵”；然而，此类泵较昂贵，并且其设计和尺寸并不适于在四肢中使用或用于本文所述的用途。如此，除其他临床指征之外，对于能够以合理的成本增加外周静脉和动脉的直径的系统、部件、方法和泵装置存在未满足的临床需求。另外，需要能够增加下肢静脉回流、降低下肢静脉高压以及治愈静脉溃疡的系统、部件、方法和泵装置。若干医疗程序和医疗装置依靠泵和管道系统将各种流体(诸如血液)移入和移出患者。各种研究已表明，流入管道和流入管道尖端的构型直接影响进入血泵系统的流入管道的流体的流动特性。各种研究已表明，流出管道和流出管道尖端的构型直接影响离开血泵系统的流出管道的流体的流动特性。当使用管道将血液从患者体内泵送出并泵送回患者体内时，存在由流动中的低和高壁剪切应力(WSS)区域引起的血栓形成的风险，以及血栓栓塞事件的相关风险。例如，众所周知，低WSS区域可能引起血小板聚集，而高WSS区域可能引起血小板活化。极高WSS区域还可能存在溶血的风险。例如，WSS大于150Pa的区域很可能导致溶血。
发明内容
本申请涉及血泵系统，包括具有广泛操作范围、低销货成本(COGS)和间歇工作时间的血泵系统。这些血泵系统被设计用于在多种临床情况中使用并且用于多种临床指征，如本文所述。
本文所述的血泵系统可用于增加静脉和动脉(优选为外周静脉和动脉)的直径。所述系统将起作用以致使静脉或动脉直径增加的方式来移动血液。这可通过将血液排放(“推动”)到静脉或动脉中或者从静脉或动脉移除(“拉动”)血液来实现。通过任一种方法，所述系统增加脉管中的血液流量，这最终造成脉管直径持续增加。如此，所述系统(并且更具体地说是泵)使用机械装置来激活生物反应途径，从而导致静脉或动脉的扩大以及扩张的动脉壁和静脉壁的结构改变，该过程有时被描述为“血管重塑”。所述系统具有：血泵；管道，所述管道用于向和自所述血泵输送或运送血液；控制系统，所述控制系统用于监测所述血泵并修改所述血泵的操作；以及电源。因此，所述系统包括一组构件，所述一组构件可例如在一个端部流体连接到动脉且在另一端部流体连接到静脉，由此当被激活时，以一定的速率泵送血液，使得所述静脉、所述动脉、或两者的内皮上的壁剪切应力(WSS)升高达足以引起静脉或动脉的持续增大的一段时间。可使用多种泵和泵系统中的任一种，只要通过泵系统的血流量能够受控以产生血管直径的期望的增加。
本文所述的血泵系统可用于增加下肢静脉回流、降低下肢静脉高压以及治愈静脉溃疡。所述系统将起作用以将血液从下患肢中的静脉(诸如股静脉、隐静脉或髂静脉)移动到静脉循环中一定的位置，使得从所述下肢到心脏的静脉血回流得到改进。用于回流到静脉循环的位置包括颈静脉、腋静脉、锁骨下静脉、头臂静脉、上腔大静脉以及右心房。所述系统具有：血泵；一个或多个管道，所述一个或多个管道用于向和自血泵输送或运送血液；控制系统，所述控制系统用于监测血泵并修改血泵的操作；以及电源。如此，所述系统包括一组构件，所述一组构件能够例如在一个端部流体连接到外周静脉且在另一端部流体连接到外周中央静脉或右心房，由此当激活时，血液以某一速率进行泵送，使得在所治疗的下肢中，静脉血压得以降低达足以致使静脉溃疡发生部分愈合或完全愈合的一段时间。可使用多种泵和泵系统中的任一种，只要通过泵系统的血流量能够受控以产生期望效果。
可采用各种类型血泵，包括容积泵和旋转泵，其中旋转型泵是优选的。在一个实施方案中，旋转血泵系统包括泵，所述泵具有限定用于接收血液的入口和用于排放血液的出口的外壳。泵壳的设计和尺寸被设定成容纳悬浮在轴承上的旋转的叶轮。所述泵壳可具有接近所述外壳的所述入口部分的第一轴承以及接近所述外壳的所述出口部分的第二轴承。血液进出旋转的叶轮，由此叶轮增大血液的排出速度。当血液在端接于所述泵出口中的泵扩压器内减速时，这种增加的速度被恢复或转化为增加的压力。
在其他实施方案中，可使用各种类型的旋转血泵。例如，可使用轴流泵、混流泵，或者优选地离心式血泵。此外，可使用多种泵叶轮轴承，包括但不限于磁轴承、流体动力轴承以及优选地枢轴(接触)型轴承。类似地，可使用各种类型的泵扩压器，包括但不限于收集器扩压器或优选地蜗壳扩压器(volute diffuser)。
在一个实施方案中，具有枢轴承的离心式血泵包括泵壳，所述泵壳限定具有用于接收血液和将血液引导到叶轮上的流入扩压器的泵入口，所述泵壳具有从所述外壳的顶部延伸到所述入口中的顶部座圈和顶部枢轴承以及从所述外壳的底部延伸到所述外壳的内部空间中的底部座圈和底部枢轴承。所述泵还包括悬浮在所述外壳内的叶轮，所述叶轮还具有用于接收叶轮枢轴的轴承管腔。所述叶轮枢轴具有第一端部和第二端部，所述第一端部接近入口部分接合顶部枢轴承，所述第二端部靠近出口部分接合底部枢轴承。在一个实施方案中，所述叶轮枢轴的至少一个端部是凸形的，并且至少一个枢轴承的端部是凹形的。在另一实施方案中，所述叶轮枢轴的至少一个端部的端部是凹形的，并且每个枢轴承的至少一个端部是凸形的。在另一实施方案中，所述叶轮枢轴的两个端部都是凹形的，而两个枢轴承都是凸形的。在另一实施方案中，所述叶轮枢轴的两个端部都是凸形的，而两个枢轴承都是凹形的。所述叶轮可包括被设计来接触血液并使血液加速进入蜗壳中的多种翅片或叶片构型。例如，所述叶轮限定多个叶片，所述多个叶片在所述叶轮的顶表面上且从所述叶轮的中心径向延伸到所述叶轮的外缘。所述叶片将血液从所述叶轮的中心入口加速到所述叶轮的外周出口。在另一选项中，所述叶轮不包括叶片或翅片，但却包括用于移动或推进血液的装置。所述叶轮可选地包括大体上平行于所述叶轮的中心轴线从底表面穿过所述叶轮延伸到顶表面的至少一个冲刷管腔、切口或钻孔。在一些实施方案中，所述管腔被设计来防止血液在所述叶轮下方和所述底部枢轴承周围阻滞。
所述血泵包括被设计来致动所述叶轮的马达，优选地为电动马达。在一个实施方案中，所述血泵包括驱动马达，所述驱动马达具有机械附接到所述叶轮的至少一个磁体和机械附接到所述外壳的至少一个电枢。所述电枢在附接到所述叶轮的至少一个磁体上诱发电动势。所述泵马达可以是具有无传感器反电动势(反EMF)换向的轴向间隙无刷直流(DC)扭矩马达。所述马达可采用钕铁硼(NdFeB)的烧结合金用于所述叶轮中的所述磁体，而在定子中使用三相平面“跑道”线圈构造。所述马达可具有扁平纵横比，其中与其直径相比，轴向长度很小。
在一个实施方案中，所述血泵系统包括离心式血泵，其操作范围在约50毫升每分钟(mL/min)与约1500mL/min之间。所述系统还包括泵壳，所述泵壳限定泵入口以接收血液并将血液引导到叶轮上。所述泵壳具有从所述外壳的顶部延伸到所述入口中的顶部枢轴承以及从所述外壳的底部延伸到所述外壳的内部空间中的底部枢轴承。所述泵还包括悬浮在所述外壳内的叶轮，其中所述叶轮与所述外壳的顶部之间的第一间隙在约0.05mm与约0.2mm之间的第一范围内。
所述叶轮包括：叶轮枢轴，所述叶轮枢轴具有用以接合所述顶部枢轴的第一端部和用以接合所述底部枢轴的第二端部；以及多个叶片，所述多个叶片在所述叶轮的顶表面上且远离所述叶轮的中心径向延伸，所述叶片用以迫使在所述入口处接收到的血液通过所述泵壳并且到达所述出口。所述叶轮还包括至少一个管腔，所述至少一个管腔平行于所述叶轮的中心轴线从所述底表面穿过所述叶轮延伸到顶表面。
所述泵还包括机械接合到叶轮的至少一个磁体和磁性接合所述至少一个磁体的电动马达，其中所述电动马达使所述至少一个磁体和所述叶轮旋转。在其他实施方案中，所述泵还包括用以磁性接合所述至少一个磁体的铁磁背板。
所述血泵系统具有包括第一(流入)管道的一个或多个管道，所述第一管道具有两个端部，第一端部流体连接到所述血管系统中的某一位置并从所述位置接收血液，而第二端部流体连接到所述泵。所述流入管道将血液递送到所述泵。所述血泵系统具有第二(流出)管道，所述第二管道具有两个端部，第一端部流体连接到所述泵并从所述泵接收血液，而第二端部流体连接到所述血管系统中的某一位置并将血液递送到所述位置。
在一些实施方案中，所述血泵系统的所述管道具有在2cm与110cm之间的单独长度和在4cm与220cm之间的组合长度，并且可由医师修剪到期望长度，包括在所述泵系统的植入期间。所述管道的内径各自在2mm与10mm之间，并且优选地在3mm与5mm之间。所述管道可至少部分地由以下形成：聚氨酯(例如，或)、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂弹性体、聚四氟乙烯(PTFE)、膨体聚四氟乙烯(ePTFE)、聚对苯二甲酸乙二酯(PET，例如，涤纶)以及它们的组合。所述管道还可包括弹性贮存器。
所述管道的全部或部分可用编织或螺旋盘绕的形状记忆材料(诸如镍钛诺)或者其他自膨胀或径向膨胀材料(诸如不锈钢)来增强。对于被设计用于下肢静脉高压和静脉溃疡的治疗的泵系统，将血液从下肢静脉输送到所述泵系统的所述泵部分的管道还可包括ePTFE或Dacron的远段，使得此段可通过外科吻合术流体连接到所述下肢静脉。此ePTFE或涤纶段还可包括外部增强件，诸如另外的ePTFE或涤纶材料、或者具有诸如镍钛诺或不锈钢的自膨胀或径向可膨胀的材料。此外部加强件可采取螺旋或编织的形式，或者可包括更完全圆周且均匀的支撑结构，或者可以另一方式进行构造使得当管道内的压力较低或为负时抵抗塌缩、压缩或接合。所述管道可具有流体连接到所述血管系统的倒角端部。所述端部可以10度与80度之间的角度进行倒角。当被构造用于放置在血管或其他血管内位置的管腔内时，所述管道中的一个或多个可在远侧端部的壁中具有一个或多个孔或开窗。所述管道可使用径向压缩式连接器来固定到所述泵。
在另一实施方案中，一种血泵系统包括离心式血泵，所述离心式血泵还包括泵壳，所述泵壳限定用于接收血液并将血液引导到叶轮上的泵入口。所述泵壳具有从所述外壳的顶部延伸到所述入口中的顶部枢轴承以及从所述外壳的底部延伸到所述外壳的内部空间中的底部枢轴承。所述泵还包括悬浮在所述外壳内的叶轮，其中所述叶轮与所述外壳的顶部之间的第一间隙在约0.05mm与约0.2mm之间的第一范围内。
所述叶轮包括：叶轮枢轴，所述叶轮枢轴具有用以接合所述顶部枢轴的第一端部和用以接合所述底部枢轴的第二端部；以及多个叶片，所述多个叶片在所述叶轮的顶表面上且远离所述叶轮的中心径向延伸，所述叶片用以迫使在所述入口处接收到的血液通过所述泵壳并且到达所述出口。所述叶轮还包括至少一个管腔，所述至少一个管腔平行于所述叶轮的中心轴线从所述底表面穿过所述叶轮延伸到顶表面。
所述泵还包括机械接合到叶轮的至少一个磁体和磁性接合所述至少一个磁体的电动马达，其中所述电动马达使至少一个磁体和所述叶轮旋转。所述血泵还包括至少一个管道，所述至少一个管道具有与所述泵入口或泵出口连通的端部以及用于插入到血管中的远侧端部。所述远侧端部包括限定与所述远侧端部的中心纵向轴线同轴的大体上圆形端部开口的锥形非倒角远侧尖端。所述远侧端部还包括多个第一侧孔，所述多个第一侧孔围绕所述远侧尖端的圆周对称地布置，其中所述多个第一侧孔接近所述圆形端部开口且相对于所述中心纵向轴线以一定角度定向。所述远侧端部还包括围绕所述远侧端部的圆周布置的多个第二侧孔。
在一些实施方案中，所述血泵系统的所述管道还包括与所述管道连通的一个或多个侧端口。所述血泵系统还包括用于接合所述至少一个管道的一个或多个可附接管道封套(conduit cuff)。
在一个实施方案中，一种血泵系统包括血泵和控制系统，所述控制系统用于监测所述血泵系统并修改所述血泵的操作，以维持流体连接到所述血泵的动脉或静脉内的平均WSS增加。所述控制系统还被构造来将静脉内的平均WSS维持在0.76帕斯卡至23帕斯卡(Pa)的范围内，或优选地在2.5Pa至10Pa的范围内。在另一实施方案中，所述控制系统监测并维持流体连接到所述血泵的动脉或静脉内的增加的平均血流速度。在此实施方案中，所述控制系统被构造来将动脉或静脉内的平均血流速度维持在10cm/s与120cm/s的范围内，或者优选地在25cm/s与100cm/s的范围内。在任一实施方案中，所述血泵系统被构造来维持增加的平均壁剪切应力或增加的平均血流速度达至少1天、7天、10天、14天、28天、42天、56天、84天或112天。如本文所使用，术语速度可指代血流速度，而不管方向分量或矢量如何。
所述血泵系统具有用于实现和维持期望流率的控制系统，所述控制系统可可选地包括用于接收信息和控制所述血液泵送系统的泵操作的控制装置。至少，所述控制系统可进行手动致动，以调整马达的转速。替代地，可使用自动(即“智能”)控制系统。可选地，所述控制系统包括可在泵、管道或患者的血管系统中的传感器。在一个实施方案中，所述控制装置可基于反EMF波形的过零点来测量马达的旋转转速。这些过零点指示所述叶轮的磁极逆转。利用此构造，马达的转速通过对输入电压的脉冲宽度调制(PWM)来控制，而扭矩通过对输入电流的PWM来控制。所述控制装置还可监测所述泵马达的诸如电流和电压的其他状态变量，藉以可估算和控制通过所述血液泵送系统的流率和外周血管中的WSS两者。
所述控制装置优选地包括“处理器”，所述“处理器”包括用于驱动和控制所述泵马达的感测级、处理级和功率级。所述处理器激励马达绕组并通过分析所述马达绕组中的反EMF以及来自任选的传感器的信息来控制所述马达转速。所述处理器可执行在计算机可读介质上编码的控制算法。所述血泵系统包括用于将控制装置电连接到所述泵和任选的传感器的电缆。所述血泵系统还包括电源，在一些实施方案中，所述电源可集成到所述控制装置中。在一些实施方案中，所述血泵系统的电源可以是移动的(例如，可充电电池或燃料电池)或静止的(例如，连接到AC电网的电源基座单元)。
所述控制系统可从各种源获取信息。所述控制装置内的马达驱动电子器件可测量操作泵所需的马达转速、输入功率或电流中的至少一者。在其他实施方案中，所述控制系统包括在所述血泵或管道中的传感器，所述传感器测量血流速度、血液流率、外周血管中的血流阻力、血压、脉动指数以及它们的组合中的至少一者。在其他实施方案中，所述控制系统包括在患者的血管系统中的传感器，所述传感器测量血流速度、血液流率、血压、脉动指数、脉管直径以及它们的组合中的至少一个。
在一些实施方案中，所述控制系统可使用来自控制装置和/或传感器的信息(诸如马达转速、马达输入功率、泵流率、泵压头、流出管道与目标脉管接合部附近的压力、血管上的压降以及它们的组合)来在目标脉管或者供体动脉或静脉中估算和维持期望且升高的WSS水平。对于此应用，“目标脉管”、“目标血管”、“目标静脉”或“目标动脉”指代动脉或静脉的特定段，所述特定区段意图用于治疗以在泵管道组件进行植入、构造和操作使得产生总直径和管腔直径的持续增加的情况下实现持续增加的总直径和管腔直径。
可使用各种控制系统方法来自动地控制所述血泵系统的操作。在一个实施方案中，一种确定和控制血管中的WSS的方法包括以下步骤：测量血液粘度；测量血泵系统或血管中的血液流率；以及测量所述血管的半径。所述步骤还包括：根据所述测量的血液粘度、所述测量的流率和所述血管的半径来确定所述血管中的WSS；将所述确定的WSS与预先确定的参考值进行比较；以及当所述确定的WSS不接近所述预先确定的参考值时调整血泵转速。重复所述步骤，直到所述确定的WSS接近所述预先确定的参考值。
在另一实施方案中，一种计算和控制血管中的WSS的方法包括以下步骤：估算血液粘度；测量血泵系统或血管中的血液流率；以及测量所述血管的半径。所述步骤还包括：根据所述估算的血液粘度、所述测量的血液流率和所述血管的半径来确定WSS；将所述确定的WSS与预先确定的参考值进行比较；以及当所述确定的WSS不接近所述预先确定的参考值时调整血泵转速。重复所述步骤，直到所述确定的WSS接近所述预先确定的参考值。
在一个实施方案中，一种估算和控制血管中的WSS的方法包括以下步骤：估算血液粘度；测量血泵系统的选自电压、电流或泵转速的至少一个马达状态变量；以及估算所述血泵系统中的血液流率。所述步骤还包括：测量所述血管中的压力；根据所述估算的血液流率和所述血管中的所述测量的压力来确定所述血管中的血管阻力；估算所述血管的半径。所述步骤还包括：根据所述估算的血液粘度、所述估算的血液流率和所述血管的半径来确定WSS；将所述确定的WSS与预先确定的参考值进行比较；以及当所述确定的WSS不接近所述预先确定的参考值时调整所述泵转速。重复所述步骤，直到所述确定的WSS接近所述预先确定的参考值。
在另一实施方案中，一种使用血泵系统来估算和控制血管中的WSS的方法包括以下步骤：估算血液粘度；测量所述血泵系统的选自电压、电流或泵转速的至少一个马达状态变量；以及估算所述血泵系统中的血液流率和压头。所述步骤还包括：根据所述估算的血液流率和所述估算的压头来计算所述血管的血管阻力；估算所述血管的半径；以及根据所述估算的血液粘度、所述估算的血液流率以及所述血管的所述估算的半径来确定所述WSS。所述步骤还包括：将所述确定的WSS与预先确定的参考值进行比较并且在所述确定的WSS不接近所述预先确定的参考值时调整所述泵转速。重复所述步骤，直到所述确定的WSS接近所述预先确定的参考值。
在一个实施方案中，一种使用血泵系统来估算和控制血管中的WSS的方法包括以下步骤：估算选自由血液粘度、血液流率、所述血泵系统中的压头以及所述血管的半径组成的组中的至少一者；测量所述血泵系统的选自由电压、电流以及泵转速组成的组中的的至少一个马达状态变量；以及确定所述血管中的WSS。所述步骤还包括：将所述确定的WSS与预先确定的参考值进行比较并且在所述确定的WSS不接近所述预先确定的参考值时调整所述泵转速。重复所述步骤，直到所述确定的WSS接近所述预先确定的参考值。
在又一实施方案中，一种用于在检测到血泵系统的入口处的塌缩的迫近时避免流体连接到所述血泵系统的血管或心房的塌缩或接合的无传感器方法包括以下步骤：测量血泵马达电流；以及连续地确定所述血泵马达电流的呈傅立叶级数的形式的频谱分析表示。所述步骤还包括：当所述傅立叶级数的二次谐波项的振幅超出参考值时，提供检测指示；以及当所述傅立叶级数的二次谐波项的振幅超出所述参考值时，递减泵转速。重复所述步骤，直到所述二次谐波项的振幅下降到低于所述参考值。
在另一实施方案中，一种血泵系统包括血泵和控制系统，所述控制系统用于监测所述血泵系统并修改所述血泵的操作，以维持所治疗的下肢中静脉血压的降低。所述血泵还被构造来在体位变化(诸如从站立到躺卧的变化)期间维持流入管道和流体连接的外周静脉区段的管腔面积。在一个实施方案中，所述控制系统监测流体连接到所述血泵系统的所述流入管道的所述下肢静脉中的血压，并调整泵转速以将静脉压维持在足够低以产生通过所述血泵系统的充分的静脉回流而同时避免静脉壁塌缩、接合或脱垂的期望范围内。在此实施方案中，所述控制系统被构造来即将临近所述流入管道的下肢静脉区段中的压力维持在5mmHg与100mmHg的范围内，或者优选地在10mmHg与50mmHg的范围或10mmHg与25mmHg的范围内。在任一实施方案中，所述血泵系统被构造来大体上维持此下肢静脉区段压力范围至少7天、28天、56天、112天、224天或356天。
所述血泵系统具有用于大体上实现和维持期望的下肢静脉区段压力范围的控制系统，所述控制系统可可选地包括用于接收信息和控制所述血液泵送系统的泵操作的控制装置。至少，所述控制系统可进行手动致动，以调整马达的转速。替代地，可使用自动(即“智能”)控制系统。可选地，所述控制系统包括可在所述泵、所述管道或所述患者的所述血管系统中的传感器。所述传感器(包括但不限于位置传感器)可在各种其他位置处于患者体内或患者体外。所述控制装置可基于反EMF波形的过零点来测量马达的旋转转速。这些过零点指示所述叶轮的磁极逆转。马达的转速通过对输入电压的PWM来控制，而转矩通过对输入电流的PWM来控制。所述控制装置还监测所述泵马达的诸如电流和电压的其他状态变量，藉此两者可估算和控制通过所述血液泵送系统的流率。所述控制装置优选地包括存储器、处理器，所述处理器用于控制所述泵马达转速，分析来自马达驱动电子器件和任选的传感器的信息，以及执行在计算机可读介质上编码的指令。所述血泵系统包括用于将控制装置电连接到所述泵和任选的传感器的电缆。所述血泵系统还包括电源，在一些实施方案中，所述电源可集成到所述控制装置中。在一些实施方案中，所述血泵系统的电源可以是移动的(例如，可充电电池或燃料电池)或静止的(例如，连接到AC电网的电源基座单元)。
所述控制系统可从各种源获取信息。所述控制装置内的马达驱动电子器件可测量操作泵所需的马达转速、输入功率或电流中的至少一者。在其他实施方案中，控制系统包括在血泵或管道中的传感器，所述传感器测量血流速度、血液流率、血压、体位及其组合中的至少一者。在其他实施方案中，控制系统包括患者的血管系统中的传感器，所述传感器测量血流速度、血液流率、血压及其组合中的至少一者。
可使用各种控制系统方法来自动地控制所述血泵系统的操作。在一个实施方案中，一种降低下肢静脉区段压力的方法包括以下步骤：估算体位；以及基于体位来调整泵的转速。在另一实施方案中，一种降低下肢静脉区段压力的方法包括以下步骤：估算体位；测量流入管道或流体连接到所述流入管道的所述静脉区段中的血压；以及基于体位以及所述流入管道或流体连接到所述流入管道的所述静脉区段中的血压来调整所述泵的转速。在另一实施方案中，一种降低下肢静脉区段压力的方法包括以下步骤：测量血泵系统的选自由电压、电流和泵转速组成的组中的至少一个马达状态变量；以及将所述血泵系统的转速设置为提供通过所述血泵系统的至少特定最小血流量。在另一实施方案中，一种降低下肢静脉区段压力的方法包括以下步骤：测量通过血泵系统的血流量；以及将所述血泵系统的转速设置为提供通过所述血泵系统的至少特定最小血流量。
在又一实施方案中，一种用于在检测到血泵系统的入口处或附近的静脉或流入管道的塌缩的迫近时避免流体连接到所述血泵系统的下肢静脉区段的塌缩或接合的无传感器方法包括以下步骤：测量血泵马达电流；以及连续地确定所述血泵马达电流的呈傅立叶级数形式的频谱分析表示。所述步骤还包括：当所述傅立叶级数的二次谐波项的幅值超出参考值时，提供检测指示；以及当所述傅立叶级数的所述二次谐波项的所述幅值超出所述参考值时，递减泵转速。重复所述步骤，直到所述二次谐波项的所述幅值下降到低于所述参考值。
在一些其他实施方案中，本文所公开的系统和方法可编码在可由处理装置执行的计算机可读介质上。所述系统和方法所使用的任何参考值或预先确定的标准都可存储在数据库或其他合适的存储介质中。
本公开还涉及各种管道尖端。在一个实施方案中，所述流入管道尖端包括具有近侧端部和远侧端部的管状主体，其中所述管状主体在所述近侧端部与所述远侧端部之间限定管腔。所述近侧端部限定绕流入管道尖端的外表面的环形倒钩，并且所述远侧端部限定绕所述管状主体的圆周的环形凸缘以及远侧开口。所述远侧开口还包括具有至少一个峰部和至少一个谷部的远侧端部表面。
在一些实施方案中，所述流入管道尖端基本上由金属或金属合金组成。所述流入管道尖端还可包括抗血栓形成涂层，包括包含肝素的涂层。另外，所述远侧开口可由远侧端部表面限定，所述远侧端部表面的从所述流入管道尖端的外表面到所述管道尖端的内表面是全弓形的。在另一方面，所述远侧开口包括两个峰区域和两个谷区域。替代地，所述远侧端部表面可具有大体上波状构型。在一个方面，所述远侧端部表面具有大体上由正弦函数限定的轮廓。
在其他方面，所述近侧端部限定另一环形倒钩。另一环形倒钩设置在所述环形倒钩的远侧。此外，另一环形倒钩从所述流入管道尖端的纵向轴线以大于所述环形倒钩的角度的角度延伸。
本公开还涉及血管内流出管道尖端。在一个实施方案中，所述管道尖端包括具有近侧端部和远侧端部的管状主体，其中所述管状主体在所述近侧端部与所述远侧端部之间限定管腔。
在另一实施方案中，所述流出管道尖端被构造用于插入外周静脉中，其中所述流出管道尖端包括具有与血管内分支流体连通的血管外流入分支的大体上管状结构。所述流入分支以斜角与所述血管内分支相交并产生射流状血流，其中从所述流入分支的远侧端部进入所述血管内分支中的血流速度高于进入所述流入分支的近侧端部的血流速度。在一个方面，所述血管外流入分支包括在所述近侧端部处的倒钩配件。在所述流出管道尖端的此实施方案中，有意地形成所述尖端内的狭窄以形成射流，所述射流增加紧接下游的所述流出血管内的WSS，引起血管重塑，并且反常地促进脉管扩张。此方法模拟在动脉粥样硬化动脉中经常观察到的狭窄后扩张(PSD)机制(Ojha，1990)。在Ojha出版的使用脉动流模型的体外研究中，面积减少65％的狭窄致使平均WSS从狭窄上游1Pa的值增加到狭窄下游3到5个血管直径之间的2.3Pa的值。
本公开还涉及一种血管内流入管道组件，其包括笼结构，所述笼结构具有一个或多个细长肋，所述细长肋从接近所述管道组件尖端(朝向泵侧)的区域向远侧延伸并围绕所述管道组件尖端。在一个实施方案中，所述笼结构从所述笼的近侧端部处的环或环状结构向远侧延伸到所述笼的远侧端部。在另一实施方案中，所述笼结构从所述笼的近侧端部处的环或环状结构向远侧延伸到所述笼的远侧端部处的环或环状结构。在一个方面，所述笼还包括接合到所述一个或多个细长肋的远侧端部的远侧环。在一些实施方案中包括远侧环的所述细长肋可沿所述笼结构的纵向轴线进行平移，以使所述笼结构膨胀或收缩。
附图简述
图1为泵的等轴视图。
图2为泵的分解等轴视图，其示出包含在图1中所标识的主体中的部件。
图3A和图3B分别为沿图1中的剖面线3-3截取的泵的部分和完整剖面正视图。
图4A和图4B分别为沿图1中的剖面线4-4截取的泵的部分和完整剖面正视图。
图4C为泵的另一实施方案的剖面正视图。
图4D为根据一个实施方案的背板的透视图。
图4E为根据一个实施方案的泵的剖面正视图。
图4F为根据一个实施方案描绘在顶部轴承和底部轴承处随背板布置而变化的负荷的图表和图示。
图4G为根据一个实施方案的血泵的局部截面图，其展示提供流体动力轴承的叶轮的表面区域。
图4H是描绘泵在4000RPM下运行的情况下顶部轴承处的随叶轮与顶部壳体之间的顶部间隙而变化的轴向负荷的图表。
图5A至图5B为图3B和图4B的枢轴线区域的放大图。
图6A至图6B分别为叶轮枢轴的顶部等轴视图和底部等轴视图。
图7A至图7B分别为叶轮枢轴的顶部等轴视图和底部等轴视图。
图8A至图8B为叶轮枢轴的实施方案的侧正视图。
图8C为叶轮枢轴的实施方案的侧正视图。
图8D至图8E分别为叶轮枢轴的实施方案的顶表面和底表面的平面图。
图8F至图8G分别为叶轮枢轴的实施方案的顶部枢轴和底部枢轴的特写平面图。
图9A至图9B分别为在叶轮枢轴的任一个端部上使用以支撑和允许叶轮枢轴的旋转的代表性轴承销的相对端部视图。
图10为顶部轴承销的实施方案的视图。
图11A至图11B为代表性轴承销的实施方案的侧正视图。
图11C为代表性轴承销的侧正视图。
图11D为代表性轴承销的一个端部的平面图。
图11E至图11F分别为沿图11C中的剖面线A-A截取的代表性轴承销和代表性轴承销的轴承表面的剖视图。
图12为代表性轴承销组件的纵向剖面。
图13为入口盖和叶轮壳体的平面图。
图14至图16分别为沿图13中的剖面线14-14、15-15和16-16截取的剖面正视图。
图17为叶轮腔室入口孔口的等轴局部剖面。
图18A和图18B分别为限定入口通道的入口盖部分的平面图及其端部正视图。
图19A和图19B为与图18A和图18B相同的相应视图，只不过是另一实施方案。
图20A和图20B为与图18A和图18B相同的相应视图，只不过是另一实施方案。
图21至图23为与图18A相同的视图，只不过是三个其他实施方案。
图24A和图24B分别为类似图21中描述的那样的入口盖和入口通道的另一实施方案的平面图和侧正视图，只不过还包括弓形楔形部分。
图25为泵的等轴视图，其中顶部叶轮壳体被移除以显露出占据叶轮腔室的叶轮。
图26为根据一个实施方案的血泵系统的透视图。
图27A至图27D为根据一个实施方案的泵与管道之间的连接的透视图。
图28A和图28B为根据一个实施方案的泵与管道之间的连接的透视图。
图29A和图29B为根据一个实施方案的泵与包括侧端口的管道之间的连接的透视图。
图30A和图30B为根据一个实施方案的泵与包括隔膜的管道之间的连接的透视图。
图31为根据一个实施方案的流出管道的远侧部分的视图。
图32A和图32B为根据一个实施方案的流入管道的血管内部分的视图。
图32C为根据一个实施方案的流入管道或流出管道的血管内部分的透视图。
图32D为根据一个实施方案的流入管道或流出管道的血管内部分以及管道的增强线圈的平面图。
图32E为根据一个实施方案的流入管道或流出管道的血管内部分以及标志带的平面图。
图32F为根据一个实施方案的流入管道或流出管道的血管内部分的平面图。
图32G为根据一个实施方案的沿线B-B的图32F的流入管道或流出管道的血管内部分的剖视图。
图32H为根据一个实施方案的流入管道或流出管道的血管内部分的平面图。
图32I为根据一个实施方案的沿线C-C的图32H的流入管道或流出管道的血管内部分的剖视图。
图32J为根据一个实施方案的制造套管尖端的方法的流程图。
图33为根据一个实施方案的泵系统的示意图。
图34为根据另一实施方案的泵系统的示意图。
图35为根据一个实施方案的控制系统的示意图。
图36A至图36D为根据一些实施方案的控制系统方法的流程图。
图36E为根据一个实施方案的泵系统的体外模型的吻合压力与血液流率的曲线图。
图36F至图36H为根据一些实施方案的控制系统方法的流程图。
图37A为根据一个实施方案的施加到患者的循环系统的泵系统的视图。
图37B为根据第二实施方案的施加到患者的循环系统的泵系统的视图。
图38为根据第三实施方案的施加到患者的循环系统的泵系统的示意图。
图39为根据第四实施方案的施加到患者的循环系统的无泵系统的示意图。
图40为根据第五实施方案的施加到患者的循环系统的泵系统的示意图。
图41为近侧区段与远侧区段之间的接合部的纵向剖面。
图42为医疗套件的平面图。
图43为根据流出压力来控制的泵系统的示意图。
图44A至图44D为施加到患者的下肢静脉系统以用于静脉高压和静脉溃疡的治疗的泵系统的示意图。
图45A为被构造用于通过外科吻合术流体连接到血管系统的管道的一部分的图示。
图45B为被构造用于插入血管系统的一部分的管腔中的管道的一部分的图示。
图46A至图46B分别为可穿戴控制装置以及固定式或桌面安装式控制装置的图示。
图47A至图47B为控制装置和血泵的一些实施方案的框图，其中马达驱动处理器可位于控制装置中或血泵的主体中。
图48A至图48D为可附接到管道的区段的外表面的封套装置的一部分的透视图。
图48E至图48F为可附接到管道区段的外表面的封套装置的草图。
图49A至图49B为来自AFE系统的体外可行性研究的血管造影结果和组织学结果。
图50为根据一个实施方案的组装到流入管道和流出管道的侧端口的照片。
图51A至图51B分别为根据一个实施方案的未组装和组装的“能进入的”侧端口组件的图示。
图52A至图52B分别为根据另一实施方案的未组装和组装的“能进入的”侧端口组件的图示。
图53为根据一个实施方案在各种研究和实验期间所使用的模拟循环回路的图示。
图54为根据一个实施方案在各种研究和实验期间所使用的实验循环回路的图示。
图55为描绘比较BP-50与mg NIH单位的测试泵单元的未配对结果的图示。
图56为描绘相对于BP-50单位(BP-50Unit)的、使用测试泵单元的溶血测试的配对结果的图表。
图57为描绘根据一个实施方案的以mg N.I.H.单位表示的各种流率下的测试泵溶血的图表。
图58为描绘根据一个实施方案的在以BP-50单位表示的各种流率下的测试泵溶血的图表。
图59为根据一个实施方案的前臂AVF模拟回路的模拟测试回路。
图60为描绘根据一个实施方案的WSS剂量对照静脉直径的图。
图61为描绘根据另一实施方案的WSS剂量对照静脉直径的图。
图62为根据一个实施方案的流入管道尖端的透视图。
图63为根据一个实施方案的流入管道尖端的侧正视图。
图64为根据一个实施方案的流入管道尖端的近侧端部的特写视图。
图65为根据一个实施方案的流入管道尖端的侧正视图。
图66为图65所示流入管道尖端的沿着延伸穿过纵向轴线的平面1-1观察的剖视图。
图67为根据实施方案的流入管道尖端的远侧端部的沿着纵向轴线观察的正视图。
图68为根据实施方案的流入管道尖端的近侧端部的沿着纵向轴线观察的正视图。
图69为根据一个实施方案的流入管道尖端的透视图。
图70为根据一个实施方案的接合到管道的流入管道尖端的透视图。
图71为图70所示流入管道尖端和管道的沿着延伸穿过纵向轴线的平面2-2观察的剖视图。
图72A为根据另一实施方案的线性流出管道尖端的平面图。
图72B为根据另一实施方案的线性流出管道尖端的平面图。
图73A为根据另一实施方案的线性流出管道尖端的侧视图。
图73B为图73A的线性流出管道尖端的沿着对称轴线观察的剖视图。
图73C为图73A的线性流出管道尖端的近侧端部的一部分的沿着对称轴线观察的详细剖视图。
图73D为根据一个实施方案的图73A的接合到流出管道的线性流出管道尖端的平面图。
图74为根据一个实施方案的流出T形尖端的平面图。
图75为根据另一实施方案的流出T形尖端的平面图。
图76A为根据一个实施方案的流出T形尖端的透视图。
图76B为根据一个实施方案的图76A的流出T形尖端的血管内分支的近侧端部或远侧端部处的详细透视图。
图77为根据另一实施方案的流出T形尖端的透视图。
图78A为根据一个实施方案的流出T形尖端的平面图。
图78B为图78A的T形尖端的沿着线D-D观察的底部局部剖视图。
图79A为根据一个实施方案的流出T形尖端的底部平面图。
图79B为图79B的流出T形尖端的沿着线E-E观察的侧视剖视图。
图80A为根据一个实施方案的流出T形尖端的侧视平面图。
图80B为图80A的流出T形尖端的沿着线F-F观察的局部剖视图。
图80C为图80A的流出T形尖端的管道入口分支的特写视图。
图80D为组装到流出管道或远侧流出区段的图80A的流出T形尖端的平面图。
图81A为根据一个实施方案的近侧管道区段的平面图。
图81B为图81的近侧管道区段的沿着G-G观察的剖视图。
图82A为根据一个实施方案的远侧管道区段的平面图。
图82B为图82A的远侧管道区段的沿着H-H观察的剖视图。
图83为根据一个实施方案的流出管道的平面图，其包括连结到远侧管道区段的近侧管道区段，所述远侧管道区段连结到线性流出管道尖端。
图84包括在使用AFE系统治疗后扩张的绵羊头静脉的血管造影图像，其中流出管道的实施方案包括连结到静脉的远侧ePTFE区段。
图85包括图示和描绘包含流出管道T形尖端的实施方案的血管中的速度流线的计算流体动力学(CFD)图像。
图86描绘根据一个实施方案的用于植入流出管道T形尖端的方法。
图87为根据一个实施方案的植入血管中的流出管道T形尖端的顶部平面图。
图88至图89为未使用AFE系统进行预先处理的绵羊体内制造的AVF的血管造影片，其展示AVF流出静脉狭窄。
图90为使用AFE系统进行预先处理的绵羊体内制造的AVF的血管造影片，其展示大的动脉与静脉吻合且没有狭窄的AVF流出静脉。
图91为根据一个实施方案的流入管道的平面图和端视图，所述流入管道包括接合到尖端保护笼的流入管道尖端，从而形成流入管道尖端组件。
图92包括根据一个实施方案的尖端保护笼的环部分的透视图、侧视图和前视平面图。
图93包括根据一个实施方案的尖端保护笼的肋部分的部分与尖端保护笼的环部分的附接点的特写视图。
图94为根据一个实施方案的流入管道的平面图，其示出形成流入管道尖端组件的流入管道尖端和尖端保护笼，并且进一步示出在流入管道的管腔中就位的闭塞器，所述闭塞器减小流入管道尖端组件的轮廓，从而通过将流入管道尖端组件的形状改变为递送构型，使得更容易将流入管道插入脉管中。
图95包括根据一个实施方案的流入管道尖端组件的透视图，其示出“鸭嘴形”流入管道尖端和接合到管道的尖端保护笼。
图96包括图95所示的流入管道尖端组件的平面图。
图97为根据一个实施方案的尖端保护笼的透视图。
图98为根据另一实施方案的尖端保护笼的透视图。
图99包括远侧环的侧视平面图、特写视图以及图98所示的尖端保护笼的端视图。
图100至图101为根据其他实施方案的尖端保护笼的远侧环和肋部件的透视图。
图102包括图100所示的尖端保护笼的远侧环和肋部分的侧视平面图、特写视图和端视图。
图103A包括根据一个实施方案的尖端保护笼的组装侧视图。
图103B包括根据一个实施方案的尖端保护笼的未组装侧视图。
图103C包括根据一个实施方案的尖端保护笼的近侧部分的侧视图。
图104A包括根据一个实施方案的尖端保护笼的组装侧视图。
图104B包括根据一个实施方案的尖端保护笼的未组装侧视图。
图104C包括根据一个实施方案的尖端保护笼的近侧部分的侧视图。
图105是根据一个实施方案的尖端保护笼的肋和近侧或远侧环部分的未组装平面图。
图106包括血管造影照片，其示出根据一个实施方案的与具有T形尖端的流出管道一起使用本文所公开的系统的静脉的扩大。
图107包括术中照片，其示出根据一个实施方案使用本文所公开的系统进行或不进行静脉预处理的AVF，并且示出与未进行预处理相比，预处理产生更大的AVF流出静脉。
图108是展示在不同时间通过使用本文所公开的装置和方法的一个实施方案形成的AVF和未处理AVF的流率的图，其示出与未处理AVF相比，用本文所公开的装置和方法预处理的通常更大血流量的AVF。
附图中所呈现的任何尺寸仅仅是示例性的，并不一定限制所描绘装置的大小。
具体实施方式
本申请的系统和部件涉及一种血泵系统。在一些实施方案中，本申请涉及一种血泵，所述血泵的设计和尺寸被设定成以使得目标脉管(即，静脉或动脉)的直径持续增加的方式且持续一定时间段将血液排放到目标脉管中或从目标脉管抽取血液。更具体地，本申请涉及一种旋转血泵系统，所述旋转血泵系统被构造来持续增加静脉或动脉的选定区段中的平均和/或峰值血流速度以及平均和/或峰值壁剪切应力(WSS)达足以持续增加静脉或动脉的选定区段的总直径和管腔直径的一段时间。当用于描述动脉或静脉的总直径和管腔直径的扩张或增加时，术语“持续增加”或“持续扩张”在本文中用于表示：即使泵被关闭，但仍可表现出与在血液泵送期之前的脉管的总直径或管腔直径相比脉管的总直径或管腔直径是增加的。即，脉管的总直径或管腔直径已独立于泵产生的压力而变得更大。因此，血泵系统可被用于某些患者，包括需要用于血液透析的血管进入部位的CKD患者。血泵系统可包括旋转血泵、一个或多个输血管道、控制系统以及电源。血泵系统从血管系统中的一个位置抽取血液并将血液排放到血管系统中的另一位置。在操作期间，这种血泵系统可将目标血管中的平均和/或峰值血流速度以及平均和/或峰值WSS持续增加到一定水平并且达足以持续增加目标血管的总直径和管腔直径的时间段。所述系统以其中从目标血管抽取出血液的构造或以其中将血液排放到目标血管中的构造起作用。此外，所述系统可同时被用于增加供体脉管和受体脉管的大小。
在一些实施方案中，本申请涉及一种血泵，所述血泵的设计和尺寸被设定成将静脉血从下肢移动到心脏或静脉系统中的另一位置，在所述第一位置其能更易于返回心脏以减少下肢中的静脉血压，并且在一些情况下减少肿胀或增加相关联皮肤溃疡的愈合速率。更具体地，本申请涉及一种旋转血泵系统，所述旋转血泵系统被构造来将静脉血从下肢移动到心脏或静脉系统中的另一位置，在所述另一位置其能更易于返回心脏以减少下肢中的静脉血压，并且在一些情况下减少肿胀或增加相关联皮肤溃疡的愈合速率。因此，所述血泵系统可被用于某些患者，包括患有静脉高压和/或单下肢或双下肢静脉溃疡的那些患者，诸如患有下肢静脉阻塞的患者或者患有单下肢或双下肢静脉瓣损伤或闭锁不全的患者。血泵系统可包括旋转血泵、一个或多个输血管道、控制系统以及电源。所述血泵系统从下肢静脉区段抽取血液并将血液排放到静脉系统中的另一位置。用于血液回流到静脉循环的位置包括颈静脉、腋静脉、锁骨下静脉、头臂静脉、上腔静脉以及右心房。
任选的输血管道可包括用于将血液从血管系统中的一个位置(诸如供体静脉、供体动脉或右心房)输送到血泵的流入管道、以及用于将血液从血泵输送到血管系统中的一个位置(诸如受体外周静脉或动脉，或诸如右心房的受体位置)的流出管道。所述血泵系统还包括控制系统。一种优选控制系统被设计成收集关于血泵系统的操作参数和性能以及血管系统的变化(诸如患者的供体动脉、供体静脉、受体动脉或受体静脉的直径的变化)的信息。所述血泵系统主要被构造来泵送足够量的血液，使得在血管区段(“目标血管”或“目标脉管”)内实现期望的平均和/或峰值WSS并且达足够的时间段，使得血管区段的总直径和管腔直径得以持久或持续增加。平均WSS可通过使用测量的、估算的或假定的脉管直径以及通过血泵系统的测量的、估算的或假定的平均血液流率的计算来估算。
血管的直径可通过测量血管中心内的空隙的直径来确定或估算。对于本申请，此测量值或估算值被称为“管腔直径”。血管直径可通过以包括血管中心内的空隙和血管壁的方式测量直径来确定或估算。对于本申请，此测量值或估算值被称为“总直径”。本公开涉及通过将(优选地具有低脉动的)血液移动到外周受体静脉中来同时且持续增加外周静脉的总直径和管腔直径，从而增加外周受体静脉中的血流速度，并增加外周受体静脉内皮上的WSS。优选地，泵将血液主动排放到外周受体静脉中，其中所泵送血液具有减小的脉动，诸如当脉压低于外周动脉中的血液时。描述了系统和方法，其中外周受体静脉中的血流速度和外周受体静脉的内皮上的WSS通过使用泵来增加。还描述了抽取或“拉动”血液使得供体脉管(动脉或静脉)的血流速度和WSS增加的系统和方法。
本文所述的血泵系统可具有不同于其他血泵系统的特征。例如，本文所述的血泵系统可在诸如50mL/min至1500mL/min的范围的宽血流操作范围内安全地操作。在另一实例中，本文所述的血泵系统可以诸如在1,000美元至5,000美元的范围内的低销货成本(COGS)来制造。在又一实例中，本文所述的血泵系统被设计来在医院或诊所设置之外可靠地操作中间时间段，诸如1小时至7天、1小时至10天、1小时至14天、1小时至12个月或者7天至12个月。在一些实例中，本文所述的血泵系统可具有这些因素中的一个、若干或全部，因为本文所述的一个或多个血泵系统可在包括从50mL/min至1500mL/min的宽血流量操作范围内安全地操作，具有1,000至5,000美元的低COGS，并且可以在医院或诊所设置之外可靠地操作达中间时间段，诸如1小时至7天、1小时至10天、1小时至14天、1小时至12个月或者7天至12个月。
为开始对系统10的血泵25的详细论述，参考作为血泵25的等轴视图的图1。在一个实施方案中，血泵25为具有磁驱动器的小型化离心泵，其中泵的叶轮是通过使磁场旋转来旋转地驱动。例如，可通过顺序地激励多个电磁体来生成旋转的磁场。在另一实例中，旋转的磁场可通过使多个永磁体或受激励电磁体旋转而生成。在此实例中，马达-转子组合具有通过磁耦合可操作地接合并移动叶轮的旋转的磁体。根据需要，泵的直径可大致等于大约例如25美分、50美分的硬币的直径，或者更大直径。例如，根据一些实施方案，泵25的直径在约2.0cm与约5.0cm之间的范围内。如图1所示，血泵25包括主体105、入口110、出口115以及电力电缆120。电力电缆120将血泵25连接到控制系统14的控制装置21以及电源。电源可以是控制装置21的一部分或单独的部分。电力电缆允许在控制装置21与血泵25的马达之间进行通信。电缆还可用于从电源向马达或泵传送功率。更具体地，电力电缆120将主体105内部的磁驱动器的电气部件连接到电源(例如，电池)。
入口110能够通过联接布置(例如，带倒钩端部、凸缘和锁圈)流体联接到流入管道20。入口110提供进入泵叶轮的吸入区域(即，中心)的流体通路。叶轮的吸入区域可具有多种构造，只要以大于吸入速度的速度从出口接收血液即可。出口115能够通过类似于入口的联接布置(例如，带倒钩的端部、凸缘和锁圈)流体联接到流出管道30。出口115提供来自泵叶轮的出口区域(即，周边)的流体通路。
如图2所述，所述图是血泵25的示出其包含在图1中标识的主体105中的部件的分解等轴视图，血泵25包括入口盖125、顶部轴承销130、顶部叶轮壳体135、叶轮140、叶轮枢轴145、磁体组件150、磁体封罩155、底部轴承销160、底部叶轮壳体165、电线圈组件170以及线圈组件封罩盖子175。入口盖125和顶部叶轮壳体135各自包括入口110近似一半。
如图3A和图3B所示，这些图分别为血泵25沿图1中的剖面线3-3截取的部分和完整的剖面正视图，关于图2所提及的部件大体上夹置在一起来形成泵。例如，如根据图2至图3A可理解，入口盖125和顶部叶轮壳体135分别包括顶部水平延伸入口部分110A和底部水平延伸入口部分110B。通常，入口和出口是对置的且位于不同平面中。当入口盖125和顶部叶轮壳体135夹置在一起时，它们限定从入口110通往叶轮入口孔口185的入口流体通道180。入口盖125和顶部叶轮壳体135分别限定通道180的约顶半部和底半部。密封凹槽190邻近通道180的边界而限定在顶部叶轮壳体135中，并且适于接收弹性流体密封构件以用于在入口盖125与顶部叶轮壳体135之间形成不透流体的密封。
图4A和图4B分别为血泵25沿图1中的剖面线4-4截取的部分和完整的剖面正视图。如根据图2、图4A和图4B可理解，顶部叶轮壳体135和底部叶轮壳体165分别包括顶部水平延伸出口部分115A和底部水平延伸出口部分115B。当顶部叶轮壳体135和底部叶轮壳体165夹置在一起时，它们限定从叶轮腔室205通往出口115的出口流体通道200(即，蜗壳)。顶部叶轮壳体135和底部叶轮壳体165分别限定通道200的近似顶半部和底半部。密封凹槽211邻近通道200和叶轮腔室205的边界而限定在底部叶轮壳体165中，并且适于接收弹性流体密封构件以用于在顶部叶轮壳体135与底部叶轮壳体165之间形成不透流体的密封。
如图2至图4B所示，叶轮磁体组件150是呈环或盘形式的多个磁体。磁体150位于磁体封罩155的体积和叶轮140的体积中。磁体封罩155接收在叶轮140中。磁体封罩155和叶轮140分别形成磁体150所在体积的底部部分和顶部部分。磁体封罩155、磁体150和叶轮140以固定整体组件联接在一起，所述整体组件作为单元在叶轮腔室205内旋转。可使用引起叶轮的旋转的替代构造。
如图2至图4B所示，电线圈组件170为在下部叶轮壳体上以圆形图案布置且可选地由支撑盘215封端的多个电线圈210。电线圈组件170被固定在线圈腔室220内，所述线圈腔室220被限定在底部叶轮壳体165中且由线圈封罩盖子175封端。内部底板结构225将叶轮腔室205与线圈腔室220分开。在一个实施方案中，线圈腔室220还包含一个或多个空隙或空间、垫片282以及含铁背板284，如图4C所示。吸引磁力在叶轮磁体150与背板284之间生成，所述吸引磁力抵消叶轮140的底面与底部叶轮壳体165之间的间隙542中的血液流动的增加的压力以及叶轮上方叶轮腔室入口孔口处的降低压力所施加的向上力(如图4E所示)。净效果是顶部轴承销130的卸载。根据背板284的位置和泵25的转速，轴向负荷可在顶部轴承销130与底部轴承销160之间分担，或其可仅仅由底部轴承销或顶部轴承销来负担。例如，在操作速度高达近似6000rpm期间，顶部轴承销130处的力可小于近似3N。类似地，当操作处于高达近似6000rpm的转速时，底部轴承销160上的力小于近似4N。相反地，当静止(即0rpm)时，底部力处经受的轴向力为至少0.1N且可达到10N或更大。
进行许多研究来在各种泵转速和背板284取向的情况下测量顶部轴承销130和底部轴承销160处的负荷。负荷从底部轴承销160改变为顶部轴承销130的转速可通过改变叶轮140与背板284之间的距离(诸如利用一个或多个垫片282)进行调节。类似地，特定叶轮转速下的顶部轴承销130和底部轴承销160上的负荷可通过改变叶轮140与背板284之间的距离进行调节。含铁背板284还作用来提高马达性能并增加马达扭矩，因为背板致使磁通量更深入地渗透到线圈210中，从而提供更高的轴向通量密度。
背板284的一个实施方案在图4D中示出。如图所示，背板284具有一般盘形形状且由含铁金属或合金构成。在一个实施方案中，背板284由铁钴钒软磁合金(诸如CarpenterTechnology公司生产的50)构成。背板284的厚度在近似0.04mm至约0.07mm的范围内并且外径在近似20mm至近似40mm的范围内。在优选实施方案中，背板284是实心盘，其厚度为近似0.53mm，外径为近似31mm。背板284可包括中心开口288以容纳泵25的结构特征；然而，在其他实施方案中，可使用没有开口288的实心盘。图4E为泵25的实施方案的图示。如图所示，在一个实施方案中，背板284远离磁体150距离“D”定位。在一个实施方案中，距离“D”在近似4mm与8mm之间的范围内。在优选实施方案中，距离“D”等于近似6mm。在其他实施方案中，背板284可更接近或更远离磁体150定位以实现叶轮140的顶面与顶部叶轮壳体135之间的期望间隙540以及叶轮的底部与底部叶轮壳体165之间的间隙542。
图4F为叶轮140和背板284的图示、以及描绘在顶部销和底部销二者处测量到的随背板284相对于磁体150的位置而变化的负荷的实验结果的图示。背板284的有效位置可基于垫片282的不同布置和背板284的厚度来构造。如图所示，优选实施方案包括使用1.5mm的垫片282远离马达近似6mm定位的单个背板284。根据顶部轴承和底部轴承处的期望或可容许的负荷，可使用其他背板和垫片组合。类似地，图4H为描绘当泵25以近似4000RPM操作时顶部轴承处的随叶轮140与顶部壳体135之间的顶部间隙540而变化的轴向负荷的图表。
电力电缆120(参见图1)穿过底部叶轮壳体165中的通道230延伸到线圈腔室220和线圈210。通过电力电缆120供应到线圈210的电力生成旋转的磁场，所述旋转的磁场作用于磁体150上，以致使磁体和联接到磁体的叶轮140旋转。叶轮旋转致使叶轮叶片235作用于叶轮腔室中存在的流体(例如，血液)，从而造成动量被传送到随着出口流体通道200中的压力增加而恢复的流体。因此，流体在低压下被吸入到入口110中且在更高压力下从出口115排放。
如图3A至图4B所示，叶轮140、磁体150和封罩155的枢轴线为叶轮枢轴145。如图5A至图5B所描绘，叶轮枢轴145通过顶部轴承销130和底部轴承销160枢转地支撑(即，除绕单个轴线旋转之外，所有自由度被限制)。顶部轴承销130被接收和固定在入口盖125中的圆柱形凹部240中，而底部轴承销160被接收和固定在底部叶轮壳体165中的圆柱形凹部245中。叶轮枢轴145延伸穿过并固定到叶轮140中的中心圆柱形开口250。
在叶轮组件的一个实施方案中，叶轮枢轴145、顶部轴承销130和底部轴承销160由高纯度氧化铝(Al2O3)(诸如AD-998)形成。在叶轮组件的另一实施方案中，叶轮枢轴145、顶部轴承销130和底部轴承销160由碳化硅晶须增强氧化铝(诸如WG-300)形成。在又一实施方案中，叶轮枢轴145、顶部轴承销130和底部轴承销160各自由氧化铝增韧氧化锆(ATZ)形成，其可提供比由氧化铝形成的轴承更耐磨的轴承。由ATZ形成轴承部件还可产生比由氧化铝形成的轴承部件更平滑的表面抛光。在所有三个实施方案中，考虑到由流体静力和冲击负荷产生的峰值推力负荷，叶轮枢轴145、顶部轴承销130和底部轴承销160的尺寸被设计成分别将接触应力限制在高纯度氧化铝、碳化硅增韧氧化铝或ATZ的容许水平内。在叶轮组件的另一实施方案中，叶轮枢轴145由碳化硅晶须增强氧化铝(诸如WG-300)或由高纯度氧化铝(诸如AD-998)形成，而顶部轴承销130、底部轴承销160或者两者由超高分子重量聚乙烯形成。在一些实施方案中，顶部轴承销130和底部轴承销160的部分或全部可由聚乙烯形成。另外，已经选择叶轮组件的每个部件的几何形状以将疲劳和磨损限制为满足系统10的安全性和耐久性需求。已经进行许多研究来说明在泵25的实验使用寿命范围内ATZ的优越耐磨损特征，这导致当与由氧化铝和聚乙烯构成的轴承系统相比时对轴承堆叠的总体高度的减少的变化。
如图6A至图7B所示，叶轮枢轴包括上部半球形凸轴承表面255和底部半球形凸轴承表面260。如图6A、图6B和图8A所示，叶轮枢轴的一个实施方案具有近似10.15mm±0.05mm的总长度L1以及近似2mm±近似0.01mm的枢轴直径D1。上部轴承表面255具有近似0.61mm±0.02mm的半径R1，并且延伸超过邻近唇缘265的长度L2近似0.55mm±0.02mm。下部轴承表面260具有近似0.31mm±0.02mm的半径R2，并且延伸超过邻近唇缘265的长度L21近似0.55mm±0.02mm。类似地，如图7A、图7B和图8B所示，叶轮枢轴145的替代实施方案具有近似10.15mm±0.05mm的总长度L1以及近似2mm±近似0.01mm的枢轴直径D1。上部轴承表面255具有近似0.31mm±0.02mm的半径R1，并且延伸超过邻近唇缘265的长度L2近似0.55mm±0.02mm。下部轴承表面260具有近似0.31mm±0.02mm的半径R2，并且延伸超过相邻唇缘265的长度L21近似0.55mm±0.02mm。可根据泵的大小和性能需求来使用其他大小和尺寸。所述大小使得所得泵可在患者体内使用以增加脉管的直径。
类似地，如图7A、图7B和图8B所示，叶轮枢轴145的替代实施方案具有近似10.15mm±0.05mm的总长度L1以及近似2mm±近似0.01mm的枢轴直径D1。上部轴承表面255具有近似0.31mm±0.02mm的半径R1，并且延伸超过邻近唇缘265的长度L2近似0.55mm±0.02mm。下部轴承表面260具有近似0.31mm±0.02mm的半径R2，并且延伸超过邻近唇缘265的长度L21近似0.55mm±0.02mm。
如根据图8C至图8G可理解，叶轮枢轴145的另一实施方案包括上部半球形凸轴承表面255和底部半球形凸轴承表面260。图8D和图8E分别为沿着叶轮枢轴14的纵向轴线观察的上部半球形凸轴承表面255和底部半球形凸轴承表面260的平面图。图8F和图8G分别为底部半球形凸轴承表面260和上部半球形凸轴承表面255的特写视图。如图8C所示，叶轮枢轴的一个实施方案具有近似10.45mm±0.05mm的总长度L1以及近似1.5mm±约0.005mm的枢轴直径D1。上部轴承表面255具有近似0.6mm±0.02mm的半径R1，并且延伸超过邻近锥形尖头(taper point)266的长度L2近似1.4mm±0.10mm。锥形尖头266具有近似0.20mm±0.02mm的半径R3，其中叶轮枢轴的表面267沿着长度L2以近似20度的圆锥角CA1向内渐缩。下部轴承表面260具有近似0.60mm±0.02mm的半径R2，并且延伸超过邻近锥形尖头268的长度L21近似0.5mm±0.10mm。锥形尖头268具有近似0.05mm的半径R4，其中叶轮枢轴的表面267沿着长度L21以近似90度的圆锥角CA2向内渐缩。
如根据图5A和图5B可理解，上部轴承销130和底部轴承销160大体上具有相同构型但相反地定向。如图9A至图9B所描绘，顶部轴承销130和底部轴承销160在一个端部上具有茶杯形或半球形凹轴承表面270而在相对端部上具有大体上平坦表面275。类似地，图10描绘顶部轴承销130的特定实施方案，所述顶部轴承销130在一个端部上具有茶杯形或半球形凹轴承表面270而在相对端部上具有大体上平坦表面275。在此实施方案中，顶部轴承销130的半球形凹轴承表面270具有比底部轴承销160上的凹轴承表面更大的半径。
如图11A所示，轴承销130、160的一个实施方案具有近似7.5mm±0.1mm的总长度L3、近似2mm±0.01mm的最小枢轴直径D2以及在靠近轴承表面270的边缘处具有近似0.6mm的半径。靠近轴承销130、160的非轴承端部275，凹槽280围绕所述销周向延伸，以提供用于将轴承销结合在血泵25内适当位置中的机械联锁。类似地，如图11B所示，轴承销130、160的替代实施方案具有近似7.5mm±0.1mm的总长度L3、约3mm±0.01mm的最小枢轴直径D2以及在靠近平坦端部275的边缘处具有近似0.2mm的半径。靠近轴承销130、160的非轴承端部，存在凹槽280，所述凹槽280围绕枢轴周向延伸，用于提供将轴承销结合在适当位置中的机械联锁。可根据泵的大小、轴承销的材料以及作用于轴承销上的力来使用其他大小和尺寸。
如根据图3B、图4B以及图5A至图11B可理解，叶轮枢轴145的上部凸轴承表面255抵靠顶部轴承销130的凹轴承表面270旋转地接收，而叶轮枢轴145的下部凸轴承表面260抵靠底部轴承销160的凹轴承表面270旋转地接收。因此，叶轮枢轴145的凸轴承端部255、260分别由顶部轴承销130和底部轴承销160的互补凹轴承表面270枢转地支撑。因此，叶轮组件可在叶轮腔室205中在叶轮枢轴145上自由旋转，所述叶轮枢轴145以通常称为“双销轴承”的构型来与轴承销130、160端对端地支撑。
如根据图11C至图11F可理解，轴承销130、160的又一实施方案具有近似7.5mm±0.1mm的总长度L3以及近似2.0mm±0.01mm的最小枢轴直径D2。轴承端部271在靠近轴承表面270的边缘处具有近似0.3mm的半径R5。靠近轴承销130、160的非轴承端部275，一系列凹槽281围绕所述销周向延伸，以提供用于将轴承销结合在血泵25内适当位置中的机械联锁。所述一系列凹槽281可由具有近似0.20mm的半径R6的一个或多个凹谷283和具有近似0.03mm的棱角半径R7的平台285限定。跨每个凹谷的距离V1为近似0.5mm，而跨平台285的距离P1为近似0.3mm。轴承销130和160还可包括凹部286，所述凹部286具有近似0.8mm±0.01mm的直径D3以及近似2.0mm的长度L4，如图11E的剖视图所示。图11D为沿着轴承销130、160的纵向轴线观察的轴承表面270的视图。轴承表面270可具有近似0.65mm±0.01mm的半径R8以及近似0.3mm的深度L5，如图11F的剖视图所示。
在叶轮组件的又一实施方案中，叶轮组件为叶轮轴145、顶部轴承销130和底部轴承销160的复合物。就机加工的轴承部件的简单性、容差和成本来说，复合设计是有益的。这些构造被设计成允许马达以连续状态工作大约1周至12周或更长时间，而不会发生故障。
如图12所示，叶轮轴145包括叶轮枢轴主体146和两个叶轮枢轴插件147。叶轮枢轴主体146包含诸如不锈钢的可机加工金属，并且叶轮枢轴插件147包含高纯度氧化铝(Al2O3)(诸如CoorsTek AD-998)、碳化硅晶须增强氧化铝(如Greenleaf WG-300)或氧化铝增韧氧化锆(ATZ)。叶轮枢轴插件147通过粘合剂和/或过盈配合来附连到叶轮枢轴主体146。叶轮枢轴插件147到叶轮枢轴主体146中的插入深度受形成在叶轮枢轴插件147的远侧端部中的凸肩149限制。可选地，腔室146A可填充有粘合剂或抗压缩的其他灌封材料。前述复合构型和材料可应用于顶部轴承销139和底部轴承销160两者的实施方案，其中销插件148接合叶轮枢轴插件147。可选地，用于每个轴承销130和160的腔室148A可填充有粘合剂或其他灌封材料，包括抗压缩的材料。
入口盖125及其入口通道180可具有多种构型，这取决于血泵25的实施方案。例如，图2所描绘的入口盖125被示出为与顶部叶轮壳体135大体上同延。在其他实施方案中，入口盖125可显著小于顶部叶轮壳体135且不与其同延，如图13至图15所描绘，这些图为入口盖和叶轮壳体的视图。
如分别为沿着图13中的剖面线14-14、15-15和16-16截取的剖面正视图的图14至图16所示，入口110是具有部分110A和110B的两部分构造，所述两个部分110A和110B各自形成入口110的近似一半且分别为入口盖125和顶部叶轮壳体135的一部分。每个部分110A和110B在其中限定入口通道180的近似一半。如图14所示，入口通道180最初具有近似4mm的圆形直径D5。如图15所示，入口通道180从圆形剖面过渡为大体上矩形剖面，所述大体上矩形剖面具有近似8.4mm的宽度W5和近似1.5mm的高度H5。同样地，随着尺寸改变，所列出的测量值也将改变。
如图16所描绘，入口通道180围绕叶轮腔室入口孔口185，所述叶轮腔室入口孔口185围绕顶部轴承145延伸，所述顶部轴承145接收于入口盖125中并且附连到入口盖125。如作为叶轮腔室入口孔口185的等轴局部剖面图的图17所示，叶轮腔室入口孔口185靠近叶轮140的吸入区域300通往叶轮腔室205。叶轮枢轴145的上部轴承端部向上延伸穿过孔口185，以与支撑在入口盖125中的顶部轴承销130枢转地界接。叶轮叶片235从叶轮140的吸入区域300径向向外延伸。
如分别为限定入口通道180的入口盖部分110A的平面图及其端正视图的图18A和图18B所描绘，在一个实施方案中，入口通道180可被称为具有椭圆构型。具体地，圆柱形通道部分180A在部分180C中过渡成椭圆形通道部分180B。支撑顶部轴承销130的圆柱形岛状部分或座圈305可大体上居中于椭圆形通道部分180B中，并且包括接收顶部轴承销130的圆柱形孔240，类似于图17所示的那样。在一个实施方案中，圆柱形通道部分180A具有近似4mm的直径D6。椭圆形通道部分180B具有近似12.4mm的宽度W6。座圈305的壁与限定椭圆形通道部分180B的壁的远侧端部之间的远侧距离W7为近似1.5mm。在其他实施方案中，圆柱形通道部分180A具有近似5mm或6mm的直径D6。
如作为与图18A和图18B相同的相应视图只不过是另一实施方案的图19A和图19B所描绘，入口通道180可被称为具有圆形构型。具体地，圆柱形通道部分180A在部分180C中过渡成圆形通道部分180B。支撑顶部轴承销130的圆柱形岛状部分或座圈305可大体上居中于圆形通道部分180B中，并且包括接收顶部轴承销130的圆柱形孔240，类似于图17所示的那样。在一个实施方案中，圆柱形通道部分180A具有近似3.5mm至4.5mm、优选为4mm的直径D9。圆形通道部分180B具有近似11.5mm至13mm、优选为12.4mm的宽度W9。座圈305的壁与限定圆形通道部分180B的壁的远侧端部之间的远侧距离W10为近似3.5mm至4.5mm、优选为4.2mm。在其他实施方案中，圆柱形通道部分180A具有近似5mm或6mm的直径D6。
如作为与图18A和图18B相同的相应视图只不过是另一实施方案的图20A和图20B所描绘，入口通道180可被称为具有复杂弓形构型。具体地，圆柱形通道部分180A在部分180C中过渡成复杂弓形通道部分180B。支撑顶部轴承销130的圆柱形岛状部分或座圈305大体上居中于复杂弓形通道部分180B中，并且包括接收顶部轴承销130的圆柱形孔240，类似于图17所示的那样。在一个实施方案中，圆柱形通道部分180A具有近似4mm的直径D12。复杂弓形通道部分180B具有近似8.4mm的宽度W13。座圈305的壁与限定复杂弓形通道部分180B的壁的远侧端部圆顶307之间的远侧距离W14为近似1.75mm。座圈305的壁与限定复杂弓形通道部分180B的壁的远侧端部裂口310之间的远侧距离W15为近似0.5mm至1.5mm、优选为1mm。在其他实施方案中，圆柱形通道部分180A具有近似5mm或6mm的直径D6。
如作为与图18A相同的视图只不过是三个其他实施方案的图21至图23所描绘，入口通道180可被称为具有泪滴形构型。具体地，圆柱形通道部分180A过渡成泪滴形通道部分180B。支撑顶部轴承销130的圆柱形岛状部分或座圈305大体上居中于泪滴形通道部分180B中，并且包括接收顶部轴承销130的圆柱形孔240，类似于图17所示的那样。在一个实施方案中，圆柱形通道部分180A具有近似4mm的直径D15。泪滴形通道部分180B具有近似8mm的宽度W20。座圈305的直径D16为4mm。泪滴形部分180B与圆柱形部分180A之间的通道180的过渡区域180C具有以近似8度的角度AN1彼此分开的壁。在其他实施方案中，圆柱形通道部分180A具有近似5mm或6mm的直径D6。
对于图21的实施方案，座圈305的壁与限定泪滴形通道部分180B的壁的远侧端部之间的远侧距离W21为近似2mm。对于图22的实施方案，座圈305的壁与限定泪滴形通道部分180B的壁的远侧端部之间的远侧距离W21为近似1mm。对于图23的实施方案，座圈305的壁与限定泪滴形通道部分180B的壁的远侧端部之间的远侧距离W21为近似0mm，因为座圈与限定泪滴形通道部分的壁的远侧端部相交。
如分别作为类似于图21中所述的入口盖110和入口通道180的另一实施方案的平面图和侧正视图的图24A和图24B所示，弓形楔形部分320可在泪滴形通道部分180B的远侧壁与座圈305的远侧之间延伸。在这种实施方案中，圆柱形岛状部分或座圈305大体上居中于泪滴形通道部分180B中，并且包括接收顶部轴承销130的圆柱形孔240，类似于图17所示那样。在一个实施方案中，图24A和图24B所描绘的实施方案的尺寸构型与关于图21所论述的基本上相同，显著差异在于存在弓形楔形部分320。如根据图24A和图24B可理解，楔形部分320具有呈弓形以从泪滴形通道部分180B的顶部和邻近壁平滑弯曲到座圈305的竖直延伸部的壁。可看到，这种楔形部分320存在于图3A、图3B和图17所描绘的实施方案中，并且可减小入口通道流动阻滞的区域并促进流体穿过叶轮腔室入口孔口185的切向流入。
如作为血泵25的等轴视图的其中顶部叶轮壳体被移除以显露出占据叶轮腔室205的叶轮140的图25所示，出口流体通道200基本上切向于叶轮的外圆周边缘离开叶轮腔室。如图3B、图4B、图17和图25所示，多个钻孔350(即冲洗孔)绕叶轮枢轴中心孔250周向分布，并且钻孔350大体上平行于中心孔250并且在叶轮的顶部边界和底部边界上延伸穿过叶轮的全厚度。钻孔350的底部开口位于底部轴承165与叶轮枢轴底部轴承表面260(参见图8)之间的底部轴承接口附近。因此，流体(诸如血液)可流经或流过钻孔350以清洁底部轴承接口。例如，流体(诸如血液)可流经或流过叶轮腔室入口孔185，沿着叶轮叶片235径向向外，穿过叶轮下方的间隙542，然后返回到叶轮腔室入口孔185的区域。此流(其可包括血液)用于清洁叶轮的下侧、底部轴承接口、上部轴承接口以及座圈305后方的区域。
如根据图3B、图5、图17和图25可理解，在一个实施方案中，叶轮140旋转地支撑在位于延伸穿过叶轮中心的轴145上的叶轮腔室205中。轴具有上部轴承端部和下部轴承端部，每个端部可操作地联接到泵壳。叶轮具有顶面、底面和从顶面穿过叶轮延伸到底面的多个钻孔350。多个钻孔绕叶轮中心大体上均匀地径向分布。此外，多个钻孔350大体上平行于彼此并且平行于所述轴延伸穿过叶轮。入口通道180通往叶轮腔室的入口孔口185。入口通道通向大体上垂直于入口通道的叶轮腔室。入口孔口靠近上部轴承端部沿着轴的外圆周表面的至少一部分延伸。入口孔口和孔在大体上平行于彼此的方向上开放。在泵的操作期间，泵送通过叶轮腔室的血液的至少一部分通过钻孔沿着叶轮的顶面和底面循环。因此，叶轮的钻孔通过大体上保持血液沿着叶轮的所有血液接触表面流动来减少叶轮周围的流动死端。因此，钻孔有助于防止血液在轴/叶轮的相交处附近以及沿着叶轮的侧面和底面积聚。
在一些实施方案中，叶轮140的顶面与顶部叶轮壳体135之间的间隙在0.05mm与0.3mm之间的范围内，其中优选实施方案在0.075mm与0.125mm之间。虽然与普遍的想法和意见相反，但叶轮140的顶面与顶部叶轮壳体135之间的通常小于大多数血泵的间隙可能是优选的，因为它导致在叶轮周围流动的血液的流体动力学流动行为，这降低了施加在顶部轴承上的轴向负荷，在某些情况下，轴向负荷可用作流体动力轴承的形式，并且可替换上部轴承或者可补充上部轴承。流体动力轴承是由叶轮叶片235的顶表面有效地形成，其中在叶轮140的顶面与顶部叶轮壳体135之间的更小间隙减小负荷并且因此减少顶部轴承销的磨损。因此，泵25可运行更长的持续时间，之后才需要更换泵或轴承。举例来说，如图4G所示，叶轮叶片235顶部的总表面积(大体上指示为237)提供了面积在约70mm2至约120mm2的范围内的流体动力轴承。在一个实施方案中，有利于流体动力轴承的叶轮叶片235的总表面积为近似96mm2。在此实施方案中，在叶片被移除的情况下，转子顶表面的大致面积(除去中心孔和冲洗孔之外)为近似700mm2。因此，如果叶片顶表面的面积为近似100mm2，则近似14％的表面积用于形成流体动力轴承。在其他实施方案中，也可使用更大的比率(诸如叶轮表面积的20％或更大)或更小的比率(诸如叶轮表面积的10％或更小)来形成流体动力轴承。
在一些实施方案中，叶轮的底面与底部叶轮壳体165之间的间隙542在近似0.1mm与0.5mm之间的范围内，其中优选实施方案具有在近似0.2mm与0.35mm之间的间隙。叶轮140的底面与底部叶轮壳体165之间的较大间隙542(当与叶轮的顶面与顶部叶轮壳体之间的间隙相比时)是优选的，因为这改善了底部轴承的清洗并降低了对底部间隙种的血液的剪切应力。
在一些实施方案中，在血泵系统的低设计点流量与宽操作流量范围之间进行平衡。顶部转子外壳间隙和底部转子外壳间隙的指定范围使得系统能够同时实现它的液压性能、制造成本、血液损伤和服务寿命要求。这些在使用工作原型通过体外工作台寿命测试的许多研究中得到了验证，测试显示6周内轴承磨损可忽略不计，并且研究显示，治疗7-11天后出现快速和实质性静脉扩张，未观察到临床显著的溶血。
血泵25的主体和叶轮(包括血液接触表面)是由多种刚性的生物相容性材料制成。优选选项包括可注塑的塑料，诸如聚碳酸酯和聚醚醚酮(PEEK)。在一些实施方案中，血泵25的血液接触表面可包含Ti6Al4V、Ti6Al7Nb或其他商业纯钛合金。在一个实施方案中，泵部件的将暴露于患者血液的表面可具有抗血栓形成涂层。例如，管腔表面可涂覆有BioInteractions有限公司的肝素基抗血栓形成涂层或SurModics公司的肝素涂层ApplauseTM。在另一实施方案中，流入管道或流出管道的将暴露于患者血液的表面可具有抗血栓形成涂层。例如，管腔表面可涂覆有BioInteractions有限公司的肝素基抗血栓形成涂层或SurModics公司的肝素涂层ApplauseTM。在另一个实施方案中，侧端口的将暴露于患者血液的表面可具有抗血栓形成涂层。例如，管腔表面可涂覆有BioInteractions有限公司的肝素基抗血栓形成涂层或SurModics公司的肝素涂层ApplauseTM。
在其他实施方案中，血泵系统部件与患者的组织接触的表面可具有抗微生物涂层。例如，合成管道16和18的外表面或者泵或电源线120(也称为“导线”)的外表面可涂覆有BioInteractions有限公司的表面活性抗微生物涂层
在一些实施方案中，血泵25可植入患者体内。相反地，在其他实施方案中，血泵25可保持在患者体外。例如，当位于患者体外时，可使用条带、缝线、或用于将泵附连到患者的其他合适手段来将血泵25固定到患者。系统10可由具有可再充电电池28的可穿戴电子器件供电，如图34所示。
用于本文所公开的泵系统10的泵可以是旋转泵，包括例如离心流泵(centrifugalflow pump)、轴流泵、径流泵或混流泵。如图1至图15所示，在一个实施方案中，泵为离心泵。在未具体限制的情况下，血泵25可被构造成常规以例如约0.05L/min至1.5L/min、0.1L至1.5L或0.5L/min至3.0L/min进行泵送。
虽然以上关于图1至图25所论述的泵构型是有利的，但本文所公开的泵系统和方法也可采用其他泵构型。因此，本文所公开的系统和方法不应限于以上关于图1至图25所论述的泵构型，而应包括可适用于本文所公开的系统和方法的所有类型的泵。
本文参考图1至图25所公开的泵系统10的优选实施方案满足了本领域已知的任何血泵系统无法满足的若干独特需求。具体地，动静脉瘘合格性(“AFE”)泵系统(“AFE系统”)可被构造为适合长达12周的预期用途的低流率和宽操作范围(例如，50mL/min至1500mL/min)以及中压范围(例如，25mmHg至350mmHg)的离心旋转血泵系统。
与AFE系统泵系统一起使用的控制方案可优化以在直接流体连接到血泵或血泵系统的管道的目标静脉或者流体连接到直接流体连接到血泵或血泵系统的管道的静脉的目标静脉中维持0.76Pa至23Pa或更优选地2.5Pa至10Pa的稳定且升高的平均WSS。利用此控制方案，AFE系统被构造来操作一段时间，使得利用操作参数的感测和周期性转速调整，目标静脉的总直径和管腔直径将持续增加25％、50％、100％、200％、300％或更多。与AFE系统一起使用的控制方案可优化以在邻近目标静脉的流出管道的区段中维持在10mmHg至350mmHg的范围内，优选地在25mmHg与100mmHg之间的稳定压力。利用此控制方案，AFE系统被构造来操作一段时间，使得利用操作参数的感测和周期性转速调整，目标静脉的总直径和管腔直径将持续增加25％、50％、100％、200％、300％或更多。
对于某些实施方案，流入管道可通过手术或经皮方法放置，其中流入管道的一部分驻留在血管内位置，并且流出管道可通过适于1mm与6mm之间的初始静脉直径的手术或经皮方法放置。
对于某些实施方案，流出导管可通过手术或经皮方法放置，其中流出导管的一部分驻留在血管内位置，并且流入管道可通过适于1mm与6mm之间的初始静脉或动脉直径的手术或经皮方法放置。
在某些实施方案中，目标血管中升高的平均WSS是由将血液从AFE系统排放到目标血管中而造成的。另外，在某些实施方案中，目标血管中升高的平均WSS是由于将血液从目标血管移除到AFE系统中而造成的。在某些设置中，可在血液被移除的血管和血液被排放的血管两者中升高WSS，使得两种血管均为目标血管。
泵系统10实现了方便插入/移除和抗感染两者。泵系统10为具有适于被植入或体外放置的泵的移动系统。在一些实施方案中，泵系统10由具有可再充电电池的可穿戴电子器件供电。泵系统10包括流入管道20和流出管道30，如图26所示。流入管道20被放置成与血管系统中的一个位置流体连通，从所述位置抽取血液，并且将血液输送到血泵25。在某些实施方案中，流入管道20被构造用于将流入管道的至少一部分放置在血管系统的管腔内。在其他实施方案中，流入管道20通过外科吻合术连结到血管。流出管道30被构造用于与血管系统中的另一位置进行流体连通，并且将血液从血泵25引导到血管系统中的另一位置。在某些实施方案中，流出管道20被构造用于将流出管道的至少一部分放置在血管系统的管腔内。在其他实施方案中，流出管道30通过外科吻合术连结到血管。
管道20和30可各自具有在2cm与110cm之间的范围内的长度和4cm至220cm的总组合长度。每个管道20和30的长度可被修整到期望长度，所述长度由血泵25的位置以及管道与血管系统之间的连接的位置来确定。管道20和30还具有抗压和抗扭结的壁，所述壁具有在0.5mm与4mm之间的厚度以及在2mm与10mm之间的内径。优选地，流入管道和流出管道的主体的内径为3mm至6mm。优选地，放置在血管内位置的流出管道尖端部分的内径为1.5mm至4.0mm。在一个实施方案中，流入管道和流出管道的暴露于患者血液的表面可具有抗血栓形成涂层。例如，管腔表面可涂覆有BioInteractions有限公司的肝素基抗血栓形成涂层或SurModics公司的肝素涂层ApplauseTM。
流入管道20和流出管道30可使用任何合适的连接器来连接到血泵25，所述合适的连接器耐用、抗泄漏且不易发生意外脱离。通常，连接器的前缘很薄，以使管道20和30的内径与连接器的内径之间的流体路径直径的阶跃变化最小化。优选地，流体路径直径的阶跃变化应小于0.5mm。在一个实施方案中，如图27A至图27D所示，管道20和30使用倒钩配件400A和400B以及径向压缩式保持器(即，锁圈)402A和402B来连接到血泵25。作为实例而非限制，径向压缩式保持器402A和402B可以是由总部位于法国库尔布瓦的Saint-GobainS.A.的分公司Saint-Gobain Performance Plastics制造的保持器。在另一实施方案中，管道20和30使用同样由Saint-GobainPerformance Plastics制造的无菌连接器来连接到血泵25。
径向压缩式保持器402A和402B分别放置在流入管道20和流出道管30的近侧端部404和406之上。管道20和30接着放置在倒钩配件400A和400B之上，以在管道与血泵25之间形成流体连接。径向压缩式保持器402A和402B的夹套408A和408B沿着管道20和30放置，从而包围管道以及倒钩配件400A和400B。径向压缩式保持器402A和402B的外部套筒410A和410B接着沿着保持器的纵向轴线移动，以压缩接合相应夹套408A和408B、管道20和30以及倒钩配件400A和400B。在一个实施方案中，外部套筒410A和410B分别由被构造来接合外部套筒与倒钩配件400A和400B的支撑架412A和412B的压缩工具移动。压缩工具还可被构造来移除径向压缩式保持器402A和402B。
在其他实施方案中，可使用替代连接器。优选地，替代连接器耐用、抗泄漏且防止意外脱位。例如，如图28A至图28B中示出，管道20和30接合类似于倒钩配件400A和400B的倒钩配件，以在管道与血泵25之间形成流体连接。管道20和30使用圆形夹414A和414B固定到倒钩配件，所述圆形夹414A和414B借助夹的棘轮机构416A-416B将径向压缩力施加到管道在倒钩配件上的部分。圆形夹414A和414B提供抗泄漏且耐用的连接，所述连接可用释放夹的棘轮机构416A-416B的移除工具(未示出)进行移除。
在另一实施方案中，如图29A至图29B、图30A至图30B和图50、图51A至图51B和图52A至图52B所示，流入管道可包含提供对流体路径的受控接入的至少一个侧端口417。在另一实施方案中，如图29A至图29B、图30A至图30B和图50、图51A至图51B和图52A至图52B所示，流出管道30可包含提供对流体路径的受控接入的至少一个侧端口417。在另一实施方案中，如图29A至图29B、图30A至图30B和图50、图51A至图51B和图52A至图52B所示，流入管道20和流出管道30两者可包含提供对流体路径的受控接入的至少一个侧端口417。侧端口417可被周期性地用来将造影剂(contrast)引入流体路径中，以便使得能够通过荧光镜透视检查来进行AFE系统的部分或者血管系统的与AFE系统的一个或多个管道流体连通的部分的可视化。侧端口417还可用于在血液透析、血浆去除、清血或其他临床指征期间从患者的血管系统中移除和返回血液，其中血液是快速移除和返回患者的。侧端口417还可用于获得血液样本、注入药物、或者用于其他临床上有用的目的。允许周期性进入流体路径并在未进入时不泄漏或更改流体流路的任何侧端口设计都是合适的。在一个实施方案中，将暴露于患者血液的侧端口的表面可具有抗血栓形成涂层。例如，管腔表面可涂覆有BioInteractions有限公司的肝素基抗血栓形成涂层或SurModics公司的肝素涂层ApplauseTM。作为实例而非限制，侧端口417可以是包括止回阀的“T”型端口配件，所述止回阀在插入注射器时打开且在移除注射器时关闭。如图29A至图29B所示，具有辅助管路420的“T”型端口组件418与泵出口115和流出管道30流体连通。
在另一实施方案中，如图30A至图30B所示，用于流入管道20、流出管道30或两者的侧端口417利用具有隔膜424的隔膜进入端口422，合适的皮下注射针头可被插入穿过所述隔膜进入端口422以进入然后被移除，此后隔膜闭合，从而防止从管道损失流体。用于隔膜424的合适材料包括但不限于硅树脂、聚氨酯和其他弹性聚合物。流入管道20和/或流出管道30的包括隔膜424的区段分别具有合适的厚度，以便在移除针头时闭合皮下注射穿刺孔。如图30A至图30B所示，示出隔膜进入端口422，其中隔膜424构成流出管道30的一部分。作为实例而非限制，隔膜进入端口422可在流出管道30的长度上延伸约一厘米。隔膜424可通过任何合适的手段来附接到流出管道30，所述任何合适的手段包括但不限于粘附、热结合以及管道管路的内层与外层之间的热结合。
在一些实施方案中，管道20和30可由通常用于制造血液透析导管的材料构成，所述材料诸如聚氨酯、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂和聚四氟乙烯(PTFE)，并且包括或在其他实施方案中，管道可由通常用于制备血液透析移植物或合成外周旁路移植物的材料构成，所述材料诸如膨体聚四氟乙烯(ePTFE)或涤纶。在其他实施方案中，管道的一部分可由诸如不锈钢、钛或镍钛诺的金属构成。在其他实施方案中，管道可由聚氨酯、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂、PTFE、PC-3575、ePTFE、涤纶、不锈钢、钛或镍钛诺的组合构成。
例如，整个长度的流入管道20可由聚氨酯构成。在另一实施方案中，如图31所示，流出管道30的被构造来与血泵25进行流体连通的区段500由聚氨酯构成，而流出管道的被构造来与血管系统进行流体连通的区段502由ePTFE(包括环支撑ePTFE)构成。
作为实例而非限制，并且如作为近侧区段500与远侧区段502之间的接合部的纵向剖面的图41所示，在制造过程期间，通过将来自远侧区段的一个或多个ePTFE层502A放置在来自近侧区段的聚氨酯层500A之间，将流出管道30的近侧区段500连结到流出管道的远侧区段502。然后对聚氨酯和ePTFE的重叠层进行热层压以将近侧区段500和远侧区段502结合在一起。
在另一实例中，在对管道进行热层压之前，在区段502的ePTFE重叠部分内制作一个或多个孔。当流出管道30被加热至足以使聚氨酯熔融而不使ePTFE熔融的温度(例如，200°F至500°F)时，熔融的聚氨酯填充在ePTFE区段502中所形成的孔中，然后在所述孔内冷却。区段500的内聚氨酯层和外聚氨酯层在孔内连结，以将两个区段500和502机械连结在一起，并且将内聚氨酯层和外聚氨酯层连结在重叠区段中。
流出管道30的被制造成将ePTFE层502A夹置在聚氨酯层500A之间的实施方案的有利之处在于，ePTFE层502A可使用标准技术容易地缝合到血管。这种情况也适合于以上关于图41所论述的那样而制造的流入管道20。
如作为医疗套件920的平面图的图42所示，血泵25、流入管道20、流出管道30、控制装置21和电源线120可设置在无菌封装925中，所述无菌封装925具有关于如何组装泵系统和将其植入在患者体内的说明书930。医疗套件920还可包括倒钩配件400A和400B以及径向压缩式保持器402A和402B。在一个实施方案中，管道20、30中的一个或两个如以上关于图41所述的那样制造，并且与血泵25一起被包封在无菌封装925内。医疗套件920至少包括用于排放或移除血液的系统以及用于实施和使用的说明书。
在一个实施方案中，血泵25的操作经由泵控制系统14的控制单元21通过读取流出压力并相应地调整泵转速来控制。例如，如作为根据流出压力控制的泵系统10的示意图的图43所描绘，流出压力传感器935可以可操作地联接到血泵25的出口115或更下游，例如像沿着流出管道30的长度的某处。处理器24可将来自流出压力传感器935的压力读数与存储在存储器27中的目标流出压力的范围进行比较。然后，处理器将相应地调整泵驱动器170的转速，以致使来自流出压力传感器935的压力读数在存储于存储器中的目标流出压力的范围内。
在一个实施方案中，控制系统14还包括流入压力传感器940，所述流入压力传感器940可以可操作地联接到血泵25的入口110或更上游，例如像沿着流入管道20的长度的某处，或者侧端口。在一个实施方案中，控制系统14还包括流出压力传感器，所述流出压力传感器可以可操作地联接到血泵25的出口或更下游，例如像沿着流出导管的长度的某处，或侧端口。在一个实施方案中，处理器24可读取来自流出压力传感器935的压力读数和来自流入压力传感器940的压力读数，并且计算压差。然后，可将此压差与存储在存储器1055中的目标压差的范围进行比较。随后，处理器将调整泵驱动器170的转速，以使计算出的压差在存储在存储器中的目标压差的范围内。在一个实施方案中，处理器24可读取来自流出压力传感器935的压力读数。然后可将此压力与存储在存储器1055中的目标压力范围进行比较。然后，处理器将调整泵驱动器170的转速，以致使测量的压力在存储在存储器中的目标压差的范围内。
在其他实施方案中，流入管道20和流出管道30可以是任何材料或材料组合，只要管道20和30表现合意的特征，诸如期望的壁厚、柔韧性、无菌性、抗扭结和抗压缩，并且能够视需要通过吻合术或者插入到血管的管腔中的远侧部分来连接到血管即可。此外，管道20和30优选地视需要表现出皮下隧穿所需特征，诸如包括像HarmonyTM高级润滑涂层的润滑性外表面涂层。
作为另一实例，流入管道20和流出管道30可具有由与内层不同的材料构成的外层。流入管道20和流出管道30的外层的全部或一部分还可涂覆有诸如硅树脂或亲水涂层的润滑剂，以辅助皮下隧穿和从身体的移除，并且减轻对乳胶的可能的过敏反应。在某些实施方案中，流入管道20和流出管道30的外层的表面的至少一部分可具有抗微生物涂层。在其他实施方案中，血泵25或电源线120的表面的至少一部分可具有抗微生物涂层。例如，可使用Avert TM，即一种表面活性抗微生物涂层。在某些实施方案中，流入管道和流出管道的外层的表面的一部分可包括抗感染且促进组织并入的材料，诸如涤纶、聚酯丝绒或硅树脂。一种此类材料为Vitaphore公司的抗微生物封套。VitaCuff包括两个同心材料层。内层是由医用级硅树脂构造。外部组织界接层包括胶原蛋白基质，所述胶原蛋白基质具有可归因于键合到胶原蛋白的银离子的抗微生物活性。在某些实施方案中，此材料吸收生理流体、快速膨胀，并且帮助在出口部位处提供物理屏障。存在组织向内生长，从而将管道进一步固定在适当位置，并且减少管道移动，以便减少出口部位感染的发生率。
如根据图48A至图48F可理解，封套800的实施方案用于随着时间推移将流入管道20和流出管道30固定到患者体内，并且减少诸如细菌的异物在皮肤插入部位处侵入或沿着管道的路径侵入体内。封套800可包括具有彼此机械接合并接合到管道的可拆卸上部部分802和可拆卸下部部分804的两部分设计。如图48B和图48D所示，上部部分802和下部部分804中的每一者包括一个或多个闩锁构件806和对应的闩锁凹部808。在一个实施方案中，上部部分802和下部部分804各自包括两个闩锁构件806，所述两个闩锁构件806被接收在相对部分上的闩锁凹部808中以将两个部分固定在一起，如图48A至图48B所示。每个部分802和804还可包括引导构件810以将两个半部与用于接收相对部分上的引导构件的对应引导凹部812进一步对准。上部部分802和下部部分804各自限定用于接收管道20或管道30的通道814。通道814进一步限定伸入通道814中的一系列周向连续或替代地中断的突起816。当封套800被附接到管道时，突起816牢牢地接合管道20或30以防止封套相对于管道移动或滑动。突起816还提供围绕管道20和30的外表面的密封。在一些实施方案中，封套的外部可涂覆或包装有用于促进组织并入或抵抗感染的材料818，诸如涤纶、聚酯丝绒或硅树脂，如图48E至图48F所示。材料818还可包含具有抗微生物特性的剂。材料818为封套800提供多孔的外表面，以促进组织向内生长，增加患者与管道20或30之间的局部粘附，并且减少异物和细菌侵入皮肤切口部位、患者身体或沿着管道路径侵入。
医师可调整管道20或30的皮下隧道的长度，使得封套800在隧道内的适当位置处被附连到管道。当封套800被构造用于附接到可修整成适当长度的管道20或30以及与管道20或30脱离时，封套800可附连到经修整管道，使得封套适当地位于皮下隧道内。
在某些实施方案中，流入管道20和流出管道30的血液接触管腔表面的至少一部分可涂覆有抗血栓形成剂或抗血栓形成材料。类似地，血泵25的血液接触表面的至少一部分可涂覆有抗血栓形成涂层或抗血栓形成材料。例如，表面可涂覆有来自SurModics公司的涂层或者来自BioInteractions有限公司的涂层，两者均为含肝素的亲水性共聚物涂层。
在某些实施方案中，流入管道20和流出管道30的至少一部分被优先增强以抵抗扭结、压缩、塌缩和接合。例如，管道20和30可利用镍钛诺或另一形状记忆合金或者自膨胀或径向膨胀材料来增强。优选地，编织或卷绕镍钛诺层包绕在导管20和30中的每一个的至少一部分周围或者并入到管道壁中。在一个实施方案中，流入管道20由并入到管道壁中的编织镍钛诺来增强。在另一实施方案中，流入管道可由并入到管道20和30的壁中的编织不锈钢来增强。替代地，镍钛诺或PTFE线圈可包绕管道20和30的部分或并入其中。例如，如图31所示，流出管道30的远侧区段502具有围绕形成管道的壁514的ePTFE管道而并入的PTFE线圈504。在其他实施方案中，镍钛诺的线圈可包绕管道20和30的部分或并入其中。增强线(例如，镍钛诺)可具有圆形、圆形剖面、椭圆形剖面或大体上矩形剖面。
通常以像素/英寸(“PPI”)进行测量的、并入流入管道20和流出管道30两者中的编织镍钛诺的编织密度通常在10与200之间，并且优选地在约20与约60之间。在一些实施方案中，编织密度可沿着流入管道20和流出管道30的长度而变化。例如，在管道20和30的邻近血泵25的部分中的编织密度可更大，以增加导管的刚度并且在抽吸期间最小化外部管道压缩、扭结、接合或塌缩的风险，同时允许在管道的其他区段具有更大的灵活性。
在一个实施方案中，如图32A至图32B所述，流入管道20的血管内部分506借助于多个侧孔508来开窗。这些侧孔增强血液流入，并且降低管道尖端发生局部闭塞的情况下端孔抽吸静脉或右心房壁的风险。侧孔508可以是圆形的，直径范围为1.0mm至3.0mm。替代地，侧孔508可以是椭圆形，或适于对血液的血管内引吸的任何其他形状和大小。
如图31和32A至图32B所示，流入管道20的远侧端部506和流出管道30的远侧端部510可以约10°与80°之间的角度进行切割或倒角。在某些实施方案中，倒角降低在血液的引吸期间管道尖端发生局部闭塞的情况下端孔抽吸静脉或右心房壁的风险。在其他实施方案中，倒角在管道以吻合连接来连结血管系统时增加管道的面积。在某些实施方案中，远侧端部506和510以45°进行倒角。流入管道20和流出管道30被适配成易于插入、皮下隧穿和移除，同时还提供对感染和血栓形成的抵抗力。
在另一实施方案中，如图32C至图32I所示，流入管道20和/或流出套管30的血管内部分506具有远侧尖端507，所述远侧尖端507被优化以降低管道内的滞流或再循环流。远侧尖端507是锥形的且无倒角，其中圆形端孔511的直径在约1.0mm与约6.0mm之间的范围内，优选地直径为近似2.0mm。远侧尖端507借助于多组侧孔513和515进行开窗。侧孔513和515可具有各种大小、形状和取向。例如，一组四个侧孔513紧邻尖端的鼻部(nose)的后方对称地布置。所述组513中的侧孔中的每一个形状为圆形并且相对于流入管道管腔的中心线517成角度。在一方面，侧孔513具有在近似0.8mm与近似2.5mm之间的范围内的直径，并且所述直径优选地为近似1.7mm。此外，侧孔513相对于中心线517定向的角度在近似30°与约60°之间的范围内；优选地，孔以近似40°定向。另一组四个侧孔515距尖端507的鼻部近似6.5mm对称地布置。侧孔515形状为大体上椭圆形，其中长轴的长度在近似2.5mm与约7.0mm的范围内；优选地，长轴的长度为近似4.8mm。侧孔515还具有长度在近似1.0mm与近似2.5mm之间的范围内的短轴；优选地，短轴的长度为约1.7mm。在一些实施方案中，侧孔513和515孔的边缘是修圆或成圆角以避免血液损伤。如本文所公开的套管尖端507的实施方案被构造来平衡降低套管尖端表面上的WSS的峰值水平的期望，从而降低套管尖端抽吸邻近壁的风险，并且通过增加端孔或者一个或多个侧孔的直径或面积或者套管直径来减少溶血；期望增加血液流动并清洗套管尖端的表面，并且通过减小端孔或者一个或多个侧孔的直径或面积或者套管直径来降低尖端血栓形成的风险。据信，套管尖端表面上的WSS的增加值或减少值是孔直径差(平方)的函数，并且还受套管直径的总减小值影响。
在一些实施方案中，套管尖端507不包括流入管道20或流出管道30的线圈或编织物增强件。如图32D所示，分别嵌入在流入管道20或流出管道30中的镍钛诺编织物519并未延伸到套管尖端507中。相反，增强线圈519在套管尖端507处或附近终止，如521所指示。如图32E所示，套管尖端507还可包括不透射线材料，诸如环或带523。标志带523或放射密度更大的管道壁有助于在荧光镜透视检查下插入血管期间流入管道20或流出管道30的定位。
在一个方面，本公开还涉及一种用于制造如图32C至图32I所示的套管远侧尖端507的方法。在图32J中示出描绘用于制造套管尖端507的过程900的流程图。在步骤902处，将刚性芯棒插入穿过流入套管20的非增强远侧端部的远侧尖端开口511。在此实例中，套管尖端507具有近似4.0mm的内径和近似5.4mm的外径，而芯棒具有在近似1.5mm至2.0mm的范围内的直径。在一些实施方案中，芯棒可由任何刚性材料构成，包括金属，诸如不锈钢。在步骤904处，将一段薄热收缩氟化乙烯丙烯(FEP)管路放置在尖端507和芯棒组件之上。在步骤906处，将尖端507的近似0.5cm至2.5cm的远侧部分加热至约400℉。在一个方面，远侧部分定位在加热空气的环境内，所述加热空气使可由聚氨酯构成的套管尖端507软化，并且致使FEP使得套管尖端抵靠芯棒收缩和压缩并且将远侧尖端开口511的内径减小到近似1.5mm至2.0mm。此外，通过将尖端507的远侧部分和芯棒组件定位在加热环境中，在FEP管路上施加热梯度，FEP管路对应于沿着热梯度的不同温度以不同的量收缩。因此，以渐缩的方式压缩聚氨酯套管尖端507，其中最大的压缩力被施加在最高温度所在的远侧部分处，并且压缩力沿近侧方向减小。
在一些实施方案中，施加到远侧尖端507的锥度可根据制造商或用户所期望的构型以及过程变量的变化而变化，所述过程变量包括但不限于加热环境的温度、远侧尖端507的材料、FEP管路的长度和初始直径。在远侧尖端507中形成锥形构型后，在步骤908处，使套管尖端冷却并移除FEP管路，从而产生平滑锥形远侧尖端507。
在一个实施方案中，在步骤910处，将不透射线的远侧环标志带522粘附到套管尖端。在一个方面，标志带的直径小于流入套管20的远侧端部的外径，并且在应用步骤904-908的FEP管路和渐缩过程之前被强制插入在套管的尖端507之上。标志带优选地附接在将放置于加热环境中的某一位置处。当FEP管路抵靠标志带压缩时，套管的已软化材料(例如，聚氨酯)在带周围和上方流动，从而将带嵌入在套管壁内。
在步骤912处，在套管尖端507处形成侧孔513和515。在一个方面，侧孔513和515通过使用一段刚性管道(诸如但不限于不锈钢管路)对套管尖端507的壁冲孔而形成。例如，圆形侧孔513可通过用具有近似0.5mm的壁厚的不锈钢管对套管尖端507侧壁冲孔而形成。管路的一个端部是尖锐的并且被构造来在管路的内表面与外表面之间形成近似45°的前导内边缘和斜表面。为形成更细长的侧孔515，使用类似于用于形成侧孔513的尖锐不锈钢管路。然而，用于形成侧孔515的管路通常具有更大直径，并被压缩直至实现适当的椭圆尺寸。使用当前具有细长卵形或椭圆形剖面的经压缩管路来对套管尖端507侧壁进行冲孔。
在另一方面，不锈钢管路的用于产生侧孔513和515的尖锐尖端可在对套管尖端507的表面进行冲孔(在步骤912处)之前被加热至约250℉与约400℉之间。在一个方面，加热的管路加热且至少软化套管尖端517的材料，使得其“流动”并形成侧孔513和515的平滑、修圆内表面。相反地，在其他实施方案中，侧孔513和515可通过任何合适的方法形成，包括但不限于通过激光或其他精密切割工具进行切割。
在一个实施方案中，流入管道20的一部分可使用经皮插入方法或开放手术方法插入血管的管腔中，并且可使用荧光镜透视检查推进到期望位置以辅助装置前进和定位。为辅助流入管道20和流出管道30的定位，管道可具有分别嵌入在流入管道和流出管道的壁512和514内的不透射线标志带或其他不透射线材料，所述材料在荧光镜透视检查下是可见的。例如，流入管道20和流出管道30的部分可由硫酸钡盐包埋的PC-3575聚氨酯构成。在其他实施方案中，流入管道20和流出管道30的被构造成插入血管系统管腔中的部分可具有自膨胀或径向膨胀的壁(诸如可通过并入镍钛诺实现)，使得流入管道20和流出管道30的血管内部分的直径将匹配该位置处血管系统的直径，诸如混合血管移植物的自扩张区段所见。
在包括图37所示的实施方案的一些实施方案中，流入管道20和流出管道30可使用外科吻合术使用缝合线以连贯或分开的方式附接到血管，此后被描述为“吻合连接”。还可利用外科夹和进行吻合的其他标准方式进行吻合连接。例如，可在流出管道30的ePTFE或涤纶远侧区段502与血管之间进行吻合连接。
在进行吻合连接的某些实施方案中，流出管道30被固定到具有在1mm与20mm之间的初始直径的血管，并且优选地，所述脉管具有在1.5mm与6mm之间的初始直径。
相反地，在图32A至图32B和图37至图40所示的其他实施方案中，流入管道20和流出管道30的部分放置在血管或右心房中。例如，流入管道20的远侧端部506可定位在右心房或上腔静脉内。如图32A至图32B所示，当远侧端部506已放置在血管内时，侧孔508辅助对血液的引吸或排放。
在一些实施方案中，流入管道20和流出管道30中的至少一者可与血液透析机或用于血浆去除或清血的机器兼容使用。例如，使用血泵系统10的患者也可能需要接受血液透析治疗。在此实例中，血液可从血泵系统抽取，通过血液透析机，然后被排放回血泵系统中以供递送回血管系统中，从而消除在患者体内形成其他血管进入部位的需要。流入管道20和流出管道30上的侧端口417可在血液透析、血浆去除、清血、或其中血液移除或返回患者的其他程序期间促进血液从AFE系统的移除和返回。在某些实施方案中，侧端口417可以一定方式进行构造以便实现血管内装置的无菌插入，所述血管内装置诸如导丝、血管成形术球囊、血管支架、血管闭塞装置、局部给药导管和血栓溶解导管以及诸如Fogarty球囊的血栓切除装置。在这些特定实施方案的一些中，侧端口417的长轴可与管道的长轴成角度地形成，诸如成30度角、40度角或45度角等。在这些实施方案的一些中，侧端口417或侧端口组件可包括止血阀，以便于血管内装置的快速且简单的插入和移除，同时具有最小的失血。
侧端口417可通过任何合适的方法来分别附接到流入管道20和流出管道30。在一个实施方案中，粘合剂涂敷到侧端口417的将接收在管道20和30内的表面。侧端口417与管道接合，并使粘合剂固化，从而形成不透流体的密封，如图50所示。在一个方面，粘合剂为紫外线(UV)可固化医用级粘合剂。
图51A至图51B和52A至图52B描绘侧端口组件419的实施方案，所述侧端口组件419“准备进入”或“能够进入”并且被构造来允许从导管20或30中抽取流体并将物质和其他材料(包括但不限于药物、输液、医疗工具或医疗装置)引入管道中。具体地，图51A和图52A描绘未组装的组件419，而图51B和52B描绘对应组装好的侧端口组件。在一些实施方案中，侧端口417包括盖，用于视需要密封侧端口。举例来说而非限制，盖可以是具有可拧到侧端口上和从侧端口拧下的带螺纹的鲁尔配件的硬的或刚性端盖421。在另一实例中，盖可包括输注阀423，所述输注阀423包括柱塞，所述柱塞是常闭的直到注射器插入盖中，以供注射、输注或引吸。当将注射器移除时，柱塞返回闭合位置以密封盖。在另一实施方案中，盖可包括类似于标准血管造影鞘管中的止血阀的止血阀425。止血阀425允许盖保持闭合，直到导丝或导管插入穿过阀。这允许操作者在不手动打开或闭合盖的情况下将导线和导管滑动到侧端口417中和从侧端口417中滑出。在另一实施方案中，盖可包括具有圆形部分的TuohyBorst适配器，所述圆形部分可转动以打开和关闭阀。侧端口417还可包括允许同时注射、输注或引吸的三向侧臂427。如图51B所示，“准备进入”侧端口417的已组装实施方案包括盖、三向侧臂427以及一个或多个夹具429的各种组合。在其他实施方案中，也可使用各种其他组合的更少或更多的盖。在连接到侧端口417之前，夹具429也可装配到管道20或30上。
当使用具有此类“准备进入”侧端口的血泵系统时，可容易地对管道和相关联血管系统进行血管内手术，诸如管道的血栓切除术、相关联脉管(诸如AFE系统的流出静脉)的球囊血管成形术、血管侧支的血管内闭塞术、以及管道和相关联脉管中的局部给药，诸如在导管定向溶栓的情况下。在一个实施方案中，AFE系统的使用与血管内闭塞术装置的使用相结合。例如，在用AFE系统对目标静脉进行治疗期间，目标静脉的一个或多个侧支可响应于升高的WSS而扩张，从而减少下游脉管区段中的WSS剂量。在此情形下，可通过将血管内闭塞术装置放置到静脉侧支中来阻塞进入这些静脉侧支中的血流。可用于此目的的装置包括用于外周血管闭塞术的标准线圈血管塞装置(St.Jude Medical公司)，或者Blockstent MicrocathetersTM(Metactive Medical公司)。这些装置可通过流出管道30上的侧端口或通过单独的血管通路(诸如放置在诸如股静脉或头静脉的外周静脉中的鞘管)放置。
如图35所示，控制系统14的一个实施方案包括具有至少一个处理器24和存储器27的控制装置21，所述控制装置21用于将电力输送到泵以及从血泵25接收信息，由此使用所述信息来设置和控制泵转速并估算通过泵系统的血液或流体的流率。处理器24被构造来读取、处理和执行系统、方法和编码于计算机可读介质上的指令。然后，控制系统14使用测量或估算的血管直径和泵系统的测量或估算的平均流率来估算目标脉管中的WSS。控制装置还包括可选地具有电池28的电源26。
在一个实施方案中，控制系统14接收来自一个或多个传感器122的传感器反馈。可使用多种合适的传感器中的任一种来检测血液、血泵15、血泵系统10或目标脉管的物理量的多种变化中的任何变化。在一些实施方案中，可使用传感器来检测体位或体位的变化。传感器122生成指示待分析和/或处理的变化的信号。基本上，传感器122监测血泵系统10、流过所述系统的血液和目标血管的多种特性的变化，所述变化可被处理并与期望的参考值或预先确定的标准进行比较。期望的参考值或预先确定的标准可存储在数据库或其他合适的介质中。
在一些实施方案中，一个或多个传感器122可与血泵25、流入管道20、流出管道30、供体脉管或位置或者受体脉管或位置连通。在一些实施方案中，控制系统14或其部分可位于血泵25的外壳或壳体内部。例如，传感器122中的一个或多个可位于血泵25的入口110或出口115中。在另一实例中，温度传感器可位于血泵中。在其他实施方案中，控制系统14可在泵外部。
WSS可用作变量来构造泵系统10的操作，以导致目标脉管的总直径和管腔直径的增加，或者目标脉管的长度(包括目标脉管的伸直长度)的增加。
假设具有圆形剖面的脉管的管腔中的哈根-泊肃叶血流量(即具有充分发展的抛物线速度分布的层流)，则WSS可使用以下等式来确定：
WSS(Pa)＝4Qμ/πR3 [等式1]
其中：
Q＝流率(m3/s)
μ＝血液粘度(Pa/s)
R＝脉管半径(m)
壁剪切应力控制方法#1：手动
可通过调整泵转速来改变或维持目标血管中的平均或峰值WSS，所述泵转速影响通过泵-管道系统的血液流率并由此影响通过目标脉管的血流量。如图36A所示，手动控制方法600可涉及：在框602处，对血液粘度的直接测量(通过对患者的血液取样并在粘度计中对其进行分析)；在框604处，对血泵系统中的血液流率或目标脉管中的血液流率的直接测量(通过将超声流量传感器放置在流入管道或流出管道上、或分别通过超声或热稀释方法)；以及在框606处，对脉管半径的直接测量(通过各种成像方法，包括血管造影术、超声成像、计算机层析成像或磁共振成像)。在框608处确定作用于脉管壁上的WSS，在框610或612处将所述WSS与期望水平进行比较，然后在框614或616处，通过泵叶轮的转速的改变来调整泵流率(Q)。通过改变马达输入电压的PWM的占空比来改变泵转速。
壁剪切应力控制方法#2：自动进行间接血液粘度、直接血流量、以及目标血管直径测量
自动WSS控制系统可涉及对泵系统或目标脉管中的血液流率的直接测量以及对目标血管的直径的直接测量。如图36B所示，此自动WSS控制方法620可涉及在框622处对血液粘度的间接测量(基于其与所测量的血细胞比容和近似平均WSS的已知关系来估算)。在框624处，对粘度估算器的定期校准可使用如前所述对粘度的直接测量来执行。在临床实践中，血液粘度通常在1周至2周治疗期间几乎没有变化。
壁剪切应力控制方法#3：自动进行间接血液粘度、血流量、目标血管直径测量、以及直接静脉压力测量
如图36C所示，自动WSS控制方法630可涉及：在框622处对血液粘度的间接测量(基于其与所测量的血细胞比容和近似平均WSS的已知关系来估算)；在框632处对通过血泵系统的血液流率的间接测量(基于其与马达状态变量的关系来估算)；在框634处对目标血管压力的测量；以及在框638处对脉管半径的测量(基于血管阻力来估算)。在框636处，基于所估算的泵流率和所测量的脉管中血压来计算血管阻力。对血液粘度、泵流量和目标脉管半径估算器分别进行的定期校准可分别在框624、框640和框642处使用直接测量来执行，如前所述。
壁剪切应力控制方法#4：自动进行间接血液粘度、血流量、泵压头、以及目标血管直径测量
如图36D所示，自动WSS控制方法650可涉及：在框622处对血液粘度的间接测量(基于其与所测量的血细胞比容和近似平均WSS的已知关系来估算)；在框632处对通过血泵系统的血液流率的间接测量(基于其与马达状态变量的关系来估算)；以及在框638处对脉管半径的测量(基于血管阻力来估算)。在框636处，基于框632处所估算的泵流率以及泵压头来计算血管阻力，其中在框652处还基于泵压头与马达状态变量的关系来估算泵压头。对血液粘度、泵流量和目标脉管半径估算器的定期校准可分别在框624、框640和框642处使用直接测量来执行，如前所述。在框654处，可通过利用单独压力换能器来测量泵入口压力和泵出口压力并计算它们的压差，或者通过利用压差传感器直接测量跨泵的压头来执行对泵压头估算器的定期校准。
对血泵系统流率和压头的无传感器确定：
参考图35，处理器24适于检测和监测通过电力电缆120出现在泵的线圈组件170的电线圈中的一个或多个中的电流，这与监测提供给线圈组件的电压结合准许处理器24得出血泵25所消耗的输入功率(Pin)和叶轮140的实际旋转转速(ω)。处理器24可估算作为Pin和ω的函数的泵流率(Q)或流率变化(ΔQ)。例如，Q＝f[Pin,ω]。更具体地，使用以下等式：
Q＝a+b·ln(Pin)+c·ω0.5 [等式2]
其中：
Q＝流率(L/min)
Pin＝马达输入功率(W)
ω＝泵转速(rpm)
马达输入功率是从测量的马达电流和电压而得出的。a、b和c的值从拟合泵流率的绘图的曲线得出，所述泵流率是马达转速和输入功率的函数。
处理器24还可估算作为Pin和ω的函数的泵压头(Hp)或泵压头变化(ΔHp)。例如，Hp＝f[Pin,ω]。更具体地，使用以下等式：
Hp＝d+e·ln(Pin)+f·ω2.5 [等式3]
d、e和f的值从拟合泵压头的绘图的曲线得出，所述泵压头是泵转速和马达输入功率的函数，其中Hp是跨流入管道20、泵25和流出管道30测量的。
血管阻力的确定和脉管半径的估算
血管阻力(Rv)是血液通过循环系统必须克服的流动阻力。阻力等于驱动压力(H.v)除以流率。当血泵系统被连接到目标脉管(其为静脉)时，血管阻力使用以下等式来计算：
Rv＝(Pv–CVP)/Q [等式4]
其中：
Hv＝血液到心脏的返回路径上的外周脉管上的压头损失(mmHg)
Pv＝吻合处的静脉压力(mmHg)
CVP＝中心静脉压力(mmHg)
Rv＝血管阻力(mmHg·min/L)
在大多数情况下，CVP的范围在2mmHg与8mmHg之间，且在上文等式中可忽略，因为Pv和Q的操作范围在比例上大得多。如图36E所示，血管阻力可以图形表示为各个Pv对Q曲线660的斜率。由于曲线660是非线性的，因此斜率是Q的函数。如以下等式所示，可通过将转速暂时增加几百rpm(Δω)，测量静脉压力的所得变化(ΔPv)，并估算泵流量的所得变化(ΔQ)来导出血管阻力：
Rv(Q)＝ΔPv/ΔQ [等式5]
应注意，血管阻力是脉管直径或半径的强函数，其中较小静脉具有较高血管阻力。血管阻力可用不同的单位进行量化，例如，伍德单位(mmHg·min/L)可乘以八转换为SI单位(Pa·s/m3)。
替代地，泵压头(Hp)可用作计算血管阻力的基础。当泵-管道系统被构造为从血管系统中的一个位置抽取血液以将其排放到外周动脉或静脉时，可合理地假设跨整个系统所获得的压头(Hp)正好等于跨血液返回心脏的外周血管的压头损失(Hv)：
Hv＝Hp [等式6]
外周脉管的半径与其血管阻力(Rv)即Hv与Q的比成反比。假设具有圆形剖面的脉管中的哈根-泊肃叶血流量，则可使用以下等式表示血管阻力：
Rv(Pa·s/m3)＝Pv/Q＝8·μ·L/π·R4 [等式7]
其中：
Pv以Pa为单位表示
Q以(m3/s)为单位表示
μ＝血液粘度(Pa/s)
R＝脉管半径(m)
L＝脉管长度(m)
实际上，等式7将基于跨具有已知直径的特定静脉的压降的体内测量来精化。这提供了等式的最简式：
Rv(Pa·s/m3)＝K·μ/R4 [等式8]
其中：
K为用于目标静脉的经验常数(m)
壁剪切应力的确定
可基于上述等式来确定目标脉管中的WSS。使用方程式4，泵流率可根据以下等式表示：
Q＝Pv/Rv [等式9]
使用方程式8，脉管半径可根据以下等式表示：
R＝(K·μ/Rv)0.25 [等式10]
使用等式1、等式9和等式10，WSS可根据以下等式来表示：
WSS(Pa)＝((4·Pv)/(π·K0.75))·(μ/Rv)0.25 [等式11]
在一些实施方案中，对控制系统所使用的估算变量进行定期校准。例如，使用实际测量值以1分钟至长达30天的范围内的间隔对流率和压头的估算值进行定期校准。类似地，使用实际测量值以1分钟至长达30天的范围内的间隔对动脉或静脉半径的估算值进行定期校准。
安全特征和警报
自动控制系统还可包括安全特征以避免与患者的心血管系统中的变化或者泵系统或泵控制系统的故障相关联的危害。如图36F所示，转速控制方法670可在框672处检测与减小的前负荷或后负荷增加(例如，由于血栓形成)、流入管道尖端1000周围卖瓜的抽吸、流动限制以及即将出现的塌缩相关联的马达电流波形的特征变化。在框674处，使用傅立叶变换执行对马达电流波形的光谱分析。在框676处，当傅立叶级数的二次谐波项的幅值超过预先确定的值时，则已发生抽吸且认为塌缩即将发生。在框616处，立即减小泵转速，且在框678A处，触发控制装置21内的警报。当恢复正常操作时，在框678B处取消警报。
如图36G所示，速度控制方法680可检测低流量状况。在框682处，当泵流率下降到安全阈值水平以下以避免泵-管道系统10的血栓形成时，在框614处，立即增大泵转速且在框678A处触发控制装置21内的警报。当恢复正常操作时，在框678B处取消警报。
如图36H所示，速度控制方法690可检测高WSS状况。在框692处，当WSS上升到安全阈值水平以上以避免损伤血管壁或内皮时，在框616处立即减小泵转速且在框678A处触发控制装置21内的警报。当恢复正常操作时，在框678B处取消警报。
在其中流入管道20连接到动脉而流出管道30连接到静脉的又一实施方案中，控制系统14监测并修改排放到受体静脉中的血流的脉动。例如，控制系统14可监测心电图或监测进入血泵系统的血液的脉波中的周期性变化。在心室收缩和脉波传播期间，控制系统可减小泵的旋转转速。在收缩期间和脉波已经过之后，控制系统可增大泵的旋转转速。以此方式，进入受体静脉中的血液的脉动能够得以减小。替代地，受体静脉中的血液的脉动可手动定期检查，也利用超声来实现，并且泵可进行手动调整，例如通过调节泵的压头-流量特征，在泵流入或流出处添加顺应性贮存器或弹性贮存器(区段或扩散变化)，或者调节泵转速。还可进行其他调整。替代地，顺应性贮存器或弹性贮存器可在植入血泵系统时添加到流入管道或流出管道处。
在某些实施方案中，控制系统14的患者控制器部分可并入有用于供患者和护理提供者响应于诸如出血或疼痛的急迫事件或紧急事件对泵转速做出立即改变的装置。例如，患者或护理提供者可通过紧急停止功能来停止泵或者可将泵操作改变为“安全模式”，在“安全模式”中泵转速减小，使得管道压力和血流量减少但通过泵系统的血流量保持在足以进行无血栓操作的水平。这些装置还可包括系统，用于向患者或护理提供者提供指令，诸如以便在最近的医院或诊所寻求及时医疗护理。
在一些实施方案中，控制系统14手动地或者利用软件程序或利用编码在计算机可读介质上且可由处理器24或其他自动化系统执行的应用程序来监视和调整。计算机可读介质可包括易失性介质、非易失性介质、可移动介质、不可移动介质和/或控制系统14可访问的另一可用介质。作为实例而非限制，计算机可读介质可包括计算机存储介质和通信介质。计算机存储介质包括以一种方法或技术实现的用于存储诸如计算机可读指令、数据结构、程序模块或其他数据的信息的存储器、易失性介质、非易失性介质、可移动介质和/或不可移动介质。
软件程序可包括可执行指令以自动调整泵转速以在待治疗的脉管区段(“目标脉管”)中维持期望血流量、平均血流速度、峰值血流速度以及平均WSS或峰值WSS，在所述脉管区段中期望总直径和管腔直径、长度或伸直长度持续增加，无论是供体动脉、供体静脉、受体动脉还是受体静脉。替代地，目标脉管中的总直径、管腔直径、长度、伸直长度和血流量可手动地定期检查，也可通过超声波来实现，并且泵可进行手动调整，例如通过调节泵的压头-流量特征或调节泵转速。还可进行其他调整。
在一个实施方案中，通过对多个离散的测量值求和并将总和除以测量次数计算所述离散的测量值的平均值，来确定平均血流速度。平均血流速度可通过经过数毫秒、数秒、1分钟、5分钟、15分钟、30分钟、1小时或数小时的时间段进行测量来计算。
在另一实施方案中，通过以下方式确定平均WSS：进行一系列的离散测量；对WSS做出多次离散确定(使用那些测量值)；对离散WSS确定值求和；以及将总和除以确定次数。平均WSS可通过经过数秒、1分钟、5分钟、15分钟、30分钟、1小时或数小时的时间段进行多次测量且做出离散WSS确定来计算。
在一个实施方案中，控制系统14从与血泵25连通的传感器22接收信息。在其他实施方案中，控制系统14从与流入管道20或流出管道30连通的或者在与流入管道或流出管道流体连通的脉管中的传感器22接收信息。在一些实施方案中，控制系统14的全部或部分可位于泵体25内，而在其他实施方案中，控制系统的全部或一部分可位于管道内，或者位于控制装置21内。
本文所述系统和方法增加外周静脉和动脉中的平均WSS水平。静脉的正常平均WSS在0.076Pa与0.76Pa之间的范围内。本文所述的系统被构造来将受体外周静脉中的平均WSS水平增加到在0.76Pa与23Pa之间的范围内，优选地增加到在2.5Pa与10Pa之间的范围内。动脉的正常平均WSS在0.3Pa与1.5Pa之间的范围内。对于动脉扩张来说，本文所述的系统和方法将平均WSS水平增加到在1.5Pa与23Pa之间的范围，优选地在2.5Pa与10Pa之间的范围。动脉或静脉中大于23Pa的持续平均WSS可能导致或延长血管内皮的剥脱(损失)或内皮损伤，已知这可响应平均血流速度和平均WSS的增加而延缓血管扩张。以将平均WSS增加至期望范围的方式泵送血液例如优选1天至84天，并且更优选地在约7天与42天之间，在受体静脉、供体静脉或者供体动脉或受体动脉中产生持续增加的总直径和管腔直径，使得由于小静脉或动脉直径而最初不符合或非最佳用作血液透析进入部位或旁路移植物的静脉和动脉变得可用或更佳。可对血液泵送过程进行定期监测和调整。例如，在达到期望的持续扩张量之前，可在数分钟、数小时、1天、3天、1周或数周的时间段内调整泵以考虑外周静脉或动脉的变化(诸如总直径和管腔直径的持续增加)。
参考图37至图40，一种用于增加静脉和动脉的总直径和管腔直径的系统10被示出为用于患者。在图37中，系统10从患者的静脉系统抽取包括脱氧血液的静脉血，并将所述血液排放到受体外周脉管700中。系统10还增加受体外周脉管700中的平均血流速度并且增加施加在受体外周脉管700的内皮上的平均WSS，以增加位于例如手臂或腿部中的受体外周脉管700的总直径和管腔直径。诸如外周静脉的血管的直径可通过测量管腔直径或通过测量总脉管直径来确定，所述管腔为在血管的中心处血液所流过的开放空间，所述总脉管直径包括所述开放空间和血管的壁。
本公开还涉及通过将血液引入或引出外周静脉或动脉来同时且持续地增加外周静脉或动脉的总直径和管腔直径，从而增加外周静脉或动脉中的平均血流速度并增加外周静脉或动脉的内皮上的平均WSS。描述了系统，其中外周静脉或动脉中的平均血流速度和在外周静脉或动脉的内皮上的平均WSS是通过使用血泵系统来增加的。优选地，泵将血液引导到外周静脉中，其中所泵送血液具有减小的脉动，诸如当脉压低于外周动脉中的血液时。
系统10适于维持优选地在50mL/min与2500mL/min之间且可选地在50mL/min与1500mL/min之间或在100mL/min与1000mL/min之间的流率，同时还在流出管道中维持在10mmHg与350mmHg之间、优选地在25mmHg与100mmHg之间的压力范围。如前所述，控制系统14可被优化以在外围静脉中维持0.76Pa与23Pa之间、优选地在2.5Pa与10Pa之间或者在2.5Pa与7.5Pa之间的稳定平均WSS，使得外周静脉的总直径和管腔直径持续增加超过5％至超过500％。
本文所述的系统还增加外周静脉中的平均血流速度。静息时，人体头静脉中的平均血流速度(其中平均管腔直径为2.4±0.5mm)通常在5cm/s至9cm/s(0.05m/s至0.09m/s)之间。对于本文所述的系统，外周静脉中的平均血流速度增加到9cm/s与235cm/s(0.09m/s与2.35m/s)之间的范围，优选地增加到15cm/s与100cm/s(0.15m/s与1.0m/s)之间的范围内，这取决于外周受体静脉的初始总直径或管腔直径以及期望的最终总直径或管腔直径。本文所述的系统还增加外周动脉中的平均血流速度。在静息时，人体肱动脉中的平均血流速度(其中平均管腔直径为3.7±0.7mm)通常在10cm/s与15cm/s(0.1m/s与0.15m/s)之间。对于本文所述的系统和方法来说，外周动脉中的平均血液流量被增加到在15cm/s与360cm/s(0.1与3.6m/s)之间的范围，优选地增加到25cm/s与160cm/s(0.25m/s与1.6m/s)之间的范围，这取决于动脉的初始总直径或管腔直径以及期望的最终总直径或管腔直径。
优选地，平均血流速度增加达1天至84天之间、或优选地达7天至42天之间，以引起外周受体静脉、外周受体动脉、外周供体静脉或外周供体动脉中的总直径和管腔直径的持续增加，使得由于静脉或动脉直径小而最初不符合或次优用作血液透析进入部位或旁路移植物的静脉和动脉变得可用或更优。这还可通过在具有正常平均血流速度的居间期的治疗期间间歇地增加平均血流速度来实现。
研究表明，静脉和动脉内的基线血液动力学力和血液动力学力的变化在确定这些静脉和动脉的总直径和管腔直径以及长度时起着关键作用。例如，平均血流速度和平均WSS的持续增加可导致管腔直径和总直径、长度以及静脉和动脉的伸直长度的持续增加。升高的平均血流速度和平均WSS通过内皮细胞进行感测，这些内皮细胞触发信令机制，所述信令机制造成对脉管平滑肌细胞的刺激、对单核细胞和巨噬细胞的吸引以及能够使诸如胶原蛋白和弹性蛋白的细胞外基质的组分降解的蛋白酶的合成和释放。因此，本公开涉及在足以导致静脉和动脉重塑的一段时间内增加平均血流速度和平均WSS，以及增加总直径和管腔直径、静脉和动脉的长度和伸直长度。
本文所述的系统增加外周静脉或动脉中的平均WSS水平。静脉的正常平均WSS在0.076Pa与0.76Pa之间的范围内。本文所述的系统将静脉中的平均WSS水平增加到0.76Pa与23Pa之间的范围，优选地增加到2.5Pa与10Pa或2.5Pa与7.5Pa之间的范围。动脉的正常平均WSS在0.3Pa与1.5Pa之间的范围内。为持续地增加动脉的总直径和管腔直径，本文所述的系统和方法将平均WSS水平增加到1.5Pa与23Pa之间的范围，优选地增加到2.5Pa与10Pa或2.5Pa与7.5Pa之间的范围。优选地，平均WSS增加达1天至84天之间、或优选地达7天至42天之间，以引起外周受体静脉、外周受体动脉、外周供体静脉或外周供体动脉中的总直径和管腔直径的持续增加，使得由于静脉和动脉直径小而最初不符合或非最佳用作血液透析进入部位或旁路移植物的静脉和动脉变得可用或更佳。这还可通过在具有正常平均WSS的居间期的治疗期间间歇地增加平均WSS来实现。
外周静脉和动脉中高于约23Pa的持续平均WSS水平可能引起或延长静脉内皮的剥脱(损失)或使静脉内皮或壁损坏。已知内皮的剥脱或对血管内皮或壁的损坏在平均血流速度增加和平均WSS增加的环境下减少血管的总直径和管腔直径的增加。增加的平均WSS引起静脉和动脉中的总直径和管腔直径或者长度和伸直长度的充分持续增加，以使得由于静脉或动脉直径小而最初不符合或非最佳用作血液透析进入部位或旁路移植物的静脉或动脉变得可用或更佳。外周受体静脉、外周受体动脉、外周供体静脉或外周供体动脉的直径可例如像每1天、3天、1周或几周而间歇地确定，以实现泵转速调整，以便在治疗期间优化静脉和动脉的总直径和管腔直径的持续增加的速率和程度。
本文所述的系统还增加外周静脉中的平均血流速度。静息时，人体头静脉中的平均血流速度(其中平均管腔直径为2.4±0.5mm)通常在5cm/s与9cm/s(0.05m/s与0.09m/s)之间。对于本文所述系统而言，外周静脉中的平均血流速度被增加到在9cm/s与235cm/s(0.05m/s与2.35m/s)之间的范围，优选地增加到在15cm/s与100cm/s(0.15m/s与1.0m/s)之间的范围，这取决于外周受体静脉的初始总体直径或管腔直径以及外周受体静脉的期望最终总直径和管腔直径。本文所述的系统还增加外周动脉中的平均血流速度。在静息时，人体肱动脉中的平均血流速度(其中平均管腔直径为3.7±0.7mm)通常在10cm/s至15cm/s(0.1m/s与0.15m/s)之间。对于本文所述的系统和方法，外周静脉中的平均血流速度增加到在15cm/s与360cm/s(0.1m/s与3.6m/s)之间的范围，优选地增加到在25cm/s与160cm/s(0.25m/s与1.6m/s)之间的范围，这取决于外周动脉的初始总直径或管腔直径以及外周动脉的期望最终总直径或管腔直径。优选地，平均血流速度增加达1天至84天之间、或优选地达7天至42天之间，以引起外周受体静脉、外周受体动脉、外周供体静脉或外周供体动脉中的总直径和管腔直径或长度的持续增加，使得由于静脉或动脉直径小或长度不够而最初不符合或次优用作血液透析进入部位或旁路移植物的静脉和动脉变得可用。外周受体静脉或供体静脉中高于160cm/s至235cm/s(0.16m/s至2.35m/s)的平均血流速度水平或外周受体动脉或供体动脉中高于250cm/s至360cm/s(0.25m/s至0.36m/s)的平均血流速度水平可造成或延长静脉内皮的剥脱(损失)或对静脉内皮的损坏。已知在平均血流速度增加和平均WSS增加的环境下进行观察，血管内皮或壁的的剥脱或损坏减少血管的总直径和管腔直径的增加。在期望范围内增加平均血流速度且达足够的时间段引起静脉和动脉中的总直径和管腔直径或者长度的充分持续增加，以使得由于静脉或动脉直径小或长度不够而最初不符合或非最佳用作血液透析进入部位或旁路移植物的静脉或动脉变得可用或更佳。外周受体静脉、外周受体动脉、外周供体静脉或外周供体动脉的总直径或管腔直径可例如像每一分或数分钟、一小时或数小时、1天、3天、1周或几周而间歇地确定，以实现泵转速调整，以便在治疗期间优化目标静脉和动脉的总直径和管腔直径的持续增加的速率和程度。
在图34所示一个实施方案中，系统10包括血泵25、一对管道12和控制装置21以用于将静脉血从患者的静脉系统中的供体静脉或位置移动到外周受体静脉。在各种实施方案中，外周受体静脉可以是头静脉、桡静脉、正中静脉、肘静脉、肘前静脉、头正中静脉、贵要正中静脉、贵要静脉、肱静脉、小隐静脉、大隐静脉、股静脉或其他静脉。可使用可能在形成血液透析进入部位或旁路移植物的过程中有用的其他静脉或者对于需要使用静脉的其他血管外科手术有用的其他静脉。管道12将血液移动到外周受体静脉。外周脉管中持续升高的平均血流速度和升高的平均WSS引起外周受体静脉的总直径和管腔直径的持续且逐步的增加。因此，本公开的系统10有利地增加外周静脉4的直径、长度或伸直长度，使得外周静脉4可用于例如构建血液透析进入部位(诸如AVF或AVG)、旁路移植物或者用于如本领域技术人员所确定的需要特定直径或长度的静脉的另一临床环境中。
如本文所使用，脱氧血液是已通过毛细血管系统且已由周围组织移除氧气然后通入静脉系统中的血液。如本文所使用的外周静脉意指其中一部分驻留于胸部、腹部或骨盆外的任何静脉。在图37A所示实施方案中，外周受体静脉712为头静脉。然而，在其他实施方案中，外周受体静脉可以是桡静脉、正中静脉、肘静脉、肘前静脉、头正中静脉、贵要正中静脉、贵要静脉、肱静脉、小隐静脉、大隐静脉、股静脉或其他静脉。除外周静脉之外，也可使用可能在形成血液透析进入部位或旁路移植物的过程中有用的其他静脉或者对于需要使用静脉的其他血管外科手术有用的其他静脉作为受体静脉，诸如驻留于胸部、腹部和骨盆中的那些静脉。
图37B示出用于使用系统10来增加血管的总直径和管腔直径的另一实施方案。在此实施方案中，系统10被构造来从供体静脉700移除包括脱氧血液的血液，并将血液移动到心脏704的上腔静脉或右心房702。如图所示，流入管道706与供体静脉700(在此情况下为头静脉)以流体连通的方式连接。在一个实施方案中，可使用流入管道706的用于将流入管道706固定到供体静脉700的短ePTFE区段来进行连接，而使用聚氨酯来进行流入管道的剩余区段的连接。在其他实施方案中，流入管道或流出管道的至少一部分还包含镍钛诺，用于抗扭结和抗压缩。如图所示，流出管道710的一个端部连接到血泵25，而流出管道的另一端部通过血管内部分流体连接到上腔静脉和右心房702。在其他实施方案中，流出管道706的一个或两个区段还包含镍钛诺，用于抗扭结和抗压缩。对于图37的实施方案，使用血泵增加血液从供体静脉700移动到心脏704的上腔静脉和右心房702的速率，以在供体静脉700中实现平均血流速度的期望升高水平和平均WSS的升高水平。泵以一定速度操作且达足以导致供体静脉的总直径和管腔直径的期望持续增加的时间，所述增加诸如比起始直径增加10％、增加25％、增加50％、增加100％、增加200％、增加300％或增加300％以上。在另一实施方案中，在流入管道706和供体静脉700的接合部与右心房702之间的一个或多个静脉瓣可呈现出闭锁不全或闭锁不太全(使用本领域的技术人员可用的方法中的任何方法)，以允许血液以逆行方式在供体静脉700中流动，然后进入流入管道706中。
图38示出用于使用系统10来增加血管的总直径和管腔直径的另一实施方案。在这个实施方案中，系统10被构造成从供体动脉712(在此情况下为肱动脉)移除包括脱氧血液的血液，并且将所述血液移动至上腔静脉和心脏704的右心房702。如图所示，流入管道706以流体连通的方式与供体动脉712连接。在一个实施方案中，可使用流入管道706的用于将流入管道固定到供体动脉712的短ePTFE区段来进行连接，而使用聚氨酯来进行流入管道的剩余区段的连接。在其他实施方案中，流入管道706的一个或两个区段还包含镍钛诺，诸如用于抗纠结和抗压缩。如图所示，流出管道710的一个端部连接到血泵25，而流出管道的另一端部通过血管内部分流体连接到上腔静脉和右心房702。在其他实施方案中，流出管道706的一个或两个区段还包含镍钛诺，用于抗扭结和抗压缩。对于图38的实施方案，血泵用来增加血液从供体动脉712移动至心脏704的右心房702的速率，以在供体动脉712中实现期望的升高水平的平均血流速度和升高水平的平均WSS水平。泵以一定速度操作且达足以导致供体动脉的总直径和管腔直径的期望持续增加的时间，所述增加诸如从起始直径增加10％、增加25％、增加50％、增加100％、增加200％、增加300％或增加300％以上。
在其它实施方案中，可将包含含氧血液的动脉血液从供体动脉移动到受体位置。供体动脉可包括但不限于桡动脉、尺动脉、骨间动脉、肱动脉、胫前动脉、胫后动脉、腓动脉、腘动脉、股深动脉、股浅动脉或股动脉。
图39示出用于使用系统10来增加血管的总直径和管腔直径的另一实施方案。在此实施方案中，系统10被构造来从供体动脉712(在这种情况下为肱动脉)移除包括含氧血液的血液，并将血液移动到心脏704的上腔静脉和右心房702。如图所示，管道716以流体连通的方式与供体动脉712连接。在一个实施方案中，可使用管道716的用于将流入管道固定到供体动脉712的短ePTFE区段来进行连接，而使用聚氨酯来进行流入管道的剩余区段的连接。在其他实施方案中，管道716的一个或两个区段还包含镍钛诺，如用于抗纠结和抗压缩。对于图39的实施方案，没有泵且血液从较高压力供体动脉712被动地移动到较低压力上腔静脉和右心房702，并且管道716的长度和管腔直径被构造来在供体动脉712中实现平均血流速度和平均WSS的期望升高水平。管道716保持在适当位置达足以引起供体动脉712的总直径和管腔直径的期望持续增加的时间段，所述增加诸如从起始直径增加10％、增加25％、增加50％或增加100％或更多。
图40示出用于使用系统10来增加外周动脉的总直径和管腔直径的另一实施方案。在此实施方案中，系统10被构造来从诸如桡动脉的目标动脉718移除包括氧合血液的血液，并将血液移动到诸如肱动脉的受体动脉720。如图所示，流入管道706以流体连通的方式与目标动脉718连接。在一个实施方案中，在流入管道706与动脉或流出管道710与动脉之间的连接可以使用相应管道用来将流入管道流体连接到目标动脉718或流出管道710(其流体连接到受体动脉720)的短ePTFE区段进行，而流入管道和流出管道的剩余区段可使用聚氨酯进行连接。在其他实施方案中，流入管道706或流出管道710的一个或两个区段还包含镍钛诺，诸如用于抗纠结和抗压缩。
如图所示，流出管道710的一个端部连接到血泵25，而流出管道的另一端部流体连接到受体动脉720。对于图40的实施方案，血泵25用于增加血液从目标动脉718抽取的速率，以在目标动脉718中实现平均血流速度的期望升高的水平和WSS的升高的平均水平。泵以一定速度操作且达足以导致供体动脉的总直径和管腔直径的期望持续增加的时间，所述增加诸如从起始直径增加10％、增加25％、增加50％、增加100％或更多。
现在参考图44A至图44D，泵系统10还可用于增加从下肢到心脏的静脉血回流，降低下肢静脉高压以及治愈静脉溃疡，其方式为将静脉血从诸如腿部的下肢泵送到静脉循环中的另一位置，在此情况下为上腔静脉和右心房。
在一个实施方案中，如图45A所示，流入管道20包括镍钛诺支撑结构、亲水涂层以及被构造用于形成股静脉292的吻合处290的结合ePTFE区段503。可以使用抽吸检测算法来防止流入管道尖端1000处的塌缩和闭塞(如图36F所示)，以调整泵转速和/或线圈增强的ePTFE移植部分(如图31所示)，以抵抗负压下的塌缩。流出管道30还包括镍钛诺支撑结构、亲水涂层以及具有侧排放孔的未增强区段509，所述未增强区段509被构造用于插入上腔静脉和右心房中，如图45B所示。
可采用各种构型的控制装置21。例如，泵系统10可受被优化以供非卧床患者使用的小型便携控制装置21(如图46A所示)控制，在治疗期间所述控制装置21可由患者可通过穿戴在皮带上、口袋中，或者携带在携带用箱中。便携控制装置21可包含可再充电电池以通过引线120向泵25提供电力。控制装置21还可向患者提供系统状态信息，并且基于患者的体位(例如，站立或仰卧等)或者流入管道20、流出管道30中、邻近流入管道或流出管道的静脉区段中的血压来调整泵转速和其他系统参数。在另一实施方案中，控制装置21可以是被优化以供医院或诊所中的卧床患者使用、或者供非卧床患者夜间在家里使用的较大基座单元(如图46B所示)，并且可被构造用于在由AC电源供电时放置在桌面上或者在由可再充电电池供电时放置在推车上。
在一个方面，泵系统10可将静脉血从下肢输送到静脉系统中的另一位置以降低下肢静脉压，并在使用近似三个月之后帮助溃疡愈合，如图44C所示。泵系统10可在溃疡完全愈合之后进行移除，如图44D所示。
在控制装置21的一些实施方案中，如图46A至图46B所示，用于控制泵25的处理器24可位于泵内。处理器24放置在泵25内减少位于电源线120内的接线。这种减少改进通过来自三相马达线圈构型的未驱动支脚的反EMF而检测换向正时的能力。
包括由AC电源供电且被优化以供卧床患者在医院或诊所中使用的基座单元的控制装置21(如图46B所示)的一个实施方案通过电缆120拴接至血泵25，如图47A所示。在此实施方案中，处理器24和电源26位于控制装置21内。由于长电缆120可充当天线，因此在血泵25处所生成的将在控制装置21处接收的任何马达换向信号以及同样地在控制装置处所生成的将在血泵处接收的任何AC马达电流脉冲非常容易受到射频(RF)噪音影响。因此，必须关注RF屏蔽和部件接地以确保可靠操作。
在控制装置21和泵25的实施方案中，在处理器24更为紧密接近泵的情况下，不论如图47B所示位于血泵主体105内还是至少内联连接在电缆120与血泵之间，RF噪音的影响都得以减小。在这些实施方案中，通过电缆120而提供的DC电流受RF噪音影响较小。
在包括被优化以供卧床患者使用的便携电池供电单元的控制装置21的其他实施方案(如图46A所示)中，使用不易受到RF噪音影响的更短长度的电缆120。因此，处理器24可位于控制装置21或泵25中。
流入管道
本公开涉及血液输送管道的设计、制造和使用。当血液输送管道接收来自动脉、静脉、心腔或其他含血结构的血液并将血液输送到泵时，管道在本文可被称为“流入管道”、“排出管道”、“排出套管”或“管道”。
本公开还涉及近侧流入管道区段和远侧流入管道区段的设计、制造和使用。此类流入管道(或管道)可包括：i)近侧管道区段，所述近侧管道区段可以是柔性的、有弹性的，并且耐压缩和扭结；ii)远侧管道区段，所述远侧管道区段可以是柔性的、有弹性的，并且耐压缩和扭结；iii)远侧管道尖端，所述远侧管道尖端可以是柔性的、有弹性的，并且可耐压缩和扭结，或者可以是刚性的，或者可具有柔性和弹性的区域，以及刚性的区域；iv)一个或多个侧端口，所述一个或多个侧端口可以是柔性的、有弹性的，并且可耐压缩和扭结，或者可以是刚性的，或者可具有柔性和弹性的区域，以及刚性的区域。
远侧管道尖端可与多种管道区段一起使用。管道可在植入之前完全组装，在植入之前部分组装，或者可在植入程序或手术期间组装。远侧管道尖端的近侧端部可被构造用于附接，或者可附接到近侧管道区段、远侧管道区段或侧端口。在一些实施方案中，侧端口、近侧管道区段、远侧管道区段和远侧管道尖端在植入手术或手术之前连结在一起。在其他实施方案中，侧端口、近侧管道区段、远侧管道区段和远侧管道尖端被构造用于在构造血泵系统以供使用时在植入手术或程序期间进行连结并连结在一起。在一些实施方案中，近侧管道区段、远侧管道区段和远侧管道尖端在植入手术或程序之前连结在一起。在其他实施方案中，近侧管道区段、远侧管道区段和远侧管道尖端被构造用于在构造血泵系统以供使用时在植入手术或程序期间进行连结并连结在一起。在一些实施方案中，近侧管道区段和远侧管道尖端在植入手术或程序之前连结在一起。在其他实施方案中，近侧管道区段和远侧管道尖端被构造用于在构造血泵系统以供使用时在植入手术或程序期间连结并连结在一起。
在一些实施方案中，管道可(从近侧端部到远侧端部)包括侧端口、近侧管道区段、远侧管道区段和远侧管道尖端。在一些实施方案中，管道可(从近侧端部到远侧端部)包括近侧管道区段、侧端口、远侧管道区段和远侧管道尖端。在一些实施方案中，管道可(从近侧端部到远侧端部)包括近侧管道区段、远侧管道区段、侧端口和远侧管道尖端。在一些实施方案中，管道可(从近侧端部到远侧端部)包括近侧管道区段、远侧管道区段和远侧管道尖端。在一些实施方案中，管道可(从近侧端部到远侧端部)包括近侧管道区段、侧端口和远侧管道尖端。在一些实施方案中，管道可(从近侧端部到远侧端部)包括近侧管道区段和远侧管道尖端。在一些实施方案中，管道可(从近侧端部到远侧端部)包括侧端口、近侧管道区段和远侧管道区段，其中远侧管道尖端并入远侧管道区段的远侧端部中。在一些实施方案中，管道可(从近侧端部到远侧端部)包括近侧管道区段，侧端口和远侧管道区段，其中远侧管道尖端并入远侧管道区段的远侧端部中。在一些实施方案中，管道可(从近侧端部到远侧端部)包括近侧管道区段和远侧管道区段，其中远侧管道尖端并入远侧管道区段的远侧端部中。在一些实施方案中，管道可(从近侧端部到远侧端部)包括近侧管道区段，其中远侧管道尖端并入近侧管道区段的远侧端部中。
本公开涉及用于连结流入管道的各个部件的构型和方法。流入管道的各个部件可被构造用于连结，或者可通过各种方法被连结。各种构造和方法可包括：摩擦配合；倒钩配件；径向压缩式保持器或锁圈，具有一个或多个倒钩配件和径向压缩式保持器或锁圈的直列式连接器；或者粘合剂。
在一些实施方案中，近侧管道区段或远侧管道区段可由、主要由或基本上由柔性或弹性聚合物组成。此类柔性或弹性聚合物包括聚氨酯、聚氨酯，聚氨酯，肖氏硬度为70A的PC-3575A、芳族聚氨酯弹性体合金、Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、肖氏硬度为45A的Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、肖氏硬度为55A的Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂弹性体、聚四氟乙烯、膨体聚四氟乙烯、聚对苯二甲酸乙二酯、热塑性硅树脂聚碳酸酯弹性体、聚醚嵌段酰胺及它们的组合，肖氏硬度范围为20A至80A、20A至30A、30A至40A、40A至50A、50A至60A、60A至70A、70A至80，或者肖氏硬度为20A、25A、30A、35A、40A、45A、50A、55A、60A、65A、70A、75A或80A。管道区段可包括线或网状支撑件。线或网状支撑件可以编织或线圈图案构造。线或网状支撑件可包含弹性或形状记忆金属或聚合物。线或网状支撑件可由、主要由或基本上由镍钛诺或不锈钢、PTFE或它们的组合构成。线或网状支撑件可位于管道或管道区段的内(腔)表面或外表面上，或者可并入管道或管道区段的壁内。线或网支撑件可向近侧或远侧管道区段的柔性区段提供柔韧性、抗压缩性或抗扭结性。在一些实施方案中，近侧或远侧管道区段可具有2cm与110cm之间的长度，并且可由外科医生或其他医师修剪至期望长度，包括在植入管道、近侧或远侧管道区段或者远侧管道尖端期间。
近侧管道区段的近侧端部可被构造用于附接，或者可附接到侧端口区段或血泵。近侧管道区段的远侧端部可被构造用于附接，或者可附接到远侧管道区段、侧端口、远侧管道尖端，或者可被构造用于插入动脉、静脉、心腔或其他含血结构中。远侧管道区段的近侧端部可被构造用于附接，或者可附接到近侧管道区段或侧端口。远侧管道区段的远侧端部可被构造用于附接，或者可附接到侧端口、远侧管道尖端，或者可被构造用于插入动脉、静脉、心腔或其他含血结构中。近侧流入管道区段和远侧流入管道区段的腔表面的全部或一部分可包括抗血栓形成涂层。抗血栓形成涂层可包含肝素。抗血栓形成涂层可包含肝素。抗血栓形成涂层可以是或ApplauseTM涂层。
本公开涉及血液输送管道的包括远侧管道尖端的各种构型的远侧端部的设计、制造和使用。血液输送管道的远侧管道尖端(其中管道接受来自动脉、静脉、心腔或其他含血结构的血液并将血液递送或输送到泵)在本文中可被称为“排出尖端”、“排出尖端组件”、“流入管道尖端”或“远侧管道尖端”。远侧管道尖端的被构造用于放置到血管、静脉、动脉、心腔或其他含血结构的管腔中的一部分在本文中可被称为远侧管道尖端的“血管内部分”、“血管内区段”或“远侧区段”。
远侧管道尖端的远侧端部可被构造用于与动脉、静脉、心腔或其他含血结构进行流体连接。远侧管道尖端的远侧端部可被构造用于通过吻合术与动脉、静脉、心腔或其他含血结构形成流体连接。远侧管道尖端的被构造用于通过吻合术与动脉、静脉、心腔或其他含血结构进行流体连接的远侧端部可包括膨体聚四氟乙烯(ePTFE)或涤纶。远侧管道尖端的远侧端部可被构造用于通过将远侧管道尖端的全部或一部分插入动脉、静脉、心腔或其他含血结构中而与动脉、静脉、心腔或其他含血结构进行流体连接。
在一些实施方案中，远侧管道尖端由、主要由或基本上由金属或金属合金构成，所述金属或金属合金包括但不限于不锈钢、镍钛诺、钛、金、铂、它们的合金及它们的组合。在一些实施方案中，远侧管道尖端由、主要由或基本上由不锈钢构成。可使用各种等级的生物相容性不锈钢，包括300系列不锈钢，优选地304、316、316L或316LVM不锈钢。也可使用400系列不锈钢。在一些实施方案中，远侧管道尖端由单个锭料、管或其他不锈钢原料形成。可使用各种等级的生物相容性不锈钢，包括300系列不锈钢，优选地304、316、316L或316LVM不锈钢。也可使用400系列不锈钢。在一些实施方案中，远侧管道尖端可由一片或多片固体金属或金属合金构成，所述金属或金属合金包括但不限于不锈钢、镍钛诺、钛、金、铂、它们的合金及它们的组合。可使用各种等级的生物相容性不锈钢，包括300系列不锈钢，优选地304、316、316L或316LVM不锈钢。也可使用400系列不锈钢。
在一些实施方案中，远侧管道尖端由、主要由或基本上由刚性聚合物构成，所述刚性聚合物包括但不限于聚碳酸酯或聚醚醚酮，或者它们的组合。在一些实施方案中，远侧管道尖端由、主要由或基本上由完全或部分金属化聚合物构成，以提供期望特性，诸如期望形状、表面材料或表面纹理。在一些实施方案中，远侧管道尖端由单个锭料、管或其他聚碳酸酯或聚醚醚酮原料形成。也可使用其他刚性聚合物。
在一些实施方案中，远侧管道尖端可由、主要由或基本上由柔性或弹性聚合物构成。此类柔性或弹性聚合物包括聚氨酯、聚氨酯，聚氨酯，肖氏硬度为70A的PC-3575A、芳族聚氨酯弹性体合金、Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、肖氏硬度为45A的Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、肖氏硬度为55A的Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂弹性体、聚四氟乙烯、膨体聚四氟乙烯、聚对苯二甲酸乙二酯、热塑性硅树脂聚碳酸酯弹性体、聚醚嵌段酰胺及它们的组合，肖氏硬度范围为20A至80A、20A至30A、30A至40A、40A至50A、50A至60A、60A至70A、70A至80，或者肖氏硬度为20A、25A、30A、35A、40A、45A、50A、55A、60A、65A、70A、75A或80A。远侧管道尖端的柔性区段可包括线或网状支撑件。线或网状支撑件可以编织、螺旋、线圈或网格图案构造。线或网状支撑件可包括弹性或形状记忆线或聚合物。线或网状支撑件可由、主要由或基本上由镍钛诺或不锈钢、PTFE或它们的组合构成。线或网状支撑件可位于远侧管道尖端的柔性区段的内(腔)表面或外表面上，或者可并入远侧管道尖端的柔性区段的壁内。线或网状支撑件可向远侧管道尖端的柔性区段提供柔韧性、抗压缩性或抗扭结性。
远侧管道尖端可由不同材料构成，所述材料包括金属的组合、聚合物的组合、金属和聚合物的组合以及不同金属和不同聚合物的组合。远侧管道尖端的近侧端部、主体和远侧端部可由不同材料构成，所述材料包括金属的组合、聚合物的组合、金属和聚合物的组合以及不同金属和不同聚合物的组合。在一些实施方案中，远侧管道尖端的全部或一部分通过注射成型、机械加工、三维打印或它们的组合而形成。
图62是远侧管道尖端1000的一个实施方案的透视图。管道尖端包括大体上管状主体1100，所述大体上管状主体1100具有用于接合近侧或远侧管道区段的近侧端部1200以及用于接收或排放流体的远侧端部1300。管状主体1100进一步限定细长管腔1102(图66中示出)，其提供远侧端部1300与近侧端部1200之间的流体连通，以到达可接合到近侧端部的近侧或远侧管道区段。在一些实施方案中，管道尖端1000可具有在近似2mm与20mm之间的内径D20。在其他实施方案中，内径可按比例放大或缩小以为任何预期用途提供更大或更小的内径。
如图63所示，管状主体1100和近侧端部1200各自具有小于远侧端部1300的D19的外径D17和D18。在一个实施方案中，管道尖端1000的远侧端部1300过渡到主体1100中的部分限定环形凸缘1104，如图65、图66和图68所示。
在一个方面，环形凸缘1104具有近似等于接合到尖端1000的期望管道1400的变形壁厚1402(如图71所示)的宽度W22，如图66和图69所示。变形管道壁厚1402是基于管道在接合到近侧端部1200时的拉伸和剪切变形的计算来确定的。作为实例而非限制，可通过以下方式来计算管道的径向变形和/或压缩：测量初始管道壁厚，确定在倒钩上拉伸管道所需的壁变形量，然后计算管道装配在带倒钩连接器上所需的壁减薄或变形量。由于凸缘1104的宽度W22近似等于接合管道1400的管道壁厚1402，因此远侧端部1300的外径D19近似等于管道的外径1404。这为管道尖端与管道的其余部分提供光滑的外表面过渡1406。这是一种优选构型，因为它使沿着管道长度的突出部或突起最小化，所述突出部或突起可能对导致血栓或溶血的血流产生负面影响。
根据一个实施方案，流入尖端1000与近侧或远侧管道区段1400之间的牢固附接是通过形成在近侧端部1200中的一个或多个倒钩1202和1204实现的。如图所示，在图63至图65中，流入尖端1000的一个实施方案包括在近侧端部1200处的两个或更多个环形倒钩。在此实施方案中，第一倒钩1202或最邻近近侧边缘1206的环形突起与流入尖端1000的纵向轴线1020成角度α1形成。远离第一倒钩1202定位的第二倒钩1204与纵向轴线1020成角度α2形成。在此实施方案中，角度α1大于角度α2。类似地，对于具有多于两个凸起的实施方案，每个环形倒钩突起的与纵向轴线1020的突起角度小于沿着流入尖端1000向近侧移动的每个后续突起的突起角度。在其他实施方案中，流入管道尖端可没有倒钩并且通过粘合剂或摩擦配合接合来接合管道。替代地，流入尖端可通过包括但不限于焊接或弹性套筒的其他合适的机构接合到管道。在一些实施方案中，远侧管道尖端并入近侧或远侧管道区段的远侧端部中。
流入管道尖端1000可具有在5mm至50mm的范围内的总长度。另外，近侧端部1200的长度可与总长度成比例关系而变化。例如，在一个实施方案中，近侧端部1200可占总长度的近似60％(具有在近似3mm至30mm之间的范围内的长度)。在其他实施方案中，近侧端部可占流入尖端1000的总长度的近似20％至高达80％。例如，取决于流入管道尖端1000的期望应用和构型，近侧端部1200可具有在2mm与40mm之间的长度。
如图66和图71所示，根据一个实施方案，流入管道尖端1000的近侧端部1200(包括第一倒钩1202)的壁厚渐缩或减小至最小近似0.1mm(0.004英寸)。在一个方面，近侧壁1208的渐缩厚度在套管尖端组件的内径上提供最小壁高变化，从而在金属尖端与套管主体之间为进入流入尖端的近侧端部的流体形成平滑表面过渡，从而可能减少过渡处产生环状血栓的可能性。当用于抽取或提供血液时，锥形构型使在接触管道壁内部附近的流入尖端1000的阻滞血流中形成血栓的风险最小化，同时使接触管道壁内部附近的流入尖端的血液的血小板活化或溶血的风险最小化。
现在参考图62、图63、图66和图67所示，在一个实施方案中，流入管道尖端1000的远侧端部具有近似0.5mm至8mm的壁厚T1并形成远侧开口1302。远侧开口1302进一步由流入尖端的远侧端部表面1304处的一系列弓形峰和谷限定。在一个实施方案中，远侧端部表面1304处的一系列峰和谷形成大体上正弦曲线。作为实例而非限制，流入尖端1000的一个实施方案具有由比谷部或区域1306宽近似2.5倍的峰部或区域1308限定的波状远侧端部表面1304。在一个特定实施方案中，峰部从横向轴线1030向外突出，所述横向轴线1030沿着峰部与谷部之间的中心线以弧长总计近似256度。相反地，谷部1306远离轴线1030延伸，与峰部1308相对，弧长总计近似104度。每个峰部1308或谷部1306具有全圆轮廓。
在一些实施方案中，谷区域总弧长与峰区域总弧长的比可在谷部的近似10％或36度至高达远侧尖端的90％或324度被构造为谷部的范围内，这取决于预期应用。类似地，谷部1306的最低点(即离横向轴线1030最远的点)与峰部1308的最远点(即离横向轴线30最远的点)之间的高度差可变化，以通过将突起长度从纯正弦波的长度延伸到拉伸正弦波的突起长度来实现更大的有效谷深度，其中谷和突起之间的过渡沿着延伸的基本上平坦的壁表面。在一个实例中，伸长因子可大体上对应于但不限于等于导管横截面积的一部分的值，至高达等于导管横截面积的一倍或多倍的值。
在一个方面，如图63所示，谷区域1306可由曲率半径R9限定，所述曲率半径R9是从垂直于纵向轴线1020并且横穿远侧端部表面1304的横向轴线1030所测量的。谷区域曲率半径R9可类似于峰区域1308的至少一部分的曲率半径R10，如图65所示。如图65和71所示，峰区域1308可具有大体上半椭圆形构型，使得峰区域具有垂直于纵向轴线的大于沿着横向轴线1030测量的谷区段的宽度1312的宽度1310。因此，流入管道尖端1000大体上可具有“鸭嘴形”形状或取向。
根据一些实施方案，远侧端部表面1304具有全半径并且从流入尖端1000的外表面1050到内表面1040是完全弓形的，如图71所示。在一些实施方案中，远侧端部表面1304由弓形表面限定，所述弓形表面具有等于流入尖端的壁厚的一半的全圆半径。举例来说，远侧端部表面1304的半径可在约0.5mm与0.65mm之间的范围内。通过流入管道尖端1000的全金属构造使得远侧端部表面1304的完整半径成为可能。另外，远侧端部表面的全半径提供优于较少弓形表面的许多优点。如图66至图67所示，与诸如具有3个或更多个峰以及3个或更多个谷的冠尖设计的另一管道尖端构型相比，导管1000的全半径鸭嘴形构型在开口1302处提供增加的清洗。鸭嘴形构型的增加的清洗特性使由于血流阻滞引起的血栓形成的发生率最小化。同时，全半径鸭嘴形构型还减少横穿流入尖端1000和接合管道1400的血液上过多WSS的情况。如图所示，与其他远侧管道尖端构型相比，过多WSS的减少的情况进一步使血小板活化和溶血最小化。
在一些实施方案中，远侧管道尖端的血液接触外表面和内表面的至少一部分(包括远侧端部和远侧端部表面)进一步由抛光表面限定。在一些实施方案中，远侧管道尖端的血液接触外表面和内表面的至少一部分具有在2μm Ra与16μm Ra之间的范围内，或4μm Ra与8μmRa之间的范围内的表面粗糙度。在一些实施方案中，非血液接触表面或内表面的至少一部分(包括倒钩突起1202和1204，如果有)保持未抛光，以增强与接合到远侧管道尖端1000的近侧或远侧管道区段1400的远侧端部的结合。
远侧管道尖端的腔表面的全部或一部分可包括抗血栓形成涂层。抗血栓形成涂层可包含肝素。抗血栓形成涂层可以是或ApplauseTM涂层。
本公开还涉及i)近侧或远侧管道区段；ii)远侧管道尖端；iii)柔性或弹性远侧管道尖端保护笼结构的“远侧管道尖端组件”的设计、制造和使用。本公开还涉及i)远侧管道尖端；ii)柔性或弹性远侧管道尖端保护笼结构的“远侧管道尖端组件”的设计、制造和使用。当体内使用时，此类远侧管道尖端组件可降低远侧管道尖端与动脉、静脉、心腔或其他含血结构的壁之间接触的风险。当体内使用时，此类远侧管道尖端组件可降低损坏动脉、静脉、心腔或邻近远侧管道组件的其他含血结构的壁的风险。当体内使用时，此类远侧管道尖端组件还可作用以降低损坏动脉、静脉、心腔或邻近远侧管道组件的其他含血结构的壁的塌缩或接合风险。
远侧管道尖端保护笼结构在本文中也可称为“血管内笼”、“远侧尖端保护笼”、“远侧管道尖端保护笼”或“笼”。如图91至图93所示，在一些实施方案中，远侧管道尖端保护笼2500包括一个或多个肋2506。在一些实施方案中，可存在一个、两个、三个、四个、五个或六个肋。在一些实施方案中，远侧管道尖端保护笼结构围绕远侧管道尖端(或排出尖端)1000的一部分或全部。
在一些实施方案中，至少一个肋2506可以是细长的、弹性的或弹簧状结构。在一些实施方案中，肋2506中的至少一个可以是线、条或杆。在一些实施方案中，膨胀的远侧管道尖端保护笼结构的至少一个肋的横截面形状是圆形、方形、矩形或椭圆形。在一些实施方案中，至少一个肋具有在0.3mm与2.0mm之间的范围内、或在0.6mm至1.0mm之间的范围内的直径或宽度。在一些实施方案中，肋2506中的至少一个可包含镍钛诺、不锈钢或聚合物或它们的组合，主要由或基本上由镍钛诺、不锈钢或聚合物或它们的组合组成。
在一些实施方案中，远侧管道尖端保护笼结构连结或接合到近侧或远侧管道区段(或区段)2600并围绕远侧管道尖端(或排出尖端)1000的一部分或全部。在一些实施方案中，远侧管道尖端保护笼结构连结或接合到远侧管道尖端并围绕远侧管道尖端(或排出尖端)1000的一部分或全部。在一些实施方案中，远侧管道尖端保护笼可以可移除地接合到近侧或远侧管道区段，包括通过可克服远侧管道尖端保护笼与近侧或远侧管道区段之间的摩擦配合来去除远侧管道尖端保护笼的方式。在一些实施方案中，远侧管道尖端保护笼可使用粘合剂、摩擦配合或粘合剂和摩擦配合来固定地接合到近侧或远侧管道区段，以将远侧管道尖端保护笼的细长弹性肋中的一个或多个结合到近侧或远侧管道区段的远侧端部。在一些实施方案中，远侧管道尖端保护笼可通过将肋中的一个或多个部分地嵌入近侧或远侧管道区段的壁中来固定地接合到近侧或远侧管道区段。
在一些实施方案中，当从收缩构型变为膨胀构型时，肋2506的远侧端部可径向平移。在一些实施方案中，当从收缩构型变为膨胀构型时，肋2506的远侧端部可轴向平移。膨胀的远侧管道尖端保护笼2500的实施方案在图91A至图91C中示出。收缩的远侧管道尖端保护笼2500的实施方案图94中示出。
在一些实施方案中，笼2500的直径在膨胀时可在6mm与30mm的范围内。在一些实施方案中，笼2500的直径在膨胀时可比远侧管道尖端的直径大10％至25％、25％至50％、50％至75％、75％至100％、100％至200％或200％至400％。在一些实施方案中，笼2500的肋的长度在膨胀时可在10mm与60mm之间的范围内。在一些实施方案中，笼2500的肋的长度在膨胀时可在10mm与60mm之间的范围内。在一些实施方案中，笼2500的肋的长度在膨胀时可与远侧管道尖端的长度相同。在一些实施方案中，笼2500的肋的长度在膨胀时可比远侧管道尖端的长度大10％至25％、25％至50％、50％至75％、75％至100％、100％至200％或200％至400％。在一些实施方案中，当远侧管道尖端保护笼处于膨胀状态时，肋2506中的一个、多于一个或全部可接触脉管壁。在一些实施方案中，当远侧管道尖端保护笼处于膨胀状态时，肋2506中的一个、多于一个或全部可不接触脉管壁。
在一些实施方案中，远侧管道尖端保护笼2500包括近侧环2502。如图91至图93所示，在一些实施方案中，远侧管道尖端保护笼2500包括接合到一个或多个肋2506的相对端部的近侧环2502和远侧环2504。在一些实施方案中，肋2506的近侧端部连结到近侧环，但肋2506的远侧端部不连结到远侧环。在一些实施方案中，肋2506的远侧端部在没有远侧环的情况下连结在一起，而在其他实施方案中，肋2506不连结在一起。
肋2506使用任何合适的方法接合到环2502和2504。举例来说，当肋2506以及环2502和2504都由金属构成时，肋可通过焊接或粘合剂2505连结到环，如图93所示。在一些实施方案中，肋2506中的一个或多个可在结合到一个或两个环2502和2504之前或之后形成为期望的形状。
在一些实施方案中，远侧管道尖端保护笼结构的近侧环2502连结或接合到近侧或远侧管道区段(或区段)2600并围绕远侧管道尖端(或排出尖端)1000的一部分或全部。在一些实施方案中，远侧管道尖端保护笼结构的近侧环2502连结或接合到远侧管道尖端并围绕远侧管道尖端(或排出尖端)1000的一部分或全部。在一些实施方案中，远侧管道尖端保护笼的近侧环2502可以可移除地接合到近侧或远侧管道区段，包括通过可克服远侧管道尖端保护笼的近侧环2502与近侧或远侧管道区段之间的摩擦配合来去除远侧管道尖端保护笼的方式。在一些实施方案中，远侧管道尖端保护笼的近侧环2502可使用粘合剂、摩擦配合或粘合剂和摩擦配合来固定地接合到近侧或远侧管道区段，以将远侧管道尖端保护笼的近侧环结合到近侧或远侧管道区段的远侧端部。在一些实施方案中，远侧管道尖端保护笼的近侧环可以接合或连结到近侧或远侧管道区段的远侧端部的外表面。在一些实施方案中，远侧管道尖端保护笼的近侧环可通过将近侧环2502完全或部分地嵌入近侧或远侧管道区段的壁中来固定地接合到近侧或远侧管道区段。对于具有近侧环和远侧环的远侧管道尖端保护笼的实施方案，远侧环2504具有通常等于或小于近侧环2502的直径的直径。然而，在一些实施方案中，远侧环2504的直径可大于近侧环2502的直径。在一些实施方案中，环2502和2504可由、主要由或基本上由镍钛诺、不锈钢、金、铂、任何其他生物相容性金属、聚合物或它们的组合构成。
对于具有近侧环和远侧环的远侧管道尖端保护笼的实施方案，在膨胀期间，远侧管道尖端保护笼的直径D8随着远侧环2504朝向近侧环2502向近侧平移而增加。对于具有近侧环和远侧环的远侧管道尖端保护笼的实施方案，在收缩期间，远侧管道尖端保护笼的直径D8随着远侧环2504远离近侧环2502平移而减小。
如图94所示，锥形柔性闭塞器2602可用于改变辅助从膨胀构型到递送构型改变远侧管道尖端保护笼的构型。锥形柔性闭塞器2602可包括用于导丝的中心管腔。中心管腔可具有0.040英寸至0.050英寸的直径，并且可与0.038英寸或0.035英寸的导丝兼容。锥形柔性闭塞器2602的端部的直径可大于、等于或小于远侧环2504的直径。
如图94所示，锥形闭塞器2602可用于沿着导丝2604将导管道2600和笼2500推进就位。闭塞器2602可包括柄部2606或其他装置以促进插入和移除。一旦插入静脉、动脉、心腔或其他含血结构中且适当定位，笼2500就可膨胀。在一些实施方案中，在笼膨胀之后，远侧管道尖端2608定位在笼的中线(如在平行于近侧或远侧管道区段的长轴的平面上所参考的)2610附近，其中长度L51和L52近似相等，如图96所示。在替代实施方案中，远侧管道尖端2606的远侧端部可更接近(即L51<L52)或远离(即L51>L52)中线2610。在一些实施方案中，在笼膨胀之后，远侧管道尖端2608定位在笼的中线(如关于横向于近侧或远侧管道区段的长轴的平面所参考)2611附近，其中长度L53和L54近似相等，如图96所示。在替代实施方案中，远侧管道尖端2606的远侧端部可更接近(即L53<L54)或远离(即L53>L54)中线2610。
笼2500的另外的实施方案和构型在图97至图105中示出。如图所示，笼2500的其他实施方案包括具有远侧环2504但用另一结构替换近侧环2502。在这些实施方案中，笼的近侧部分可由各种构型的类似于肋2506的管状或平面区段2510形成。如图所示，肋2506的近侧端部接合到近侧冠状或支架状结构2512。在一个方面，冠状或支架状结构2512可以是接合到肋2506的单独结构，或者冠状或支架状结构可与肋2506成一体。在替代实施方案中，肋2506的近侧端部可在打开构型2514中保持自由，如图100至图102所示。在此类实施方案中，通过将肋2506的端部层压到管道2600的壁中，将笼2500的近侧端部附接到管道2600。
在其他实施方案中，如图103至图105所示，笼2500可由金属或聚合物2700的已被切割以限定远侧环2504、肋2506和可选地近侧冠状或支架状结构2512的管或平面片材形成。在一个方面，平面片材2700可被卷起以形成大体上圆柱形笼结构2500，所示大体上圆柱形笼结构2500包括将连结到近侧或远侧管道区段2600的冠状或支架状近侧部分2512，或者将连结到近侧或远侧管道区段2600的壁的开口近侧部分2514，所述连结包括通过粘合剂、焊接、摩擦配合或通过层压进行连结。
在一些实施方案中，笼的血液接触外表面和内表面的至少一部分进一步由抛光表面限定。在一些实施方案中，笼的血液接触表面的全部或至少一部分具有在2μm Ra与16μmRa之间的范围内或者在4μm Ra与8μm Ra之间的范围内的表面粗糙度。在一些实施方案中，包括近侧环的非血液接触表面或内表面的至少一部分保持未抛光，以增强与接合到远侧管道尖端1000的近侧或远侧管道区段1400的远侧端部的结合。
在一些实施方案中，笼的所有表面可包括抗血栓形成涂层。在一些实施方案中，笼的血液接触表面的一部分可包括抗血栓形成涂层。抗血栓形成涂层可包含肝素。抗血栓形成涂层可以是或ApplauseTM涂层。
具有各种特征和特性的管道可通过组装不同区段和组成部分来制作。在一些实施方案中，更长的管道可通过包括近侧管道区段和远侧管道区段两者来形成。在一些实施方案中，管道可与高弹性的近侧管道区段和高度柔性且抗压缩或扭结的远侧管道区段组装在一起。利用这些实施方案，近侧管道区段可以较小的变形重复地夹紧闭合和打开，而远侧管道区段可形成为急弯，以建立与静脉、动脉、血管、心腔或其他含血结构的流体连接。作为实例而非限制，(流入)管道可与适于重复夹紧和松开的近侧管道区段和用于插入颈静脉、锁骨下静脉或其他静脉的远侧管道区段组装在一起，并且在曲折的静脉系统中前进，直到远侧管道尖端或远侧管道尖端组件位于上腔静脉或右心房中。作为实例而非限制，这种管道的近侧管道区段可呈编织构型的镍钛诺线支撑件，并且远侧管道区段可具有呈线圈构型，优选地呈在线圈之间具有大于线的直径的间隙的构型的镍钛诺线支撑件。作为实例而非限制，这种管道的近侧管道区段的全部或一部分可具有比远侧管道区段的全部或一部分厚的壁。作为实例而非限制，这种管道的近侧管道区段的全部或一部分可由、主要由或基本上由具有比远侧管道的全部或一部分更高硬度的聚合物构成。例如，这种管道的近侧管道区段的全部或一部分可由、主要由或基本上由聚氨酯构成，并且远侧管道区段的全部或一部分可由、主要由或基本上由芳族聚氨酯弹性体合金构成。作为实例而非限制，这种管道的近侧管道区段的全部或一部分可由、主要由或基本上由或聚氨酯构成。作为实例而非限制，这种管道的近侧管道区段的全部或一部分可由、主要由或基本上由肖氏硬度为70A的聚氨酯构成。作为实例而非限制，这种管道的近侧管道区段的全部或一部分可由、主要由或基本上由70A或聚氨酯构成。作为实例而非限制，这种管道的远侧管道区段的全部或一部分可由、主要由或基本上由硬度为45A或55A的芳族聚氨酯弹性体合金或它们的组合构成。作为实例而非限制，这种管道的远侧管道区段的全部或一部分可由、主要由或基本上由来自马萨诸塞州威明顿市的AdvanSourceBiomaterials的45A或55A Polyblend 1100或它们的组合构成。
作为实例而非限制，在一些实施方案中，管道可进行组装，其中远侧管道区段具有比近侧管道小的外径，以更容易地插入颈静脉、锁骨下静脉或其他静脉中并且降低损坏静脉壁或静脉血栓形成的风险。在一些实施方案中，外径远侧管道区段是通过减小管道壁的厚度，通过减小管道壁的内径或它们的组合来减小的。另外，与至少两个柔性区段组装的管道，包括具有近侧管道区段和远侧管道区段两者的实施方案，可简化在患者皮肤下隧穿管道的部分的过程。在某些实施方案中，流入管道可用于接收来自泵的血液并将血液递送或输送到动脉、静脉、心腔或其他含血结构。
流出管道
本公开涉及血液输送管道的设计、制造和使用。当血液输送管道接收来自泵的血液并将血液输送到动脉、静脉、心腔或其他含血结构时，则管道在本文中可称为“流出管道”或“管道”。
本公开还涉及近侧流出管道区段和远侧流出管道区段的设计、制造和使用。此类流出管道(或管道)可包括：i)近侧管道区段，所述近侧管道区段可以是柔性的、有弹性的，并且耐压缩和扭结；ii)远侧管道区段，所述远侧管道区段可以是柔性的、有弹性的，并且耐压缩和扭结；iii)远侧管道尖端，所述远侧管道尖端可以是柔性的、有弹性的，并且可耐压缩和扭结，或者可以是刚性的，或者可具有柔性和弹性的区域，以及刚性的区域；iv)一个或多个侧端口，所述一个或多个侧端口可以是柔性的、有弹性的，并且可耐压缩和扭结，或者可以是刚性的，或者可具有柔性和弹性的区域，以及刚性的区域。
在一些实施方案中，管道可(从近侧端部到远侧端部)包括侧端口、近侧管道区段、远侧管道区段和远侧管道尖端。在一些实施方案中，管道可(从近侧端部到远侧端部)包括近侧管道区段、侧端口、远侧管道区段和远侧管道尖端。在一些实施方案中，管道可(从近侧端部到远侧端部)包括近侧管道区段、远侧管道区段、侧端口和远侧管道尖端。在一些实施方案中，管道可(从近侧端部到远侧端部)包括近侧管道区段、远侧管道区段和远侧管道尖端。在一些实施方案中，管道可(从近侧端部到远侧端部)包括近侧管道区段、侧端口和远侧管道尖端。在一些实施方案中，管道可(从近侧端部到远侧端部)包括近侧管道区段和远侧管道尖端。在一些实施方案中，管道可(从近侧端部到远侧端部)包括侧端口、近侧管道区段和远侧管道区段，其中远侧管道尖端并入远侧管道区段的远侧端部中。在一些实施方案中，管道可(从近侧端部到远侧端部)包括近侧管道区段，侧端口和远侧管道区段，其中远侧管道尖端并入远侧管道区段的远侧端部中。在一些实施方案中，管道可(从近侧端部到远侧端部)包括近侧管道区段和远侧管道区段，其中远侧管道尖端并入远侧管道区段的远侧端部中。在一些实施方案中，导管可(从近侧端部到远侧端部)包括侧端口和近侧管道区段，其中远侧管道尖端并入近侧管道区段的远侧端部中。在一些实施方案中，管道可(从近侧端部到远侧端部)包括近侧管道区段，其中远侧管道尖端并入近侧管道区段的远侧端部中。
本公开涉及用于连结流出管道的各个部件的构型和方法。流出管道的各个部件可被构造用于连结，或者可通过各种方法被连结。各种构造和方法可包括：摩擦配合；倒钩配件；径向压缩式保持器或锁圈，具有一个或多个倒钩配件和径向压缩式保持器或锁圈的直列式连接器；或者粘合剂。导管可在植入之前完全组装，在植入之前部分组装，或者可在植入程序或手术期间组装。
在一些实施方案中，近侧管道区段或远侧管道区段可由、主要由或基本上由柔性或弹性聚合物组成。此类柔性或弹性聚合物包括聚氨酯、聚氨酯，聚氨酯，肖氏硬度为70A的PC-3575A、芳族聚氨酯弹性体合金、Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、肖氏硬度为45A的Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、肖氏硬度为55A的Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂弹性体、聚四氟乙烯、膨体聚四氟乙烯、聚对苯二甲酸乙二酯、热塑性硅树脂聚碳酸酯弹性体、聚醚嵌段酰胺及它们的组合，肖氏硬度范围为20A至80A、20A至30A、30A至40A、40A至50A、50A至60A、60A至70A、70A至80，或者肖氏硬度为20A、25A、30A、35A、40A、45A、50A、55A、60A、65A、70A、75A或80A。管道区段可由线或网状支撑件构成。线或网状支撑件可以编织、线圈或网格图案构造。线或网状支撑件可包括弹性或形状记忆线或聚合物。线或网状支撑件可由、主要由或基本上由镍钛诺或不锈钢、PTFE或它们的组合构成。线或网状支撑件可位于管道或管道区段的内(腔)表面或外表面上，或者可并入管道或管道区段的壁内。在一些实施方案中，近侧或远侧管道区段可具有在2cm与110cm之间的长度，并且可由外科医生或其他医师修剪至期望长度，包括在植入管道、近侧或远侧管道区段或者远侧管道尖端期间。
近侧管道区段的近侧端部可被构造用于附接，或者可附接到侧端口区段或血泵。近侧管道区段的远侧端部可被构造用于附接，或者可附接到远侧管道区段、侧端口、远侧管道尖端，或者可被构造用于插入动脉、静脉、心腔或其他含血结构中。远侧管道区段的近侧端部可被构造用于附接，或者可附接到近侧管道区段或侧端口。远侧管道区段的远侧端部可被构造用于附接，或者可附接到侧端口、远侧管道尖端，或者可被构造用于插入动脉、静脉、心腔或其他含血结构中。近侧流入管道区段和远侧流出管道区段的腔表面的全部或一部分可包括抗血栓形成涂层。抗血栓形成涂层可包含肝素。抗血栓形成涂层可以是或ApplauseTM涂层。
本公开涉及血液输送管道的包括远侧管道尖端的各种构型的远侧端部的设计、制造和使用。血液输送管道的远侧管道尖端(其中管道接收来自泵的血液并将血液递送或输送到动脉、静脉、心腔或其他含血结构)在本文中可被称为“流出管道尖端”、“管道远侧尖端、“T形尖端”或“远侧管道尖端”。
在一些实施方案中，导管远侧尖端可包括具有两个端的一个区段、可连结到或连结到管道的远侧端部的近侧端部，以及可被构造用于与动脉、静脉、心腔或其他含血结构进行流体连接的远侧端部。远侧管道尖端的远侧端部可被构造用于通过吻合术与动脉、静脉、心腔或其他含血结构形成流体连接。远侧管道尖端的被构造用于通过吻合术与动脉、静脉、心腔或其他含血结构进行流体连接的远侧端部可包括膨体聚四氟乙烯(ePTFE)或涤纶。
远侧管道尖端的远侧端部可被构造用于通过将远侧管道尖端的全部或一部分插入动脉、静脉、心腔或其他含血结构中而与动脉、静脉、心腔或其他含血结构进行流体连接。被构造用于放置到血管(诸如外周静脉和动脉)的管腔中的远侧管道尖端的一部分在本文中可被称为远侧管道的“血管内部分”、“血管内区段”或“远侧区段”。
远侧管道尖端的近侧端部可被构造用于附接，或者可附接到近侧管道区段、远侧管道区段或侧端口。在一些实施方案中，侧端口、近侧管道区段、远侧管道区段和远侧管道尖端在植入手术或手术之前连结在一起。在其他实施方案中，侧端口、近侧管道区段、远侧管道区段和远侧管道尖端被构造用于在构造血泵系统以供使用时在植入手术或程序期间进行连结并连结在一起。在一些实施方案中，近侧管道区段、远侧管道区段和远侧管道尖端在植入手术或程序之前连结在一起。在其他实施方案中，近侧管道区段、远侧管道区段和远侧管道尖端被构造用于在构造血泵系统以供使用时在植入手术或程序期间进行连结并连结在一起。在一些实施方案中，近侧管道区段和远侧管道尖端在植入手术或程序之前连结在一起。在其他实施方案中，近侧管道区段和远侧管道尖端被构造用于在构造血泵系统以供使用时在植入手术或程序期间连结并连结在一起。
在一些实施方案中，远侧管道尖端由、主要由或基本上由金属或金属合金构成，所述金属或金属合金包括但不限于不锈钢、镍钛诺、钛、金、铂、它们的合金及它们的组合。可使用各种等级的生物相容性不锈钢，包括300系列不锈钢，优选地304、316、316L或316LVM不锈钢。也可使用400系列不锈钢。在一些实施方案中，远侧管道尖端由、主要由或基本上由不锈钢构成。可使用各种等级的生物相容性不锈钢，包括300系列不锈钢，优选地304、316、316L或316LVM不锈钢。也可使用400系列不锈钢。在一些实施方案中，远侧管道尖端由单个锭料、管或其他不锈钢原料形成。可使用各种等级的生物相容性不锈钢，包括300系列不锈钢，优选地304、316、316L或316LVM不锈钢。
在一些实施方案中，远侧管道尖端由、主要由或基本上由刚性聚合物构成，所述刚性聚合物包括但不限于聚碳酸酯或聚醚醚酮，或者它们的组合。在一些实施方案中，远侧管道尖端由、主要由或基本上由完全或部分金属化聚合物构成，以提供期望特性，诸如期望形状、表面材料或表面纹理。在一些实施方案中，远侧管道尖端由单个锭料、管或其他聚碳酸酯或聚醚醚酮原料形成。在一些实施方案中，远侧管道尖端可由一片或多片固体聚合物形成，包括但不限于聚碳酸酯或聚醚醚酮，以及它们的组合。
在一些实施方案中，远侧管道尖端可由、主要由或基本上由柔性或弹性聚合物构成。此类柔性或弹性聚合物包括聚氨酯、聚氨酯，聚氨酯，肖氏硬度为70A的PC-3575A、芳族聚氨酯弹性体合金、Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、肖氏硬度为45A的Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、肖氏硬度为55A的Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂弹性体、聚四氟乙烯、膨体聚四氟乙烯、聚对苯二甲酸乙二酯、热塑性硅树脂聚碳酸酯弹性体、聚醚嵌段酰胺及它们的组合，肖氏硬度范围为20A至80A、20A至30A、30A至40A、40A至50A、50A至60A、60A至70A、70A至80，或者肖氏硬度为20A、25A、30A、35A、40A、45A、50A、55A、60A、65A、70A、75A或80A。远侧管道尖端的柔性区段可包括线或网状支撑件。线或网状支撑件可以编织、线圈或网格图案构造。线或网状支撑件可包括弹性或形状记忆线或聚合物。线或网状支撑件可由、主要由或基本上由镍钛诺或不锈钢、PTFE或它们的组合构成。线或网状支撑件可位于远侧管道尖端的柔性区段的内(腔)表面或外表面上，或者可并入远侧管道尖端的柔性区段的壁内。线或网状支撑件可向远侧管道尖端的柔性区段提供柔韧性、抗压缩性或抗扭结性。
在一些实施方案中，远侧管道尖端可由不同材料构成，所述材料包括金属的组合、聚合物的组合、金属和聚合物的组合以及不同金属和不同聚合物的组合。远侧管道尖端的近侧(或血管外)部分和远侧(血管内)部分可由不同材料构成，所述材料包括金属的组合、聚合物的组合、金属和聚合物的组合以及不同金属和不同聚合物的组合。在一些实施方案中，远侧管道尖端的全部或一部分通过注射成型、机械加工、三维打印或它们的组合而形成。
(线性)远侧管道尖端2000的一个实施方案在图72A中示出。此实施方案是细长管状结构，具有近侧部分2002、远侧部分2004以及设置在近侧部分与远侧部分之间的中间部分2006。如图所示，近侧部分2002具有大于远侧部分2004的内径D22的内径D21。中间部分2006的内径沿着尖端2000的纵向轴线1从近似等于D21的第一直径减小到近似等于D22的第二直径。作为实例而非限制，如图所示，近侧部分2002的内径D21在近似3mm至5mm之间的范围内，而远侧部分2004的内径D22在近似1.0mm至3.5mm之间的范围内。作为实例而非限制，如图所示，中间部分的外径D23对应于其内径的减小而渐缩。在一些实施方案中，线性远侧管道尖端2000可具有在近似1cm与20cm、1cm与10cm、1cm与5cm、2cm与10cm以及2cm与5cm之间的范围内的总长度。作为实例而非限制，如图所示，远侧管道尖端2000由、主要由或基本上由柔性聚合物构成。如图所示，作为实例而非限制，柔性远侧管道尖端2000可由以下制成：聚氨酯、聚氨酯，聚氨酯，肖氏硬度为70A的PC-3575A、芳族聚氨酯弹性体合金、Polyblend1100芳族聚氨酯弹性体合金、肖氏硬度为45A的Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、肖氏硬度为55A的Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂弹性体、聚四氟乙烯、膨体聚四氟乙烯、聚对苯二甲酸乙二酯、热塑性硅树脂聚碳酸酯弹性体、聚醚嵌段酰胺及它们的组合，肖氏硬度范围为20A至80A、20A至30A、30A至40A、40A至50A、50A至60A、60A至70A、70A至80，或者肖氏硬度为20A、25A、30A、35A、40A、45A、50A、55A、60A、65A、70A、75A或80A。柔性远侧管道尖端2000的全部或一部分可用编织、螺旋、线圈或网状形状记忆材料(诸如镍钛诺)或其他自膨胀或径向膨胀材料(诸如不锈钢或PTFE)来加强。可使用各种等级的生物相容性不锈钢，包括300系列不锈钢，优选地304、316、316L或316LVM不锈钢。在一些实施方案中，编织镍钛诺，编织不锈钢或编织PTFE层可包绕远侧管道尖端2000的全部或一部分的外表面，或者并入其中的壁的全部或一部分中。在一些实施方案中，镍钛诺、不锈钢或PTFE螺旋或线圈可包绕远侧管道尖端2000的全部或一部分，或者并入其中的壁的全部或一部分中。在一些实施方案中，线或网状支撑件可位于远侧管道尖端的柔性区段的内(腔)表面或外表面上，或者可并入远侧管道尖端的柔性区段的壁内。线或网状支撑件可向远侧管道尖端的柔性区段提供柔韧性、抗压缩性或抗扭结性。远侧管道尖端2000的近侧端部可被构造有一个或多个倒钩，或者可被构造来接合倒钩配件。
如图72B所示，远侧管道尖端2000的另一(线性)实施方案包括近侧部分2002和远侧部分2004。近侧部分2002是细长且渐缩的，使得内径D21沿着尖端2000的纵向轴线1减小到D21'。如图所示，且作为实例而非限制，近侧部分2002具有1cm至30cm之间的长度，其中内径从在3mm至5mm之间的范围内的D21减小至在近似1.0mm至3.5mm之间的范围内的减小的内径D22，使得D22小于D21。远侧部分2004具有1cm至30cm的长度。远侧管道尖端2000的近侧端部可被构造有一个或多个倒钩，或者可被构造来接合倒钩配件。
(线性)远侧管道尖端2000的另一实施方案在图73A至图73C中示出。如图所示，且作为实例而非限制，远侧管道尖端的此实施方案由、主要由或基本上由不锈钢构成。可使用各种等级的生物相容性不锈钢，包括300系列不锈钢，优选地304、316、316L或316LVM不锈钢。远侧管道尖端316不锈钢具有近侧部分2002和远侧部分2004。近侧部分包括倒钩配件2110，用于插入近侧或远侧管道区段30中。远侧部分可包括用于插入血管2306中的具有修圆边缘的倒钩配件，或者可不并入倒钩配件。作为实例而非限制，根据一个实施方案，近侧部分2002的内径D21在近似3mm至5mm之间的范围内，而远侧部分2004的内径D22在近似1.0mm至近似1.0mm至3.5mm之间的范围内。作为实例而非限制，根据一个实施方案，线性远侧管道尖端2000可具有在近似1cm至30cm之间的范围内的总长度，并且内径从D21到D22的减小发生在所述长度的近似10％至90％之间的范围内或所述长度的25％至75％。在图73D所示的一个实施方案中，(线性)远侧管道尖端2000的近侧端部组装到(流出)管道30的近侧或远侧管道区段502的远侧端部。远侧管道尖端的近侧端部通过摩擦配合、倒钩配件、粘合剂、焊接或它们的一些组合而连结到近侧或远侧管道区段的远侧端部。
如图74和图75所示，远侧(流出)管道尖端可被构造为具有近侧区段(或臂)2102和远侧区段(或臂)2104的分支远侧管道尖端。分支远侧管道尖端在本文中可称为“T形尖端”或“T形连接器”。远侧管道尖端的近侧区段在本文中可称为“入口分支”、“入口分支部分”、“管道入口分支”、“侧臂”或“侧臂部分”。远侧管道尖端的远侧区段在本文中可称为“血管内分支”或“血管内区段”。分支远侧管道尖端的近侧区段的近侧端部被构造来以形成或将形成与近侧管道区段或远侧管道区段的远侧端部流体连接的方式连结，或者连结到近侧管道区段的远侧端部或远侧管道区段。分支远侧管道尖端的近侧区段的近侧端部可包括一个或多个倒钩。分支远侧管道尖端的近侧区段的近侧端部被构造来通过摩擦配合、倒钩配件、粘合剂结合、焊接或它们的组合连结，或者连结到近侧管道区段的远侧端部或远侧管道区段。远侧管道尖端的远侧区段具有两个端部，并且分支远侧管道尖端的近侧区段的远侧端部连结到远侧区段的两个端部之间的远侧区段的主体。
在一些实施方案中，管状远侧管道尖端可包括两个分支管状区段、连结且流体连接到远侧区段的一个近侧区段。在一些实施方案中，分支远侧管道尖端的近侧区段的近侧端部被构造用于连结、可连结到或连结到管道的近侧或远侧区段的远侧端部。远侧管道尖端的远侧区段具有两个端部，并且分支远侧管道尖端的远侧端部连结到且流体连接到两个端部之间的分支远侧管道尖端的远侧区段的主体。在一些实施方案中，远侧管道尖端的远侧区段的两个端部可被构造来提供与动脉、静脉、心腔或其他含血结构的流体连通。分支远侧管道尖端在本文中也可称为“T形尖端”、“流出管道”或“流出管道T形尖端”。分支远侧管道尖端的近侧区段在本文中也可称为“流入分支”或“入口分支”。分支远侧管道尖端的远侧区段在本文中可称为“血管内分支”。
在一些实施方案中，远侧管道尖端2102的管状近侧区段以与远侧管道尖端的远侧区段的纵向轴线2108成15度至75度的角度2106远离远侧管道尖端2104的远侧区段(血管内分支)延伸。偏转角度在图74至图80D所示的示例性实施方案中近似30度。在一些实施方案中，远侧管道尖端2102的管状近侧区段以15度至75、30度或45度的范围内的角度远离远侧管道尖端2104的远侧区段(血管内分支)的逆行(远离心脏)部分延伸。
在一些实施方案中，远侧管道尖端2102的近侧区段可以是刚性的、柔性的，或者可具有一个或多个刚性区段和一个或多个柔性区段。在一些实施方案中，远侧管道尖端2102的近侧区段的近侧端部可被构造用于接合，或者接合到近侧或远侧管道区段502的远侧端部，如图74至如80D所示。
在一些实施方案中，远侧管道尖端(血管内分支)2104的管状远侧区段的一个端部或两个端部被构造用于放置在血管、动脉、静脉、心腔或其他含血结构内。在一些实施方案中，远侧管道尖端2104的远侧区段是刚性的或柔性的，或者具有一个或多个刚性区段和一个或多个柔性区段。
在一些实施方案中，远侧管道尖端2102的近侧区段和远侧管道尖端的远侧区段的直径、长度、形状和组成可根据临床情况而变化。例如，如图74所示，对于一些实施方案，远侧管道尖端2102的近侧区段比远侧管道尖端2104的远侧区段长，并且远侧管道尖端的近侧区段和远侧区段两者均由柔性弹性体材料构成，所述柔性弹性体材料诸如但不限于聚氨酯、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂弹性体、聚四氟乙烯(PTFE)、膨体聚四氟乙烯(ePTFE)、聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、热塑性硅树脂聚碳酸酯弹性体，或它们的组合。类似于直的远侧管道尖端2000，如图72至图73所示，远侧管道尖端2104的近侧端部2102或远侧区段的全部或一部分可用编织、螺旋、线圈或网状形状记忆材料(例如镍钛诺)或其他自膨胀或径向膨胀材料(诸如不锈钢或PTFE)来加强。可使用各种等级的生物相容性不锈钢，包括300系列不锈钢，优选地304、316、316L或316LVM不锈钢。在一些实施方案中，编织镍钛诺、编织不锈钢或编织PTFE层可包绕远侧管道尖端2000的全部或一部分的外表面，或者并入其中的壁的全部或一部分中。在一些实施方案中，镍钛诺、不锈钢或PTFE螺旋或线圈可包绕远侧管道尖端2000的全部或一部分，或者并入其中的壁的全部或一部分中。在一些实施方案中，线或网状支撑件可位于远侧管道尖端的柔性区段的内(腔)表面或外表面上，或者可并入远侧管道尖端的柔性区段的壁内。线或网状支撑件可向远侧管道尖端的柔性区段提供柔韧性、抗压缩性或抗扭结性。在一些实施方案中，远侧管道尖端2102的近侧区段具有大于远侧管道尖端2104的远侧区段的长度的长度，而在其他实施方案中，远侧管道尖端2102的近侧区段具有小于远侧管道尖端2102的近侧区段的长度的长度。远侧管道尖端2102的近侧区段的长度在0.5cm至110cm、1cm至20cm的范围内，优选地在1cm至5cm或1cm至10cm的范围内。在一些实施方案中，远侧管道尖端2102的近侧区段是刚性的。在一些实施方案中，远侧管道尖端2102的近侧区段是柔性的。在一些实施方案中，远侧管道尖端2102的近侧区段是柔性的，足以在患者体内就位时进行180°或更大的旋转。在一些实施方案中，远侧管道尖端2102的近侧区段的近侧端部具有2mm至5mm的内径D21和2.5mm至9mm的外径。在一些实施方案中，远侧管道尖端2102的近侧区段的近侧端部被构造来通过任何联接布置接收和保持近侧或远侧管道区段的远侧端部，所述任何联接布置包括带倒钩端部、凸缘、锁圈、摩擦配合、粘合剂结合、焊接或锡焊，或它们的组合。
如图75所示，对于一些实施方案，远侧管道尖端2102的近侧区段比远侧管道尖端2104的远侧区段短。在此实例中，远侧管道尖端的近侧区段和远侧区段由不锈钢、主要由或基本上由不锈钢构成。可使用各种等级的生物相容性不锈钢，包括300系列不锈钢，优选地304、316、316L或316LVM不锈钢。也可使用400系列不锈钢。在一些实施方案中，远侧管道尖端2102的近侧区段的长度在0.5cm至10cm之间的范围内，优选地在1cm至5cm之间的范围内。在一些实施方案中，远侧管道尖端2102的近侧区段的近侧端部具有2mm至5mm的内径D21和2.5mm至9mm的外径。在一些实施方案中，远侧管道尖端2102的近侧区段的近侧端部被构造来通过任何联接布置接收和保持近侧或远侧管道区段的远侧端部，所述任何联接布置包括带倒钩端部、凸缘、锁圈、摩擦配合、粘合剂结合、焊接或锡焊，或它们的组合。如图75所示，远侧管道尖端2100的远侧区段的远侧端部处的流体通道的的内径D24或横截面积与远侧管道尖端2102的近侧区段的近侧端部处的流体通道的内径D25或横截面积相同。在此实施方案中，管道的近侧或远侧区段的近侧端部的内径可大于分支远侧管道尖端的近侧端部和远侧端部的内径。在此实施方案中，管道的近侧或远侧区段的近侧端部中的流动通道的内径为3mm至6mm，并且管道的近侧或远侧区段的远侧端部中的流动通道的内径为1.0mm至3.0mm。当分支远侧管道尖端的此实施方案与此近侧或远侧管道区段一起用作血泵系统的一部分时，流经分支远侧管道尖端2100的远侧端部的流体的速度大于流经此分支远侧管道尖端2100的近侧端部的流体的速度。
如图76至图80所示，对于一些实施方案，远侧管道尖端2102的近侧区段的长度在长度上类似于远侧管道尖端2104的远侧区段。在此实例中，远侧管道尖端的近侧区段和远侧区段由不锈钢、主要由或基本上由不锈钢构成。可使用各种等级的生物相容性不锈钢，包括300系列不锈钢，优选地304、316、316L或316LVM不锈钢。也可使用400系列不锈钢。在一些实施方案中，远侧管道尖端2102的近侧区段的长度在1到10cm之间的范围内，优选地在1到5cm之间的范围内。在一些实施方案中，远侧管道尖端2102的近侧区段的近侧端部具有2mm至5mm的内径D21和2.5mm至9mm的外径。在一些实施方案中，远侧管道尖端2102的近侧区段的近侧端部被构造来通过任何联接布置接收和保持近侧或远侧管道区段的远侧端部，所述任何联接布置包括带倒钩端部、凸缘、锁圈、摩擦配合、粘合剂结合、焊接或锡焊，或它们的组合。如图75所示，远侧管道尖端2100的远侧区段的远侧端部处的流体通道的的内径D24或横截面积小于远侧管道尖端2102的近侧区段的近侧端部处的流体通道的内径D25或横截面积。在一些实施方案中，远侧管道尖端2102的近侧区段的长度为0.5cm至10cm，优选地在1cm至5cm之间。在一些实施方案中，远侧管道尖端2102的近侧区段的近侧端部具有2mm至5mm的内径D25和2.5mm至9mm的外径。在一些实施方案中，远侧管道尖端2102的近侧区段的近侧端部被构造来通过任何联接布置接收和保持近侧或远侧管道区段的远侧端部，所述任何联接布置包括带倒钩端部、凸缘、锁圈、摩擦配合、粘合剂结合、焊接或锡焊，或它们的组合。在此实施方案中，分支远侧管道的近侧区段的近侧端部中的流动通道的内径或横截面积D25大于分支远侧管道尖端的远侧区段的远侧端部中的流动通道的内径或横截面积D24。在此实施方案中，远侧管道尖端的近侧区段的近侧端部中的流动通道的内径D25为3mm至6mm，并且流入管道尖端的远侧区段的远侧端部中的流动通道的内径D24为1mm至4mm。当分支远侧管道尖端的此实施方案用作血泵系统的一部分时，流经分支远侧管道尖端2100的远侧区段的远侧端部的流体的速度大于流经远侧管道尖端的近侧区段的近侧端部的流体的速度。
在一些实施方案中，分支远侧管道尖端的流动通道的内表面进一步由抛光表面限定。在一些实施方案中，分支远侧管道尖端的流动通道的内表面具有在2μm Ra至16μm Ra或4μm Ra至8μm Ra的范围内的表面粗糙度。在一些实施方案中，分支远侧管道尖端的外表面进一步由抛光表面限定。在一些实施方案中，分支远侧管道尖端的外表面具有在2μm Ra至16μm Ra或4μm Ra至8μm Ra的范围内的表面粗糙度。在一些实施方案中，流入分支2102与血管内分支2104之间的接合部2112进一步由抛光且修圆表面限定。当分支远侧管道尖端插入血管、动脉、静脉、心腔或其他含血结构中时，抛光外表面减少对血管、动脉、静脉、心腔或其他含血结构的损坏。当分支远侧管道尖端插入血管、动脉、静脉、心腔或其他含血结构中时，抛光内表面减少对血液和血液的细胞成分的损坏，包括减少血小板活化和溶血。
在其他实施方案中，分支远侧管道尖端2114和2116的近侧端部和远侧端部具有全半径，并且从外表面到内表面是完全弓形的，如图76B所示。远侧端部和近侧端部的全半径被设计来减少放置期间的脉管壁损伤，减少由于血液阻滞所致的血栓形成的发生率，以及减少对血液和血液细胞成分的损坏，包括减少离开尖端2100的血液的血小板活化和溶血。
在分支(流出)远侧管道尖端2100的一些实施方案中，近侧区段2102具有大体上椭圆形横截面，其中短轴D26和长轴D27在近侧区段2102与远侧区段2104的交汇处2112，如图78B所示。远侧管道尖端2102的近侧区段的内径D26沿着从近侧管道的近侧端部到近侧管道的远侧端部的一个轴线减小。举例来说，远侧管道尖端2102的近侧区段的内径D26从近侧管道的近侧端部到近侧管道的远侧端部从近似4mm减小到3mm。远侧管道尖端2102的近侧区段的内径D27沿着垂直于纵向轴线2108的第二轴线从近侧管道的近侧端部到近侧管道的远侧端部增加。作为实例而非限制，远侧管道尖端2102的近侧区段的直径D27从近似4mm增加至13mm。D26的这种减少和D27的增加也在图80A和图80B中示出，其中远侧管道尖端2102的近侧区段的锥形构型可通过相对于尖端2100的长度的角度α来量化。作为实例而非限制，角度α可在5度至15度之间的范围内。
在如图75至图80所示的一个实施方案中，远侧管道尖端2102的近侧区段的近侧端部被构造有倒钩配件2110，用于接收柔性管道区段的远侧端部，诸如近侧或远侧管道区段。在一些实施方案中，近侧或远侧管道区段可具有在2cm与110cm之间的长度，并且可由外科医生或其他医师修剪到期望的长度，包括在植入管道、近侧远侧管道区段或远侧管道尖端2000或2100期间。在一些实施方案中，近侧或远侧管道区段可由、主要由或基本上由聚氨酯(例如，or)、聚氯乙烯、聚乙烯、硅氧烷弹性体、聚四氟乙烯(PTFE)、膨体聚四氟乙烯(ePTFE)、聚对苯二甲酸乙二酯(PET，例如涤纶聚酯)、热塑性硅树脂聚碳酸酯弹性体，或它们的组合构成。在一些实施方案中，远侧管道尖端2104的近侧区段2102或远侧区段的全部或一部分可用编织、螺旋、线圈或网状形状记忆材料(诸如镍钛诺)或其他自膨胀或径向膨胀材料(诸如不锈钢或PTFE)来加强。可使用各种等级的生物相容性不锈钢，包括300系列不锈钢，优选地304、316、316L或316LVM不锈钢。在一些实施方案中，编织镍钛诺、编织不锈钢或编织PTFE层可包绕远侧管道尖端2000的全部或一部分的外表面，或者并入其中的壁的全部或一部分中。在一些实施方案中，镍钛诺、不锈钢或PTFE螺旋或线圈可包绕远侧管道尖端2000的全部或一部分，或者并入其中的壁的全部或一部分中。在一些实施方案中，线或网状支撑件可位于远侧管道尖端的柔性区段的内(腔)表面或外表面上，或者可并入远侧管道尖端的柔性区段的壁内。线或网状支撑件可向远侧管道尖端的柔性区段提供柔韧性、抗压缩性或抗扭结性。在某些实施方案中，如图181B和图82B所示的近侧或远侧管道区段的内径D31或D41可以是恒定的。在其他实施方案中，近侧或远侧管道区段的内径D31或D41可渐缩至更小的内径。
当如本文所述的被构造来持续增加外周静脉或动脉的直径的血泵系统包括近侧管道区段时，使用从近侧端部到远侧端部渐缩的远侧管道区段或远侧管道尖端来将血液泵送到具有特定直径的静脉或动脉中，并且系统以特定速率或高于特定速率将血液泵入动脉或静脉中，然后可在邻近远侧管道的远侧端部的静脉或动脉区段的管腔中形成射流效应，此静脉或动脉区段比静脉或动脉的近侧区段经历更高的WSS。经历更高WSS的那些静脉或动脉区段可更大程度地持续扩张，从而形成具有持续的较大总脉管直径或脉管管腔直径的静脉或动脉区段，这可以是更优化的以用于各种目的，包括用于形成AVF、AVG、旁路移植物，或者期望较大总脉管直径或脉管管腔直径的其他手术或程序。
在一些实施方案中，管道可包括单个管状柔性材料件，其中远侧管道尖端并入管道中，并且其中通过将管道的远侧部分插入血管、动脉、静脉、心腔或其他含血结构的管腔中而使管道的远侧端部流体连接到血管、动脉、静脉、心腔或其他含血结构，或者其中通过吻合术或将流出管道流体连接到血管、动脉、静脉、心腔或其他含血结构的其他装置而使流出管道的远侧端部连结到血管、动脉、静脉、心腔或其他含血结构。在其他实施方案中，管道可包括连结到远侧管道区段的近侧管道区段，其中远侧管道尖端并入远侧管道区段中，并且其中通过将远侧流出管道区段的远侧部分插入血管、动脉、静脉、心腔或其他含血结构的管腔中而使远侧流出管道区段的远侧端部流体连接到血管、动脉、静脉、心腔或其他含血结构，或者其中通过吻合术或将远侧流出管道区段的远侧端部流体连接到血管、动脉、静脉、心腔或其他含血结构的其他装置而使远侧流出管道区段的远侧端部连结到血管、动脉、静脉、心腔或其他含血结构。在其他实施方案中，管道可包括连结到远侧流出管道区段的近侧流出管道区段，所述远侧流出管道区段连结到远侧管道尖端，如图83所示。在一些实施方案中，远侧管道尖端可由、主要由或基本上由聚合物构成，所述聚合物可选地具有编织、线圈、螺旋或网状构型的金属或聚合物支撑件，包括镍钛诺和不锈钢丝以及PTFE支撑件。在一些实施方案中，远侧管道尖端可由、主要由或基本上由诸如不锈钢、钛、镍钛诺、金或铂的金属或金属合金或者它们的组合构成。
在图80D所示的一个实施方案中，远侧管道尖端2100是分支管道尖端，并且被构造用于插入静脉、动脉或血管中且用作流出管道尖端。远侧管道尖端2100组装到管道30的远侧管道区段502。分支远侧管道尖端2110的近侧区段的近侧端部可包括或可不包括倒钩，并且可通过倒钩配件、摩擦配合、粘合剂、焊接或锡焊或者它们的组合而连结到远侧管道区段的远侧端部。远侧管道区段502的近侧端部可通过在两者之间插入管状直列式连接器501而连结到近侧管道区段500的远侧端部。在一些实施方案中，直列式连接器可包括在一个端部或两个端部上的倒钩配件，并且远侧管道区段的近侧端部或近侧管道区段的远侧端部可使用径向压缩式保持器或锁圈连结到直列式连接器。在一些实施方案中，近侧管道区段和远侧管道区段可通过摩擦配合或粘合剂或者它们的组合连结到直列式连接器。在一些实施方案中，直列式连接器的一端的管腔直径可大于或小于直列式连接器的另一端的管腔直径。这些实施方案的使用提供一种连接管道的具有不同管腔直径的两个区段的方式，所述区段包括近侧管道区段、远侧管道区段、侧端口和远侧管道尖端的近侧区段。
管道30的另一实施方案在图83中示出，管道具有近段管道区段500和远侧管道区段502。近侧管道区段500的近侧端部被构造用于附接到血泵或侧端口。如图83所示，两个端部带有倒钩配件的直列式连接器使用径向压缩式保持器或锁圈而连结到近侧管道区段的近侧端部。如图83所示，近侧管道区段500的远侧端部通过在两个端部使用径向压缩式保持器或锁圈插入两个端部带有倒钩配件的直列式连接器而连接到远侧管道区段502的近侧端部。如图83所示，近侧管道区段包括编织构型线支撑件，并且远侧管道区段包括线圈构型线支撑件。如图83所示，远侧管道区段的远侧端部连结到到(直的)远侧管道尖端2000的近侧端部。管道30可用于将AFE泵系统10连接到静脉、动脉、血管、心腔或其他含血结构。流出管道尖端2000的构型消除了形成外科吻合口的需要，以实现管道与动脉、血管、心腔或其他含血结构之间的止血流体连接，从而潜在地减少植入AFE系统和开始治疗所需的时间。
如图81A和图81B所示，近侧管道区段500可具有近似1cm至110cm、5cm至100cm或2cm至20cm的总长度L31、2mm至6mm或3mm至5mm的内径D31以及2.5mm至9mm或4mm至8mm的外径D32。在一个实施方案中，近侧管道区段500由四层组成。内层压层2702、中间层压层2706和外层压层2708是生物相容性聚合物，诸如聚氨酯、聚氨酯、PC-3575A、肖氏硬度为70A的PC-3575A、芳族聚氨酯弹性体合金、Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、肖氏硬度为45A的Polyblend1100芳族聚氨酯弹性体合金、肖氏硬度为55A的Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂弹性体、聚四氟乙烯、膨体聚四氟乙烯、聚对苯二甲酸乙二酯、热塑性硅树脂聚碳酸酯弹性体、聚醚嵌段酰胺及它们的组合，肖氏硬度范围为20A至80A、20A至30A、30A至40A、40A至50A、50A至60A、60A至70A、70A至80，或者肖氏硬度为20A、25A、30A、35A、40A、45A、50A、55A、60A、65A、70A、75A或80A。优选地，近侧管道区段的层中的一个或多个由肖氏硬度为70A的PC-3575A组成。优选地，近侧管道区段的加强件是呈编织构型的0.002英寸至0.008英寸直径、优选地0.004英寸直径的镍钛诺线，其展示为内层压层与外层压层之间的层2704。在一些实施方案中，镍钛诺线可施加为单股，而在其他实施方案中，镍钛诺线可施加为两股。优选地，近侧管道区段的编织镍钛诺线施加为两股。在一些实施方案中，近侧管道区段500由三层组成。内层压层2702、支撑层2704和外层压层2708。在一些实施方案中，内层由、主要由或基本上由聚四氟乙烯(PTFE)构成。在一些实施方案中，近侧管道区段的近侧端部、近侧管道区段的远侧端部或者两个端部可保留5mm至25mm的长度L43不增强。
如图82A和图82B所示，远侧区段502可具有1cm至110cm、5cm至100cm或2cm至20cm的总长度L31、2mm至6mm或3mm至5mm的内径D41以及2.5mm至9mm或4mm至8mm的外径D42。在一个实施方案中，远侧区段502由三层组成。内层压层2702和外层压层2708是生物相容性聚合物，诸如聚氨酯、聚氨酯、聚氨酯、肖氏硬度为70A的PC-3575A、芳族聚氨酯弹性体合金、Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、肖氏硬度为45A的Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、肖氏硬度为55A的Polyblend1100芳族聚氨酯弹性体合金、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂弹性体、聚四氟乙烯、膨体聚四氟乙烯、聚对苯二甲酸乙二酯、热塑性硅树脂聚碳酸酯弹性体、聚醚嵌段酰胺及它们的组合，肖氏硬度范围为20A至80A、20A至30A、30A至40A、40A至50A、50A至60A、60A至70A、70A至80，或者硬度为20A、25A、30A、35A、40A、45A、50A、55A、60A、65A、70A、75A或80A。
优选地，远侧管道区段的层中的一个或多个由肖氏硬度为45A或55A的Polyblend1100芳族聚氨酯弹性体合金或肖氏硬度为70A的PC-3575A组成。优选地，近侧管道区段的加强件是呈编织构型的具有带有0.02英寸至0.03英寸节距的0.008英寸至0.008英寸直径口的镍钛诺线，其展示为内层压层与外层压层之间的层2710。在一些实施方案中，镍钛诺线可施加为单股，而在其他实施方案中，镍钛诺线可施加为两股。优选地，近侧管道区段的编织镍钛诺线施加为两股。在一些实施方案中，近侧管道区段500由三层组成。内层压层2702、支撑层2704和外层压层2708。在一些实施方案中，内层由、主要由或基本上由聚四氟乙烯(PTFE)构成。
在一些实施方案中，远侧管道区段的近侧端部可保留5mm至25mm的长度L43不增强。在一些实施方案中，可在远侧管道区段的近侧端部处施加近似0.5mm至2mm壁厚的附加层520。在一些实施方案中，此附加层可与具有5mm至25mm的长度L43的非增强区段重叠，并且具有5mm至25mm的长度L44的增强区段。在一些实施方案中，远侧管道区段的远侧端部可保留5mm至25mm的长度L46不增强。在一些实施方案中，可在远侧管道区段的近侧端部处施加近似0.5mm至2mm壁厚的附加层520。在一些实施方案中，该附加层可与具有5mm至25mm的长度L46的未增强段和具有5mm至25mm的长度L45的增强段重叠。
根据一个实施方案，如图83所示，管道30通过使用直列式连接器501将近侧管道区段500和远侧管道区段502连结在一起来组装。在一些实施方案中，封套800附连到近侧管道区段500。在其他实施方案中，封套800附连到远侧管道区段502。在一些实施方案中，近侧区段连接到侧端口417，并且远侧区段502连接到远侧管道(线性)2000或远侧管道(分支)远侧管道尖端2100。
从血泵接收血液并将血液递送或输送到包括远侧(流出)管道尖端2000和2100的静脉或动脉的管道的一些实施方案可至少部分地由于增加的血流速度所导致的射流效应而提供增加的WSS的局部区域。如图84所示，其为使用AFE系统10的实施方案和本文所述的方法治疗之后的绵羊头静脉的图像2300A和2300B。在此实施方案中，使用管道将血液从血泵输送到绵羊头静脉。管道的近侧区段由肖氏硬度为70A的具有呈编织构型的镍钛诺线支撑件的PC-3575A构成。管道的远侧区段由ePTFE构成。远侧管道区段的远侧端部通过吻合部2100流体连接到绵羊头静脉的侧面。经过一段时间的愈合之后，血液被泵入绵羊头静脉中。在此段时间的愈合期间，在静脉的顺行(朝向心脏)区段的静脉壁中形成瘢痕组织，从而导致狭窄。令人惊讶的是，瘢痕和狭窄增加AFE系统治疗的效果。通过此狭窄泵送血液在顺行到变窄区段的静脉区段中形成射流效应。在9天之后，接受射流血液2302的顺行到变窄区域的静脉区段已经扩张到比靠近和远离此区域的区段更大的量，这可能是由于此区段2302中的WSS的增加。然后将具有更大直径的此静脉段横切并通过吻合而连结且流体连接到邻接动脉以形成AVF。鉴于许多AVF由于邻近与动脉的吻合部的静脉段中狭窄的形成而未能成熟或失去通畅，具有更大直径的此静脉区域特别优化用于制作AVF。
如图106所示，AFE系统与(流出)管道组装在一起以将血液从泵输送到绵羊的头静脉。管道(从近侧端部到远侧端部)包括侧端口、直列式连接器、近侧管道区段、直列式连接器、远侧管道区段和分支远侧管道尖端。在此实施方案中，近侧管道区段、远侧管道区段和分支远侧管道尖端的近侧区段的流体路径的横截面积是类似的，而远侧管道路径的远侧区段的两个端部的流体路径的横截面积小于远侧管道的近侧区段的近侧端部的流体路径的横截面积。当血液被泵入静脉中时，随着血液离开远侧管道尖端的远侧区段的近侧端部形成射流效应，从而形成更高WSS的区域，并且在治疗9天至11天之后，在邻近分支远侧管道尖端的顺行远侧端部的静脉区段中产生具有增加的直径的区域。然后将具有更大直径的此静脉区段横切并通过吻合连结且流体连接到邻近动脉以形成AVF。鉴于许多AVF由于邻近与动脉的吻合部的静脉段中狭窄的形成而未能成熟或失去通畅，具有更大直径的此静脉区域特别优化用于制作AVF。用绵羊头静脉制成但未用AFE系统预处理的AVF的实例在图88和图89中示出，发展的静脉狭窄用箭头标记。在图88和图89中，还示出动脉与静脉之间的小开口，所述小开口可限制AVF流动。图90示出用AVF系统预处理的绵羊头静脉制成的AVF在动脉与静脉之间显示较大的开口，并且对于邻近动脉的较大静脉区段和没有静脉狭窄是显著的。
图106的分支远侧管道尖端是对图84的ePTFE远侧管道尖端的改进，因为它在流出管道的远侧端部形成受控且可重复的狭窄，以在治疗之后形成射流血液和扩张的静脉区段。图106中的分支远侧管道尖端(称为“出口管道T形连接器”还保持从远离远侧管道尖端的位置，通过远侧管道尖端的远侧区段的管腔，并进入靠近远侧管道尖端的静脉区段的顺行血流，这在AFE系统关闭或以低流率操作时降低远侧管道尖端或静脉血栓形成的风险。如图85和图106所示，分支远侧管道尖端2104的远侧区段还防护与流入分支2102相对的脉管壁免受由离开远侧管道尖端的近侧区段的远侧端部的朝着脉管壁引导的快速血液流动导致的潜在创伤。如图85的CFD图像所示，离开远侧管道尖端的血液具有增加的速度。说明使用流出尖端2000或2100的一些实施方案的期望的血管扩大的附加图像在图88至图82B和图106至图107中示出。
图86至图87示出将分支远侧管道尖端2100插入并固定在血管2306内的方法。在2400处，在脉管中制作切口2308或静脉切口。在2402处，将远侧管道尖端2100的远侧区段的近侧端部2104和远侧端部2114插入脉管中并定位在静脉切口2308的近侧端部处。替代地，如2404所示，远侧管道尖端2100可定位在静脉切口2308的中心。在获得期望位置之后，通过在脉管2306中放置一条或多条缝线将尖端2100固定在适当位置以密封脉管，如2406所示。在一个实施方案中，通过缝合脉管2306将尖端2100保持在适当位置，以形成与尖端的紧密摩擦配合布置。在另一实施方案中，分支远侧管道尖端2100可包括如图77所示的在近侧区段与远侧区段之间的区域中固定地接合到远侧管道尖端的缝合封套2310。缝合封套可包括可用于将远侧管道尖端固定到脉管2306的可刺穿但耐用的材料，包括但不限于涤纶丝绒(聚对苯二甲酸乙二酯)。如此，通过将缝线穿过脉管2306和缝合封套2310，可以使用各种缝线构型(包括但不限于荷包、连续或分开的缝线)来固定远侧管道尖端。使用一个或多个荷包缝线2208和线性缝线2210固定远侧管道尖端2100的一个实例在图87中示出。在此实例中，还可使用粘合剂2212(例如)来进一步将脉管2306固定到远侧管道尖端2100并减少血液从静脉切口或缝合孔的泄漏。
在一些实施方案中，近侧管道区段、远侧管道区段或远侧管道尖端2000或2100的一些或所有内表面、外表面或两个表面可进行涂覆以最小化或减少感染、蛋白质沉积或血小板活化。作为实例而非限制，涂层可包括肝素或抗微生物剂。可使用BioInteractions的肝素化亲水涂层。也可使用任何其他生物相容性抗血栓形成或抗微生物涂层。
具有各种特征和特性的管道可通过组装不同区段和组成部分来制作。在一些实施方案中，更长的管道可通过包括近侧管道区段和远侧管道区段两者来形成。在一些实施方案中，管道可与高弹性的近侧管道区段和高度柔性且抗压缩或扭结的远侧管道区段组装在一起。利用这些实施方案，近侧管道区段可以较小的变形重复地夹紧闭合和打开，而远侧管道区段可形成为急弯，以建立与静脉、动脉、血管、心腔或其他含血结构的流体连接。作为实例而非限制，这种管道的近侧管道区段可呈编织构型的镍钛诺线支撑件，并且远侧管道区段可具有呈线圈构型，优选地呈在线圈之间具有大于线的直径的间隙的构型的镍钛诺线支撑件。作为实例而非限制，这种管道的近侧管道区段的全部或一部分可具有比远侧管道区段的全部或一部分厚的壁。作为实例而非限制，这种管道的近侧管道区段的全部或一部分可由、主要由或基本上由具有比远侧管道的全部或一部分更高硬度的聚合物构成。例如，这种管道的近侧管道区段的全部或一部分可由、主要由或基本上由聚氨酯构成，并且远侧管道区段的全部或一部分可由、主要由或基本上由芳族聚氨酯弹性体合金构成。作为实例而非限制，这种管道的近侧管道区段的全部或一部分可由、主要由或基本上由或聚氨酯构成。作为实例而非限制，这种管道的近侧管道区段的全部或一部分可由、主要由或基本上由肖氏硬度为70A的聚氨酯构成。作为实例而非限制，这种管道的近侧管道区段的全部或一部分可由、主要由或基本上由70A或聚氨酯构成。作为实例而非限制，这种管道的远侧管道区段的全部或一部分可由、主要由或基本上由硬度为45A或55A的芳族聚氨酯弹性体合金或它们的组合构成。作为实例而非限制，这种管道的远侧管道区段的全部或一部分可由、主要由或基本上由来自马萨诸塞州威明顿市的AdvanSource Biomaterials的45A或55A Polyblend 1100或它们的组合构成。
在一些实施方案中，导管可进行组装，其中远侧(流出)管道尖端的远侧端部或具有整合远侧管道尖端的远侧管道区段的远侧端部可具有1.5mm的内径，用于在治疗患者时使用，所述患者具有2.0mm头静脉，需要AVF血管进入部位进行血液透析，并且由于静脉直径小，不适合形成AVF。在一些实施方案中，导管可进行组装，其中远侧(流出)管道尖端的远侧端部或具有整合远侧管道尖端的远侧管道区段的远侧端部可具有3mm的内径，用于在治疗患者时使用，所述患者具有3.5mm头静脉，需要AVF血管进入部位进行血液透析，并且适合形成AVF但在手术之后具有AVF成熟故障的风险。另外，与至少两个柔性区段组装的管道，包括具有近侧管道区段和远侧管道区段两者的实施方案，可简化在患者皮肤下隧穿管道的部分的过程。
在某些实施方案中，流出管道可用于接收来自动脉、静脉、心腔或其他含血结构的血液，并将血液递送或输送到泵。
示例性研究和实验
在一系列体内可行性研究中，将AFE系统的实施方案植入到猪的体内。特别地，AFE系统与左颈静脉和左后肢侧隐静脉(SV)连通。在一个研究中，包括平均右心房压力(RAP)、平均肺动脉压力(PAP)、氧气(O2)饱和度、动脉血压(ABP)和泵流量的各种血液动力参数在对21kg的猪的急性研究中进行了测量。在急性研究期间，100mL/min-500mL/min的泵流量并未引起血液动力学参数或心功能从基准值改变。
另一项研究由对抗凝血的28kg猪的慢性研究构成，用近似4Pa的WSS剂量治疗侧隐静脉9天。如图49A所示，在慢性研究期间，泵流量从第0天的270mL/min增加到第9天的947mL/min，并且隐静脉的流出区段从3.7mm扩张到13.8mm，而无血管造影狭窄的迹象。在第9天执行的验尸示出细长且容易移动的扩张的隐静脉。组织学展示出较大程度缓慢重塑和极小程度内膜增生，如图49B所示。
为将关于AFE系统的结果与动静脉瘘(AVF)的当前护理标准进行比较，进行了研究，其中侧隐静脉移动并且通过侧(动脉)对端(静脉)吻合术连接至股动脉以形成AVF。AVF流出静脉的直径和血流量通过超声和血管造影术在4周内进行确定。所形成的所有四个AVF就KDOQI标准(6mm静脉直径和600mL/min血流量)来说并未成熟，因为邻近动脉的流出静脉区段中发展出严重的内膜增生和狭窄。到第四周，一个AVF闭塞，并且其他三个AVF接近闭塞。
对重量为20kg至25kg的抗凝血猪身进行了慢性研究，其中两侧对称地在2头猪体内在股动脉与移动的侧隐静脉之间双边形成动静脉瘘(n＝4个动静脉瘘)。
这些初步研究的结果展示AFE系统用于使得体内外周静脉扩张和成熟的效力。特别地，研究表明，在维持4周的WSS治疗9天之后，可实现近似10.1mm的静脉扩张，大致等于275％的增加，在治疗的扩张的静脉中形成很少的内膜增生。关于AFE系统的这些结果与AVF护理标准的结果形成对照，其中静脉扩张不佳并且AVF血流量因流出静脉中出现了严重内膜增生和狭窄而受到限制。
在另一项研究中，在一系列水力性能测试之前和之后估算体外血泵(EBP)单元的溶血性质，包括类似于泵25的单元。作为基准，评估EBP测试单元的溶血特性。在溶血测试中，对每个泵构建闭合模拟循环、非脉动测试回路。研究期间所使用的闭合模拟回路的实例在图54中示出。每个回路包括用于流入管道5402和流出管道5404、贮存器5406和泵5408的4mm ID PVC管路(Tygon物料#AAC1S1518)。流入管道和流出管道的长度为0.5m。根据ASTMF1830-97，通过静脉穿刺收集且存储在具有CPDA-1的袋子中的牛血在48小时内使用(Lampire,CN#7200805)。血液被转移到用作贮存器的其他血袋(1L,Sorin Group#00-700-1001)中，每个血袋包含用作入口、出口和取样管道的三个端口5410。带笔直倒钩的连接器被用来将管路牢固地连接到贮存器端口。将水浴5412调节至37℃。在测试之前，将BBS泵送通过每个泵和回路30分钟以冲洗系统。在测试之前，将贮存器支撑在水浴上方，流入和流出管道悬浮在浴中以将循环血液加热至37℃，如图54所示。
在溶血分析中测试的泵为Medtronic BP-50和EBP测试单元，所述Medtronic BP-50为用于小儿心肺旁路(CPB)和体外氧合(ECMO)的泵。选择泵转速以维持500mL/min的流率。通过mPBU控制每个EBP的转速，而使用控制台(Medtronic BioMedicus 540Bioconsole)维持BP-50 5414的转速。每个回路中的流量使用定制超声流量传感器(Transonic系统型号ME3PXL)在37℃下进行测量并且使用流量计(Transonic系统型号TS410)进行测量。每个溶血测试进行6小时，其中以15分钟的间隔从每个泵收集3mL至5mL样本。比色测定用于使用先前所述方法表征血液损坏。结果被标绘为随时间的血浆游离血红蛋白(PFH)浓度，并且使用最佳拟合线的斜率来计算溶血速率。在寿命测试之前和之后，对每个泵进行三次这些研究。在每次溶血研究之后，利用室温血库盐水对泵进行冲洗。
溶血结果基于ASTM F-1841、用于文献间数据比较的优选测量以及BP-50单位被计算为毫克规格化的溶血指数(mg N.I.H.)。BP-50单位通过使用在同一天使用相同血源获得的BP-50测试结果来规格化EBP溶血速率以说明血液脆性的逐日变化和各动物间变化。它是通过将EBP mg N.I.H.率除以BP-50mg NIH率得出的，mg N.I.H.由下式确定：
mg N.I.H.＝Δfree Hb x V x(100-Ht)/100x 100/(QxT)；
其中每100ml的泵送血液中加入mg PFH针对血浆量进行校正，并通过流率和运行时间进行规格化。如此，在泵同等地溶血的情况下，可在更高流率下预期更高值。BP 50单位通过使用相同血源在相同流率下使用BP-50的mg NIH进行规格化。
图55示出相对于mg N.I.H.单位、与BP-50比较的EBP的未配对的结示。图56示出相对于BP-50单位的、EBP单元的寿命测试前溶血结果的配对结果。图57为描绘在各种流率下以mg N.I.H.单位表示的测试泵溶血的图表，而图58为描绘在各种流率下以BP-50单位表示的测试泵溶血的图表。
进行若干研究以确定叶轮与叶轮壳体之间的间隙540和542的最佳距离。由于溶血，这些间隙被优选地优化以通过暴露于切应力下来限制红血球(RBC)的破坏。另外，期望在上部间隙中实现流体动力轴承效果，以便对抗作用于转子的底表面上的静水压力并且降低作用于上部轴承上的力。因此，上部和下部转子-外壳间隙被选择为提供EBP的最小溶血和最大流体动力轴承效果，所述EBP的应用要求3800RPM的设计点速度、538mL/min的流量和125mmHg的压头以及50mL/min至1250mL/min的理想操作流量范围。
在高度简化血液损坏模型中，溶血是切应力和暴露时间的幂定律函数。RBC可在较短暴露时间(<1s)内容忍高切应力(>100Pa)。在旋转板与平行静止板之间的层流中，切应力随着表面速度的增加而增加，而随着间隙宽度的减少而增加。约为RBC直径(10μm)的小间隙阻挡RBC并且限制溶血。约为1mm的大间隙与可延长暴露时间且促进溶血的再循环相关联。通过对EBP的可计算流体动力建模，测试50μm、75μm和125μm的上部间隙并且测试250μm的下部间隙以估算溶血。在实践中，这些间隙具有制造公差，并且基于情况发展出制造方法以将这些间隙距离的公差限制为尽可能低、实用或具有经济性。
对于下文所述的第一项研究，EBP被构建有125±50μm的目标转子-外壳上部间隙以及为250±50μm的目标转子外壳下部间隙。机加工部件具有100μm的公差。报告了在经组装泵上的总(即，上部+下部)间隙的平均3个测量值。圆锥形外壳或转子表面进行重叠，以实现目标总间隙。上部轴承间隙通过灌封上部轴承来设置。
具有125μm上部间隙和250μm下部间隙的EBP原型的体外溶血测试展示了在100mL/min至1000mL/min的泵流量操作范围内，溶血速率平均为14mg N.I.H.至130mg N.I.H.(或每泵送100L血液所添加的mg血浆游离血红蛋白)(在图57中所示)。这有利地与FDA批准的Medtronic型BP-50离心式血泵在相同流量范围内并行测试进行比较，其中EBP展示规格化的溶血速率为1.1BP-50单位至2.4BP-50单位(在图58中所示)。
具有50μm上部间隙的EBP原型的体外溶血测试展示在500mL/min下操作时溶血速率平均为3.0mg N.I.H.至4.2mg N.I.H.(或每泵送100L血液所添加的mg血浆游离血红蛋白)(在图55中示出)。这有利地与FDA批准的Medtronic型BP-50离心式血泵在相同流率下同时发生的测试进行比较，其中EBP展示出规格化的溶血速率为0.8BP-50单位至2.0BP-50单位(在图56中示出)。
具有100μm上部间隙的EBP原型的体外溶血测试展示在500mL/min下操作时溶血速率平均为0.2mg N.I.H.(或每泵送100L血液所添加的mg血浆游离血红蛋白)(在图55中示出)。这有利地与FDA批准的Medtronic型BP-50离心式血泵在相同流率下同时发生的测试进行比较，其中EBP展示出规格化的溶血速率<0.1BP-50单位(在图56中示出)。
当移动表面与静止表面之间的流体膜沿滑动方向会聚时，产生流体动力轴承效果。流体通过移动表面被抽吸到并且穿过所述膜。流体膜内的压力与表面速度乘以流体粘度成正比，而与膜厚度的平方成反比。表面之间的流体动力轴承力与压力所作用的面积成正比。
EBP的7个叶轮叶片的上表面具有96.1mm2的组合面积(参考图4G)。没有马达背板的EBP原型的体外轴承负荷研究展示出对于0至175μm的上部间隙来说上部轴承在4000RPM的卸载(在图4H中示出)。
基于以上的分析和测试，在EBP的此实施方案中的上部转子-外壳间隙和下部转子-外壳间隙分别在25μm至225μm和150μm至350μm的范围内，或优选地分别在75μm至175μm和200μm至300μm的范围内，或分别为标称地100μm和250μm。
当在动脉与静脉之间进行直接外科手术连接时，形成动静脉瘘(AVF)。在试图将AVF用作常规血液透析的血管通路部位时，患者大体上需要直径>2.5mm至3.0mm的外周静脉。在创建之后，包括AVF的“流入”动脉和“流出”静脉需要扩张，并且AVF流出静脉中的血流量需要增加以使AVF成熟且可用于血液透析。根据全国肾脏基金会建立的关于将AVF视为成熟的标准(KDOQI)，流出静脉必须扩张到至少6mm，并且流出静脉血流量必须增加到至少600mL/min。
使用图59所示模拟AVF回路，执行台上实验来估算在流入动脉起始直径为4mm(ID)时AVF流出静脉直径对AVF流出静脉WSS的影响。使用HeartMate 2000IP LVAS来在模拟循环回路中产生MAP＝120mmHg。使用具有4mm ID的近似50cm的Tygon管路来模拟AVF流入桡动脉。使用近似80cm的Tygon管路来模拟具有2mm、3mm、4mm、5mm或6mm ID的直径的AVF流出头静脉。使用Transonic(TS410/ME3PXL)超声流量传感器来确定AVF流出静脉中的血液流率。将NETech(Digimano 200-2000IN)压力传感器放置在泵入口、泵出口和管道-静脉吻合处。在22℃下在自来水溶液中使用35％的甘油来模拟血液。如图60所示，AVF流出静脉WSS水平随着AVF流出静脉直径而广泛地变化，从而展示动脉血压和脉管直径确定AVF流出静脉WSS水平，所述AVF流出静脉WSS水平是在AVF形成和成熟期间无法被有效控制的因素。
使用图5所示模拟AVF回路，执行台上实验来估算AFE系统泵速度和AFE系统流出静脉直径对AFE系统流出静脉WSS的影响。测试回路包括流入管道5302和流出管道5304、模拟流出静脉5306和模拟侧副脉管5308和5310。使用1L的贮存器来模拟静脉系统。使用近似45cm的4mm ID Tygon管路来模拟AFE系统流入管道和流出管道。使用近似80cm的Tygon管路来模拟具有2、3、4、5或6mm ID的直径的流出静脉。Transonic(TS410/ME3PXL)超声流量传感器用来确定AVF流出静脉中的血液流率。将NETech(Digimano 200-2000IN)压力传感器放置在泵入口、泵出口和管道-静脉吻合处。在22℃下在自来水溶液中使用35％的甘油来模拟血液。如图61所示，通过使得泵的转速变化，4Pa的一致WSS剂量可给药到具有高达5mm的静脉直径的AFE系统流出静脉。
在绵羊的第一体内可行性研究中，将AFE系统的实施方案植入三只50kg至60kg的绵羊体内。将AFE系统进行放置，其中流入高达插入左外颈静脉中并且远侧管道尖端组件推进到上腔静脉，并且流入高达的近侧端部通过倒钩配件连接到泵和压环，从而在血泵与上静脉之间建立流体连接。流入管道还包括：
·不锈钢远侧管道尖端，所述不锈钢远侧管道尖端带有“鸭嘴形”构型和在近侧端部上的倒钩配件；
·远侧管道尖端保护笼，所述远侧管道尖端保护笼具有近侧环、远侧环和四个肋；
·近侧管道区段，所述近侧管道区段具有位于肖氏硬度为70A的两层PC-3575A之间的呈编织构型的镍钛诺线支撑件，所述镍钛诺支撑件带有一个夹具；以及
·侧端口，所述侧端口具有呈编织构型的镍钛诺线支撑件、两个夹具和一个硬盖；其中：
·近侧管道区段的远侧端部通过倒钩配件和粘合剂而连结到远侧管道尖端的近侧端部；
·笼结构的近侧环通过粘合剂连结到近侧管道区段的远侧端部；并且
·近侧管道区段、远侧管道尖端和笼结构的血液接触表面覆盖有肝素涂层。
流出管道通过吻合流体连接到左前肢头静脉，并且流出管道的近侧端部通过倒钩配件和压环连接到泵，从而在血泵与左前肢之间建立流体连接。流入管道还包括：
·近侧管道区段，所述近侧管道区段具有位于肖氏硬度为70A的两层PC-3575A之间的呈编织构型的镍钛诺线支撑件，所述镍钛诺支撑件带有一个夹具；以及
·侧端口，所述侧端口具有呈编织构型的镍钛诺线支撑件、两个夹具和一个硬盖；
·远侧管道区段，所述远侧管道区段由通过层压结合到近侧管道区段的ePTFE构成；其中：
·近侧管道区段和远侧管道区段的血液接触表面覆盖有肝素涂层。
对左前肢头静脉施用AFE系统治疗6天至11天，WSS剂量近似4Pa。在研究期间，AFE系统流量从第0天的近似300mL/min增加到治疗期结束时的近似900mL/min，并且左前肢头静脉的流出区段从近似3.5mm至5.5mm扩张到近似8mm至13mm，如图84所示。然后使用经治疗的左前肢头静脉以及径向和中间动脉的邻近组合躯干在每只动物中制作动静脉瘘(AVF)，如图90所示。为将使用AFE系统的结果与当前护理标准AVF的结果进行比较，使用同一脉管的AVF也使用未治疗的前肢头静脉在两只对照动物中进行双侧地创建，如图88和图89所示。然后使所有七个AVF成熟6周，每周通过血管超声和导管血管造影进行估算。如图108所示，然后计算在成熟期期间通过超声检查左前肢头静脉血流的增加率，并且示出为对于使用AFE系统治疗的CV制作的AVF为22mL/min/天而对照AVF则为11mL/min/天，从而指示使用AFE系统预处理的静脉制作的AVF的AVF成熟度更高。这些初步试验研究的结果证实AFE系统在第二动物模型中以及相对于用未处理静脉制作的对照AVF，在成熟6周之后实现优异的AVF流率时扩张静脉的效力。
在绵羊的第二体内可行性研究中，将AFE系统的实施方案植入两只50kg至60kg的绵羊体内。将AFE系统进行放置，其中流入高达插入左外颈静脉中并且远侧管道尖端组件推进到上腔静脉，并且流入高达的近侧端部通过倒钩配件连接到泵和压环，从而在血泵与上静脉之间建立流体连接。流入管道还包括：
·不锈钢远侧管道尖端，所述不锈钢远侧管道尖端带有“鸭嘴形”构型和在近侧端部上的倒钩配件；
·远侧管道尖端保护笼，所述远侧管道尖端保护笼具有近侧环、远侧环和四个肋；
·近侧管道区段，所述近侧管道区段具有位于肖氏硬度为70A的两层PC-3575A之间的呈编织构型的镍钛诺线支撑件，所述镍钛诺支撑件带有一个夹具；以及
·侧端口，所述侧端口具有呈编织构型的镍钛诺线支撑件、两个夹具和一个硬盖；其中：
·近侧管道区段的远侧端部通过倒钩配件和粘合剂而连结到远侧管道尖端的近侧端部；
·笼结构的近侧环通过粘合剂连结到近侧管道区段的远侧端部；并且
·近侧管道区段、远侧管道尖端和笼结构的血液接触表面覆盖有肝素涂层。
流出管道通过将不锈钢、分支远侧管道尖端的远侧部分插入静脉管腔中而流体连接到左前肢头静脉。然后，流出管道的近侧端部通过倒钩配件和压环而连接到泵，从而在血泵与左前肢头静脉之间建立流体连接。流入管道还包括：
·近侧管道区段，所述近侧管道区段具有位于肖氏硬度为70A的两层PC-3575A之间的呈编织构型的镍钛诺线支撑件，所述镍钛诺支撑件带有一个夹具；以及
·侧端口，所述侧端口具有呈编织构型的镍钛诺线支撑件、两个夹具和一个硬盖；
·远侧管道区段，所述远侧管道区段由通过层压结合到近侧管道区段的ePTFE构成；
·远侧管道区段，其中：
·近侧管道区段、远侧管道区段和分支远侧管道尖端的血液接触表面覆盖有肝素涂层。
对左前肢头静脉施用AFE系统治疗10天至11天，WSS剂量近似4Pa。在研究期间，AFE系统流量从第0天的近似300mL/min增加到治疗期结束时的近似900mL/min，并且左前肢头静脉的流出区段从近似3.5mm至5.5mm扩张到近似8mm至11mm，如图106所示。然后使用经治疗的左前肢头静脉以及径向和中间动脉的邻近组合躯干在每只动物中制作动静脉瘘(AVF)。然后使两个AVF成熟6周，每周通过血管超声和导管血管造影进行估算。
虽然已经关于示例性方面和实施方案来解释本发明，但应理解，在阅读本说明书后，本发明的各种修改对于本领域的技术人员来说将显而易见。因此，应理解，本公开旨在涵盖在所附权利要求的范围内的此类修改。
权利要求书(按照条约第19条的修改)
1.一种用于将血液从动脉、静脉、心腔或其他含血结构输运到血泵的管道，所述管道包括：
i)柔性近侧管道区段，所述柔性近侧管道区段包括具有近侧端部和远侧端部的管状主体，其中所述管状主体在所述近侧端部与所述远侧端部之间限定管道管腔；以及
ii)远侧管道尖端，所述远侧管道尖端包括具有近侧端部和远侧端部的管状主体，其中所述管状主体在所述远侧管道尖端的所述近侧端部与所述远侧端部之间限定管腔，其中：
所述远侧管道尖端的所述近侧端部连结到所述管道的所述近侧区段的所述远侧端部；并且
所述远侧管道尖端的所述远侧端部具有端部表面，所述端部表面具有至少两个峰部和至少两个谷部；以及
iii)远侧管道尖端保护笼结构，所述远侧管道尖端保护笼结构包括从所述近侧管道区段的远侧部分向远侧延伸到所述远侧管道尖端的所述远侧端部表面远侧的区域的一个或多个细长肋。
2.如权利要求1所述的管道，其还包括插置在所述近侧管道区段与所述远侧管道尖端之间的远侧管道区段，其中：
所述管道的所述近侧区段的所述远侧端部连结到所述远侧区段的所述近侧端部；并且
所述管道的所述远侧区段的所述远侧端部连结到所述远侧管道尖端的所述近侧端部。
3.如权利要求2所述的管道，其中所述近侧管道区段和所述远侧管道区段通过以下中的一者或多者进行连结：
i)摩擦配合；
ii)倒钩配件；
iii)径向压缩式保持器或锁圈
iv)直列式连接器，所述直列式连接器具有一个或多个倒钩配件和径向压缩式保持器或锁圈；或者
v)粘合剂。
4.如权利要求1或2中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端的近侧部分包括绕所述远侧管道尖端的外表面的环形倒钩，用于接合所述远侧管道区段的所述远侧端部或所述近侧管道区段的所述远侧端部。
5.如权利要求4所述的管道，其中所述远侧管道尖端的所述近侧部分限定至少一个其他环形倒钩。
6.如权利要求5所述的管道，其中所述远侧管道尖端的所述至少一个其他环形倒钩设置在所述环形倒钩的近侧。
7.如权利要求6所述的管道，其中所述远侧管道尖端的所述至少一个其他环形倒钩以大于所述第一环形倒钩的角度的角度从所述远侧管道尖端的纵向轴线延伸。
8.如权利要求1、2或4至7中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端的外径和所述近侧或远侧管道的所述远侧端部的外径在连结时是类似的。
9.如权利要求1至8中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端保护笼结构的近侧部分具有连结到所述近侧或远侧管道区段的所述远侧部分、所述远侧管道尖端或者所述近侧或远侧管道区段的所述远侧部分和所述远侧管道尖端两者的环、环状、冠状或支架状结构。
10.如权利要求1至9中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端保护笼结构的远侧部分具有连结到所述细长肋的环、环状、冠状或支架状结构。
11.如权利要求1至10中任一项所述的管道，其中当远侧管道尖端保护笼结构的所述远侧端部沿着平行于所述近侧或远侧管道区段的长轴的轴线平移时，所述远侧管道尖端保护笼结构沿着横向于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的轴线以一定尺寸膨胀或收缩。
12.如权利要求1至11中任一项所述的管道，其中当在平行于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的平面上参考时，所述远侧管道尖端定位在所述膨胀的远侧管道尖端保护笼的中间。
13.如权利要求1或2中任一项所述的管道，其包括用于进入所述管道内的流体路径的侧端口。
14.如权利要求13所述的管道，其中所述侧端口区段的近侧端部被构造用于连结、或者连结到泵或所述近侧管道区段的所述远侧端部。
15.如权利要求13所述的管道，其中所述侧端口区段的远侧端部被构造用于连结、或者连结到所述近侧管道区段的所述近侧端部或所述远侧管道区段的所述近侧端部。
16.如权利要求14或15中任一项所述的管道，其中用于连结的构型或连结方法是通过以下中的一者或多者：
i)摩擦配合；
ii)倒钩配件；
iii)径向压缩式保持器或锁圈
iv)直列式连接器，所述直列式连接器具有一个或多个倒钩配件和径向压缩式保持器或锁圈；或者
v)粘合剂。
17.如权利要求13至16中任一项所述的管道，其中侧端口包含以下中的一者或多者：
i)刚性聚合物；
ii)聚碳酸酯或聚醚醚酮；
iii)柔性或弹性聚合物；
iv)聚氨酯、聚氨酯、聚氨酯、肖氏硬度为70的PC-3575A、芳族聚氨酯弹性体合金、Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、肖氏硬度为45A或55A的Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂弹性体、聚四氟乙烯、膨体聚四氟乙烯、聚对苯二甲酸乙二酯、热塑性硅树脂聚碳酸酯弹性体、聚醚嵌段酰胺；
v)金属；或者
vi)不锈钢、镍钛诺、金或铂。
18.如权利要求13至17所述的管道，其中所述侧端口包括刚性区段和柔性区段。
19.如权利要求18所述的管道，其中所述刚性侧端口区段包含刚性聚合物，而所述柔性侧端口区段包含柔性或弹性聚合物。
20.如权利要求19所述的管道，其中所述柔性侧端口区段包含：聚氨酯、聚氨酯、聚氨酯、肖氏硬度为70的PC-3575A、芳族聚氨酯弹性体合金、Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、肖氏硬度为45A或55A的Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂弹性体、聚四氟乙烯、膨体聚四氟乙烯、聚对苯二甲酸乙二酯、热塑性硅树脂聚碳酸酯弹性体、聚醚嵌段酰胺。
21.如权利要求13所述的管道，其中所述侧端口的与所述流体路径流体连通的部分包括盖。
22.如权利要求21所述的管道，其中所述盖是：
i)坚硬或刚性的；
ii)柔性的；或者
iii)包括坚硬的部分和柔性的部分。
23.如权利要求21或22中任一项所述的管道，其中所述盖包括以下中的一者或多者：
i)止血阀，所述止血阀在注射器尖端插入所述盖中时打开；
ii)止血阀，所述止血阀具有横切膜；
iii)Tuohy Borst适配器，所述Tuohy Borst适配器具有止血阀；以及
iv)三向侧臂，所述三向侧臂允许将流体注入所述侧端口中。
24.如权利要求1或2所述的管道，其还包括两部分封套，其中外层的至少一部分是纤维状的，并且所述内表面的至少一部分，其中所述两个封套部分被构造用于围绕近侧管道区段、远侧管道区段或远侧管道尖端的柔性近侧部分附接在一起。
25.如权利要求24所述的管道，其中所述纹理化内表面的至少一部分包括一系列周向连续或交替中断的突起。
26.如权利要求24或25中任一项所述的管道，其中纤维状外表面的至少一部分包括涤纶或聚酯丝绒。
27.一种用于将血液从血泵输运到静脉或动脉的管道，所述管道包括：
柔性近侧区段，所述柔性近侧区段包括具有近侧端部和远侧端部的管状主体，其中所述管状主体在所述近侧端部与所述远侧端部之间限定管道管腔；
大体上管状的远侧管道尖端，所述大体上管状的远侧管道尖端具有近侧端部和远侧端部，其中所述远侧管道尖端的所述近侧端部连结到所述近侧管道区段的所述远侧端部；并且
其中所述远侧管道尖端的远侧部分的管腔的横截面积小于所述远侧管道尖端的近侧部分的管腔或所述管道的所述近侧区段的管腔的横截面积
28.如权利要求27所述的管道，其中所述近侧管道区段和所述远侧管道区段通过以下中的一者或多者进行连结：
i)摩擦配合；
ii)倒钩配件；
iii)直列式连接器，所述直列式连接器在两个端部上具有倒钩配件和径向压缩式保持器或锁圈；或者
iv)粘合剂。
29.一种用于将血液从血泵输运到静脉或动脉的管道，所述管道包括：
柔性、抗压缩且抗扭结的近侧区段，所述近侧区段包括具有近侧端部和远侧端部的管状主体，其中所述管状主体在所述近侧端部与所述远侧端部之间限定管道管腔；以及
大体上管状的远侧管道尖端，所述大体上管状的远侧管道尖端包括近侧区段和远侧区段，其中：
所述远侧管道尖端的所述近侧区段的所述近侧端部连结到所述近侧管道区段的所述远侧端部；并且
第二远侧管道尖端的远侧区段具有两个远侧端部；
所述远侧管道尖端管腔的远侧区段的横截面积小于所述近侧管道区段管腔或者所述远侧管道尖端的近侧区段的管腔的横截面积。
30.如权利要求29所述的管道，其中所述远侧管道尖端的所述近侧区段与所述远侧管道尖端的所述远侧区段以斜角相交。
31.如权利要求29所述的管道，其中所述远侧管道尖端的所述近侧区段与所述远侧管道尖端的所述远侧区段以锐角相交。
32.如权利要求29所述的管道，其中所述远侧管道尖端的所述近侧区段与所述远侧管道尖端的所述远侧区段以在15度至90度的范围内的角度相交。
33.如权利要求29所述的管道，其中所述远侧管道尖端的所述近侧区段与所述远侧管道尖端的所述远侧区段的逆行部分之间的角度在15度至75度的范围内、是30度、或者是45度。
34.如权利要求29所述的管道，其还包括插置在所述近侧管道区段与所述远侧管道尖端之间的远侧管道区段，其中：
所述管道的所述近侧区段的所述远侧端部连结到所述远侧区段的所述近侧端部；并且
所述管道的所述远侧区段的所述远侧端部连结到所述远侧管道尖端的所述近侧端部。
35.如权利要求34所述的管道，其中所述近侧管道区段和所述远侧管道区段通过以下中的一者或多者进行连结：
v)摩擦配合；
vi)倒钩配件；
vii)直列式连接器，所述直列式连接器在两个端部上具有倒钩配件和径向压缩式保持器或锁圈；或者
viii)粘合剂。
36.如权利要求29或34中任一项所述的管道，其中近侧管道区段或所述远侧管道区段包含柔性或弹性聚合物。
37.如权利要求29或34中任一项所述的管道，其中近侧管道区段或所述远侧管道区段主要或基本上由柔性或弹性聚合物组成。
38.如权利要求36或37中任一项所述的管道，其中所述柔性或弹性聚合物是聚氨酯、聚氨酯、聚氨酯、芳族聚氨酯弹性体合金、Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂弹性体、聚四氟乙烯、膨体聚四氟乙烯、聚对苯二甲酸乙二酯、热塑性硅树脂聚碳酸酯弹性体、聚醚嵌段酰胺以及它们的组合。
39.一种用于将血液从动脉、静脉、心腔或其他含血结构输运到血泵，或将血液从血泵输运到动脉、静脉、心腔或其他含血结构的管道，所述管道包括：
i)柔性近侧管道区段，所述柔性近侧管道区段包括具有近侧端部和远侧端部的管状主体，其中所述管状主体在所述近侧端部与所述远侧端部之间限定管道管腔；
ii)远侧管道尖端，所述远侧管道尖端包括具有近侧端部和远侧端部的管状主体；以及
iii)远侧管道尖端保护笼结构，所述远侧管道尖端保护笼结构包括从所述近侧管道区段的远侧部分向远侧延伸到所述远侧管道尖端的所述远侧端部表面远侧的区域的一个或多个细长肋。
40.一种血泵系统，其包括：
血泵；
第一管道，所述第一管道用于将血液从动脉、静脉、心腔或其他含血结构输运到血泵，所述第一管道包括：
柔性、抗压缩且抗扭结的第一近侧区段，所述第一近侧区段包括具有第一近侧端部和第一远侧端部的第一管状管道主体，其中所述第一管状主体在所述第一近侧端部与所述第一远侧端部之间限定第一管道管腔；
第一远侧尖端组件，所述第一远侧尖端组件还包括第一远侧管道尖端和第一远侧管道尖端保护笼结构，其中：
所述第一远侧管道尖端包括具有第一近侧端部和第一远侧端部的第一远侧管道尖端主体，其中所述第一远侧管道尖端主体在所述第一远侧管道尖端的所述近侧端部与所述第一远侧管道尖端的所述远侧端部之间限定第一远侧管道尖端管腔；
所述第一远侧管道尖端的所述近侧端部连结到所述第一近侧区段的所述远侧端部；
所述第一远侧管道尖端的所述远侧端部具有端部表面，所述端部表面具有至少两个峰部和至少两个谷部；并且
所述第一远侧管道尖端保护笼结构包括从所述近侧管道区段的远侧部分或者所述远侧管道尖端向远侧延伸到所述远侧管道尖端的所述远侧端部表面远侧的区域的两个或更多个细长肋。
第二管道，所述第二管道用于将血液从所述血泵输运到静脉或动脉，所述第二管道包括：
柔性、抗压缩且抗扭结的第二近侧区段，所述第二近侧区段包括具有第二近侧端部和第二远侧端部的第二管状管道主体，其中所述第二管状主体在所述第二近侧端部与所述第二远侧端部之间限定第二管道管腔；
大体上管状的第二远侧管道尖端，所述大体上管状的第二远侧管道尖端具有近侧端部和远侧端部，其中所述第二远侧管道尖端的所述近侧端部连结到所述第二近侧管道区段的所述远侧端部；并且
其中所述第二远侧管道尖端的远侧部分的管腔的横截面积小于第二远侧管道尖端的近侧部分的管腔或所述第二近侧管道区段的管腔的横截面积。
41.一种在人类患者体内形成动静脉瘘或动静脉移植物的方法，所述方法包括：
将第一管道的一个端部流体连接到供体静脉；
将第二管道的一个端部流体连接到受体静脉；
将来自所述供体静脉的脱氧血液泵送到所述受体静脉达至少7天，其中：
所述血液的泵送导致所述受体静脉中的壁剪切应力大于或等于0.76Pa，
所述血液的泵送导致所述受体静脉中的平均脉压小于20mmHg，
所述管道的流体连接到所述受体静脉的远侧部分中的平均血流速度快于所述管道的流体连接到所述受体静脉的中间部分中的平均血流速度，
所述血液的泵送导致外周静脉的总直径持续增加，以及；
使用所述受体静脉的具有持续增加的总直径的至少一部分在所述患者体内形成所述动静脉瘘或动静脉移植物。
42.如权利要求41所述的方法，其中所述患者需要动静脉瘘或动静脉移植物以允许血管通路进行血液透析。
43.如权利要求41所述的方法，其中所述泵-管道组件以在50ml/min与1500ml/min之间的速率泵送血液。
44.如权利要求41所述的方法，其中当所述泵-管道组件在操作中时，所述受体静脉中的平均壁剪切应力在0.76Pa与23Pa之间。
45.如权利要求41所述的方法，其还包括：
在泵送所述血液之后确定所述受体静脉的总直径和通过所述受体静脉的血流量，以及
改变所述泵-管道组件的泵部分的转速，以在所述受体静脉中维持期望的壁剪切应力或平均血流速度。
46.如权利要求41所述的方法，其中当所述泵-管道组件在操作中时，邻近所述受体静脉与所述泵-管道组件之间的连接处的所述受体静脉中的所述血液的脉压小于10mmHg。
47.如权利要求41所述的方法，其中当所述泵-管道组件在操作中时，邻近所述受体静脉与所述泵-管道组件之间的连接处的所述受体静脉中的所述血液的脉压小于5mmHg。
48.如权利要求41所述的方法，其中当所述泵-管道组件在操作中时，邻近所述受体静脉与所述泵-管道组件之间的连接处的所述受体静脉中的所述血液的脉压小于5mmHg。
49.如权利要求41所述的方法，其中所述供体静脉选自由以下组成的组：右心房、上腔静脉、下腔静脉、头臂静脉、颈静脉、锁骨下静脉、腋静脉、髂总静脉、髂外静脉或股静脉。
50.如权利要求41所述的方法，其中所述受体静脉选自由以下组成的组：头静脉、肘静脉、肘前静脉、贵要静脉、肱静脉、小隐静脉、大隐静脉或股动脉。
51.如权利要求41所述的方法，其中所述管道的流体连接到所述受体静脉的远侧部分中的平均血流速度比所述管道的流体连接到所述受体静脉的中间部分中的平均血流速度高25％、50％、75％、100％、150％、200％、300％、400％、500％或500％以上。
52.如权利要求40所述的血泵系统，其还包括插置在所述近侧管道区段与所述远侧管道尖端之间的远侧管道区段，其中：
所述管道的所述近侧区段的所述远侧端部连结到所述远侧区段的所述近侧端部；并且
所述管道的所述远侧区段的所述远侧端部连结到所述远侧管道尖端的所述近侧端部。
53.如权利要求52所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端具有在2μm Ra至16μm Ra或4μm Ra至8μm Ra的范围内的表面粗糙度。
54.如权利要求52所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端的所述至少一个其他环形倒钩设置在所述环形倒钩的近侧。
55.如权利要求52所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端保护笼结构具有在2μm Ra至16μm Ra或4μm Ra至8μm Ra的范围内的表面粗糙度。
56.如权利要求52所述的血泵系统，其中所述柔性侧端口区段包括金属线支撑件。
57.如权利要求52所述的血泵系统，其中柔性侧端口区段包括夹具。

Claims (411)

1.一种用于将血液从动脉、静脉、心腔或其他含血结构输运到血泵的管道，所述管道包括：
i)柔性近侧管道区段，所述柔性近侧管道区段包括具有近侧端部和远侧端部的管状主体，其中所述管状主体在所述近侧端部与所述远侧端部之间限定管道管腔；以及
ii)远侧管道尖端，所述远侧管道尖端包括具有近侧端部和远侧端部的管状主体，其中所述管状主体在所述远侧管道尖端的所述近侧端部与所述远侧端部之间限定管腔，其中：
所述远侧管道尖端的所述近侧端部连结到所述管道的所述近侧区段的所述远侧端部；并且
所述远侧管道尖端的所述远侧端部具有端部表面，所述端部表面具有至少两个峰部和至少两个谷部；以及
iii)远侧管道尖端保护笼结构，所述远侧管道尖端保护笼结构包括从所述近侧管道区段的远侧部分向远侧延伸到所述远侧管道尖端的所述远侧端部表面远侧的区域的一个或多个细长肋。
2.如权利要求1所述的管道，其还包括插置在所述近侧管道区段与所述远侧管道尖端之间的远侧管道区段，其中：
所述管道的所述近侧区段的所述远侧端部连结到所述远侧区段的所述近侧端部；并且
所述管道的所述远侧区段的所述远侧端部连结到所述远侧管道尖端的所述近侧端部。
3.如权利要求2所述的管道，其中所述近侧管道区段和所述远侧管道区段通过以下中的一者或多者进行连结：
i)摩擦配合；
ii)倒钩配件；
iii)径向压缩式保持器或锁圈
iv)直列式连接器，所述直列式连接器具有一个或多个倒钩配件和径向压缩式保持器或锁圈；或者
v)粘合剂。
4.如权利要求1或2中任一项所述的管道，其中近侧管道区段或所述远侧管道区段包含柔性或弹性聚合物。
5.如权利要求1或2中任一项所述的管道，其中近侧管道区段或所述远侧管道区段主要或基本上由柔性或弹性聚合物组成。
6.如权利要求4或5中任一项所述的管道，其中所述柔性或弹性聚合物是聚氨酯、聚氨酯、聚氨酯、芳族聚氨酯弹性体合金、Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂弹性体、聚四氟乙烯、膨体聚四氟乙烯、聚对苯二甲酸乙二酯、热塑性硅树脂聚碳酸酯弹性体、聚醚嵌段酰胺以及它们的组合。
7.如权利要求4或5中任一项所述的管道，其中所述柔性或弹性聚合物具有在20A至80A、20A至30A、30A至40A、40A至50A、50A至60A、60A至70A、70A至80A的范围内的肖氏硬度。
8.如权利要求4或5中任一项所述的管道，其中所述柔性或弹性聚合物具有20A、25A、30A、35A、40A、45A、50A、55A、60A、65A、70A、75A或80A的肖氏硬度。
如权利要求1或2中任一项所述的管道，其中所述柔性或弹性聚合物是肖氏硬度为70A的PC-3575A、或肖氏硬度为45A或55A的Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金。
9.如权利要求1、2或4至8中任一项所述的管道，其中所述近侧管道区段、所述远侧管道区段以及所述近侧管道区段和所述远侧管道区段两者还包括金属线支撑件。
10.如权利要求9所述的管道，其中金属线支撑件呈编织、线圈或螺旋构型，并且可具有圆形或扁平横截面。
11.如权利要求9或10中任一项所述的管道，其中所述金属线支撑件位于两层柔性或弹性聚合物之间、位于外表面上或位于内表面上。
12.如权利要求9或10所述的管道，其中线包括镍钛诺、不锈钢或它们的组合。
13.如权利要求12所述的管道，其中缠绕成线圈构型的所述镍钛诺线的直径为0.004英寸至0.012英寸或0.008英寸至0.010英寸。
14.如权利要求12或13中任一项所述的管道，其中所述镍钛诺线以线圈构型、以0.015英寸至0.04英寸节距或0.02英寸至0.03英寸节距进行缠绕。
15.如权利要求12所述的管道，其中以编织构型施加的所述镍钛诺线的直径为0.002英寸至0.008英寸、或直径为0.004英寸。
16.如权利要求12或15中任一项所述的管道，其中以编织构型施加的所述镍钛诺线以一股或两股进行施加。
17.如权利要求12所述的管道，其中所述不锈钢是300系列、304、316、316L、316LVM或400系列不锈钢。
18.如权利要求1至17中任一项所述的管道，其中所述近侧管道区段、远侧管道区段或侧端口包括一个或多个夹具。
19.如权利要求18所述的管道，其中夹具位于包括以编织构型施加的金属线支撑件的柔性或弹性聚合物区段上。
20.如权利要求2所述的管道，其中所述近侧管道区段包括编织线支撑件，而所述远侧管道区段包括线圈线支撑件。
21.如权利要求1或2中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端包含金属或金属合金。
22.如权利要求1或2中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端主要由或基本上由金属或金属合金组成。
23.如权利要求21或22中任一项所述的管道，其中所述金属或金属合金是不锈钢或钛。
24.如权利要求23所述的管道，其中所述不锈钢是300系列、400系列、304、316、316L或316LVM不锈钢。
25.如权利要求1或2中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端包含聚合物，或者完全或部分金属化聚合物。
26.如权利要求1或2中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端主要由或基本上由聚合物或者完全或部分金属化聚合物组成。
27.如权利要求25或26中任一项所述的管道，其中所述聚合物是聚碳酸酯或聚醚醚酮。
28.如权利要求1、2或21至27中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端具有在2μmRa至16μm Ra或4μm Ra至8μm Ra的范围内的表面粗糙度。
29.如权利要求1、2或21至28中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端的远侧开口由远侧端部表面限定，所述远侧端部表面从所述远侧管道尖端的外表面到所述远侧管道尖端的内表面是完全弓形的。
30.如权利要求29所述的管道，其中所述远侧管道尖端的远侧开口由远侧端部表面限定，所述远侧端部表面由弓形表面限定，所述弓形表面的半径等于所述远侧管道尖端的壁厚的25％至75％、40％至60％或50％。
31.如权利要求29或30中任一项所述的管道，其中所述远侧端部表面的半径在0.25mm与1.3mm之间、或0.5mm与0.65mm之间的范围内。
32.如权利要求1、2或21至31中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端的远侧开口包括绕所述远侧开口的周边的三个或更多个峰区域和三个或更多个谷区域。
33.如权利要求1、2或21至31中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端的远侧开口包括绕所述远侧开口的所述周边的四个或更多个峰区域和四个或更多个谷区域。
34.如权利要求1、2或21至31中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端的所述远侧端部表面具有大体上波状构型。
35.如权利要求1、2或21至31中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端的所述远侧端部表面具有大体上正弦轮廓。
36.如权利要求1、2或21至35中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端具有由峰部或区域限定的远侧端部表面，所述峰部或区域比所述谷部或区域宽1.5倍至3.5倍、2.0倍至3.0倍或2.5倍。
37.如权利要求1、2或21至36中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端的所述远侧端部表面的谷区域与所述远侧管道尖端的所述远侧端部表面的峰区域的总弧长的比可在谷部的10％或36度至所述谷部的高达90％或324度的范围内。
38.如权利要求1所述的管道，其中所述近侧或远侧管道区段的所述远侧端部通过以下中的一者或多者连结到所述远侧管道尖端的所述近侧端部：
i)摩擦配合；
ii)倒钩配件；
iii)径向压缩式保持器或锁圈
iv)直列式连接器，所述直列式连接器具有一个或多个倒钩配件和径向压缩式保持器或锁圈；或者
v)粘合剂。
39.如权利要求1、2或21至38中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端的近侧部分包括绕所述远侧管道尖端的外表面的环形倒钩，用于接合所述远侧管道区段的所述远侧端部或所述近侧管道区段的所述远侧端部。
40.如权利要求39所述的管道，其中所述远侧管道尖端的所述近侧部分限定至少一个其他环形倒钩。
41.如权利要求40所述的管道，其中所述远侧管道尖端的所述至少一个其他环形倒钩设置在所述环形倒钩的近侧。
42.如权利要求41所述的管道，其中所述远侧管道尖端的所述至少一个其他环形倒钩以大于所述第一环形倒钩的角度的角度从所述远侧管道尖端的纵向轴线延伸。
43.如权利要求1、2或21至42中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端的外径和所述近侧或远侧管道的所述远侧端部的外径在连结时是类似的。
44.如权利要求1、2或21至43中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端具有在5mm至50mm之间的总长度。
45.如权利要求44所述的管道，其中所述远侧管道尖端的所述近侧端部占所述远侧管道尖端的总长度的20％至80％。
46.如权利要求44所述的管道，其中所述远侧管道尖端的所述近侧端部占所述远侧管道尖端的总长度的20％、30％、40％、50％、60％、70％或80％。
47.如权利要求44所述的管道，其中所述远侧管道尖端的所述近侧端部具有3mm至30mm的长度。
48.如权利要求44所述的管道，其中所述远侧管道尖端具有2mm至10mm、3mm至6mm或3.5mm至5.5mm的内径。
49.如权利要求44所述的管道，其中所述远侧管道尖端具有4mm的内径。
50.如权利要求44所述的管道尖端，其中所述远侧管道尖端的形成远侧开口的所述远侧端部具有0.5mm至8mm的壁厚。
51.如权利要求1至50中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端保护笼结构具有两个、三个、四个、五个、六个、七个或八个细长肋。
52.如权利要求1至51中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端保护笼结构包含镍钛诺、不锈钢、弹性聚合物或它们的组合。
53.如权利要求1至51中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端保护笼结构主要由或基本上由镍钛诺、不锈钢或弹性聚合物组成。
54.如权利要求52或53中任一项所述的管道，其中所述不锈钢是300系列、400系列、304、316、316L或316LVM不锈钢。
55.如权利要求1至44中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端保护笼结构具有在2μm Ra至16μm Ra或4μm Ra至8μm Ra的范围内的表面粗糙度。
56.如权利要求1至55中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端保护笼结构的近侧部分具有连结到所述近侧或远侧管道区段的所述远侧部分、所述远侧管道尖端或者所述近侧或远侧管道区段的所述远侧部分和所述远侧管道尖端两者的环、环状、冠状或支架状结构。
57.如权利要求1至57中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端保护笼结构的远侧部分具有连结到所述细长肋的环、环状、冠状或支架状结构。
58.如权利要求1至57中任一项所述的管道，其中细长肋在没有远侧环、环状、冠状或支架状结构的情况下在远侧连结在一起。
59.如权利要求1至57中任一项所述的管道，其中细长肋在远侧未连结在一起。
60.如权利要求1至59中任一项所述的管道，其中当远侧管道尖端保护笼结构的所述远侧端部沿着平行于所述近侧或远侧管道区段的长轴的轴线平移时，所述远侧管道尖端保护笼结构沿着横向于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的轴线以一定尺寸膨胀或收缩。
61.如权利要求1至60中任一项所述的管道，其中当沿着横向于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的轴线测量时，远侧管道尖端保护笼结构具有6mm至30mm的膨胀直径。
62.如权利要求60所述的管道，其中当沿着横向于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的轴线测量时，远侧管道尖端保护笼结构具有比所述远侧管道尖端的直径大10％至25％、25％至50％、50％至75％、75％至100％、100％至200％或200％至400％的膨胀直径。
63.如权利要求60所述的管道，其中当沿着平行于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的轴线测量时，膨胀的远侧管道尖端保护笼结构的至少一个肋具有10mm至60mm的长度。
64.如权利要求60至63中任一项所述的管道，其中当沿着平行于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的轴线测量时，膨胀的远侧管道尖端保护笼结构的至少一个肋具有与所述远侧管道尖端的长度相同的长度。
65.如权利要求60至63中任一项所述的管道，其中当沿着平行于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的轴线测量时，膨胀的远侧管道尖端保护笼结构的至少一个肋具有比所述远侧管道尖端的长度大10％至25％、25％至50％、50％至75％、75％至100％、100％至200％或200％至400％的长度。
66.如权利要求1至65中任一项所述的管道，其中膨胀的远侧管道尖端保护笼结构的至少一个肋的横截面形状是圆形、方形、矩形或椭圆形。
67.如权利要求1至65中任一项所述的管道，其中膨胀的远侧管道尖端保护笼结构的至少一个肋具有在0.3mm与2.0mm之间的范围内或在0.6mm至1.0mm之间的范围内的直径或宽度。
68.如权利要求1至67中任一项所述的管道，其中当在平行于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的平面上参考时，所述远侧管道尖端定位在所述膨胀的远侧管道尖端保护笼的中间。
69.如权利要求1至68所述的管道，其中当在平行于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的平面上参考时，所述远侧管道尖端定位在所述膨胀的远侧管道尖端保护笼的中间的近侧或远侧。
70.如权利要求1至67中任一项所述的管道，其中当在横向于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的平面上参考时，所述远侧管道尖端定位在所述膨胀的远侧管道尖端保护笼的中间。
71.如权利要求1至67中任一项所述的管道，其中当在横向于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的平面上参考时，所述远侧管道尖端定位在所述膨胀的远侧管道尖端保护笼的中间的近侧或远侧。
72.如权利要求1或2中任一项所述的管道，其包括用于进入所述管道内的流体路径的侧端口。
73.如权利要求72所述的管道，其中所述侧端口区段的近侧端部被构造用于连结、或者连结到泵或所述近侧管道区段的所述远侧端部。
74.如权利要求72所述的管道，其中所述侧端口区段的远侧端部被构造用于连结、或者连结到所述近侧管道区段的所述近侧端部或所述远侧管道区段的所述近侧端部。
75.如权利要求73或74中任一项所述的管道，其中用于连结的构型或连结方法是通过以下中的一者或多者：
i)摩擦配合；
ii)倒钩配件；
iii)径向压缩式保持器或锁圈
iv)直列式连接器，所述直列式连接器具有一个或多个倒钩配件和径向压缩式保持器或锁圈；或者
v)粘合剂。
76.如权利要求72至75中任一项所述的管道，其中侧端口包含以下中的一者或多者：
i)刚性聚合物；
ii)聚碳酸酯或聚醚醚酮；
iii)柔性或弹性聚合物；
iv)聚氨酯、聚氨酯、聚氨酯、肖氏硬度为70的PC-3575A、芳族聚氨酯弹性体合金、Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、肖氏硬度为45A或55A的Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂弹性体、聚四氟乙烯、膨体聚四氟乙烯、聚对苯二甲酸乙二酯、热塑性硅树脂聚碳酸酯弹性体、聚醚嵌段酰胺；
v)金属；或者
vi)不锈钢、镍钛诺、金或铂。
77.如权利要求72至76所述的管道，其中所述侧端口包括刚性区段和柔性区段。
78.如权利要求77所述的管道，其中所述刚性侧端口区段包含刚性聚合物，而所述柔性侧端口区段包含柔性或弹性聚合物。
79.如权利要求77或78中任一项所述的管道，其中所述刚性侧端口区段包含聚碳酸酯或聚醚醚酮。
80.如权利要求77或78中任一项所述的管道，其中所述柔性侧端口区段包含：聚氨酯、聚氨酯、聚氨酯、肖氏硬度为70的PC-3575A、芳族聚氨酯弹性体合金、Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、肖氏硬度为45A或55A的Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂弹性体、聚四氟乙烯、膨体聚四氟乙烯、聚对苯二甲酸乙二酯、热塑性硅树脂聚碳酸酯弹性体、聚醚嵌段酰胺。
81.如权利要求69至72中任一项所述的管道，其中所述柔性侧端口区段包括金属线支撑件。
82.如权利要求81所述的管道，其中金属线支撑件呈编织、线圈或螺旋构型，并且可具有圆形或扁平横截面。
83.如权利要求81或82中任一项所述的管道，其中金属线支撑件位于两层柔性或弹性聚合物之间、位于外表面上或位于内表面上。
84.如权利要求81至83所述的管道，其中线包括镍钛诺、不锈钢或它们的组合。
85.如权利要求84所述的管道，其中缠绕成线圈构型的所述镍钛诺线的直径为0.004英寸至0.012英寸或0.008英寸至0.010英寸。
86.如权利要求84或85中任一项所述的管道，其中所述镍钛诺线以线圈构型、以0.015英寸至0.04英寸节距或0.02英寸至0.03英寸节距进行缠绕。
87.如权利要求84所述的管道，其中以编织构型施加的所述镍钛诺线的直径为0.002英寸至0.008英寸、或直径为0.004英寸。
88.如权利要求84或87中任一项所述的管道，其中以编织构型施加的所述镍钛诺线以一股或两股进行施加。
89.如权利要求84所述的管道，其中所述不锈钢是300系列、304、316、316L、316LVM或400系列不锈钢。
90.如权利要求72至89所述的管道，其中柔性侧端口区段包括夹具。
91.如权利要求72所述的管道，其中所述侧端口的与所述流体路径流体连通的部分包括盖。
92.如权利要求91所述的管道，其中所述盖是：
i)坚硬或刚性的；
ii)柔性的；或者
iii)包括坚硬的部分和柔性的部分。
93.如权利要求91或92中任一项所述的管道，其中所述盖包括以下中的一者或多者：
i)止血阀，所述止血阀在注射器尖端插入所述盖中时打开；
ii)止血阀，所述止血阀具有横切膜；
iii)Tuohy Borst适配器，所述Tuohy Borst适配器具有止血阀；以及
iv)三向侧臂，所述三向侧臂允许将流体注入所述侧端口中。
94.如权利要求91-93中任一项所述的管道，其中所述盖通过带螺纹鲁尔配件连结到所述侧端口。
95.如权利要求1、2或72中任一项所述的管道，其中近侧管道区段、远侧管道区段或侧端口区段的一个端部或两个端部具有比所述管道区段或侧端口的中间区段更大的壁厚。
96.如权利要求1至95中任一项所述的管道，其中近侧管道区段、远侧管道区段、远侧管道尖端、远侧管道尖端保护笼结构或侧端口的全部或一部分还包括抗血栓形成表面涂层。
97.如权利要求96所述的管道，其中所述涂层是亲水的并且包含肝素。
98.如权利要求96或97中任一项所述的管道，其中所述涂层是或ApplauseTM。
99.如权利要求1或2所述的管道，其还包括两部分封套，其中外层的至少一部分是纤维状的，并且所述内表面的至少一部分，其中所述两个封套部分被构造用于围绕近侧管道区段、远侧管道区段或远侧管道尖端的柔性近侧部分附接在一起。
100.如权利要求99所述的管道，其中所述纹理化内表面的至少一部分包括一系列周向连续或交替中断的突起。
101.如权利要求99或100中任一项所述的管道，其中纤维状外表面的至少一部分包括涤纶或聚酯丝绒。
102.一种用于将血液从血泵输运到静脉或动脉的管道，所述管道包括：
柔性近侧区段，所述柔性近侧区段包括具有近侧端部和远侧端部的管状主体，其中所述管状主体在所述近侧端部与所述远侧端部之间限定管道管腔；
大体上管状的远侧管道尖端，所述大体上管状的远侧管道尖端具有近侧端部和远侧端部，其中所述远侧管道尖端的所述近侧端部连结到所述近侧管道区段的所述远侧端部；并且
其中所述远侧管道尖端的远侧部分的管腔的横截面积小于所述远侧管道尖端的近侧部分的管腔或所述管道的所述近侧区段的管腔的横截面积。
103.如权利要求102所述的管道，其还包括插置在所述近侧管道区段与所述远侧管道尖端之间的远侧管道区段，其中：
所述管道的所述近侧区段的所述远侧端部连结到所述远侧区段的所述近侧端部；并且
所述管道的所述远侧区段的所述远侧端部连结到所述远侧管道尖端的所述近侧端部。
104.如权利要求103所述的管道，其中所述近侧管道区段和所述远侧管道区段通过以下中的一者或多者进行连结：
i)摩擦配合；
ii)倒钩配件；
iii)直列式连接器，所述直列式连接器在两个端部上具有倒钩配件和径向压缩式保持器或锁圈；或者
iv)粘合剂。
105.如权利要求102或103中任一项所述的管道，其中近侧管道区段或所述远侧管道区段包含柔性或弹性聚合物。
106.如权利要求102或103中任一项所述的管道，其中近侧管道区段或所述远侧管道区段主要或基本上由柔性或弹性聚合物组成。
107.如权利要求105或106中任一项所述的管道，其中所述柔性或弹性聚合物是聚氨酯、聚氨酯、聚氨酯、芳族聚氨酯弹性体合金、Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂弹性体、聚四氟乙烯、膨体聚四氟乙烯、聚对苯二甲酸乙二酯、热塑性硅树脂聚碳酸酯弹性体、聚醚嵌段酰胺以及它们的组合。
108.如权利要求105至107中任一项所述的管道，其中所述柔性或弹性聚合物具有在20A至80A、20A至30A、30A至40A、40A至50A、50A至60A、60A至70A、70A至80A的范围内的肖氏硬度。
109.如权利要求105至107中任一项所述的管道，其中所述柔性或弹性聚合物具有20A、25A、30A、35A、40A、45A、50A、55A、60A、65A、70A、75A或80A的肖氏硬度。
110.如权利要求105至107中任一项所述的管道，其中所述柔性或弹性聚合物是肖氏硬度为70A的PC-3575A、或肖氏硬度为45A或55A的Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金。
111.如权利要求105至110中任一项所述的管道，其中所述近侧管道区段或所述远侧管道区段还包括金属线支撑件。
112.如权利要求111所述的管道，其中金属线支撑件呈编织、线圈或螺旋构型，并且可具有圆形或扁平横截面。
113.如权利要求111或112中任一项所述的管道，其中所述金属线支撑件位于两层柔性或弹性聚合物之间。
114.如权利要求111至113所述的管道，其中线包括镍钛诺或不锈钢。
115.如权利要求114所述的管道，其中缠绕成线圈构型的所述镍钛诺线的直径为0.004英寸至0.012英寸或0.008英寸至0.010英寸。
116.如权利要求114或115中任一项所述的管道，其中所述镍钛诺线以线圈构型、以0.015英寸至0.04英寸节距或0.02英寸至0.03英寸节距进行缠绕。
117.如权利要求114或115中任一项所述的管道，其中以编织构型施加的所述镍钛诺线的直径为0.002英寸至0.008英寸、或直径为0.004英寸。
118.如权利要求114、115或117中任一项所述的管道，其中以编织构型施加的所述镍钛诺线以一股或两股进行施加。
119.如权利要求114所述的管道，其中所述不锈钢是300系列、400系列、304、316、316L或316LVM不锈钢。
120.如权利要求111至119中任一项所述的管道，其中所述近侧管道区段包括编织线支撑件，而所述远侧管道区段包括线圈线支撑件。
121.如权利要求102至120中任一项所述的管道，其中所述近侧管道区段、远侧管道区段或侧端口包括一个或多个夹具。
122.如权利要求121所述的管道，其中夹具位于包括以编织构型施加的金属线支撑件的柔性或弹性聚合物区段上。
123.如权利要求102或103中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端的所述近侧端部通过以下中的一者或多者连结到所述管道的所述近侧或远侧区段的所述远侧部分：
i)摩擦配合；
ii)倒钩配件；
iii)径向压缩式保持器或锁圈；
iv)直列式连接器，所述直列式连接器具有一个或多个倒钩配件和径向压缩式保持器或锁圈；或者
v)粘合剂。
124.如权利要求102或103所述的管道，其中所述远侧管道尖端的远侧部分的管腔的横截面积比所述管道的近侧或远侧区段的管腔的横截面积小50％至60％、60％至70％、70％至80％或80％至90％。
125.如权利要求102或103所述的管道，其中所述远侧管道尖端的远侧部分的管腔的直径比所述管道的近侧或远侧区段的管腔的直径小50％至60％、60％至70％、70％至80％或80％至90％。
126.如权利要求102、103或125中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端的远侧部分的管腔的直径为1.0mm至3.5mm，而所述管道的所述近侧或远侧区段的所述管腔的直径为3.0mm至5.0mm或3.0至6.0。
127.如权利要求102或103所述的管道，其中所述远侧管道尖端的远侧部分的管腔的横截面积比所述远侧管道尖端的近侧部分的管腔的横截面积小50％至60％、60％至70％、70％至80％或80％至90％。
128.如权利要求102或103所述的管道，其中所述远侧管道尖端的远侧部分的管腔的直径比所述远侧管道的所述近侧部分的所述管腔的直径小50％至60％、60％至70％、70％至80％或80％至90％。
129.如权利要求102、103或128中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端的远侧部分的管腔的直径为1.0mm至3.0mm，而所述远侧管道的所述近侧部分的所述管腔的直径为3.0mm至5.0mm或3.0mm至6.0mm。
130.如权利要求124至129中任一项所述的管道，其中，当以150mL/min或更高、200mL/min或更高、250mL/min或更高、300mL/min或更高、350mL/min或更高、400mL/min或更高、450mL/min或更高、500mL/min或更高、550mL/min或更高或者600mL/min或更高的流率操作时，离开所述管道的所述远侧端部的血液具有比进入所述管道的所述近侧端部的血液高50％、100％、150％、200％、250％、300％、350％、400％、450％或500％的平均速度。
131.如权利要求124至130中任一项所述的管道，其中，当操作时，离开远侧管道的远侧端部的血液由射流效应进一步限定。
132.如权利要求102或103所述的管道，其中所述远侧管道尖端包含金属或金属合金。
133.如权利要求102或103所述的管道，其中所述远侧管道尖端主要或基本上由金属或金属合金组成。
134.如权利要求132或133中任一项所述的管道，其中所述金属或金属合金是不锈钢、钛、镍钛诺、金或铂。
135.如权利要求134所述的管道，其中所述不锈钢是300系列、304、316、316L、316LVM、或400系列不锈钢。
136.如权利要求102或103所述的管道，其中所述远侧管道尖端包含聚合物，或者完全或部分金属化聚合物。
137.如权利要求102或103所述的管道，其中所述远侧管道尖端主要或基本上由刚性聚合物或者完全或部分金属化聚合物组成。
138.如权利要求136或137中任一项所述的管道，其中所述聚合物是聚碳酸酯或聚醚醚酮。
139.如权利要求102或103所述的管道，其中所述远侧管道尖端包含柔性或弹性聚合物。
140.如权利要求102或103所述的管道，其中所述远侧管道尖端主要或基本上由柔性或弹性聚合物组成。
141.如权利要求139或140中任一项所述的管道，其中所述柔性或弹性聚合物是聚氨酯、聚氨酯、聚氨酯、芳族聚氨酯弹性体合金、Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂弹性体、聚四氟乙烯、膨体聚四氟乙烯、聚对苯二甲酸乙二酯、热塑性硅树脂聚碳酸酯弹性体、聚醚嵌段酰胺以及它们的组合。
142.如权利要求139-141所述的管道，其中所述柔性或弹性聚合物具有在20A至80A、20A至30A、30A至40A、40A至50A、50A至60A、60A至70A、70A至80A的范围内的肖氏硬度。
143.如权利要求139-141中任一项所述的管道，其中所述柔性或弹性聚合物具有20A、25A、30A、35A、40A、45A、50A、55A、60A、65A、70A、75A或80A的肖氏硬度。
144.如权利要求139-141中任一项所述的管道，其中所述柔性或弹性聚合物是肖氏硬度为70A的PC-3575A、或肖氏硬度为45A或55A的Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金。
145.如权利要求139至144中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端还包括金属线支撑件。
146.如权利要求145所述的管道，其中金属线支撑件呈编织、线圈或螺旋构型。
147.如权利要求145或146中任一项所述的管道，其中线包括镍钛诺或不锈钢。
148.如权利要求147所述的管道，其中所述镍钛诺线以直径为0.004英寸至0.012英寸或0.008英寸至0.010英寸的线圈构型进行缠绕。
149.如权利要求147和148中任一项所述的管道，其中所述镍钛诺线以线圈构型、以0.015英寸至0.04英寸节距或0.02英寸至0.03英寸节距进行缠绕。
150.如权利要求147所述的管道，其中以编织构型施加的所述镍钛诺线的直径为0.002英寸至0.008英寸、或直径为0.004英寸。
151.如权利要求147和150中任一项所述的管道，其中以编织构型施加的所述镍钛诺线以一股或两股进行施加。
152.如权利要求147所述的管道，其中所述不锈钢是300系列、400系列、304、316、316L或316LVM不锈钢。
153.如权利要求102或103所述的管道，其中所述远侧管道尖端包含以下中的一者或多者：
i)金属；
ii)不锈钢、钛、金、铂或镍钛诺；
iii)刚性聚合物；
iv)聚碳酸酯或聚醚醚酮；
v)柔性或弹性聚合物；
vi)聚氨酯、聚氨酯、聚氨酯、芳族聚氨酯弹性体合金、Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂弹性体、聚四氟乙烯、膨体聚四氟乙烯、聚对苯二甲酸乙二酯、热塑性硅树脂聚碳酸酯弹性体、聚醚嵌段酰胺。
154.如权利要求102至153中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端的内表面、外表面或者内表面和外表面两者具有在2μm Ra至16μm Ra或4μm Ra至8μm Ra的范围内的表面粗糙度。
155.如权利要求102至154中任一项所述的管道，其中远侧管道尖端的所述远侧区段的所述远侧端部具有全半径，并且从所述外表面到所述内表面是完全弓形的。
156.如权利要求102至155中任一项所述的管道，其中远侧管道尖端的远侧端部包括倒钩配件。
157.如权利要求102或103中任一项所述的管道，其包括用于进入所述管道内的流体路径的侧端口。
158.如权利要求157所述的管道，其中所述侧端口区段的近侧端部被构造用于连结、或者连结到泵或所述近侧管道区段的所述远侧端部。
159.如权利要求157所述的管道，其中所述侧端口区段的远侧端部被构造用于连结、或者连结到近侧管道区段的所述近侧端部或远侧管道区段的所述近侧端部。
160.如权利要求157或159中任一项所述的管道，其中用于连结的构型或连结方法是通过以下中的一者或多者：
i)摩擦配合；
ii)倒钩配件；
iii)径向压缩式保持器或锁圈；
iv)直列式连接器，所述直列式连接器具有一个或多个倒钩配件和径向压缩式保持器或锁圈；或者
v)粘合剂。
161.如权利要求157所述的管道，其中所述侧端口包括刚性区段和柔性区段。
162.如权利要求161所述的管道，其中所述刚性侧端口区段包含刚性聚合物，而所述柔性侧端口区段包含柔性或弹性聚合物。
163.如权利要求161或162所述的管道，其中所述柔性侧端口区段包含聚氨酯。
164.如权利要求161至163所述的管道，其中所述柔性侧端口区段包括编织或线圈线支撑件、或者它们的组合。
165.如权利要求164所述的管道，其中所述柔性侧端口区段的所述编织或线圈线支撑件包含镍钛诺。
166.如权利要求157至165中任一项所述的管道，其中所述柔性侧端口区段包括夹具。
167.如权利要求157中任一项所述的管道，其中所述侧端口的与所述流体路径流体连通的部分包括盖。
168.如权利要求167所述的管道，其中所述盖是：
iv)坚硬或刚性的；
v)柔性的；或者
vi)包括坚硬的部分和柔性的部分。
169.如权利要求167或168中任一项所述的管道，其中所述盖包括以下中的一者或多者：
v)止血阀，所述止血阀在注射器尖端插入所述盖中时打开；
vi)止血阀，所述止血阀具有横切膜；
vii)Tuohy Borst适配器，所述Tuohy Borst适配器具有止血阀；以及
viii)三向侧臂，所述三向侧臂允许将流体注入所述侧端口中。
170.如权利要求167-169中任一项所述的管道，其中所述盖通过带螺纹鲁尔配件连结到所述侧端口。
171.如权利要求81、83或136中任一项所述的管道，其中近侧管道区段、远侧管道区段或侧端口区段的一个端部或两个端部具有比所述管道区段或侧端口的中间区段更大的壁厚。
172.如权利要求102至171中任一项所述的管道，其中近侧管道区段、远侧管道区段、远侧管道尖端或侧端口的全部或一部分还包括抗血栓形成表面涂层。
173.如权利要求172所述的管道，其中所述涂层是亲水的并且包含肝素。
174.如权利要求172或173中任一项所述的管道，其中所述涂层是或ApplauseTM。
175.如权利要求102或103中任一项所述的管道，其还包括两部分封套，其中外层的至少一部分是纤维状的，并且所述内表面的至少一部分，其中所述两个封套部分被构造用于围绕近侧管道区段、远侧管道区段或远侧管道尖端的柔性近侧部分附接在一起。
176.如权利要求175所述的封套，其中所述纹理化内表面的至少一部分包括一系列周向连续或交替中断的突起。
177.如权利要求175或176中任一项所述的封套，其中纤维状外表面的至少一部分包括涤纶或聚酯丝绒。
178.一种用于将血液从血泵输运到静脉或动脉的管道，所述管道包括：
柔性、抗压缩且抗扭结的近侧区段，所述近侧区段包括具有近侧端部和远侧端部的管状主体，其中所述管状主体在所述近侧端部与所述远侧端部之间限定管道管腔；以及
大体上管状的远侧管道尖端，所述大体上管状的远侧管道尖端包括近侧区段和远侧区段，其中：
所述远侧管道尖端的所述近侧区段的所述近侧端部连结到所述近侧管道区段的所述远侧端部；并且
第二远侧管道尖端的远侧区段具有两个远侧端部；
所述远侧管道尖端管腔的远侧区段的横截面积小于所述近侧管道区段管腔或者所述远侧管道尖端的近侧区段的管腔的横截面积。
179.如权利要求178所述的管道，其中所述远侧管道尖端的所述近侧区段与所述远侧管道尖端的所述远侧区段以斜角相交。
180.如权利要求178所述的管道，其中所述远侧管道尖端的所述近侧区段与所述远侧管道尖端的所述远侧区段以锐角相交。
181.如权利要求178所述的管道，其中所述远侧管道尖端的所述近侧区段与所述远侧管道尖端的所述远侧区段以在15度至90度的范围内的角度相交。
182.如权利要求178所述的管道，其中所述远侧管道尖端的所述近侧区段与所述远侧管道尖端的所述远侧区段以90度的角度相交。
183.如权利要求178所述的管道，其中所述远侧管道尖端的所述近侧区段与所述远侧管道尖端的所述远侧区段的逆行部分之间的角度在15度至75度的范围内、是30度、或者是45度。
184.如权利要求178所述的管道，其还包括插置在所述近侧管道区段与所述远侧管道尖端之间的远侧管道区段，其中：
所述管道的所述近侧区段的所述远侧端部连结到所述远侧区段的所述近侧端部；并且
所述管道的所述远侧区段的所述远侧端部连结到所述远侧管道尖端的所述近侧端部。
185.如权利要求184所述的管道，其中所述近侧管道区段和所述远侧管道区段通过以下中的一者或多者进行连结：
v)摩擦配合；
vi)倒钩配件；
vii)直列式连接器，所述直列式连接器在两个端部上具有倒钩配件和径向压缩式保持器或锁圈；或者
viii)粘合剂。
186.如权利要求178或184中任一项所述的管道，其中近侧管道区段或所述远侧管道区段包含柔性或弹性聚合物。
187.如权利要求178或184中任一项所述的管道，其中近侧管道区段或所述远侧管道区段主要或基本上由柔性或弹性聚合物组成。
188.如权利要求186或187中任一项所述的管道，其中所述柔性或弹性聚合物是聚氨酯、聚氨酯、聚氨酯、芳族聚氨酯弹性体合金、Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂弹性体、聚四氟乙烯、膨体聚四氟乙烯、聚对苯二甲酸乙二酯、热塑性硅树脂聚碳酸酯弹性体、聚醚嵌段酰胺以及它们的组合。
189.如权利要求186至188中任一项所述的管道，其中所述柔性或弹性聚合物具有在20A至80A、20A至30A、30A至40A、40A至50A、50A至60A、60A至70A、70A至80A的范围内的肖氏硬度。
190.如权利要求186至188中任一项所述的管道，其中所述柔性或弹性聚合物具有20A、25A、30A、35A、40A、45A、50A、55A、60A、65A、70A、75A或80A的肖氏硬度。
191.如权利要求186至188中任一项所述的管道，其中所述柔性或弹性聚合物是肖氏硬度为70A的PC-3575A、或肖氏硬度为45A或55A的Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金。
192.如权利要求186至191中任一项所述的管道，其中所述近侧管道区段或所述远侧管道区段还包括金属线支撑件。
193.如权利要求192所述的管道，其中金属线支撑件呈编织、线圈或螺旋构型，并且可具有圆形或扁平横截面。
194.如权利要求192或193中任一项所述的管道，其中所述金属线支撑件位于两层柔性或弹性聚合物之间。
195.如权利要求192至194所述的管道，其中线包括镍钛诺或不锈钢。
196.如权利要求195所述的管道，其中缠绕成线圈构型的所述镍钛诺线的直径为0.004英寸至0.012英寸或0.008英寸至0.010英寸。
197.如权利要求195或196中任一项所述的管道，其中所述镍钛诺线以线圈构型、以0.015英寸至0.04英寸节距或0.02英寸至0.03英寸节距进行缠绕。
198.如权利要求195或196中任一项所述的管道，其中以编织构型施加的所述镍钛诺线的直径为0.002英寸至0.008英寸、或直径为0.004英寸。
199.如权利要求195、196或117中任一项所述的管道，其中以编织构型施加的所述镍钛诺线以一股或两股进行施加。
200.如权利要求195所述的管道，其中所述不锈钢是300系列、400系列、304、316、316L或316LVM不锈钢。
201.如权利要求192至200中任一项所述的管道，其中所述近侧管道区段包括编织线支撑件，而所述远侧管道区段包括线圈线支撑件。
202.如权利要求178至201中任一项所述的管道，其中所述近侧管道区段、远侧管道区段或侧端口包括一个或多个夹具。
203.如权利要求202所述的管道，其中夹具位于包括以编织构型施加的金属线支撑件的柔性或弹性聚合物区段上。
204.如权利要求178或184中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端的所述近侧端部通过以下中的一者或多者连结到所述管道的所述近侧或远侧区段的所述远侧部分：
vi)摩擦配合；
vii)倒钩配件；
viii)径向压缩式保持器或锁圈；
ix)直列式连接器，所述直列式连接器具有一个或多个倒钩配件和径向压缩式保持器或锁圈；或者
x)粘合剂。
205.如权利要求178或184所述的管道，其中所述远侧管道尖端的远侧端部的管腔的横截面积比所述管道的近侧或远侧区段的管腔的横截面积小50％至60％、60％至70％、70％至80％或80％至90％。
206.如权利要求178或184所述的管道，其中所述远侧管道尖端的所述远侧端部的所述管腔的直径比所述管道的近侧或远侧区段的管腔的直径小50％至60％、60％至70％、70％至80％或80％至90％。
207.如权利要求178、184或206中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端的所述远侧端部的所述管腔的直径为1.0mm至3.5mm，而所述管道的所述近侧或远侧区段的所述管腔的直径为3.0mm至5.0mm或3.0至6.0。
208.如权利要求178或184所述的管道，其中所述远侧管道尖端的所述远侧端部的所述管腔的横截面积比所述远侧管道尖端的近侧部分的管腔的横截面积小50％至60％、60％至70％、70％至80％或80％至90％。
209.如权利要求178或184所述的管道，其中所述远侧管道尖端的远侧端部的管腔的直径比所述远侧管道的所述近侧部分的所述管腔的直径小50％至60％、60％至70％、70％至80％或80％至90％。
210.如权利要求174、184或209中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端的所述远侧端部的所述管腔的直径为1.0mm至3.0mm，而所述远侧管道的所述近侧部分的所述管腔的直径为3.0mm至5.0mm或3.0mm至6.0mm。
211.如权利要求205至210中任一项所述的管道，其中，当以150mL/min或更高、200mL/min或更高、250mL/min或更高、300mL/min或更高、350mL/min或更高、400mL/min或更高、450mL/min或更高、500mL/min或更高、550mL/min或更高或者600mL/min或更高的流率操作时，离开所述管道的所述远侧端部的血液具有比进入所述管道的所述近侧端部的血液高50％、100％、150％、200％、250％、300％、350％、400％、450％或500％的平均速度。
212.如权利要求205至211中任一项所述的管道，其中，当操作时，离开远侧管道的远侧端部的血液由射流效应进一步限定。
213.如权利要求178或184所述的管道，其中所述远侧管道尖端包含金属或金属合金。
214.如权利要求178或184所述的管道，其中所述远侧管道尖端主要或基本上由金属或金属合金组成。
215.如权利要求213或214中任一项所述的管道，其中所述金属或金属合金是不锈钢、钛、镍钛诺、金或铂。
216.如权利要求215所述的管道，其中所述不锈钢是300系列、304、316、316L、316LVM、或400系列不锈钢。
217.如权利要求178或184所述的管道，其中所述远侧管道尖端包含聚合物，或者完全或部分金属化聚合物。
218.如权利要求178或184所述的管道，其中所述远侧管道尖端主要或基本上由刚性聚合物或者完全或部分金属化聚合物组成。
219.如权利要求217或218中任一项所述的管道，其中所述聚合物是聚碳酸酯或聚醚醚酮。
220.如权利要求178或184所述的管道，其中所述远侧管道尖端包含柔性或弹性聚合物。
221.如权利要求178或184所述的管道，其中所述远侧管道尖端主要或基本上由柔性或弹性聚合物组成。
222.如权利要求220或221中任一项所述的管道，其中所述柔性或弹性聚合物是聚氨酯、聚氨酯、聚氨酯、芳族聚氨酯弹性体合金、Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂弹性体、聚四氟乙烯、膨体聚四氟乙烯、聚对苯二甲酸乙二酯、热塑性硅树脂聚碳酸酯弹性体、聚醚嵌段酰胺以及它们的组合。
223.如权利要求220-222所述的管道，其中所述柔性或弹性聚合物具有在20A至80A、20A至30A、30A至40A、40A至50A、50A至60A、60A至70A、70A至80A的范围内的肖氏硬度。
224.如权利要求220-222中任一项所述的管道，其中所述柔性或弹性聚合物具有20A、25A、30A、35A、40A、45A、50A、55A、60A、65A、70A、75A或80A的肖氏硬度。
225.如权利要求220-222中任一项所述的管道，其中所述柔性或弹性聚合物是肖氏硬度为70A的PC-3575A、或肖氏硬度为45A或55A的Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金。
226.如权利要求220至225中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端还包括金属线支撑件。
227.如权利要求226所述的管道，其中金属线支撑件呈编织、线圈或螺旋构型。
228.如权利要求226或227中任一项所述的管道，其中线包括镍钛诺或不锈钢。
229.如权利要求228所述的管道，其中所述镍钛诺线以直径为0.004英寸至0.012英寸或0.008英寸至0.010英寸的线圈构型进行缠绕。
230.如权利要求228或229中任一项所述的管道，其中所述镍钛诺线以线圈构型、以0.015英寸至0.04英寸节距或0.02英寸至0.03英寸节距进行缠绕。
231.如权利要求228所述的管道，其中以编织构型施加的所述镍钛诺线的直径为0.002英寸至0.008英寸、或直径为0.004英寸。
232.如权利要求228和231中任一项所述的管道，其中以编织构型施加的所述镍钛诺线以一股或两股进行施加。
233.如权利要求228所述的管道，其中所述不锈钢是300系列、400系列、304、316、316L或316LVM不锈钢。
234.如权利要求178或184所述的管道，其中所述远侧管道尖端包含以下中的一者或多者：
vii)金属；
viii)不锈钢、钛、金、铂或镍钛诺；
ix)刚性聚合物；
x)聚碳酸酯或聚醚醚酮；
xi)柔性或弹性聚合物；
xii)聚氨酯、聚氨酯、聚氨酯、芳族聚氨酯弹性体合金、Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂弹性体、聚四氟乙烯、膨体聚四氟乙烯、聚对苯二甲酸乙二酯、热塑性硅树脂聚碳酸酯弹性体、聚醚嵌段酰胺。
235.如权利要求178至234中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端的内表面、外表面或者内表面和外表面两者具有在2μm Ra至16μm Ra或4μm Ra至8μm Ra的范围内的表面粗糙度。
236.如权利要求178至235中任一项所述的管道，其中远侧管道尖端的所述远侧区段的所述远侧端部具有全半径，并且从所述外表面到所述内表面是完全弓形的。
237.如权利要求178至236中任一项所述的管道，其中远侧管道尖端的远侧端部包括倒钩配件。
238.如权利要求178或184中任一项所述的管道，其包括用于进入所述管道内的流体路径的侧端口。
239.如权利要求238所述的管道，其中所述侧端口区段的近侧端部被构造用于连结、或者连结到泵或所述近侧管道区段的所述远侧端部。
240.如权利要求238所述的管道，其中所述侧端口区段的远侧端部被构造用于连结、或者连结到近侧管道区段的所述近侧端部或远侧管道区段的所述近侧端部。
241.如权利要求238或240中任一项所述的管道，其中用于连结的构型或连结方法是通过以下中的一者或多者：
vi)摩擦配合；
vii)倒钩配件；
viii)径向压缩式保持器或锁圈；
ix)直列式连接器，所述直列式连接器具有一个或多个倒钩配件和径向压缩式保持器或锁圈；或者
x)粘合剂。
242.如权利要求238所述的管道，其中所述侧端口包括刚性区段和柔性区段。
243.如权利要求242所述的管道，其中所述刚性侧端口区段包含刚性聚合物，而所述柔性侧端口区段包含柔性或弹性聚合物。
244.如权利要求242或243所述的管道，其中所述柔性侧端口区段包含聚氨酯。
245.如权利要求242至244所述的管道，其中所述柔性侧端口区段包括编织或线圈线支撑件、或者它们的组合。
246.如权利要求245所述的管道，其中所述柔性侧端口区段的所述编织或线圈线支撑件包含镍钛诺。
247.如权利要求157至165中任一项所述的管道，其中所述柔性侧端口区段包括夹具。
248.如权利要求157中任一项所述的管道，其中所述侧端口的与所述流体路径流体连通的部分包括盖。
249.如权利要求167所述的管道，其中所述盖是：
vii)坚硬或刚性的；
viii)柔性的；或者
ix)包括坚硬的部分和柔性的部分。
250.如权利要求167或168中任一项所述的管道，其中所述盖包括以下中的一者或多者：
ix)止血阀，所述止血阀在注射器尖端插入所述盖中时打开；
x)止血阀，所述止血阀具有横切膜；
xi)Tuohy Borst适配器，所述Tuohy Borst适配器具有止血阀；以及
xii)三向侧臂，所述三向侧臂允许将流体注入所述侧端口中。
251.如权利要求167-169中任一项所述的管道，其中所述盖通过带螺纹鲁尔配件连结到所述侧端口。
252.如权利要求81、83或136中任一项所述的管道，其中近侧管道区段、远侧管道区段或侧端口区段的一个端部或两个端部具有比所述管道区段或侧端口的中间区段更大的壁厚。
253.如权利要求178至252中任一项所述的管道，其中近侧管道区段、远侧管道区段、远侧管道尖端或侧端口的全部或一部分还包括抗血栓形成表面涂层。
254.如权利要求253所述的管道，其中所述涂层是亲水的并且包含肝素。
255.如权利要求253或254中任一项所述的管道，其中所述涂层是或ApplauseTM。
256.如权利要求178或184中任一项所述的管道，其还包括两部分封套，其中外层的至少一部分是纤维状的，并且所述内表面的至少一部分，其中所述两个封套部分被构造用于围绕近侧管道区段、远侧管道区段或远侧管道尖端的柔性近侧部分附接在一起。
257.如权利要求256所述的封套，其中所述纹理化内表面的至少一部分包括一系列周向连续或交替中断的突起。
258.如权利要求256或257中任一项所述的封套，其中纤维状外表面的至少一部分包括涤纶或聚酯丝绒。
259.一种用于将血液从动脉、静脉、心腔或其他含血结构输运到血泵，或将血液从血泵输运到动脉、静脉、心腔或其他含血结构的管道，所述管道包括：
i)柔性近侧管道区段，所述柔性近侧管道区段包括具有近侧端部和远侧端部的管状主体，其中所述管状主体在所述近侧端部与所述远侧端部之间限定管道管腔；
ii)远侧管道尖端，所述远侧管道尖端包括具有近侧端部和远侧端部的管状主体；以及
iii)远侧管道尖端保护笼结构，所述远侧管道尖端保护笼结构包括从所述近侧管道区段的远侧部分向远侧延伸到所述远侧管道尖端的所述远侧端部表面远侧的区域的一个或多个细长肋。
260.如权利要求259所述的管道，其中所述远侧管道尖端保护笼结构具有两个、三个、四个、五个、六个、七个或八个细长肋。
261.如权利要求259或260中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端保护笼结构包含镍钛诺、不锈钢、弹性聚合物或它们的组合。
262.如权利要求259或260中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端保护笼结构主要由或基本上由镍钛诺、不锈钢或弹性聚合物组成。
263.如权利要求261或262中任一项所述的管道，其中所述不锈钢是300系列、400系列、304、316、316L或316LVM不锈钢。
264.如权利要求259至263中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端保护笼结构具有在2μm Ra至16μm Ra或4μm Ra至8μm Ra的范围内的表面粗糙度。
265.如权利要求259所述的管道，其中所述远侧管道尖端保护笼结构的近侧部分具有连结到所述近侧或远侧管道区段的所述远侧部分、所述远侧管道尖端或者所述近侧或远侧管道区段的所述远侧部分和所述远侧管道尖端两者的环、环状、冠状或支架状结构。
266.如权利要求259中任一项所述的管道，其中所述远侧管道尖端保护笼结构的远侧部分具有连结到所述细长肋的环、环状、冠状或支架状结构。
267.如权利要求259中任一项所述的管道，其中细长肋在没有远侧环、环状、冠状或支架状结构的情况下在远侧连结在一起。
268.如权利要求259中任一项所述的管道，其中细长肋在远侧未连结在一起。
269.如权利要求259中任一项所述的管道，其中当远侧管道尖端保护笼结构的所述远侧端部沿着平行于所述近侧或远侧管道区段的长轴的轴线平移时，所述远侧管道尖端保护笼结构沿着横向于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的轴线以一定尺寸膨胀或收缩。
270.如权利要求269中任一项所述的管道，其中当沿着横向于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的轴线测量时，远侧管道尖端保护笼结构具有6mm至30mm的膨胀直径。
271.如权利要求269所述的管道，其中当沿着横向于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的轴线测量时，远侧管道尖端保护笼结构具有比所述远侧管道尖端的直径大10％至25％、25％至50％、50％至75％、75％至100％、100％至200％或200％至400％的膨胀直径。
272.如权利要求259所述的管道，其中当沿着平行于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的轴线测量时，膨胀的远侧管道尖端保护笼结构的至少一个肋具有10mm至60mm的长度。
273.如权利要求259所述的管道，其中当沿着平行于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的轴线测量时，膨胀的远侧管道尖端保护笼结构的至少一个肋具有与所述远侧管道尖端的长度相同的长度。
274.如权利要求259所述的管道，其中当沿着平行于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的轴线测量时，膨胀的远侧管道尖端保护笼结构的至少一个肋具有比所述远侧管道尖端的长度大10％至25％、25％至50％、50％至75％、75％至100％、100％至200％或200％至400％的长度。
275.如权利要求259所述的管道，其中膨胀的远侧管道尖端保护笼结构的至少一个肋的横截面形状是圆形、方形、矩形或椭圆形。
276.如权利要求259或275中任一项所述的管道，其中膨胀的远侧管道尖端保护笼结构的至少一个肋具有在0.3mm与2.0mm之间的范围内或在0.6mm至1.0mm之间的范围内的直径或宽度。
277.如权利要求259中任一项所述的管道，其中当在平行于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的平面上参考时，所述远侧管道尖端定位在所述膨胀的远侧管道尖端保护笼的中间。
278.如权利要求259所述的管道，其中当在平行于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的平面上参考时，所述远侧管道尖端定位在所述膨胀的远侧管道尖端保护笼的中间的近侧或远侧。
279.如权利要求259中任一项所述的管道，其中当在横向于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的平面上参考时，所述远侧管道尖端定位在所述膨胀的远侧管道尖端保护笼的中间。
280.如权利要求259中任一项所述的管道，其中当在横向于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的平面上参考时，所述远侧管道尖端定位在所述膨胀的远侧管道尖端保护笼的中间的近侧或远侧。
281.一种血泵系统，其包括：
血泵；
第一管道，所述第一管道用于将血液从动脉、静脉、心腔或其他含血结构输运到血泵，所述第一管道包括：
柔性、抗压缩且抗扭结的第一近侧区段，所述第一近侧区段包括具有第一近侧端部和第一远侧端部的第一管状管道主体，其中所述第一管状主体在所述第一近侧端部与所述第一远侧端部之间限定第一管道管腔；
第一远侧尖端组件，所述第一远侧尖端组件还包括第一远侧管道尖端和第一远侧管道尖端保护笼结构，其中：
所述第一远侧管道尖端包括具有第一近侧端部和第一远侧端部的第一远侧管道尖端主体，其中所述第一远侧管道尖端主体在所述第一远侧管道尖端的所述近侧端部与所述第一远侧管道尖端的所述远侧端部之间限定第一远侧管道尖端管腔；
所述第一远侧管道尖端的所述近侧端部连结到所述第一近侧区段的所述远侧端部；
所述第一远侧管道尖端的所述远侧端部具有端部表面，所述端部表面具有至少两个峰部和至少两个谷部；并且
所述第一远侧管道尖端保护笼结构包括从所述近侧管道区段的远侧部分或者所述远侧管道尖端向远侧延伸到所述远侧管道尖端的所述远侧端部表面远侧的区域的两个或更多个细长肋。
第二管道，所述第二管道用于将血液从所述血泵输运到静脉或动脉，所述第二管道包括：
柔性、抗压缩且抗扭结的第二近侧区段，所述第二近侧区段包括具有第二近侧端部和第二远侧端部的第二管状管道主体，其中所述第二管状主体在所述第二近侧端部与所述第二远侧端部之间限定第二管道管腔；
大体上管状的第二远侧管道尖端，所述大体上管状的第二远侧管道尖端具有近侧端部和远侧端部，其中所述第二远侧管道尖端的所述近侧端部连结到所述第二近侧管道区段的所述远侧端部；并且
其中所述第二远侧管道尖端的远侧部分的管腔的横截面积小于第二远侧管道尖端的近侧部分的管腔或所述第二近侧管道区段的管腔的横截面积。
282.一种血泵系统，其包括：
血泵；
第一管道，所述第一管道用于将血液从动脉、静脉、心腔或其他含血结构输运到血泵，所述第一管道包括：
柔性、抗压缩且抗扭结的第一近侧区段，所述第一近侧区段包括具有第一近侧端部和第一远侧端部的第一管状管道主体，其中所述第一管状主体在所述第一近侧端部与所述第一远侧端部之间限定第一管道管腔；
第一远侧管道尖端组件，所述第一远侧管道尖端组件还包括第一远侧管道尖端和第一远侧管道尖端保护笼结构，其中：
所述第一远侧管道尖端包括具有第一近侧端部和第一远侧端部的第一远侧管道尖端主体，其中所述第一远侧管道尖端主体在所述第一远侧管道尖端的所述近侧端部与所述第一远侧管道尖端的所述远侧端部之间限定第一远侧管道尖端管腔；
所述第一远侧管道尖端的所述近侧端部连结到所述第一近侧区段的所述远侧端部；
所述第一远侧管道尖端的所述远侧端部具有端部表面，所述端部表面具有至少两个峰部和至少两个谷部；并且
所述第一远侧管道尖端保护笼结构包括从所述近侧管道区段的远侧部分或者所述第一远侧管道尖端向远侧延伸到所述第一远侧管道尖端的所述远侧端部表面远侧的区域的两个或更多个细长肋。
第二管道，所述第二管道用于将血液从所述血泵输运到静脉或动脉，所述第二管道包括：
柔性、抗压缩且抗扭结的第二近侧区段，所述第二近侧区段包括具有第二近侧端部和第二远侧端部的第二管状管道主体，其中所述第二管状主体在所述第二近侧端部与所述第二远侧端部之间限定第二管道管腔；
大体上管状的第二远侧管道尖端，所述大体上管状的第二远侧管道尖端包括近侧区段和远侧区段，其中：
所述第二远侧管道尖端的所述近侧区段的所述近侧端部连结到所述第二近侧管道区段的所述远侧端部；
所述第二远侧管道尖端的所述近侧区段的所述远侧端部连结到所述第二远侧管道尖端的所述远侧区段的所述主体；
所述第二远侧管道尖端的所述远侧区段具有两个远侧端部；
所述第二远侧管道尖端的远侧区段的管腔的横截面积小于所述第二管道的近侧区段的管腔或所述第二远侧管道尖端的近侧区段的管腔的横截面积。
283.一种血泵系统，其包括：
血泵；
第一管道，所述第一管道用于将血液从动脉、静脉、心腔或其他含血结构输运到血泵，所述第一管道包括：
柔性、抗压缩且抗扭结的第一近侧区段，所述第一近侧区段包括具有第一近侧端部和第一远侧端部的第一管状管道主体，其中所述第一管状主体在所述第一近侧端部与所述第一远侧端部之间限定第一管道管腔；
第一远侧尖端组件，所述第一远侧尖端还包括第一远侧管道尖端
第二管道，所述第二管道用于将血液从所述血泵输运到静脉或动脉，所述第二管道包括：
柔性、抗压缩且抗扭结的第二近侧区段，所述第二近侧区段包括具有第二近侧端部和第二远侧端部的第二管状管道主体，其中所述第二管状主体在所述第二近侧端部与所述第二远侧端部之间限定第二管道管腔；
大体上管状的第二远侧管道尖端，所述大体上管状的第二远侧管道尖端具有近侧端部和远侧端部，其中所述第二远侧管道尖端的所述近侧端部连结到所述第二近侧管道区段的所述远侧端部；
并且其中所述第二远侧管道尖端的远侧部分的管腔的横截面积小于第二远侧管道尖端的近侧部分的管腔或所述第二近侧管道区段的管腔的横截面积。
284.一种血泵系统，其包括：
血泵；
第一管道，所述第一管道用于将血液从动脉、静脉、心腔或其他含血结构输运到血泵，所述第一管道包括：
柔性、抗压缩且抗扭结的第一近侧区段，所述第一近侧区段包括具有第一近侧端部和第一远侧端部的第一管状管道主体，其中所述第一管状主体在所述第一近侧端部与所述第一远侧端部之间限定第一管道管腔；
第一远侧尖端组件，所述第一远侧尖端还包括第一远侧管道尖端
第二管道，所述第二管道用于将血液从所述血泵输运到静脉或动脉，所述第二管道包括：
柔性、抗压缩且抗扭结的第二近侧区段，所述第二近侧区段包括具有第二近侧端部和第二远侧端部的第二管状管道主体，其中所述第二管状主体在所述第二近侧端部与所述第二远侧端部之间限定第二管道管腔；
大体上管状的第二远侧管道尖端，所述大体上管状的第二远侧管道尖端包括近侧区段和远侧区段，其中：
所述第二远侧管道尖端的所述近侧区段的所述近侧端部连结到所述第二近侧管道区段的所述远侧端部；
所述第二远侧管道尖端的所述近侧区段的所述远侧端部连结到所述第二远侧管道尖端的所述远侧区段的所述主体；
所述第二远侧管道尖端的所述远侧区段具有两个远侧端部；
所述第二远侧管道尖端的远侧区段的管腔的横截面积小于所述第二管道的近侧区段的管腔或所述第二远侧管道尖端的近侧区段的管腔的横截面积。
285.一种血泵系统，其包括：
离心式血泵，所述离心式血泵包括：
泵壳；
泵入口，所述泵入口用于接收血液并将血液引导到叶轮上；
叶轮，所述叶轮在所述泵壳内悬浮在上部枢轴承和下部枢轴承上，所述叶轮包括：
多个叶片，所述多个叶片在所述叶轮的顶表面上并且径向延伸远离所述叶轮的中心，所述叶片用于迫使在所述入口处接收的血液通过所述泵壳并且到达出口；
至少一个管腔，所述至少一个管腔平行于所述叶轮的中心轴线从底表面穿过所述叶轮延伸到顶表面；
电动马达，所述电动马达使所述叶轮旋转；
第一管道，所述第一管道用于将血液从动脉、静脉、心腔或其他含血结构输运到血泵，所述第一管道包括：
柔性、抗压缩且抗扭结的第一近侧管道区段，所述第一近侧管道区段包括具有近侧端部和远侧端部的第一管状主体，其中所述管状主体在所述近侧端部与所述远侧端部之间限定第一近侧管道区段管腔；以及
第一远侧管道尖端组件，所述第一远侧管道尖端组件还包括第一远侧管道尖端和第一远侧管道尖端保护笼结构，其中：
所述第一远侧管道尖端包括具有近侧端部和远侧端部的主体，其中所述管状主体在所述近侧端部与所述远侧端部之间限定第一远侧管道尖端管腔；
所述第一远侧管道尖端的所述近侧端部连结到所述第一管道的所述第一近侧区段的所述远侧端部；
所述第一远侧管道尖端的所述远侧端部具有端部表面，所述端部表面具有至少两个峰部和至少两个谷部；并且
所述第一远侧管道尖端保护笼结构包括从所述近侧管道区段的远侧部分或者所述第一远侧管道尖端向远侧延伸到所述第一远侧管道尖端的所述远侧端部表面远侧的区域的两个或更多个细长肋；以及
第二管道，所述第二管道用于将血液从血泵输运到静脉或动脉，所述第二管道包括：
柔性、抗压缩且抗扭结的第二近侧区段，所述第二近侧区段包括具有近侧端部和远侧端部的管状主体，其中所述管状主体在所述近侧端部与所述远侧端部之间限定第二近侧管道区段管腔；
大体上管状的第二远侧管道尖端，所述大体上管状的第二远侧管道尖端具有近侧端部和远侧端部，其中所述远侧管道尖端的所述近侧端部连结到所述管道的所述第二近侧区段的所述远侧端部；
其中所述第二远侧管道尖端的远侧部分的管腔的横截面积小于第二远侧管道尖端的近侧部分的管腔或所述第二近侧管道区段的管腔的横截面积。
286.一种血泵系统，其包括：
离心式血泵，所述离心式血泵包括：
泵壳；
泵入口，所述泵入口用于接收血液并将血液引导到叶轮上；
叶轮，所述叶轮在所述泵壳内悬浮在上部枢轴承和下部枢轴承上，所述叶轮包括：
多个叶片，所述多个叶片在所述叶轮的顶表面上并且径向延伸远离所述叶轮的中心，所述叶片用于迫使在所述入口处接收的血液通过所述泵壳并且到达出口；
电动马达，所述电动马达使所述叶轮旋转；
第一管道，所述第一管道用于将血液从动脉、静脉、心腔或其他含血结构输运到血泵，所述第一管道包括：
柔性、抗压缩且抗扭结的第一近侧管道区段，所述第一近侧管道区段包括具有近侧端部和远侧端部的第一管状主体，其中所述管状主体在所述近侧端部与所述远侧端部之间限定第一近侧管道区段管腔；以及
第一远侧管道尖端组件，所述第一远侧管道尖端组件还包括第一远侧管道尖端和第一远侧管道尖端保护笼结构，其中：
所述第一远侧管道尖端包括具有近侧端部和远侧端部的主体，其中所述管状主体在所述近侧端部与所述远侧端部之间限定第一远侧管道尖端管腔；
所述第一远侧管道尖端的所述近侧端部连结到所述第一管道的所述第一近侧区段的所述远侧端部；
所述第一远侧管道尖端的所述远侧端部具有端部表面，所述端部表面具有至少两个峰部和至少两个谷部；并且
所述第一远侧管道尖端保护笼结构包括从所述近侧管道区段的远侧部分或者所述第一远侧管道尖端向远侧延伸到所述第一远侧管道尖端的所述远侧端部表面远侧的区域的两个或更多个细长肋；以及
第二管道，所述第二管道用于将血液从血泵输运到静脉或动脉，所述第二管道包括：
柔性、抗压缩且抗扭结的第二近侧区段，所述第二近侧区段包括具有近侧端部和远侧端部的管状主体，其中所述管状主体在所述近侧端部与所述远侧端部之间限定第二近侧管道区段管腔；
大体上管状的第二远侧管道尖端，所述大体上管状的第二远侧管道尖端包括近侧区段和远侧区段，其中：
所述第二远侧管道尖端的所述近侧区段的所述近侧端部连结到所述第二近侧管道区段的所述远侧端部；
所述第二远侧管道尖端的所述近侧区段的所述远侧端部连结到所述第二远侧管道尖端的所述远侧区段的所述主体；
所述第二远侧管道尖端的所述远侧区段具有两个远侧端部；
所述第二远侧管道尖端的远侧区段的管腔的横截面积小于所述第二管道的近侧区段的管腔或所述第二远侧管道尖端的近侧区段的管腔的横截面积。
287.如权利要求286所述的血泵系统，其中所述泵壳限定泵入口。
288.如权利要求286所述的血泵系统，其中所述顶部枢轴承从所述外壳的顶部延伸到所述入口中，而底部枢轴承从所述外壳的底部延伸到所述外壳的内部空间中。
289.如权利要求286所述的血泵系统，其中轴向负荷可在所述顶部枢轴承与所述底部枢轴承之间分担，并且其中所述轴向负荷的0％至100％可分配到每个枢轴承。
290.如权利要求286所述的血泵系统，其中所述叶轮枢轴还包括设置在枢轴主体内的第一枢轴插件和第二枢轴插件，其中所述第一枢轴插件接合顶部枢轴，而第二枢轴插件接合底部枢轴。
291.如权利要求286所述的血泵系统，其中所述叶轮包括至少一个管腔，所述至少一个管腔平行于所述叶轮的中心轴线从所述底表面穿过所述叶轮延伸到顶表面。
292.如权利要求286所述的血泵系统，其中所述血泵包括与所述叶轮机械接合的至少一个磁体。
293.如权利要求286所述的血泵系统，其中所述电动马达包括磁体组件，所述磁体组件包括所述至少一个磁体和电线圈组件，以磁性地接合所述至少一个磁体，其中所述电动马达使所述至少一个磁体和所述叶轮旋转。
294.一种在人类患者体内形成动静脉瘘或动静脉移植物的方法，所述方法包括：
将第一管道的一个端部流体连接到供体静脉；
将第二管道的一个端部流体连接到受体静脉；
将来自所述供体静脉的脱氧血液泵送到所述受体静脉达至少7天，其中：
所述血液的泵送导致所述受体静脉中的壁剪切应力大于或等于0.76Pa，
所述血液的泵送导致所述受体静脉中的平均脉压小于20mmHg，
所述管道的流体连接到所述受体静脉的远侧部分中的平均血流速度快于所述管道的流体连接到所述受体静脉的中间部分中的平均血流速度，
所述血液的泵送导致外周静脉的总直径持续增加，以及；
使用所述受体静脉的具有持续增加的总直径的至少一部分在所述患者体内形成所述动静脉瘘或动静脉移植物。
295.如权利要求294所述的方法，其中所述患者需要动静脉瘘或动静脉移植物以允许血管通路进行血液透析。
296.如权利要求294所述的方法，其中所述泵-管道组件以在50ml/min与1500ml/min之间的速率泵送血液。
297.如权利要求294所述的方法，其中所述泵-管道组件以在100ml/min与1000ml/min之间的速率泵送血液。
298.如权利要求294所述的方法，其中当所述泵-管道组件在操作中时，所述受体静脉中的平均壁剪切应力在0.76Pa与23Pa之间
299.如权利要求294所述的方法，其中当所述泵-管道组件在操作中时，所述受体静脉中的平均壁剪切应力在2.5Pa与10Pa之间。
300.如权利要求294所述的方法，其中当所述泵-管道组件在操作中时，所述受体静脉中的平均壁剪切应力在2.5Pa与7.5Pa之间。
301.如权利要求294所述的方法，其中当所述泵-管道组件在操作中时，所述受体静脉中的平均血流速度在15cm/s与100cm/s之间。
302.如权利要求294所述的方法，其中通过所述泵-管道组件泵送血液达3天至42天。
303.如权利要求294所述的方法，其还包括：
在泵送所述血液之后确定所述受体静脉的总直径和通过所述受体静脉的血流量，以及
改变所述泵-管道组件的泵部分的转速，以在所述受体静脉中维持期望的壁剪切应力或平均血流速度。
304.如权利要求294所述的方法，其中当所述泵-管道组件在操作中时，邻近所述受体静脉与所述泵-管道组件之间的连接处的所述受体静脉中的所述血液的脉压小于10mmHg。
305.如权利要求294所述的方法，其中当所述泵-管道组件在操作中时，邻近所述受体静脉与所述泵-管道组件之间的连接处的所述受体静脉中的所述血液的脉压小于5mmHg。
306.如权利要求294所述的方法，其中当所述泵-管道组件在操作中时，邻近所述受体静脉与所述泵-管道组件之间的连接处的所述受体静脉中的所述血液的脉压小于5mmHg。
307.如权利要求294所述的方法，其中通过所述泵-管道组件泵送血液达20cm至200cm。
308.如权利要求294所述的方法，其中所述供体静脉选自由以下组成的组：右心房、上腔静脉、下腔静脉、头臂静脉、颈静脉、锁骨下静脉、腋静脉、髂总静脉、髂外静脉或股静脉。
309.如权利要求294所述的方法，其中所述受体静脉选自由以下组成的组：头静脉、肘静脉、肘前静脉、贵要静脉、肱静脉、小隐静脉、大隐静脉或股动脉。
310.如权利要求294所述的方法，其中所述泵-管道组件的泵部分被植入所述患者体内。
311.如权利要求294所述的方法，其中所述泵-管道组件的泵部分保持在所述患者体外。
312.如权利要求294所述的方法，其中所述受体静脉的持续增加的总直径为至少2.0mm、2.5mm、3.0mm、3.5mm、4mm、5mm、6mm、8mm、10mm或12mm。
313.如权利要求294所述的方法，其中所述管道的流体连接到所述受体静脉的远侧部分中的平均血流速度比所述管道的流体连接到所述受体静脉的中间部分中的平均血流速度高25％、50％、75％、100％、150％、200％、300％、400％、500％或500％以上。
314.如权利要求281、282、286或287所述的血泵系统，其还包括插置在所述近侧管道区段与所述远侧管道尖端之间的远侧管道区段，其中：
所述管道的所述近侧区段的所述远侧端部连结到所述远侧区段的所述近侧端部；并且
所述管道的所述远侧区段的所述远侧端部连结到所述远侧管道尖端的所述近侧端部。
315.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述近侧管道区段和所述远侧管道区段通过以下中的一者或多者进行连结：
vi)摩擦配合；
vii)倒钩配件；
viii)径向压缩式保持器或锁圈
ix)直列式连接器，所述直列式连接器具有一个或多个倒钩配件和径向压缩式保持器或锁圈；或者
x)粘合剂。
316.如权利要求314所述的血泵系统，其中近侧管道区段或所述远侧管道区段包含柔性或弹性聚合物。
317.如权利要求314所述的血泵系统，其中近侧管道区段或所述远侧管道区段主要或基本上由柔性或弹性聚合物组成。
318.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述柔性或弹性聚合物是聚氨酯、聚氨酯、聚氨酯、芳族聚氨酯弹性体合金、Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂弹性体、聚四氟乙烯、膨体聚四氟乙烯、聚对苯二甲酸乙二酯、热塑性硅树脂聚碳酸酯弹性体、聚醚嵌段酰胺以及它们的组合。
319.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述柔性或弹性聚合物具有在20A至80A、20A至30A、30A至40A、40A至50A、50A至60A、60A至70A、70A至80A的范围内的肖氏硬度。
320.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述柔性或弹性聚合物具有20A、25A、30A、35A、40A、45A、50A、55A、60A、65A、70A、75A或80A的肖氏硬度。如权利要求314所述的血泵系统，其中所述柔性或弹性聚合物是肖氏硬度为70A的PC-3575A、或肖氏硬度为45A或55A的Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金。
321.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述近侧管道区段、所述远侧管道区段以及所述近侧管道区段和所述远侧管道区段两者还包括金属线支撑件。
322.如权利要求314所述的血泵系统，其中金属线支撑件呈编织、线圈或螺旋构型，并且可具有圆形或扁平横截面。
323.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述金属线支撑件位于两层柔性或弹性聚合物之间、位于外表面上或位于内表面上。
324.如权利要求314所述的血泵系统，其中线包括镍钛诺、不锈钢或它们的组合。
325.如权利要求314所述的血泵系统，其中缠绕成线圈构型的所述镍钛诺线的直径为0.004英寸至0.012英寸或0.008英寸至0.010英寸。
326.如权利要求314-318中任一项所述的管道，其中所述镍钛诺线以线圈构型、以0.015英寸至0.04英寸节距或0.02英寸至0.03英寸节距进行缠绕。
327.如权利要求324所述的管道，其中以编织构型施加的所述镍钛诺线的直径为0.002英寸至0.008英寸、或直径为0.004英寸。
328.如权利要求314-318中任一项所述的管道，其中以编织构型施加的所述镍钛诺线以一股或两股进行施加。
329.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述不锈钢是300系列、304、316、316L、316LVM、或400系列不锈钢。
330.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述近侧管道区段、远侧管道区段或侧端口包括一个或多个夹具。
331.如权利要求314所述的血泵系统，其中夹具位于包括以编织构型施加的金属线支撑件的柔性或弹性聚合物区段上。
332.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述近侧管道区段包括编织线支撑件，而所述远侧管道区段包括线圈线支撑件。
333.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端包含金属或金属合金。
334.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端主要由或基本上由金属或金属合金组成。
335.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述金属或金属合金是不锈钢或钛。
336.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述不锈钢是300系列、400系列、304、316、316L或316LVM不锈钢。
337.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端包含聚合物，或者完全或部分金属化聚合物。
338.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端主要由或基本上由聚合物或者完全或部分金属化聚合物组成。
339.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述聚合物是聚碳酸酯或聚醚醚酮。
340.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端具有在2μm Ra至16μm Ra或4μm Ra至8μm Ra的范围内的表面粗糙度。
341.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端的远侧开口由远侧端部表面限定，所述远侧端部表面从所述远侧管道尖端的外表面到所述远侧管道尖端的内表面是完全弓形的。
342.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端的远侧开口由远侧端部表面限定，所述远侧端部表面由弓形表面限定，所述弓形表面的半径等于所述远侧管道尖端的壁厚的25％至75％、40％至60％或50％。
343.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧端部表面的半径在0.25mm与1.3mm之间、或0.5mm与0.65mm之间的范围内。
344.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端的远侧开口包括绕所述远侧开口的周边的三个或更多个峰区域和三个或更多个谷区域。
345.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端的远侧开口包括绕所述远侧开口的所述周边的四个或更多个峰区域和四个或更多个谷区域。
346.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端的所述远侧端部表面具有大体上波状构型。
347.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端的所述远侧端部表面具有大体上正弦轮廓。
348.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端具有由峰部或区域限定的远侧端部表面，所述峰部或区域比所述谷部或区域宽1.5倍至3.5倍、2.0倍至3.0倍或2.5倍。
349.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端的所述远侧端部表面的谷区域与所述远侧管道尖端的所述远侧端部表面的峰区域的总弧长的比可在谷部的10％或36度至所述谷部的高达90％或324度的范围内。
350.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述近侧或远侧管道区段的所述远侧端部通过以下中的一者或多者连结到所述远侧管道尖端的所述近侧端部：
vi)摩擦配合；
vii)倒钩配件；
viii)径向压缩式保持器或锁圈
ix)直列式连接器，所述直列式连接器具有一个或多个倒钩配件和径向压缩式保持器或锁圈；或者
x)粘合剂。
351.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端的所述近侧部分包括绕所述远侧管道尖端的外表面的环形倒钩，用于接合所述远侧管道区段的所述远侧端部或所述近侧管道区段的所述远侧端部。
352.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端的所述近侧部分限定至少一个其他环形倒钩。
353.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端的所述至少一个其他环形倒钩设置在所述环形倒钩的近侧。
354.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端的所述至少一个其他环形倒钩以大于所述第一环形倒钩的角度的角度从所述远侧管道尖端的纵向轴线延伸。
355.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端的外径和所述近侧或远侧管道的所述远侧端部的外径在连结时是类似的。
356.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端具有在5mm至50mm之间的总长度。
357.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端的所述近侧端部占所述远侧管道尖端的总长度的20％至80％。
358.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端的所述近侧端部占所述远侧管道尖端的总长度的20％、30％、40％、50％、60％、70％或80％。
359.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端的所述近侧端部具有3mm至30mm的长度。
360.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端具有2mm至10mm、3mm至6mm或3.5mm至5.5mm的内径。
361.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端具有4mm的内径。
362.如权利要求44所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端的形成远侧开口的所述远侧端部具有0.5mm至8mm的壁厚。
363.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端保护笼结构具有两个、三个、四个、五个、六个、七个或八个细长肋。
364.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端保护笼结构包含镍钛诺、不锈钢、弹性聚合物或它们的组合。
365.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端保护笼结构主要由或基本上由镍钛诺、不锈钢或弹性聚合物组成。
366.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述不锈钢是300系列、400系列、304、316、316L或316LVM不锈钢。
367.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端保护笼结构具有在2μmRa至16μm Ra或4μm Ra至8μm Ra的范围内的表面粗糙度。
368.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端保护笼结构的近侧部分具有连结到所述近侧或远侧管道区段的所述远侧部分、所述远侧管道尖端或者所述近侧或远侧管道区段的所述远侧部分和所述远侧管道尖端两者的环、环状、冠状或支架状结构。
369.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述远侧管道尖端保护笼结构的远侧部分具有连结到所述细长肋的环、环状、冠状或支架状结构。
370.如权利要求314所述的血泵系统，其中细长肋在没有远侧环、环状、冠状或支架状结构的情况下在远侧连结在一起。
371.如权利要求314所述的血泵系统，其中细长肋在远侧未连结在一起。
372.如权利要求314所述的血泵系统，其中当远侧管道尖端保护笼结构的所述远侧端部沿着平行于所述近侧或远侧管道区段的长轴的轴线平移时，所述远侧管道尖端保护笼结构沿着横向于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的轴线以一定尺寸膨胀或收缩。
373.如权利要求314所述的血泵系统，其中当沿着横向于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的轴线测量时，远侧管道尖端保护笼结构具有6mm至30mm的膨胀直径。
374.如权利要求314所述的血泵系统，其中当沿着横向于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的轴线测量时，远侧管道尖端保护笼结构具有比所述远侧管道尖端的直径大10％至25％、25％至50％、50％至75％、75％至100％、100％至200％或200％至400％的膨胀直径。
375.如权利要求314所述的血泵系统，其中当沿着平行于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的轴线测量时，膨胀的远侧管道尖端保护笼结构的至少一个肋具有10mm至60mm的长度。
376.如权利要求314所述的血泵系统，其中当沿着平行于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的轴线测量时，膨胀的远侧管道尖端保护笼结构的至少一个肋具有与所述远侧管道尖端的长度相同的长度。
377.如权利要求314所述的血泵系统，其中当沿着平行于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的轴线测量时，膨胀的远侧管道尖端保护笼结构的至少一个肋具有比所述远侧管道尖端的长度大10％至25％、25％至50％、50％至75％、75％至100％、100％至200％或200％至400％的长度。
378.如权利要求314所述的血泵系统，其中膨胀的远侧管道尖端保护笼结构的至少一个肋的横截面形状是圆形、方形、矩形或椭圆形。
379.如权利要求314所述的血泵系统，其中膨胀的远侧管道尖端保护笼结构的至少一个肋具有在0.3mm与2.0mm之间的范围内或在0.6mm至1.0mm之间的范围内的直径或宽度。
380.如权利要求314所述的血泵系统，其中当在平行于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的平面上参考时，所述远侧管道尖端定位在所述膨胀的远侧管道尖端保护笼的中间。
381.如权利要求314所述的血泵系统，其中当在平行于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的平面上参考时，所述远侧管道尖端定位在所述膨胀的远侧管道尖端保护笼的中间的近侧或远侧。
382.如权利要求314所述的血泵系统，其中当在横向于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的平面上参考时，所述远侧管道尖端定位在所述膨胀的远侧管道尖端保护笼的中间。
383.如权利要求314所述的血泵系统，其中当在横向于所述近侧或远侧管道区段的所述长轴的平面上参考时，所述远侧管道尖端定位在所述膨胀的远侧管道尖端保护笼的中间的近侧或远侧。
384.如权利要求314所述的血泵系统，其中用于连结的构型或连结方法是通过以下中的一者或多者：
vi)摩擦配合；
vii)倒钩配件；
viii)径向压缩式保持器或锁圈
ix)直列式连接器，所述直列式连接器具有一个或多个倒钩配件和径向压缩式保持器或锁圈；或者
x)粘合剂。
385.如权利要求314所述的血泵系统，其中侧端口包含以下中的一者或多者：
vii)刚性聚合物；
viii)聚碳酸酯或聚醚醚酮；
ix)柔性或弹性聚合物；
x)聚氨酯、聚氨酯、聚氨酯、肖氏硬度为70的PC-3575A、芳族聚氨酯弹性体合金、Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、肖氏硬度为45A或55A的Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂弹性体、聚四氟乙烯、膨体聚四氟乙烯、聚对苯二甲酸乙二酯、热塑性硅树脂聚碳酸酯弹性体、聚醚嵌段酰胺；
xi)金属；或者
xii)不锈钢、镍钛诺、金或铂。
386.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述侧端口包括刚性区段和柔性区段。
387.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述刚性侧端口区段包含刚性聚合物，而所述柔性侧端口区段包含柔性或弹性聚合物。
388.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述刚性侧端口区段包含聚碳酸酯或聚醚醚酮。
389.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述柔性侧端口区段包含：聚氨酯、聚氨酯、聚氨酯、肖氏硬度为70的PC-3575A、芳族聚氨酯弹性体合金、Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、肖氏硬度为45A或55A的Polyblend 1100芳族聚氨酯弹性体合金、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂弹性体、聚四氟乙烯、膨体聚四氟乙烯、聚对苯二甲酸乙二酯、热塑性硅树脂聚碳酸酯弹性体、聚醚嵌段酰胺。
390.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述柔性侧端口区段包括金属线支撑件。
391.如权利要求314所述的血泵系统，其中金属线支撑件呈编织、线圈或螺旋构型，并且可具有圆形或扁平横截面。
392.如权利要求314所述的血泵系统，其中金属线支撑件位于两层柔性或弹性聚合物之间、位于外表面上或位于内表面上。
393.如权利要求314所述的血泵系统，其中线包括镍钛诺、不锈钢或它们的组合。
394.如权利要求314所述的血泵系统，其中缠绕成线圈构型的所述镍钛诺线的直径为0.004英寸至0.012英寸或0.008英寸至0.010英寸。
395.如权利要求84或85中任一项所述的管道，其中所述镍钛诺线以线圈构型、以0.015英寸至0.04英寸节距或0.02英寸至0.03英寸节距进行缠绕。
396.如权利要求84所述的管道，其中以编织构型施加的所述镍钛诺线的直径为0.002英寸至0.008英寸、或直径为0.004英寸。
397.如权利要求84或87中任一项所述的管道，其中以编织构型施加的所述镍钛诺线以一股或两股进行施加。
398.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述不锈钢是300系列、304、316、316L、316LVM、或400系列不锈钢。
399.如权利要求314所述的血泵系统，其中柔性侧端口区段包括夹具。
400.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述侧端口的与所述流体路径流体连通的部分包括盖。
401.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述盖是：
x)坚硬或刚性的；
xi)柔性的；或者
xii)包括坚硬的部分和柔性的部分。
402.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述盖包括以下中的一者或多者：
xiii)止血阀，所述止血阀在注射器尖端插入所述盖中时打开；
xiv)止血阀，所述止血阀具有横切膜；
xv)Tuohy Borst适配器，所述Tuohy Borst适配器具有止血阀；以及
xvi)三向侧臂，所述三向侧臂允许将流体注入所述侧端口中。
403.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述盖通过带螺纹鲁尔配件连结到所述侧端口。
404.如权利要求314所述的血泵系统，其中近侧管道区段、远侧管道区段或侧端口区段的一个端部或两个端部具有比所述管道区段或侧端口的中间区段更大的壁厚。
405.如权利要求314所述的血泵系统，其中近侧管道区段、远侧管道区段、远侧管道尖端、远侧管道尖端保护笼结构或侧端口的全部或一部分还包括抗血栓形成表面涂层。
406.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述涂层是亲水的并且包含肝素。
407.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述涂层是或ApplauseTM。
408.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述两个封套部分被构造用于围绕近侧管道区段、远侧管道区段或远侧管道尖端的柔性近侧部分附接在一起。
409.如权利要求314所述的血泵系统，其中所述纹理化内表面的至少一部分包括一系列周向连续或交替中断的突起。
410.如权利要求314所述的血泵系统，其中纤维状外表面的至少一部分包括涤纶或聚酯丝绒。
411.一种血泵系统，其包括：
血泵；
第一管道；
第二管道；
其中所述第一管道包括单独地或与任何其他特征组合地描述的呈如本文所公开的任何构型的任何特征；
并且，
其中所述第二管道包括单独地或与任何其他特征组合地描述的呈如本文所公开的任何构型的任何特征。
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Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN110559038A (zh) * 2019-09-18 2019-12-13 希罗镜下医疗科技发展(上海)有限公司 鸭嘴型施夹帽及具有该施夹帽的吻合装置
WO2021051741A1 (zh) * 2019-09-18 2021-03-25 希罗镜下医疗科技发展(上海)有限公司 施夹帽及具有该施夹帽的吻合装置
CN113710308A (zh) * 2019-02-01 2021-11-26 卡迪埃泰科股份公司 压力卸荷左心室辅助装置和用于辅助人类心脏的方法
CN115227964A (zh) * 2022-09-21 2022-10-25 深圳核心医疗科技有限公司 流速控制方法及装置
CN115298441A (zh) * 2020-01-21 2022-11-04 波士顿科学国际有限公司 用于血液泵的具有通量增强器的磁性驱动件

Families Citing this family (45)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR101963799B1 (ko) 2010-02-17 2019-03-29 플로우 포워드 메디컬, 인크. 정맥의 전체 직경을 증가시키는 방법 및 시스템
EP2744534A4 (en) 2011-08-17 2015-07-29 Novita Therapeutics Llc BLOOD PUMP SYSTEMS AND METHOD THEREFOR
US10258730B2 (en) 2012-08-17 2019-04-16 Flow Forward Medical, Inc. Blood pump systems and methods
EP3256043B1 (en) 2015-02-12 2020-03-18 Foundry Innovation & Research 1, Ltd. Implantable devices for heart failure monitoring
US11039813B2 (en) 2015-08-03 2021-06-22 Foundry Innovation & Research 1, Ltd. Devices and methods for measurement of Vena Cava dimensions, pressure and oxygen saturation
JP2019514562A (ja) 2016-04-29 2019-06-06 フロウ・フォワード・メディカル・インコーポレイテッドＦｌｏｗ Ｆｏｒｗａｒｄ Ｍｅｄｉｃａｌ， Ｉｎｃ． 導管先端部ならびにシステム及び使用法
US11701018B2 (en) 2016-08-11 2023-07-18 Foundry Innovation & Research 1, Ltd. Wireless resonant circuit and variable inductance vascular monitoring implants and anchoring structures therefore
US11206992B2 (en) 2016-08-11 2021-12-28 Foundry Innovation & Research 1, Ltd. Wireless resonant circuit and variable inductance vascular monitoring implants and anchoring structures therefore
EP3496606A1 (en) 2016-08-11 2019-06-19 Foundry Innovation & Research 1, Ltd. Systems and methods for patient fluid management
EP3287154B1 (en) * 2016-08-23 2019-10-09 Abiomed Europe GmbH Ventricular assist device
CN109890431B (zh) 2016-10-25 2023-03-10 马真塔医药有限公司 心室辅助装置
JP7241405B2 (ja) 2016-11-29 2023-03-17 ファウンドリー イノベーション アンド リサーチ １，リミテッド 患者の血管及び体液状態をモニタリングするための無線共振回路ならびに可変インダクタンス血管インプラント、ならびにそれを利用するシステム及び方法
WO2018220143A1 (en) 2017-05-31 2018-12-06 Foundry Innovation And Research 1, Ltd Implantable ultrasonic vascular sensor
WO2018220146A1 (en) 2017-05-31 2018-12-06 Foundry Innovation & Research 1, Ltd. Implantable sensors for vascular monitoring
JP7414529B2 (ja) 2017-06-07 2024-01-16 シファメド・ホールディングス・エルエルシー 血管内流体移動デバイス、システム、および使用方法
DK3446730T3 (da) * 2017-08-23 2021-11-22 Ecp Entw Mbh Drivakselafdækning med en varmeledende del
CN111556763B (zh) 2017-11-13 2023-09-01 施菲姆德控股有限责任公司 血管内流体运动装置、系统
US10905808B2 (en) 2018-01-10 2021-02-02 Magenta Medical Ltd. Drive cable for use with a blood pump
CN115040777A (zh) 2018-01-10 2022-09-13 马真塔医药有限公司 心室辅助装置
DE102018201030A1 (de) 2018-01-24 2019-07-25 Kardion Gmbh Magnetkuppelelement mit magnetischer Lagerungsfunktion
JP7410034B2 (ja) 2018-02-01 2024-01-09 シファメド・ホールディングス・エルエルシー 血管内血液ポンプならびに使用および製造の方法
DE102018207611A1 (de) 2018-05-16 2019-11-21 Kardion Gmbh Rotorlagerungssystem
DE102018207575A1 (de) 2018-05-16 2019-11-21 Kardion Gmbh Magnetische Stirndreh-Kupplung zur Übertragung von Drehmomenten
DE102018208536A1 (de) * 2018-05-30 2019-12-05 Kardion Gmbh Leitungsvorrichtung zum Leiten eines Blutstroms für ein Herzunterstützungssystem, Verfahren zum Herstellen einer Leitungsvorrichtung und Verfahren zum Montieren eines Herzunterstützungssystems
DE102018208541A1 (de) 2018-05-30 2019-12-05 Kardion Gmbh Axialpumpe für ein Herzunterstützungssystem und Verfahren zum Herstellen einer Axialpumpe für ein Herzunterstützungssystem
DE102018208936A1 (de) * 2018-06-06 2019-12-12 Kardion Gmbh Bestimmvorrichtung und Verfahren zum Bestimmen einer Viskosität eines Fluids
EP3806926A4 (en) * 2018-06-14 2022-03-16 CardiacAssist, Inc. DOUBLE Lumen CANNULA HAVING A FLEXIBLE DISTAL TIP
DE102018211327A1 (de) 2018-07-10 2020-01-16 Kardion Gmbh Laufrad für ein implantierbares, vaskuläres Unterstützungssystem
DE102018212153A1 (de) 2018-07-20 2020-01-23 Kardion Gmbh Zulaufleitung für eine Pumpeneinheit eines Herzunterstützungssystems, Herzunterstützungssystem und Verfahren zum Herstellen einer Zulaufleitung für eine Pumpeneinheit eines Herzunterstützungssystems
WO2020081481A1 (en) * 2018-10-15 2020-04-23 The Cleveland Clinic Foundation Atrial assist device
CN113543836B (zh) 2019-01-24 2024-10-11 马真塔医药有限公司 心室辅助装置
US11964145B2 (en) 2019-07-12 2024-04-23 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps and methods of manufacture and use
WO2021016372A1 (en) 2019-07-22 2021-01-28 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pumps with struts and methods of use and manufacture
EP4034221A4 (en) 2019-09-25 2023-10-11 Shifamed Holdings, LLC CATHETER BLOOD PUMPS AND FOLDABLE PUMP HOUSINGS
US11724089B2 (en) 2019-09-25 2023-08-15 Shifamed Holdings, Llc Intravascular blood pump systems and methods of use and control thereof
DE102020102474A1 (de) 2020-01-31 2021-08-05 Kardion Gmbh Pumpe zum Fördern eines Fluids und Verfahren zum Herstellen einer Pumpe
EP4103253A4 (en) * 2020-02-11 2024-04-03 Merck Sharp & Dohme LLC ALTERNATIVE CANNULA CONFIGURATIONS FOR REGULATING FLUID DELIVERY IN TISSUE
US11931561B2 (en) * 2020-05-26 2024-03-19 Medtronic, Inc. Body position and activity based flow control for ventricular assist device (VAD) with fully implantable controller
US20210378678A1 (en) * 2020-06-08 2021-12-09 White Swell Medical Ltd Non-thrombogenic devices for treating edema
US20220186732A1 (en) * 2020-12-11 2022-06-16 Sapphire Motors Integrated pump assembly with one moving part with stacked stator
WO2022132639A1 (en) * 2020-12-14 2022-06-23 Icahn School Of Medicine At Mount Sinai Hemostasis valve device
EP4313199A1 (en) * 2021-03-23 2024-02-07 University of Washington Fluid access devices and methods
TW202337516A (zh) * 2022-01-28 2023-10-01 德商阿比奥梅德歐洲有限公司 血液泵
US12029889B2 (en) 2022-04-01 2024-07-09 Tulyp Medical Sas Perfusion systems and methods for monitoring tissue oxygenation and reducing limb ischemia
US20230390548A1 (en) * 2022-06-06 2023-12-07 Vadovations, Inc. Blood pump controller and system

Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5509900A (en) * 1992-03-02 1996-04-23 Kirkman; Thomas R. Apparatus and method for retaining a catheter in a blood vessel in a fixed position
EP0916359A1 (en) * 1997-11-13 1999-05-19 Impella Cardiotechnik Aktiengesellschaft Improved cannula device
US20050038408A1 (en) * 2003-07-07 2005-02-17 Von Segesser Ludwig K. High performance cannulas
CN1655840A (zh) * 2002-04-24 2005-08-17 贝克顿·迪金森公司 导管及其制造方法
CN201257181Y (zh) * 2008-09-19 2009-06-17 乐普（北京）医疗器械股份有限公司 一种血液透析导管
US20110196190A1 (en) * 2010-02-11 2011-08-11 Circulite, Inc. Devices, methods and systems for establishing supplemental blood flow in the circulatory system
CN103998085A (zh) * 2011-09-07 2014-08-20 塞考利特公司 套管尖端、组织接附环及其递送和使用方法
CN105102011A (zh) * 2012-08-15 2015-11-25 前进医药公司 血泵系统以及方法

Family Cites Families (185)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3487784A (en) 1967-10-26 1970-01-06 Edson Howard Rafferty Pumps capable of use as heart pumps
AT305778B (de) 1970-09-11 1973-03-12 Standard Magnet Ag Kreiselpumpe
US3864055A (en) 1971-12-06 1975-02-04 Harold D Kletschka Pumps capable of use as heart pumps and blood pumps
FR2451480A1 (fr) 1979-03-16 1980-10-10 Belenger Jacques Pompe centrifuge medicale
US4457673A (en) 1980-11-28 1984-07-03 Novacor Medical Corporation Pump and actuator mechanism
US4557673A (en) 1982-12-03 1985-12-10 Novacor Medical Corporation Implantable pump
US4606698A (en) 1984-07-09 1986-08-19 Mici Limited Partnership Iv Centrifugal blood pump with tapered shaft seal
EP0192712A1 (en) 1984-09-05 1986-09-03 Intra Optics Laboratories Pty. Limited Control of blood flow
US4665896A (en) 1985-07-22 1987-05-19 Novacor Medical Corporation Power supply for body implant and method of use
US4795446A (en) * 1986-01-30 1989-01-03 Sherwood Medical Company Medical tube device
US4756302A (en) 1986-11-20 1988-07-12 Novacor Medical Corporation Blood pumping system and method
JP2610042B2 (ja) 1987-09-21 1997-05-14 テルモ 株式会社 体外循環用医療用器具の製造方法
US4898518A (en) 1988-08-31 1990-02-06 Minnesota Mining & Manufacturing Company Shaft driven disposable centrifugal pump
JPH0653161B2 (ja) 1988-09-28 1994-07-20 東洋紡績株式会社 循環装置
US5006104A (en) 1988-11-07 1991-04-09 The Cleveland Clinic Foundation Heart pump having contractible guide mechanism for pusher plate
US5017103A (en) 1989-03-06 1991-05-21 St. Jude Medical, Inc. Centrifugal blood pump and magnetic coupling
US5324177A (en) 1989-05-08 1994-06-28 The Cleveland Clinic Foundation Sealless rotodynamic pump with radially offset rotor
US4984972A (en) 1989-10-24 1991-01-15 Minnesota Mining And Manufacturing Co. Centrifugal blood pump
US5100392A (en) 1989-12-08 1992-03-31 Biosynthesis, Inc. Implantable device for administration of drugs or other liquid solutions
US5178603A (en) 1990-07-24 1993-01-12 Baxter International, Inc. Blood extraction and reinfusion flow control system and method
JP2874060B2 (ja) 1990-12-26 1999-03-24 日機装株式会社 血液ポンプ
US5316440A (en) 1991-05-10 1994-05-31 Terumo Kabushiki Kaisha Blood pump apparatus
US5290236A (en) 1991-09-25 1994-03-01 Baxter International Inc. Low priming volume centrifugal blood pump
US5300015A (en) 1992-03-03 1994-04-05 Runge Thomas M Blood conduit for pulsatile cardiopulmonary bypass pump
US5458459A (en) 1992-07-30 1995-10-17 Haemonetics Corporation Centrifugal blood pump with impeller blades forming a spin inducer
JP3399528B2 (ja) 1992-07-30 2003-04-21 コーブ カルディオバスキュラー， インコーポレイテッド 渦巻き型血液ポンプ
US5713730A (en) 1992-09-04 1998-02-03 Kyocera Corporation Ceramic pivot bearing arrangement for a sealless blood pump
US5399074A (en) 1992-09-04 1995-03-21 Kyocera Corporation Motor driven sealless blood pump
JP2569419B2 (ja) 1993-02-18 1997-01-08 工業技術院長 人工心臓用ポンプ
JP3085835B2 (ja) 1993-04-28 2000-09-11 京セラ株式会社 血液ポンプ
DE4321260C1 (de) 1993-06-25 1995-03-09 Westphal Dieter Dipl Ing Dipl Blutpumpe als Zentrifugalpumpe
US5527159A (en) 1993-11-10 1996-06-18 The United States Of America As Represented By The Administrator Of The National Aeronautics And Space Administration Rotary blood pump
US5947892A (en) 1993-11-10 1999-09-07 Micromed Technology, Inc. Rotary blood pump
US5957672A (en) 1993-11-10 1999-09-28 The United States Of America As Represented By The Administrator Of The National Aeronautics And Space Administration Blood pump bearing system
AU123279S (en) 1993-12-20 1995-05-01 Terumo Corp Centrifugal pump
GB9404321D0 (en) 1994-03-04 1994-04-20 Thoratec Lab Corp Driver and method for driving pneumatic ventricular assist devices
US5509908A (en) 1994-04-21 1996-04-23 Novoste Corporation Angular sheath introducer
DE4430853A1 (de) 1994-08-31 1996-03-07 Jostra Medizintechnik Zentrifugal-Blutpumpe
US5858003A (en) 1994-10-20 1999-01-12 Children's Medical Center Corporation Systems and methods for promoting tissue growth
JP2696070B2 (ja) 1994-11-09 1998-01-14 日機装株式会社 血液ポンプ
US5588812A (en) 1995-04-19 1996-12-31 Nimbus, Inc. Implantable electric axial-flow blood pump
US5707218A (en) 1995-04-19 1998-01-13 Nimbus, Inc. Implantable electric axial-flow blood pump with blood cooled bearing
US5662711A (en) 1995-06-07 1997-09-02 Douglas; William Flow adjustable artery shunt
US5575630A (en) 1995-08-08 1996-11-19 Kyocera Corporation Blood pump having magnetic attraction
US5947703A (en) 1996-01-31 1999-09-07 Ntn Corporation Centrifugal blood pump assembly
US5840070A (en) 1996-02-20 1998-11-24 Kriton Medical, Inc. Sealless rotary blood pump
CA2253666A1 (en) 1996-05-03 1997-11-13 University Of Utah Electromagnetically suspended and rotated centrifugal pumping apparatus and method
DE19625300A1 (de) 1996-06-25 1998-01-02 Guenter Prof Dr Rau Blutpumpe
US6015272A (en) 1996-06-26 2000-01-18 University Of Pittsburgh Magnetically suspended miniature fluid pump and method of designing the same
US6244835B1 (en) 1996-06-26 2001-06-12 James F. Antaki Blood pump having a magnetically suspended rotor
US5851174A (en) 1996-09-17 1998-12-22 Robert Jarvik Cardiac support device
GB2322915B (en) 1997-03-06 2001-06-06 Ntn Toyo Bearing Co Ltd Hydrodynamic type porous oil-impregnated bearing
US5890883A (en) 1997-03-19 1999-04-06 The Cleveland Clinic Foundation Rotodynamic pump with non-circular hydrodynamic bearing journal
US5964694A (en) * 1997-04-02 1999-10-12 Guidant Corporation Method and apparatus for cardiac blood flow assistance
US6093001A (en) 1997-05-02 2000-07-25 University Of Pittsburgh Rotary pump having a bearing which dissipates heat
AUPO902797A0 (en) 1997-09-05 1997-10-02 Cortronix Pty Ltd A rotary blood pump with hydrodynamically suspended impeller
US6532964B2 (en) 1997-07-11 2003-03-18 A-Med Systems, Inc. Pulmonary and circulatory blood flow support devices and methods for heart surgery procedures
EP0900572B1 (de) 1997-09-04 2005-01-12 Levitronix LLC Zentrifugalpumpe
US6250880B1 (en) 1997-09-05 2001-06-26 Ventrassist Pty. Ltd Rotary pump with exclusively hydrodynamically suspended impeller
WO1999017819A1 (en) 1997-10-02 1999-04-15 Micromed Technology, Inc. Implantable pump system
US6889082B2 (en) 1997-10-09 2005-05-03 Orqis Medical Corporation Implantable heart assist system and method of applying same
UA56262C2 (uk) 1997-10-09 2003-05-15 Орквіс Медікел Корпорейшн Імплантовувана система підтримки серця
US6110139A (en) 1997-10-21 2000-08-29 Loubser; Paul Gerhard Retrograde perfusion monitoring and control system
US6201329B1 (en) 1997-10-27 2001-03-13 Mohawk Innovative Technology, Inc. Pump having magnetic bearing for pumping blood and the like
US5989206A (en) 1997-10-31 1999-11-23 Biolink Corporation Apparatus and method for the dialysis of blood
US6189388B1 (en) 1997-11-12 2001-02-20 Gambro, Inc. Access flow monitoring using reversal of normal blood flow
US6293901B1 (en) 1997-11-26 2001-09-25 Vascor, Inc. Magnetically suspended fluid pump and control system
US6042559A (en) 1998-02-24 2000-03-28 Innercool Therapies, Inc. Insulated catheter for selective organ perfusion
JPH11244376A (ja) 1998-02-27 1999-09-14 Kyocera Corp 血液ポンプ
US6447488B2 (en) 1998-03-19 2002-09-10 Biolink Corporation Apparatus for the dialysis of blood, method for fabricating the same, and method for the dialysis of blood
US7462019B1 (en) 1998-04-22 2008-12-09 Allarie Paul E Implantable centrifugal blood pump with hybrid magnetic bearings
US5894011A (en) 1998-06-24 1999-04-13 Prosl; Frank R. Flow reversing device for hemodialysis
US6632189B1 (en) 1998-09-18 2003-10-14 Edwards Lifesciences Corporation Support device for surgical systems
JP2000102604A (ja) 1998-09-29 2000-04-11 Kyocera Corp 遠心型血液ポンプ
JP3689567B2 (ja) 1998-09-29 2005-08-31 京セラ株式会社 遠心型血液ポンプ
US6152704A (en) 1998-09-30 2000-11-28 A-Med Systems, Inc. Blood pump with turbine drive
DE29821565U1 (de) 1998-12-02 2000-06-15 Impella Cardiotechnik AG, 52074 Aachen Lagerlose Blutpumpe
US6217541B1 (en) 1999-01-19 2001-04-17 Kriton Medical, Inc. Blood pump using cross-flow principles
US6161547A (en) 1999-01-15 2000-12-19 Coaxia, Inc. Medical device for flow augmentation in patients with occlusive cerebrovascular disease and methods of use
US6050975A (en) 1999-02-25 2000-04-18 Thermo Cardiosystems, Inc. Control of tissue growth in textured blood-contacting surfaces
US6264601B1 (en) 1999-04-02 2001-07-24 World Heart Corporation Implantable ventricular assist device
US6162017A (en) 1999-04-14 2000-12-19 Cardiovascular Innovations Llc Blood pump
JP4612954B2 (ja) 1999-04-20 2011-01-12 フォルシュンクスツェントルム ユーリッヒ ゲーエムベーハー ロータ装置
US6742999B1 (en) 1999-04-20 2004-06-01 Berlin Heart Ag Device for delivering single-phase or multiphase fluids without altering the properties thereof
US6719791B1 (en) 1999-04-20 2004-04-13 Berlin Heart Ag Device for the axial transport of fluid media
AUPP995999A0 (en) 1999-04-23 1999-05-20 University Of Technology, Sydney Non-contact estimation and control system
US6234772B1 (en) 1999-04-28 2001-05-22 Kriton Medical, Inc. Rotary blood pump
US7138776B1 (en) 1999-07-08 2006-11-21 Heartware, Inc. Method and apparatus for controlling brushless DC motors in implantable medical devices
US6346071B1 (en) 1999-07-16 2002-02-12 World Heart Corporation Inflow conduit assembly for a ventricular assist device
US6227817B1 (en) 1999-09-03 2001-05-08 Magnetic Moments, Llc Magnetically-suspended centrifugal blood pump
US6439845B1 (en) 2000-03-23 2002-08-27 Kidney Replacement Services, P.C. Blood pump
JP3582467B2 (ja) 2000-09-14 2004-10-27 株式会社ジェイ・エム・エス ターボ式血液ポンプ
US6547820B1 (en) 2000-10-03 2003-04-15 Scimed Life Systems, Inc. High profile fabric graft for arteriovenous access
US6616624B1 (en) 2000-10-30 2003-09-09 Cvrx, Inc. Systems and method for controlling renovascular perfusion
US6773670B2 (en) 2001-02-09 2004-08-10 Cardiovention, Inc. C/O The Brenner Group, Inc. Blood filter having a sensor for active gas removal and methods of use
DE10108815B4 (de) 2001-02-16 2006-03-16 Berlin Heart Ag Vorrichtung zur axialen Förderung von Körperflüssigkeiten
DE10108810A1 (de) 2001-02-16 2002-08-29 Berlin Heart Ag Vorrichtung zur axialen Förderung von Flüssigkeiten
US6723039B2 (en) 2001-04-27 2004-04-20 The Foundry, Inc. Methods, systems and devices relating to implantable fluid pumps
DE10123138B4 (de) 2001-04-30 2007-09-27 Berlin Heart Ag Verfahren zur Lageregelung eines permanentmagnetisch gelagerten rotierenden Bauteils
US20020188167A1 (en) 2001-06-06 2002-12-12 Anthony Viole Multilumen catheter for minimizing limb ischemia
US6796586B2 (en) 2001-07-09 2004-09-28 Twin Bay Medical, Inc. Barb clamp
US6929777B1 (en) 2001-07-26 2005-08-16 Ension, Inc. Pneumatically actuated integrated life support system
JP4440499B2 (ja) 2001-08-29 2010-03-24 泉工医科工業株式会社 遠心ポンプ駆動装置
US6692318B2 (en) 2001-10-26 2004-02-17 The Penn State Research Foundation Mixed flow pump
US7396327B2 (en) 2002-01-07 2008-07-08 Micromed Technology, Inc. Blood pump system and method of operation
US6991595B2 (en) 2002-04-19 2006-01-31 Thoratec Corporation Adaptive speed control for blood pump
US20060155158A1 (en) 2002-06-11 2006-07-13 Aboul-Hosn Walid N Percutaneously introduced blood pump and related methods
US6884210B2 (en) 2002-06-12 2005-04-26 Miwatec Incorporated Blood pump
US7338521B2 (en) 2002-06-13 2008-03-04 World Heart, Inc. Low profile inlet for an implantable blood pump
US6732501B2 (en) 2002-06-26 2004-05-11 Heartware, Inc. Ventricular connector
US6949066B2 (en) 2002-08-21 2005-09-27 World Heart Corporation Rotary blood pump diagnostics and cardiac output controller
US7284956B2 (en) 2002-09-10 2007-10-23 Miwatec Co., Ltd. Methods and apparatus for controlling a continuous flow rotary blood pump
JP4041376B2 (ja) 2002-09-30 2008-01-30 テルモ株式会社 血液ポンプ装置
US7261705B2 (en) 2002-10-09 2007-08-28 Circuport, Inc. Implantable dialysis access port
JP2006508767A (ja) 2002-12-06 2006-03-16 ワールド・ハート・コーポレイション 小型拍動性移植可能心室補助デバイスおよび心室補助デバイスを制御する方法
AU2003285221B2 (en) 2002-12-17 2008-06-26 Rodney James Lane Blood pumping system and procedure
US6916051B2 (en) 2003-02-13 2005-07-12 Medical Components, Inc. Coupler for a flexible tube
WO2004073484A2 (en) 2003-02-24 2004-09-02 Yossi Gross Fully-implantable cardiac recovery system
US20040186461A1 (en) 2003-03-17 2004-09-23 Dimatteo Kristian Catheter with an adjustable cuff
US7540859B2 (en) 2003-04-23 2009-06-02 Interrad Medical, Inc. Dialysis valve and method
US7172550B2 (en) 2003-07-31 2007-02-06 Terumo Corporation Adjustable coupling mechanism for the conduit on a ventricular assist device
JP2005058617A (ja) 2003-08-19 2005-03-10 Miwatec:Kk 血流ポンプ。
US7494477B2 (en) 2003-09-02 2009-02-24 Pulsecath B.V. Catheter pump, catheter and fittings therefore and methods of using a catheter pump
US20050137614A1 (en) * 2003-10-08 2005-06-23 Porter Christopher H. System and method for connecting implanted conduits
US7762977B2 (en) * 2003-10-08 2010-07-27 Hemosphere, Inc. Device and method for vascular access
WO2005049105A2 (en) 2003-11-10 2005-06-02 Angiotech International Ag Medical implants and anti-scarring agents
US20050113631A1 (en) 2003-11-12 2005-05-26 Bolling Steven F. Cannulae having a redirecting tip
US7101158B2 (en) 2003-12-30 2006-09-05 Wanner Engineering, Inc. Hydraulic balancing magnetically driven centrifugal pump
US20070249986A1 (en) 2004-03-15 2007-10-25 Smego Douglas R Arteriovenous access for hemodialysis employing a vascular balloon catheter and an improved hybrid endovascular technique
JP4819327B2 (ja) 2004-06-10 2011-11-24 ユニチカ株式会社 血管内留置用カテーテル
JP5178194B2 (ja) 2004-06-14 2013-04-10 ロックス メディカル， インコーポレイテッド 動脈−静脈フィステル生成のためのデバイス、システム、および方法
US7572217B1 (en) 2004-06-15 2009-08-11 University Of Louisville Research Foundation, Inc. System and method for providing cardiac support and promoting myocardial recovery
WO2006020273A2 (en) 2004-07-19 2006-02-23 Vascor, Inc. Devices, systems and methods for assisting blood flow
US7841976B2 (en) * 2006-03-23 2010-11-30 Thoratec Corporation Heart assist device with expandable impeller pump
US7393181B2 (en) 2004-09-17 2008-07-01 The Penn State Research Foundation Expandable impeller pump
DE102004049986A1 (de) 2004-10-14 2006-04-20 Impella Cardiosystems Gmbh Intrakardiale Blutpumpe
US7699586B2 (en) 2004-12-03 2010-04-20 Heartware, Inc. Wide blade, axial flow pump
US7615028B2 (en) 2004-12-03 2009-11-10 Chf Solutions Inc. Extracorporeal blood treatment and system having reversible blood pumps
US20060222533A1 (en) 2005-04-01 2006-10-05 The Cleveland Clinic Foundation Portable blood pumping system
AU2006244086A1 (en) 2005-05-10 2006-11-16 The Regents Of The University Of California Self-clearing catheter for clinical implantation
JP2008543378A (ja) 2005-06-08 2008-12-04 マイクロメッド・テクノロジー・インコーポレイテッド 人工心臓システム
EP1990067A3 (en) 2006-02-23 2010-12-15 Levitronix LLC A pump-outflow-cannula and a blood managing system
US20070231135A1 (en) 2006-03-31 2007-10-04 Orqis Medical Corporation Rotary Blood Pump
US7704054B2 (en) 2006-04-26 2010-04-27 The Cleveland Clinic Foundation Two-stage rotodynamic blood pump
JP4787726B2 (ja) 2006-11-28 2011-10-05 テルモ株式会社 センサレス磁気軸受型血液ポンプ装置
US20080132748A1 (en) 2006-12-01 2008-06-05 Medical Value Partners, Llc Method for Deployment of a Medical Device
DE102007014224A1 (de) 2007-03-24 2008-09-25 Abiomed Europe Gmbh Blutpumpe mit Mikromotor
US7762941B2 (en) 2007-04-25 2010-07-27 Robert Jarvik Blood pump bearings with separated contact surfaces
WO2008136979A1 (en) 2007-04-30 2008-11-13 Heartware, Inc. Centrifugal rotary blood pump
JP4548450B2 (ja) 2007-05-29 2010-09-22 株式会社ジェイ・エム・エス ターボ式血液ポンプ
WO2009012473A2 (en) 2007-07-18 2009-01-22 Silk Road Medical, Inc. Methods and systems for establishing retrograde carotid arterial blood flow
US9044535B2 (en) 2007-08-07 2015-06-02 Terumo Cardiovascular Systems Corp. Extracorporeal blood pump with disposable pump head portion having magnetically levitated impeller
GB0718943D0 (en) 2007-09-28 2007-11-07 Univ Nottingham Mechanical support
US8821366B2 (en) * 2007-10-24 2014-09-02 Circulite, Inc. Transseptal cannula, tip, delivery system, and method
EP2211936B1 (en) 2007-11-07 2014-07-16 LANE, Rodney James Systems and devices for circulatory access
US8512731B2 (en) 2007-11-13 2013-08-20 Medtronic Minimed, Inc. Antimicrobial coatings for medical devices and methods for making and using them
US8231558B2 (en) 2008-03-17 2012-07-31 Singh Tej M Hemodialysis vein preparation apparatus and methods
US20090259089A1 (en) 2008-04-10 2009-10-15 Daniel Gelbart Expandable catheter for delivery of fluids
WO2010067682A1 (ja) 2008-12-08 2010-06-17 Ntn株式会社 遠心式ポンプ装置
US8603022B2 (en) 2008-12-19 2013-12-10 Baxter International Inc. Catheter/fistula needle to bloodline connection assurance device
US8449444B2 (en) 2009-02-27 2013-05-28 Thoratec Corporation Blood flow meter
EP2248544A1 (de) * 2009-05-05 2010-11-10 ECP Entwicklungsgesellschaft mbH Im Durchmesser veränderbare Fluidpumpe, insbesondere für die medizinische Verwendung
JP5815516B2 (ja) * 2009-07-01 2015-11-17 ザ・ペン・ステイト・リサーチ・ファウンデイションＴｈｅ Ｐｅｎｎ Ｓｔａｔｅ Ｒｅｓｅａｒｃｈ Ｆｏｕｎｄａｔｉｏｎ 拡張可能なカニューレを備える血液ポンプ
EP2273124B1 (de) 2009-07-06 2015-02-25 Levitronix GmbH Zentrifugalpumpe und Verfahren zum Ausgleichen des axialen Schubs in einer Zentrifugalpumpe
US7892162B1 (en) 2009-10-22 2011-02-22 Valluvan Jeevanandam Arterial interface
US9555174B2 (en) * 2010-02-17 2017-01-31 Flow Forward Medical, Inc. Blood pump systems and methods
KR101963799B1 (ko) 2010-02-17 2019-03-29 플로우 포워드 메디컬, 인크. 정맥의 전체 직경을 증가시키는 방법 및 시스템
US9662431B2 (en) 2010-02-17 2017-05-30 Flow Forward Medical, Inc. Blood pump systems and methods
AU2011270881B2 (en) * 2010-06-22 2015-10-29 Tc1 Llc Fluid delivery system and method for monitoring fluid delivery system
EP2399639A1 (de) * 2010-06-25 2011-12-28 ECP Entwicklungsgesellschaft mbH System zum einführen einer pumpe
US9463269B2 (en) 2010-09-10 2016-10-11 W. L. Gore & Associates, Inc. Anastomotic devices and methods
US9539380B2 (en) 2011-08-17 2017-01-10 Flow Forward Medical, Inc. System and method to increase the overall diameter of veins and arteries
EP2744534A4 (en) 2011-08-17 2015-07-29 Novita Therapeutics Llc BLOOD PUMP SYSTEMS AND METHOD THEREFOR
US8849398B2 (en) * 2011-08-29 2014-09-30 Minnetronix, Inc. Expandable blood pump for cardiac support
EP2607712B1 (de) * 2011-12-22 2016-07-13 ECP Entwicklungsgesellschaft mbH Pumpengehäuse mit einem Innenraum zur Aufnahme eines Pumpenrotors
EP2662099B1 (en) * 2012-05-09 2014-09-10 Abiomed Europe GmbH Intravascular blood pump
US10258730B2 (en) 2012-08-17 2019-04-16 Flow Forward Medical, Inc. Blood pump systems and methods
EP2925382A4 (en) * 2012-11-28 2016-07-06 Univ Pittsburgh AMBULATORY AND EXTRACORPORAL ASSISTANCE PUNGON
AU2014225916B2 (en) * 2013-03-07 2017-10-12 Circulite, Inc. Transseptal cannula, tip, delivery system, and method
US10039874B2 (en) * 2013-03-13 2018-08-07 Magenta Medical Ltd. Renal pump
US20150025437A1 (en) * 2013-07-18 2015-01-22 Cryolife, Inc. Vascular access system with connector
US9968719B2 (en) * 2013-07-30 2018-05-15 Heartware, Inc. Wire scaffold device for ventricular assist device
US20150157787A1 (en) 2013-12-05 2015-06-11 W. L. Gore & Associates, Inc. Needle guide and related systems and methods
RU151553U1 (ru) * 2014-08-14 2015-04-10 государственное бюджетное образовательное учреждение высшего профессионального образования "Северо-Западный государственный медицинский университет им. И.И. Мечникова" Министерства здравоохранения Российской Федерации Двухбаллонный трехканальный эндокавальный катетер для сосудистой изоляции печени
JP2019514562A (ja) 2016-04-29 2019-06-06 フロウ・フォワード・メディカル・インコーポレイテッドＦｌｏｗ Ｆｏｒｗａｒｄ Ｍｅｄｉｃａｌ， Ｉｎｃ． 導管先端部ならびにシステム及び使用法

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5509900A (en) * 1992-03-02 1996-04-23 Kirkman; Thomas R. Apparatus and method for retaining a catheter in a blood vessel in a fixed position
EP0916359A1 (en) * 1997-11-13 1999-05-19 Impella Cardiotechnik Aktiengesellschaft Improved cannula device
CN1655840A (zh) * 2002-04-24 2005-08-17 贝克顿·迪金森公司 导管及其制造方法
US20050038408A1 (en) * 2003-07-07 2005-02-17 Von Segesser Ludwig K. High performance cannulas
CN201257181Y (zh) * 2008-09-19 2009-06-17 乐普（北京）医疗器械股份有限公司 一种血液透析导管
US20110196190A1 (en) * 2010-02-11 2011-08-11 Circulite, Inc. Devices, methods and systems for establishing supplemental blood flow in the circulatory system
CN103998085A (zh) * 2011-09-07 2014-08-20 塞考利特公司 套管尖端、组织接附环及其递送和使用方法
CN105102011A (zh) * 2012-08-15 2015-11-25 前进医药公司 血泵系统以及方法

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN113710308A (zh) * 2019-02-01 2021-11-26 卡迪埃泰科股份公司 压力卸荷左心室辅助装置和用于辅助人类心脏的方法
CN110559038A (zh) * 2019-09-18 2019-12-13 希罗镜下医疗科技发展(上海)有限公司 鸭嘴型施夹帽及具有该施夹帽的吻合装置
WO2021051741A1 (zh) * 2019-09-18 2021-03-25 希罗镜下医疗科技发展(上海)有限公司 施夹帽及具有该施夹帽的吻合装置
CN115298441A (zh) * 2020-01-21 2022-11-04 波士顿科学国际有限公司 用于血液泵的具有通量增强器的磁性驱动件
CN115227964A (zh) * 2022-09-21 2022-10-25 深圳核心医疗科技有限公司 流速控制方法及装置

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