JP2005517502A - 移植可能な心臓補助システム - Google Patents

Abstract

その部品の如何なる部品も患者の心臓に接続することなく、患者における心拍出量を含み、血液の循環を補助するための心臓外ポンプおよびそれを使用する方法が開示されている。血管内心臓外システム（１０）の１つの態様は、非幹血管から血管内に埋め込み可能なサイズおよび形状の流入導管（５０）および流出導管（５２）を有するポンプ（３２）を備えており、患者の脈管構造の中の所望の位置に配置することができる。このシステムはサブカーディアックポンプを備えており、患者の体内または体外から直接または電磁的に起動することができる。ポンプは、患者の心臓と同期して連続的にまたは拍動的に作動することができ、心臓の後負荷を低減することができる。他の態様においては、システムは体外に位置し、流入および流出導管を経皮的に非幹血管に適用して、患者の脈管構造内において、非幹血管からまたは非幹血管へ、または、非幹血管と他の血管の間に血液を循環する。

Description

本発明は、一般的に心臓を補助するシステムに関し、特に、心臓外ポンプシステムおよび患者を通って血液の循環を補い、最小の侵襲性を使用して血管血液混合を強化するための方法に関する。

最近の１０年間、うっ血性心不全（ＣＨＦ）は、心臓血管医学における最も重要な公衆健康問題として注目されてきた。Gilum, R.F., Epidemiology of Heart Failure in the U.S., 126 Am. Heart J. 1042(1993)に報告されているように、アメリカで年間に新たに４００、０００のＣＨＦの診断がなされている。この疾患は、この国で約５００万人に影響を与え、世界では２千万人に影響を与えているといわれている。ＣＨＦの入院数は過去１５年で３倍に増加している。不幸にも、年間、約２５０，０００人が心不全で亡くなっている。Framingham Heart Studyによると、ＣＨＦの患者の５年後の死亡率は男性で７５％、女性で６２％である（Ho. K.K.L., Anderson, K.M., Kannel, W.B., et al., Survival After the onset of congestive Heart Failure in Framingham Heart Study Subject, 88 Circulation 107(1993) ）。この疾患は６５歳以上の患者の最も共通の診断を示している。過去１０から２０年の間、ほとんどの心臓血管疾患の発生率は低下してきたが、うっ血性心不全の発生率および罹患率は急激に増加してきた。 急性心筋梗塞（心臓発作）によって死ぬ患者の蘇生および年齢人口によってこの数は増加する。

ＣＨＦはそれ自体主として労作性呼吸困難および疲労によって現れる。ＣＨＦの原因および治療を規定するために３つのパラダイムが使用される。第１は、代替のポンプ機能および異常な循環ダイナミックスの観点からこれをみる。他のモデルは、萎縮した心臓の細胞における代替心筋細胞機能または代替遺伝子発現の観点から規定している。広くは、ＣＨＦは、十分な血液流を維持し、身体の多くの通常の機能を維持する流量で体内に血液を送り出すことができない心臓の不全と規定する。

ＣＨＦに対して、多くの型の心臓補助装置が開発されてきた。心臓または循環補助装置は、ポンプ機能を増大し、または、ポンプ機能を回復するために十分な急速を与えることによって不全な心臓を補助するものである。うっ血性心不全は慢性または急性であり、異なるカテゴリの心臓補助装置が存在する。心臓移植の代わりに、少なくとも２つの型の心臓補助装置が開発された。１つの型は、心臓と大動脈との間に結合される完全なまたは部分的な人工装具を使用し、例えば、１つはＬＶＡＤ（左心室補助装置）と一般に言われている。図１にＬＶＡＤ２の１つの例が示されている。ＬＶＡＤは、ポンプおよびそれに付随するバルブ４を備え、左心室６の頂から直接血液を吸引し、大動脈バルブをバイパスして血液を大動脈弓８に導く。この適用においては、左心室は機能を停止して収縮または拡張を行わない。ＬＶＡＤ２が左心室にとってかわり、左心室は、実質的に、左心房の延長になる。従って、心室は、低圧チャンバになる。左心室に取って代る考えであるので、カーディアック（心臓と同じ）流量で血液を送り出すようにＬＶＡＤが作動する。ＬＶＡＤによると、動脈血の循環が確立され、患者の臓器の要求を十分に満たす。このような状況下では、患者の動脈系から、患者のある部分では効果がある拍動する流れが取り除かれるので連続した流れは好まれない。

慢性心臓補助システムの他の型が米国特許Ｎｏ．５，２６７，９４０（Ｍｏｕｌｄｅｒ）に開示されている。Ｍｏｕｌｄｅｒは、下行大動脈の近傍に埋め込まれて大動脈を通って血液の循環を補助するポンプを説明している。それによると、心臓から直接血液を送り出そうとしているので、Ｍｏｕｌｄｅｒ装置においては、正確なタイミングで拍動して作動することが重要である。患者の心臓と直接同期しないで作動すると、ポンプによって「頚動脈スチール現象」（左心室に充分な血液が存在しないと、頚動脈を通って患者の脳から血液が出ていく現象）を引き起こす恐れがある。

急性鬱血性心不全に対して、２つの型の心臓補助装置が使用されている。１つは逆方向に拍動し、大動脈内のバルーンポンプ（ＩＡＢＰ）によって例示される。ＩＡＢＰによると、バルーンは等容性収縮間に縮小して圧力が低下し、これに対して心臓が血液を送り出さなければならなくなり、収縮期に心臓の負荷を軽減する。バルーンは次いで膨張して、動脈を通って全方向に血液を送り出す。この第１の型の他の例は、米国特許Ｎｏ．４，２４０，４０９（Ｒｏｂｉｎｓｏｎ外）に開示されているように、１以上の折り畳み可能なチャンバを備え、収縮期には血液がチャンバー内に受動的に流れ込む。チャンバは次いで縮小し、血液が大動脈に強制的に戻される。これらの装置は心臓のチャンバを真似ており、膨張可能なブラダーによってポンプの動作を行い、気体を駆動する外部装置を必要とする。更に、これは連続的な流れのシステムではなく、完全に拍動で作動する。

急性補助装置の第２の型は、Biomedicus遠心ポンプ等の体外ポンプを使用し、心臓の手術をしながら、患者を通って血液を誘導する。米国特許Ｎｏ．４，９６８，２９３（Ｎｅｌｓｏｎ）に開示されている１つの例においては、心臓補助システムは、遠心ポンプを使用し、患者の筋肉を使用して血液流に拍動を与える。Ｎｅｌｓｏｎの装置は、下行大動脈の部分をバイパスする。

米国特許Ｎｏ．４，０８０，９５８（Ｂｒｅｇｍａｎ）に開示されている他の装置は、膨張可能および折り畳み可能なブラダーを使用して、心臓に問題がある間血液の潅流れを補助し、そして、拍動作動を加えて、従来の心肺装置を補助する。Ｂｒｅｇｍａｎに開示されている主要な態様においては、拡張期に大動脈起始部における十分な圧力を維持するようにバルーンが制御されて、冠状動脈への充分な血液の潅流を確保する。他の態様においては、大動脈から下大静脈への抵抗の低い送り出しが提供されて、収縮期の大動脈圧力を減じて、左心室における流体学上の負荷を低減する。

米国特許Ｎｏ．４，０３４，７４２（Ｔｈｏｍａ）に開示された他の装置は、可動隔膜を含む機械的なポンプチャンバとの相互作用および協調によっている。これらの装置は、主として心臓の近傍で、大規模の侵襲性を伴う手術を必要とする患者の胸部内への適用を意図している。

多くのＣＨＦ装置が周術期に使用されている。例えば、米国特許Ｎｏ．４，９９５，８５７（Ａｒｎｏｌｄ）は、心臓が不全のときまたは停止したとき、手術間に基本的にカーディアック流量で血液を送り出して、手術をする周術期の装置を開示している。Ａｒｎｏｌｄシステムは、一時的に患者の心臓および肺の代わりをし、血液をカーディアック流量、代表的には５から６リットル／分の流量で血液を送り出す。心臓および肺をバイパスする全てのシステムと同様に、人工（心）肺が必要である。勿論、従来の心臓−肺装置等の人工（心）肺を備えた如何なるシステムを使用する場合にも、患者は歩行できない。

初期のＩＡＢＰ装置では、ポリウレタンバルーンが血管カテーテルに搭載されて、大腿動脈内に挿入され、左鎖骨下動脈の遠端の下行大動脈内に配置されていた。バルーンカテーテルはポンプコンソールに接続され、拡張期にバルーン内にヘリウムまたは二酸化炭素を送り込んで膨らます。等容性収縮間、例えば、大動脈弁が閉じられ、左心室が引き続き収縮する短い時間、バルーンを膨らますために使用されたガスは急速に引き抜かれてバルーンが収縮する。これによって、大動脈弁が開いているとき、大動脈起始部における圧力が低下する。これに対して、拡張期、バルーンが膨らみ、拡張期血圧が高くなり、一方で大動脈の血液を遠くの身体の低い部位まで、他方、近くの心臓および冠状動脈に血液を送り出す。

このようなカウンターパルゼーション装置の主要な利点は、心臓収縮にあり、大動脈内の容量および圧力を低下させ、後負荷を減少し、心筋の酸素消費を低減する。換言すれば、バルーンが膨らむと大動脈に人工的な圧力の高まりを生じ、副次的に、冠状動脈を通る大きな潅流の利点がある。バルーンが縮小すると、大動脈弁が開く直前に大動脈の圧力および容量が減少し、心臓にかかる水力学的負荷を和らげる。これらの生理的な応答によって、一時的に水力学特性を向上し、患者の心拍出量および冠状循環を向上する。一般的にＩＡＢＰによるカウンターパルゼーションは、心拍出量を約１５％増強し、これによって、そうしないと速やかに劣化する患者の水力学的特性を充分に安定化させることができる。心臓による一層有効な拍動能力が証明でき、患者の水力学的特性が改善されたレベルに移行したときは、減衰を監視しながら徐々に引き離して、カウンターパルゼーションを停止することができる。

１９７９年まで、全てのＩＡＢＰカテーテルは、一般的に大腿動脈の外科的切開を経て挿入されていた。それ以降、経皮的ＩＡＢＰカテーテルの速く安全な挿入が急速に発達し、治療の応急施設およびクリニックにおける適用が急速に広がった。しかし、バルーンの膨張および収縮は、大きな空気ポンプを必要とし、体外で使用しなければならない。従って、患者の移動および通常の日常活動能力を制限する。ＩＡＢＰ装置は、このように、数日から数週の短い使用に制限される。

上述したように、各種心室補助ポンプ装置が必要とされている。ＬＶＡＤに伴うものとして代表的には流入および流出導管に使用されるバルブがあり、単方向性の血液流を確保する。心臓との近似するために、単方向性の流れは心臓への誤った逆流を防止する為に必要である。このようなバルブ（弁）の使用によって、ＬＶＡＤ装置の血栓形成能力を最小化する。

代表的には、旧ＬＶＡＤに伴うポンプは、プッシャプレートまたは隔膜型の嵩張った拍動流のポンプであり、例として、それぞれＢａｘｔｅｒ ＮｏｖａｃｏｒまたはＴＣＩ製のものがある。ポンプが胸部および／または胴腔内に埋め込まれるので、侵襲性の高い手術が要求される。監視し再プログラム機能のある携帯外部コンソールによって、経皮動力伝達装置を介して駆動される。

更に、遠心または軸ポンプ等の回転ポンプが、心臓補助システムにおいて使用されてきた。遠心ポンプによると、血液は実質的に同一面においてポンプ内に出入りする。これに対して、軸ポンプはロータの回転軸に沿って血液を導く。アルキメデススクリューに触発されて、他の設計では大きいが、１つの軸ポンプの設計は約鉛筆の消しゴムサイズまで小型化している。その小型サイズにかかわらず、軸ポンプは充分にパワフルで、旧ＬＶＡＤに使用されると同様の流れを生じる。しかし、小型化されたポンプでも、大動脈、または心臓の先端を通って左心室内に導入され、その機能は、体外にあるコンソールから経皮伝達装置を介して制御される。

上述した心臓補助システムの全ては以下の２つの目的の少なくとも１つを達成する。（１）患者の作動可能であるが病気の心臓の機能を、ＮＹＨＡＣクラスＩＶで分類される最低からＩまたは０に分類される実質的に平常まで向上する、または（２）患者の心臓がＣＨＦを患っているときに、患者を通って動脈血循環を補助する。これらのシステムでは、極端な拍動、大量のエネルギーおよび放熱処理が必要とされる。

これらの心臓補助システムの多くは、下記の共通の一般的な特徴を備えている。（１）装置はカーディアックである。即ち、直接心臓内または心臓近く、または心臓（大動脈）に付随する主要な血管内に配置され、心臓および／または大動脈に取り付けられる。（２）装置は、哺乳類の循環系で発見される拍動血液流を再生し、従って、逆流を防止するバルブが必要である。（３）装置は外部コンソールから駆動されて、患者の心電図に始動される。（４）付随するコネクタおよびアクセサリを含めて血液ポンプのサイズは、移植者の生体組織および生理機能内では一般的に管理不可能である。これらの特徴の１以上を含むことによって、先行技術の心臓補助装置は、その効果および実行に制限がある。
米国特許Ｎｏ．５，２６７，９４０ 米国特許Ｎｏ．４，９６８，２９３ 米国特許Ｎｏ．４，０８０，９５８ 米国特許Ｎｏ．４，０３４，７４２ 米国特許Ｎｏ．４，９９５，８５７

上述した先行技術のシステムの多くは、一般的に機械循環補助装置とよばれるが、ＣＨＦの患者を処置する唯一の手段ではない。ＣＨＦ患者は５から７種の異なる薬を処方されて、その兆候および症状を改善する。これらの薬には、利尿薬、アンギオテンシン変換酵素阻害薬、ベータ受容体遮断薬、強心配糖体、および、末梢血管拡張薬を含む。心不全の薬理学的介入の原理は、心臓への負荷の最小化、筋肉繊維の収縮性を強化して心臓の拍動活動を向上すること、および、心臓の心拍機能の低下に伴って活性化される有害神経ホルモン補償メカニズムの抑制にある。

複合医薬品レイジームとの不適合によって、ＣＨＦ患者の回復に劇的な逆効果を及ぼし、入院が必要になったり、疾病、死亡の可能性が高くなる。更に、アンギオテンシン変換酵素阻害薬および利尿薬は、低血圧（症）を引き起こし、器官への潅流が低下し、または、より多くの血液の拍動を心臓に要求する。これによって、多くの場合、最も効果的なギオテンシン変換酵素阻害薬の処方に対応できなくなり、患者にとって最も効果的な手が打てない。僧帽弁に根本的に原因のあるＣＨＦを患った患者は、僧帽弁の手術に引き続き不十分な利尿薬を与えられる。
これは、増加した心拍出量および動脈血圧による。これによって、より効果的な器官の潅流が得られる。使用する利尿薬の減少およびその結果としての低血圧によって、より効果的なアンギオテンシン変換酵素阻害薬な処方が可能になり、より好ましい結果が得られる。更に、患者はより少ない複合医薬品レイジームに従い、高コストおよび不適合に伴う生命危機のリスクを除外できる。

冠状動脈を通る血液の流れが、心筋機能を維持するために必要なエネルギーを提供するために必要なレベルよりも低下すると、冠状動脈の閉塞によって、心筋梗塞または心臓発作が起きる。冠状動脈の閉塞の結果、閉塞部の下流側の組織に血液が酸素を供給できないようになる。閉塞の位置が冠状口に近いほど、心筋梗塞の程度が酷く生命に危機を与える度合いが大きい。閉塞の位置が冠状口から遠いほど、危ない組織または心筋のエリアが小さくなる。悪影響を受けたエリアに蓄えられたエネルギーが減少すると、心筋細胞が死亡する。酸素の欠乏によって死んだエリアが広ければ広いほど、閉塞がより酷くなる。危ないエリアを減少するために、少なくとも２つの公知の選択肢があり、悪影響を受けたエリアへの酸素の供給を増加させる、または、エネルギーの蓄積を長くするために、閉塞が除去されるか減少するまで、心臓の要求するエネルギーレベルを減らすことである。
血液の流れを増加させて、悪影響を受けたエリアに酸素を供給する１つの方法は、レトロパーフュージョンと呼ばれる技術である。これは、カニューレを右または左心室（閉塞のエリアによる）まで送り込み、閉塞の下流側の冠状動脈まで動脈血を退行潅流させることによって達成される。他の方法は、医薬品を使用して、心筋の収縮力を高め、閉塞エリアを通って血液流を増加する。他の方法は、ペントキシフィリン、アスピリン、または、ＴＰＡ（組織プラミノゲンアクティベータ）等の医薬品をそれぞれ使用して、血液の粘性を低下させ、血小板が凝集するのを抑制し、または、血栓を溶解させる。これによって、より多くの血液が閉塞部位を通過する。これらの方法のゴールは、危険な組織への酸素の供給を増加する。

上述したものの他のオプションとして、心筋の要求するエネルギーを低下させ、復元不能損害が起きるまでの時間を長くする。これは、（心臓の最大エネルギー消費部位である）左心室の負荷を減少することによって達成される。ＩＡＢＰは大動脈の中に配置され、上述したように使用されて、心臓の負荷を減少し、冠状動脈および末梢器官の潅流を増加させる。心筋の酸素要求を低下させる他の方法として、左心室が拍動する血液の容量を低下させる方法がある。これは、心肺バイパスまたはＬＶＡＤの使用等において、左心室の負荷を低減することによって達成することができる。左心室の負荷を取り除くことによって心筋の要求するエネルギーを低減し、復元不能損害が起きるまでの時間を長くする。これによって、閉塞を効果的に除去または減少する機会を与え、心筋機能を回復させる。首尾よく行く為には、これらの技法を心筋梗塞が発生した後短い時間内に行わなければならない。しかし、不利な点は、集中治療室、または病院施設においてのみこれらを実行することができる点にある。心筋梗塞が生じたときに患者が病院内にいない限り、あるレベルの復元不能損害が発生し、それに引き続いて心筋機能が失われる。

従って、大規模な侵襲性を伴う手術を行うことなく、且つ、患者の動きを厳しく規制する周辺機器の使用をさけて、心臓補助システムを適用することができれば好ましい。緊急な状況下で、急性の心臓問題を容易に処理するために、病院外で適用することができる心臓補助システムを得られれば好ましい。

この発明の目的は、先行技術の心臓補助システムの限界を克服して、代替ポンプ機能および腹部循環力学から鬱血性心不全（ＣＨＦ）に取り込むものである。患者の１以上の器官に対してバイパスとして機能するものではなく、この発明は、その如何なる部品も患者の心臓または主要な血管に接続することなく、患者を通る血液の循環を補助する為の心臓外ポンプシステムからなっている。従って、心臓外である。最小の侵襲性で適用する能力を有しており、この発明は、鬱血性心不全を患った患者の状態を著しく向上して、たとえ鬱血性心不全の状態が続いても、患者をよい気分にさせる。心臓の拍動を補助するために、心臓を取り替えるのではなく、この発明の各種態様は、衰弱した状態でも、心臓の拍動を利用して、動脈血の拍動によって得られる血液を効果的に体の臓器に送り込むものである。その結果、この発明は連続した流れの状態、または必要により、拍動的な流れの状態で作動することができる。

この発明の副次的なしかし重要な利点は、この発明を、心臓にかかる拍動負荷を減少し、使用間に心臓が回復することができるように適用することができる。この発明によると、大きな嵩張ったポンプ、バルブ、酸素供給器を必要とせず、大規模な心臓手術を伴う胸部への侵襲を必要としない。即ち、この発明の重要な利点は、ＣＨＦを患った患者の状態を改善させる顕著な効果を達成するものの、簡潔なことにある。この発明によると、心臓は、収縮期（負荷後）大動脈起始部における圧力が低下し、減少した左心室拡張終期圧を体験でき、血流力学的な負荷、または心臓への負荷が減少して、心臓が回復する。

この発明の心臓外システムは、好ましくは、患者を通ってサブカーディアック流量、即ち、患者の心臓の流量よりも大幅に下回る流量で、血液を拍動する回転ポンプを備えている。他のポンプまたは流れ発生機構も同様に効果的である。それに限定されないけれども、回転手段、例えば、開放されたまたは閉鎖されたハウジング内に収納されたアルキメデススクリューまたは羽根車があり、駆動またはシャフト駆動可能である。ポンプから送り出される血液に運動エネルギーおよび位置エネルギーを付与することによって、血液を有る程度まで蘇らせる。重要なことは、この発明のポンプシステムは、カーディアック流量で拍動するように設計された従来のポンプと比較して、比較的低い量のエネルギーを入力していることである。ポンプは体内に移植可能であり、または、血管内に移植可能である。更に、能力、実際的または患者の歩行によって、体外に位置してもよい。

更に、この発明は、いくつかの態様において、ポンプに流体が流れるように連絡された流入導管を備えており、第１血管（大動脈または第１末梢または非幹血管の何れか）から、他の血管を通って直接または間接的に血液をポンプに導き、ポンプおよび／または流入導管の挿入は、非幹血管を通って行われる。この発明は更にポンプに流体が流れるように連絡された流出導管を備えており、ポンプから第２血管（大動脈または第２末梢または非幹血管の何れか）を通って直接、または、第１または他の末梢または非幹血管を通って間接的に第２血管に血液を導く。流入導管および流出導管とそれぞれの血管との結合は、経皮的に行われ、大規模な侵襲性を伴わない。換言すると、皮下最小限。これによって、最小の侵襲性で結合することができる。好ましくは、血液への結合は、対象となる血管、結合位置によって、皮膚の真下、または、筋肉の第１層の真下に行う。なお、ある患者またはある適用においては、少し深い挿入が必要になることがある。

１つの態様において、この発明は、単一カニューレサイトで適用され、例えば、流入導管として少なくとも１つの管腔、流出導管として第２の管腔を有する多管腔カテーテルからなっている。多管腔カテーテルは、流入導管と流体が流れるように連絡された流入口を有している。この態様においては、血液が、多管腔カテーテルが挿入されているか、または、他の血管である第１末梢血管または非幹血管サイトから第１管腔の流入口に引き抜かれる。ポンプによって、血液は、第２末梢血管または非幹血管サイトに位置する第２管腔の遠端部にある第２(出)口を通って導かれる。この方法によって、上述したと同様の効果が得られるが、２つのサイトではなく、単一のカニューレサイトがあればよい。第２血管から引き抜かれてカニューレに流入し、カニューレから流出した血液は第１血管に導かれる。更に、流入用の管腔は、患者への挿入サイトにおける末梢血管または非幹血管かれ血液を抜き取るように位置し、流出用の管腔は動脈起始部の近傍の大動脈に位置する。

この発明のポンプは、連続的に流れるポンプ、拍動的に流れるポンプ、および／または、連続的、拍動的な流れを生じるこれらの混合であってもよい。ポンプは移植可能で、例えば、流入側の大腿動脈および流出側の左腋窩動脈等の２つの血管に流体が流れるように連絡されて使用される。なお、他の末梢または非幹動脈および静脈血管であってもよく、これらを単独にまたはこれらの組み合わせでもよい。他の態様においては、連続に流れるポンプおよび拍動して流れるポンプを並列にまたは直列に結合して適用してもよく、同時にまたは交互に作動させてもよい。他の態様においては、回転ポンプを使用し、同期して同一方向または逆方向、または、相がずれたこれらの中間に制御することができる。

この発明のシステムの全体が、大規模の侵襲性を伴うことなく経皮的に移植される。例えば、ポンプは鼠けい部に移植されて、流入導管がその近くの大腿動脈または腸骨動脈に取り付けられ、流出導管が肩の近くの腋窩動脈に取り付けられる。流出導管はポンプから皮膚の下を通って腋窩動脈まで掘り進んで適用される。他の態様においては、ポンプおよび導管は、経皮的に非幹血管を通って血管内に適用される。このような態様においては、ポンプは非幹血管内に位置し、または、非幹血管を通るサイズおよび形状であり、経皮的な挿入または手術切開によって導入され、流出および流入導管を伴っても伴わなくてもよい。ポンプは血液が導かれる導管内に配置されてもよく、ケージのような配置でポンプブレードが内膜を傷つけないように遮蔽する開かれたハウジング、または、流入および流出導管がそれぞれ取り付けられる入口および出口を備えた閉じられたハウジング内に配置されてもよい。

移植されると、ポンプは好ましくは移植可能な電源、例えば電池によって電力を供給される。移植可能な電源は、ＲＦ誘導システムによって外部から充電され、または周期的に置き換えられ、および／または、人体（例えば、筋肉、ケミカル、熱）からエネルギーを引き出す自家発電電源であってもよい。ポンプは、体外に延びて制御される回転駆動ケーブルによって電力を供給されてもよい。

更に、この発明は患者の血液の循環を補助する方法であって、患者の心臓にその如何なる部品も結合することなく患者の心臓の負荷を軽減することができる方法である。この発明の方法は、平均的サブカーディアックな流量で血液流を生じるポンプを埋め込み、ポンプはそれに取り付けられた流入および流出導管を備え、開かれたまたは閉じられたハウジングに収められており；流入導管の遠端部を最小侵襲性で第１末梢血管または非幹血管に流体が流れるように接続して、患者の第１末梢血管または非幹血管からポンプに血液を流し；流入導管を皮下に挿入し；流出導管の遠端部を最小侵襲性で第２末梢血管または非幹血管に流体が流れるように接続して、ポンプから出て患者の第２末梢血管または非幹血管に血液を流し；ポンプを作動させて患者の循環系を通って血液を潅流させるステップからなっている。抹消血管は腋窩動脈であり、流出導管の遠端部の接続は、充分な血液流が四肢に導かれて四肢の虚血を防止し、腋窩動脈の内膜を損傷することなく大動脈に向かって充分な血液が流れるように行う。四肢の虚血および内膜の損傷を避ける配慮は、第２末梢血管または非幹血管としてどれを選択しても必要である。

他の１つの適用においては、ポンプは同期的制御が可能であり、ポンプの作動は、等容性収縮期においてポンプから血液の送り出しを開始し、収縮期に続いて大動脈弁が閉じるときに血液の送り出しをとめるステップを備えている。患者およびこの発明のシステムの特別な配置によって、この発明の方法によると、循環を補助しながら心臓の後負荷および／または前負荷を低減することができる。例えば、１つの適用においては、第１および第２血管はそれぞれ大腿動脈および腋窩動脈であり、または、大腿動脈および大動脈である。この発明の利点を効果的に得るために、他の数々の組み合わせが考えられる。

この発明の方法の他の態様においては、ポンプは移植されず、容易に取り外し可能なカニューレ等のコネクタを使用して、第１および第２血管に流体が流れるように流入および流出導管が経皮的に接続され、各導管の遠端部を血管に接続する。

この発明の重要な利点はＩＡＢＰの利点を利用することにある。その際、体外装置を必要とせず、または、バルーンまたは血管を部分的に遮断する類似の埋め込みを必要としない。ＩＡＢＰの利点に加えて、患者の負荷を低減する利点がある。この発明は単純で長期使用が可能である。

この発明の他の利点は、動脈特に大動脈血液の組織的な混合を強化することができることにあり、それによって、大動脈の動脈側分岐から供給される酸素運搬能力の高い血液を臓器に運ぶ。これによって、低心拍出量または低血流になる他の病気を患った患者において時々生じる下行大動脈における血液流の問題を解決する。血液流から生じる下行大動脈内における混合が不足すると、大動脈の中央部における赤血球および栄養素の濃度が高くなり、大動脈壁近くの赤血球の濃度が低下する。その結果、大動脈から分岐動脈へ、低ヘマクリット血液が流れ込む。血液流の問題への対応が必要な場合には、この発明の方法は、患者のある種のパラメータを評価し、大動脈内における乱流を確保して血液の混合を強化するためのポンプの最小出力を決定するステップを備える。この方法の１つの態様においては、この発明のシステムを患者に適用する前および／または後に下行大動脈を通る血液流に対するレイノルズ数および平均Womersley数を決定して、それに従ってポンプを調整するステップを備えている。

ここに添付した図面を参照して、この発明の態様について更に詳細に説明する。しかし、ある態様はここに記載した利点の全てを備えているが、他の態様は一部の利点を備えすべての利点を備えていないことに留意すべきである。
この発明は心臓外の心臓補助システムを提供する。即ち、この発明は、心臓および大動脈に直接接続することなく血液の潅流を補助する。このように、この発明においては、主要な侵襲的手術を施す必要はない。更に、この発明は、収縮期（負荷後）における大動脈起始部における圧力を減少し、および/または、左心室拡張終期圧および容量（負荷前）を減少して、心臓にかかる血液学的な負荷および負担を少なくする。

図２に示すように、不具合な心臓１４および大動脈１６を有する患者に適用されたこの発明の第１の態様を示す。心臓および大動脈から、右鎖骨下動脈１８、右頚動脈２０、左頚動脈２２および左腋窩２４を含み、末梢腕頭血管が伸びている。下行大動脈から、末梢血管、左右大腿動脈２６、２８が伸びている。
第１の態様１０は、柔軟な導管への結合のための流入導管３４および流出導管３６を有するポンプを備えている。ポンプ３２は好ましくは回転ポンプ、軸型であっても遠心型であってもよく、勿論、商業上利用できるかカスタマイズされた他の型のポンプを使用することができる。何れの場合も、ポンプは、好ましくは、胸部外で、大きな侵襲手術を必要としない例えば患者の腿の付け根付近に経皮的に移植が充分可能なほど小さいことが必要である。この発明は心臓外システムであるので、弁は必要ではない。ポンプおよび/または流入導管を通る意図しない逆流は患者に危害を及ぼさない。

使用する形式または状態にかかわらず、この発明のポンプ３２は、心臓の流量より低い（サブカーディアック）流量、即ち、健康な心臓の平均流量の５０％以下（それ以上であっても有効であるが）で血液を送るようなサイズである。このように、この発明のポンプ３２は、適用される要望および/または必要とされる心臓の補助によって、０．１から３リットル/分の範囲の容積流量で血液を送り出すサイズおよび形状である。例えば、進展した鬱血性心不全を経験した患者に対しては、２．５から３リットル/分の平均流量のポンプを使用することが好ましい。他の患者、極低レベルの心不全の患者においては、０．５リットル/分以下の平均流量を有するポンプを使用するのが好ましい。他の患者においては、圧力を使用して、心臓によって生じる血液流を補強する圧力波発生装置であるポンプを使用するのが好ましい。

１つの態様において、選ばれたポンプは、連続的に流れるポンプであって、循環系を通る血液の潅流は連続している。他の態様において、選ばれたポンプは、同調的に作動する。即ち、同一方向または逆方向に拍動モードで作動する。
同一方向の作動では、ポンプ３２は一般的に収縮期間に作動して血液を送り出し、作動は例えば等容性収縮間、大動脈弁が開く前または大動脈弁が開くときに始まる。収縮に続いて大動脈弁が閉じられる間、ポンプは静止する。作動の停止は例えば大動脈弁が閉じるときである。

逆方向の作動では、ポンプ３２は一般的に拡張期間に作動し、作動の停止は例えば、等容性収縮前またはその間である。このような適用は、冠動脈血液潅流を可能にし、そして/または強化する。この適用においては、ポンプは、大動脈弁が開いた後、収縮期の残りの間静止して、心臓が送り出す負荷を小さくする。大動脈の開放は、開閉間を含み、血液がそれを通って流れる。

同一方向または逆方向の指定は、一般的に識別子であって、ポンプが作動を開始および停止するとき、患者の心臓のサイクルの特定の点に限定されない。むしろ、収縮期、拡張期のそれぞれの間に少なくとも一部ポンプが作動する状態をいう。例えば、ポンプは、ここの記述した正確な同一方向または逆方向のからずれて作動され、しかも、患者の特定の要望または好ましい結果によって、同期する。ポンプの作動をシフトして、等容性収縮の前または後に開始し、または、等容性拡張の前または後に開始する。

更に、鼓動するポンプは作動して、患者の心臓と非同期で脈打つ。典型的には、患者の心臓が不規則に鼓動するとき、ポンプを非同期で鼓動させたい。そうすることによって、心臓外ポンプシステムの血液の潅流はより規則的であり、器官に酸素を効果的に供給することができる。患者の心臓が規則的ではあるが、弱く鼓動するとき、心臓外ポンプシステムの同期鼓動が好ましい。

ポンプ３２はモータまたは他の駆動手段によって駆動され、好ましくは、プログラム可能なコントローラ４２によって制御される。プログラム可能なポンプは必要により、ポンプを鼓動状態で作動させ、ポンプの速度および出力を制御することができる。同期的制御のために、コントローラ４２にフィードバックを付与するＥＫＧで患者の心臓をモニタする。好ましくは、コントローラ４２は外部手段の使用によってプログラムされる。これは、移植可能なペースメーカ内出使用される共通の型のＲＦテレメトリ回路を使用して行われる。コントローラは自動規制されて、速度の自動的な規制および／またはポンプの同期・非同期鼓動の規制を、圧力または患者のＥＫＧ等のパラメータをモニターするセンサからフィードバックに基づいて行う。更に、必要により、逆方向ポンプが使用され、その場合には、コントローラはポンプの駆動手段または羽根車の何れかを反対方向にすることができる。このようなポンプは、２つの末梢血管の間の循環方向の変換オプションが必要なときに使用される。

モータ４０およびコントローラ４２の電力は、電源４４によって与えられる。電源としては例えば、図示しない外部誘導源によって充電可能な電池、電池に電磁的に結合されて充電を誘導するＲＦ誘導コイル等がある。他の電源として、患者の身体、例えば患者の筋肉、ケミカル、熱から直接エネルギーを引き出す装置を含む。システムは心臓の代わりをするのではなく、単に心臓の補助をするので、ポンプは、あきらかに生命に脅威を与えることなく、充電間一時的に停止することができる。

コントローラ４２および電源４４はあらかじめポンプ３２に組み込むか、その中に埋め込むのが好ましい。更に、ポンプ３２およびモータ４０を１つの位置に埋め込み、コントローラ４２および電源４４を他の位置に埋め込むことも考えられる。他の態様においては、ポンプ３２は外部から経皮的駆動線を介して駆動することができる。他の態様において、ポンプ、モータおよびコントローラは移植され対外の電源によって電力が供給される。後者の場合には、電源は患者の側面に取り付けられて、完全な歩行が可能である。

ポンプ３２の入り口３４は柔軟な流入導管５０および流出導管５２に結合されて、血液流を１つの末梢血管から他の末梢血管へ導く。流入導管および流出導管５０、５２は例えばＤａｃｒｏｎ、Ｈｅｍａｓｈｉｅｌｄ、Ｇｏｒｔｅｘ材によって作製することができる。他の合成材料であってもよい。更に、流入および流出導管５０、５２はバイオ材料または擬似バイオ材（ハイブリッド）でできていてもよい（例えば、合成骨格に支持されたバイオ組織）。流入および流出導管は好ましくは捩れを最小にして、患者の通常の動きによって血液流が阻害されない、また外部からの力によって簡単に圧迫されないものである。場合によっては、流入および／または流出導管はすでに商業的にポンプに取り付けられている。ポンプおよび流入流出導管の移植が必要なときには、導管の内径は２５ｍｍ以下が好ましい。それより少し大きくても効果はある。

この発明の１つの好ましい適用において、第１の態様が動脈−動脈の要領、例えば、図２に示すように、大腿−動脈結合で適用される。ここに記述する態様を使用して、動脈−大腿の結合も有効であることは当業者の理解するところである。この発明は、患者の末梢血管のどれにも適用することができることも当業者が理解するところである。図１１に示すように、第１の態様は、流入導管および流出導管が同一非幹血管に経皮的に接続されるように、適用される。

流入導管５０はポンプ３２の入り口３４に接続される第１近端部５６および第１末梢血管に接続される第２近端部５８を備えている。第１末梢血管は、右大腿動脈または他の末梢動脈でもよいが、好ましくは患者１２の左大腿動脈２６である。１つの適用において、流入導管５０と第１血管との接続は、端部と側面との接合である。図示しないが、流入導管が第２端部で別の血管に接続される、または同一血管の他の位置で接続されるような場合には、側面と側面との接合も導管の中央部で行われることもある。

同様に、流出導管５２はポンプ３２の出口３６に接続される第１近端部６２および第２末梢血管に接続される第２近端部６４を備えている。第２末梢血管は、右腋窩動脈または他の末梢動脈でもよいが、好ましくは患者１２の左腋窩動脈２４である。１つの適用において、流出導管５２と第２血管との接続は、端部と側面との接合である。図示しないが、流出導管が第２端部で別の血管に接続される、または同一血管の他の位置で接続されるような場合には、側面と側面との接合も導管の中央部で行われることもある。好ましくは、流出導管は第２血管と所定の角度で取り付けられる。所定の角度は、図２に示すようにポンプから大動脈および心臓に向かって主血液流をもたらし、一方で、手に向かって遠方に十分な流れを維持して手の虚血を防止する。

この発明の末梢血管または非幹血管への適用は、経皮的、例えば、皮膚または第１筋肉層の真下の浅い深さでおこなわれるのが好ましい。更に、この発明は、患者の胸腔への侵襲を避けるためにextrathoracicallyに適用されるのが好ましい。必要により、この発明の心臓外システム１０の全体が患者１２の中に、血管外に、血管内に、または、そのハイブリッドで移植されてもよい。血管外移植の場合は、ポンプ３２は例えば鼠けい部（ももの付け根）移植され、流入導管５０が液体が流れるように経皮的に例えばポンプ３２の近傍の大腿動脈２６に結合される。流出導管は、経皮的にもぐって例えば左腋窩動脈２４に進む。他の配置では、ポンプおよびそれに付随する駆動手段およびコントローラは、患者の皮膚の外側に一時的に取り付けられ、流入導管および流出導管５０、５２が経皮的に結合される。何れの場合にも、患者は繋ぎ管の制限を受けずに歩行できる。

図１１に示すように、この発明を使用する他の１つの方法は、流体が流れるようにポンプに接続された流入導管５０を経皮的に患者の非幹血管に流体が流れるように、接合によってまたはカニューレによって経皮的に接続し；流出導管５２を流体が流れるようにここに記述した必要な方法で同一血管に接続し；血管から流入導管、ポンプ、流出導管をそれぞれ通って、血管に血液を導くステップからなっている。図１２に示す適用においては、システムは患者の左腋窩動脈に位置する。他の方法は、流入導管を流出導管の上流側に配置するステップを備えている。なお、逆の配置も可能である。流入導管および流出導管の何れか一方が非幹血管を通って第２血管（例えば、左腋窩から腎臓分岐近くの大動脈）まで伸びていてもよく、これによって、血液は第１血管から第２血管、またはその逆方向に導かれる。

接合による接続が好ましくない場合には、導管５０、５２と末梢血管とを接続する特別なコネクタを使用することができる。図３に、この発明の第２態様を示す。そこでは、流入導管５０および流出導管５２が第１および第２コネクタ６８、７０を介して末梢血管に接続されている。各コネクタは３つの開口取り付け部を備えている。好ましい態様においては、コネクタ６８、７０は、近端部７４、遠端部７６および流入および流出導管５０，５２および血管を接続する所定角の分岐部７８を有する脈管内略Ｔ型の取り付け部７２を備えている。取り付け部７２の近端部および遠端部７４、７６は、取り付け部が位置する血管への接続が可能である。取り付け部７２の所定角の分岐部７８は血管を通る軸方向から何れの方向にも９０度以下である。その角度は、手に向かって遠く必要な流れを生じて手の虚血を防止し、大動脈方向に十分な流れおよび圧力を確保し、循環を補助し付加を減少し、一方で血管の内皮細胞の損傷を最小化または避けるように最適に選択される。他の態様においては、コネクタ６８、７０は図示しないスリーブであり、末梢血管の外側を覆って取り付けられ、スリーブ内ではコネクタ６８、７０にそれぞれ接続されると導管５０、５２から血液が流れるように血管に対して口が設けられる。

接合による結合を避け、または、導管を血管に結合することができる他の型のコネクタも考えられる。例えば、Ｌ型コネクタがあり、抹消血管の１つの方向から主として血液を引き抜く、または、ある末梢血管に主として血液を導く場合に使用される。図７に示すように、流入導管５０は末梢血管例えば左腋窩動脈に、Ｌ型コネクタを使用して液体が流れるように結合される。コネクタ３１０は近端部に入口３１２を備え、そして、血液がそれを通って流入導管５０内に流れる出口３１４を備えている。コネクタ３１０は、入口３１２の反対側の遠端部に位置する壁に更に複数の穴部３１６を備え、コネクタ３１０内に引き込まれた血液の一部が穴部３１６を通って、この態様では、特にコネクタの下流側に分岐される。大きさ、配置場所によっては、単一の穴でも有効である。コネクタは、血管に経皮的に適用される変形可能なＬ型カテーテルであってもよく、または、長期間使用のために血管の壁部に直接結合されてもよい。血管から血液を引き抜く際に、コネクタの下流側に血液流の一部を導くことによって、コネクタの下流側の虚血による損傷を防止することができる。虚血による損傷は、コネクタに流れた血液の大部分が血管から流入導管に分岐されるときにも起きる。カニューレが移植されているときには、血管への結合は、流入導管および流出導管と共にカニューレを介して行われる。

微小なコネクタの利点は、慢性うっ血性心不全の患者に適用できることにある。コネクタによると、取り外しが回数を重ねる状況のときに、この発明のシステムの導管と末梢血管との間を接合する必要がない。コネクタは第１および第２血管に半永久的に適用することができ、患者にこの発明のシステムを急いで結合することができるように分岐口にキャップを使用する。これによると、使用の都度、導管と血管とを接合し・接合されたものを取り外すことなく、患者はこの発明の利点を周期的に享受することができる。この発明を使用する必要が生じる都度、キャップを取り外し、速やかに導管をコネクタに取り付けることができる。

コネクタ７０の好ましい態様においては、分岐部７８は、図３に示すように、取り付け部７２の軸線から９０度未満の鋭角を形成している。これによって、流出導管５２から血管（即ち、左腋窩２４）に流れる血液の大部分が、心臓１４に向かって流れる。他の態様においては、取り付け部７２の近端部７４の直径は遠端部７６のそれよりも大きい。これによって、上述した角度を設けることなく同一効果を得ることができる。

コネクタの使用、不使用にかかわらず、血液を直接大動脈に向かって導くことによって、下行大動脈への並行流れが得られ、大動脈起始部の圧力を減ずることができる。このように、この発明は、患者の後負荷を減少するために適用することができ、血液を循環しながら、うっ血性心不全の回復に少なくとも寄与する。並行流れは拍動ポンプの作動位相および流出導管が接続される第２血管の選択による。

この発明は、その特性即ち、器官の要求に答える循環の補助によって、動脈−動脈の流路を形成するために適用される。静脈−動脈の流路の形成にも使用することができる。例えば、図４に示すように、この発明の１つの態様１０は、患者１２に適用され、流入導管５０が末梢静脈例えば左大腿静脈８０に接続される。この配置においては、流出導管５２は、末梢動脈の１つである左腋窩動脈に接続される。動脈−静脈の流路の形成も考えられる。流入導管が静脈に接続され、流出導管が動脈に接続される静脈−動脈の場合は、ポンプの大きさは十分に小さい流れが可能なサイズであって、それによって動脈内での酸素欠乏血液が許容できないレベルに達しないものである。末梢静脈への結合は末梢動脈に関して上述した方法を適用することができる。更に、流入導管および流出導管が別々の末梢静脈に接続される場合には、この発明を静脈−静脈の流路形成に適用することができる。更に他の態様は、２つの別々に配置されるポンプおよび導管の組み合わせを備えており、一方は静脈−静脈の流路であり、他方は動脈−動脈の流路である。ポンプの入口または出口の何れかで静脈血液と動脈血液が混合されるが、動脈血液に対する静脈血液の比率は、ポンプの入口または出口において８０％以上の動脈（飽和）が維持されるように制御しなければならない。動脈飽和は、パルスオキシメトリ、レーザドップラー、カロリメータ等の血液の酸素飽和を監視するために使用される他の方法によって測定または監視することができる。システムに流入する静脈血液流は、静脈側面接続から導管を通る血液量を規制することによって制御される。

患者の心不全が急性である場合、例えば、長くないと予測される場合、心不全の初期である（New York Heart Association Classification (NYHAC)における機能クラスIIまたはIIIの患者）場合には、部分的に外側からこの発明の適用が考えられる。図５から図１０に示すように、この発明の第３態様１１０が、ポンプ１３２およびそれに伴う駆動手段およびコントローラは体外に配置しながら、患者１１２の２つの末梢血管に経皮的に接続される。ポンプ１３２は、２つの末梢血管への接続のために、流入導管１５０および流出導管１５２を備えている。流入導管１５０は第１端部１５６および第２端部１５８を備え、第２端部は第１末梢血管（例えば大腿動脈１２６）にカニューレによって接続されている。カニューレ１８０は流入導管１５０の第２端部１５８に密閉状態で接続される第１端部１８２を備えている。カニューレ１８０は更に手術開口１８６または図示しない導入シースを通って血管（例えば、大腿動脈１２６）内に挿入される第２端部１８４を備えている。

同様に、流出導管１５２は第１端部１６２および第２端部１６４を備え、第２端部は第２末梢血管（例えば図５に示す左腋窩動脈１２４、図１０に示す右大腿１２７）にカニューレ１８０によって接続されている。流入カニューレと同様に、流出カニューレ１８０は流出導管１５２の第２端部１６４に密閉状態で接続される第１端部１８２を備えている。流出カニューレ１８０は更に手術開口１９０または図示しない導入シースを通って第２血管（例えば、左腋窩動脈１２４または右大腿１２７）内に挿入される第２端部１８４を備えている。図１０に示すように、流出カニューレの第２端部１８４は、動脈、例えば左鎖骨下近傍の動脈に延びている。必要により、左鎖骨下動脈、または左腋窩動脈内で終わってもよく、腸間膜動脈、または腎臓動脈内で終わってもよく、何れの場合も、カニューレは主動脈（この場合は大動脈）の少なくとも１部を通過する。更に、必要により、心臓外システムに引き抜かれた血液は下行大動脈（またはそこから分岐する動脈）に始まり、大動脈でも肺動脈でもない血管に導かれる。経皮的な適用によって、この発明は、移植を必要とせず、血管との接合による接続をすることなく、一時的に適用することができる。

患者の血液における熱エネルギーの損失を最小限にする手段が与えられれば、この発明を体外で使用することができる。血液における熱エネルギーの損失を最小限にする手段は、例えば、加熱された浴からなっており、そこを流入導管および流出導管が通過する。または、手段は、流入導管および流出導管の外部に取り付けられた熱素子でもよい。図９に示すように、他の態様は、流出導管の周りに、その中に１以上の熱素子が通っている絶縁被覆４０２を備えている。熱素子の電源は例えば図示しない電池によって供給されてもよい。熱素子の１つの利点は、必要により、患者が歩行できることである。体外を移動している間に患者の血液の温度が許容レベルを維持することができる、当業者に公知の他の手段であってもよい。

特別なコネクタを使用することなく、その都度、短時間の場合には、第３の態様の変形も必要により使用することができる。この変形によると、流入導管および流出導管の第２端部が対応する血管により永久的に、例えば接合により接続される。即ち、接続される血管の近くの各導管の一部が経皮的に移植され、患者の外部に露出した導管の第１端部を包む取り外し可能なキャップを備えている。血液の循環を補助する循環流路が必要なときは、経皮的に露出して位置する各導管のキャップを外し、ポンプ（またはそれに取り付けられた流入および／または流出導管を伴う長さのポンプ）を露出した導管の間に挿入してもよい。この点に関して、患者は、血管からその都度導管を取り外しすることなく、この発明の利点を享受することができる。

この発明の他の態様は、複数の流入導管および／または流出導管を備えている。例えば、図６に示すように、この発明の第４の態様２１０は、複数の流入導管２５０Ａ、２５０Ｂおよび複数の流出導管２５２Ａ、２５２Ｂと流体が流れるように連絡されている。各対の導管は、概ねＹ形の収束点２９６で収束する。収束点では、流入端では収束し、流出端では分岐する。各導管は別々の末梢血管に接続される。なお、遠隔部の同一血管に２つの接続をしてもよい。１つの配置として、４つの導管が末梢動脈に接続される。別の配置では、１以上の導管が静脈に接続される。図６に示す例では、流入導管２５０Ａは左大腿動脈に接続され、流入導管２５０Ｂは左大腿静脈２７８に接続されている。流出導管２５２Ａは左腋窩動脈２２４に接続され、流出導管２５２Ｂは左頚動脈２２２に接続されている。導管と血管との接続は、上述したように、接合による接続または特別なコネクタによる接続によって行われる。更に、図６の態様は、患者に最も適合する如何なる末梢血管の組み合わせにも適用することができる。例えば、１つの流入導管および２つの流出導管、あるいは、その逆も望ましい。流入または流出側に、２以上の導管を使用する。その際、流入導管の数は流出導管の数と必ずしも一致する必要はない。

必要により、この発明のシステムは、リザーバを更に備えており、リザーバは導管内に含まれてもよく、流入導管と流体が流れるように連絡してもよい。リザーバは、好ましくは血栓を形成しない材料で作製される。図９に示すように、リザーバ４２０は流入導管１５０と流体が流れるように管で連絡している。リザーバ４２０は、流入導管が位置する末梢血管の中で得られる血液の量をポンプの要求が一時的に超えているときに、ポンプの出力が調節されるまで、システム内に十分な血液を維持するように機能する。リザーバは末梢血管からの血液の過度の流出のリスクを少なくする。過度の流出は心臓の送出力が既に減少したベースラインよりも更に減少したとき、または、例えば敗血性ショックと共に生じる血管拡張があるときに生じる。この発明を患者に始めて適用するときには、リザーバには塩等の受容される溶液を入れておくこともある。

他の態様においては、この発明のシステムは、多管腔カテーテルを備えている。それによって、流入導管および流出導管を末梢血管に流体が流れるように連絡したまま、単一のカニューレサイトに挿入して、この発明のシステムを適用することができる。図８に示すように、多管腔カテーテル５１０は左大腿動脈挿入されて、下行大動脈を通って多くの位置の１つに導かれる。血液を、左鎖骨下動脈等の動脈枝の近くの下行大動脈、または、例として図２に示すように抹消腸間膜動脈３０に直接送り込むことができる。好ましくは、多管腔カテーテル５１０は流入導管５１２を備えており、流入導管は、カテーテルが十分に挿入されたとき、左大腿動脈２６内に位置するので、左大腿動脈から引き抜かれた血液は、流入ポート５１２を通ってカテーテルの第１管腔５１４に導かれる。この血液はカテーテル内の第２管腔５１６を通って送くられ、そして、カテーテル５１０の遠端にある流出口５２０を通って送り出される。流出口５２０は例えば腸間膜動脈３０内に位置しているので、血液は左大腿動脈２６から腸間膜動脈３０へ流れる。好ましくは、患者が歩行を希望する場合には、多管腔カテーテル５１０は充分柔軟性があり、弾力性のある材料で作製し、カテーテルが患者の血管内にあるときも、血管外傷を生じることなく患者が動き回ることができる。

いくつかの態様について上に説明したように、この発明の心臓補助システムの利点の１つに、患者が歩行できることがある。必要により、システムを携帯型に設計することによって、直接患者が携帯することができる。図９に示すように、必要により、ベルト紐６１２を備えた携帯用ケース６１０を使用して、その中にポンプ、電源および/またはコントローラ、流入および/または流出導管の一部を収納する。更に、肩紐または、背負いまたはファニーパック等他のやり方を使用することによって効果的な携帯が可能になる。図９に示すように、血液は流入導管を通って携帯ケース６１０内に収納されたポンプ内に引き抜かれ、そこで流出導管を通って患者に流れる。

この発明の他の態様においては、適用を最小の侵襲性で行い、血管潅流の補助および心臓負荷の低減という利点が得られる。即ち、この発明の心臓外ポンプシステムは、非幹血管を通って挿入可能で、所望の効果が得られるように、所望の部位に血管内移植が可能なサイズおよび形状のポンプを備えてもよい。図１２に示すように、この発明の血管内に移植する態様７１０は、図に示すように、患者の血管内において使用され、１以上の回転可能な羽根車ブレード７１４を有するポンプ手段７１２を備えている。勿論、他のポンプ手段であってもよい。例えば、アルキメデススクリュー、ワームポンプ等、何れも、血液がポンプ手段の入口の上流側からポンプ手段を通って、ポンプ手段の出口の下流側まで軸方向に沿って導かれる。回転ポンプのように１以上の羽根車が使用されるが、羽根車はハウジング７２０内のシャフト７１６螺旋状に支持されている。ハウジング７２０は図に示すように開くことができ、ハウジングの壁面が開き血液がそこを通って流れる。必要により、ハウジングは図示しない血液がその中を通るチャンネル状の入口および出口以外は完全に閉じられてもよい。何れの場合も、この発明は、ポンプが内在する血管を通って流れる血液の運動エネルギを補助するように機能する。

この態様のポンプの羽根車のブレード７１４は当業者に公知の方法によって駆動することができる。図１２に示す態様においては、ポンプの羽根車は回転ケーブル、または、駆動ワイヤ７２２を介して駆動手段７２４によって機械的に駆動される。駆動手段は、体内（血管内・外）、体外の何れに位置してもよい。図に更に詳細に示すように、駆動手段７２４は、電池または外部電源からエネルギが供給されるモータ７２６を備えている。ポンプは内部または外部駆動によって電磁的に駆動してもよい。好ましくは、図示しないコントローラを備え、ポンプが連続的にまたは拍動的に作動するように制御する。

図１２に示す血管内態様の各種変形が図１３および図１４に示されている。図１３に示す態様においては、この発明は、ポンプ手段８１２を備えた血管内心臓外システム８１０からなっており、ポンプ手段はここに記載した手段の１つであり、ポンプ手段は移植可能な、必要により血管内に移植可能なサイズおよび形状の手段を含みここに記載したものの１つによって駆動される。直径Ａを有する血管（例えば、下行大動脈）に対して、ポンプ手段は好ましくは幾分小さい直径Ｂを有している。ポンプ手段８１２は導管８２２内に収納された入口８１６および出口８２０を有するポンプ８１４からなっている。または、ポンプ手段は、ポンプおよびポンプ８１４の入口および出口に流体が流れるように連絡された流入導管および流出導管を備えていてもよい。導管８２２は図に示すように相対的に小さく、または、所定の血管内または隣接するまたは入口、出口、その両方における遠隔の血管内に延伸してもよい。他の態様においては、血管内（配置）ポンプ手段は、多管腔カテーテルの１つの管腔内に配置される。例えば、カテーテルが左大腿動脈に適用されると第１管腔は左鎖骨下近傍の大動脈内に延伸し、ポンプ手段は第１管腔内の所定部位に位置し、そして、第２管腔は、短く、左大腿または左腸骨内に延伸する。

図１３に示すポンプ手段の場合は、手段は機械的に駆動される回転ポンプからなっている。図１４に示すように、血管内(配置)心臓外システムはポンプ手段８１２の近傍に位置する追加の導管８３０を更に備えており、ポンプ手段を流れる血液の流れと平行に軸方向に血液が流れる特定流路を形成する。図１４に示すポンプ手段の場合には、手段はケーブルの軸方向に沿って血液を導く血液誘導手段を備えた回転ケーブル８３４を備えている。必要により、他の型のポンプ手段を追加の導管８３０と共に使用してもよい。

ここに記述した血管内(配置)心臓外システムは、当業者に公知のまたはそれらの自明な変形の方法によって、患者の血管系（脈管構造）に挿入される。使用の１つの方法において、経皮的にまたは外科開口によって非幹血管内に挿入されて、所定の部位まで進められるカテーテルの中に、システムが一時的に収納される。カテーテルはシステムから離隔して引き抜かれるので、システムの作動と干渉することはなく、また、必要により、患者からシステムを引き抜くこともできる。

この発明の重要な利点は、特に大動脈における動脈血の組織的な混合を強化する能力にある。このような強化された混合によって、酸素運搬能力の高い血液を器官に配達することができる。この発明を使用する混合を強化する方法は、好ましくは患者のある種のパラメータを評価して、ポンプの最小出力を決定するステップを備えており、心臓の心拍出量と組み合わせて大動脈に乱流を生じさせて混合を強化する。

通常の心拍出量の間の大動脈弓における血液流は、収縮末期の乱流として特徴がある。パイプおよび容器を通る流体の流れにおける乱流は、流体内の粒子を均一に分散させることが知られている。下行大動脈における乱流は大動脈内における血液組織の均質性を高めると信じられている。粘性流体の層流は、流体が流れるパイプおよび容器の中央部において濃度が高くなることも知られている。心不全の間に経験するように、低い流れの状態においては、血液組織の混合が少なくまたは不十分であると、大動脈の分岐点から末梢臓器および組織において栄養素の濃度が低くなることも信じられている。その結果、大動脈から分岐動脈に流れ込む血液は、マトクリットが低く、特に、腎動脈、腹腔動脈、脊髄動脈および上下腸間膜動脈に流れ込む血液が低い。その理由は、これらの分岐点は大動脈の周辺から引き抜くからである。この現象そのものの効果は、これら分岐動脈に流れ込む血液は酸素運搬能力が低く、酸素運搬能力はヘマトクリットおよびヘモグロビンの酸素飽和に直ちに比例するからである。このような状況の下では、これらの器官は虚血に関係する病理を経験する。

大動脈における血液の流れの現象および血液細胞の中央腔部における不十分な血液の混合は、大動脈における血液流に対するレイノルズ数（ＮＲ）が２３００未満のときに生じると信じられている。大動脈に充分な血液の混合が生じて、腔の中央において血液細胞の濃度が高くならないようにするのを確実にするために、
この発明を適用する方法は、ポンプの出力を調整して器官分岐の上流側における下行大動脈における乱流、即ち、完全な収縮拡張のサイクル内で２３００以上の
レイノルズ数のピークを示す流れを達成するステップを更に備えている。患者を通る流れは連続ではなく拍動であるので、大動脈を通る血液流が所望の速度（所望のレイノルズ数）に達する頻度を考慮しなければならない。従って、この発明は患者の心拍の回数の関数である平均Womersley数（Ｎｗ）を計算するステップを含む必要がある。２３００以上のレイノルズ数のピークが、同一血液流に対して、対応するWomersley数が概ね６以上であるときに達成されるのが好ましい。

即ち、この方法は、血管の直径、および、大動脈を流れる流体の速度および粘性を決定して下行大動脈を流れる血液のレイノルズ数を計算するステップを備える。レイノルズ数は下記式に従って計算される：

ここで、Ｖは流速、ｄは血管の直径、υは流体の粘性を示す。

大動脈を流れる血液の流速は大動脈の断面積およびその中を流れる容量の関数であって、後者は患者の心拍出量およびこの発明のポンプの出力によって決まる。流速は、次の式で計算することができる：

ここで、Ｑは単位時間当たりに血管（例えば大動脈）を通過する血液の容量であり、ｒは大動脈の半径である。ポンプ出力と流速の間の関係が既知、または、別個に決定できれば、患者の心拍出量は、この発明の一部であるサブカーディアックポンプによって補助されるという知識によって、血液の流速Ｑは患者の心拍量のみからなっている。しかし、必要により、心拍出量とポンプの出力の組み合わせであるＱを計算する前に、この発明のシステムは患者に適用されて使用される。

Womersley数は次のように計算される：

ここで、ｒは評価する血管の半径、ωは患者の心拍の周波数、υは流体の粘性を示す。２３００以上のレイノルズ数のピークに対して、Womersley数が６以上であることが好ましい。しかし、同値が５でも許容される。

（ｉ）患者の血液の粘性（通常約３．０ｍｍ２／ｓｅｃ（運動学的粘性））、（ｉｉ）患者の心拍出量（勿論ＣＨＦのレベルによって変化する）、（ｉｉｉ）患者の下行大動脈の直径（患者によって異なり、平均的な成人で約２１ｍｍ）を決定することにより、患者の心臓サイクルの間に２３００以上のレイノルズ数のピークを達成するに必要な大動脈を通る速度になる流速Ｑを決定することができる。このＱの決定に基づいて、この発明のポンプの出力を調整して、大動脈を通る所望の乱流特性を達成し、血液の混合を強化することができる。

大動脈の直径を測定するために、超音波（例えば、心エコー検査法または腹部超音波検査）を用いることができる。大動脈の直径は下行大動脈の基部から腹部にかけて相対的に均一である。更に、熱希釈カテーテルまたは当業者にとって公知の他の技術を使用して心拍出量を測定することができる。更に、公知の方法、例えば、毛管粘度計を使用して患者の血液の粘性を測定することができる。多くの場合において、この発明の態様を適用することによって、システムをより微細に調整する基板を提供して、患者の利益に沿った最適のシステムにすることができる。この発明によって考えられている他の方法として、患者のパラメータを評価するステップを備え、当業者がこのシステムを最適化し、患者の脈管構造の中での充分な混合を確保するものがある。

各種態様に適用されるこの発明の特徴を説明したが、この装置および方法の形式の変形および詳細は、この発明の精神から逸脱することなく、当業者が容易にできる。従って、この発明の範囲は上述した説明ではなく、ここに添付した特許請求の範囲によって示されている。

この発明の特徴および利点は図面を参照して説明される。これらはこの発明を説明するものであって、これらに限定するものではない。
図１は、左心室の頂から大動脈弓へのバイパスを示す、左心室補助装置として知られている心臓補助装置の概略図である。 図２は、患者の循環系への適用を示すこの発明の第１の態様の概略図である。 図３は、患者の循環系への適用を示すこの発明の第２の態様の概略図である。 図４は、患者への移植を示す図２に示す第１の態様の変形を示す概略図である。 図５は、患者の循環系への適用を示すこの発明の第３の態様の概略図である。 図６は、患者の循環系への適用を示すこの発明の第４の態様の概略図である。 図７は、血管内への挿入を示す流入Ｌ形コネクタの概略図である。 図８は、単一サイトで患者に適用する多管腔カテーテルを適用するこの発明の第５の態様の概略図である。 図９は、患者に直接適用するリザーバおよび携帯ハウジングを示すこの発明の第６の態様の概略図である。 図１０は、患者の循環系への適用を示す図５の第３態様の変形の概略図である。 図１１は、図２の態様の適用を示す、流入導管および流出導管が同一非幹血管に適用された状態の概略図である。 図１２は、非幹血管を通って挿入された血管内ポンプであって、流入導管および流出導管を含まず保護ハウジングに囲まれたポンプを適用するこの発明の第７の態様の概略図である。 図１３は、非幹血管を通って挿入された血管内ポンプであって、入り口および出口を有する導管内に収納されたポンプを適用するこの発明の第８の態様の概略図である。 図１４は、図１３の第８の態様の変形であって、ポンプを収納する導管の近傍に追加の導管を示し、ポンプは螺旋みぞに搭載されたシャフトを備えている概略図である。

符号の説明

１０ この発明のシステム
１４ 心臓
１６ 大動脈
１８ 右鎖骨下動脈
２０ 右頚動脈
２２ 左頚動脈
２４ 左腋窩動脈
２６ 大腿動脈
３４ 流入導管
３６ 流出導管
３２ ポンプ
４２ コントローラ
４４ 電源
６８ コネクタ
７２ 取り付け部

Claims (29)

1. 患者の心臓にその如何なる部品も接続せず、患者を通って血液の循環を補助する心臓外ポンプシステムであって、前記心臓外ポンプシステムは、
   患者を通って血液を心臓の容積流量より低い流量で送り込む形状のポンプ装置であって、通常の作動時には健康なときの患者の心臓の平均流量よりも実質的に低い流量を備えている前記ポンプ装置と、
   前記ポンプ装置に流体が流れるように結合される２５ミリメートル以下の内径を有し、非幹血管から前記ポンプ装置に血液を導く柔軟なチューブからなる流入導管と、
   前記ポンプ装置に流体が流れるように結合される２５ミリメートル以下の内径を有し、前記ポンプ装置から前記非幹血管に血液を導く柔軟なチューブからなる流出導管とを備え、
   それによって、前記血管への前記流入導管および流出導管の第１端部の結合は、最小侵襲の処置が可能なように皮下的になされていることを特徴とする心臓外ポンプシステム。
2. 前記ポンプ装置が回転ポンプを備えている請求項１に記載の心臓外ポンプシステム。
3. 前記ポンプ装置が拍動で作動する請求項１に記載の心臓外ポンプシステム。
4. 前記ポンプ装置が羽根車を備えている請求項１に記載の心臓外ポンプシステム。
5. 前記羽根車が螺旋形状からなっている、請求項４に記載の心臓外ポンプシステム。
6. 前記ポンプ装置が回転可能なケーブルからなっており、前記回転可能なケーブルはケーブルの軸方向に沿って血液を導く手段を備えている請求項１に記載の心臓外ポンプシステム。
7. 前記ポンプ装置はアルキメデススクリューからなっている、請求項１に記載の心臓外ポンプシステム。
8. 前記羽根車が駆動ワイヤを介してモータによって機械的に駆動される請求項４に記載の心臓外ポンプシステム。
9. 前記羽根車が離散的電磁駆動によって電磁的に駆動されている請求項４に記載の心臓外ポンプシステム。
10. 前記電磁駆動が移植可能な寸法および形状からなっている、請求項９に記載の心臓外ポンプシステム。
11. 前記電磁駆動が患者の脈管機構内に移植可能な寸法および形状からなっている、請求項１０に記載の心臓外ポンプシステム。
12. 前記ポンプ装置がウオームポンプを備えている、請求項１に記載の心臓外ポンプシステム。
13. 患者の心臓にその如何なる部品も接続せず、鬱血性心不全を経験した患者を通って血液の循環を補助する血管内・心臓外ポンプシステムであって、前記心臓外ポンプシステムは、
    患者を通って血液を心臓の容積流量より低い流量で送り込む形状のポンプ装置であって、通常の作動時には健康なときの患者の心臓の平均流量よりも実質的に低い流量を備え、患者の脈管構造内に位置している前記ポンプ装置と、
    前記ポンプ装置に流体が流れるように結合されて血液をポンプ装置に導く、患者の脈管構造内に位置する流入導管と、
    前記ポンプ装置に流体が流れるように結合されて血液をポンプ装置から離れるように導く、患者の脈管構造内に位置する流出導管とを備え、
    前記ポンプ装置、流入導管および流出導管が、最小侵襲で経皮的に挿入されていることを特徴とする血管内・心臓外ポンプシステム。
14. 前記ポンプ装置を収納し、ポンプ装置の上流側の位置からポンプ装置の下流側の位置へ血液を導く導管を更に備えている、請求項１３に記載の血管内・心臓外ポンプシステム。
15. 前記ポンプ装置が回転ポンプを備えている請求項１３に記載の血管内・心臓外ポンプシステム。
16. 前記ポンプ装置が拍動で作動する請求項１３に記載の血管内・心臓外ポンプシステム。
17. 前記ポンプ装置が羽根車を備えている請求項１３に記載の血管内・心臓外ポンプシステム。
18. 前記羽根車が螺旋形状からなっている、請求項１７に記載の血管内・心臓外ポンプシステム。
19. 前記ポンプ装置が回転可能なケーブルからなっており、前記回転可能なケーブルはケーブルの軸方向に沿って血液を導く手段を備えている、請求項１３に記載の血管内・心臓外ポンプシステム。
20. 前記ポンプ装置はアルキメデススクリューからなっている、請求項１３に記載の血管内・心臓外ポンプシステム。
21. 前記羽根車が駆動ワイヤを介してモータによって機械的に駆動される、請求項１７に記載の血管内・心臓外ポンプシステム。
22. 前記羽根車が離散的電磁駆動によって電磁的に駆動されている、請求項１７に記載の血管内・心臓外ポンプシステム。
23. 前記電磁駆動が移植可能な寸法および形状からなっている、請求項２２に記載の血管内・心臓外ポンプシステム。
24. 前記電磁駆動が患者の脈管機構内に移植可能な寸法および形状からなっている、請求項２３に記載の血管内・心臓外ポンプシステム。
25. 前記ポンプ装置がウオームポンプを備えている、請求項１３に記載の血管内・心臓外ポンプシステム。
26. 前記ポンプ装置の近傍に位置し、脈管構造内において、ポンプ装置への流入の上流側の点からポンプ装置内を通ることなくポンプ装置からの流出の下流側の点へ血液が流れる追加の通路を与える追加の導管を更に備えている、請求項１３に記載の血管内・心臓外ポンプシステム。
27. 第２流入導管を更に備えている、請求項１３に記載の血管内・心臓外ポンプシステム。
28. 第２流出導管を更に備えている、請求項１３に記載の血管内・心臓外ポンプシステム。
29. 非幹血管を通って脈管構造内に適用される寸法および形状の多管腔カテーテル、および、前記多管腔カテーテルの第１管腔内に位置して、血液を心臓の容積流量より低い流量で送り込むポンプ装置を備えた血管内・心臓外ポンプシステム。
    

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