JP2019103835A - 血液ポンプシステムと方法 - Google Patents

Abstract

【課題】血管の全体直径と内腔直径に持続的な増大が生じるのに十分な期間に亘り、末梢静脈又は動脈内の血液速度と壁剪断応力を持続的に上昇させることによって、末梢静脈及び動脈の全体直径と内腔直径を持続的に増大させるための血液ポンプシステムを提供する。【解決手段】血液ポンプ２５、血液導管、任意選択のセンサを有する制御システム及び電源を含み、患者の血管系に接続され、所望の速度と拍動で血液をポンプ輸送するように構成される。血液のポンプ輸送が必要に応じてモニタされて調節され、標的血管内の所望の上昇させた血液速度、壁剪断応力及び所望の拍動を維持して、標的血管の全体直径と内腔直径の持続的増大の速さと程度を最適化される構成とする。【選択図】図２８Ａ

Description

関連出願の相互参照

本出願は、２０１１年１１月２９日に出願された“血液ポンプシステムと方法（Ｂｌｏｏｄ Ｐｕｍｐ Ｓｙｓｔｅｍｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ）”と題する米国特許出願第６１／５６４，６７１号の優先権を主張し、また２０１１年８月１７日に出願された“血液ポンプシステムと方法（Ｂｌｏｏｄ Ｐｕｍｐ Ｓｙｓｔｅｍｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄｓ）”と題する米国特許出願第６１／５２４，７６１号(米国特許出願第１３／０３０，０５４号の一部継続出願である）の優先権を主張する。これは２０１０年２月１７日に出願された“静脈の全体直径を増大させるシステム及び方法（Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｔｏ Ｉｎｃｒｅａｓｅ ｔｈｅ Ｏｖｅｒａｌｌ Ｄｉａｍｅｔｅｒ ｏｆ Ｖｅｉｎｓ）”と題する米国仮特許出願第６１／３０５，５０８号の優先権を主張し、かつ、同時係属、同時出願の２０１２年８月１５日出願の“静脈及び動脈の全体直径を増大させるシステム及び方法（“Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｔｏ Ｉｎｃｒｅａｓｅ ｔｈｅ Ｏｖｅｒａｌｌ Ｄｉａｍｅｔｅｒ ｏｆ Ｖｅｉｎｓ ａｎｄ Ａｒｔｅｒｉｅｓ）”と題する国際特許出願第ＰＣＴ／ＵＳ１２／５０９７８号に関係し、かつ同時係属中の２０１１年８月１７日に出願された“静脈及び動脈の全体直径を増大させるシステム及び方法（Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｔｏ Ｉｎｃｒｅａｓｅ ｔｈｅ Ｏｖｅｒａｌｌ Ｄｉａｍｅｔｅｒ ｏｆ Ｖｅｉｎｓ ａｎｄ Ａｒｔｅｒｉｅｓ）”と題する米国特許出願第６１／５２４，７５９号、及び２０１１年１１月１９日出願の“静脈及び動脈の全体直径を増大させるシステム及び方法（Ｓｙｓｔｅｍ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｔｏ Ｉｎｃｒｅａｓｅ ｔｈｅ Ｏｖｅｒａｌｌ Ｄｉａｍｅｔｅｒ ｏｆ Ｖｅｉｎｓ ａｎｄ Ａｒｔｅｒｉｅｓ）”と題する米国特許出願第６１／５６１，８５９号に関係する。これらはすべて参照によりその全体が援用される。

本発明は、ポンプと導管と制御ユニットと電源とを含む血液ポンプシステムに関し、本システムは患者の動脈及び静脈中の局所的血流を持続的に上昇させるために使用することができる。具体的には本発明は、血液透析のバスキュラーアクセス部位やバイパスグラフト、又はより大きな直径の静脈や動脈が望まれるその他の手術や処置を必要とする患者において、静脈と動脈の全体直径と内腔直径とを持続的に増大させるために有用である。本発明はまた、末梢動脈疾患（ＰＡＤ）を有する患者の下肢などのそれを必要とする器官及び組織へ局所的血流上昇を与えることにも有用である。

米国には５０万人以上の慢性腎疾患（ＣＫＤ）患者がおり、新規のＣＫＤ患者は毎年１０万人以上である。例えば高血圧、糖尿病及び老齢人口などを駆動要因として、予想有病人口は年率４％で増加している。

血液透析はＣＫＤ患者の９２％が選択する処置である。それは血液透析又は他の何らかの処置を施さない限り、これらのＣＫＤ患者は死ぬことになるからである。血液透析処置を受ける典型的なＣＫＤ患者は、１週間に２〜３回は自分の血管系を血液透析器に接続させなければならない。血液透析には、一般的なバスキュラーアクセス部位の選択肢が３つある。推奨されるアクセス部位としては、動静脈フィステル（ＡＶＦ）があり、これは、好ましくは手首、あるいは前腕、上腕、脚又は鼠蹊部に、手術で形成する動脈と静脈との間の直接接続部である。別のアクセス部位の選択肢としては動静脈グラフト（ＡＶＧ）があり、これは手術で合成導管を介して形成する動脈と静脈との間の接続部である。主要なアクセス部位の最後の選択肢は、首、胸、脚又はその他の解剖学的位置にある大きな静脈中へ挿入されるカテーテルである。

ＡＶＦを利用する患者は、ＡＶＧやカテーテルを利用する患者に比べて罹病率が低く、死亡率も低く、また処置コストも低い。従って、手首へのＡＶＦが血液透析のためのバスキュラーアクセスとして推奨される形態である。ＡＶＧ又はカテーテルを利用する患者は、ＡＶＦ利用患者に比べると感染及び死亡の比率が実質的に高く、カテーテルを利用する患者は最も悪い結果となっている。さらに、ＡＶＧ又はカテーテルを利用する患者は処置の平均コストが高く、カテーテル利用患者のコストが最も高い。患者がＡＶＦに適格である場合、通常手首又は前腕が上腕でのＡＶＦよりも推奨される。これは、上腕では手虚血の率が高くかつ上腕の静脈部分は一般に短く、しかも深い場所にあるからである。

不幸なことに、患者の約８５％は、主として静脈と動脈の直径が小さすぎるために、手首でのＡＶＦに不適格である。更には、形成された全ＡＶＦの約６０％は、静脈と動脈の直径が小さいことに関係する、一般に“成熟不全”と呼ばれる症状の発生により、更なる手術とインターベンション処置なしでは利用することができない。より大きな直径の静脈と動脈が得られることは、ＡＶＦの適格性が上がり、成熟不全の比率が下がることに相関する。

現在のところ、静脈又は動脈の直径を永久的、かつ持続的に増大させる方法は少ない。現行方法のすべては、バルーン血管形成などのような機械的な拡張方法であり、静脈または動脈の損傷をもたらす可能性がある。医師がＡＶＦを形成するために、患者はある寸法の末梢の静脈と動脈を持つ必要があるので、末梢静脈又は動脈の寸法又は直径を持続的かつ恒久的に増大させる方法とシステムが要望される。

現在のところ、小さな心臓ポンプは存在する。しかしそのようなポンプは高価であり、四肢での使用の設計及び寸法とはなっていない。従って本分野においては、末梢の静脈と動脈の直径を安いコストで増大させるシステム、部品及び方法が必要とされている。更には、末梢の静脈と動脈の直径を増大させることのできるポンプ装置に対する必要性もある。

本出願は、静脈と静脈、好ましくは末梢の静脈と動脈の直径を増大させるために使用する血液ポンプシステムに関する。このシステムは、静脈又は動脈の直径を増大させるような方法で血液を移動させる機能がある。これは静脈又は動脈内に血液を放出（“押し込む”）か又は静脈又は動脈から血液を取り去る（“引き出す”）ことによって実行できる。いずれの方法によってもシステムは血管内の血流を増大させ、これが結局は血管直径の持続的増大をもたらす。そうして、システムと、より具体的にはポンプが機械的手段を利用して生物学的応答経路を活性化させて、静脈又は動脈の拡大又は“再形成”をもたらす。このシステムは、血液ポンプ、血液ポンプとの間で血液をやり取りする導管、血液ポンプをモニタして血液ポンプの運転を調整する制御システム及び電源を持っている。こうして、システムは例えば、一端を動脈中に、そして他端を静脈中に挿入することができる一群の部材を備え、それを作動させて血液がある速度でポンプ輸送されて、静脈又は動脈又はその両方の内皮にかかる壁剪断応力（ＷＳＳ）が、静脈又は動脈に持続的な拡大を起こさせるのに十分な期間に亘り上昇させられる。所望の血管直径の増大をもたらすように制御することができさえすれば、任意の種類のポンプが使用可能である。

容積式ポンプと回転式ポンプを含む様々な種類の血液ポンプを利用できるが、回転式のポンプが好適である。一実施形態では、回転式血液ポンプシステムに血液を受け取る入口と血液を放出する出口を画定する筐体を持ったポンプが含まれる。ポンプ筐体は、ベアリング上に懸吊された回転インペラを収納する大きさに設計されている。ポンプ筐体は、筐体の入口部分にある第１ベアリングと筐体の出口部分にある第２ベアリングとを持つことができる。血液は回転インペラに入りそこから出て行くが、その際インペラが血液の出て行く速度を上昇させる。上昇した速度は、ポンプ出口につながるポンプディフューザ内で血液が減速される際に圧力上昇として回復ないしは変換される。

別の実施形態では様々な種類の回転式血液ポンプが使用されてもよい。例えば、軸流ポンプ、斜流ポンプ又は好ましくは遠心血液ポンプを使用し得る。更に、様々なポンプインペラのベアリングを使用することができ、その中には、これに限定するものではないが、磁気ベアリング、流体潤滑ベアリング及び好ましくはピボット（接触）式のものが含まれる。同様に、これに限るものではないが、コレクタディフューザ又は好ましくは渦巻きディフューザを含む、様々な種類のポンプディフューザが使用されてもよい。

一実施形態において、ピボットベアリングを有する遠心血液ポンプが、血液を受け取ってインペラ上に向かわせる流入ディフューザのあるポンプ入口を画定するポンプ筐体を含む。このポンプ筐体は頂部ベゼルと筐体頂部から入口の中へ延びる頂部ピボットベアリングと、底部ベゼルと筐体底部から筐体の内部空間へ延びる底部ピボットベアリングとを備えている。ポンプはまた筐体内に懸吊されたインペラを含み、このインペラは更にインペラピボットを受けるベアリング孔を持っている。インペラピボットは入口部（頂部）ピボットベアリングと係合する第１端部と出口部（底部）ピボットベアリングと係合する第２端部を持っている。一実施形態において、インペラピボットの端部は凸型であり、各ピボットベアリングの少なくとも１端部は凹型である。別の実施形態において、インペラピボットの端部は凹型であり、ピボットベアリングが凸型である。インペラは、血液に接触して渦形室内部へ加速するように設計された、種々のフィン又はブレード構造を含むこともできる。例えば、インペラがインペラの頂部表面上にあって、インペラ中心からインペラの外部端部へ放射状に延びる複数のブレードを画定する。ブレードは血液をインペラの中央入口から外周出口へ向けて加速する。別の選択肢では、インペラにはブレードもフィンもなく、血液を移動又は推進する手段が含まれる。インペラは任意選択により、少なくとも１つの洗い流し孔、切欠き又は底面からインペラの中を通って頂面までインペラの中心軸と平行に延びる孔を含んでいる。孔はインペラの下及び底部ピボットベアリングの周りでの血液の滞留を防止するために設計されている。

血液ポンプは、インペラを作動させるように設計されたモータ、好ましくは電気モータを含む。一実施形態において、血液ポンプは、インペラに機械的に取り付けられた少なくとも１つの磁石と、筐体に機械的に取り付けられた少なくとも１つの電機子とを有する駆動モータを含んでいる。電機子は、インペラに取り付けられた少なくとも１つの磁石に起電力を誘起する。ポンプモータは、センサレスの逆起電力（ｂａｃｋ ｅｍｆ）整流を有する、軸方向空隙型ブラシレス直流（ＤＣ）トルクモータであってもよい。モータは、回転子の磁石にネオジウム鉄ボロン（ＮｄＦｅＢ）の焼結合金と、固定子に３層プレーナ“レーストラック”コイル構造とを用いる。モータは、直径に比べて軸方向の長さが非常に短い、パンケーキのようなアスペクト比を持つ。

血液ポンプシステムは、血管系のある位置に流体接続されてその位置から血液を受け取る第１端部と、ポンプに流体接続される第２端部との２つの端部を有する第１（流入）導管を含む、一つ又は複数の導管を有する。流入導管は血液をポンプへ送達する。血液ポンプシステムには、ポンプに流体接続されてポンプからの血液を受け取る第１端部と、血管系内のある位置に流体接続される第２端部との、２つの端部を有する第２（流出）導管がある。流出流は血液を血管系内のある位置へ送達する。

様々な実施形態において、血液ポンプシステムの導管は個別に２ｃｍ〜１１０ｃｍの間の長さがあり、合わせた長さが４ｃｍ〜２２０ｃｍの間であり、ポンプシステムの移植時を含めて、外科医又は他の医師によって所望の長さに切られてもよい。それぞれの導管は２ｍｍ〜１０ｍｍの間で、好ましくは４ｍｍ〜６ｍｍの間の内径を持っている。導管は少なくともその一部が、ポリウレタン（Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）又はＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）など）、ポリ塩化ビニル、ポリエチレン、シリコーンエラストマー、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ、例えばダクロン）及びそれらの組み合わせで形成されていてもよい。導管は更に弾性液溜を含んでいてもよい。

導管の一部又は全部は、編み込まれるか螺旋コイル形となったニチノールなどの形状記憶材料又はその他の自己拡張性材料か放射方向拡張性材料で強化されていてもよい。導管は、血管系と流体接続される面取りされた端部を持っていてもよい。端部は１０度〜８０度の間の角度で面取りされていてもよい。一つ又は複数の導管は、血管の内腔内又はその他の血管内の位置に配置されるように構成されている場合には、遠位端の壁に複数の孔や開口があってもよい。導管は半径方向に圧縮性のコネクタを用いてポンプに固定されていてもよい。

一実施形態において血液ポンプシステムは、血液ポンプと、血液ポンプシステムをモニタし、血液ポンプの運転を調整してその血液ポンプに流体接続された動脈又は静脈内の上昇した平均壁剪断応力を維持するようにする制御システムを含んでいる。制御システムは更に、静脈内の平均壁剪断応力を０．７６〜２３Ｐａの範囲、好ましくは２．５〜１０Ｐａの範囲に維持するように構成されている。別の実施形態では、制御システムは、血液ポンプに流体接続された動脈又は静脈内の上昇した平均血液速度をモニタし、かつ維持する。この実施形態では制御システムは、動脈又は静脈内の平均血液速度を１０ｃｍ／ｓ〜１２０ｃｍ／ｓ、又は好ましくは２５ｃｍ／ｓ〜１００ｃｍ／ｓの範囲に維持するように構成されている。いずれの実施形態においても血液ポンプシステムは、上昇した平均壁剪断応力又は上昇した平均血液速度を少なくとも１日、７日、１４日、２８日、４２日、５６日、８４日、又は１１２日の間維持するように構成されている。

血液ポンプシステムは所望の流速を達成して維持するための制御システムを持っていて、これには任意選択で、情報を受信して血液ポンプシステムのポンプの運転を制御するための制御装置を含むことができる。制御システムは最低でも、モータ速度の調節を手動で行うことが可能である。あるいは、自動（すなわち“スマートな”）制御システムを利用することも可能である。任意選択により、制御システムは、ポンプ内か導管か又は患者の血管系内に配置可能なセンサを含んでいる。制御装置は、逆起電力波形のゼロクロス点に基づいて、モータの回転速度を測定することが可能である。このゼロクロス点は、回転子の磁極反転を示している。モータの速度は入力電圧のパルス幅変調（ＰＷＭ）によって制御され、トルクは入力電流のＰＷＭによって制御される。制御装置はポンプモータの、電流と電圧などのその他の状態変数もモニタし、それによって、血液ポンプシステムを通る流速と、末梢血管内の壁剪断応力の両方を推定して制御することができる。制御装置は好ましくは、メモリと、ポンプモータ速度を制御し、モータ駆動電子装置および任意選択のセンサからの情報を解析して、コンピュータ可読媒体上に符号化された命令を実行するためのプロセッサと、を含む。血液ポンプシステムは、制御装置をポンプ及び任意選択のセンサに電気的に接続するためのケーブルを含んでいる。血液ポンプシステムはまた電源も含む。これは様々な実施形態において、制御装置の中に組み込まれていてもよい。様々な実施形態において、血液ポンプシステムへの電源は、移動可能（例えば再充電可能電池又は燃料電池）であっても、固定されたもの（例えば交流主電源に接続された電力盤ユニット）であってもよい。

制御システムは種々のソースから情報を取得してもよい。制御装置内のモータ駆動電子装置は、モータ速度、投入電力又はポンプの運転に必要な電流の内の少なくとも１つを測定することができる。他の実施形態では、制御システムは血液ポンプ又は導管内にセンサを含み、血液速度、血流速度、末梢血管内の血流抵抗、血圧、拍動指数、及びそれらの組合せの内の少なくとも１つを測定する。他の実施形態では、制御システムは患者の血管系内にセンサを含み、血液速度、血流速度、血圧、拍動指数、血管直径、及びそれらの組合せの内の少なくとも１つを測定する。

様々な実施形態において制御システムは、モータ速度、モータ投入電力、ポンプ流速、ポンプ圧力水頭、流出導管と標的血管との接合部付近の圧力、血管中での圧力低下、及びそれらの組合せなどの、制御装置及び／又はセンサからの情報を利用して、標的血管又は供与動脈又は静脈内の壁剪断応力を推定して所望の上昇レベルへ維持してもよい。本出願の目的に関して、“標的管”、“標的血管”、“標的静脈”又は“標的動脈”とは、全体直径と内腔直径の持続的な増大を生じるようにしてポンプ−導管アセンブリが移植、構成及び運転される場合に、全体直径と内腔直径を持続的に増大させる対象となる動脈又は静脈の特定部分を意味する。

様々な制御システムの方法が、血液ポンプシステムの運転を自動制御するために利用されてよい。一実施形態において、血管内の壁剪断応力を決定して制御する方法が、血液粘度を測定するステップと、血液ポンプシステム内又は血管内の血流速度を測定するステップと、血管の半径を測定するステップと、を含む。この方法はまた、測定された血液粘度と測定された流速と血管の半径とから血管内の壁剪断応力を決定するステップと、決定された壁剪断応力を所定の参照値と比較するステップと、決定された壁剪断応力が所定の参照値に近くない場合に血液ポンプ速度を調節するステップと、を含む。これらのステップは、決定された壁剪断応力が所定の参照値に近づくまで繰り返される。

別の実施形態において、血管内の壁剪断応力を決定して制御する方法が、血液粘度を推定するステップと、血液ポンプシステム内又は血管内の血流速度を測定するステップと、血管の半径を測定するステップと、を含む。これらのステップにはまた、推定された血液粘度と測定された血流速度と血管の半径とから壁剪断応力を決定することと、決定された壁剪断応力を所定の参照値と比較することと、決定された壁剪断応力が所定の参照値に近くない場合に血液ポンプ速度を調節することが含まれる。これらのステップは、決定された壁剪断応力が所定の参照値に近づくまで繰り返される。

一実施形態において、血管内の壁剪断応力を推定して制御する方法が、血液粘度を推定するステップと、電圧、電流又はポンプ速度から選択される血液ポンプシステムの少なくとも１つのモータの状態変数を測定するステップと、血液ポンプシステム内の血流速度を推定するステップと、を含む。このステップにはまた、血管内の圧力を測定し、推定した血流速度と測定した血管内の圧力とから血管の血管抵抗を決定し、血管の半径を推定することも含まれる。このステップには更に、推定された血液粘度と推定された血流速度と血管の半径とから壁剪断応力を決定することと、決定された壁剪断応力を所定の参照値と比較することと、決定された壁剪断応力が所定の参照値に近くない場合にポンプ速度を調節することが含まれる。これらのステップは、決定された壁剪断応力が所定の参照値に近づくまで繰り返される。

別の実施形態において、血液ポンプシステムを用いて血管内の壁剪断応力を推定して制御する方法が、血液粘度を推定するステップと、電圧、電流又はポンプ速度から選択される血液ポンプシステムの少なくとも１つのモータの状態変数を測定するステップと、血液ポンプシステム内の血流速度と圧力水頭を推定するステップと、を含む。このステップにはまた、推定された血流速度と推定された圧力水頭から血管の血管抵抗を計算し、血管の半径を推定し、推定された血液粘度と推定された血流速度と血管半径とから壁剪断応力を決定することも含まれる。このステップには更に、決定された壁剪断応力を所定の参照値と比較し、決定された壁剪断応力が所定の参照値に近くない場合に血液ポンプ速度を調節することが含まれる。これらのステップは、決定された壁剪断応力が所定の参照値に近づくまで繰り返される。

一実施形態において、血液ポンプシステムを用いて血管内の壁剪断応力を推定して制御する方法が、血液粘度、血流速度、血液ポンプシステムの圧力水頭及び血管の半径から成る群から選択される少なくとも１つの要素を推定するステップと、電圧、電流及びポンプ速度から成る群から選択される血液ポンプシステムの少なくとも１つのモータ状態変数を測定するステップと、血管内の壁剪断応力を決定するステップと、を含む。このステップはまた、決定された壁剪断応力を所定の参照値と比較し、決定された壁剪断応力が所定の参照値に近くない場合にポンプ速度を調節することが含まれる。これらのステップは、決定された壁剪断応力が所定の参照値に近づくまで繰り返される。

さらに別の実施形態において、血液ポンプシステムの入口における陥没の逼迫度を検出して、血液ポンプシステムに流体接続された血管の陥没を回避するためのセンサなしの方法が、血液ポンプのモータ電流を測定するステップと、その血液ポンプモータ電流のスペクトル解析表示をフーリエ級数の形で連続的に決定するステップとを含む。このステップにはまた、フーリエ級数の第２高調波項の振幅が参照値を超える場合に、検出指示を与えることと、フーリエ級数の第２高調波項の振幅が参照値を超える場合に、ポンプ速度を漸減させることとも含む。第２高調波項の振幅が参照値より低くなるまで、これらのステップは繰り返される。

様々なその他の実施形態において本明細書に開示のシステムと方法は、任意の参照値で実行可能なコンピュータ可読媒体に符号化されてもよいし、又は本システムと方法で使用される所定の基準がデータベース又は他の好適な記憶媒体中に記憶されてもよい。

ポンプの等角投影図である。 本体に含まれる部品を示す、図１のポンプの分解等角投影図である。 図１の切断線３−３に沿ったポンプの部分立断面図である。 図１の切断線３−３に沿ったポンプの全体立断面図である。 図１の切断線４−４に沿ったポンプの部分立断面図である。 図１の切断線４−４に沿ったポンプの全体立断面図である。 図３Ｂ、４Ｂのピボット軸部分の拡大図である。 図３Ｂ、４Ｂのピボット軸部分の拡大図である。 インペラピボットの頂部等角投影図である。 インペラピボットの底部等角投影図である。 インペラピボットの頂部等角投影図である。 インペラピボットの底部等角投影図である。 インペラピボットの実施形態の側立面図である。 インペラピボットの実施形態の側立面図である。 インペラピボットのいずれの側にも使用されてインペラピボットを支持して回転可能とする、代表的ベアリングピンの端面図である。 インペラピボットのいずれの側にも使用されてインペラピボットを支持して回転可能とする、代表的ベアリングピンの反対側の端面図である。 頂部ベアリングピンの一実施形態の図である。 代表的なベアリングピンの実施形態の側立面図である。 代表的なベアリングピンの実施形態の側立面図である。 代表的なベアリングピンアセンブリの長手方向断面図である。 入口キャップとインペラケーシングの平面図である。 図１３の切断線１４−１４に沿う立断面図である。 図１３の切断線１５−１５に沿う立断面図である。 図１３の切断線１６−１６に沿う立断面図である。 インペラ室の入口開口の等角部分断面図である。 入口流路を画定する入口キャップ部の平面図である。 入口流路を画定する入口キャップ部の端部立面図である。 別の実施形態である以外は図１８Ａと同様の図である。 別の実施形態である以外は図１８Ｂと同様の図である。 別の実施形態である以外は図１８Ａと同様の図である。 別の実施形態である以外は図１８Ｂと同様の図である。 他の実施形態における、図１８Ａと同様の図である。 更に他の実施形態における、図１８Ａと同様の図である。 更に他の実施形態以外における、図１８Ａと同様の図である。 更に弓形の楔部分を含むほかは、図２１に示すものと同様の入口キャップと入口流路の別の実施形態の平面図である。 更に弓形の楔部分を含むほかは、図２１に示すものと同様の入口キャップと入口流路の別の実施形態の側立面図である。 頂部インペラケーシングを取り去ってインペラ室にあるインペラを現した、ポンプの等角投影図である。 一実施形態による血液ポンプシステムの斜視図である。 一実施形態によるポンプと導管の接続の斜視図である。 一実施形態によるポンプと導管の接続の斜視図である。 一実施形態によるポンプと導管の接続の斜視図である。 一実施形態によるポンプと導管の接続の斜視図である。 一実施形態によるポンプと導管の接続の斜視図である。 一実施形態によるポンプと導管の接続の斜視図である。 一実施形態による側部ポートを含むポンプと導管の接続の斜視図である。 一実施形態による側部ポートを含むポンプと導管の接続の斜視図である。 一実施形態による隔膜を含むポンプと導管の接続の斜視図である。 一実施形態による隔膜を含むポンプと導管の接続の斜視図である。 一実施形態による流出導管の遠位部の図である。 一実施形態による流入導管の血管内部分の図である。 一実施形態による流入導管の血管内部分の図である。 一実施形態によるポンプシステムの模式図である。 別の実施形態によるポンプシステムの模式図である。 一実施形態による制御システムの模式図である。 様々な実施形態による制御システム方法のフローチャートである。 様々な実施形態による制御システム方法のフローチャートである。 様々な実施形態による制御システム方法のフローチャートである。 様々な実施形態による制御システム方法のフローチャートである。 一実施形態によるポンプシステムの体外モデルに対する吻合部圧力と血流速度の関係をプロットした図である。 様々な実施形態による制御システム方法のフローチャートである。 様々な実施形態による制御システム方法のフローチャートである。 様々な実施形態による制御システム方法のフローチャートである。 一実施形態による、患者の循環システムに適用されたポンプシステムの模式図である。 第２の実施形態による、患者の循環システムに適用されたポンプシステムの模式図である。 第３の実施形態による、患者の循環システムに適用されたポンプ無しのシステムの模式図である。 第４の実施形態による、患者の循環システムに適用されたポンプシステムの模式図である。 近位セグメントと遠位セグメントの接合部の長手方向断面図である。 医療キットの平面図である。 流出圧力によって制御されるポンプシステムの模式図である。

本出願のシステム及び部品は血液ポンプシステムに関する。より具体的には、様々な実施形態において本出願は、標的とする血管（静脈又は動脈）を持続的に増大させるような方法と期間において、標的血管中に血液を放出するか又は標的血管から血液を抜き出すように設計されかつそのような寸法となった血液ポンプに関する。更に具体的には本出願は、静脈又は動脈の選択された部分の全体直径及び内腔直径を持続的に増大させるのに十分な期間に亘り、静脈又は動脈の選択された部分における平均及び／又はピーク血液速度、並びに平均及び／又はピーク壁剪断応力を持続的に上昇させるように構成された回転血液ポンプシステムに関する。動脈又は静脈の全体直径と内腔直径の拡張又は増大を記述する場合の、“持続的増大”又は“持続的拡張”という用語は、本明細書においては、血液のポンプ輸送期間の前の血管の全体直径又は内腔直径に対して、ポンプを切った後でも血管の全体直径又は内腔直径が増大したままであることが可能なことを意味している。すなわち、血管の全体直径又は内腔直径がポンプによって生成される圧力とは無関係に大きくなったことを示している。従ってこの血液ポンプシステムは、血液透析用のバスキュラーアクセス部位を必要とするＣＫＤ患者を含む、特定の患者に対して有用である。血液ポンプシステムは、回転血液ポンプ、一つ又は複数の血液搬送導管、制御システム及び電源を含むことができる。血液ポンプシステムは血管系の１つの位置から血液を抜き出し、血管系の別の位置に血液を放出する。運転中はそのような血液ポンプシステムは、標的血管中の平均及び／又はピーク血液速度と平均及び／又はピークＷＳＳを、標的血管の全体直径と内腔直径が持続的増大をするのに十分なレベルと十分な期間に亘って、持続的に上昇させることができる。このシステムは、標的血管から血液が抜き取られる構成、又は標的血管内に血液が放出される構成で機能する。更にこのシステムは、供与血管と受容血管の寸法を同時に増大させるために使用することも可能である。

任意選択の血液搬送導管は、血管系（供与静脈、供与動脈又は右心房など）のある位置から血液ポンプへ血液を搬送する流入導管と、血液ポンプから血管系（受容末梢静脈又は動脈、又は右心房のような受容位置など）のある位置へ血液を搬送する流出導管とを含むことができる。血液ポンプシステムは制御システムも含む。好適な制御システムは血液ポンプシステムの運転パラメータと性能と、患者の供与動脈、供与静脈、受容動脈又は受容静脈の直径の変化などの血管系の変化に関する情報を収集するように設計されている。血液ポンプシステムは、第一に、ある血管部分（“標的血管”又は“標的管”）内に所望の平均及び／又はピークの壁剪断応力（ＷＳＳ）が達成されるような十分な量の血液を、その血管部分の全体直径と内腔直径が恒久的又は持続的に増大するのに十分な期間に亘ってポンプ輸送するように構成されている。平均ＷＳＳは、測定、推定又は仮定された血管の直径と、血液ポンプシステムを通過する、測定、推定又は仮定された平均血流速度を用いて計算することができる。

血管の直径は、血管の中心の空洞の直径を測定することで決定できる。本出願の目的のために、この測定値を“内腔直径”と呼ぶ。血管の直径は、血管の中心の空洞と血管の壁とを含む直径を測定することによって決定できる。本出願の目的のために、この測定値を“全体直径”と呼ぶ。本発明は、血液（好ましくは低拍動の血液）を末梢受容静脈内に移動させ、それによって末梢受容静脈中の血液速度を上昇させ、かつ末梢受容静脈の内皮にかかるＷＳＳを上昇させることによって、末梢静脈の全体直径および内腔直径を同時かつ持続的に増大させることに関する。ポンプを利用して末梢受容静脈中の血液速度と末梢受容静脈の内皮にかかるＷＳＳを上昇させる、システムと方法について説明する。また、動脈であっても静脈であっても、供与血管内の血液速度とＷＳＳを上昇させるように血液を取り去る、すなわち“引き抜く”、システムと方法についても説明する。好ましくは、ポンプは末梢受容静脈中に血液を能動的に放出し、そこではポンプ輸送される血液が、末梢動脈内の血液よりも脈圧が低い場合のように、拍動が抑えられる。

システム１０の血液ポンプ２５の詳細な議論を始めるために、血液ポンプ２５の等角投影図である図１を参照する。一実施形態において、血液ポンプ２５は磁気駆動型の小型化された遠心ポンプであり、ポンプのインペラは回転磁場によって回転駆動される。例えば、回転磁場は複数の電磁石を特定の順序で起動することで発生させることができる。別の実施例では、回転磁場は、複数の永久磁石又は起動された電磁石を回転させることによって発生させてもよい。ポンプは、例えば米国の２５セント硬貨か５０セント硬貨、又はそれより大きな硬貨とほぼ同程度の直径であってよい。図１に示すように、血液ポンプ２５は、本体１０５と、入口１１０と、出口１１５と電力ケーブル１２０とを含んでいる。電力ケーブル１２０は、血液ポンプ２５を制御システム１４の制御装置２１と電源とに接続する。電源は制御装置２１の一部であってもよいし、分離していてもよい。電力ケーブルは、制御装置２１と血液ポンプ２５のモータとの間の通信を可能とする。ケーブルはまた、電源からモータ又はポンプへ電力を移送するために利用することができる。より具体的には、電力ケーブル１２０は本体１０５内の磁気駆動部の電気部品を電源（電池など）へ接続する。

入口１１０は、結合装置（例えばかかり付き端部、フランジ、固定カラーなど）を介して流入導管２０に流体的に結合することができる。入口１１０は、ポンプインペラの吸入領域（すなわち中央部）内部への流路を提供する。インペラの吸入領域は、血液が出口の外で吸入部よりも大きな速度で受け取られさえすれば、様々な構造であってよい。出口１１５は、入口と同様の結合装置（例えばかかり付き端部、フランジ、固定カラーなど）を介して流出導管３０に流体的に結合することができる。出口１１５は、ポンプインペラの出口領域（すなわち周辺部）からの流路を提供する。

図２は、図１に特定された本体１０５内に含まれる部品を示す、血液ポンプ２５の分解等角投影図である。ここに示すように、血液ポンプ２５は、入口キャップ１２５、頂部ベアリングピン１３０、頂部インペラケーシング１３５、インペラ１４０、インペラピボット１４５、磁石アセンブリ１５０、磁石カバー１５５、底部ベアリングピン１６０、底部インペラケーシング１６５、電気コイルアセンブリ１７０及びコイルアセンブリカバー蓋１７５を含んでいる。入口キャップ１２５と頂部インペラケーシング１３５はそれぞれが入口１１０のほぼ半分を含んでいる。

図３Ａ、３Ｂは図１の切断線３−３に沿った血液ポンプ２５のそれぞれ部分立断面図と全体立断面図である。ここに示すように図２で記述した部品は全体として重ね合わされてポンプを形成する。例えば図２、３Ａから理解されるように、入口キャップ１２５と頂部インペラケーシング１３５がそれぞれ、頂部水平方向入口部分１１０Ａと底部水平方向入口部分１１０Ｂを含んでいる。一般的には入口と出口は反対側にあって異なる面内に配置されている。入口キャップ１２５と頂部インペラケーシング１３５が重ね合わされると、入口１１０を通ってインペラ入口開口１８５に通じる入口流路１８０を画定する。入口キャップ１２５と頂部インペラケーシング１３５は、それぞれ流路１８０のほぼ上半分と下半分を画定する。密閉溝１９０が頂部インペラケーシング１３５内に流路１８０の境界に隣接して画定され、入口キャップ１２５と頂部インペラケーシング１３５の間に液密シールを形成するための弾性流体シール部材を受けるようになっている。

図４Ａ、４Ｂは、図１の切断線４−４に沿った血液ポンプ２５のそれぞれ、部分立断面図と全体立断面図である。図２、４Ａ、４Ｂから理解されるように、頂部インペラケーシング１３５と底部インペラケーシング１６５は、それぞれ頂部水平方向出口部分１１５Ａと底部水平方向出口部分１１５Ｂを含んでいる。頂部インペラケーシング１３５と底部インペラケーシング１６５が重ね合わされると、インペラ室２０５から出口１１５に通じる出口流路２００（すなわち渦形室）を画定する。頂部インペラケーシング１３５と底部インペラケーシング１６５はそれぞれが流路２００のほぼ上半分とほぼ下半分を画定する。密閉溝２１１が底部インペラケーシング１６５内に流路２００とインペラ室２０５との境界に隣接して画定され、頂部インペラケーシング１３５と底部インペラケーシング１６５の間に液密シールを形成するための弾性流体シール部材を受けるようになっている。

図２〜４Ｂに示すように、磁石１５０はリング又は円盤形状となった複数の磁石である。磁石１５０は磁石カバー１５５の内部、かつインペラ１４０の内部に配置される。磁石カバーはインペラ内に収納される。磁石カバー１５５とインペラ１４０は、磁石１５０が配置されている空間の底部と頂部をそれぞれ形成する。磁石カバー、磁石及びインペラは一緒に結合されて固定された一体アセンブリとなって、１つのユニットとしてインペラ室２０５内部を回転する。これに代わるインペラの回転構造を利用することも可能である。

図２〜４Ｂに示すように、電気コイルアセンブリ１７０は下部インペラケーシング上に円形に配置された複数の電気コイル２１０であって、任意選択により支持円盤２１５でキャップされている。電気コイルアセンブリ１７０は底部インペラケーシング１６５内に画定されるコイル室２２０内に固定され、コイルカバー蓋１７５でキャップされる。内部床構造２２５がインペラ室２０５とコイル室２２０を分離する。電気ケーブル１２０（図１参照）が底部インペラケーシング１６５内から通路２３０を通って、コイル室２２０とコイル２１０まで延びる。電気ケーブル１２０を介してコイル２１０に供給される電力は回転磁場を形成し、これが磁石１５０に作用して磁石と、磁石に結合したインペラ１４０とを回転させる。インペラの回転が、インペラ羽根２３５をインペラ室にある流体（例えば血液）に作用させ、結果として運動量を流体に移し、それが出口流路２００の圧力上昇として回復される。流体はこのように低圧で入口１１０に引き込まれ、高圧となって出口１１５から放出される。

図３Ａ〜４Ｂに示すように、インペラ１４０と磁石１５０とカバー１５５のピボット軸はインペラピボット１４５である。図５Ａ、５Ｂに示すように、インペラピボット１４５は、頂部ベアリングピン１３０と底部ベアリングピン１６０を介して枢動可能に（すなわち１つの軸を中心とする回転以外の全自由度を拘束されて）支持されている。頂部ベアリングピン１３０は入口キャップ１２５内の円筒リセス２４０に受けられて固定され、他方、底部ベアリングピン１６０は底部インペラケーシング１６５内の円筒リセス２４５に受けられて固定されている。インペラピボット１４５は、インペラ１４０内の中央円筒開口２５０を貫通して固定されている。

インペラアセンブリの一実施形態において、インペラピボット１４５と頂部ベアリングピン１３０と底部ベアリングピン１６０は、ＣｏｏｒｓＴｅｋ（登録商標）ＡＤ−９９８のような、高純度アルミナから形成されている。インペラアセンブリの別の実施形態では、インペラピボット１４５と頂部ベアリングピン１３０と底部ベアリングピン１６０が、Ｇｒｅｅｎｌｅａｆ（登録商標）ＷＧ−３００のような、アルミナ強化シリコンカーバイドで形成されている。いずれの実施形態においても、インペラピボット１４５と頂部ベアリングピン１３０と底部ベアリングピン１６０の寸法は、流体力と衝撃荷重により生成されるピークスラスト荷重に関して、接触応力を高純度アルミナ又はアルミナ強化シリコンカーバイドのそれぞれに対する許容レベルに制限するように設計されている。インペラアセンブリの別の実施形態においては、インペラピボット１４５はＧｒｅｅｎｌｅａｆ（登録商標）ＷＧ−３００のようなアルミナ強化シリコンカーバイド、又はＣｏｏｒｓＴｅｋ（登録商標）ＡＤ−９９８のような高純度アルミナから形成されていて、他方、頂部ベアリングピン１３０又は底部ベアリングピン１６０又はその両方が超高分子量のポリエチレンで形成されている。その上、インペラアセンブリの各部品の幾何形状は、システム１０の安全性と耐久性に対する仕様を満足するために、疲労及び摩耗を制限するように選択されている。

図６Ａ〜７Ｂに示すように、インペラピボットは、上部半球突起ベアリング面２５５と底部半球突起ベアリング面２６０とを含んでいる。図６Ａ、６Ｂ、８Ａに示すように、一実施形態のインペラピボットは全体の長さＬ１が約１０．１５ｍｍ±０．０５ｍｍで、ピボット直径Ｄ１が約２ｍｍ±約０．０１ｍｍである。上部ベアリング面２５５は、半径Ｒ１が約０．６１ｍｍ±０．０２ｍｍで、約０．５５ｍｍ±０．０２ｍｍの長さＬ２だけ隣接する縁２６５から突き出ている。下部ベアリング面２６０は、半径Ｒ２が約０．３１ｍｍ±０．０２ｍｍで、約０．５５ｍｍ±０．０２ｍｍの長さＬ２１だけ隣接する縁２６５から突き出ている。同様に、図７Ａ、７Ｂ、８Ｂに示すようなこれに代わるインペラピボット１４５の実施形態では、全体の長さＬ１が約１０．１５ｍｍ±０．０５ｍｍで、ピボット直径Ｄ１が約２ｍｍ±約０．０１ｍｍである。上部ベアリング面２５５は、半径Ｒ１が約０．３１ｍｍ±０．０２ｍｍで、約０．５５ｍｍ±０．０２ｍｍの長さＬ２だけ隣接する縁２６５から突き出ている。下部ベアリング面２６０は、半径Ｒ２が約０．３１ｍｍ±０．０２ｍｍで、約０．５５ｍｍ±０．０２ｍｍの長さＬ２１だけ隣接する縁２６５から突き出ている。ポンプの寸法及び性能に対する仕様に応じて、別の大きさと寸法が使われてもよい。大きさは、結果として得られるポンプが患者の血管直径増大に利用できるようなものである。

図５Ａ，５Ｂからわかるように、上部ベアリングピン１３０と底部ベアリングピン１６０は、一般に同一形状で反対向きとなっている。図９Ａ〜９Ｂに示すように、頂部ベアリングピン１３０と底部ベアリングピン１６０は、ティーカップ型又は半球の凹型ベアリング面２７０を一端に持ち、反対側の端部にはほぼ平坦面２７５を持っている。同様に図１０には、頂部ベアリングピン１３０の特定の実施形態が示されており、ティーカップ型又は半球の凹型ベアリング面２７０を一端に持ち、反対側の端部にはほぼ平坦面２７５を持っている。この実施形態では、頂部ベアリングピン１３０の半球の凹型ベアリング面２７０は、底部ベアリングピン１６０の凹型ベアリング面よりも大きな半径を持っている。

図１１Ａに示されているように、ベアリングピン１３０、１６０の一実施形態においては、全体の長さＬ３は約７．５ｍｍ±０．１ｍｍであり、最小ピボット直径Ｄ２は約２ｍｍ±０．０１ｍｍであり、ベアリング面２７０に近い端部における半径は約０．６ｍｍである。ベアリングピン１３０、１６０のベアリングではない端部２７５の近くには、ピンの周りの外周に溝２８０が広がり、ベアリングピンを血液ポンプ２５内部の定位置に結合するための機械的インターロックを提供する。同様に、図１１Ｂに示されているように、ベアリングピン１３０、１６０の代替的な実施形態においては、全体の長さＬ３は約７．５ｍｍ±０．１ｍｍであり、最小ピボット直径Ｄ２は約３ｍｍ±０．０１ｍｍであり、平坦端部２７５に近い端部における半径は約０．２ｍｍである。ベアリングピン１３０、１６０のベアリングではない端部の近くには、ピボットの周りの外周に溝２８０が広がり、ベアリングピンを定位置に結合するための機械的インターロックを提供する。ポンプの大きさ、ベアリングピンの材料及びベアリングピンにかかる力によっては、別の大きさと寸法が使われてもよい。

図３Ｂ、４Ｂ、５Ａ〜１１Ｂからわかるように、インペラピボット１４５の凸型上部ベアリング面２５５は、頂部ベアリングピン１３０の凹型ベアリング面２７０に接触して回転可能に受け止められ、インペラピボット１４５の凸型下部ベアリング面２６０は、底部ベアリングピン１６０の凹型ベアリング面２７０に接触して回転可能に受け止められる。こうして、インペラピボット１４５の凸型ベアリング端２５５、２６０は、それぞれ頂部ベアリングピン１３０と底部ベアリングピン１６０の相補的な凹型ベアリング面２７０によって枢動可能に支持される。従って、インペラアセンブリはインペラ室２０５内でインペラピボット１４５上を自由に回転可能であり、一般的に“二重ピンベアリング”として知られる構成でベアリングピン１３０と１６０により端部同士が支持される。

インペラアセンブリの更に別の実施形態において、インペラアセンブリは、インペラシャフト１４５と頂部ベアリングピン１３０と底部ベアリングピン１６０の複合体である。複合体としての設計は、単純さ、許容誤差及び機械加工するベアリング部品のコストに関して利点がある。これらの構造体はすべて、約１日から１〜１２週間又はそれより長く、故障なしに連続的にモータが機能できるように設計されている。

図１２に示すように、インペラシャフト１４５は、インペラピボット本体１４６と２つのインペラピボット挿入体１４７とを備えている。インペラピボット本体１４６は、ステンレススチールのような機械加工可能な金属から成り、インペラピボット挿入体１４７は、ＣｏｏｒｓＴｅｋ ＡＤ−９９８のような高純度アルミナ、又はＧｒｅｅｎｌｅａｆ ＷＧ−３００のようなアルミナ強化シリコンカーバイドから成る。インペラピボット挿入体１４７は、接着剤及び／又は締り嵌めによってインペラピボット本体１４６に取付けられる。任意選択により、チャンバ１４６Ａが耐圧縮性のある、接着剤又はその他の埋込材料を用いて充填されてもよい。上記の複合構成及び材料は、頂部ベアリングピン１３０と底部ベアリングピン１６０の両方の実施形態に適用することが可能であり、そこでは、ピン挿入体１４８がインペラピボット挿入体１４７と係合する。任意選択により、各ベアリングピン１３０、１６０のチャンバ１４８Ａが、耐圧縮性のある、接着剤又はその他の埋込材料を用いて充填されてもよい。

入口キャップ１２５とその入口流路１８０は、血液ポンプ２５の実施形態に依存して、様々な構成を取ってもよい。例えば、図２の入口キャップ１２５は、頂部インペラケーシング１３５とほぼ同じ大きさとなっている。他の実施形態においては、入口キャップとインペラケーシングを示している図１３〜１５のように、入口キャップ１２５は頂部インペラケーシング１３５よりもはるかに小さくて、同じ広がりとはなっていない。

図１４〜１６は、それぞれ図１３の切断線１４−１４、１５−１５、１６−１６に沿う立断面図であるが、入口１１０は部分１１０Ａと部分１１０Ｂとを持つ２部品構造であり、それぞれが入口１１０のほぼ半分を形成しており、かつそれぞれが入口キャップ１２５と頂部インペラケーシング１３５の一部となっている。各部分１１０Ａ、１１０Ｂは、内部に入口流路１８０のほぼ半分を画定している。図１４に示すように、入口流路１８０が最初は約４ｍｍの円形直径をしている。図１５に示すように、入口流路１８０は円形断面から、幅Ｗ５が約８．４ｍｍで高さＨ５が約１．５ｍｍのほぼ矩形断面へと移行する。また、大きさが変わると、表記した寸法も変化する。

図１６に示すように、入口流路１８０は、入口キャップ１２５に収納されて取り付けられている頂部ベアリング１４５の周りに広がっている、インペラ室の入口開口１８５を取り囲む。インペラ室の入口開口１８５の等角部分断面図である図１７に示すように、インペラ室の入口開口１８５は、インペラ１４０の吸入領域３００の近くのインペラ室２０５に通じる。インペラピボット１４５の上部ベアリング端は開口１８５を通って上に延び、入口キャップ１２５内に支持された頂部ベアリングピン１３０と枢動的に接続する。インペラブレード２３５は、インペラ１４０の吸入領域から半径方向外側へ延びる。

一実施形態においては、それぞれが入口流路１８０を画定する入口キャップ部１１０Ａの平面図と、その端部立面図である図１８Ａ、１８Ｂに示すように、入口流路１８０は楕円形をしているといってもよい。具体的には円筒チャネル部分１８０Ａが部分１８０Ｃで楕円チャネル部分１８０Ｂへ移行する。円筒形の島部分すなわち頂部ベアリングピン１３０を支持するベゼル３０５は、楕円チャネル部分１８０Ｂのほぼ中心にあって、円筒形孔２４０を含んでいる。これは図１７に示した場合と同じ様に、頂部ベアリングピン１３０を受ける。一実施形態において、円筒形チャネル部分１８０Ａは、約４ｍｍの直径Ｄ６を有する。楕円形チャネル部分１８０Ｂは約１２．４ｍｍの幅Ｗ６を有する。ベゼル３０５の壁と楕円形チャネル部分１８０Ｂを画定する壁の遠位端との間の遠位方向距離Ｗ７は、約１．５ｍｍである。他の実施形態において、円筒形チャネル部分１８０Ａは、約５ｍｍ又は６ｍｍの直径Ｄ６を有する。

別の実施形態であることを除くと図１８Ａ、１８Ｂとそれぞれ同じである図１９Ａ、１９Ｂに示すように、入口流路１８０は円形構造を持っているといってもよい。具体的には円筒チャネル部分１８０Ａが部分１８０Ｃで円形チャネル部分１８０Ｂへ移行する。円筒形の島部分すなわち頂部ベアリングピン１３０を支持するベゼル３０５は、円形チャネル部分１８０Ｂのほぼ中心にあって、円筒形孔２４０を含んでいる。これは図１７に示した場合と同じ様に、頂部ベアリングピン１３０を受ける。一実施形態において、円筒形チャネル部分１８０Ａは、約３．５ｍｍ〜４．５ｍｍ、好ましくは４ｍｍの直径Ｄ９を有する。円形チャネル部分１８０Ｂは、約１１．５ｍｍ〜１３ｍｍ、好ましくは１２．４ｍｍの幅Ｗ９を有する。ベゼル３０５の壁と円形チャネル部分１８０Ｂを画定する壁の遠位端との間の遠位方向距離Ｗ１０は、約３．５ｍｍ〜４．５ｍｍ、好ましくは４．２ｍｍである。他の実施形態において、円筒形チャネル部分１８０Ａは、約５ｍｍ又は６ｍｍの直径Ｄ６を有する。

別の実施形態であることを除くと図１８Ａ、１８Ｂとそれぞれ同じである図２０Ａ、２０Ｂに示すように、入口流路１８０は複合弓形構造を持っているといってもよい。具体的には円筒チャネル部分１８０Ａが部分１８０Ｃで複合弓形チャネル部分１８０Ｂへ移行する。円筒形の島部分すなわち頂部ベアリングピン１３０を支持するベゼル３０５は、複合弓形チャネル部分１８０Ｂのほぼ中心にあって、円筒形孔２４０を含んでいる。これは図１７に示した場合と同じ様に、頂部ベアリングピン１３０を受ける。一実施形態において、円筒形チャネル部分１８０Ａは、約４ｍｍの直径Ｄ１２を有する。複合弓形チャネル部分１８０Ｂは約８．４ｍｍの幅Ｗ１３を有する。ベゼル３０５の壁と複合弓形チャネル部分１８０Ｂを画定する壁の遠位端ドーム３０７との間の遠位方向距離Ｗ１４は、約１．７５ｍｍである。ベゼル３０５の壁と複合弓形チャネル部分１８０Ｂを画定する壁の遠位端裂け目３１０との間の遠位方向距離Ｗ１５は、約０．５ｍｍ〜１．５ｍｍ、好ましくは１ｍｍである。他の実施形態において、円筒形チャネル部分１８０Ａは、約５ｍｍ又は６ｍｍの直径Ｄ６を有する。

他の３つの実施形態であることを除けば図１８Ａと同じ図である、図２１〜２３に示すように、入口流路１８０は涙の滴のような形状となっているといってもよい。具体的には円筒形チャネル部分１８０Ａが涙滴チャネル部分１８０Ｂに移行する。円筒形の島部分すなわち頂部ベアリングピン１３０を支持するベゼル３０５は、涙滴チャネル部分１８０Ｂのほぼ中心にあって、円筒形孔２４０を含んでいる。これは図１７に示した場合と同じ様に、頂部ベアリングピン１３０を受ける。一実施形態において、円筒形チャネル部分１８０Ａは、約４ｍｍの直径Ｄ１５を有する。涙滴チャネル部分１８０Ｂは約８ｍｍの幅Ｗ２０を有する。ベゼル３０５の直径Ｄ１６は４ｍｍである。涙滴部分１８０Ｂと円筒形部分１８０Ａとの間のチャネル１８０の移行領域１８０Ｃは、約８度の角度ＡＮ１で相互に拡がる壁を持っている。他の実施形態において、円筒形チャネル部分１８０Ａは、約５ｍｍ又は６ｍｍの直径Ｄ６を有する。

図２１の実施形態に関しては、ベゼル３０５の壁と涙滴チャネル部分１８０Ｂを画定する壁の遠位端との間の遠位方向距離Ｗ２１は、約２ｍｍである。図２２の実施形態に関しては、ベゼル３０５の壁と涙滴チャネル部分１８０Ｂを画定する壁の遠位端との間の遠位方向距離Ｗ２１は、約１ｍｍである。図２３の実施形態に関しては、ベゼルが涙滴チャネル部分を画定する壁の遠位端と交差するために、ベゼル３０５の壁と涙滴チャネル部分１８０Ｂを画定する壁の遠位端との間の遠位方向距離Ｗ２１は約０ｍｍである。

図２１に示したものと類似の入口キャップ１１０と入口流路１８０の別の実施形態のそれぞれ平面図と側立面図である、図２４Ａ、２４Ｂに示すように、弓形楔部分３２０が涙滴チャネル部分１８０Ｂの遠位部の壁とベゼル３０５の遠位側部との間に広がっていてもよい。そのような実施形態においては、円筒形の島部分すなわちベゼル３０５は、涙滴チャネル部分１８０Ｂのほぼ中心にあって、図１７に示した場合と同様に、頂部ベアリングピン１３０を受ける円筒形孔２４０を含んでいる。一実施形態において、図２４Ａと２４Ｂに示す実施形態の寸法構成は、図２１で述べたものと実質的に同じであるが、弓形楔部分３２０の存在が顕著な違いである。図２４Ａ、２４Ｂから理解されるように、楔部分３２０は涙滴チャネル部分１８０Ｂの屋根と隣接する壁から、ベゼル３０５の垂直部分へ滑らかに湾曲する弓形となった壁を有している。そのような楔部分３２０は図３Ａ、３Ｂ、１７に示した実施形態に見ることができ、入口流路の流れの滞留部分を低減し、インペラ室の入口開口１８５を通って流入する流体が接線流となることを促進できる。

頂部インペラケーシングを外してインペラ室２０５を占有しているインペラ１４０を見えるようにした血液ポンプ２５の等角投影図である、図２５に示すように、出口流路２００はインペラの外周端に対して実質的に接線方向にインペラ室から出ている。図３Ｂ、４Ｂ、１７、２５に示すように、複数の穴３５０（すなわち洗い流し孔）がインペラピボット中心孔２５０を中心にその周辺に分布し、この穴３５０は中心孔２５０に概ね平行で、インペラの厚さ全体を貫通してインペラの頂部境界と底部境界の両方に通し穴をあける。穴３５０の底部開口は、底部ベアリング１６５とインペラピボット底部ベアリング面２６０（図８参照）との間の底部ベアリング界面の近くにある。その結果、流体は穴３５０を通って流れ、底部ベアリング界面を浄化することができる。例えば、流体はインペラ室入口孔１８５を通り、インペラ羽根２３５沿いに半径方向外側へ向かい、インペラの下の空隙を通ってインペラ室の入口孔１８５領域に戻るように流れることが可能である。この血液の流れが、インペラの下側、底部ベアリング界面、上部ベアリング界面及びベゼル３０５の背面領域の浄化に役立つ。

一実施形態において、図３Ｂ、５、１７、２５からわかるように、インペラ１４０はインペラ室２０５内で、インペラの中心を貫通しているシャフト１４５の上に回転可能に支持されている。シャフトは上部ベアリング端部と底部ベアリング端部とを有し、それぞれの端部がポンプ筐体と回転動作可能に結合されている。インペラは、頂面、底面、及びインペラの頂面から底面まで貫通する複数の穴３５０を持っている。複数の穴はインペラを中心として半径方向に概ね均等に分布されている。更に、複数の穴は相互に、またシャフトに対してほぼ平行にインペラを貫通している。入口流路１８０はインペラ室の入口開口１８５に通じている。入口流路は、入口流路とはほぼ垂直に、インペラ室内部に向かって開口している。入口開口は、上部ベアリング端付近においてシャフトの外周面の少なくとも一部に沿って延びている。入口開口と孔は相互にほぼ平行な方向に開口している。ポンプの運転中は、インペラ室を通って輸送される血液の少なくとも一部は、その穴を介して、インペラの頂部面及び底部面に沿って循環する。こうして、インペラの穴は、血液がインペラの血液接触面のすべてに沿って血液の流れを全体的に保持することによって、インペラ周囲の流れの行き止まりをなくす。従って、穴はシャフト／インペラ交差部近傍及びインペラの側部と底面に沿う血液の滞留を防止する助けとなる。

血液ポンプ２５の本体及びインペラは、血液接触面も含めて、様々な生体適合性剛体材料からできている。一つの選択肢としてはプラスチック、より好ましくはＰＥＥＫのような射出成型可能なプラスチックが含まれる。様々な実施形態において、血液ポンプ２５の血液接触面は、Ｔｉ_６Ａｌ_４Ｖ、Ｔｉ_６Ａｌ_７Ｎｂ又はその他の市販の純チタン合金を備える。一実施形態において、患者の血液に曝されるポンプ部品表面は抗血栓コーティングが施されていてもよい。例えば内腔表面は、Ｂｉｏｌｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓ Ｌｔｄ．社のヘパリンをベースとした抗血栓コーティングであるＡｓｔｕｔｅ（登録商標）、又はＳｕｒＭｏｄｉｃｓ， Ｉｎｃ．社のヘパリンコーティングであるＡｐｐｌａｕｓｅ（商標）で被覆されていてもよい。

他の実施形態では、患者の組織に接触する血液ポンプシステム部品の表面に抗菌コーティングが施されていてもよい。例えば、合成導管１６、１８の外表面又はポンプや電気コード１２０（“リード”としても知られている）の外表面が、Ｂｉｏｌｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓ Ｌｔｄ．社の表面活性抗菌コーティングであるＡｖｅｒｔ（登録商標）で被覆されていてもよい。

様々な実施形態において血液ポンプ２５は患者の体内に移植されてもよい。その反対に他の実施形態では、血液ポンプ２５は患者の体外に留まってもよい。例えば患者の体外にある場合、血液ポンプ２５は、テープ、縫合糸又はその他の患者にポンプをとりつけるのに好適な手段で患者に固定されてもよい。システム１０は図３４に示すように、再充電可能な電池２８を持つウェアラブル電子装置から電力を供給されてもよい。

本明細書で開示するポンプシステム１０のポンプは、例えば遠心流ポンプ、軸流ポンプ、半径流ポンプ又は斜流ポンプを含む回転ポンプであってよい。一実施形態においては図１〜１５に示すように、ポンプは遠心ポンプである。特定の限界を認めることなしに、血液ポンプ２５は例えば約０．０５Ｌ／ｍｉｎ〜１．０Ｌ／ｍｉｎ、０．２Ｌ／ｍｉｎ〜１．５Ｌ／ｍｉｎ又は０．５Ｌ／ｍｉｎ〜３．０Ｌ／ｍｉｎを日常的にポンプ輸送するように構成可能である。

図１〜２５に関して上記で議論したポンプ構成は有利であるが、他のポンプ構成を本明細書に開示したポンプシステムと方法に使用してもよい。従って、本明細書に開示したシステムと方法は、図１〜２５に関して上記で議論したポンプ構成に限られるべきではなく、本明細書に開示したシステムと方法に適用可能なすべてのタイプのポンプを含むべきである。

図１〜２５に関して本明細書に開示したポンプシステム１０の好適な実施形態は、当分野において周知のいかなる血液ポンプによっても満足させることのできない、いくつかの特有の要件を充たす。具体的には、動静脈フィステル適格性（“ＡＦＥ”）ポンプシステム（“ＡＦＥシステム”）は、最大１２週間の使用を目的として構成され得る。更に、ＡＦＥポンプシステムは、低流速（例えば５０〜１５００ｍＬ／ｍｉｎ）で中程度の圧力領域（例えば２５〜３５０ｍｍＨｇ）の遠心回転血液ポンプシステムとして構成され得る。ＡＦＥポンプシステムと共に使用する制御方式は、血液ポンプに直接又は血液ポンプシステムの導管に流体接続された標的静脈、又は血液ポンプに直接又は血液ポンプシステムの導管に流体接続された静脈に流体接続された標的静脈内における、定常的な上昇した平均ＷＳＳを０．７６〜２３ＰＡに維持するように最適化されてもよい。ＡＦＥポンプシステムは、運転パラメータの検出と定期的な速度調節とを活用して、標的静脈の全体直径と内腔直径が２５％、５０％又は１００％以上に持続的増大をするような、ある期間に亘り動作するように構成される。

ある実施形態に関しては、流入導管が経皮的手法によって配置されて、流入導管の一部が血管内の位置に配置され、流出導管が、初期直径が１〜６ｍｍの間の静脈に適用可能な外科的手法によって配置されてもよい。この場合には、標的血管内の上昇した平均ＷＳＳは血液を標的血管内に放出することで生じる。

他の実施形態に関しては、流出導管が経皮的手法によって配置されて、流出導管の一部が血管内の位置に配置され、流入導管が、初期直径が１〜６ｍｍの間の静脈又は動脈に適用可能な外科的手法によって配置されてもよい。この場合には、標的血管内の上昇した平均ＷＳＳは血液を標的血管内から取り出すことで生じる。特定の設定では、血液を取り出す血管と血液を放出する血管の両方においてＷＳＳを上昇させることが可能で、その両方の血管を標的血管とすることができる。ポンプシステム１０は、挿入／取り外しの容易さと、感染に対する耐性の両方を実現する。ポンプシステム１０は、移植にも体外配置にも適合可能なポンプを持った可動式システムである。様々な実施形態において、ポンプシステム１０は再充電可能な電池を持ったウェアラブル電子装置によって給電される。

ポンプシステム１０は、図２６に示すように、流入導管２０と流出導管３０を備えている。流入導管２０は血管系内のある位置に流体連通して配置され、この位置から血液を引き出してそれを血液ポンプ２５へ送る。ある実施形態において、流入導管２０は、血管系の内腔の中に流入導管の少なくとも一部を配置するように構成されている。他の実施形態では、流入導管２０が外科的吻合術によって血管に接合される。流出導管３０は、血管系の別の位置と流体連通し、血液ポンプ２５からの血液を血管系のその別の位置へ差し向ける。ある実施形態において、流出導管２０は、血管系の内腔の中に流出導管の少なくとも一部を配置するように構成されている。他の実施形態では、流出導管３０が外科的吻合術によって血管に接合される。

導管２０と３０はそれぞれ２ｃｍ〜１１０ｃｍの間の範囲の長さを持ち、合わせた全体の長さは４ｃｍ〜２２０ｃｍである。各導管２０と３０の長さは、血液ポンプ２５の位置と、導管と血管系との間の接続位置とによって決定される所望の長さに切断されてもよい。導管２０と３０はまた、薄いけれども圧縮耐性及び捩れ耐性のある、０．５ｍｍ〜４ｍｍの間の厚さの壁と、２ｍｍ〜１０ｍｍの間の内径とを持っている。好ましくは導管の内径は４〜６ｍｍである。

流入導管２０と流出導管３０は、耐久性があり、リーク耐性があり、意図しない離脱が起きないようになった任意の好適なコネクタを用いて血液ポンプ２５に接続されてよい。通常、コネクタの先端は薄くて、導管２０及び３０の内径とコネクタの内径との間における流路の段差状の変化を最小化するようになっている。好ましくは、流路の直径の段差変化が０．５ｍｍ未満であるべきである。図２７Ａ〜２７Ｄに示すように一実施形態において、導管２０と３０は、タケノコ継手４００Ａ、４００Ｂと、半径方向に圧縮性のあるリテーナ（すなわち固定用カラー）４０２Ａ、４０２Ｂを用いて血液ポンプ２５に接続される。限定するものではないが一例として、半径方向に圧縮性のリテーナ４０２Ａ、４０２Ｂは、仏国クールブヴォア（Ｃｏｕｒｂｅｖｏｉｅ）所在のサンゴバンＳ．Ａ．（Ｓａｉｎｔ−Ｇｏｂａｉｎ Ｓ．Ａ．）社の一部門であるサンゴバン機能樹脂事業部により製造されているＢａｒｂＬｏｃｋ（登録商標）リテーナがある。別の実施形態では、導管２０と３０は、これもサンゴバン機能樹脂事業部が製造している、Ｐｕｒｅ−Ｆｉｔ（登録商標）無菌コネクタを用いて血液ポンプ２５に接続される。

半径方向圧縮性コネクタ４０２Ａと４０２Ｂは、それぞれ流入導管２０と流出導管３０の近位端４０４と４０６の上に配置される。次に導管２０と３０はタケノコ継手４００Ａと４００Ｂを覆って配置されて、導管と血液ポンプ２５との間の流体接続が形成される。半径方向圧縮性リテーナ４０２Ａと４０２Ｂのコレット４０８Ａと４０８Ｂが導管２０と３０に沿って配置され、導管及びタケノコ継手４００Ａと４００Ｂを取り囲む。半径方向圧縮性リテーナ４０２Ａと４０２Ｂの外側スリーブ４１０Ａと４１０Ｂを次にリテーナの長手軸に沿って動かして、それぞれのコレット４０８Ａ、４０８Ｂと導管２０、３０とタケノコ継手４００Ａ、４００Ｂを圧縮係合させる。一実施形態において、外側スリーブ４１０Ａと４１０Ｂは、外側スリーブとタケノコ継手４００Ａ、４００Ｂの受棚４１２Ａ、４１２Ｂとをそれぞれ係合させるように構成された加圧ツールを用いて移動させられる。加圧ツールは半径方向圧縮性リテーナ４０２Ａと４０２Ｂを取り外せるような構成にもなっている。

他の実施形態においては、代替のコネクタが用いられてもよい。好ましくは、代替コネクタは耐久性があり、リーク耐性があり、偶発的に外れることのないようになっている。例えば図２８Ａ〜２８Ｂに示すように、導管２０と３０は、タケノコ継手４００Ａと４００Ｂに類似のタケノコ継手に係合して、導管と血液ポンプ２５との間の流体接続を形成する。導管２０と３０は、円形クリップ４１４Ａと４１４Ｂを用いてタケノコ継手に固定される。この円形クリップはクリップのラチェット機構４１６Ａ〜４１６Ｂによってタケノコ継手の上の導管部分に半径方向の圧縮力をかける。円形クリップ４１４Ａと４１４Ｂはリーク耐性と耐久性のある接続を提供する。そしてクリップのラチェット機構４１６Ａ〜４１６Ｂを解放する取り外しツール（図示せず）を用いて外すことができる。

別の実施形態では、流入導管２０と流出導管３０は流路への制御されたアクセスを提供する側部ポートを含んでいる。側部ポートは定期的に造影剤を流路に導入して蛍光透視法による可視化を可能としたり、血液サンプルを採取したり、薬剤を注入したり、あるいはその他の臨床的に有用な目的に対して使用してもよい。流路への定期的なアクセスが可能で、アクセスしていない時に漏えいしたり流体流路を変えたりしなければ、任意の側部ポートが適する。一例としては、これに限定するものではないが、側部ポートは、シリンジ挿入時に開放され、シリンジ抜去時には閉鎖される逆止弁を含む、“Ｔ”字型ポート篏合部であってよい。図２９Ａ〜２９Ｂに示すように、補助配管４２０を持つ“Ｔ”字型ポートアセンブリ４１８は、ポンプ出口１１５及び流出導管３０と流体連通する。

別の実施形態では、流入導管２０、流出導管３０又はその両方のための側部ポートが、図３０Ａ〜３０Ｂに示すように、隔膜４２４を有する隔膜アクセスポート４２２を利用する。ここを介して好適な皮下注射針を挿入してアクセスし、その後抜き去る。その後は隔膜が閉じて流体が導管から流失することを防止する。隔膜４２４に好適な材料としては、シリコーン、ポリウレタン及びその他のエラストマー系ポリマーが含まれるが、それに限定されるものではない。隔膜４２４を含む、流入導管２０及び／又は流出導管３０のセグメントはそれぞれ針が抜き取られた後の皮下穿刺孔を閉じるのに適した厚さである。図３０Ａ〜３０Ｂに示すように、隔膜アクセスポート４２２は隔膜４２４が流出導管３０の一部を覆うようになっている。非限定的な一実施例として、隔膜アクセスポート４２２は、流出導管３０の約１ｃｍの長さに及んでいてもよい。隔膜４２４は、これに限るわけではないが、接着剤による貼り付け、熱接合及び導管チューブの内層と外層との間の熱接合を含む任意の好適な手段
によって流出導管３０に取り付けられていてもよい。

様々な実施形態において、導管２０と３０は、ポリウレタン、ポリ塩化ビニル、ポリエチレン、シリコーン及びＰｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）又はＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）を含むポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）などの血液透析用カテーテルに一般的に使用される材料でできていてもよい。他の実施形態では、導管は、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）又はダクロンなどの、血液透析用グラフト又は合成末梢バイパスグラフトの作製に一般的に使用される材料でできていてもよい。更なる実施形態では、導管は、ポリウレタン、ポリ塩化ビニル、ポリエチレン、シリコーン、ＰＴＦＥ、Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）、Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）、Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５、ｅＰＴＦＥ又はダクロンの組合せでできていてもよい。

例えば流入導管２０の全長がポリウレタンでできていてもよい。別の実施形態においては図３１に示すように、血液ポンプ２５と流体連通するようになっている流出導管３０のセグメント５００はポリウレタンで構成され、その一方で血管系と流体連通するようになった流出導管のセグメント５０２はｅＰＴＦＥで構成されている。

非限定の一例として、近位セグメント５００と遠位セグメント５０２の間の接合部の長手方向断面図である図４１に示すように、製造工程において遠位セグメントのｅＰＴＦＥの一つ又は複数の層５０２Ａを近位セグメントのポリウレタン層５００Ａの間に配置して、流出導管３０の近位セグメント５００が流出導管の遠位セグメント５０２に接合される。ポリウレタンとｅＰＴＦＥの重複部分が次に加熱ラミネートされて近位セグメント５００と遠位セグメント５０２が一体結合される。

別の実施形態では、導管の加熱ラミネートを行う前に、ｅＰＴＦＥセグメント５０２の重複部分に一つ又は複数の孔が作られる。流出導管３０が加熱されて，ｅＰＴＦＥは溶けないで、ポリウレタンが溶けるのに十分な温度（例えば２００度Ｆ（約９３度Ｃ）〜５００度Ｆ（約２６０度Ｃ））になると、溶けたポリウレタンが、ｅＰＴＦＥセグメント５０２に形成された孔を充填してその中で冷却される。セグメント５００の内側及び外側ポリウレタン層は孔の内部で接合されて、２つのセグメント５００と５０２を機械的に接合するとともに、重複部分のポリウレタンの内層と外層とを機械的に接合する。

ｅＰＴＦＥ層５０２Ａがポリウレタン層５００Ａの間には挟まれるように製造された流出導管３０の実施形態は，ｅＰＴＦＥ層５０２Ａを通常の手法を用いて血管に容易に縫合できるという点で有利である。これは、上記の図４１に関して説明したように製造される流入導管２０についても同様である。

医療キット１０００の平面図である図４２に示すように、血液ポンプ２５、流入導管２０、流出導管３０、制御装置２１及び電源コード１２０を、ポンプシステムの組立て方と患者への移植の仕方についての取扱説明書１０１０と共に無菌容器１００５に入れて提供することが可能である。医療キット１０００はまた、タケノコ継手４００Ａと４００Ｂ並びに半径方向圧縮性リテーナ４０２Ａと４０２Ｂも含んでよい。一実施形態において、導管２０、３０の１つ又は両方が図４１に関して説明したようにして製造され、血液ポンプ２５と一緒に無菌容器１００５内に含まれる。医療キット１０００は最低でも血液を放出又は取出すためのシステムとその実行と利用法に関する説明書とを含んでいる。

一実施形態において、血液ポンプ２５の運転は、流出圧力を読み出し、それに応じてポンプ速度を調節することによって、ポンプ制御システム１４の制御ユニット２１を介して制御される。例えば、流出圧力に従って制御されるポンプシステム１０の模式図である図４３に示されているように、流出圧力センサ１０５０は、血液ポンプ２５の出口１１５又は例えば流出導管３０の長さに沿ったどこかのような、更に下流に対して動作可能に結合していてもよい。プロセッサ２４は、流出圧力センサ１０５０からの圧力値をメモリ２７に格納された目標流出圧力の範囲と比較してもよい。次にプロセッサはそれに応じてポンプ駆動装置１７０の速度を調節し、流出圧力センサ１０５０からの圧力値がメモリに格納された目標流出圧力の範囲内となるようにする。

一実施形態において、制御システム１４は流入圧力センサ１０６０も含み、これが血液ポンプ２５の入口１１０又は例えば流入導管２０の長さに沿った更に上流のどこかに動作可能に結合していてもよい。プロセッサ２４は、流出圧力センサ１０５０の圧力値と流入圧力センサ１０６０の圧力値の両方を読み出して、圧力差を計算してもよい。この圧力差は次にメモリ１０５５に格納された圧力差の目標範囲と比較されてもよい。次にプロセッサはポンプ駆動装置１７０の速度を調節して、計算した圧力差がメモリに格納された圧力差の目標範囲内となるようにする。

他の実施形態では、流入導管２０と流出導管３０が、柔軟性、無菌性、捩じれと圧縮に対する耐性などの所望特性を持ち、かつ必要に応じて吻合により血管に接続可能であるか、または血管の内腔に挿入可能でありさえすれば、導管２０と３０はいかなる材料または材料の組合せであってもよい。さらに、導管２０と３０が好ましくは、先進の潤滑被覆Ｈａｒｍｏｎｙ（商標）のような潤滑性のある外表面被覆を備えるなどして、所望通りの皮下トンネリングに必要な特性を示す。

別の実施例として、流入導管２０と流出導管３０は、内層とは異なる材料でできた外層を持ってもよい。流入導管２０と流出導管３０の外層の全部又は一部もまた、シリコンや親水性コーティングなどの潤滑材で被覆されて、皮下トンネリング及び体からの抜去を容易にし、かつラテックスアレルギーの発生を回避できるようになっていてよい。ある実施形態において、流入導管２０と流出導管３０の外層表面の少なくとも一部が抗菌コーティングを有していてもよい。他の実施形態では、血液ポンプ２５又は電源コード１２０の表面の少なくとも一部が抗菌コーティングを有していてもよい。例えば、表面活性抗菌コーティングである、Ａｖｅｒｔ（商標）が使用されてもよい。ある実施形態において、流入導管と流出導管の外層の表面の一部が、ダクロンベロアやポリエステルベロアやシリコーンなどの、感染耐性があり、組織取り込みを促進する材料を含んでいてもよい。そのような材料の１つは、Ｖｉｔａｐｈｏｒｅ Ｃｏｒｐ社の抗菌カフであるＶｉｔａＣｕｆｆ（登録商標）である。ＶｉｔａＣｕｆｆカフは２つの同心材料層からできている。内層は医療グレードのシリコーンで構成されている。組織との界面となる外層は、コラーゲンに結合された銀イオンによる抗菌活性を有する、コラーゲン基質を備えている。ある実施形態では、この材料が生理液を吸収し、急膨張して、出口部位における物理的バリア構築を助ける。組織の内殖が生じて、導管を更に固定し、導管の動きを減らして出口部位感染の発生を減らす。

ある実施形態において、流入導管２０と流出導管３０の血液に接触する内腔表面の少なくとも一部が抗血栓剤又は抗血栓材料で被覆されていてもよい。同様に、血液ポンプ２５の血液に接触する表面の少なくとも一部が抗血栓剤又は抗血栓材料で被覆されていてもよい。例えば、いずれもヘパリンを含有する親水性共重合体コーティングである、ＳｕｒＭｏｄｉｃｓ， Ｉｎｃ．社のＡｐｐｌａｕｓｅ（登録商標）コーティング又はＢｉｏｌｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓ Ｌｔｄ．社のＡｓｔｕｔｅ（登録商標）コーティングによって表面が被覆されていてもよい。

ある実施形態において、流入導管２０と流出導管３０の少なくとも一部分が捩れと圧縮に耐えるように優先的に強化されている。例えば導管２０と３０は、ニチノールや別の形状記憶合金又は自己拡張性もしくは放射方向拡張性の材料で強化されていてもよい。好ましくは、編組ニチノール層が各導管２０と３０の少なくとも一部の周りに巻かれるか、導管の壁の中に組み込まれる。一実施形態において、流入導管２０は、導管壁内に組み込まれた、編組ニチノールで強化されている。別の実施形態では流入導管が、導管２０と３０の壁の中に組み込まれた、編組ステンレススチールによって強化されていてもよい。あるいはまた、ニチノール又はＰＴＦＥのコイルが、合成導管２０と３０の一部の周りに巻きつけられるか、又はその中に組み込まれていてもよい。例えば図３１に示すように、流出導管３０の遠位セグメント５０２が、導管の壁５１４を形成するｅＰＴＦＥ導管の周りに組み込まれたＰＴＦＥコイル５０４を持っている。別の実施形態においては、ニチノールのコイルが、導管２０と３０の一部の周りに巻きつけられるか、又はその中に組み込まれていてもよい。

流入導管２０と流出導管３０の両方に組み込まれた編組ニチノールの編み組み密度は、普通１インチ当たりのピクセル数で表され、一般的には約１０〜２００の間であり、好ましくは約２０〜約６０の間である。様々な実施形態において、編み組み密度が流入導管２０と流出導管３０の長さに沿って変化してもよい。例えば、血液ポンプ２５に近い導管２０と３０の部分では編み組み密度を大きくして導管の剛性を高くし、吸引時に外部導管の圧縮又は導管の陥没のリスクを最小化するようにし、その一方で導管の別のセグメントではより柔軟性を持つようにしてもよい。

一実施形態においては図３２Ａ〜３２Ｂに示すように、流入導管２０の血管内部分５０６は複数の側孔５０８によって窓が開けられている。これらの側孔は血液の流入を加速し、導管先端が部分的に閉塞した場合に、静脈壁又は右心房壁を先端の孔から吸引する危険性を低減する。好ましくは、側孔５０８は円形であり、直径が０．５ｍｍ〜１．５ｍｍの範囲である。ただし他の実施形態では、側孔５０８は楕円形又は他の任意の形状であって、血液の血管内吸引に適した寸法であってよい。

図３１、３２Ａ、３２Ｂに示すように、流入導管２０の遠位端５０６と流出導管３０の遠位端５１０は切断されて、１０度〜８０度の間の角度に面取りされていてもよい。ある実施形態において、血液吸引中に導管先端が部分的に閉塞した場合に、静脈壁又は右心房壁を先端の孔から吸引する危険性が面取りによって低減される。他の実施形態では、吻合接続によって血管系と接合する際に、面取りすることで導管の面積を増大させることができる。好ましくは遠位端５０６と５１０は４５度に面取りされるがこれに限るものではない。流入導管２０と流出導管３０は、挿入と皮下トンネリングと抜去が容易になるようになっており、また感染や血栓に対する抵抗を与えるようにもなっている。

一実施形態において、流入導管２０の一部が血管の内腔内に挿入され、経皮的手法又は切開手法を用いて所望の位置まで前進させられる。流入導管２０と流出導管３０の配置を助けるために、導管には、蛍光透視法で見ることができる放射線不透過マーカバンドかその他の放射線不透過材料が、流入導管と流出導管のそれぞれの壁５１２、５１４内部に埋め込まれていてもよい。例えば、流入導管２０と流出導管３０の一部分が、バリウム硫化塩が埋め込まれたポリウレタンである、Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５で構成されていてもよい。他の実施形態において、血管系の内腔の中に挿入されるように構成された、流入導管２０と流出導管３０の部分は、（ニチノールを組み込むことで達成され得るような）自己拡張性又は放射方向拡張性の壁を持っており、流入導管２０と流出導管３０の血管の内部にある部分の直径が、ＧＯＲＥ（登録商標）のハイブリッド型血管グラフトの自己拡張性セグメントがそうであるように、その位置で血管系の直径に合致するようになっていてもよい。

図３７に示す実施形態を含む様々な実施形態において、縫合糸を連続的または分割して使用する外科的吻合術を利用して、流入導管２０と流出導管３０が血管に取り付けられてもよい。以後これを“吻合接続”と呼ぶ。吻合接続は外科クリップとそのほかの吻合形成の標準的方法とにより行うことも可能である。一例として、吻合接続は流出導管３０のｅＰＴＦＥの遠位セグメント５０２と血管との間で行われてもよい。

吻合接続が行われるある実施形態において、初期の直径が１ｍｍ〜２０ｍｍの間の血管、好ましくは初期の直径が１ｍｍ〜６ｍｍの間の血管に流出導管３０が固定される。

反対に図３２Ａ〜３２Ｂ、３７〜４０に示す他の実施形態では、流入導管２０と流出導管３０の部分が、血管又は右心房内部に配置される。例えば流入導管２０の遠位端５０６が右心房又は上大静脈内部に配置されてもよい。図３２Ａ〜３２Ｂに示すように、遠位端５０６が血管内部に配置される場合には、側孔５０８が血液の吸引又は放出を助ける。

その他の様々な実施形態において、流入導管２０と流出導管３０の少なくとも１つは、血液透析器との使用に適合していてもよい。例えば、血液ポンプシステム１０を利用する患者は、透析処置を受けることを必要とする場合がある。この実施例では、血液ポンプシステムから血液が引き取られ、血液透析器を通過してから血液ポンプシステムの中に放出して戻されて血管系に送達して戻される。これによって患者に余計なバスキュラーアクセス部位を形成する必要がなくなる。

図３５に示すように、制御システム１４の一実施形態が、ポンプに動力を送達し、血液ポンプ２５から情報を受信するための、少なくとも１つのプロセッサ２４とメモリ２７を持った制御装置２１を含み、これによってその情報を用いてポンプ速度の設定と制御と、ポンプシステムを通過する流体の流速の推定が行われる。プロセッサ２４は、システムと方法とコンピュータ可読媒体上に符号化された命令とを読み出し、処理し、実行するように構成されている。制御システム１４は次に測定又は推定された血管直径と、測定又は推定されたポンプシステムの平均流速を用いて、標的血管内の壁剪断応力を推定する。制御装置は、任意選択で電池２８を持った電源２６も含んでいる。

一実施形態において、制御システム１４は一つ又は複数のセンサ１２２からセンサのフィードバックを受信する。様々な好適なセンサの任意のものが、血液、血液ポンプ１５、血液ポンプシステム１０、及び／又は標的血管の物理量の様々な変化の任意のものを検出するために使用されてもよい。このセンサ１２２は変化を表す信号を発生させて、それが解析及び／又は処理される。基本的にセンサ１２２は、血液ポンプシステム１０と、システムを通る血流と、標的血管の様々な性質をモニタして、変化を求める。それを処理して所望の参照値又は所定の基準と比較することができる。所望の参照値又は所定の基準は、データベースまたは好適な媒体中に保存されていてもよい。

様々な実施形態において、一つ又は複数のセンサ１２２は、血液ポンプ２５、流入導管２０、流出導管３０、供与血管又は供与位置、又は受容血管又は受容位置と通信してもよい。様々な実施形態において制御システム１４又はその一部は血液ポンプ２５の筐体又はケーシングの内部に配置されていてもよい。例えば、一つ又は複数のセンサ１２２が血液ポンプ２５の入口１１０又は出口１１５に配置されてもよい。他の実施形態において、制御システム１４はポンプの外部にあってよい。

壁剪断応力は、標的血管の全体直径と内腔直径の増大又は標的血管の長さの増大をもたらすポンプシステム１０の運転を構成する変数として利用することができる。

円形断面を有する血管の内腔において、血流がハーゲンーポアズイユの法則に従う（すなわち、完全な放物線状の速度分布を有する層流である）とすると、ＷＳＳは次式で決定できる。
ＷＳＳ（Ｐａ）＝４Ｑμ／πＲ^３［式１］
ここで、
Ｑ＝流速（ｍ^３／ｓ）
μ＝血液の粘度（Ｐａ／ｓ）
Ｒ＝血管半径（ｍ）
である。
壁剪断応力の制御方法＃１：手動方法

標的血管内の平均及び／又はピークＷＳＳは、ポンプ導管システムを通る血流速度に影響し、従って標的血管を流れる血流に影響するポンプ速度を調節することで制御可能である。図３６Ａに示すように、手動の制御方法６００は、ブロック６０２における（患者の血液をサンプリングして粘度計で解析することによる）血液粘度の直接測定と、ブロック６０４における（それぞれに、流入導管又は流出導管のいずれかに超音波フローセンサを設置するか、超音波希釈法か熱希釈法により）血液ポンプシステムの血流速度又は標的静脈中の血流速度の測定と、ブロック６０６における（血管造影法、超音波トモグラフィ、コンピュータトモグラフィ又は磁気共鳴画像法を含む様々な画像検査法による）血管半径の測定、を含んでよい。血管壁に作用するＷＳＳはブロック６０８で決定され、ブロック６１０又は６１２で所望レベルとの比較が行われ、次いで、ブロック６１４又は６１６でポンプインペラの回転速度を変化させてポンプ流速（Ｑ）が調節される。ポンプ速度の変更は、モータ入力電圧のパルス幅変調のデューティサイクルへ変えることで実行される。
壁剪断応力の制御方法＃２：血液粘度の間接測定と血流と標的血管直径の直接測定を用いる自動的方法

自動ＷＳＳ制御システムは、ポンプシステム又は標的血管内の血流速度の直接測定と標的血管の直径の直接測定を含んでよい。図３６Ｂに示すように、この自動ＷＳＳ制御方法６２０は、ブロック６２２での血液粘度の間接測定（測定されたヘマトクリット値と近似的な平均ＷＳＳとの間の既知の関係に基づいて推定する）を含んでもよい。前に述べた粘度の直接測定を利用して、ブロック６２４で粘度推定器の定期較正を遂行できる。臨床適用においては、血液粘度は通常ゆっくりと変化する。
壁剪断応力の制御方法＃３：血液粘度と血流と標的血管直径の間接測定と静脈圧力の直接測定を用いる自動的方法

図３６Ｃに示すように、自動ＷＳＳ制御方法６３０は、ブロック６２２における血液粘度の間接測定（ヘマトクリット測定値と近似的平均ＷＳＳとの既知の関係に基づいて推定）と、ブロック６３２における血液ポンプシステムを通る血流速度の間接測定（モータの状態変数との関係に基づいて推定）と、ブロック６３４における標的血管圧力の測定と、ブロック６３８における血管半径の測定（血管抵抗に基づいて推定）とを含んでよい。血管抵抗は、ブロック６３６において推定されたポンプ流速と測定された血管内の血圧とに基づいて計算される。血液粘度、ポンプ流、及び標的血管半径推定器の定期的な較正が、それぞれブロック６２４、６４０及び６４２における直接測定を利用して、前述したように実行されてもよい。
壁剪断応力の制御方法＃４：血液粘度と血流とポンプ圧力水頭と標的血管直径の間接測定を用いる自動的方法

図３６Ｄに示すように、自動ＷＳＳ制御方法６５０は、ブロック６２２における血液粘度の間接測定（ヘマトクリット測定値と近似的平均ＷＳＳとの既知の関係に基づいて推定）と、ブロック６３２における血液ポンプシステムを通る血流速度の間接測定（モータの状態変数との関係に基づいて推定）と、ブロック６３８における血管半径の間接測定（血管抵抗に基づいて推定）とを含んでよい。ブロック６３６において血管抵抗は、ブロック６３２で推定されたポンプ流速と、これもまたモータ状態変数との関係に基づいてブロック６５２で推定されたポンプ圧力水頭とに基づいて計算される。血液粘度、ポンプ流、及び標的血管半径推定器の定期的な較正が、それぞれブロック６２４、６４０及び６４２における直接測定を利用して前述したように実行されてもよい。別々の圧力変換器を用いてポンプ入口とポンプ出口の圧力を測定し、ブロック６５４でそれらの差を計算することによって、あるいは差動圧力センサを用いてポンプの前後における圧力水頭を直接測定することによって、圧力水頭推定器の定期的な較正が遂行されてもよい。
血液ポンプシステム流速と圧力水頭のセンサなしでの決定：

図３５を参照すると、プロセッサ２４は、電力ケーブル１２０を介してポンプのコイルアセンブリ１７０の一つ又は複数の電気コイルに流れる電流を検出してモニタするようになっている。これをコイルアセンブリに提供される電圧のモニタと組み合わせることで、プロセッサ２４は血液ポンプ２５で消費される投入電力（Ｐｉｎ）とインペラ１４０の実際の回転速度（ω）を導くことができる。プロセッサ２４はポンプ流速（Ｑ）又は流速の変化（ΔＱ）をＰｉｎとωの関数として推定することができる。例えば、Ｑ＝ｆ［Ｐ_ｉｎ，ω］である。より具体的には次式が利用される。
Ｑ＝ａ＋ｂ・ｌｎ（Ｐ_ｉｎ）＋ｃ・ω^０．５［式２］
ここで、
Ｑ＝流速（Ｌ／ｍｉｎ）
Ｐ_ｉｎ＝モータへの投入電力（Ｗ）
ω＝ポンプ速度（ｒｐｍ）
モータへの投入電力は、測定されたモータ電流と電圧から導かれる。ａ、ｂ、ｃに対する値は、モータ速度と投入電力の関数としてのポンプ流速のグラフをカーブフィッティングすることで求められる。

プロセッサ２４はまた、ポンプの圧力水頭（Ｈ_ｐ）又は圧力水頭の変化（ΔＨ_ｐ）をＰｉｎとωの関数として推定することができる。例えば、Ｈ_ｐ＝ｆ［Ｐ_ｉｎ，ω］である。より具体的には次式が利用される。
Ｈ_ｐ＝ｄ＋ｅ・ｌｎ（Ｐ_ｉｎ）＋ｆ・ω^２．５［式３］、
ここで、ｄ、ｅ、ｆの値は、ポンプ速度とモータの投入電力の関数としてのポンプの圧力水頭のグラフをカーブフィッティングすることで求められる。ここでＨ_ｐは流入導管２０とポンプ２５と流出導管３０を横断して測定される。
血管抵抗の決定と血管半径の推定：

血管抵抗（Ｒ_ｖ）は流れに対する抵抗であって、循環システムに血液を押し出すために克服しなければならないものである。抵抗は駆動圧力（Ｈ_ｖ）を流速で割ったものである。血液ポンプシステムが静脈である標的血管に接続されている場合に、血管抵抗は次式を用いて計算される。
Ｒ_ｖ＝（Ｐ_ｖ−ＣＶＰ）／Ｑ ［式４］
ここで、
Ｈ_ｖ＝血液の心臓への復路上の末梢血管で損失する圧力水頭（ｍｍＨｇ）
Ｐ_ｖ＝吻合における静脈圧力（ｍｍＨｇ）
ＣＶＰ＝中心静脈圧（ｍｍＨｇ）
Ｒ_ｖ＝血管抵抗（（ｍｍＨｇ・ｍｉｎ）／Ｌ）
である。通常ＣＶＰは２〜８ｍｍＨｇの間の範囲であり、Ｐ_ｖとＱの動作範囲は相対的にはるかに大きいので、上式においてはこれを無視することができる。図３６Ｅに示すように、血管抵抗はＰ_ｖ−Ｑ曲線６６０の勾配としてグラフ上に表すことができる。曲線６６０は非線形なので、傾斜はＱの関数である。次式で表されるように、一時的に速度を数百ｒｐｍ（Δω）だけ上昇させて、それによる静脈圧力の変化（ΔＰ_ｖ）を測定し、結果としてのポンプ流の変化（ΔＱ）を推定することによって、血管抵抗を求めてもよい。
Ｒ_Ｖ（Ｑ）＝ΔＰ_Ｖ／ΔＱ ［式５］
血管抵抗は血管直径又は半径に強く依存する関数であって、静脈が小さいほど血管抵抗が高いことに留意されたい。血管抵抗は様々な単位で定量化可能であり、例えばウッド単位（（ｍｍＨｇ・ｍｉｎ）／Ｌ）であれば、８倍すればＳＩ単位（（Ｐａ・ｓ）／ｍ^３）に変換できる。

別の方法として、ポンプの圧力水頭（Ｈ_ｐ）を血管抵抗の計算のベースとして利用してもよい。ポンプ−導管システムが血管系のある位置から血液を引き出して、それを末梢動脈又は静脈の中に放出するようになっている場合、システムで得られた圧力水頭（Ｈ_ｐ）は、心臓への血液の復路上の末梢血管での圧力水頭損失（Ｈ_ｖ）に正確に等しい、と仮定することは妥当である。
Ｈ_ｖ＝Ｈ_ｐ［式６］
末梢血管の半径は、Ｑに対するＨ_ｖの比である血管抵抗（Ｒ_ｖ）に逆比例する。円形断面の血管内のハーゲンーポアズイユ血液流を仮定すると、血管抵抗は次の式を用いて表現できる。
Ｒ_Ｖ（Ｐａ・ｓ／ｍ^３）＝Ｐ_ｖ／Ｑ＝８・μ・Ｌ／π・Ｒ^４［式７］
ここで、
Ｐ_ｖはＰａ単位で表され、
Ｑは（ｍ^３／ｓ）の単位で表され、
μ＝血液の粘度（Ｐａ／ｓ）、
Ｒ＝血管半径（ｍ）、
Ｌ＝血管長さ（ｍ）
である。実際には、直径が既知の特定の静脈における圧力低下を生体内測定することで、式７の精度が上げられる。こうして次の経験式が得られる。
Ｒ_ｖ（Ｐａ・ｓ／ｍ^３）＝Ｋ・μ／Ｒ^４［式８］
ここで、Ｋは標的静脈に関する実験定数（ｍ）である。
壁剪断応力の決定：

標的血管内の壁剪断応力は上記の式に基づいて決定することができる。式４より、ポンプ流速は次式で表される。
Ｑ＝Ｐ_ｖ／Ｒ_ｖ［式９］
式８より、血管半径は次式で表される。
Ｒ＝（Ｋ・μ／Ｒ_ｖ）^０．２５［式１０］
式１、９、１０より、壁剪断応力は次式で表される。
ＷＳＳ（Ｐａ）＝（（４・Ｐ_ｖ）／（π・Ｋ^０．７５））・（μ／Ｒ_ｖ）^０．２５［式１１］

様々な実施形態において、制御システムで利用される推定された変数は定期的に較正される。例えば、流速と圧力水頭の推定値は、１分から最大３０日までの範囲の間隔で実際に測定された値を用いて定期的に較正される。同様に、動脈又は静脈の半径の推定値は、１分から最大３０日までの範囲の間隔で実際に測定された値を用いて定期的に較正される。
安全機能と警報：

自動制御システムは、患者の心血管系の変化、又はポンプシステム又はポンプ制御システムの異常に関連する危険を回避するための安全機能も含んでいてもよい。図３６Ｆに示すように、速度制御方法６７０はブロック６７２において、減少した前負荷又は（例えば血栓による）後負荷の増加、吸引、流れの制限及び流入導管先端の周りの血管の切迫陥没、に関連するモータ電流波形の特徴変化を検出できる。ブロック６７４において、フーリエ変換を利用してモータ電流波形のスペクトル解析を行う。ブロック６７６においてフーリエ級数の第２高調波項の振幅が所定の値を超える場合には、吸引が発生して陥没が逼迫していると考えられる。ブロック６１６でポンプ速度を直ちに下げて、ブロック６７８Ａにおいて制御装置２１内にアラームが発動される。正常運転に復旧したら、ブロック６７８Ｂでアラームが解除される。

図３６Ｇに示すように、速度制御方法６８０は低流量状態を検出できる。ブロック６８２においてポンプ流速がポンプ導管システム１０の血栓を回避するための安全閾値レベルより下がると、ポンプ速度はブロック６１４において直ちに上昇させられ、ブロック６７８Ａにおいて制御装置２１内にアラームが発動される。正常運転に復旧したら、ブロック６７８Ｂでアラームが解除される。

図３６Ｈに示すように、速度制御方法６９０は壁剪断応力の高い状態を検出できる。ブロック６９２においてＷＳＳが血管内皮の損傷を回避するための安全閾値レベルよりも高くなると、ブロック６１６においてポンプ速度が直ちに下げられて、ブロック６７８Ａにおいて制御装置２１内にアラームが発動される。正常運転に復旧したら、ブロック６７８Ｂでアラームが解除される。

流入導管２０が動脈に接続され、流出導管３０が静脈に接続されている更に別の実施形態において、制御システム１４は、受容静脈内に放出される血流の拍動をモニタして修正する。例えば、制御システム１４は心電図をモニタし、すなわち、血液ポンプシステムに流入する血液の拍動波形の周期変化をモニタすることができる。心室が収縮し、拍動波形が伝搬するときに、制御システムはポンプの回転速度を下げることができる。心収縮の間及び拍動波形が通過した後、制御システムはポンプの回転速度を上げることができる。このように受容静脈内に入る血液の拍動を低減することが可能である。この代わりに、受容静脈内の血液の拍動を、超音波で実行するようなやり方で手動で定期的にチェックし、かつ、例えばポンプの水頭−流量特性を調整するか、ポンプの流入又は流出部にコンプライアンス液溜又は弾性液溜（部分変化又は分散変化）を追加するか又はポンプ速度を変調することによってポンプを手動で調節してもよい。それ以外の調節もまた可能である。これに代わって、コンプライアンス液溜又は弾性液溜を血液ポンプシステムの移植時に流入導管又は流出導管に付加することも可能である。

その他の様々な実施形態において、制御システム１４は、手動により、又はコンピュータ可読媒体上に符号化されプロセッサ２４で実行可能なソフトウェアプログラムまたアプリケーションを用いて、あるいはそのほかの自動化システムを用いて、モニタされかつ調節される。コンピュータ可読媒体には、揮発性媒体、不揮発性媒体、リムーバブル媒体、非リムーバブル媒体、及び／又は制御システム１４によってアクセス可能な他の入手可能媒体が含まれてよい。限定するものではないが一例として、コンピュータ可読媒体は、コンピュータ記憶媒体及び通信媒体を含んでもよい。コンピュータ記憶媒体としては、メモリ、揮発性媒体、不揮発性媒体、リムーバブル媒体、及び／又はコンピュータ可読命令、データ構造、プログラムモジュール又はその他のデータなどの情報を格納するために方法又は手法に実装された非リムーバブル媒体が含まれる。

ソフトウェアプログラムには、ポンプ速度を自動的に調節する実行可能命令が含まれてよく、供与動脈、供与静脈、受容動脈、あるいは受容静脈のいずれであれ、全体直径と内腔直径又は長さに持続的な増大が望まれる処置対象の管セグメント（“標的管”又は“標的血管”）に、所望量の血流と平均血液速さ又は速度と平均ＷＳＳとを維持するようにする。または、標的血管内の全体直径、内腔直径、長さ及び血流を、超音波などによって定期的に手動でチェックして、例えば、ポンプの水頭−流量特性の調整又はポンプ速度の変調によってポンプを手動で調整してもよい。それ以外の方法で調節がなされてもよい。

一実施形態において平均血液速度は、血液速度を個別に複数回測定し、個々の測定値を合計し、その合計値を測定回数で割って平均を算出することによって決定される。平均血液速度は、数ミリ秒、数秒、１分、５分、１５分、３０分、１時間又は数時間の期間に亘って測定することで算出できる。

別の実施形態において、平均ＷＳＳが、一連の個別の測定を行い、（その測定値を利用して）複数の個別のＷＳＳを決定し、決定された個々のＷＳＳ値を合計し、その合計を決定回数で割って決定される。平均ＷＳＳは、数秒、１分、５分、１５分、３０分、１時間又は数時間の期間に亘って測定して個々のＷＳＳを決定することで算出できる。

一実施形態において制御システム１４は、血液ポンプ２５と通信しているセンサ２２から情報を受信する。他の実施形態では、制御システム１４は流入導管２０又は流出導管３０と通信する、又は流入導管又は流出導管と流体連通する血管内の、センサ２２からの情報を受信する。様々な実施形態において、制御システム１４のすべて又は一部はポンプ本体２５の内部にあってもよく、他方で、別の実施形態においては、制御システムのすべて又は一部は導管内部又は制御装置２１内部にあってもよい。

本明細書で説明するシステムおよび方法は、末梢静脈と動脈の平均ＷＳＳレベルを上昇させる。静脈の正常なＷＳＳは０．０７６Ｐａ〜０．７６Ｐａの間の範囲である。本明細書で記述するシステムは、受容末梢静脈内の平均ＷＳＳを０．７６Ｐａ〜２３Ｐａの間の範囲、好ましくは２．５Ｐａ〜１０Ｐａの間の範囲に上昇させるように構成されている。動脈の正常な平均ＷＳＳは０．３Ｐａ〜１．５Ｐａの範囲である。動脈を拡張するために本明細書で記述するシステムおよび方法は、平均ＷＳＳレベルを１．５Ｐａ〜２３Ｐａの間の範囲、好ましくは２．５Ｐａ〜１０Ｐａの間の範囲に上昇させる。ある場合には、平均ＷＳＳが静脈内で０．７６Ｐａ未満、又は動脈内で１．５Ｐａ未満に保持されても、これらの血管の全体直径と内腔直径を増大させ得るが、この増大の程度と割合は臨床的に意味を持つ、すなわち通常の臨床適用に適合する可能性は低い。動脈又は静脈内の平均ＷＳＳが２３Ｐａより高く保持されると、血管の内皮の剥離（喪失）、すなわち内皮への損傷を生じさせる。これは平均血液速度と平均ＷＳＳの上昇に応答する血管の遅延拡張として知られている。例えば好ましくは１日〜８４日、より好ましくは７日〜４２日の間、平均ＷＳＳを所望の範囲にまで上昇させるように血液をポンプ輸送すると、受容静脈、供与静脈又は供与動脈の全体直径と内腔直径に持続的な増大が生じ、静脈又は動脈の直径が小さいために透析用アクセス部位又はバイパスグラフトとしてはもともと不適格又は準最適であった静脈及び動脈が使用可能又はより適するようになる。血液のポンプ輸送プロセスは定期的にモニタされて、調節されてよい。ポンプは例えば、数分、数時間、１日、３日、１週間又は複数週の期間に亘って調節されて、所望の持続的拡張が達成されるまで末梢静脈又は動脈に（全体直径と内腔直径の持続的増大などのような）変化を起こさせる原因となるようにされる。

図３７〜４０では、静脈又は動脈の全体直径と内腔直径を増大させるためのシステム１０が患者１に対して使用された状態で示されている。図３７では、システム１０は脱酸素化された静脈血を患者の静脈系から抜き出して、その血液を受容末梢血管７００内へ放出する。システム１０はまた受容末梢血管７００内の血液速度を上昇させ、かつその受容末梢血管７００の内皮にかかる平均ＷＳＳを上昇させて、例えば腕や脚にある受容末梢血管７００の全体直径と内腔直径を増大させる。末梢静脈などの血管の直径は、血管の中心にある血液が流れる開空間である内腔の直径の測定、又は、その開空間と血管の壁とを含む血管全体の直径の測定によって決定することができる。

本発明は、血液を末梢静脈又は動脈内に移動させ、それによって末梢静脈又は動脈中の血液速度を上昇させ、かつ末梢静脈又は動脈の内皮にかかる平均ＷＳＳを上昇させることによって、末梢静脈又は動脈の全体直径および内腔直径を同時かつ持続的に増大させることにも関する。末梢静脈又は動脈中の平均血液速度と、末梢静脈又は動脈中の内皮にかかる平均ＷＳＳを血液ポンプシステムを利用して上昇させるシステムについて説明する。好ましくは、ポンプは血液を末梢静脈中に流し、そこではポンプで送り出された血液は、末梢動脈内の血液よりも脈圧が低い場合のように、拍動が抑えられる。

システム１０は流速を好ましくは５０ｍＬ／ｍｉｎ〜２５００ｍＬ／ｍｉｎの間で、任意選択により５０ｍＬ／ｍｉｎ〜１０００ｍＬ／ｍｉｎの間に維持し、他方、圧力範囲も２５ｍｍＨｇ〜３５０ｍｍＨｇの間に維持するのに適している。前述したように、制御システム１４は、末梢静脈内の定常的な平均壁剪断応力を０．７６Ｐａ〜２３Ｐａの間に維持して、末梢静脈の全体直径と内腔直径が５％程度から２００％超まで持続的に増大するように最適化されていてもよい。

本明細書に記載のシステムは、末梢静脈内の平均血液速度も上昇させる。安静時には、ヒトの橈側皮静脈内の平均血液速度は、大体５〜９ｃｍ／ｓ（０．０５〜０．０９ｍ／ｓ）の間である。本明細書に記載のシステムに関しては、末梢静脈内の平均血液速度が、末梢受容静脈の初期の全体直径又は内腔直径と所望の最終的な全体直径又は内腔直径とに応じて、１０ｃｍ／ｓ〜１２０ｃｍ／ｓ（０．１ｍ／ｓ〜１．２ｍ／ｓ）の間の範囲に、好ましくは２５ｃｍ／ｓ〜１００ｃｍ／ｓ（０．２５ｍ／ｓ〜１．０ｍ／ｓ）の間の範囲に上昇させられる。本明細書に記載のシステムは、末梢動脈内の平均血液速度も上昇させる。安静時には、上腕動脈内の平均血液速度は、大体１０〜１５ｃｍ／ｓ（０．１〜０．１５ｍ／ｓ）の間の範囲である。本明細書に記載のシステムと方法に関しては、末梢動脈内の平均血液速度が、動脈の初期の全体直径又は内腔直径と所望の最終的な全体直径又は内腔直径とに応じて、１０ｃｍ／ｓ〜１２０ｃｍ／ｓ（０．１ｍ／ｓ〜１．２ｍ／ｓ）の間の範囲に、好ましくは２５ｃｍ／ｓ〜１００ｃｍ／ｓ（０．２５ｍ／ｓ〜１．０ｍ／ｓ）の間の範囲に上昇させられる。

好ましくは、１日から８４日、あるいは好ましくは７日〜４２日の間平均血液速度を上昇させて、末梢受容静脈、末梢受容動脈、末梢供与静脈又は末梢供与動脈の全体直径と内腔直径の持続的増大をもたらして、静脈又は動脈の直径が小さいために、血液透析のアクセス部位又はバイパスグラフトとしての使用に元々不適格ないしは準最適であった静脈及び動脈を使用可能とする。これはまた、処置期間内に通常の平均血液速度の期間をはさみながら間歇的に平均血液速度を上昇させることによって達成することも可能である。

静脈及び動脈内での基準の血流による力と血流による力の変化が、それらの静脈及び動脈の全体直径、内腔直径及びその長さを決めるのに決定的な役割を果たすことが研究により分かっている。例えば、平均血液速度と平均ＷＳＳの持続的な上昇が、静脈と動脈の全体直径と内腔直径と長さの持続的な増大をもたらすことができる。平均血液速度と平均ＷＳＳの上昇は内皮細胞によって検知され、それが信号機構を触発して、血管平滑筋細胞を刺激し、単球とマクロファージとを吸引させ、コラーゲンやエラスチンなどの細胞外マトリックス成分を劣化させるプロテアーゼを合成し放出させる。このように本発明は、静脈と動脈の改造と、静脈と動脈の全体直径と内腔直径と長さの増大とをもたらすのに十分な期間、平均血液速度と平均ＷＳＳとを上昇させることに関する。

本明細書に記載のシステムは、末梢静脈又は動脈内の平均ＷＳＳを上昇させる。静脈の通常の平均ＷＳＳは０．０７６Ｐａ〜０．７６Ｐａの間の範囲である。本明細書に記載のシステムは、静脈内の平均ＷＳＳレベルを０．７６Ｐａ〜２３Ｐａの間、好ましくは２．５Ｐａ〜１０Ｐａの間の範囲に上昇させる。動脈の通常の平均ＷＳＳは０．３Ｐａ〜１．５Ｐａの範囲である。動脈の全体直径と内腔直径を持続的に増大させるために、本明細書に記載のシステムと方法が平均ＷＳＳレベルを１．５Ｐａ〜２３Ｐａの間の範囲、好ましくは２．５Ｐａ〜１０Ｐａの間の範囲へ上昇させる。好ましくは、１日から８４日、あるいは好ましくは７日〜４２日の間平均ＷＳＳを上昇させて、末梢受容静脈、末梢受容動脈、末梢供与静脈又は末梢供与動脈の全体直径と内腔直径の持続的増大をもたらして、元々静脈と動脈の直径が小さいために、血液透析のアクセス部位又はバイパスグラフトとしての使用に不適格ないしは準最適であった静脈及び動脈を使用可能とする。これはまた、処置期間に通常の平均ＷＳＳの期間をはさみながら間歇的に平均ＷＳＳを上昇させることによって達成することも可能である。

ある状況において、平均ＷＳＳが末梢静脈内で０．０７６Ｐａ未満、又は末梢動脈内で１．５Ｐａ未満に保持されても、これらの静脈及び動脈の全体直径と内腔直径を増大させ得るが、この増大の程度と割合は臨床的に意味を持つ、すなわち通常の臨床適用に適合する可能性は低い。末梢静脈及び動脈内で平均ＷＳＳレベルが約２３Ｐａより高く保持されると、静脈の内皮の剥離（喪失）、すなわち静脈の内皮への損傷を生じさせる可能性がある。内皮の剥離すなわち血管の内皮の損傷は、平均血液速度と平均ＷＳＳの上昇された状況において、血管の全体直径と内腔直径の増大を低減させることが知られている。上昇した平均ＷＳＳは静脈と動脈の全体直径と内腔直径又は長さに十分持続的な増大をもたらし、元々静脈や動脈の直径が小さいために、血液透析のアクセス部位又はバイパスグラフトとしての使用に不適格ないしは準最適であったそれらを、使用可能又はより適したものとする。処置期間中の静脈の全体直径と内腔直径の持続的増大の速度と程度を最適化するために、末梢受容静脈、末梢受容動脈、末梢供与静脈又は末梢供与動脈の直径が、例えば１日毎、３日毎、１週間毎又は数週間毎に間歇的に決定されて、ポンプ速度の調節を可能とすることができる。

本明細書に記載のシステムは、末梢静脈内の平均血液速度も上昇させる。安静時には、ヒトの橈側皮静脈内の平均血液速度は、大体５〜９ｃｍ／ｓ（０．０５〜０．０９ｍ／ｓ）の間である。本明細書に記載のシステムに関しては、末梢静脈内の平均血液速度が、末梢受容静脈の初期の全体直径又は内腔直径と、末梢受容静脈の所望の最終的な全体直径又は内腔直径とに応じて、１０ｃｍ／ｓ〜１２０ｃｍ／ｓ（０．１ｍ／ｓ〜１．２ｍ／ｓ）の間の範囲に、好ましくは２５ｃｍ／ｓ〜１００ｃｍ／ｓ（０．２５ｍ／ｓ〜１．０ｍ／ｓ）の間の範囲に上昇させられる。本明細書に記載のシステムは、末梢動脈内の平均血液速度も上昇させる。安静時には、上腕動脈内の平均血液速度は、大体１０〜１５ｃｍ／ｓ（０．１〜０．１５ｍ／ｓ）の間の範囲である。本明細書に記載のシステムと方法に関しては、末梢動脈内の平均血液速度が、末梢動脈の初期の全体直径又は内腔直径と、末梢動脈の所望の最終的な全体直径又は内腔直径とに応じて、１０ｃｍ／ｓ〜１２０ｃｍ／ｓ（０．１ｍ／ｓ〜１．２ｍ／ｓ）の間の範囲に、好ましくは２５ｃｍ／ｓ〜１００ｃｍ／ｓ（０．２５ｍ／ｓ〜１．０ｍ／ｓ）の間の範囲に上昇させられる。好ましくは、１日から８４日、あるいは好ましくは７日〜４２日の間平均血液速度を上昇させて、末梢受容静脈、末梢受容動脈、末梢供与静脈又は末梢供与動脈の全体直径と内腔直径の持続的増大をもたらして、元々静脈又は動脈の直径が小さいか、長さが不適当であったために、血液透析のアクセス部位又はバイパスグラフトとしての使用に不適格ないしは準最適であった静脈及び動脈を使用可能とする。受容末梢静脈、末梢受容動脈、末梢供与静脈又は末梢供与動脈における１０ｃｍ／ｓ（０．１ｍ／ｓ）未満の平均血液速度レベルは、これらの静脈及び動脈に全体直径と内腔直径の増大をもたらし得るが、この増大の程度と割合は臨床的に意味を持つ、すなわち通常の臨床適用に適合する可能性は低い。末梢受容静脈、末梢受容動脈、末梢供与静脈又は末梢供与動脈における１２０ｃｍ／ｓ（１．２ｍ／ｓ）を超える平均血液速度レベルは、静脈の内皮の剥離（喪失）、すなわち静脈の内皮への損傷を生じさせる可能性がある。血管内皮の剥離あるいは損傷は、平均血液速度の上昇した状況において観察される血管の全体直径と内腔直径の増大を低減することが知られている。所望の範囲内でかつ十分な期間に亘って上昇した平均血液速度は、静脈及び動脈の全体直径と内腔直径、又は長さに十分な持続的増大をもたらし、元々静脈や動脈の直径が小さいため、あるいは長さが不適当であるために、血液透析のアクセス部位又はバイパスグラフトとしての使用に不適格ないしは準最適であったそれらを、使用可能なものとする。末梢受容静脈、末梢受容動脈、末梢供与静脈又は末梢供与動脈の全体直径又は内腔直径が、例えば１分又は数分毎、１時間又は数時間毎、１日毎、３日毎、１週間毎、又は数週間毎に間歇的に決定されて、処置期間中の静脈の全体直径と内腔直径の持続的増大の速度と割合を最適化するために、ポンプ速度の調節を可能とすることができる。

図３４に示す一実施形態において、患者の供与静脈又は静脈系内の位置からの脱酸素化された静脈血液を末梢受容静脈へ移動させるために、システム１０は血液ポンプ２５、一対の導管１２及び制御装置２１を含んでいる。様々な実施形態において、末梢受容静脈は、橈側皮静脈、橈骨静脈、正中静脈、尺骨静脈、肘正中静脈、橈側正中皮静脈、尺側正中皮静脈、尺側皮静脈、上腕静脈、小伏在静脈、大伏在静脈、大腿静脈又はその他の静脈であってよい。血液透析のアクセス部位の形成やバイパスグラフトに有用なそのほかの静脈、または静脈の利用を必要とするその他の血管手術に有用な他の静脈が利用されてもよい。導管１２は脱酸素化された血液を末梢受容静脈に移動させる。末梢血管内の持続的に上昇された平均血液速度と上昇された平均ＷＳＳが、末梢受容静脈の全体直径と内腔直径に持続的かつ漸進的な増大を生じさせる。こうして、本発明のシステム１０は末梢静脈４の直径又は長さを有利に増大させ、例えば血液透析用アクセス部位（ＡＶＦ又はＡＶＧなど）の構築、バイパスグラフトに利用への利用、又は当業者により判断される、特定の直径又は長さの静脈を必要とする別の臨床環境において使用することが可能となるようにする。

本明細書で用いられている脱酸素化血液とは、毛細血管系を通過して、周辺組織によって酸素を除去されてから静脈系に入ってくる血液のことである。本明細書で言う末梢静脈とは、胸部や腹部や骨盤以外の部分にある任意の静脈のことを指している。図３７の実施形態においては、末梢受容静脈７１２は橈側皮静脈である。しかし他の実施形態においては、末梢受容静脈は、橈骨静脈、正中静脈、尺骨静脈、肘正中静脈、橈側正中皮静脈、尺側正中皮静脈、尺側皮静脈、上腕静脈、小伏在静脈、大伏在静脈、大腿静脈またはその他の静脈であってよい。末梢静脈の他に、例えば胸部、腹部、および骨盤にある静脈などのような、血液透析のアクセス部位の形成やバイパスグラフトに有用な他の静脈又は、静脈の利用を必要とするその他の血管手術に有用な他の静脈もまた受容静脈として利用されてよい。

図３７は、システム１０を利用して血管の全体直径と内腔直径を増大させる別の実施形態を示している。この実施形態においては、システム１０は脱酸素化された血液を供与静脈７００から取り出し、上大静脈又は心臓７０４の右心房７０２へその血液を移動させる。図に示すように、流入導管７０６が、この場合は橈側皮静脈である供与静脈７００へ流体連通して接続される。一実施形態において、接続は、流入導管７０６を供与静脈７００へ固定するために使用する流入導管７０６の短いｅＰＴＦＥセグメントを利用して行われ、流入導管のその他のセグメントはポリウレタンを用いて作製されている。他の実施形態において、流入導管又は流出導管の少なくとも一部分は、捩れと圧縮に対する耐性のためにニチノールを含んでいる。図に示すように、流出導管７１０の一端は血液ポンプ２５に接続され、流出導管の他端は血管内部分によって上大静脈と右心房７０２に流体接続されている。図３７の実施形態に関して、血液ポンプは、所望の上昇したレベルの平均血液速度と上昇したレベルの平均ＷＳＳを供与静脈７００内に実現するために、供与静脈７００内から上大静脈及び心臓７０４の右心房７０２に移動する血液の速度を上昇させるために使用される。供与静脈の全体直径と内腔直径が開始時の直径から、例えば１０％増大、２５％増大、５０％増大又は１００％以上増大というように、所望の持続的増大をするのに十分な速度で十分な期間の間、ポンプは運転される。更なる実施形態において、流入導管７０６と供与静脈７００の接合部と、右心房７０２との間の一つ又は複数の静脈弁を（当業者が使用可能な任意の方法を用いて）機能停止又は機能低下させて、血液が供与静脈７００内で逆方向に流れて流入導管７０６内に流れ込むようにさせてもよい。

図３８は、システム１０を利用して血管の全体直径と内腔直径を増大させる別の実施形態を示している。この実施形態においては、システム１０は酸素化された血液を供与動脈７１２（この場合には上腕動脈）から取り出し、上大静脈と心臓７０４の右心房７０２へその血液を移動させる。図に示すように、流入導管７０６は供与動脈７１２に流体連通して接続されている。一実施形態において、接続は、流入導管を供与静脈７１２へ固定するために使用する流入導管７０６の短いｅＰＴＦＥセグメントを利用して行われ、流入導管のその他のセグメントはポリウレタンを用いて作製されている。他の実施形態において、流入導管７０６の１つまたは両方のセグメントが、捩れや圧縮に対する耐性のために更にニチノールを備えている。図に示すように、流出導管７１０の一端は血液ポンプ２５に接続され、流出導管の他端は血管内部分によって上大静脈と右心房７０２に流体接続されている。図３８の実施形態に関して、血液ポンプ１４は、所望の上昇したレベルの平均血液速度と上昇した平均レベルのＷＳＳを供与動脈７１２内に実現するために、供与動脈７１２内から心臓７０４の右心房７０２に移動する血液の速度を上昇させるために使用される。供与動脈の全体直径と内腔直径が開始時の直径から、例えば１０％増大、２５％増大、５０％増大又は１００％以上増大というように、所望の持続的増大をするのに十分な速度で十分な期間の間、ポンプが運転される。

別の実施形態において、酸素化された動脈血液が供与動脈から受容位置へ移動されてもよい。供与動脈としては、橈骨動脈、尺骨動脈、骨間動脈、上腕動脈、前脛骨動脈、後脛骨動脈、腓骨動脈、膝窩動脈、上腕深動脈、浅大腿動脈、または大腿動脈が含まれてよい。ただしこれに限るものではない。

図３９は、システム１０を利用して血管の全体直径と内腔直径を増大させる別の実施形態を示している。この実施形態においては、システム１０は酸素化された血液を供与動脈７１２（この場合には上腕動脈）から取り出し、上大静脈と心臓７０４の右心房７０２へその血液を移動させる。図に示すように、導管７１６は供与動脈７１２に流体連通して接続されている。一実施形態において、接続は、流入導管を供与動脈７１２へ固定するために使用する導管７１６の短いｅＰＴＦＥセグメントを利用して行われ、流入導管のその他のセグメントはポリウレタンを用いて作製されている。他の実施形態において、導管７１６の１つまたは両方のセグメントが、捩れや圧縮に対する耐性のために更にニチノールを備えている。図３９の実施形態に関しては、ポンプはなく、血液はより高圧の供与動脈７１２からより低圧の上大静脈と右心房７０２へ受動的に移動し、導管７１６は供与動脈７１２内で平均血液速度と平均ＷＳＳが所望の上昇レベルを達成するような長さと内腔直径に構成されている。供与動脈７１２の全体直径と内腔直径が開始時の直径から、例えば１０％増大、２５％増大、５０％増大又は１００％以上増大というように、所望の持続的増大をするのに十分な期間の間、導管７１６がその場所に保持される。

図４０は、システム１０を利用して末梢動脈の全体直径と内腔直径を増大させる別の実施形態を示している。この実施形態においては、システム１０は、橈骨動脈などのような標的動脈７１８から酸素化された血液を取り出して、その血液を上腕動脈などのような受容動脈７２０へ移動させるように構成されている。図に示すように、流入導管７０６は標的動脈７１８に流体連通して接続されている。一実施形態において、流入導管７０６と動脈、又は流出導管７１０と動脈の間の接続は、流入導管を標的動脈７１８又は受容動脈７２０に流体接続されている流出導管７１０へ流体接続するために使用されている、それぞれの導管の短いｅＰＴＦＥセグメントを用いて行われてよい。他方で、流入導管と流出導管の残りのセグメントはポリウレタンを用いて作ることができる。他の実施形態において、流入導管７０６又は流出導管７１０の１つまたは両方のセグメントは、例えば捩れや圧縮に対する耐性のために更にニチノールを備えている。

図に示すように、流出導管７１０の一端は血液ポンプ２５に接続され、流出導管の他端は受容動脈７２０に流体接続されている。図４０の実施形態に関して、所望の上昇したレベルの平均血液速度と上昇したレベルの平均ＷＳＳを標的動脈内に実現するために、血液ポンプ２５は、標的動脈７１８から取り出す血液の速度を上昇させるために使用される。標的動脈７１８の全体直径と内腔直径が開始時の直径から、例えば１０％増大、２５％増大、５０％増大又は１００％以上増大というように、所望の持続的増大をするのに十分な速度でかつ十分な期間の間、ポンプが運転される。

本発明を例示的な態様と実施形態に関して説明したが、本記述を読むことにより当業者にはその様々な変形が明らかとなることを理解されたい。従って、本明細書に開示した本発明は、そのような変形も添付の特許請求の範囲の中に含むことを意図している。

Claims (171)

1. 血液ポンプと、
   前記血液ポンプに流体接続された動脈又は静脈内の上昇した平均壁剪断応力を維持するために、前記血液ポンプシステムをモニタして、前記血液ポンプの運転を修正する制御システムと、
   を備える、血液ポンプシステム。
2. 前記血液ポンプは回転血液ポンプである、請求項１に記載の血液ポンプシステム。
3. 前記血液ポンプは遠心血液ポンプである、請求項１に記載の血液ポンプシステム。
4. 前記血液ポンプシステムは、血液を前記血液ポンプへ、又は前記血液ポンプから輸送するための一つ又は複数の導管を更に備える、請求項１に記載の血液ポンプシステム。
5. 前記システムは上昇した平均壁剪断応力を少なくとも１日、７日、１４日、２８日、４２日又は８４日の間維持するように構成された、請求項１に記載の血液ポンプシステム。
6. 前記システムは、静脈内の平均壁剪断応力を０．７６Ｐａ〜２３Ｐａ又は２．５Ｐａ〜１０Ｐａの範囲に維持するように構成された、請求項１に記載の血液ポンプシステム。
7. 前記システムは、動脈内の平均壁剪断応力を１．５Ｐａ〜２３Ｐａ又は２．５Ｐａ〜１０Ｐａの範囲に維持するように構成された、請求項１に記載の血液ポンプシステム。
8. 前記システムは、動脈又は静脈内の平均血液速度を１０ｃｍ／ｓ〜１２０ｃｍ／ｓ又は２５ｃｍ／ｓ〜１００ｃｍ／ｓの範囲に維持するように構成された、請求項１に記載の血液ポンプシステム。
9. 前記一つ又は複数の導管は合わせた長さが４ｃｍ〜２２０ｃｍである、請求項４に記載の血液ポンプシステム。
10. 前記一つ又は複数の導管は切り取られ得る、請求項４に記載の血液ポンプシステム。
11. 前記一つ又は複数の導管は２ｍｍ〜１０ｍｍの間の内径を有する、請求項４に記載の血液ポンプシステム。
12. 前記一つ又は複数の導管は４ｍｍの内径を有する、請求項４に記載の血液ポンプシステム。
13. 前記一つ又は複数の導管は５ｍｍの内径を有する、請求項４に記載の血液ポンプシステム。
14. 前記一つ又は複数の導管は６ｍｍの内径を有する、請求項４に記載の血液ポンプシステム。
15. 前記一つ又は複数の導管はポリウレタンで構成されている、請求項４に記載の血液ポンプシステム。
16. 前記一つ又は複数の導管はｅＰＴＦＥで構成されている、請求項４に記載の血液ポンプシステム。
17. 前記一つ又は複数の導管はポリウレタンとｅＰＴＦＥの接合したセグメントで構成されている、請求項４に記載の血液ポンプシステム。
18. 前記一つ又は複数の導管の少なくとも１つのセグメントは弾性液溜を備える、請求項４に記載の血液ポンプシステム。
19. 前記一つ又は複数の導管の少なくとも一部分は、形状記憶合金、自己拡張性材料又は放射方向拡張性材料を備える、請求項４に記載の血液ポンプシステム。
20. 前記形状記憶合金はニチノールである、請求項１９に記載の血液ポンプシステム。
21. 前記一つ又は複数の導管は編み組みされたニチノールを備える、請求項２０に記載の血液ポンプシステム。
22. 前記一つ又は複数の導管はコイル状のニチノールを備える、請求項２０に記載の血液ポンプシステム。
23. 患者の血管系に流体接続するように構成された前記一つ又は複数の導管の一端は、１０度〜８０度の間の角度で面取りされている、請求項４に記載の血液ポンプシステム。
24. 患者の血管系に流体接続するように構成された前記一つ又は複数の導管の一端は、複数の孔を備えている、請求項４に記載の血液ポンプシステム。
25. 前記一つ又は複数の導管は半径方向に圧縮性のコネクタを用いて接続される、請求項４に記載の血液ポンプシステム。
26. 前記一つ又は複数の導管は前記一つ又は複数の導管内の流路にアクセスする側部ポートを含む、請求項４に記載の血液ポンプシステム。
27. 血液ポンプシステムであって、
    回転血液ポンプと、
    前記血液ポンプシステムをモニタして、前記血液ポンプに流体接続された動脈又は静脈内の上昇した平均壁剪断応力を維持するために前記回転血液ポンプの運転を変化させる制御システムと、
    を備える、血液ポンプシステム。
28. 前記血液ポンプシステムは、血液を前記血液ポンプへ、又は前記血液ポンプから輸送するための一つ又は複数の導管を更に備える、請求項２７に記載の血液ポンプシステム。
29. 血液ポンプと、
    前記血液ポンプシステムをモニタして、前記血液ポンプに流体接続された動脈又は静脈内の上昇した平均血液速度を維持するために前記血液ポンプの運転を変化させる制御システムと、
    を備える、血液ポンプシステム。
30. 前記血液ポンプは回転血液ポンプである、請求項２９に記載の血液ポンプシステム。
31. 前記血液ポンプは遠心血液ポンプである、請求項２９に記載の血液ポンプシステム。
32. 前記血液ポンプシステムは、血液を前記血液ポンプへ、又は前記血液ポンプから輸送するための一つ又は複数の導管を更に備える、請求項２９に記載の血液ポンプシステム。
33. 前記システムは上昇した平均血液速度を少なくとも１日、７日、１４日、２８日、４２日又は８４日の間維持するように構成された、請求項２９に記載の血液ポンプシステム。
34. 前記システムは、前記導管に接続された動脈又は静脈内の平均血液速度を１０ｃｍ／ｓ〜１２０ｃｍ／ｓ又は２５ｃｍ／ｓ〜１００ｃｍ／ｓの範囲に維持するように構成された、請求項２９に記載の血液ポンプシステム。
35. 前記システムは、前記導管に接続された静脈内の平均壁剪断応力を０．７６Ｐａ〜２３Ｐａ又は２．５Ｐａ〜１０Ｐａの範囲に維持するように構成された、請求項２９に記載の血液ポンプシステム。
36. 前記システムは、前記導管に接続された動脈内の平均壁剪断応力を１．５Ｐａ〜２３Ｐａ又は２．５Ｐａ〜１０Ｐａの範囲に維持するように構成された、請求項２９に記載の血液ポンプシステム。
37. 前記一つ又は複数の導管は合わせた長さが４ｃｍ〜２２０ｃｍである、請求項３２に記載の血液ポンプシステム。
38. 前記一つ又は複数の導管は切り取られてもよい、請求項３２に記載の血液ポンプシステム。
39. 前記一つ又は複数の導管は２ｍｍ〜１０ｍｍの間の内径を有する、請求項３２に記載の血液ポンプシステム。
40. 前記一つ又は複数の導管は４ｍｍの内径を有する、請求項３２に記載の血液ポンプシステム。
41. 前記一つ又は複数の導管は５ｍｍの内径を有する、請求項３２に記載の血液ポンプシステム。
42. 前記一つ又は複数の導管は６ｍｍの内径を有する、請求項３２に記載の血液ポンプシステム。
43. 前記一つ又は複数の導管はポリウレタンで構成されている、請求項３２に記載の血液ポンプシステム。
44. 前記一つ又は複数の導管はｅＰＴＦＥで構成されている、請求項３２に記載の血液ポンプシステム。
45. 前記一つ又は複数の導管はポリウレタンとｅＰＴＦＥの接合したセグメントで構成されている、請求項３２に記載の血液ポンプシステム。
46. 前記一つ又は複数の導管の少なくとも１つのセグメントは弾性液溜を備える、請求項３２に記載の血液ポンプシステム。
47. 前記一つ又は複数の導管の少なくとも一部分は、形状記憶合金、自己拡張性材料又は放射方向拡張性材料を備える、請求項３２に記載の血液ポンプシステム。
48. 前記形状記憶合金材料はニチノールである、請求項４７に記載の血液ポンプシステム。
49. 前記一つ又は複数の導管は編み組みされたニチノールを備える、請求項４８に記載の血液ポンプシステム。
50. 前記一つ又は複数の導管はコイル状のニチノールを備える、請求項４８に記載の血液ポンプシステム。
51. 患者の血管系に流体接続するように構成された前記一つ又は複数の導管の一端は、１０度〜８０度の間の角度で面取りされている、請求項３２に記載の血液ポンプシステム。
52. 患者の血管系に流体接続するように構成された前記一つ又は複数の導管の一端は、複数の孔を備えている、請求項３２に記載の血液ポンプシステム。
53. 前記一つ又は複数の導管は半径方向に圧縮性のコネクタを用いて前記血液ポンプに接続される、請求項３２に記載の血液ポンプシステム。
54. 前記一つ又は複数の導管は前記一つ又は複数の導管内の流路にアクセスするための側部ポートを含む、請求項３２に記載の血液ポンプシステム。
55. 遠心血液ポンプと、
    インペラと、
    少なくとも１つの磁石と、
    電気モータと、
    を備える血液ポンプシステムであって、
    前記遠心血液ポンプは、血液を受けて血液をインペラ上に振り向ける流入ディフューザを備えるポンプ入口を画定するポンプ筐体を備え、前記ポンプ筐体は、頂部ベゼルと前記筐体の頂部から前記入口内部に向かって延伸する頂部ピボットベアリングと、底部ベゼルと前記筐体の底部から前記筐体の内部に向かって延伸する底部ピボットベアリングと、を有し、
    前記インペラは前記筐体内に懸吊され、前記インペラは、前記頂部ピボットと係合する第１端部と前記底部ピボットと係合する第２端部とを有するインペラピボットと、前記インペラの頂部表面にあって前記インペラの中心から放射状に延伸する複数のブレードであって、前記入口で受け取った血液を前記ポンプ筐体を通して前記出口に向かって押し出すブレードと、前記インペラの中心軸に平行に前記底面から前記インペラを通って頂部面に延伸する少なくとも１つの内腔と、を有し、
    前記少なくとも１つの磁石は、前記インペラと機械的に係合し、
    前記電気モータは、前記少なくとも１つの磁石と機械的に係合し、前記少なくとも１つの磁石と前記インペラとを回転させる、
    血液ポンプシステム。
56. １つの導管を前記入口に流体接続してそれを血管系に流体接続することができるように構成され、かつ第２の導管を前記入口に流体接続してそれを前記血管系に流体接続することができるように構成されている、請求項５５に記載の血液ポンプシステム。
57. 前記複数のブレードの少なくとも１つは弓型である、請求項５５に記載の血液ポンプ。
58. 血液ポンプと、
    少なくとも１つの流入導管と流出導管と、
    を備えるシステム。
59. 前記流入導管と流出導管の一つ又は両方の少なくとも１つのセグメントは弾性液溜を備える、請求項５８に記載の血液ポンプシステム。
60. ポンプ速度を制御する制御装置であって、
    電源と、
    メモリと、
    前記ポンプ速度を制御し、かつそのフィードバックを解析するためのプロセッサと、
    前記制御装置を前記ポンプへ電気的に接続するためのケーブルと、
    を含む制御装置を更に備える、請求項５８に記載の血液ポンプシステム。
61. 前記システムは上昇した血液速度を少なくとも７日、１４日、２８日、５６日又は１１２日の間維持するように構成された、請求項５８に記載の血液ポンプシステム。
62. 前記システムは、前記導管に動脈又は静脈が接続された状態で平均血液速度を１０ｃｍ／ｓ〜１２０ｃｍ／ｓ又は２５ｃｍ／ｓ〜１００ｃｍ／ｓの範囲に維持するように構成された、請求項５８に記載の血液ポンプシステム。
63. 前記システムは、前記導管に接続された静脈内の平均壁剪断応力を０．７６Ｐａ〜２３Ｐａ又は２．５Ｐａ〜１０．０Ｐａの範囲に維持するように構成された、請求項５８に記載の血液ポンプシステム。
64. 前記システムは、前記導管に接続された動脈内の平均壁剪断応力を１．５Ｐａ〜２３Ｐａ又は２．５Ｐａ〜１０Ｐａの範囲に維持するように構成された、請求項５８に記載の血液ポンプシステム。
65. 前記流入導管と前記流出導管は合わせた長さが４ｃｍ〜２２０ｃｍである、請求項５８に記載の血液ポンプシステム。
66. 前記流入導管又は前記流出導管は切り取られてもよい、請求項５８に記載の血液ポンプシステム。
67. 前記流入導管と前記流出導管の少なくとも１つは、２ｍｍ〜１０ｍｍの間の内径を有する、請求項５８に記載の血液ポンプシステム。
68. 前記流入導管と前記流出導管の少なくとも１つは、４ｍｍの内径を有する、請求項５８に記載の血液ポンプシステム。
69. 前記流入導管と前記流出導管の少なくとも１つは、５ｍｍの内径を有する、請求項５８に記載の血液ポンプシステム。
70. 前記流入導管と前記流出導管の少なくとも１つは、６ｍｍの内径を有する、請求項５８に記載の血液ポンプシステム。
71. 前記流入導管と前記流出導管の少なくとも１つはポリウレタンで構成されている、請求項５８に記載の血液ポンプシステム。
72. 前記流入導管と前記流出導管の少なくとも１つはｅＰＴＦＥで構成されている、請求項５８に記載の血液ポンプシステム。
73. 前記流入導管と前記流出導管の少なくとも１つはポリウレタンとｅＰＴＦＥの接合したセグメントで構成されている、請求項５８に記載の血液ポンプシステム。
74. 前記流入導管と前記流出導管の少なくとも１つは形状記憶又は自己拡張性の材料を備える、請求項５８に記載の血液ポンプシステム。
75. 前記形状記憶又は自己拡張性の材料はニチノールである、請求項７４に記載の血液ポンプシステム。
76. 前記流入導管と前記流出導管の少なくとも１つは編組ニチノールを備える、請求項７４に記載の血液ポンプシステム。
77. 前記流入導管と前記流出導管の少なくとも１つはコイル状のニチノールを備える、請求項７４に記載の血液ポンプシステム。
78. 患者の血管系に流体接続するように構成された前記１つの導管の一端は、１０度〜８０度の間の角度で面取りされている、請求項５８に記載の血液ポンプシステム。
79. 患者の血管系に流体接続するように構成された一つの導管の一端は、複数の孔を備えている、請求項５８に記載の血液ポンプシステム。
80. 前記流入導管と前記流出導管の少なくとも１つは半径方向に圧縮性のコネクタを用いて前記血液ポンプに接続されている、請求項５８に記載の血液ポンプシステム。
81. 前記流入導管と前記流出導管の少なくとも１つは、前記流入導管又は前記流出導管内の流路にアクセスするための側部ポートを含む、請求項５８に記載の血液ポンプシステム。
82. 血管内の壁剪断応力を決定し、かつ制御する方法であって、
    ａ）血液粘度を測定することと、
    ｂ）血液ポンプシステム又は血管内の血流速度を測定することと、
    ｃ）血管の半径を測定することと、
    ｄ）前記測定した血液粘度と前記測定した流速と前記血管の半径から、前記血管内の壁剪断応力を決定することと、
    ｅ）前記決定された壁剪断応力を所定の参照値と比較することと、
    ｆ）前記決定された壁剪断応力が前記所定の参照値に近くない場合に血液ポンプ速度を調節することと、
    ｇ）前記決定された壁剪断応力が前記所定の参照値に近づくまでａ〜ｆのステップを繰り返すことと、
    を含む、方法。
83. １ｍｓ、１０ｍｓ、１００ｍｓ、１ｓ、１ｍｉｎ、１ｈ、１日、７日、１４日又は２８日の間隔で、前記壁剪断応力が定期的に決定されて、必要があれば調節される、請求項８２に記載の方法。
84. 前記血流速度が所定の安全参照値より低くなった場合、前記血液ポンプ速度が上げられて警報指示が作動される、請求項８２に記載の方法。
85. 前記壁剪断応力が所定の安全参照値を超えた場合、前記血液ポンプ速度が下げられて警報指示が作動される、請求項８２に記載の方法。
86. 血管内の壁剪断応力を計算し、かつ制御する方法であって、
    ａ）血液粘度を推定することと、
    ｂ）血液ポンプシステム又は血管内の血流速度を測定することと、
    ｃ）血管の半径を測定することと、
    ｄ）前記推定した血液粘度と前記測定した血流速度と前記血管の半径から、前記血管内の壁剪断応力を決定することと、
    ｅ）前記決定された壁剪断応力を所定の参照値と比較することと、
    ｆ）前記決定された壁剪断応力が前記所定の参照値に近くない場合に血液ポンプ速度を調節することと、
    ｇ）前記決定された壁剪断応力が前記所定の参照値に近づくまでａ〜ｆのステップを繰り返すことと、
    を含む、方法。
87. 前記壁剪断応力が、１ｍｓ、１０ｍｓ、１００ｍｓ、１ｓ、１ｍｉｎ、１ｈ、１日、７日、１４日又は２８日の間隔で定期的に決定されて、必要があれば調節される、請求項８６に記載の方法。
88. 測定されたヘマトクリット値と近似的な壁剪断応力との間の周知の関係に基づいて、約１〜２８日の間隔で前記血液粘度を定期的に推定する、請求項８６に記載の方法。
89. 前記血流速度が所定の安全参照値より低くなった場合、前記血液ポンプ速度が上げられて警報指示が作動される、請求項８６に記載の方法。
90. 前記壁剪断応力が所定の安全参照値を超えた場合、前記血液ポンプ速度が下げられて警報指示が作動される、請求項８６に記載の方法。
91. 血管内の壁剪断応力を推定し、かつ制御する方法であって、
    ａ）血液粘度を推定することと、
    ｂ）電圧、電流又はポンプ速度から選択される血液ポンプシステムの少なくとも１つのモータ状態変数を測定することと、
    ｃ）前記血液ポンプシステム内の血流速度を推定することと、
    ｄ）前記血管内の圧力を測定することと、
    ｅ）前記推定した血流速度及び前記血管内の測定した圧力とから前記血管の血管抵抗を決定することと、
    ｆ）前記血管の半径を推定することと、
    ｇ）前記推定した血液粘度と前記推定した血流速度と前記血管の半径から、前記壁剪断応力を決定することと、
    ｈ）前記決定された壁剪断応力を所定の参照値と比較することと、
    ｉ）前記決定された壁剪断応力が前記所定の参照値に近くない場合に前記ポンプ速度を調節することと、
    ｊ）前記決定された壁剪断応力が前記所定の参照値に近づくまでａ〜ｉのステップを繰り返すことと、
    を含む、方法。
92. 前記壁剪断応力が、１ｍｓ、１０ｍｓ、１００ｍｓ、１ｓ、１ｍｉｎ、１ｈ、１日、７日、１４日及び２８日の間隔で定期的に決定されて、必要があれば調節される、請求項９１に記載の方法。
93. 測定されたヘマトクリット値と近似的な壁剪断応力との間の周知の関係に基づいて、約１〜１４日の間隔で血液粘度を定期的に推定する、請求項９１に記載の方法。
94. 前記血液ポンプシステム内の前記血流速度の推定値を、約１〜１４日間隔で実際の測定値を利用して定期的に較正する、請求項９１に記載の方法。
95. 前記血管の半径の推定値を、約１〜１４日間隔で実際の測定値を利用して定期的に較正する、請求項９１に記載の方法。
96. 前記血流速度が所定の安全参照値より低くなった場合、前記血液ポンプ速度が上げられて警報指示が作動される、請求項９１に記載の方法。
97. 前記壁剪断応力が所定の安全参照値を超えた場合、前記血液ポンプ速度が下げられて警報指示が作動される、請求項９１に記載の方法。
98. 血液ポンプシステムを利用して血管内の壁剪断応力を推定し、かつ制御する方法であって、
    ａ）血液粘度を推定することと、
    ｂ）電圧、電流又はポンプ速度から選択される血液ポンプシステムの少なくとも１つのモータ状態変数を測定することと、
    ｃ）前記血液ポンプシステム内の血流速度と圧力水頭を推定することと、
    ｄ）前記推定した血流速度及び前記推定した圧力水頭とから前記血管内の血管抵抗を計算することと、
    ｅ）前記血管の半径を推定することと、
    ｆ）前記推定血液粘度と前記推定血流速度と前記血管半径から、前記壁剪断応力を決定することと、
    ｇ）前記決定された壁剪断応力を所定の参照値と比較することと、
    ｈ）前記決定された壁剪断応力が前記所定の参照値に近くない場合に前記ポンプ速度を調節することと、
    ｉ）前記決定された壁剪断応力が前記所定の参照値に近づくまでａ〜ｈのステップを繰り返すことと、
    を含む、方法。
99. 前記壁剪断応力が、１ｍｓ、１０ｍｓ、１００ｍｓ、１ｓ、１ｍｉｎ、１ｈ、１日、７日、１４日又は２８日の間隔で定期的に決定されて、必要があれば調節される、請求項９８に記載の方法。
100. 測定されたヘマトクリット値と近似的な壁剪断応力との間の周知の関係に基づいて、約１〜１４日の間隔で前記血液粘度を定期的に推定する、請求項９８に記載の方法。
101. 前記血流速度の推定値を、約１〜１４日間隔での実際の測定値を利用して定期的に較正する、請求項９８に記載の方法。
102. 前記圧力水頭の推定値を、約１〜１４日間隔での実際の測定値を利用して定期的に較正する、請求項９８に記載の方法。
103. 前記血管の半径の推定値を、約１〜１４日間隔での実際の測定値を利用して定期的に較正する、請求項９８に記載の方法。
104. 前記血流速度が所定の安全参照値より低くなった場合、前記ポンプ速度が上げられて警報指示が作動される、請求項９８に記載の方法。
105. 前記壁剪断応力が所定の安全参照値を超えた場合、前記ポンプ速度が下げられて警報指示が作動される、請求項９８に記載の方法。
106. 血液ポンプシステムを利用して血管内の壁剪断応力を推定し、かつ制御する方法であって、
     ａ）血液粘度、血流速度、前記血液ポンプシステム内の圧力水頭及び前記血管の半径から成る群から選択される少なくとも１つの要素を推定することと、
     ｂ）電圧、電流及びポンプ速度から成る群から選択される血液ポンプシステムの少なくとも１つのモータ状態変数を測定することと、
     ｃ）前記血管内の壁剪断応力を決定することと、
     ｄ）前記決定された壁剪断応力を所定の参照値と比較することと、
     ｅ）前記決定された壁剪断応力が前記所定の参照値に近くない場合に前記ポンプ速度を調節することと、
     ｆ）前記決定された壁剪断応力が前記所定の参照値に近づくまでａ〜ｅのステップを繰り返すことと、
     を含む、方法。
107. 血液ポンプシステムの入口における陥没の逼迫度を検出して、前記血液ポンプシステムに流体接続された血管の陥没を回避するためのセンサなしの方法であって、
     ａ）血液ポンプのモータ電流を測定することと、
     ｂ）前記血液ポンプモータ電流のスペクトル解析表示をフーリエ級数の形で連続的に決定することと、
     ｃ）前記フーリエ級数の第２高調波項の振幅が参照値を超える場合に、検出指示を与えることと、
     ｄ）前記フーリエ級数の第２高調波項の振幅が前記参照値を超える場合に、ポンプ速度を漸減させることと、
     ｅ）前記第２高調波項の振幅が前記参照値より低くなるまで、ａ〜ｄのステップを繰り返すことと、
     を含む方法。
108. ポリウレタンとｅＰＴＦＥとの接合セグメントを備える、血液ポンプシステムと共に使用される血液ポンプ導管。
109. 前記ポリウレタンはＰｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）又はＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）である、請求項１０８に記載の血液ポンプ導管。
110. 前記導管は切り取ることができる、請求項１０８に記載の血液ポンプ導管。
111. 前記導管は２ｍｍ〜１０ｍｍの間の内径を有する、請求項１０８に記載の血液ポンプ導管。
112. 前記導管は４ｍｍの内径を有する、請求項１０８に記載の血液ポンプ導管。
113. 前記導管は５ｍｍの内径を有する、請求項１０８に記載の血液ポンプ導管。
114. 前記導管は６ｍｍの内径を有する、請求項１０８に記載の血液ポンプ導管。
115. 前記導管の少なくとも一部は形状記憶又は自己拡張性材料を備える、請求項１０８に記載の血液ポンプ導管。
116. 前記形状記憶又は自己拡張性材料はニチノールである、請求項１０８に記載の血液ポンプ導管。
117. 前記形状記憶又は自己拡張性材料は編組ニチノールである、請求項１０８に記載の血液ポンプ導管。
118. 前記形状記憶又は自己拡張性材料はコイル状のニチノールである、請求項１０８に記載の血液ポンプ導管。
119. 前記血管系に流体接続するように構成された導管の一端は、１０度〜８０度の間の角度で面取りされている、請求項１０８に記載の血液ポンプ導管。
120. 前記血管系に流体接続するように構成された導管の一端は、複数の孔を備えている、請求項１０８に記載の血液ポンプ導管。
121. 前記血液ポンプに流体接続するように構成された導管の一端は、半径方向に圧縮性のコネクタを利用して接続されるように構成された、請求項１０８に記載の血液ポンプ導管。
122. 血液をポンプ輸送するための血液ポンプであって、
     インペラ室を含むポンプ筐体と、
     前記インペラ室内で、インペラの中心を通るシャフト上に回転可能に支持されたインペラと、
     を備え、
     前記シャフトは上部ベアリング端部と下部ベアリング端部とを含み、各端部は前記ポンプ筐体に回転自在で動作可能に結合されており、
     前記インペラは上面と底面と、前記インペラを前記上面から前記底面まで貫通して延びる複数の穴とを含む、血液ポンプ。
123. 複数の穴は、前記インペラの中心の周りに半径方向に概して均一に配置されている、請求項１２２に記載の血液ポンプ。
124. 前記複数の穴は、相互にまた前記シャフトに対して概して平行に前記インペラを貫通して延びている、請求項１２２に記載の血液ポンプ。
125. 前記インペラ室の入口開口に通じる入口流路を更に備え、前記入口流路は前記入口流路に対して概して直交して前記インペラ室内へ開放されている、請求項１２２に記載の血液ポンプ。
126. 前記インペラ室の入口開口に通じる入口流路を更に備え、前記入口開口は前記上部ベアリング端部の近くにおいて前記シャフトの外周面の少なくとも一部に沿って延びている、請求項１２２に記載の血液ポンプ。
127. 前記入口開口と前記穴は、相互に概して平行な方向に開放されている、請求項１２６に記載の血液ポンプ。
128. 前記インペラ室を通って輸送される血液の少なくとも一部は、前記穴を介して、前記インペラの頂面及び底面に沿って循環する、請求項１２２に記載の血液ポンプ。
129. 入口と出口を含む血液ポンプと、
     第１端部と第２端部を含む導管であって、前記第１端部は前記出口又は入口に流体結合するように構成され、前記第２端部は血管組織に縫合されるように構成されている導管と、
     使用説明書と、
     を備える医療キット。
130. 前記第１端部はポリウレタンを備え、前記第２端部はｅＰＴＦＥを備える、請求項１２９に記載の医療キット。
131. 前記ポリウレタンとｅＰＴＦＥは、ｅＰＴＦＥの層がポリウレタンの層の間に挟まれた接合部を形成する、請求項１２９に記載の医療キット。
132. 第３端部と第４端部を含む別の導管を更に備え、前記第３端部は前記出口又は入口と流体連結するように構成され、前記第４端部は血管組織に縫合されるように構成されている、請求項１２９に記載の医療キット。
133. 制御装置と電力コードと少なくとも１つのコネクタとを更に備える、請求項１３２に記載の医療キット。
134. 前記血液ポンプと前記導管とを囲む無菌包装を更に備える、請求項１２９に記載の医療キット。
135. 血液をポンプ輸送するための血液ポンプであって、
     ケーシングと、
     ケーシング内に回転支持されたインペラと、
     前記インペラに通じる入口と、
     前記インペラから通じる出口と、
     前記出口に動作可能に結合した第１端部と血管組織に縫合されるように構成された第２端部とを含む流出導管と、
     を備える血液ポンプ。
136. 前記第１端部はポリウレタンを備え、前記第２端部はｅＰＴＦＥを備える、請求項１３５に記載の血液ポンプ。
137. 前記ポリウレタンとｅＰＴＦＥは、ｅＰＴＦＥの層がポリウレタンの層の間に挟まれた接合部を形成する、請求項１３５に記載の血液ポンプ。
138. 血液をポンプ輸送するためのポンプシステムであって、
     ａ）入口と、ｂ）出口と、ｃ）前記入口と前記出口の間に流体的に位置するインペラと、ｄ）インペラ駆動部と、を備える血液ポンプと、
     ａ）前記インペラの下流を流れる血液の圧力を表示するために配置された流出圧力センサと、ｂ）前記流出圧力センサと通信するプロセッサと、ｃ）少なくとも１つの記憶された目標流出圧力を有するメモリと、を備える制御システムと、
     を備え、
     前記プロセッサは、前記流出圧力センサに表示される前記インペラの下流を流れる血液の圧力が、前記少なくとも１つの記憶された目標流出圧力の許容範囲内となるように前記ポンプインペラ駆動部を動作させる、ポンプシステム。
139. 前記システムは、前記出口と動作可能に結合された流出導管を更に備え、かつ前記流出圧力センサは前記流出導管上の一点を流れる血液又は受容血管との縫合部における血液の圧力を表示するように配置された、請求項１３８に記載のポンプシステム。
140. 前記流出圧力センサは、前記流出導管と接続された血管との接合部付近を流れる血液の圧力を表示するように配置された、請求項１３８に記載のポンプシステム。
141. 血液をポンプ輸送するためのポンプシステムであって、
     ａ）入口と、ｂ）出口と、ｃ）前記入口と前記出口の間に流体的に位置するインペラと、ｄ）インペラ駆動部と、を備える血液ポンプと、
     ａ）前記インペラの下流を流れる血液の圧力を表示するために配置された流出圧力センサと、ｂ）前記インペラの上流を流れる血液の圧力を表示するために配置された流入圧力センサと、ｃ）前記流出圧力センサ及び流入圧力と通信するプロセッサと、ｄ）少なくとも１つの記憶された目標圧力差を有するメモリと、を備える制御システムと、
     を備え、
     前記プロセッサは、前記流出圧力センサからの圧力表示と前記流入圧力センサからの圧力表示の両方を読み取って圧力差を算出し、
     前記プロセッサは、算出された前記圧力差が前記少なくとも１つの記憶された目標圧力差の許容範囲内となるように、前記ポンプインペラ駆動部を動作させる、ポンプシステム。
142. 前記システムは、前記出口と動作可能に結合された流出導管を更に備え、かつ前記流出圧力センサは前記流出導管上の一点を流れる血液又は前記流出導管と接続された血管との接合部付近における血液の圧力を表示するように配置された、請求項１４１に記載のポンプシステム。
143. 前記流出圧力センサは、前記出口上の一点を流れる血液の圧力を表示するように配置された、請求項１４１に記載のポンプシステム。
144. 前記システムは、前記入口と動作可能に結合された流入導管を更に備え、かつ前記流入圧力センサは前記流入導管上の一点を流れる血液の圧力を表示するように配置された、請求項１４１に記載のポンプシステム。
145. 前記流入圧力センサは、前記入口上の一点を流れる血液の圧力を表示するように配置された、請求項１４１に記載のポンプシステム。
146. １つの導管を前記入口に流体接続してそれを血管系に流体接続することができるように構成され、かつ第２の導管を前記入口に流体接続してそれを前記血管系に流体接続することができるように構成されている、請求項１４１に記載の血液ポンプシステム。
147. 前記複数のブレードの少なくとも１つは弓型である、請求項１４１に記載の血液ポンプ。
148. 血液ポンプと、
     カテーテルシステムと、
     を備える、遠心血液ポンプシステムであって、
     前記血液ポンプは、
     入口キャップと頂部インペラケーシングと底部インペラケーシングを有するポンプ筐体と、
     頂部ベアリングピンと底部ベアリングピンと、
     前記ポンプ筐体内に懸吊されたインペラと、
     前記インペラに機械的に係合した少なくとも１つの磁石と、
     前記少なくとも１つの磁石に磁気的に係合し、少なくとも１つの磁石と前記インペラとを回転させる電気モータと、
     を備え、
     前記ポンプ筐体において、前記頂部インペラケーシングと係合する前記入口キャップが入口を画定し、前記底部インペラケーシングと係合する前記頂部インペラケーシングが出口を画定し、前記入口キャップは、頂部ベアリングピンを受ける頂部リセスを更に画定し、前記底部インペラケーシングは、底部ベアリングピンを受ける底部リセスを更に画定し、
     前記頂部ベアリングピンと前記底部ベアリングピンは、それぞれが第１端部上に半球状の凹型ベアリング面と反対の第２端部上に概して平坦な面とを有し、各半球状の凹型ベアリング面は０．２ｍｍ〜０．６ｍｍの間の半径であって１ｍｍ〜３ｍｍの間の最小直径を有し、前記頂部ベアリングピンと前記底部ベアリングピンはそれぞれ約６ｍｍ〜８ｍｍの間の長さと、前記頂部リセスと前記底部リセスにそれぞれ機械的に噛み合うための外周溝とを有し、
     前記インペラは、
     インペラピボットを受容するピボット内孔であって、前記ピボット内孔は前記インペラの中心軸に沿って前記頂部リセスから前記底部リセスの間に延在し、前記インペラピボットは前記頂部ベアリングピンの凹型ベアリング面に係合するための凸型の第１端部と、前記底部ベアリングピンの前記凹型ベアリング面に係合する凸型の第２端部とを有し、前記インペラピボットは８ｍｍ〜１２ｍｍの間の全体の長さと１ｍｍ〜３ｍｍの間のピボット直径とを有し、前記凸型の第１端部は０．３ｍｍ〜０．７ｍｍの間の半径を有して前記インペラピボットから０．４ｍｍ〜０．６ｍｍの間の長さ離れており、前記凸型の第２端部は０．２ｍｍ〜０．４ｍｍの間の半径を有して前記インペラピボットから０．４ｍｍ〜０．６ｍｍの間の長さ離れている、ピボット内孔と、
     前記インペラの頂部表面上にあって前記インペラの中心から前記インペラの外端に向かって放射状に延びる複数の弓形ブレードであって、前記入口で受け取った血液を前記ポンプ筐体を通して前記出口に押し出す複数の弓形ブレードと、
     前記インペラの中心軸に平行にその頂部表面から前記インペラを貫通して底部表面まで延びる、少なくとも１つの洗い流し孔と、
     を画定し、
     前記カテーテルシステムは、
     遠位流入端と近位流入端とを有し、前記近位流入端は前記入口に流体接続された流入カテーテルと、
     遠位流出端と近位流出端とを有し、前記近位流出端は前記出口に流体接続している流出カテーテルと、
     を備える、
     遠心血液ポンプシステム。
149. 血管内の壁剪断応力を推定し、かつ制御するセンサなしの方法であって、
     ａ）血液粘度を推定することと、
     ｂ）電圧、電流又はポンプ速度から選択される血液ポンプシステムの少なくとも１つのモータ状態変数を測定することと、
     ｃ）前記血液ポンプシステム内の血流速度と圧力水頭を推定することと、
     ｄ）前記推定した血流速度及び前記推定した圧力水頭とから前記血管内の血管抵抗を決定することと、
     ｅ）前記血管の半径を推定することと、
     ｇ）前記推定血液粘度と前記推定血流速度と前記血管半径から、前記壁剪断応力を決定することと、
     ｇ）前記決定された壁剪断応力を所定の参照値と比較することと、
     ｈ）前記決定された壁剪断応力が前記所定の参照値に近くない場合に前記ポンプ速度を調節することと、
     ｉ）前記決定された壁剪断応力が前記所定の参照値に近づくまでａ〜ｈのステップを繰り返すことと、
     を含む、方法。
150. 患者の末梢血管中の血液速度を上昇させるための血液ポンプシステムと共に使用する導管システムであって、前記カテーテルシステムは、
     遠位流入端と近位流入端とを有し、前記近位流入端は前記血液ポンプシステムのポンプの入口に流体接続されている、流入導管と、
     遠位流出端と近位流出端とを有し、前記近位流出端は前記ポンプの出口に流体接続されている、流出導管と、
     を備える、導管システム。
151. 前記流入導管と前記流出導管は合わせた長さが４ｃｍ〜２２０ｃｍである、請求項１５０に記載のカテーテルシステム。
152. 前記流入導管又は前記流出導管は切り取られてもよい、請求項１５０に記載のカテーテルシステム。
153. 前記流入導管と前記流出導管の少なくとも１つは、２ｍｍ〜１０ｍｍの間の内径を有する、請求項１５０に記載のカテーテルシステム。
154. 前記流入導管と前記流出導管の少なくとも１つは、４ｍｍの内径を有する、請求項１５０に記載の導管システム。
155. 前記流入導管と前記流出導管の少なくとも１つは、５ｍｍの内径を有する、請求項１５０に記載のカテーテルシステム。
156. 前記流入導管と前記流出導管の少なくとも１つは、６ｍｍの内径を有する、請求項１５０に記載のカテーテルシステム。
157. 前記流入導管と前記流出導管の少なくとも１つは、ポリウレタンで構成されている、請求項１５０に記載の導管システム。
158. 前記流入導管と前記流出導管の少なくとも１つは、ポリウレタンとｅＰＴＦＥで構成されている、請求項１５０に記載の導管システム。
159. 前記ポンプ筐体に流体接続されている前記近位流入又は流出端は、ポリウレタンで構成され、前記血管系に流体接続されている遠位流入又は流出端は、ｅＰＴＦＥで構成されている、請求項１５０に記載の導管システム。
160. 前記流入導管と前記流出導管の少なくとも１つは、ニチノールで強化されている、請求項１５０に記載の導管システム。
161. 前記遠位流出端はニチノールコイルで強化されている、請求項１６０に記載の導管システム。
162. 前記流入導管と前記流出導管の少なくとも１つは、編組ニチノールで強化されている、請求項１５０に記載の導管システム。
163. 前記遠位流入端と前記遠位流出端は１０度〜８０度の間の角度で面取りされている、請求項１５０に記載の導管システム。
164. 前記遠位流入端と前記遠位流出端は４５度の角度で面取りされている、請求項１６３に記載の導管システム。
165. 前記遠位流入又は流出端は、複数の孔を画定する、請求項１５０に記載の導管システム。
166. 前記流入導管又は流出導管の少なくとも１つは、半径方向に圧縮性のコネクタを用いて前記入口に接続されている、請求項１５０に記載の導管システム。
167. 血液ポンプシステムと共に使用するための導管システムであって、
     遠位流入端と近位流入端とを有するポリウレタンで構成された流入導管であって、前記近位流入端は第１の半径方向に圧縮性コネクタによって前記血液ポンプシステムのポンプ入口に流体接続され、前記流入導管は更にニチノールコイルで強化され、かつ２ｍｍ〜１０ｍｍの間の内径と、２ｃｍ〜１１０ｃｍの間の長さを持つポリウレタンで構成され、前記遠位流入端は複数の穴を備える、流入導管と、
     遠位流出端と近位流出端とを有する流出導管であって、前記近位流出端はポンプ出口に流体接続され、前記近位流出端は第２の半径方向圧縮性コネクタによって前記血液ポンプシステムの前記ポンプ出口に流体接続され、前記流出導管は更にポリウレタン及びｅＰＴＦＥで構成され、かつ更にニチノールコイルで強化され、前記流出導管は２ｍｍ〜１０ｍｍの間の内径と、２ｃｍ〜１１０ｃｍの間の長さを有する、流出導管と、
     を備える、導管システム。
168. 前記流入又は流出導管の遠位部は４５度の角度で面取りされている、請求項１６７に記載の導管システム。
169. 血管内の壁剪断応力を決定し制御する方法を、プロセッサにより実行可能な命令で符号化されたコンピュータ可読媒体であって、前記方法が、
     ａ）血液粘度、血流速度、前記血液ポンプシステム内の圧力水頭、血液ポンプ導管と前記血管との接合部付近の圧力及び前記血管の半径から成る群から選択される少なくとも１つの要素を測定又は推定することと、
     ｂ）前記血管内の前記壁剪断応力を決定することと、
     ｃ）前記決定された壁剪断応力をデータベース内に格納された所定の参照値と比較することと、
     ｄ）前記決定された壁剪断応力が前記所定の参照値に近くない場合に血液ポンプ速度を調節することと、
     ｅ）前記決定された壁剪断応力が前記所定の参照値に近づくまでａ〜ｄのステップを繰り返すことと、
     を含む、コンピュータ可読媒体。
170. 前記方法が、電圧、電流及びポンプ速度から成る群から選択される前記血液ポンプシステムの少なくとも１つのモータ状態変数を測定することを更に含む、請求項１６９に記載のコンピュータ可読媒体。
171. 前記方法が、
     前記血液ポンプモータ電流のスペクトル解析表示をフーリエ級数の形で連続的に決定することと、
     前記フーリエ級数の第２高調波項の振幅が参照値を超える場合に、検出指示を与えることと、
     前記フーリエ級数の第２高調波項の振幅が前記参照値を超える場合に、ポンプ速度を漸減させることと、
     を更に含む、請求項１７０に記載のコンピュータ可読媒体。