JP2019514562A - 導管先端部ならびにシステム及び使用法 - Google Patents

Abstract

本開示は、回転血液ポンプシステムに関する。回転式血液ポンプシステムは、５０ｍＬ／分〜１５００ｍＬ／分の作動範囲を有する二重ピボット接触ベアリングシステムを備えてもよい。回転血液ポンプシステムはまた、流入血液導管、流出導管、制御システム、及び電源を備えてもよい。本開示は、さらに、血流の改善を提供する波状の開口面を有する金属またはポリマーよりなる導管、停滞の余地がある領域を最小にする洗浄特性、及び任意選択で、導管先端部吸引事象及び隣接する血管または他の血液含有構造の壁の吸引関連損傷の危険性を低下する弾性の先端部保護ケージ構造を備える様々な流入導管アセンブリに関する。本開示はさらに、導管または導管先端部の管腔の断面積が縮小されて、導管先端部に隣接する血管セグメント内に局所的なジェット状の流体流を生成する、金属またはポリマーよりなる導管先端部を有する様々な流出導管アセンブリに関する。【選択図】図６２

Description

関連出願の相互参照
本出願は、２０１６年４月２９日に出願された米国仮特許出願第６１／３２９，９３０号、発明の名称「Ｃｏｎｄｕｉｔ Ｆｌｕｉｄ Ｉｎｆｌｏｗ ｔｉｐ」及び２０１７年３月６日に出願された、米国仮特許出願第６２／４６７，６５１号、発明の名称「Ｃｏｎｄｕｉｔ Ｏｕｔｆｌｏｗ Ｔｉｐ ａｎｄ Ｃａｇｅ Ｄｅｖｉｃｅ」（これらの両方は、その全体が参照により本明細書に組み込まれる）に対する優先権を主張する。

発明の分野
本開示は、ポンプ、導管、制御ユニット、及び電源を含む血液ポンプシステムであって、種々の臨床適用に用いられ得るシステムに関する。加えて、本開示は、様々な流入及び流出導管、導管先端部、及び血液ポンプシステムと共に使用するための支持構造に関する。具体的には、本明細書に開示されるデバイスは、血液透析、バイパス移植、またはより大きい静脈もしくは動脈径が所望される他のタイプの外科手術もしくは治療のための血管アクセス部位を必要とする患者における、静脈及び動脈の全直径及び管腔直径を持続的に増加させるために有用であり得る。本明細書に開示されたデバイス、方法及びシステムはまた、皮膚変色及び潰瘍を有する患者を含む、下肢静脈高血圧患者の下肢静脈還流の増大及び下肢静脈圧の低下にも有用であり得る。開示されたデバイス、方法及びシステムは、それを必要とする臓器及び組織、例えば、末梢動脈疾患（ＰＡＤ）を有する患者の下肢に局所血流を増加させるためにさらに有用であり得る。

米国には６５万人を超える慢性腎臓病（ＣＫＤ）患者がおり、毎年１０万人を超える新たなＣＫＤ患者がいる。高血圧、糖尿病、及び高齢化などの要因により、罹患している人口の年間増加率は４％ある。

血液透析は、米国のＣＫＤ患者の９０％超が選択する処置である。血液透析または他の形態の腎代替療法がなければ、ＣＫＤ患者のほとんどが死亡するであろう。血液透析処置を受けている典型的なＣＫＤ患者は、１週間あたり２〜３回血液透析装置に血管系を接続しなければならない。血液透析には、３つの一般的な血管アクセス部位の選択肢がある。好適なアクセス部位の選択肢は、動脈と静脈との間、好ましくは手首内、または代替的には前腕もしくは上腕の、直接外科的に形成された接続である動静脈瘻（ＡＶＦ）である。別のアクセス部位の選択肢は、好ましくは前腕、あるいは上腕、胸、鼠径部または脚の中に挿入された合成導管を使用して、動脈と静脈との外科的に形成された接続である、動静脈移植（ＡＶＧ）である。最終的な主要アクセス部位の選択肢は、首、胸、脚、または他の解剖学的位置の大きな静脈に挿入されるカテーテルである。

ＡＶＦを有する患者は、ＡＶＧまたはカテーテルを有する患者と比較して、罹患率が低く、死亡率が低く、ケアのコストが低い。したがって、ＡＶＦは、血液透析のための血管アクセスの好ましい形態である。ＡＶＧまたはカテーテルを有する患者は、ＡＶＦを有する患者よりも実質的に高い感染率及び死亡率を有し、カテーテル患者は転帰が最悪である。さらに、ＡＶＧまたはカテーテルを有する患者は、ケアの平均費用が高く、カテーテル患者はコストが最も高い。患者がＡＶＦに適格である場合、手の虚血の割合が高く、上腕の一般的により短くかつより深い静脈セグメントに起因して、上腕ではＡＶＦよりも手首または前腕が一般に好ましい。ＡＶＦ及びＡＶＧ血管アクセス部位を作成する際に従う一般に受け入れられている原理の１つは、できるだけ遠位から開始し、後の血管アクセス部位作成のためにより近位の静脈を保存することである。これは、ＡＶＦ患者の手首で、及びＡＶＧ患者の前腕で開始することを意味する。しかしながら、より遠位の静脈の直径が小さいほど、しばしば、これらの位置における血管アクセス手術の成功が減少する。

残念ながら、約８５％の患者は、主に静脈及び動脈の直径が小さすぎることに起因して、手首のＡＶＦには不適格である。さらに、作成された全てのＡＶＦの約５０〜６０％は、小静脈及び動脈の直径と相関する「成熟不全」と一般に呼ばれる事象に起因して、外科及び介入処置を追加しなければ使用できない。より大きな直径を有する静脈及び動脈の利用可能性は、ＡＶＦの適格性が高く、成熟の失敗率が低く、ＡＶＦの成熟が早く、初回及び二次開存率が長くなることと相関する。

現在、静脈または動脈の直径を永続的または持続的に増大させるための選択肢はほとんどない。現在の全ての方法は、静脈または動脈の傷害を引き起こし得る、バルーン血管形成などの機械的拡張方法を使用する。医師がＡＶＦを作成するためには、患者は、一定の大きさの末梢静脈及び動脈を有する必要があるので、末梢静脈または動脈のサイズまたは直径を持続的かつ永続的に増大させる方法及びシステムを有することが望ましい。

米国では、約７００万人が慢性静脈不全及び高血圧に罹患しており、静脈潰瘍に進行する可能性がある。下肢潰瘍は、米国の人口のうち有病率が推定１％の慢性的な外傷の最も一般的な形態である。米国では、約２５０万人が下肢潰瘍を患っており、米国では、約６０万人が毎年下肢の静脈潰瘍の処置を試みている。人口の高齢化に伴い、静脈潰瘍の発生率は上昇することが予想される。

静脈潰瘍患者の調査では、８１％の患者が移動に悪影響を及ぼすことが報告され、５６％は潰瘍ケアで１週に８時間までの浪費が報告され、６８％が恐怖感、社会的隔離、怒り、抑うつ、及びネガティブな自己イメージを含むネガティブな情動効果が報告された。調査では、患者の８０％が家の外で働いていない。そして２０％の雇用者は、脚の潰瘍化が、仕事からの時間喪失、雇用の喪失、及び会計的な悪影響と相関していた。

下肢静脈高血圧及び潰瘍形成は、治療するのに費用がかかり、医療提供者及びシステムに相当な負担をかける。Ｃｌｅｖｅｌａｎｄ Ｃｌｉｎｉｃの７８人の静脈潰瘍患者の試験では、中央値の潰瘍サイズは２．８ｃｍ^２（平均＝９．４ｃｍ^２）であり、５％は両側性潰瘍であった。潰瘍治癒の中央時間は、７７日（平均＝１０８日）であり、処置の平均費用は、月に２，４００ドルであった。潰瘍を治すための治療の平均総費用は、患者１人あたり９，６８５ドルであった。治癒に１年超かかる患者の場合、患者１人あたりの総費用は１８，５３４ドルであった。

ほとんどの場合、静脈高血圧及び潰瘍形成は、深部静脈血栓症または未知の原因について二次的な弁不全から生じる。かなりの少数の症例において、静脈高血圧及び潰瘍形成は、深部静脈血栓症、静脈損傷または外因性静脈圧迫について二次的な大腿または骨盤の静脈閉塞から生じる。限局性静脈高血圧症への慢性組織暴露は、毛細管の拡張をもたらし、血漿及び赤血球の透過性及び漏出の増大、微小循環における白血球の捕捉及び活性化、ならびにフリーラジカル及び他の毒性生成物（例えば、腫瘍壊死因子及びコラゲナーゼ）の放出を伴い、細胞死及び組織損傷を促進し得る。周辺組織へのフィブリノーゲンの漏出は、成長因子及びサイトカインに結合するか、またはそれらを「トラップ」し、それらを組織の完全性の維持及び修復に利用することができなくなる。

下肢静脈高血圧症は、臨床的には、脚の発赤及び変色、腫脹、疼痛、浮腫、掻痒、落屑、排出及び脂肪皮膚硬化症として現れる。潰瘍は、一般に、脚の内側の面で発達し、不規則な境界を有し、重度の疼痛と関連する可能性がある。静脈性潰瘍は、重複した細菌感染によって面倒になる場合が多い。動脈循環は、通常適切である。下肢静脈高血圧症及び潰瘍に対する現在の処置法は不適切である場合が多い。患者は、ほとんどが緩和処置に提供され、積極的な創傷ケア、下肢静脈圧を低下させ、静脈還流を増大させるための圧迫療法、下肢静脈剥離または切除、及び皮膚移植を含む、潰瘍の治癒及び再発防止の目標がある。しかし現在の処置法では潰瘍を治癒できないことが多く、治癒した潰瘍の再発率は高い。

現在、小型の「心臓ポンプ」が存在する。しかし、このようなポンプは高価であり、四肢または本明細書に記載される使用については設計及び寸法決めされていない。このように、他の臨床的適応の中でも、妥当な費用で末梢静脈及び動脈の直径を増大し得るシステム、構成要素、方法、及びポンプデバイスに対する未だ満たされていない臨床的な必要性が存在する。さらに、下肢静脈還流を増大させ、下肢静脈高血圧を低下させ、静脈潰瘍を治癒し得るシステム、構成要素、方法、及びポンプデバイスが必要とされている。いくつかの医療処置及び医療デバイスは、様々な流体、例えば、血液を患者の内外に移動させるポンプ及びコンジットシステムに依存している。種々の研究によって、流入導管及び流入導管先端部の構成は、血液ポンプシステムの流入導管に流入する流体の流動特性に直接影響することが示されている。種々の研究によって、流出導管及び流出導管先端部の構成は、血液ポンプシステムの流出導管を出ていく流体の流れ特性に直接影響を与えることが示されている。導管を使用して血液を患者の体外にポンピングするとき、血流中の低及び高壁せん断応力（ＷＳＳ）の領域に起因する血栓形成のリスク、それに伴う血栓塞栓事象の危険性がある。例えば、低いＷＳＳの領域は血小板凝集を引き起こすが、高いＷＳＳの領域は血小板活性化を引き起こし得ることがよく理解されている。非常に高いＷＳＳの領域もまた、溶血の危険性を示す可能性がある。例えば、１５０Ｐａより大きいＷＳＳの領域は、溶血を引き起こす可能性が高い。

本出願は、広い作動範囲、低い売上原価（ＣＯＧＳ）、及び中間的な作業時間を有する血液ポンプシステムを含む、血液ポンプシステムに関する。これらの血液ポンプシステムは、本明細書に記載されているように、様々な臨床状況及び様々な臨床適応症での使用のために設計されている。

本明細書に記載の血液ポンプシステムは、静脈及び動脈、好ましくは末梢静脈及び動脈の直径を増大させるために使用してもよい。このシステムは、静脈または動脈の直径を増大させるような方法で血液を動かすように機能する。これは、血液を静脈もしくは動脈に放出（「押し込む」）することによって、または静脈もしくは動脈から血液を取り出す（「引き出す」）ことによって達成され得る。いずれの方法によっても、システムは、血管内の血液の流れを増大させ、最終的に血管の直径の持続的な増大をもたらす。そのようなものとして、システム（及びより具体的にはポンプ）は、時に「血管再構築」として記載されるプロセスである、静脈または動脈の拡大及び拡張された動脈及び静脈壁の構造における修飾を生じる生物学的応答経路を活性化するための機械的手段を使用する。このシステムは、血液ポンプ、血液ポンプへ及び血液ポンプから血液を運搬または搬送する導管、血液ポンプをモニターし、血液ポンプの作動を変更するための制御システム、及び電源を有する。そのようなものとして、このシステムは、例えば、一方の端部で動脈に流体接続され、他方の端部で静脈に流体接続され得る部材群を備え、これにより、活性化されたときに、静脈、動脈、またはその両方の内皮に対する壁せん断応力（ＷＳＳ）が、静脈または動脈における持続的な拡大を引き起こすのに十分な時間にわたって上昇するような速度で、血液がポンピングされる。ポンプシステムを通る血液の流れを制御して血管の直径において所望の増大させ得る限り、任意の様々なポンプ及びポンプシステムを使用してもよい。

本明細書に記載の血液ポンプシステムは、下肢静脈還流を増大させ、下肢静脈高血圧を低下させ、静脈潰瘍を治癒するために使用してもよい。このシステムは、大腿静脈、伏在静脈、または腸骨静脈のような患部下肢の静脈から、静脈循環内の位置に血液を移動させるように機能して、その結果、下肢から心臓への静脈血の戻りが改善される。静脈循環へ戻る位置としては、頸静脈、腋窩静脈、鎖骨下静脈、腕頭静脈、上大静脈及び右心房が挙げられる。このシステムは、血液ポンプと、血液ポンプへ及び血液ポンプから血液を運搬または搬送する１つ以上の導管と、血液ポンプをモニターし、血液ポンプの作動を変更する制御システムと、電源とを有する。このように、このシステムは、例えば、一端が末梢静脈に流体接続され、他端が末梢、中央静脈、または右心房に流体的に接続され得る一群の部材を備え、それにより、活性化されたときに、静脈潰瘍の部分的または完全な治癒を起こすのに十分な時間、静脈血圧が処置された下肢において低下するような速度で血液がポンピングされる。ポンプシステムを通る血液の流れを制御して所望の効果を生み出すことができる限り、任意の様々なポンプ及びポンプシステムを使用してもよい。

容積式ポンプ及び回転式ポンプを含む様々なタイプの血液ポンプを使用してもよく、回転式ポンプが好ましい。一実施形態では、回転血液ポンプシステムは、血液を受ける入口と血液を排出する出口とを画定するハウジングを有するポンプを備える。ポンプハウジングは、ベアリングに懸架された回転インペラを収容するように設計され寸法決めされている。ポンプハウジングは、ハウジングの入口部分に近位の第１のベアリングと、ハウジングの出口部分に近位の第２のベアリングとを有し得る。血液は回転するインペラに出入りし、それによってこのインペラは血液の出口速度を増大させる。この増大した速度は、ポンプ出口で終結するポンプディフューザ内で血液が減速するとき、圧力が増大するにつれて回復または変換される。

他の実施形態では、様々なタイプの回転血液ポンプを使用してもよい。例えば、軸流ポンプ、混合流ポンプ、または好ましくは遠心血液ポンプを使用してもよい。さらに、磁気ベアリング、流体力学的ベアリング、及び好ましくはピボット（接触）タイプを含むが、これに限定されない種々のポンプインペラベアリングを使用してもよい。同様に、コレクタディフューザ、または好ましくは渦巻きディフューザを含むが、これらに限定されない様々なタイプのポンプディフューザを使用してもよい。

一実施形態では、ピボットベアリングを有する遠心血液ポンプは、血液を受け入れてインペラに血液を送るための流入ディフューザを有するポンプ入口を画定するポンプハウジングを備え、このポンプハウジングは、頂部ベゼルと、このハウジングの頂部から入り口へ延在する頂部ピボットベアリングと、ハウジングの底部からハウジングの内部空間に延在する底部ベゼル及び底部ピボットベアリングとを備える。このポンプはまた、ハウジング内に懸架されたインペラを備え、このインペラは、インペラピボットを受け入れるためのベアリング管腔をさらに有する。インペラピボットは、入口部に近位である、頂部ピボットベアリングと係合するための第１の端部と、出口部に近位である、底部ピボットベアリングと係合するための第２の端部とを有する。一実施形態では、インペラピボットの少なくとも一端は凸状であり、少なくとも一つのピボットベアリングの端部は凹状である。別の実施形態では、インペラピボットの少なくとも一端の端部は凹状であり、かつ各ピボットベアリングの少なくとも一端は凸状である。別の実施形態では、インペラピボットの両端は凹状であり、両方のピボットベアリングは凸状である。別の実施形態では、インペラピボットの両端は凸状であり、両方のピボットベアリングは凹状である。インペラは、渦巻きに接触して血液を加速するように設計された様々なフィンまたはブレード構造を備え得る。例えば、インペラは、インペラの上面に複数のブレードを画定し、インペラの中心からインペラの外縁まで半径方向に延在する。ブレードは、インペラの中央入口からその周辺出口へ血液を加速する。別の選択肢では、インペラはブレードもフィンも含まないが、血液を移動または推進させる手段を含む。インペラは、必要に応じて、少なくとも１つのウォッシュアウト管腔、切り欠き、またはボアを備え、これは、インペラを通って底面から上面まで、インペラの中心軸にほぼ平行に延在する。いくつかの実施形態では、この管腔は、インペラの下で、底部ピボットベアリングの周りの血液の停滞を防止するように設計される。

血液ポンプは、インペラを作動させるように設計された、好ましくは電気のモーターを備えることが好ましい。一実施形態では、この血液ポンプは、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、ハウジング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ーを備える。この電気子は、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。ポンプモーターは、センサーレス逆起電力（逆起電力）整流を有するアキシャルギャップブラシレス直流（ＤＣ）トルクモーターであってもよい。モーターは、インペラ内の磁石にネオジム鉄ホウ素（ＮｄＦｅＢ）の焼結合金を用い、ステータに３相の平面「レーストラック」コイル形状を採用してもよい。モーターは、その直径に比べて軸方向の長さが非常に短いパンケーキのアスペクト比を有してもよい。

一実施形態では、血液ポンプシステムは、約５０ミリリットル毎分（ｍＬ／分）〜約１５００ｍＬ／分の動作範囲を有する遠心血液ポンプを含む。このシステムはまた、血液を受け取り、血液をインペラに送るためのポンプ入口を画定するポンプハウジングを備える。ポンプハウジングは、ハウジングの頂部から入口に延在する頂部ピボットベアリングと、ハウジングの底部からハウジングの内部空間に延在する底部ピボットベアリングとを有する。ポンプはまた、ハウジング内に懸架されたインペラを備え、インペラとハウジングの頂部との間の第１のギャップは、約０．０５ｍｍ〜約０．２ｍｍの第１の範囲にある。

インペラは、頂部ピボットと係合する第１の端部と、底部ピボットと係合する第２の端部とを有するインペラピボットと、インペラの上面上でありインペラの中心から半径方向に延在する複数のブレードとを備え、このブレードは、ポンプハウジングを通って入口に受け入れられた血液を出口に押し出す。インペラはまた、インペラを通って底面から上面までインペラの中心軸に平行に延在する少なくとも１つの管腔を備える。

ポンプは、インペラに機械的に係合する少なくとも１つの磁石と、少なくとも１つの磁石と磁気的に係合する電気モーターとをさらに備え、電気モーターは、少なくとも１つの磁石及びインペラを回転させる。他の実施形態では、ポンプはまた、少なくとも１つの磁石と磁気的に係合する強磁性のバックプレートを備える。

血液ポンプシステムは、２つの端部を有する第１の（流入）導管と、血管システム内の位置に流体接続され、その位置から血液を受ける第１の端部と、ポンプに流体接続されている第２の端部とを備える１つ以上の導管を有する。流入導管は、ポンプに血液を送達する。血液ポンプシステムは、２つの端部を有する第２の（流出）導管を有し、第１の端部は、ポンプに流体接続され、ポンプから血液を受け取り、第２の端部は、血管システム内の位置に流体接続され、その場所に血液を送達する。

いくつかの実施形態では、血液ポンプシステムの導管は、２ｃｍ〜１１０ｃｍの個々の長さと、４ｃｍ〜２２０ｃｍの組み合わされた長さとを有し、ポンプシステムの移植の間を含めて、医師によって所望の長さにトリミングされてもよい。導管はそれぞれ、２ｍｍ〜１０ｍｍ、好ましくは３ｍｍ〜５ｍｍの内径を有する。導管は、少なくとも一部は、ポリウレタン（例えばＰｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）またはＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標））、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）、発泡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から形成されてもよい。導管は、弾性のリザーバをさらに備えてもよい。

導管の全部または一部は、ニチノールまたはステンレス鋼のような他の自己拡張もしくは半径方向に拡張性の材料のような、編組または螺旋コイル形状記憶材料で補強されてもよい。下肢静脈高血圧及び静脈潰瘍の処置のために設計されたポンプシステムでは、下肢静脈からポンプシステムのポンプ部分に血液を搬送する導管は、ｅＰＴＦＥまたはダクロンの遠位セグメントをさらに含んでもよく、その結果、このセグメントは、外科的吻合によって下肢静脈に流体的に接続され得る。このｅＰＴＦＥまたはダクロンセグメントは、外部強化材、例えば、追加のｅＰＴＦＥもしくはダクロン材料、または自己拡張もしくは半径方向拡張材料、例えば、ニチノールまたはステンレス鋼をさらに含んでもよい。この外部補強材は、螺旋状もしくは編組の形態をとってもよく、またはより完全な円周方向及び均一な支持構造を含んでもよく、または導管内の圧力が低いかもしくは陰性であるときに崩壊、圧縮または接続に抵抗する別の方法で構成されてもよい。導管は、脈管系に流体接続する面取りされた端部を有してもよい。端部は、１０度〜８０度の間の角度で面取りされてもよい。１つ以上の導管は、血管の管腔内または他の血管内の位置に配置するように構成されたときに、遠位端の壁に１つ以上の孔または開窓を有してもよい。導管は、半径方向圧縮コネクタを使用してポンプに固定されてもよい。

別の実施形態では、血液ポンプシステムは、血液を受け取り、血液をインペラに送るためのポンプ入口を画定するポンプハウジングをさらに備える遠心血液ポンプを含む。ポンプハウジングは、ハウジングの頂部から入口に延在する頂部ピボットベアリングと、ハウジングの底部からハウジングの内部空間に延在する底部ピボットベアリングとを有する。ポンプはまた、ハウジング内に懸架されたインペラを備え、インペラとハウジングの頂部との間の第１のギャップは、約０．０５ｍｍ〜約０．２ｍｍの第１の範囲にある。

インペラは、頂部ピボットと係合する第１の端部と、底部ピボットと係合する第２の端部とを有するインペラピボットと、インペラの上面上でありインペラの中心から半径方向に延在する複数のブレードとを備え、このブレードは、ポンプハウジングを通って入口に受け入れられた血液を出口に押し出す。インペラはまた、インペラを通って底面から上面までインペラの中心軸に平行に延在する少なくとも１つの管腔を備える。

ポンプは、インペラに機械的に係合する少なくとも１つの磁石と、少なくとも１つの磁石と磁気的に係合する電気モーターとをさらに備え、この電気モーターは、少なくとも１つの磁石及びインペラを回転させる。血液ポンプはまた、ポンプ入口またはポンプ出口と連通する端部及び血管内への挿入のための遠位端を有する少なくとも１つの導管を有することを含む。この遠位端は、この遠位端の中心長手方向軸と同軸である概して環状の端部開口部を画定する先細で面取りされていない遠位先端部を備える。この遠位端はまた、遠位先端部の円周の周りに対称的に配置された第１の複数の側方孔を含み、第１の複数の側方孔は、環状端開口部に対して近位であり、中心長手方向軸に対してある角度で配向されている。この遠位先端部はまた、この遠位先端部の円周の周りに配置された第２の複数の側方孔を備える。

いくつかの実施形態では、血液ポンプシステムの導管はまた、導管と連絡する１つ以上の側方ポートを備える。血液ポンプシステムはまた、少なくとも１つの導管に係合する１つ以上の取り付け可能な導管カフを備える。

一実施形態では、血液ポンプシステムは、血液ポンプと、この血液ポンプシステムをモニターし、この血液ポンプの作動を変更してこの血液ポンプに流体接続された動脈または静脈内の増加した平均ＷＳＳを維持するようにする制御システムとを備える。この制御システムはさらに、０．７６〜２３パスカル（Ｐａ）の範囲、または好ましくは２．５〜１０Ｐａの範囲の静脈内の平均ＷＳＳを維持するように構成される。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または静脈内の増大した平均血液速度をモニター及び維持する。この実施形態では、制御システムは、動脈または静脈内の平均血液速度を１０ｃｍ／ｓ及び１２０ｃｍ／ｓの範囲、または好ましくは２５ｃｍ／ｓ及び１００ｃｍ／ｓの範囲に維持するように構成される。いずれの実施形態においても、血液ポンプシステムは、少なくとも１日、７日、１０日、１４日、２８日、４２日、５６日、８４日、または１１２日の間、増大した平均壁せん断応力または増大した平均血液速度を維持するように構成される。本明細書で使用されるように、速度という用語は、指向性成分またはベクトルにかかわらず、血液の速度を指し得る。

血液ポンプシステムは、情報を受け取り、血液ポンピングシステムのポンプの作動を制御するための制御デバイスを必要に応じて含み得る、所望の流量を達成及び維持するための制御システムを有する。少なくとも、制御システムを手動で作動させてモーターの速度を調整してもよい。あるいは、自動（すなわち、「スマート」）制御システムを使用してもよい。必要に応じて、制御システムは、ポンプ、導管、または患者の血管系内にある場合もあるセンサーを備える。一実施形態では、制御デバイスは、逆起電力波形のゼロ交差に基づいてモーターの回転速度を測定し得る。これらのゼロ交差は、インペラの磁極反転を示している。この構成では、モーターの速度は、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。制御デバイスは、血液ポンプシステムを通る流量及び末梢血管のＷＳＳの両方を推定及び制御し得る、電流及び電圧などのポンプモーターの他の状態変数もモニターし得る。

制御デバイスは、好ましくは、ポンプモーターを駆動及び制御するための検出ステージ、処理ステージ、及び電力ステージを含む「プロセッサ」を備える。このプロセッサは、モーター巻線に電力を供給し、モーター巻線中で逆起電力を解析することによってモーター速度を制御し、同様に、任意のセンサーからの情報を制御する。このプロセッサは、コンピュータ読み取り可能媒体にコード化された制御アルゴリズムを遂行し得る。血液ポンプシステムは、制御デバイスをポンプに電気的に接続するためのケーブルと、任意のセンサーとを備える。血液ポンプシステムはまた、いくつかの実施形態では、制御デバイスに組み込まれ得る電源を備える。いくつかの実施形態では、血液ポンプシステムのための電源は、可動式（例えば、充電式電池または燃料電池）であっても、または固定式（例えば、ＡＣ電源に接続された電源ベースユニット）であってもよい。

制御システムは、様々な情報源から情報を取得し得る。制御デバイス内のモーター駆動電子機器は、モーター速度、入力電力、またはポンプを作動させるのに必要な電流のうちの少なくとも１つを測定し得る。他の実施形態では、制御システムは、血液速度、血流速度、末梢血管における血流抵抗、血圧、脈動指数、及びそれらの組み合わせのうち少なくとも１つを測定する血液ポンプまたは導管内のセンサーを備える。他の実施形態では、制御システムは、血液速度、血流速度、血圧、拍動指数、血管直径、血管径及びそれらの組み合わせのうちの少なくとも１つを測定するセンサーを患者の血管系内に備える。

いくつかの実施形態では、制御システムは、標的血管または供与側動脈もしくは静脈におけるＷＳＳの所望のかつ上昇したレベルを、制御デバイス及び／またはセンサーからの情報、例えば、モーター速度、モーター入力電力、ポンプ流量、ポンプ圧力ヘッド、流出導管の接続部付近の圧力、及び標的血管、血管を横切る圧力降下、及びそれらの組み合わせを用いて推定及び維持し得る。この用途では、「標的血管」、「標的血管」、「標的静脈」、または「標的動脈」とは、ポンプ導管アセンブリが、全直径及び管腔直径の持続的な増大をもたらすような方式で移植され、構成され、作動される場合、持続的に増大した全直径及び管腔直径を達成するための処置を意図した動脈または静脈の特定のセグメントを指す。

様々な制御システム方法を用いて、血液ポンプシステムの作動を自動的に制御してもよい。一実施形態では、血管内のＷＳＳを決定及び制御する方法は、血液粘度を測定するステップと、血液ポンプシステムまた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包含する。このステップはまた、測定された血液粘度、測定された流速及び血管の半径から血管中のＷＳＳを決定することと、決定されたＷＳＳを所定の基準値と比較することと、決定されたＷＳＳが所定の基準値を近似しない場合、血液ポンプ速度を調節することとを包含する。これらのステップは、決定されたＷＳＳが所定の基準値に近づくまで繰り返される。

別の実施形態では、血管内のＷＳＳを計算し制御する方法は、血液粘度を推定するステップと、血液ポンプシステムまた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包含する。このステップはまた、推定された血液粘度、測定された血流速度、及び血管の半径からＷＳＳを決定することと、決定されたＷＳＳを所定の基準値と比較することと、決定されたＷＳＳが所定の基準値に近づいていない場合、血液ポンプ速度を調節することとを包含する。これらのステップは、決定されたＷＳＳが所定の基準値に近づくまで繰り返される。

１つの実施形態では、血管内のＷＳＳを推定及び制御する方法は、血液粘度を推定するステップと、電圧、電流、また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つのモーター状態変数を測定するステップと、血液ポンプシステムにおける血流速度を推定するステップとを包含する。このステップはまた、血管内の圧力を測定することと、推定された血流速度及び血管内の測定された圧力から血管の血管抵抗を決定することと、血管の半径を推定することとを包含する。このステップはさらに、推定された血液粘度、推定された血流速度、及び血管の半径からＷＳＳを決定することと、決定されたＷＳＳを所定の基準値と比較することと、この決定されたＷＳＳが所定の基準値に近づいていない場合、ポンプ速度を調節することとを包含する。これらのステップは、決定されたＷＳＳが所定の基準値に近づくまで繰り返される。

別の実施形態では、血液ポンプシステムを用いて血管内のＷＳＳを推定及び制御する方法は、血液粘度を推定するステップと、電圧、電流、また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つのモーター状態変数を測定するステップと、血液ポンプシステムにおける血流速度及び圧力ヘッドを推定するステップとを包含する。このステップはまた、推定した血流速度及び推定圧力ヘッドから血管の血管抵抗を算出すること、血管の半径を推定すること、ならびに推定された血液粘度、推定血流速度、及び推定された血管の半径からＷＳＳを決定することを包含する。このステップはさらに、決定されたＷＳＳを所定の基準値と比較することと、この決定されたＷＳＳが所定の基準値に近づいていない場合、ポンプ速度を調整することとを包含する。これらのステップは、決定されたＷＳＳが所定の基準値に近づくまで繰り返される。

一実施形態では、血液ポンプシステムを用いて血管内のＷＳＳを推定及び制御する方法は、血液粘度、血流速度、血圧ポンプシステム中の圧力ヘッド、及び血管の半径からなる群より選択された少なくとも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なる群より選択される血液ポンプシステムの少なくとも１つのモーター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ＷＳＳを決定するステップとを包含する。このステップはまた、決定されたＷＳＳを所定の基準値と比較することと、決定されたＷＳＳが所定の基準値に近づいていない場合、ポンプ速度を調整することとを包含する。これらのステップは、決定されたＷＳＳが所定の基準値に近づくまで繰り返される。

さらに別の実施形態では、血液ポンプシステムの入口での虚脱の切迫状態を検出した際、血液ポンプシステムに流体接続された血管または心房の虚脱または縮窄を回避するセンサーレス方法は、血液ポンプモーター電流を測定し、フーリエ級数の形で血液ポンプモーター電流のスペクトル分析表現を連続的に決定するステップを包含する。このステップはまた、フーリエ級数の第２高調波項の振幅が基準値を超えるときに検出表示を提供することと、フーリエ級数の第２高調波項の振幅が基準値を超えるときにポンプ速度を減分することとを包含する。これらのステップは、第２高調波項の振幅が基準値を下回るまで繰り返される。

別の実施形態では、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ーし、血液ポンプの作動を変更して処置された下肢の静脈血圧の低下を維持する制御システムとを備える。血液ポンプは、また、立位から横臥への変化など、体位の変化の間、流入導管の管腔領域及び流体接続された末梢静脈セグメントを維持するように構成される。一実施形態では、制御システムは、血液ポンプシステムの流入導管に流体接続された下肢静脈の血圧をモニターし、静脈圧を、血液ポンプシステムを通じた適切な静脈還流をもたらすのに十分低い所望の範囲に維持するようにポンプ速度を調整し、同時に静脈壁の虚脱、縮窄または脱出を回避する。この実施形態では、制御システムは、５ｍｍＨｇ及び１００ｍｍＨｇの範囲、または好ましくは１０ｍｍＨｇ及び５０ｍｍＨｇの範囲、または１０ｍｍＨｇ及び２５ｍｍＨｇの範囲の流入導管に隣接する下肢静脈セグメントの圧力を維持するように構成される。いずれの実施形態においても、血液ポンプシステムは、少なくとも７日間、２８日間、５６日間、１１２日間、２２４日間、または３５６日間、この下肢静脈セグメント圧力範囲を概して維持するように構成される。

血液ポンプシステムは、情報を受け取り、血液ポンピングシステムのポンプの作動を制御するための制御デバイスを必要に応じて含む場合がある、所望の下肢静脈セグメント圧力範囲を概して達成及び維持するための制御システムを有する。少なくとも、制御システムを手動で作動させてモーターの速度を調整してもよい。あるいは、自動（すなわち、「スマート」）制御システムを使用してもよい。必要に応じて、制御システムは、センサーを備え、このセンサーは、ポンプ、導管、または患者の血管系内にある場合もある。位置センサーを含むがこれに限定されないセンサーは、様々な他の場所で患者の中にあっても、または上にあってもよい。制御デバイスは、逆起電力波形のゼロ交差に基づいてモーターの回転速度を測定し得る。これらのゼロ交差は、インペラの磁極反転を示している。モーターの速度は、入力電圧の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。制御デバイスはまた、血液ポンピングシステムを通る流速の両方を推定及び制御し得る、電流及び電圧などのポンプモーターの他の状態変数もモニターする。制御デバイスは、好ましくは、メモリ、ポンプモーター速度を制御し、モーター駆動電子機器及びオプションのセンサーから来る情報を分析し、コンピュータ可読媒体上にコード化された命令を実行するためのプロセッサを備える。血液ポンプシステムは、制御デバイスをポンプに電気的に接続するためのケーブルと、任意のセンサーとを備える。血液ポンプシステムはまた、いくつかの実施形態では、制御デバイスに組み込まれ得る電源を備える。いくつかの実施形態では、血液ポンプシステムのための電源は、可動式（例えば、充電式電池または燃料電池）であっても、または固定式（例えば、ＡＣ電源に接続された電源ベースユニット）であってもよい。

制御システムは、様々な情報源から情報を取得し得る。制御デバイス内のモーター駆動電子機器は、モーター速度、入力電力、またはポンプを作動させるのに必要な電流のうちの少なくとも１つを測定し得る。他の実施形態では、制御システムは、血液速度、血流速度、血圧、体位、及びそれらの組み合わせのうち少なくとも１つを測定する血液ポンプまたは導管内のセンサーを備える。他の実施形態では、制御システムは、血液速度、血流速度、血圧、及びそれらの組み合わせのうちの少なくとも１つを測定するセンサーを患者の血管系内に備える。

様々な制御システム方法を用いて、血液ポンプシステムの作動を自動的に制御してもよい。一実施形態では、下肢静脈セグメント圧力を低下させる方法は、体位を推定し、体位に基づいてポンプの速度を調整するステップを包含する。別の実施形態では、下肢静脈セグメント圧力を低下させる方法は、体位を推定するステップと、流入導管または流入導管に流体接続された静脈セグメント内の血圧を測定するステップと、体位、及び流入導管または流入導管に流体的に接続された静脈のセグメント内の血圧に基づいてポンプの速度を調節するステップとを包含する。別の実施形態では、下肢静脈セグメント圧力を低下させる方法は、電圧、電流、及びポンプ速度からなる群より選択された血液ポンプシステムの少なくとも１つのモーター状態変数を測定するステップと、血液ポンプシステムを通る血液の少なくともある一定の最小限の流れを提供するための血液ポンプシステムの速度を設定するステップとを包含する。別の実施形態では、下肢静脈セグメント圧力を低下させる方法は、ポンプシステムを通る血流を測定するステップと、血液ポンプシステムを通る血液の少なくともある一定の最小流量を提供するように血液ポンプシステムの速度を設定するステップとを包含する。

さらに別の実施形態では、血液ポンプシステムの入口またはその付近での静脈または流入導管の虚脱の切迫状態を検出した際、血液ポンプシステムに流体接続された下肢静脈セグメントの虚脱または縮窄を回避するセンサーレスの方法は、血液ポンプモーター電流を測定するステップと、及びフーリエ級数の形で血液ポンプモーター電流のスペクトル分析表現を連続的に決定するステップとを包含する。このステップはまた、フーリエ級数の第２高調波項の振幅が基準値を超えるときに検出表示を提供することと、フーリエ級数の第２高調波項の振幅が基準値を超えるときにポンプ速度を減分することとを包含する。これらのステップは、第２高調波項の振幅が基準値を下回るまで繰り返される。

いくつかの他の実施形態では、本明細書に開示されるシステム及び方法は、処理デバイスによって実行され得るコンピュータ可読媒体上にコード化され得る。このシステム及び方法によって使用される任意の基準値または所定の標準は、データベースまたは他の適切な記憶媒体に記憶されてもよい。

本開示はまた、様々な導管先端部に関する。一実施形態では、流入導管先端部は、近位端及び遠位端を有する管状本体を備え、この管状本体は、近位端と遠位端の間の管腔を画定する。この近位端は、流入導管先端部の外面の周りに環状返し部を画定し、遠位端は、管状本体の周囲及び遠位開口部の周りに環状フランジを画定する。遠位開口部は、少なくとも１つのピーク部分及び少なくとも１つの谷部分を有する遠位端面をさらに備える。

いくつかの実施形態では、流入導管先端部は、本質的に金属または金属合金からなる。流入導管先端部は、ヘパリンを含むコーティングを含む、抗血栓性コーティングをさらに備えてもよい。さらに、遠位開口部は、流入導管先端部の外面から導管先端部の内面まで完全に弓形である遠位端面によって画定され得る。別の態様では、遠位開口部は、２つのピーク領域及び２つの谷領域を備える。代替的には、遠位端面は、概して波状の構成を有してもよい。１つの態様において、遠位端面は、正弦関数によって概して画定される外形を有する。

他の態様では、近位端は、別の環状返し部を画定する。他の環状返し部は、環状返し部の遠位に配置される。さらに、他の環状返し部は、環状返し部よりも大きな角度で流入導管先端部の長手方向軸から延在している。

本開示はまた、血管内流出導管先端部に関する。一実施形態では、導管先端部は、近位端及び遠位端を有する管状本体を備え、この管状本体は、近位端と遠位端の間の管腔を画定する。

別の実施形態では、流出導管先端部は、末梢静脈への挿入のために構成され、この流出導管先端部は、血管分岐と流体連通する血管外流入分岐を有する概して管状の構造を備える。流入分岐は、斜めの角度で血管内分岐と交差し、流入分岐の遠位端から血管内枝へ流出する血液の流速が、流入分岐の近位端に入る血液の速度よりも高い、ジェット様血流を生じる。一態様では、血管外流入分岐は、近位端にタケノコ継手を備える。流出導管先端部のこの実施形態では、先端部内の狭窄を意図的に形成して、すぐ下流の流出血管内のＷＳＳを増大させ、血管再構築を引き起こし、逆説的に血管拡張を促進するジェット流を生成する。この方法は、動脈硬化性動脈で頻繁に観察される狭窄後の拡張（ＰＳＤ）の機構を模倣している（Ｏｊｈａ、１９９０）。拍動流モデルを用いたＯｊｈａの発表したインビトロ（ｉｎ ｖｉｔｒｏ）試験では、６５％の面積減少を伴う狭窄により、狭窄の上流の１Ｐａの値から、狭窄の下流の３〜５血管径の２．３Ｐａの値まで平均ＷＳＳを増大させた。

本開示はまた、近位領域（ポンプ側に向かって）から導管アセンブリ先端部まで遠位に延在し、導管アセンブリ先端部を取り囲む、１つ以上の細長いリブを有するケージ構造を備える血管内流入導管アセンブリにも関する。一実施形態では、ケージ構造は、ケージの近位端でのリングまたはリング状構造からケージの遠位端まで遠位に延在する。別の実施形態では、このケージ構造は、ケージの近位端のリングまたはリング状構造から、ケージの遠位端のリングまたはリング状構造まで遠位に延在する。１つの態様では、このケージはまた、１つ以上の細長いリブの遠位端に係合する遠位リングを備える。遠位リングを含む細長いリブは、いくつかの実施形態では、ケージ構造の長手方向軸に沿って平行移動されて、ケージ構造を拡張または収縮し得る。

ポンプの等角図である。 図１に示される本体に含まれるその構成要素を示すポンプの組立分解等角図である。 図３Ａ及び図３Ｂは、それぞれ、図１の切断線３−３に沿って取ったポンプの部分断面図及び全断面図である。 Ａ及びＢは、それぞれ、図１の切断線４−４線に沿ってとったポンプの部分断面図及び全断面図である。Ｃは、ポンプの別の実施形態の横断立面図である。Ｄは、一実施形態によるバックプレートの斜視図である。Ｅは、一実施形態によるポンプの横断立面図である。Ｆは、一実施形態によるバックプレート配置の機能としての頂部ベアリング及び底部ベアリングにおける荷重を示すチャート及び説明図である。Ｇは、一実施形態による流体力学的ベアリングを提供するインペラの表面積を示す血液ポンプの部分断面図である。Ｈは、４０００ＲＰＭで作動するポンプを有するインペラと頂部ケーシングとの間の頂部ギャップの関数として頂部ベアリングにおける軸方向荷重を示すチャートである。 図５Ａ及び図５Ｂは、図３Ｂ及び図４Ｂのピボット軸領域の拡大図である。 図６Ａ及び図６Ｂは、それぞれ、インペラのピボットの上面及び底面の等角図である。 図７Ａ及び図７Ｂは、それぞれ、インペラピボットの頂部及び底部の等角図である。 Ａ及びＢは、インペラピボットの実施形態の側面図である。Ｃは、インペラピボットのある実施形態の側面図である。Ｄ〜Ｅは、インペラピボットのある実施形態のそれぞれ上面及び底面の平面図である。Ｆ〜Ｇは、インペラピボットのある実施形態の、それぞれ頂部ピボット及び底部ピボットの拡大平面図である。 図９Ａ及び図９Ｂは、それぞれインペラピボットのいずれかの端部で使用され、インペラピボットの回転を支持及び可能にするために使用される代表的なベアリングピンの両端面図である。 頂部ベアリングピンのある実施形態の図である。 Ａ〜Ｂは、代表的なベアリングピンの実施形態の側面図である。Ｃは、代表的なベアリングピンの側面図である。Ｄは、代表的なベアリングピンの一端の平面図である。Ｅ〜Ｆは、代表的なベアリングピン及びそれぞれ図１１Ｃの切断線Ａ−Ａに沿ってとった代表的なベアリングピンのベアリング面の断面図である。 代表的なベアリングピンアセンブリの縦断面図である。 インレットキャップ及びインペラケーシングの平面図である。 図１３の切断線１４−１４に沿ってとった横断立面図である。 図１３の切断線１５−１５に沿ってとった横断立面図である。 図１３の切断線１６−１６に沿ってとった横断立面図である。 インペラチャンバ入口開口部の等角部分断面図である。 図１８Ａ及び図１８Ｂは、それぞれ、入口チャネルを画定する入口キャップ部分の平面図及びその端面図である。 図１９Ａ及び図１９Ｂは、別の実施形態を除いて、図１８Ａ及び図１８Ｂとそれぞれ同じ図である。 図２０Ａ及び図２０Ｂは、別の実施形態を除いて、図１８Ａ及び図１８Ｂとそれぞれ同じ図である。 他の３つの実施形態を除いて、図１８Ａと同じ図である。 他の３つの実施形態を除いて、図１８Ａと同じ図である。 他の３つの実施形態を除いて、図１８Ａと同じ図である。 図２４Ａ及び図２４Ｂは、それぞれ、弓形くさび状部分をさらに含むことを除き、図２１に記載されたものと同様の入口キャップ及び入口チャネルの別の実施形態の平面図及び側面図である。 頂部インペラケーシングを取り除いて、インペラチャンバを占有するインペラを明らかにしているポンプの等角図である。 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との間の接続の斜視図である。 一実施形態によるポンプと導管との間の接続の斜視図である。 一実施形態によるポンプと導管との間の接続の斜視図である。 一実施形態によるポンプと導管との間の接続の斜視図である。 図２８Ａ及び図２８Ｂは、一実施形態によるポンプと導管との間の接続の斜視図である。 図２９Ａ及び図２９Ｂは、一実施形態による側方ポートを含む、ポンプと導管との間の接続の斜視図である。 図３０Ａ及び図３０Ｂは、一実施形態による隔壁を含む、ポンプと導管との間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分の図である。 Ａ及びＢは、一実施形態による流入導管の血管内部分の図である。Ｃは、一実施形態による流入導管または流出導管の血管内部分の斜視図である。Ｄは、一実施形態による、流入導管または流出導管の血管内部分及び導管の補強コイルの平面図である。３２Ｅは、一実施形態による、流入導管または流出導管及びマーカーバンドの血管内部分の平面図である。Ｆは、一実施形態による流入導管または流出導管の血管内部分の平面図である。Ｇは、一実施形態による線Ｂ−Ｂに沿った図３２Ｆの流入導管または流出導管の血管内部分の断面図である。Ｈは、一実施形態による流入または流出導管の血管内部分の平面図である。Ｉは、一実施形態による線Ｃ−Ｃに沿った図３２Ｈの流入導管または流出導管の血管内部分の断面図である。Ｊは、一実施形態によるカニューレ先端部の製造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概略図である。 別の実施形態によるポンプシステムの概略図である。 一実施形態による制御システムの概略図である。 図３６Ａ〜図３６Ｄは、いくつかの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。 いくつかの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。 いくつかの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。 いくつかの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。 いくつかの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インビトロモデルの吻合圧及び血流速度のプロットである。 いくつかの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。 いくつかの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。 いくつかの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系に適用されるポンプシステムの図である。 第２の実施形態による患者の循環系に適用されるポンプシステムの図である。 第３の実施形態による患者の循環系に適用されるポンプシステムの概略図である。 第４の実施形態による患者の循環系に適用されるポンプのないシステムの概略図である。 第５の実施形態による患者の循環系に適用されるポンプシステムの概略図である。 近位セグメントと遠位セグメントとの間の接続部の縦断面図である。 医療用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概略図である。 Ａ〜Ｄは、静脈高血圧及び静脈潰瘍の処置のために患者の下肢静脈系に適用されるポンプシステムの概略図である。 Ａは、外科的吻合による血管系への流体接続のために構成された導管の一部の図である。Ｂは、脈管系の一部の管腔に挿入するように構成された導管の一部の図である。 Ａ〜Ｂは、それぞれウェアラブル制御デバイス及び固定されるかまたはテーブル装着された制御デバイスの図である。 図４７Ａ〜図４７Ｂは、いくつかの実施形態の制御デバイス及び血液ポンプのブロック図であり、モーター駆動プロセッサが、制御デバイスに配置されても、または血液ポンプの本体に配置されてもよい。 Ａ〜Ｄは、導管のセグメントの外面に取り付け得るカフデバイスの一部の斜視図である。Ｅ〜Ｆは、導管のセグメントの外面に取り付け得るカフデバイスの略図である。 図４９Ａ〜図４９Ｂは、ＡＦＥシステムのインビボ実現可能性試験からの血管造影及び組織学的結果である。 一実施形態による流入または流出導管に対してアセンブルされた側方ポートの写真である。 図５１Ａ〜図５１Ｂは、一実施形態による、それぞれ、アセンブルされていない、及びアセンブルされた「アクセス可能な」側方ポートアセンブリの図である。 図５２Ａ〜図５２Ｂは、別の実施形態による、それぞれ、アセンブルされていない及びアセンブルされた「アクセス可能な」側方ポートアセンブリの図である。 一実施形態による様々な試験及び実験の間に使用される模擬の循環ループの図である。 一実施形態による様々な試験及び実験の間に使用される実験的循環ループの図である。 ｍｇＮ．Ｉ．Ｈ．単位に対するＢＰ−５０を比較する試験ポンプユニットに関して不対の結果を示すグラフである。 ＢＰ−５０ユニットに対する試験ポンプユニットを用いた溶血試験の対になった結果を示すチャートである。 一実施形態による、ｍｇＮ．Ｉ．Ｈ．単位で表される様々な流速での試験ポンプ溶血を示すチャートである。 一実施形態によるＢＰ−５０ユニットで表される様々な流速での試験ポンプ溶血を示すチャートである。 一実施形態による前腕ＡＶＦ模擬ループの模擬の試験ループである。 一実施形態による、静脈直径に対するＷＳＳ用量を示すグラフである。 別の実施形態による静脈直径に対するＷＳＳ用量を示すグラフである。 一実施形態による流入導管先端部の斜視図である。 一実施形態による流入導管先端部の側面図である。 一実施形態による流入導管先端部の近位端の拡大図である。 一実施形態による流入導管先端部の側面図である。 長手方向軸を通って延在する面１−１に沿って見た、図６５に示される流入導管先端部の断面図である。 長手方向軸に沿ってみた、一実施形態による流入導管先端部の遠位端の立面図である。 長手方向軸に沿ってみた、一実施形態による流入導管先端部の近位端の立面図である。 一実施形態による流入導管先端部の斜視図である。 一実施形態による導管に係合された流入導管先端部の斜視図である。 長手方向軸を通って延在する平面２−２に沿って見た、図７０に示された流入導管先端部及び導管の断面図である。 図７２Ａは、別の実施形態による直線流出導管先端部流出導管先端部の平面図である。図７２Ｂは、別の実施形態による直線流出導管先端部流出導管先端部の平面図である。 Ａは、別の実施形態による直線流出導管先端部流出導管先端部の側面図である。Ｂは、対称軸に沿って見た、図７３Ａの線形流出導管先端部流出導管先端部の断面図である。Ｃは、対称軸に沿って見た、図７３Ａの線形流出導管先端部流出導管先端部の近位端の一部分の詳細な断面図である。Ｄは、一実施形態による、流出導管に係合されている、図７３Ａの線形流出導管先端部流出導管先端部の平面図である。 一実施形態による流出Ｔ先端部の平面図である。 別の実施形態による流出Ｔ先端部の平面図である。 図７６Ａは、一実施形態による流出Ｔ先端部の斜視図である。図７６Ｂは、一実施形態による、血管内枝の近位端または遠位端にある、図７６Ａの流出Ｔ先端部の詳細な斜視図である。 別の実施形態による流出Ｔ先端部の斜視図である。 図７８Ａは、一実施形態による流出Ｔ先端部の平面図である。図７８Ｂは、Ｄ−Ｄ線に沿って見た、図７８ＢのＴ先端部の底部部分断面図である。 図７９Ａは、一実施形態による流出Ｔ先端部の底面図である。図７９Ｂは、線Ｅ−Ｅに沿って見た、図７９Ｂの流出Ｔ先端部の側面断面図である。 Ａは、一実施形態による流出Ｔ先端部の側面図である。Ｂは、Ｆ−Ｆ線に沿って見た、図８０Ａの流出Ｔ先端部の部分断面図である。Ｃは、図８０Ａの流出Ｔ先端部の導管入口分岐の拡大図である。Ｄは、流出導管または遠位流出セグメントにアセンブルされた、図８０Ａの流出Ｔ先端部の平面図である。 図８１Ａは、一実施形態による近位導管セグメントの平面図である。図８１Ｂは、Ｇ−Ｇに沿って見た、図８１Ａの近位導管セグメントの断面図である。 図８２Ａは、一実施形態による遠位導管セグメントの平面図である。図８２Ｂは、Ｈ−Ｈに沿って見た、図８２Ａの遠位導管セグメントの断面図である。 一実施形態による流出導管の平面図であり、直線流出導管先端部に連結されている遠位導管セグメントに接続された近位導管セグメントを含む。 静脈に連結された遠位ｅＰＴＦＥセグメントを含む流出導管の実施形態による、ＡＦＥシステムを用いた処置後の拡張されたヒツジ橈側皮静脈の血管造影画像を含む。 流出導管Ｔ先端部のある実施形態を含む血管の速度流線を示す図及び数値流体力学（ＣＦＤ）画像を含む。 一実施形態による流出導管Ｔ先端部を埋め込む方法を示す。 一実施形態による、血管内に埋め込まれた流出導管Ｔ先端部の平面図である。 ＡＶＦ流出静脈狭窄を示すＡＦＥシステムでの事前処置なしにヒツジで作製されたＡＶＦの血管造影図である。 ＡＶＦ流出静脈狭窄を示すＡＦＥシステムでの事前処置なしにヒツジで作製されたＡＶＦの血管造影図である。 狭窄のない大動脈静脈吻合及びＡＶＦ流出静脈を示す、ＡＦＥシステムによる前処理による羊の中で作られたＡＶＦの血管造影図である。 一実施形態による流入導管先端部アセンブリを形成する、先端部保護ケージに係合された流入導管先端部を含む流入導管の平面図及び端面図である。 一実施形態による先端部保護ケージのリング部分の斜視図、側面図、及び正面図を含む。 一実施形態による、先端部保護ケージのリング部分への、先端部保護ケージのリブ部分の部分についての取り付け点の拡大図を含む。 流入導管先端部アセンブリを形成する流入導管先端部及び先端部保護ケージを示す流入導管の平面図であり、流入導管先端部アセンブリの外形を縮小させる流入導管の管腔内の位置の栓塞子をさらに示しており、これは、一実施形態によれば、流入導管先端部アセンブリの形状を送達構成に変更することによって、流入導管を血管に挿入することをより容易にする。 一実施形態による、「ダックビル」流入導管先端部及び導管に係合された先端部保護ケージを示す、流入導管先端部アセンブリの斜視図を含む。 図９５に示す流入導管先端部アセンブリの平面図を含む。 一実施形態による先端部保護ケージの斜視図である。 別の実施形態による先端部保護ケージの斜視図である。 図９８に示す先端部保護ケージの側面図、遠位リングの拡大図、及び端面図を含む。 他の実施形態による先端部保護ケージの遠位リング及びリブ構成要素の斜視図である。 他の実施形態による先端部保護ケージの遠位リング及びリブ構成要素の斜視図である。 図１００に示される先端部保護ケージの遠位リング及びリブ部分の側面図、拡大図、及び端面図を含む。 Ａは、一実施形態による先端部保護ケージのアセンブルされた側面図を含む。Ｂは、一実施形態による先端部保護ケージのアセンブルされていない側面図を含む。Ｃは、一実施形態による先端部保護ケージの近位部分の側面図を含む。 Ａは、一実施形態による先端部保護ケージのアセンブルされた側面図を含む。Ｂは、一実施形態による先端部保護ケージのアセンブルされていない側面図を含む。Ｃは、一実施形態による先端部保護ケージの近位部分の側面図を含む。 一実施形態によるリブ及び近位または遠位のリング部分の先端部保護ケージのアセンブルされていない平面図である。 １つの実施形態によるＴ先端部を有する流出導管を備えた本明細書に開示されたシステムを用いた静脈の拡大を示す血管造影図を含む。 一実施形態による本明細書で開示されたシステムを使用して静脈の前処置を行ったか、または行わずに行われたＡＶＦを示す術中写真を含み、前処置なしと比較した場合に前処置がより大きなＡＶＦ流出静脈を生じることを示している。 本明細書で開示されたデバイス及び方法の一実施形態を使用して作成されたＡＶＦを通る様々な時間における、流速を示すグラフであり、未処理ＡＶＦは、未処理ＡＶＦと比較した場合、本明細書に開示されるデバイス及び方法で前処理された一般により大きな血流ＡＶＦを示す。

図面に提示されている任意の寸法は単なる例であり、図示のデバイスのサイズを必ずしも限定するものではない。

本出願のシステム及び構成要素は、血液ポンプシステムに関する。いくつかの実施形態では、本出願は、標的血管（すなわち静脈または動脈）の直径が持続的に増大するような方式でかつ期間で、標的血管内に血液を排出するかまたは標的血管から血液を取り出すように設計及び寸法決めされた血液ポンプに関する。さらにより具体的には、本出願は、静脈または動脈の選択されたセグメントの全径及び管腔直径を持続的に増大するのに十分な期間、静脈または動脈の選択されたセグメントにおける平均及び／またはピーク血液速度及び平均及び／またはピーク壁せん断応力（ＷＳＳ）を持続的に増大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。動脈または静脈の全直径及び管腔直径の拡張または増大を説明するために使用される場合、「持続的増大」または「持続的拡張」という用語を用いれば、本明細書では、ポンプが停止しても、血液ポンピングの期間の前の血管の全直径または管腔の直径と比較した場合、血管の全直径または管腔の直径の増大を依然として実証し得ることを意味する。すなわち、血管の全体の直径または管腔の直径は、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ている。したがって、血液ポンプシステムは、血液透析のための血管アクセス部位を必要とするＣＫＤ患者を含む特定の患者に有用であり得る。血液ポンプシステムは、回転血液ポンプ、１つ以上の血液運搬導管、制御システム、及び電源を備えてもよい。血液ポンプシステムは、脈管系の１つの位置から血液を抜き取って、脈管系の別の位置に血液を排出する。操作中、このような血液ポンプシステムは、標的血管内の平均及び／またはピーク血流速度及び平均及び／またはピークＷＳＳを、標的血管の全直径及び管腔直径を持続的に増大させるのに十分なレベルまで及び期間にわたって、持続的に増大し得る。このシステムは、血液が標的血管から引き出される構成で機能するか、または血液が標的血管に放出される構成で機能する。さらに、このシステムは、供与側血管及び受け取り側血管のサイズを増大させるために同時に使用してもよい。

いくつかの実施形態では、本出願は、静脈血を下肢から心臓に、または静脈系の別の位置に動かすように設計され、寸法決めされた血液ポンプに関し、ここで、この静脈血は、さらに容易に心臓に戻って、下肢の静脈血圧を低下し、ある場合には、関連する皮膚潰瘍の腫脹を低減させるか、または治癒率を増大し得る。さらに具体的には、本出願は、静脈血を下肢から心臓へ、または静脈系の別の場所に動かすように構成された回転血液ポンプシステムに関し、ここで静脈血は、さらに容易に心臓に戻って、下肢の静脈血圧を低下させ、ある場合には、関連する皮膚潰瘍の腫脹を減少させるか、または治癒率を増大し得る。したがって、血液ポンプシステムは、下肢静脈閉塞を有する患者、または下肢の一方または両方に損傷もしくは機能不全の静脈弁を有する患者のような、下肢の一方または両方の静脈高血圧及び／または静脈潰瘍を有する患者を含む特定の患者に有用であり得る。血液ポンプシステムは、回転血液ポンプ、１つ以上の血液運搬導管、制御システム、及び電源を備えてもよい。この血液ポンプシステムは、下肢静脈セグメントから血液を取り出し、静脈系の別の場所に血液を排出する。血液が静脈循環へ戻る位置としては、頸静脈、腋窩静脈、鎖骨下静脈、腕頭静脈、上大静脈及び右心房が挙げられる。

任意の血液運搬導管は、血管系内のある位置（例えば、供与側静脈、供与側動脈、または右心房）から血液ポンプに血液を運ぶための流入導管と、血液ポンプから血管系内のある位置（例えば、受容側末梢静脈もしくは動脈、または右心房などの受容位置）まで血液を運ぶ流出導管とを含み得る。血液ポンプシステムはまた、制御システムも含む。好ましい制御システムは、血液ポンプシステムの操作パラメータ及び性能、ならびに脈管系の変化、例えば、患者の供与側動脈、供与側静脈、受容側動脈、または受容側静脈の直径の変化に対する情報を収集するように設計される。血液ポンプシステムは、所望の平均及び／またはピークＷＳＳが血管セグメント（「標的血管（ｔａｒｇｅｔ ｂｌｏｏｄ ｖｅｓｓｅｌ）」または「標的血管（ｔａｒｇｅｔ ｖｅｓｓｅｌ）」）内で達成されるように十分な量の血液をポンピングするように、及び血管セグメントの永続的または持続的な全直径及び管腔直径が増大するのに十分な時間の間、主として構成される。平均ＷＳＳは、測定されるか、推定されるか、または推測された血管直径、及び血液ポンプシステムを通した測定されるか、推定されるか、または推測された平均血流速度を用いた計算によって推定され得る。

血管の直径は、血管の中心内の空隙の直径を測定することによって決定または推定され得る。この用途では、この測定または推定は、「管腔径」と呼ばれる。血管の直径は、血管の中心内の空隙及び血管の壁を含む様式で直径を測定することによって決定または推定され得る。この用途では、この測定または推定は、「全直径」と呼ばれる。本開示は、血液（低拍動性が好ましい）を末梢受容側静脈に移動させることによって末梢静脈の全直径及び管腔直径を同時にかつ持続的に増大させ、それによって末梢受容側静脈における血液の速度を増大させ、末梢受容側静脈の内皮上のＷＳＳを増大させることに関する。好ましくは、ポンプは、末梢受容側静脈内に血液を能動的に放出し、ここで脈動圧力が末梢動脈の血液よりも低い場合など、ポンピングされた血液の拍動性が低下した。末梢受容側静脈における血液の速度及び末梢受容側静脈の内皮におけるＷＳＳが、ポンプを使用して増大されるシステム及び方法が記載されている。動脈または静脈のいずれかの供与側血管において、血液及びＷＳＳの速度が増大するように、血液を取り出すかまたは「引き出す」システム及び方法も記載されている。

本明細書に記載の血液ポンプシステムは、他の血液ポンプシステムとは異なる特性を有し得る。例えば、本明細書に記載の血液ポンプシステムは、５０ｍＬ／分〜１５００ｍＬ／分の範囲のような、血流の広い動作範囲内で安全に作動し得る。別の例では、本明細書に記載された血液ポンプシステムは、例えば、１，０００ドル〜５，０００ドルの範囲の低い売上原価（ＣＯＧＳ）で製造され得る。さらに別の例では、本明細書に記載の血液ポンプシステムは、１時間〜７日間、１時間〜１０日間、１時間〜１４日間、１時間〜１２カ月、または７日〜１２カ月間などの中間期間の間、病院外または診療所の状況で確実に作動するように設計される。いくつかの例では、本明細書に記載の血液ポンプシステムは、これらの要因の１つ、いくつかまたは全てを有し得る。なぜなら本明細書に記載される１つ以上の血液ポンプシステムは、５０ｍＬ／分〜１５００ｍＬを含む血流の広い作動範囲にわたって安全に作動し得、１，０００ドル〜５，０００ドルの低いＣＯＧＳを有し得、１時間〜７日間、１時間〜１０日間、１時間〜１４日間、１時間〜１２カ月、または７日〜１２カ月間などの中間期間の間、病院外または診療所の状況で確実に作動し得るからである。

システム１０の血液ポンプ２５の詳細な説明を開始するために、血液ポンプ２５の等角図である、図１を参照する。一実施形態では、血液ポンプ２５は、回転する磁場によってポンプのインペラが回転駆動される、磁気駆動を有する小型遠心ポンプである。例えば、多数の一連の電磁石に通電することによって回転磁場を発生し得る。別の例では、回転磁場は、多数の永久磁石または通電された電磁石を回転させることによって生成されてもよい。この例では、モーター−ローターの組み合わせは、作動可能に係合し、磁気的接続を通じてインペラを動かす回転磁石を有する。ポンプは、必要に応じて、例えば、米国クオーター（２５セント硬貨）、米国半ドル（５０セント硬貨）、またはより大きい直径の大きさの硬貨の直径にほぼ等しい直径を有してもよい。例えば、いくつかの実施形態によれば、ポンプ２５は、約２．０ｃｍ〜約５．０ｃｍの範囲の直径を有する。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、電源ケーブル１２０とを備える。電源ケーブル１２０は、血液ポンプ２５を制御システム１４の制御デバイス２１及び電源に接続する。電源は、制御デバイス２１の一部であってもよく、別個であってもよい。電源ケーブルは、制御デバイス２１と血液ポンプ２５のモーターとの間の通信を可能にする。このケーブルはまた、電源からモーターまたはポンプに動力を伝達するために使用され得る。より詳細には、電源ケーブル１２０は、本体１０５内の磁気ドライブの電気部品を電源（例えば、バッテリー）に接続する。

流入口１１０は、連結構成（例えば、返し付き端部、フランジ、及び固定輪）を介して流入導管２０に流体的に連結され得る。入口１１０は、ポンプインペラの吸気領域（すなわち、中心）に流体経路を提供する。インペラの吸気領域は、血液が吸気口よりも速い速度で出口から受け入れられる限り、様々な構造のものであってもよい。出口１１５は、入口（例えば、返し付き端部、フランジ、及び固定輪）と同様の連結構成を介して、流出導管３０に流体的に接続され得る。出口１１５は、ポンプインペラの出口領域（すなわち、周辺部）からの流体経路を提供する。

血液ポンプ２５の分解斜視図である図２に例示されるように、図１に特定される本体１０５内に含まれるその構成要素が示されており、血液ポンプ２５は、入口キャップ１２５と、頂部ベアリングピン１３０と、頂部インペラケーシング１３５と、インペラ１４０と、インペラピボット１４５と、磁石アセンブリ１５０と、磁石エンクロージャ１５５と、底部ベアリングピン１６０と、底部インペラケーシング１６５と、電気コイルアセンブリ１７０と、コイルアセンブリエンクロージャ蓋１７５とを備える。入口キャップ１２５及び頂部インペラケーシング１３５はそれぞれ、入口１１０の約半分を含む。

それぞれ、図１の断面線３−３に沿ってとった血液ポンプ２５の部分断面図及び全断面図である、図３Ａ及び図３Ｂに示すように、図２について挙げられる構成要素は一般的には、一緒にサンドイッチしてポンプを形成する。例えば、図２〜図３Ａで理解できるように、入口キャップ１２５及び頂部インペラケーシング１３５は、それぞれ、頂部の水平方向に延在する入口部分１１０Ａ及び底部の水平方向に延在する入口部分１１０Ｂを備える。典型的には、入口及び出口は、対向しており、異なる平面に配置される。入口キャップ１２５及び頂部インペラケーシング１３５は、一緒にサンドイッチされると、入口１１０を通ってインペラ入口開口部１８５に通じる入口流体チャネル１８０を画定する。入口キャップ１２５及び頂部インペラケーシング１３５はそれぞれ、ほぼチャネル１８０の上半分及び下半分を画定する。シール溝１９０は、チャネル１８０の境界に隣接する頂部インペラケーシング１３５内に画定され、入口キャップ１２５と頂部インペラケーシング１３５との間に液密シールを生成するための弾性流体シール部材を受け入れるように適合される。

図４Ａ及び図４Ｂは、それぞれ、図１の切断線４−４線に沿ってとった血液ポンプ２５の部分断面図及び全断面図である。図２、図４Ａ及び図４Ｂから理解できるように、頂部インペラケーシング１３５及び底部インペラケーシング１６５は、それぞれ、頂部の水平方向延長出口部１１５Ａ及び底部の水平延長出口部１１５Ｂを備える。頂部インペラケーシング１３５及び底部インペラケーシング１６５が、互いにサンドイッチされている場合、インペラチャンバ２０５から出口１１５へつながる出口流体チャネル２００（すなわち渦巻き構造）を画定する。頂部インペラケーシング１３５及び底部インペラケーシング１６５は、それぞれ、チャネル２００のほぼ上半分及び下半分を画定する。シール溝２１１は、チャネル２００及びインペラチャンバ２０５の境界に隣接する底部インペラケーシング１６５中で画定され、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との間に液密シールを生成するための弾性流体シール部材を受け入れるように適合される。

図２〜図４Ｂに示すように、インペラ磁石アセンブリ１５０は、リングまたはディスクの形態の複数の磁石である。磁石１５０は、磁石エンクロージャ１５５の容積及びインペラ１４０の容積内に配置される。磁石エンクロージャ１５５は、インペラ１４０内に受容される。磁石エンクロージャ１５５及びインペラ１４０は、それぞれ、磁石１５０が配置されている容積の底部及び頂部を形成する。磁石エンクロージャ１５５、磁石１５０、及びインペラ１４０は、インペラチャンバ２０５内のユニットとして回転する固定された一体アセンブリ内で一緒に接続される。インペラの回転を引き起こす代替の構造を使用してもよい。

図２〜図４Ｂに示すように、電気コイルアセンブリ１７０は、下側インペラケーシング上に環状パターンで配置され、必要に応じて支持ディスク２１５によってキャップされる複数の電気コイル２１０である。電気コイルアセンブリ１７０は、底部インペラケーシング１６５中で画定されるコイルチャンバ２２０内で固定され、コイルエンクロージャー蓋１７５でキャップされる。内部フロア構造２２５は、インペラチャンバ２０５をコイルチャンバ２２０から隔てる。一実施形態では、コイルチャンバ２２０はまた、図４Ｃに示すように、１つ以上の空隙または空間、スペーサ２８２、及び鉄製のバックプレート２８４も含む。インペラ磁石１５０とバックプレート２８４との間に誘引磁力が発生し、これは図４Ｅに示されるように、インペラ１４０の底面と底部インペラケーシング１６５との間のギャップ５４２を流れる血液の圧力の増大によって課される上向きの力に反作用し、インペラの上方のインペラチャンバ入口開口部１８５での圧力を低下させる。正味の効果は、頂部ベアリングピン１３０の除荷作用である。バックプレート２８４の位置及びポンプ２５の速度に依存して、軸方向荷重は、頂部及び底部ベアリングピン１３０及び１６０の間で分担されてもよく、または底部のベアリングピンもしくは頂部のベアリングピンによってのみ担われてもよい。例えば、頂部ベアリングピン１３０の力は、約６０００ｒｐｍまでの作動速度の間、約３Ｎ未満であってもよい。同様に、約６０００ｒｐｍまでの速度で作動するとき、底部ベアリングピン１６０に対する力は、約４Ｎ未満であった。逆に、休止時（すなわち、０ｒｐｍ）に、底部の力で受ける軸方向の力は、少なくとも０．１Ｎであり、１０Ｎ以上であってもよい。

様々なポンプ速度及びバックプレート２８４の向きで頂部及び底部支持ピン１３０、１６０の荷重を測定するために、多くの試験が行われた。荷重が底部ベアリングピン１６０から頂部ベアリングピン１３０に変化する速度は、例えば１つ以上のスペーサ２８２を用いてインペラ１４０とバックプレート２８４との間の距離を変化させることによって調整され得る。同様に、特定のインペラ速度での頂部及び底部のベアリングピン１３０及び１６０に対する荷重は、インペラ１４０とバックプレート２８４との間の距離を変化させることによって調整され得る。鉄バックプレート２８４はまた、バックプレートが磁束を引き起こし、コイル２１０のより深い部分に侵入し、それにより、より高い軸方向磁束密度を提供するので、モーター性能及びモータートルクを増大させるように機能する。

バックプレート２８４の一実施形態を図４Ｄに示す。示されるとおり、バックプレート２８４は、一般的なディスク形状を有し、鉄類または合金で構成される。一実施形態では、バックプレート２８４は、Ｃａｒｐｅｎｔｅｒ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙによって製造されたＨｉｐｅｒｃｏ（登録商標）５０などの鉄−コバルト−バナジウム軟磁性合金で構成される。バックプレート２８４は、約０．０４ｍｍ〜約０．０７ｍｍの範囲の厚みと、約２０ｍｍ〜約４０ｍｍの範囲の外径とを有する。好ましい実施形態では、バックプレート２８４は、約０．５３ｍｍの厚み及び約３１ｍｍの外径を有する中実のディスクである。バックプレート２８４は、ポンプ２５の構造的特徴を収容する中央開口部２８８を備えてもよい。しかし、他の実施形態では、開口部２８８のない中実なディスクを使用してもよい。図４Ｅは、ポンプ２５のある実施形態の図である。示されているように、一実施形態では、バックプレート２８４は、磁石１５０から距離「Ｄ」だけ離れて配置される。一実施形態では、距離「Ｄ」は、約４ｍｍ〜８ｍｍの範囲である。好ましい実施形態では、距離「Ｄ」は、約６ｍｍに等しい。他の実施形態では、バックプレート２８４は、磁石１５０に近位であるか、または遠くに配置されて、インペラ１４０の上面と頂部インペラケーシング１３５との間の所望のギャップ５４０、及びインペラの底部と、底部インペラケーシング１６５との間のギャップ５４２を達成し得る。

図４Ｆは、インペラ１４０及びバックプレート２８４の図であり、磁石１５０に対するバックプレート２８４の位置の関数として、頂部ピン及び底部ピンの両方で測定された荷重の実験結果を示すグラフである。バックプレート２８４の有効な位置は、スペーサ２８２の異なる配置及びバックプレート２８４の厚みに基づいて構成可能である。図示されるように、好ましい実施形態は、１．５ｍｍスペーサ２８２を使用してモーターから約６ｍｍ離れた位置に配置される単一のバックプレート２８４を含む。頂部ベアリング及び底部ベアリングにおける所望のまたは許容可能な荷重次第で、他のバックプレート及びスペーサの組合せを使用してもよい。同様に、図４Ｈは、頂部ベアリングにおける軸方向荷重を、ポンプ２５が約４０００ＲＰＭで作動しているときのインペラ１４０と頂部ケーシング１３５との間の頂部ギャップ５４０の関数として示すチャートである。

電気ケーブル１２０（図１参照）は、底部インペラケーシング１６５内の通路２３０を通ってコイルチャンバ２２０及びコイル２１０まで延在する。電気ケーブル１２０を介してコイル２１０に供給される電力は、磁石１５０に作用して、その磁石に連結されたインペラ１４０を回転させる回転磁場を生じる。インペラの回転により、インペラブレード２３５がインペラチャンバ内に存在する流体（例えば、血液）に作用し、結果として、流体に推進力が伝えられ、この流体は、出口流体チャネル２００で圧力が増大するにつれて回収される。従って、この流体は、低圧で入口１１０に引き込まれ、出口１１５からより高圧で排出される。

図３Ａ〜図４Ｂを参照すると、インペラ１４０、磁石１５０、及びエンクロージャ１５５のためのピボット軸は、インペラピボット１４５である。図５Ａ〜図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及び底部ベアリングピン１６０を介して枢動可能に支持される（すなわち、単一の軸を中心とした回転を除いて、全ての自由度で拘束される）。上部ベアリングピン１３０は、入口キャップ１２５内の円筒形の凹部２４０内に受け入れられて固定され、一方、底部のベアリングピン１６０は、底部のインペラケーシング１６５内の円筒状の凹部２４５に受け入れられて固定される。インペラピボット１４５は、インペラ１４０の中心円筒開口部２５０を通って延在して固定されている。

インペラアセンブリの一実施形態では、インペラピボット１４５、頂部ベアリングピン１３０、及び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（Ａｌ_２Ｏ_３）から形成される。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、頂部ベアリングピン１３０、及び底部ベアリングピン１６０は、Ｇｒｅｅｎｌｅａｆ（登録商標）ＷＧ−３００のような炭化ケイ素ウィスカー強化アルミナから形成される。さらに別の実施形態では、インペラピボット１４５、頂部ベアリングピン１３０、及び底部ベアリングピン１６０は、アルミナから形成されたベアリングよりも摩耗に対して耐性のあるベアリングを提供し得る、アルミナ強化ジルコニア（ＡＴＺ）からそれぞれ形成される。ＡＴＺからベアリング構成要素を形成することはまた、アルミナから形成された構成要素よりも滑らかな表面仕上げを生じ得る。全ての３つの実施形態において、インペラピボット１４５、頂部ベアリングピン１３０、及び底部ベアリングピン１６０の寸法は、静圧力及び衝撃荷重によって発生するピーク推力荷重という観点で、高純度アルミナ、炭化ケイ素で強化されたアルミナ、またはＡＴＺそれぞれについての接触応力を許容レベルに制限するように設計される。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は、Ｇｒｅｅｎｌｅａｆ（登録商標）ＷＧ−３００などの炭化ケイ素ウィスカー強化アルミナ、またはＣｏｏｒｓＴｅｋ（登録商標）ＡＤ−９９８などの高純度アルミナから形成され、一方、底部ベアリングピン１３０、底部ベアリングピン１６０、またはその両方は、超高分子量ポリエチレンから形成される。いくつかの実施形態では、頂部ベアリングピン１３０及び底部ベアリングピン１６０の一部または全部をポリエチレンから形成してもよい。さらに、インペラアセンブリの各構成要素の形状は、システム１０の安全性及び耐久性要件を満たすために疲労及び摩耗を制限するように選択されている。ポンプ２５の実験寿命にわたってＡＴＺの優れた摩耗特性を示すために、多数の研究が行われており、これにより、アルミナとポリエチレンとからなるベアリングシステムと比較した場合に、ベアリングスタックの全体の高さの変化が減少する。

図６Ａ〜図７Ｂに示すように、インペラピボットは、頂部半球状の凸状のベアリング面２５５と、底部の半球状の凸状のベアリング面２６０とを備える。図６Ａ、図６Ｂ及び図８Ａに示すとおり、インペラピボットの一実施形態は、約１０．１５ｍｍプラスまたはマイナス０．０５ｍｍの全長Ｌ１、及び約２ｍｍプラスまたはマイナス約０．０１ｍｍのピボット直径Ｄ１を有する。上側ベアリング面２５５は、約０．６１ｍｍプラスまたはマイナス０．０２ｍｍの半径Ｒ１を有し、約０．５５ｍｍプラスまたはマイナス０．０２ｍｍずつ隣接するリップ２６５を越えて長さＬ２延びている。下部ベアリング面２６０は、約０．３１ｍｍプラスまたはマイナス０．０２ｍｍの半径Ｒ２を有し、かつ約０．５５ｍｍプラスまたはマイナス０．０２ｍｍずつ、隣接するリップ２６５を越えて長さＬ２１延びる。同様に、インペラピボット１４５の別の実施形態は、図７Ａ、図７Ｂ及び図８Ｂに示すように、約１０．１５ｍｍプラスまたはマイナス０．０５ｍｍの全長Ｌ１と約２ｍｍプラスまたはマイナス０．０１ｍｍのピボット直径Ｄ１とを有する。上側ベアリング面２５５は、約０．３１ｍｍプラスまたはマイナス０．０２ｍｍの半径Ｒ１を有し、約０．５５ｍｍプラスまたはマイナス０．０２ｍｍずつ隣接するリップ２６５を越えて長さＬ２延びている。下側ベアリング面２６０は、約０．３１ｍｍのプラスまたはマイナス０．０２ｍｍの半径Ｒ２を有し、約０．５５ｍｍプラスまたはマイナス０．０２ｍｍずつ隣接するリップ２６５を越えて長さＬ２１延びている。ポンプのサイズ及び性能要件に応じて、他のサイズ及び寸法を使用してもよい。サイズは、得られるポンプが患者の血管の直径を増大させるために患者で使用され得るようなサイズである。

同様に、インペラピボット１４５の別の実施形態は、図７Ａ、図７Ｂ及び図８Ｂに示すように、約１０．１５ｍｍプラスまたはマイナス０．０５ｍｍの全長Ｌ１と、約２ｍｍプラスまたはマイナス約０．０１ｍｍのピボット直径Ｄ１とを有する。上側ベアリング面２５５は、約０．３１ｍｍプラスまたはマイナス０．０２ｍｍの半径Ｒ１を有し、かつ約０．５５ｍｍプラスまたはマイナス０．０２ｍｍずつ隣接するリップ２６５を越えて長さＬ２延びている。下側ベアリング面２６０は、約０．３１ｍｍのプラスまたはマイナス０．０２ｍｍの半径Ｒ２を有し、かつ約０．５５ｍｍプラスまたはマイナス０．０２ｍｍずつ隣接するリップ２６５を越えて長さＬ２１延びる。

図８Ｃ〜図８Ｇから理解され得るように、インペラピボット１４５のさらに別の実施形態は、上側半球形凸状ベアリング面２５５及び底部半球凸状ベアリング面２６０を含む。図８Ｄ及び図８Ｅは、それぞれインペラピボット１４０の長手方向軸にそって見た、上側半球形凸状ベアリング面２５５及び底部半球凸状ベアリング面２６０の平面図である。図８Ｆ及び図８Ｇは、それぞれ、底部半球形凸状ベアリング面２６０及び上側半球凸状ベアリング面２５５の拡大図である。図８Ｃに示すように、インペラピボットの一実施形態は、約１０．４５ｍｍプラスまたはマイナス０．０５ｍｍの全長Ｌ１と、約１．５ｍｍプラスまたはマイナス約０．００５ｍｍのピボット直径Ｄ１とを有する。上側ベアリング面２５５は、約０．６ｍｍプラスまたはマイナス０．０２ｍｍの半径Ｒ１を有し、かつ約１．４ｍｍプラスまたはマイナス０．１０ｍｍずつ隣接するテーパ点２６６を越えて長さＬ２延びている。テーパ点２６６は、約０．２０ｍｍプラスまたはマイナス０．０２ｍｍの半径Ｒ３を有し、インペラピボットの表面２６７は、約２０度の円錐角ＣＡ１で長さＬ２に沿って内向きに先細になっている。下側ベアリング面２６０は、約０．６０ｍｍプラスまたはマイナス０．０２ｍｍの半径Ｒ２を有し、かつ約０．５ｍｍプラスまたはマイナス０．１０ｍｍずつ隣接するテーパ点２６８を越えて長さＬ２１延びている。テーパ点２６８は、約０．０５ｍｍの半径Ｒ４を有し、インペラピボットの表面２６７は、長さＬ２１に沿って内向きに約９０度の円錐角ＣＡ２で先細になっている。

図５Ａ及び図５Ｂから理解されるように、上側ベアリングピン１３０及び底部ベアリングピン１６０は、概して同じ構成を有するが、反対向きである。図９Ａ〜図９Ｂに示すように、頂部ベアリングピン１３０及び底部ベアリングピン１６０は、一端にティーカップまたは半球状の凹状のベアリング面２７０を有し、反対側の端に概して平坦な表面２７５を有する。同様に、図１０は、一端にティーカップまたは半球形の凹状のベアリング面２７０を有し、反対側の端部に概して平坦な表面２７５を有する、頂部ベアリングピン１３０の特定の実施形態を示す。この実施形態では、頂部ベアリングピン１３０の半球凹状ベアリング面２７０は、底面ベアリングピン１６０上の凹状ベアリング面よりも大きな半径を有する。

図１１Ａに示すように、ベアリングピン１３０、１６０の一実施形態は、約７．５ｍｍプラスまたはマイナス０．１ｍｍの全長Ｌ３と、約２ｍｍプラスまたはマイナス０．０１ｍｍの最小ピボット直径Ｄ２と、約０．６ｍｍの半径とを、ベアリング面２７０付近の端部に有する。ベアリングピン１３０、１６０の非ベアリング端部２７５の近くに、溝２８０がピンの周りに円周方向に延在して、ベアリングピンを血液ポンプ２５内の定位置に接続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に示すベアリングピン１３０、１６０の別の実施形態は、約７．５ｍｍプラスまたはマイナス０．１ｍｍの全長Ｌ３と、約３ｍｍプラスまたはマイナス０．０１ｍｍの最小ピボット直径Ｄ２と、約０．２ｍｍの半径とを、平面端２７５に近い端部で有する。ベアリングピン１３０、１６０の非ベアリング端の近くには、ベアリングピンを適所に接続するための機械的インターロックを提供するために使用される、ピボットの周りに円周方向に延在する溝２８０がある。ポンプのサイズ、ベアリングピンの材料、及びベアリングピンに作用する力に応じて、他のサイズ及び寸法を使用してもよい。

図３Ｂ、図４Ｂ及び図５Ａ〜図１１Ｂから理解され得るように、インペラピボット１４５の凸状の上側ベアリング面２５５は、頂部ベアリングピン１３０の凹状ベアリング面２７０に回転可能に受け入れられ、インペラピボット１４５の凸状下側ベアリング面２６０は、底部ベアリングピン１６０の凹状ベアリング面２７０に回転可能に受け入れられる。したがって、インペラピボット１４５の凸状のベアリング端部２５５，２６０は、それぞれ、頂部及び底部ベアリングピン１３０、１６０の相補的な凹状ベアリング面２７０によって枢動可能に支持されている。したがって、インペラアセンブリは、インペラピボット１４５上のインペラチャンバ２０５内で自由に回転し得、インペラピボット１４５は、一般に「ダブルピンベアリング」として公知の構成で、ベアリングピン１３０及び１６０で端部と端部で支持される。

図１１Ｃ〜図１１Ｆから理解できるとおり、ベアリングピン１３０，１６０のさらに別の実施形態は、約７．５ｍｍプラスまたはマイナス０．１ｍｍの全長Ｌ３と、約２ｍｍプラスまたはマイナス０．０１ｍｍの最小ピボット直径Ｄ２とを有する。ベアリング端部２７１は、ベアリング面２７０に近い端部で約０．３ｍｍの半径Ｒ５を有する。ベアリングピン１３０、１６０の非ベアリング端部２７５の近くに、一連の溝２８１がピンの周りに円周方向に延在して、ベアリングピンを血液ポンプ２５内の適所に接続するための機械的インターロックを提供する。一連の溝２８１は、約０．２０ｍｍの半径Ｒ６を有する１つ以上の谷部２８３、及び約０．０３ｍｍの縁部半径Ｒ７を有する平坦部２８５によって画定され得る。各谷間の距離Ｖ１は、約０．５ｍｍであり、一方、平坦部２８５を横切る距離Ｐ１は、約０．３ｍｍである。ベアリングピン１３０及び１６０はまた、図１１Ｅの断面図に示されるように、約０．８ｍｍプラスまたはマイナス０．０１ｍｍの直径Ｄ３、及び約２．０ｍｍの長さＬ４を有する凹部２８６を備えてもよい。図１１Ｄは、ベアリングピン１３０、１６０の長手方向軸に沿って見た、ベアリング面２７０の図である。ベアリング面２７０は、図１１Ｆの断面図に示すように、約０．６５ｍｍプラスまたはマイナス０．０１ｍｍの半径Ｒ８、及び約０．３ｍｍの深さＬ５を有し得る。

インペラアセンブリのさらに別の実施形態では、インペラアセンブリは、インペラシャフト１４５、頂部ベアリングピン１３０、及び底部ベアリングピン１６０の複合体である。複合設計は、機械加工されたベアリング構成要素の単純性、寛容性、及びコストに関して有益である。これらの構造は、モーターがほぼ１日から１〜１２週間またはそれ以上の間、故障なしに連続状態で機能することが可能であるように設計される。

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インサート１４７とを備える。インペラピボット本体１４６は、ステンレス鋼のような機械加工可能な金属を含み、インペラピボットインサート１４７は、高純度アルミナ（Ａｌ_２Ｏ_３）、例えば、Ｇｒｅｅｎｌｅａｆ ＷＧ−３００またはアルミナ強化ジルコニア（ＡＴＺ）のような炭化ケイ素ウィスカー強化アルミナであるＣｏｏｒｓＴｅｋ ＡＤ−９９８を含む。インペラピボットインサート１４７は、接着剤及び／または締まり嵌めによってインペラピボット本体１４６に固定される。インペラピボットインサート１４７のインペラピボット本体１４６への挿入深さは、インペラピボットインサート１４７の遠位端に形成された肩部１４９によって制限される。必要に応じて、チャンバ１４６Ａは、圧縮に強い接着剤または他の製陶材料で充填されてもよい。上述した複合構成及び材料は、頂部ベアリングピン１３０及び底部ベアリングピン１６０の両方の実施形態に適用してもよく、ここでピンインサート１４８は、インペラピボットインサート１４７と係合する。必要に応じて、各ベアリングピン１３０及び１６０のためのチャンバ１４８Ａは、圧縮に耐える材料を含む、接着剤または他の製陶材料で充填されてもよい。

入口キャップ１２５及びその入口チャネル１８０は、血液ポンプ２５の実施形態に応じて、様々な構成を有してもよい。例えば、図２に示す入口キャップ１２５は、頂部インペラケーシング１３５と概して同一の外延であることが示される。他の実施形態では、入口キャップ１２５は、入口キャップ及びインペラケーシングの図である図１３〜図１５に示すように、頂部インペラケーシング１３５よりも実質的に小さくて、ほぼ同一外延でなくてもよい。

それぞれ、図１３の切断線１４−１４、１５−１５、及び１６−１６に沿ってとった断面図である、図１４〜図１６に示すように、入口１１０は、入口１１０の約半分を各々が形成し、それぞれ入口キャップ１２５及び頂部インペラケーシング１３５の一部である、部分１１０Ａ及び１１０Ｂを有する２部分構造である。各部分１１０Ａ及び１１０Ｂは、入口チャネル１８０のほぼ半分をその中で画定した。図１４に示すように、入口チャネル１８０は、最初は約４ｍｍの環状直径Ｄ５を有する。図１５に示すように、入口チャネル１８０は、環状断面から約８．４ｍｍの幅Ｗ５及び約１．５ｍｍの高さＨ５を有するほぼ長方形の断面に移行する。ここでも、寸法が変わるにつれて、列挙された測定値も変化する。

図１６に示すように、入口チャネル１８０は、入口キャップ１２５内に受け入れられて固定されている頂部ベアリング１４５の周りに延在する、インペラチャンバ入口開口部１８５を囲む。インペラチャンバ入口開口部１８５の等尺的な部分断面図である図１７に示すように、インペラチャンバ入口開口部１８５は、インペラ１４０の吸気領域３００近くのインペラチャンバ２０５につながる。インペラピボット１４５の頂部ベアリング端部は、開口部１８５を通じて延びて、入口キャップ１２５中で支持された頂部ベアリングピン１３０と枢動可能に結合する。インペラブレード２３５は、インペラ１４０の吸気領域３００から半径方向外側に延在している。

一実施形態では、それぞれ、入口チャネル１８０を画定する入口キャップ部分１１０Ａの平面図及びその端面図である、図１８Ａ及び図１８Ｂに示すように、入口チャネル１８０は、楕円形の構成を有すると言ってもよい。具体的には、円筒形チャネル部分１８０Ａは、部分１８０Ｃにおいて楕円形チャネル部分１８０Ｂに移行する。頂部ベアリングピン１３０を支持する円筒状アイランド部分またはベゼル３０５は、楕円形チャネル部分１８０Ｂのほぼ中央であってもよく、図１７に示すのと同様の頂部ベアリングピン１３０を受ける円筒状の孔２４０を備える。一実施形態では、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の壁と楕環状チャネル部分１８０Ｂを画定する壁の遠位端との間の遠位距離Ｗ７は、約１．５ｍｍである。他の実施形態では、円筒形チャネル部分１８０Ａは、約５ｍｍまたは６ｍｍの直径Ｄ６を有する。

別の実施形態を除いて、それぞれ図１８Ａ及び図１８Ｂと同じ図である、図１９Ａ及び図１９Ｂに示されるとおり、入口チャネル１８０は環状形状を有すると言ってもよい。具体的には、円筒形チャネル部分１８０Ａは、部分１８０Ｃにおいて環状チャネル部分１８０Ｂに移行する。頂部ベアリングピン１３０を支持する円筒状アイランド部分またはベゼル３０５は、環状チャネル部分１８０Ｂのほぼ中央であってもよく、図１７に示すのと同様の頂部ベアリングピン１３０を受ける円筒状の孔２４０を備える。一実施形態では、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。環状チャネル部分１８０Ｂは、約１１．５ｍｍ〜１３ｍｍ、好ましくは１２．４ｍｍの幅Ｗ９を有する。ベゼル３０５の壁と環状チャネル部分１８０Ｂを画定する壁の遠位端との間の遠位距離Ｗ１０は、約３．５ｍｍ〜４．５ｍｍ、好ましくは４．２ｍｍである。他の実施形態では、円筒形チャネル部分１８０Ａは、約５ｍｍまたは６ｍｍの直径Ｄ６を有する。

別の実施形態を除いて、それぞれ図１８Ａ及び図１８Ｂと同じ図である、図２０Ａ及び図２０Ｂに示されるとおり、入口チャネル１８０は、複雑な弓形形状を有すると言ってもよい。具体的には、円筒形チャネル部分１８０Ａは、部分１８０Ｃにおいて複雑な弓形チャネル部分１８０Ｂに移行する。頂部ベアリングピン１３０を支持する円筒状アイランド部分またはベゼル３０５は、複雑な弓形チャネル部分１８０Ｂのほぼ中央であり、図１７に示すのと同様の頂部ベアリングピン１３０を受ける円筒状の孔２４０を備える。一実施形態では、円筒形チャネル部分１８０Ａは、約４ｍｍの直径Ｄ１２を有する。複雑な円弧状チャネル部分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溝３１０との間の遠位距離Ｗ１５は、約０．５ｍｍ〜１．５ｍｍ、好ましくは１ｍｍである。他の実施形態では、円筒形チャネル部分１８０Ａは、約５ｍｍまたは６ｍｍの直径Ｄ６を有する。

３つの他の実施形態を除いて、図１８Ａと同じ図である、図２１〜図２３に示されるとおり、入口チャネル１８０は、涙滴構成を有すると言ってもよい。具体的には、円筒形チャネル部分１８０Ａは、涙滴チャネル部分１８０Ｂに移行する。頂部ベアリングピン１３０を支持する円筒状アイランド部分またはベゼル３０５は、涙滴チャネル部分１８０Ｂのほぼ中央であり、図１７に示すのと同様の頂部ベアリングピン１３０を受ける円筒状の孔２４０を備える。一実施形態では、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は、４ｍｍの直径Ｄ１６を有する。涙滴部分１８０Ｂと円筒部分１８０Ａとの間のチャネル１８０の移行領域１８０Ｃは、約８度の角度ＡＮ１で互いに分岐する壁を有する。他の実施形態では、円筒形チャネル部分１８０Ａは、約５ｍｍまたは６ｍｍの直径Ｄ６を有する。

図２１の実施形態については、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距離Ｗ２１は、約２ｍｍである。図２２の実施形態について、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距離Ｗ２１は約１ｍｍである。図２３の実施形態について、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距離Ｗ２１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ので、約０ｍｍである。

図２１に記載されるものと同様の入口キャップ１１０及び入口チャネル１８０の別の実施形態の、それぞれ平面図及び側面図である、図２４Ａ及び図２４Ｂに図示されるとおり、弓形くさび状部分３２０は、涙滴チャネル部分１８０Ｂの遠位壁とベゼル３０５の遠位側との間に延在し得る。このような実施形態では、円筒状アイランド部分またはベゼル３０５は、一般に、涙滴チャネル部分１８０Ｂのほぼ中央であり、図１７に示すのと同様の頂部ベアリングピン１３０を受ける円筒状の孔２４０を備える。一実施形態では、図２４Ａ及び図２４Ｂに示される実施形態の寸法構成は、図２１に関して考察したのと実質的に同じであり、重大な相違は、弓形くさび部分３２０の存在である。図２４Ａ及び図２４Ｂから理解され得るように、くさび部３２０は、涙滴チャネル部分１８０Ｂの屋根及び隣接壁からベゼル３０５の垂直延長部まで滑らかに湾曲するように弓形である壁を有する。このようなくさび状部分３２０は、図３Ａ、図３Ｂ及び図１７に示される実施形態に存在することが示され得、入口チャネルの流れの停滞領域を減少させ、インペラチャンバ入口開口部１８５を通る流体の接線流入を容易にし得る。

インペラチャンバ２０５を占めるインペラ１４０を明らかにするために頂部インペラケーシングを除いた血液ポンプ２５の等角図である図２５に示されるとおり、出口流体チャネル２００は、インペラの外周縁に実質的に接するインペラチャンバを出る。図３Ｂ、図４Ｂ、図１７及び図２５に示すように、複数のボア３５０（即ち、ウォッシュアウトホール）がインペラピボット中心孔２５０の周りに円周方向に分配され、ボア３５０は、中心孔２５０に概して平行であり、インペラの頂部と底部の両方の境界にインペラの全厚を通って延在する。ボア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との間の底部ベアリング界面の近くに配置される（図８を参照のこと）。結果として、流体（血液など）が、ボア３５０を通って流れるか、またはボア３５０を通って流されて、ボトムベアリング界面を清浄化し得る。例えば、流体（血液など）は、インペラチャンバの入口孔１８５を通って、インペラブレード２３５に沿って半径方向外側に、インペラの下のギャップ５４２を通って流れてもよく、または流されてもよく、次いでインペラチャンバ入口孔１８５の領域に戻ってもよい。この流れ（血液を含む）は、インペラの下側、底部ベアリング界面、上側ベアリング界面、及びベゼル３０５の背後の領域を浄化するように働く。

図３Ｂ、図５、図１７及び図２５から理解され得るように、一実施形態では、インペラ１４０は、インペラの中心を通って延在するシャフト１４５上のインペラチャンバ２０５内で回転可能に支持されている。シャフトは、上側ベアリング端部及び底部ベアリング端部を有し、各端部は、ポンプハウジングに作動可能に接続される。インペラは、上面、底面、及び上面から底面に向かってインペラを通って延びる複数のボア３５０を有する。この複数のボアは、一般に、インペラの中心の周りで半径方向に均一に分布している。さらに、この複数のボア３５０は、インペラを通って、お互い及びシャフトに対して概して平行に延在している。入口チャネル１８０は、インペラチャンバの入口開口部１８５に通じている。この入口チャネルは、入口チャネルに概して垂直なインペラチャンバ内に開口する。入口開口部は、上側ベアリング端部の近くに、シャフトの外周面の少なくとも一部に沿って延在する。入口開口部及び孔は、互いにほぼ平行な方向に開口している。ポンプの作動中に、インペラチャンバを通じてポンピングされた血液の少なくとも一部が、ボアを介してインペラの上面及び底面に沿って循環する。従って、インペラのボアは、一般に、インペラの全ての血液接触表面に沿って流れる血液を概して維持することによって、インペラの周りの流入終端を減少させる。したがって、ボアは、シャフト／インペラ交差部の近傍で、かつインペラの側面及び底面に沿って血液が蓄積するのを防止するのに役立つ。

いくつかの実施形態では、インペラ１４０の上面と頂部インペラケーシング１３５との間のギャップは、０．０５ｍｍ〜０．３ｍｍの範囲にあり、０．０７５〜０．１２５ｍｍの実施形態が好ましい。一般的な考え及び意見に反するが、インペラ１４０の上面と頂部インペラケーシング１３５との間のギャップは、インペラの周りを流れる血液の流体力学的な流動挙動をもたらすので、大部分の血液ポンプより一般に小さいことが好ましく、これによって頂部ベアリングに加えられる軸方向荷重が低下され、場合によっては流体力学的ベアリングの形態として機能し、上側ベアリングを交換し得るか、または上側ベアリングを補い得る。インペラ１４０の上面と頂部インペラケーシング１３５との間のギャップがより小さいインペラブレード２３５の上面によって効果的に形成された流体力学的ベアリングは、荷重を低減し、したがって、頂部ベアリングピンの摩耗を低減する。結果として、ポンプまたはベアリングの交換が必要となる前に、ポンプ２５はより長時間作動され得る。一例として、図４Ｇに示すように、一般に２３７として示されるインペラブレード２３５の頂部の全表面積は、約７０ｍｍ^２から約１２０ｍｍ^２の範囲の面積を有する流体力学的ベアリングを提供する。一実施形態では、流体力学的ベアリングを容易にするインペラブレード２３５の全表面積は約９６ｍｍ^２である。この実施形態では、ブレードを除去した、中央及びウォッシュアウトの孔を除いた、ローターの上面のおよその面積は、約７００ｍｍ^２である。したがって、ブレード上面の面積が約１００ｍｍ^２であれば、表面積の約１４％が流体力学的ベアリングを形成するために使用される。他の実施形態では、流体力学的ベアリングを形成するために、より大きな比率、例えば２０％以上、またはより小さい比率、例えば１０％以下のインペラ表面積を使用してもよい。

いくつかの実施形態では、インペラの底面と底部インペラケーシング１６５との間のギャップ５４２は、約０．１ｍｍ〜０．５ｍｍの範囲にあり、好ましい実施形態は、約０．２〜０．３５ｍｍのギャップを有する。インペラ１４０の底面と底部インペラケーシング１６５との間のより大きいギャップ５４２（インペラの上面と頂部インペラケーシングとの間のギャップと比較した場合）は、底部ベアリングの洗浄を改善し、ボトムギャップの血液にかかるせん断応力を低下する場合が好ましい。

いくつかの実施形態では、血液ポンプシステムの低い設計点流と広い作動流範囲との間でバランスがとられる。頂部と底部のローターハウジングギャップの特定の範囲では、このシステムは、その水力学的性能、製造コスト、血液損傷、及び耐用年数の要件を同時に達成し得る。これらは、６週間にわたるベアリング摩耗が無視できるほど小さいことを実証するインビトロベンチ寿命試験及び臨床的に有意な溶血が観察されない７〜１１日間の迅速かつ実質的な静脈拡張処置を示す試験を通じて実用レベルの試作機を用いて、多数の試験において実証された。

血液接触面を含む血液ポンプ２５の本体及びインペラは、種々の剛性の生体適合性材料から作製される。好ましい選択肢としては、ポリカーボネート及びポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）のような射出成形可能なプラスチックが挙げられる。いくつかの実施形態では、血液ポンプ２５の血液接触表面は、Ｔｉ６Ａｌ４Ｖ、Ｔｉ６Ａｌ７Ｎｂ、または他の商業的に純粋なチタン合金を含んでもよい。一実施形態では、患者の血液に曝されるポンプ構成要素の表面に、抗血栓性コーティングを施してもよい。例えば、管腔表面は、ＢｉｏＩｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓ Ｌｔｄ．によるヘパリンベースの抗血栓性コーティングであるＡｓｔｕｔｅ（登録商標）、またはＳｕｒＭｏｄｉｃｓ、Ｉｎｃ．によるヘパリンコーティングであるＡｐｐｌａｕｓｅ（商標）でコーティングされてもよい。別の実施形態では、患者の血液に曝露される流入または流出導管の表面に抗血栓コーティングを施してもよい。例えば、管腔表面は、ＢｉｏＩｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓ Ｌｔｄ．によるヘパリンベースの抗血栓性コーティングであるＡｓｔｕｔｅ（登録商標）、またはＳｕｒＭｏｄｉｃｓ、Ｉｎｃ．によるヘパリンコーティングであるＡｐｐｌａｕｓｅ（商標）でコーティングされてもよい。別の実施形態では、患者の血液に曝される側方ポートの表面に、抗血栓性コーティングを施してもよい。例えば、管腔表面は、ＢｉｏＩｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓ Ｌｔｄ．によるヘパリンベースの抗血栓性コーティングであるＡｓｔｕｔｅ（登録商標）、またはＳｕｒＭｏｄｉｃｓ、Ｉｎｃ．によるヘパリンコーティングであるＡｐｐｌａｕｓｅ（商標）でコーティングされてもよい。

他の実施形態では、患者の組織と接触する血液ポンプシステム構成要素の表面に、抗血栓性コーティングを有してもよい。例えば、合成導管１６及び１８の外部表面またはポンプもしくは電源コード１２０（「リード」としても知られている）の外部表面を、ＢｉｏＩｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓ Ｌｔｄによる表面活性抗菌コーティングであるＡｖｅｒｔ（登録商標）でコーティングしてもよい。

いくつかの実施形態では、血液ポンプ２５は、患者に埋め込まれてもよい。逆に、他の実施形態では、血液ポンプ２５は患者の外部に留まってもよい。例えば、患者の外部に配置された場合、血液ポンプ２５は、テープ、縫合糸、またはポンプを患者に固定するための他の適切な手段を用いて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を有するウェアラブルな電子機器によって電力供給されてもよい。

本明細書で開示されるポンプシステム１０のポンプは、例えば、遠心流動ポンプ、軸流ポンプ、渦巻ポンプ、または混合流ポンプを含む回転ポンプであってもよい。図１〜図１５に示すように、一実施形態では、ポンプは遠心力ポンプである。特定の限定を認識するものではないが、血液ポンプ２５は、例えば、約０．０５〜１．５Ｌ／分、０．１〜１．５Ｌ、または０．５〜３．０Ｌ／分を慣用的にポンピングするように構成してもよい。

図１〜図２５に関して上で考察したポンプ構成が有利であるが、他のポンプ構成が、本明細書で開示されたポンプシステム及び方法とともに使用されてもよい。したがって、本明細書に開示されたシステム及び方法は、図１〜図２５に関して上で考察したポンプ構成に限定されるべきではなく、本明細書に開示されるシステム及び方法に適用可能な全てのタイプのポンプを含むべきである。

本明細書において図１〜図２５に関して開示されるポンプシステム１０の好ましい実施形態は、当該技術分野で公知である血液ポンプシステムでは満足できないいくつかの固有の要件を満たす。具体的には、動静脈瘻適性（Ａｒｔｅｒｉｏｖｅｎｏｕｓ Ｆｉｓｔｕｌａ Ｅｌｉｇｉｂｉｌｉｔｙ）（「ＡＦＥ」）ポンプシステム（「ＡＦＥシステム」）は、低流量及び広い作動範囲（例えば、５０〜１５００ｍＬ／分）及び意図した使用の１２週までに適した中度の圧力範囲（例えば、２５〜３５０ｍｍＨｇ）のための遠心力回転血液ポンプシステムとして構成されてもよい。

ＡＦＥシステムのポンプシステムと共に使用される制御スキームは、血液ポンプもしくは血液ポンプシステムの導管に直接流体接続されている標的静脈において、または血液ポンプもしくは血液ポンプシステムの導管に直接流体接続されている静脈に直接流体接続されている標的静脈において、０．７６〜２３Ｐａ、またはより好ましくは２．５Ｐａ〜１０Ｐａの安定し、かつ上昇した平均ＷＳＳを維持するように最適化してもよい。この制御スキームでは、ＡＦＥシステムは、標的静脈の全直径及び管腔直径が、作動パラメータの検知と周期的な速度調整とを利用して、２５％、５０％、１００％、２００％、３００％またはそれ以上持続的に増大するように、一定期間にわたって作動するように構成される。ＡＦＥシステムのポンプシステムと共に使用される制御スキームは、１０ｍｍＨｇ〜３５０ｍｍＨｇの範囲、好ましくは２５ｍｍＨｇ〜１００ｍｍＨｇの範囲の標的静脈に隣接する流出導管のセグメントにおいて安定した圧力を維持するように最適化され得る。この制御スキームでは、ＡＦＥシステムは、標的静脈の全直径及び管腔直径が、作動パラメータの検知と周期的な速度調整とを利用して、２５％、５０％、１００％、２００％、３００％またはそれ以上持続的に増大するように、一定期間にわたって作動するように構成される。

特定の実施形態では、流入導管は、外科的または経皮的アプローチによって配置されてもよく、流入導管の一部は血管内の位置にあり、流出導管は、１〜６ｍｍという初期静脈径に適合可能な外科的または経皮的アプローチによって配置されてもよい。

特定の実施形態では、流出導管は、外科的または経皮的アプローチによって配置され得、流出導管の一部は血管内の位置にあり、流入導管は、１〜６ｍｍという初期の静脈または動脈径に適合可能な外科的または経皮的アプローチによって配置されてもよい。

特定の実施形態では、標的血管における平均ＷＳＳの上昇は、血液をＡＦＥシステムから標的血管に排出することから生じる。さらに、特定の実施形態では、標的血管における平均ＷＳＳの上昇は、血液を、標的血管からＡＦＥシステムに除去することから生じる。特定の状況では、血液が除去された血管と血液が排出された血管の両方においてＷＳＳが上昇され得、両方の血管とも血管を標的することになる。

ポンプシステム１０は、挿入／除去の容易さ及び感染に対する耐性の両方を達成する。ポンプシステム１０は、植え込みまたは体外配置のいずれかに適応可能なポンプを備えた移動システムである。いくつかの実施形態では、ポンプシステム１０は、充電式電池を備えたウェアラブルな電子機器によって電力供給される。ポンプシステム１０は、図２６に示すように、流入導管２０及び流出導管３０を備える。流入導管２０は、脈管系の１つの位置と流体連通して配置され、この位置から血液を吸引し、血液ポンプ２５に運ぶ。特定の実施形態では、流入導管２０は、流入導管の少なくとも一部分を脈管系の管腔内に配置するために構成される。他の実施形態では、流入導管２０は、外科的吻合によって血管に連結される。流出導管３０は、脈管系の別の位置と流体連通するように構成され、血液ポンプ２５から脈管系の他の位置に血液を導く。特定の実施形態では、流出導管２０は、流出導管の少なくとも一部分を血管系の管腔内に配置するために構成されている。他の実施形態では、流出導管３０は、外科的吻合によって血管に連結される。

導管２０及び３０はそれぞれ、２〜１１０ｃｍの範囲の長さ及び４〜２２０ｃｍの合計の長さを有してもよい。各導管２０及び３０の長さは、血液ポンプ２５の位置及び導管と血管系との間の接続部の位置によって決定される所望の長さに調整してもよい。導管２０及び３０はまた、０．５〜４ｍｍの厚み及び２〜１０ｍｍの内径を有する耐圧縮性及びねじれ耐性の壁を有する。好ましくは、流入及び流出導管の本体の内径は３〜６ｍｍである。好ましくは、血管内の位置に配置される流出導管先端部の部分の内径は１．５〜４．０ｍｍである。一実施形態において、流入及び流出導管の表面は、患者の血液に曝され、抗血栓性コーティングを有し得る。例えば、管腔表面は、ＢｉｏＩｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓ Ｌｔｄ．によるヘパリンベースの抗血栓性コーティングであるＡｓｔｕｔｅ（登録商標）、またはＳｕｒＭｏｄｉｃｓ、Ｉｎｃ．によるヘパリンコーティングであるＡｐｐｌａｕｓｅ（商標）でコーティングされてもよい。

流入導管及び流出導管２０及び３０は、耐久性があり、漏出に抵抗し、意図しない離脱の影響を受けない任意の適切なコネクタを使用して血液ポンプ２５に接続されてもよい。典型的には、導管２０、３０の内径とコネクタの内径との間の流体経路直径のステップ変化を最小にするために、コネクタの前縁は薄い。好ましくは、流路直径のステップ変化は０．５ｍｍ未満であるべきである。一実施形態では、図２７Ａ〜図２７Ｄに示すように、導管２０及び３０は、タケノコ継手４００Ａ及び４００Ｂならびに半径方向圧縮固定器具（すなわち、固定輪）４０２Ａ及び４０２Ｂを使用して血液ポンプ２５に接続される。限定ではなく一例として、半径方向圧縮固定器具４０２Ａ及び４０２Ｂは、フランスのＣｏｕｒｂｅｖｏｉｅ（クルブヴォア）に本拠を置くＳａｉｎｔ−Ｇｏｂａｉｎ Ｓ．Ａ．の一部門であるＳａｉｎｔ−Ｇｏｂａｉｎ Ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ Ｐｌａｓｔｉｃｓが製造したＢａｒｂＬｏｃｋ（登録商標）固定器具であってもよい。別の実施形態では、導管２０及び３０は、これもＳａｉｎｔ−Ｇｏｂａｉｎ Ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ Ｐｌａｓｔｉｃｓによって製造されたＰｕｒｅ−Ｆｉｔ（登録商標）滅菌コネクタを使用して血液ポンプ２５に接続される。

半径方向圧縮保持器４０２Ａ及び４０２Ｂは、それぞれ、流入導管及び流出導管２０及び３０の近位端４０４及び４０６の上に配置される。次いで、導管２０及び３０は、タケノコ継手４００Ａ及び４００Ｂの上に配置されて、導管と血液ポンプ２５との間の流体接続を形成する。半径方向圧縮固定器具４０２Ａ及び４０２Ｂのコレット４０８Ａ及び４０８Ｂは、導管２０及び３０に沿って配置され、導管及びタケノコ継手４００Ａ及び４００Ｂを囲む。次いで、半径方向圧縮固定器具４０２Ａ及び４０２Ｂの外側スリーブ４１０Ａ及び４１０Ｂは、固定器具の長手方向軸に沿って移動されて、それぞれのコレット４０８Ａ及び４０８Ｂ、導管２０及び３０、ならびにタケノコ継手４００Ａ及び４００Ｂに圧縮係合する。一実施形態では、外側スリーブ４１０Ａ及び４１０Ｂは、外側スリーブ、ならびにタケノコ継手４００Ａ及び４００Ｂの支持棚４１２Ａ及び４１２Ｂとそれぞれ係合するように構成された圧縮ツールによって移動される。この圧縮ツールはまた、半径方向圧縮固定器具４０２Ａ及び４０２Ｂを取り外すように構成されてもよい。

他の実施形態では、代替のコネクタを使用してもよい。好ましくは、この代替コネクタは耐久性であり、漏出に抵抗し、意図しない脱落に抵抗する。例えば、図２８Ａ〜図２８Ｂに示すように、導管２０及び３０は、タケノコ継手４００Ａ及び４００Ｂと同様に、タケノコ継手を係合し、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及び３０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上の導管の一部に半径方向の圧縮力を加える環状クリップ４１４Ａ及び４１４Ｂを用いて、タケノコ継手に固定される。環状クリップ４１４Ａ及び４１４Ｂは、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）で取り外し得る漏出耐性及び耐久性の接続を提供する。

別の実施形態では、流入導管は、図２９Ａ〜図２９Ｂ、図３０Ａ〜図３０Ｂ、及び図５０、図５１Ａ〜図５１Ｂ、及び図５２Ａ〜図５２Ｂに示すように、流体経路への制御されたアクセスを提供する、少なくとも１つの側方ポート４１７を備えてもよい。別の実施形態では、流出導管３０は、図２９Ａ〜図２９Ｂ、図３０Ａ〜図３０Ｂ、及び図５０、図５１Ａ〜図５１Ｂ、及び図５２Ａ〜図５２Ｂに示すように、流体経路への制御されたアクセスを提供する、少なくとも１つの側方ポート４１７を備えてもよい。別の実施形態では、流入導管及び流出導管２０及び３０の両方とも、図２９Ａ〜図２９Ｂ、図３０Ａ〜図３０Ｂ、及び図５０、図５１Ａ〜図５１Ｂ、及び図５２Ａ〜図５２Ｂに示すように、流体経路への制御されたアクセスを提供する、少なくとも１つの側方ポート４１７を備えてもよい。側方ポート４１７は、流体経路に造影剤を導入するために周期的に使用して、ＡＦＥシステムの部分または蛍光透視法によるＡＦＥシステムの導管（複数可）と流体連通する血管系の部分の視覚化を可能にしてもよい。側方ポート４１７はまた、血液透析、血漿交換、アフェレーシス、または血液が迅速に除去されて患者に戻される他の臨床適用の間に、患者の血管系から血液を除去して戻すために使用されてもよい。側方ポート４１７はまた、血液サンプルを得るため、薬物を注入するため、または他の臨床的に有用な目的のために使用されてもよい。流体経路への周期的なアクセスを可能にし、かつアクセスされていないときには、流体経路を漏らさずまたは変更しない任意の側方ポート設計が適切である。一実施形態では、患者の血液に曝される側方ポートの表面は、抗血栓性コーティングを有してもよい。例えば、管腔表面は、ＢｉｏＩｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓ Ｌｔｄ．によるヘパリンベースの抗血栓性コーティングであるＡｓｔｕｔｅ（登録商標）、またはＳｕｒＭｏｄｉｃｓ、Ｉｎｃ．によるヘパリンコーティングであるＡｐｐｌａｕｓｅ（商標）でコーティングされてもよい。一例として、限定するものではないが、側方ポート４１７は、シリンジが挿入されたときに開き、シリンジが取り外されたときに閉じるチェックバルブを備える「Ｔ」ポート継手であってもよい。図２９Ａ〜Ｂに示すように、補助チューブ４２０を有する「Ｔ」ポートアセンブリ４１８は、ポンプ出口１１５及び流出導管３０と流体連通されている。

別の実施形態では、流入導管２０、流出導管３０、またはその両方のための側方ポート４１７は、図３０Ａ〜図３０Ｂに示すように、隔壁４２４を有する隔壁アクセスポート４２２を利用し、これを通じて、適切な皮下注射針がアクセスのために挿入され得、次いで、取り外されて、その後、隔壁が閉じ、導管からの流体の損失を防止する。隔壁４２４に適した材料としては限定するものではないが、シリコーン、ポリウレタン、及び他のエラストマーポリマーが挙げられる。隔壁４２４を含む、それぞれ流入及び／または流出導管２０または３０のセグメントは、針が取り外されたときに皮下穿刺孔を閉じるのに適した厚みである。図３０Ａ〜図３０Ｂに示すように、隔壁４２４が流出導管３０の一部を構成する隔壁アクセスポート４２２が示されている。例として、限定するものではないが、隔壁アクセスポート４２２は、流出導管３０の長さを超えて約１センチメートル延びてもよい。隔壁４２４は、限定されるものではないが、接着剤の接着、熱接合、及び導管の内層と外層との間の熱接合を含む任意の適切な手段によって流出導管３０に取り付けられてもよい。

いくつかの実施形態では、導管２０及び３０は、血液透析カテーテルを作製するために一般的に使用される材料、例えば、ポリウレタン、ポリ塩化ビニル、ポリエチレン、シリコーン、及びポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、ならびに例としては、Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）またはＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）から構成されてもよい。他の実施形態では、導管は、血液透析グラフトまたは合成末梢バイパスグラフトを製造するために一般的に使用される材料、例えば、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）またはダクロンから構成されてもよい。他の実施形態では、導管の一部は、ステンレス鋼、チタニウム、またはニチノールなどの金属から構成されてもよい。さらなる実施形態では、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、ペレエタン（Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ）（登録商標）、Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）、Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５、ｅＰＴＦＥ、ダクロン、ステンレス鋼、チタニウムまたはニチノールの組み合わせから構成されてもよい。

例えば、流入導管２０の全長を、ポリウレタンで構成してもよい。別の実施形態では、図３１に示すように、血液ポンプ２５と流体連通するように構成された流出導管３０のセグメント５００は、ポリウレタンから構成され、一方で、血管システムと流体連通するように構成された流出導管のセグメント５０２は、リングで支持されているｅＰＴＦＥを含む、ｅＰＴＦＥから構成される。

限定ではなく例として、近位セグメント５００と遠位セグメント５０２との間の接続部の縦断面である図４１に示すように、流出導管３０の近位セグメント５００は、近位セグメントからのポリウレタンの層５００Ａの間に、遠位セグメントからのｅＰＴＦＥの１つ以上の層５０２Ａを置くことによって、製造プロセスの間に流出導管の遠位セグメント５０２に連結される。次いで、ポリウレタンとｅＰＴＦＥとの重なり合う層を、加熱積層して、近位セグメント５００と遠位部分５０２とを一緒に連結させる。

別の例では、導管を加熱積層する前に、セグメント５０２のｅＰＴＦＥの重複セクション内に１つ以上の孔を作る。流出導管３０が、ｅＰＴＦＥを溶融することなくポリウレタンを溶融するのに十分な温度に加熱されると（例えば、２００°Ｆ〜５００°Ｆ）、溶融ポリウレタンは、ｅＰＴＦＥセグメント５０２に形成された孔内に充填され、次いで冷却される。セグメント５００の内側及び外側のポリウレタン層は、２つのセグメント５００及び５０２を機械的に一緒に接続すると共に、重なり合ったセグメント内のポリウレタンの内層及び外層を機械的に接続するために、孔内で接続される。

ｅＰＴＦＥ層５０２Ａをポリウレタン層５００Ａの間にサンドイッチするように製造された流出導管３０の実施形態は、ｅＰＴＦＥ層５０２Ａが標準的な技術を用いて容易に血管に縫合し得るという点で有利である。これはまた、図４１に関して上で考察したように製造された流入導管２０にも当てはまる。

医療キット９２０、血液ポンプ２５、流入導管２０、流出導管３０、制御デバイス２１、及び電源コード１２０の平面図である図４２に示されるとおり、これは滅菌パッケージ９２５内に提供されてもよく、ポンプシステムをアセンブルして患者に埋め込む方法についての指示９３０を備える。医療キット９２０は、タケノコ継手４００Ａ及び４００Ｂならびに半径方向圧縮性保持具４０２Ａ及び４０２Ｂも備えてもよい。一実施形態では、一方または両方の導管２０、３０は、図４１に関して上述したように製造され、血液ポンプ２５とともに滅菌パッケージ９２５内に封入される。医療キット９２０は、最低限、血液を排出または除去するためのシステム、ならびに実施及び使用のための指示を備える。

一実施形態では、血液ポンプ２５の作動は、流出圧力を読み取り、適宜ポンプ速度を調整することによって、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の概略図である図４３に示すように、流出圧力センサー９３５は、血液ポンプ２５の出口１１５に、またはさらに下流に、例えば、流出導管３０の長さにそったどこかなどに、作動可能に連結されてもよい。プロセッサ２４は、流出圧力センサー９３５からの圧力読取値を、メモリ２７に記憶された標的流出圧力の範囲と比較し得る。次いで、プロセッサは、ポンプ駆動装置１７０の速度を適宜調整して、流出圧力センサー９３５から読み取られた圧力が、メモリに記憶された標的流出圧力の範囲内になるようにさせる

一実施形態では、制御システム１４は、血液ポンプ２５の入口１１０またはさらに上流に、例えば流入導管２０または側方ポートの長さに沿ったどこかなどに作動可能に接続され得る流入圧力センサー９４０も備える。一実施形態では、制御システム１４はまた、血液ポンプ２５の出口に、またはさらに下流、例えば、流出導管または側方ポートの長さに沿ったどこかなどに作動可能に接続され得る流出圧力センサーを備える。一実施形態では、プロセッサ２４は、流出圧力センサー９３５からの圧力読取値と流入圧力センサー９４０からの圧力読取値の両方を読み取り、圧力差を計算し得る。この圧力差は、次いで、メモリ１０５５に記憶された標的圧力差の範囲と比較され得る。次いで、プロセッサは、ポンプ駆動装置１７０の速度を調整して、算出された圧力差を、メモリに記憶された標的圧力差の範囲内であるようにさせる。一実施形態では、プロセッサ２４は、流出圧力センサー９３５からの圧力読取値を読み取り得る。次いで、この圧力をメモリ１０５５に記憶された標的圧力の範囲と比較してもよい。次いで、プロセッサは、ポンプ駆動装置１７０の速度を調整して、測定された圧力を、メモリに記憶された標的圧力差の範囲内であるようにさせる。

他の実施形態では、流入口２０及び流出口３０は、所望の壁厚、可塑性、無菌性、ねじれ及び圧縮に対する耐性などの望ましい特性を導管２０及び３０が示す限り、任意の材料または材料の組み合わせであってもよく、必要に応じて、吻合部または血管の管腔内に挿入された遠位部分を介して血管に接続されてもよい。さらに、導管２０及び３０は、Ｈａｒｍｏｎｙ（登録商標）高度潤滑コーティングのような滑らかな外面コーティングを含むような、所望の皮下トンネリングに必要な特性を示すことが好ましい。

別の例として、流入導管及び流出導管２０及び３０は、内層とは異なる材料から構成される外層を有してもよい。流入導管及び流出導管２０及び３０の外層の全部または一部は、皮下のトンネリング及び身体からの除去を助け、ラテックスに対する潜在的なアレルギー反応を軽減するために、シリコーンまたは親水性コーティングのような潤滑剤でコーティングされてもよい。特定の実施形態では、流入導管及び流出導管２０及び３０の外部層の表面の少なくとも一部は、抗菌コーティングを有してもよい。他の実施形態では、血液ポンプ２５の表面の少なくとも一部または電源コード１２０は、抗菌コーティングを有してもよい。例えば、表面活性抗菌コーティングであるＡｖｅｒｔ ＴＭを使用してもよい。特定の実施形態では、流入及び流出導管の外層の表面の一部は、感染に抵抗し、組織の取り込みを促進する材料、例えば、ダクロン、ポリエステルベロアまたはシリコーンを含んでもよい。そのような材料の１つは、Ｖｉｔａｐｈｏｒｅ Ｃｏｒｐ．のＶｉｔａＣｕｆｆ（登録商標）抗菌カフである。ＶｉｔａＣｕｆｆは、材料の２つの同心円の層を含む。内層は医療グレードのシリコーンで構築されている。外部の組織界面層は、コラーゲンに結合した銀イオンに起因する抗菌活性を有するコラーゲンマトリックスを含む。特定の実施形態では、この材料は、生理学的流体を吸収し、迅速に膨張し、出口部位に物理的バリアを提供することを補助する。組織の内殖が起こり、導管を適所にさらに固定し、導管の動きを減少させて出口部位感染の発生を減少させる。

図４８Ａ〜図４８Ｆから理解できるように、経時的に流入導管及び流出導管２０及び３０を患者に固定し、皮膚挿入部位または導管の経路に沿った体内の細菌などの異物の侵入を低減するためのカフ８００の実施形態である。カフ８００は、互いに機械的に係合している取り外し可能な上側部分８０２と取り外し可能な下側部分８０４と導管とを有する２部品設計を含んでもよい。図４８Ｂ及び図４８Ｄに示すように、上側及び下側８０２及び８０４の各々は、１つ以上のラッチ部材８０６及び対応するラッチ凹部８０８を備える。一実施形態では、上側部分及び下側部分８０２及び８０４はそれぞれ、図４８Ａ〜図４８Ｂに示されるように、対向する部分のラッチング凹部８０８に受容されて、２つの部分を互いに固定する２つのラッチング部材８０６を備える。各部分８０２及び８０４はまた、２つの半部をさらに整列させるための案内部材８１０と、対向する部分の案内部材を受容するための対応する案内凹部８１２とを備えてもよい。上側部分及び下側部分８０２及び８０４とはそれぞれ、導管２０または３０を受容するためのチャネル８１４を画定する。チャネル８１４はさらに、チャネル８１４に突き出ている一連の円周方向に連続するかまたは交互に割り込んだ突起８１６を画定する。導管に対するカフの動きまたは滑りを防止するために、カフ８００が導管に取り付けられているとき、突起８１６は導管２０または３０をしっかり係合する。突起８１６はまた、導管２０及び３０の外面の周囲にシールを提供する。いくつかの実施形態では、カフの外面は、図４８Ｅ〜図４８Ｆに示されるように、ダクロン、ポリエステルベロア、またはシリコーンのような組織取り込みを促進するか、または感染に抵抗するような材料８１８でコーティングされてもよく、または包まれてもよい。材料８１８はまた、抗菌特性を有する薬剤を含んでもよい。材料８１８は、カフ８００に多孔性の外部表面を提供して、組織の内殖を促進し、患者と導管２０または３０との間の局所的な接着を増大させ、異物及び細菌の皮膚切開部位、患者の身体内または導管経路にそった侵入を低減する。

医師は、トンネル内で適切に配置された位置でカフ８００が導管に固定されるように、導管２０または３０の皮下トンネルの長さを調整し得る。カフ８００が適切な長さに調節され得る導管２０または３０に着脱するように構成される場合、カフ８００は、カフが皮下トンネル内に適切に配置されるように、調節された導管に固定されてもよい。

特定の実施形態では、流入導管及び流出導管２０及び３０の血液接触管腔表面の少なくとも一部は、抗血栓剤または物質でコーティングされてもよい。同様に、血液ポンプ２５の血液接触表面の少なくとも一部は、抗血栓剤または物質でコーティングされてもよい。例えば、表面は、ＳｕｒＭｏｄｉｃｓ、Ｉｎｃ．のＡｐｐｌａｕｓｅ（登録商標）コーティング、またはＢｉｏＩｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓ Ｌｔｄ．のＡｓｔｕｔｅ（登録商標）コーティング（両方ともヘパリンを含む親水性コポリマーコーティング）でコーティングされてもよい。

特定の実施形態では、流入導管及び流出導管２０及び３０の少なくとも一部が、ねじれ、圧縮、崩壊及び接合に抵抗するように優先的に強化される。例えば、導管２０及び３０は、ニチノールまたは別の形状記憶合金または自己拡張性もしくは半径方向に拡張性の材料で補強されてもよい。好ましくは、編組されたまたは巻かれたニチノールの層は、導管２０及び３０のそれぞれの少なくとも一部の周りに巻き付けられるか、または導管の壁に組み込まれる。一実施形態では、流入導管２０は、導管の壁に組み込まれた編組ニチノールによって補強される。別の実施形態では、流入導管は、導管２０及び３０の壁に組み込まれた編組ステンレス鋼によって補強されてもよい。あるいは、ニチノールまたはＰＴＦＥのコイルは、導管２０及び３０の一部に巻き付けられてもよく、またはその中に組み込まれてもよい。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は、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を有する。他の実施形態では、ニチノールのコイルは、導管２０及び３０の一部の周りに巻き付けられてもよく、またはその中に組み込まれてもよい。補強ワイヤー（例えば、ニチノール）は、丸い、環状の断面、楕円形の断面、またはほぼ長方形の断面を有してもよい。

一般に１インチあたりのピクセル（「ＰＰＩ」）で測定される流入導管及び流出導管２０及び３０の両方に組み込まれた編組ニチノールの編組密度は、典型的には、約１０〜２００、好ましくは、約２０〜約６０である。いくつかの実施形態では、編組密度は、流入導管及び流出導管２０及び３０の長さに沿って変化してもよい。例えば、編組密度は、血液ポンプ２５に隣接する導管２０及び３０の部分において、導管の剛性を高め、吸引中の外部導管の圧縮、ねじれ、接続または崩壊のリスクを最小限に抑え、導管の他のセグメントをさらに可塑性にさせ得る。

一実施形態では、図３２Ａ〜図３２Ｂに示すように、流入導管２０の血管内部分５０６は、複数の側方孔５０８によって開窓されている。これらの側方孔は、血液の流入を促進し、導管先端部の部分的な閉塞の事象では端部孔によって静脈または右心房壁を吸引するリスクを低減する。側方孔５０８は、環状であってもよく、直径が１．０〜３．０ｍｍの範囲であってもよい。代わりに、側方孔５０８は、楕円形、または血液の血管内吸引に適した任意の他の形状及びサイズであってもよい。

図３１及び図３２Ａ〜図３２Ｂに示すように、流入導管２０の遠位端５０６及び流出導管３０の遠位端５１０は、約１０°〜８０°の角度で切断または面取りされてもよい。特定の実施形態では、面取りは、血液の吸引中に導管の先端部が部分的に閉塞した事象では、端部孔による静脈または右心房壁の吸引の危険性を低減する。他の実施形態では、チャンバは、吻合接続部において血管系に連結するときに、導管の面積を増大させる。特定の実施形態では、遠位端５０６及び５１０は４５°で面取りされる。流入または流出導管２０及び３０は、挿入、皮下のトンネリング及び除去を容易にするように適合され、また、感染及び血栓症への耐性を提供する。

別の実施形態では、図３２Ｃ〜図３２Ｉに示されるように、流入導管２０及び／または流出カニューレ３０の血管内部分５０６は、導管内の停滞流または再循環流を低減するように最適化されている遠位先端部５０７を有する。遠位先端部５０７は先細になって面取りされておらず、約１．０ｍｍ〜約６．０ｍｍの範囲の直径を有する環状の端部孔５１１を有し、好ましくは直径は、約２．０ｍｍである。遠位先端部５０７は、複数のセットの側方孔５１３及び５１５によって開窓される。側方孔５１３及び５１５は、様々なサイズ、形状、及び向きであってもよい。例えば、４つの側方孔５１３のセットは、先端部のノーズのすぐ後ろに対称的に配置される。セット５１３の各側方孔は、形状が環状であり、流入導管管腔の中心線５１７に対して角度付けられている。一態様では、側方孔５１３は、約０．８ｍｍ〜約２．５ｍｍの範囲の直径を有し、好ましくは、約１．７ｍｍの直径である。さらに、側方孔５１３は、中心線５１７に対して約３０°〜約６０°の範囲の角度で配向されており、好ましくは孔は約４０°に配向されている。別のセットの４つの側方孔５１５は、先端部５０７のノーズから約６．５ｍｍに対称的に配置されている。側方孔５１５は、主軸が約２．５ｍｍ〜約７．０ｍｍ長の範囲であるほぼ楕円形状であり、好ましくは主軸は、約４．８ｍｍ長である。側方孔５１５はまた、約１．０ｍｍ〜約２．５ｍｍ長の範囲の短軸を有し、好ましくは、短軸は、約１．７ｍｍ長である。いくつかの実施形態では、側方孔５１３及び５１５の孔の縁部は、血液の損傷を避けるために丸みを帯びているか、または放射状である。本明細書で開示されるカニューレ先端部５０７の実施形態は、カニューレ先端部の表面上のＷＳＳのピークレベルを低下させるのに望ましいバランスに構成され、カニューレ先端部による隣接壁の吸引のリスクを低減し、端部孔もしくは１つ以上の側方孔の直径もしくは面積またはカニューレの直径を増大することによって溶血を減少させ、血液の流れを増大させ、カニューレ先端部の表面を洗浄し、そして端部孔の直径もしくは面積、または１つ以上の側方孔もしくはカニューレの直径を減少させることによって、先端部血栓症のリスクを低減することが望ましい。カニューレ先端部の表面上のＷＳＳの増大または減少は、孔の直径の差（二乗）の関数であり、カニューレの直径の全体的な減少によっても引き起こされると考えられている。

いくつかの実施形態では、カニューレ先端部５０７は、流入導管２０または流出導管３０のコイルまたは編組補強を含まない。図３２Ｄに示すように、流入または流出導管２０及び３０にそれぞれ埋め込まれたニチノール編組５１９は、カニューレ先端部５０７内に延在していない。むしろ、５２１で示すように、補強コイル５１９は、カニューレ先端部５０７またはその付近で終わる。図３２Ｅに示すように、カニューレ先端部５０７は、リングまたはバンド５２３のような放射線不透過性材料も含んでもよい。マーカーバンド５２３またはそれ以上の放射線感受性導管壁は、蛍光透視法による血管内への挿入中に流入または流出導管２０及び３０の位置決めを補助する。

一態様では、本開示はまた、図３２Ｃ〜図３２Ｉに示すように、カニューレの遠位先端部５０７を製造する方法にも関する。カニューレ先端部５０７を製造するためのプロセス９００を示すフローチャートを図３２Ｊに示す。ステップ９０２において、剛性マンドレルが、流入カニューレ２０の非補強遠位端部の遠位先端部開口部５１１を通って挿入される。この実施例では、カニューレ先端部５０７は、約４．０ｍｍの内径及び約５．４ｍｍの外径を有し、一方でマンドレルは、約１．５ｍｍ〜２．０ｍｍの範囲の直径を有する。いくつかの実施形態では、このマンドレルは、ステンレス鋼などの金属を含む任意の剛性材料から構成されてもよい。ステップ９０４において、薄い熱収縮フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）チューブのセグメントが、先端部５０７及びマンドレルアセンブリの上に配置される。先端部５０７の遠位部分の約０．５ｃｍ〜２．５ｃｍは、ステップ９０６で約４００°Ｆに加熱される。一態様では、遠位部分は、カニューレ先端部５０７を軟化させる加熱空気の環境内に配置され、このカニューレ先端部５０７はポリウレタンから構成され、同様に、ＦＥＰを収縮させてカニューレ先端部をマンドレルに対して圧縮し、遠位先端部開口部５１１の内径を約１．５ｍｍ〜２．０ｍｍに縮小する。さらに、先端部５０７及びマンドレルアセンブリの遠位部分を加熱された環境に配置することによって、熱勾配がＦＥＰ配管全体に適用され、ＦＥＰ配管は、熱勾配に沿った異なる温度に対応する異なる量で収縮する。結果として、ポリウレタンカニューレ先端部５０７は、先細になるように圧縮され、最大の圧縮力は、遠位部分で発揮され、この温度が最大であり、近位方向の圧縮力が減少する。

いくつかの実施形態では、遠位先端部５０７に付与されるテーパの程度は、製造者または使用者が望む構成、同様にプロセス変数の変化によって所望される構成に応じて、変化されてもよく、変数としては限定されるものではないが、加熱される環境の温度、遠位先端部５０７の材料、ＦＥＰチューブの長さ及び初期直径が挙げられる。遠位先端部５０７に先細の構成を形成した後、カニューレ先端部を冷却させ、ＦＥＰチューブをステップ９０８で除去して、滑らかに先細になった遠位先端部５０７を得る。

一実施形態では、放射線不透過性遠位リングマーカーバンド５２２が、ステップ９１０でカニューレ先端部に接着される。一態様では、マーカーバンドは、流入カニューレ２０の遠位端の外径よりも小さい直径を有し、ＦＥＰ配管の適用及びステップ９０４〜９０８の先細化処理の前に、カニューレの先端部５０７の上に強制的に挿入される。マーカーバンドは、好ましくは、加熱された環境内に配置される位置に取り付けられる。ＦＥＰチューブがマーカーバンドに対して圧迫するにつれて、カニューレの軟化した材料（例えば、ポリウレタン）がバンドの周り及び上を流れ、それによってカニューレ壁内にバンドを埋め込む。

ステップ９１２において、側方孔５１３及び５１５は、カニューレ先端部５０７内に形成される。一態様では、側方孔５１３及び５１５は、ある長さの剛性導管、例えば、限定するものではないが、ステンレス鋼チューブを使用してカニューレ先端部５０７の壁を突き刺すことによって形成される。例えば、丸い側方の孔５１３は、約０．５ｍｍの壁厚を有するステンレス鋼チューブでカニューレ先端部５０７の側壁を穿孔することによって形成され得る。管の一端が鋭利にされ、約４５°という管の内面と外面との間に前縁と斜面とを形成するように構成されている。より細長い側方孔５１５を形成するために、側方孔５１３を形成するために使用されるのと同様の鋭利なステンレス鋼チューブを使用する。しかし、側方孔５１５を形成するために使用されるチューブは、典型的には、より大きな直径を有し、適切な楕円体の寸法が達成されるまで圧縮される。ここで細長い卵形または楕円形の断面を有する圧縮されたチューブを使用して、カニューレ先端部５０７の側壁を突き刺す。

さらに別の態様では、側方孔５１３及び５１５を生成するために使用されるステンレス鋼チューブの尖った先端部を、ステップ９１２でカニューレ先端部５０７の表面を突き刺す前に約２５０°Ｆ〜約４００°Ｆに加熱してもよい。１つの態様では、加熱されたチューブは、カニューレ先端部５１７の材料を加熱して少なくとも軟化させて、このカニューレ先端部５１７を「流れ」させ、滑らかな丸い内面を側方孔５１３及び５１５に形成する。反対に、他の実施形態では、側方孔５１３及び５１５は、レーザーまたは他の精密切削工具によって切断されることを含むが、これに限定されない任意の適切な方法によって形成されてもよい。

一実施形態では、流入導管２０の一部を、経皮的挿入方法または開放外科的アプローチを使用して血管の管腔に挿入してもよく、デバイスの前進及び位置決めを補助するために蛍光透視法を使用して所望の位置に前進させてもよい。流入導管及び流出導管２０及び３０の位置決めを補助するために、導管は、蛍光透視下に見える、それぞれ、流入導管及び流出導管の壁５１２及び５１４内に埋め込まれた放射線不透過性マーカーバンドまたは他の放射線不透過性材料を有してもよい。例えば、流入導管及び流出導管２０及び３０の一部は、硫酸バリウム塩で埋め込まれたＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５ポリウレタンから構成されてもよい。他の実施形態では、脈管系の管腔に挿入されるように構成された流入導管及び流出導管２０及び３０の部分は、流入導管及び流出導管２０及び３０の脈管内部分の直径は、ＧＯＲＥ（登録商標）ハイブリッド血管グラフトの自己拡張セグメントで見られるような、その位置における脈管系の直径と一致するように（ニチノールを組み込むことによって達成することができるような）自己拡張または半径方向に広がる壁を有してもよい。

図３７に示す実施形態を含むいくつかの実施形態では、流入導管及び流出導管２０及び３０は、以降では、「吻合接続」と記載される、連続方式または分割方式で縫合を使用する、外科的吻合を用いて血管に取り付けてもよい。吻合接続はまた、外科用クリップ及び吻合を行う他の標準的な方法で行ってもよい。例えば、流出導管３０のｅＰＴＦＥまたはダクロン遠位セグメント５０２と血管との間に吻合接続を行ってもよい。

吻合接続が行われる特定の実施形態では、流出導管３０は、最初の直径が１ｍｍ〜２０ｍｍの血管、及び好ましくは最初の直径が１．５ｍｍ〜６ｍｍの血管に固定される。

逆に、図３２Ａ〜図３２Ｂ及び図３７〜図４０に示す他の実施形態では、流入導管及び流出導管２０及び３０の一部は、血管または右心房内に配置される。例えば、流入導管２０の遠位端５０６は、右心房または上大静脈内に配置されてもよい。図３２Ａ〜図３２Ｂに示すように、側方孔５０８は、遠位端５０６が血管内に配置されたときの血液の吸引または排出を補助する。

いくつかの実施形態では、流入導管及び流出導管２０及び３０の少なくとも１つは、血液透析機械または血漿交換もしくはアフェレーシスに使用される機械との使用に互換性であり得る。例えば、血液ポンプシステム１０を使用する患者はまた、血液透析治療を受ける必要がある場合もある。この例では、血液は、血液ポンプシステムから抜き取られ、血液透析装置を通過し、次いで血液ポンプシステムに戻されて脈管系に送り返され、それにより、患者で追加の血管アクセス部位を作成する必要性がなくなる。流入導管及び流出導管２０及び３０の側方ポート４１７は、血液透析、血漿交換、アフェレーシス、または血液が除去されて患者に戻される他の手順の間にＡＦＥシステムからの血液の除去及び戻しを容易にし得る。特定の実施形態では、側方ポート４１７は、ガイドワイヤー、血管形成バルーン、血管ステント、血管閉塞デバイス、局所薬物送達カテーテル及び血栓溶解カテーテルなどの血管内デバイス、ならびにＦｏｇａｒｔｙバルーンのような血栓摘出デバイスの無菌挿入を可能にするような方式で構成されてもよい。これらの特定の実施形態のいくつかでは、側方ポート４１７の長軸は、とりわけ、３０度の角度、４０度の角度、または４５度の角度など、導管の長軸に対してある角度で形成されてもよい。これらの実施形態のいくつかでは、側方ポート４１７または側方ポートアセンブリは、最小限の失血で血管内デバイスの迅速かつ簡単な挿入及び除去を容易にする止血弁を備えてもよい。

側方ポート４１７は、任意の適切な方法によって、それぞれ、流入導管及び流出導管２０及び３０に取り付けられてもよい。一実施形態では、接着剤が、導管２０及び３０内に受け入れられる側方ポート４１７の表面に塗布される。図５０に示すように、側方ポート４１７は、導管に係合され、接着剤は硬化されて流体密封シールを形成する。一態様では、接着剤は、紫外線（ＵＶ）硬化可能な医療等級の接着剤である。

図５１Ａ〜図５１Ｂ及び図５２Ａ〜図５２Ｂは、「アクセス準備完了」または「アクセス可能」であり、導管２０または３０からの流体の引き出しを可能にし、かつ物質及び他の材料、例としては、限定するものではないが、薬物、注入液、医療用具または医療デバイスを導管内に導入するように構成されている側方ポートアセンブリ４１９の実施形態を示す。特に、図５１Ａ及び図５２Ａは、アセンブルされていないアセンブリ４１９を示しており、図５１Ｂ及び５２Ｂは、対応するアセンブルされた側方ポートアセンブリを示す。いくつかの実施形態では、側方ポート４１７は、所望の場合、側方ポートを密封するためのキャップを備える。一例であって限定するものではないが、キャップは、側方ポートにねじ止め脱着可能であるネジ付きルアー継手を備えた硬質または剛性のエンドキャップ４２１であってもよい。別の例では、キャップは、注射、注入または吸引のためにシリンジがキャップ内に挿入されるまで通常閉じられるプランジャを備える注入バルブ４２３を備えてもよい。シリンジが取り外されると、プランジャは閉じた位置に戻り、キャップを密封する。別の実施形態では、キャップは、標準的な血管造影シース内のものと同様の止血弁４２５を備えてもよい。止血弁４２５は、ガイドワイヤーまたはカテーテルが弁を通って挿入されるまで、キャップを閉じたままにさせる。これにより、操作者は、手動でキャップを開閉することなく、ワイヤー及びカテーテルを側方ポート４１７内外にスライドすることが可能になる。別の実施形態では、キャップは、バルブを開閉するために回転させることができる丸い部分を有するＴｕｏｈｙ Ｂｏｒｓｔアダプターを備えてもよい。側方ポート４１７はまた、同時の注射、注入または吸引を可能にする３方向サイドアーム４２７を備えてもよい。図５１Ｂに示すように、「アクセス準備完了」側方ポート４１７のアセンブルされた実施形態は、キャップ、３方側アーム４２７、及び１つ以上のクランプ４２９の様々な組み合わせを備える。他の実施形態では、さらに少数または多数のキャップを種々の他の組み合わせで使用してもよい。クランプ４２９はまた、それらを側方ポート４１７に接続する前に導管２０または３０にはめ合われてもよい。

このような「アクセス準備完了」側方ポートを有する血液ポンプシステムが使用される場合、血管内手術、例えば、導管の血栓切除、ＡＦＥシステムの流出静脈のような関連する血管のバルーン血管形成術、血管側枝の血管内閉塞、ならびにカテーテル指向性血栓溶解などの導管及び関連血管における局所薬物送達が、導管及び関連する血管系で容易に行われ得る。一実施形態では、ＡＦＥシステムの使用は、血管内閉塞デバイスの使用と組み合わされる。例えば、標的静脈をＡＦＥシステムで処置する際に、標的静脈の１つ以上の側枝が、上昇したＷＳＳに応答して拡張し得、それによって下流の血管セグメントにおけるＷＳＳ用量を減少し得る。この状況では、これらの静脈側枝への血流は、血管内閉塞デバイスを静脈の側枝に配置することによってブロックされ得る。この目的のために使用できるデバイスとしては、末梢血管閉塞用の標準コイル、Ａｍｐｌａｔｚｅｒ（登録商標）Ｖａｓｃｕｌａｒ Ｐｌｕｇデバイス（Ｓｔ．Ｊｕｄｅ Ｍｅｄｉｃａｌ、Ｉｎｃ．）、またはＢｌｏｃｋｓｔｅｎｔ Ｍｉｃｒｏｃａｔｈｅｔｅｒｓ（商標）（Ｍｅｔａｃｔｉｖｅ Ｍｅｄｉｃａｌ、Ｉｎｃ．）が挙げられる。これらのデバイスは、流出導管３０の側方ポートを通じて、または大腿静脈もしくは橈側皮静脈などの末梢静脈に配置されたシースのような別個の血管アクセスを通じて配置されてもよい。

図３５に示されるように、制御システム１４の一実施形態は、ポンプに電力を供給し、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及びメモリ２７を有する制御デバイス２１を備え、この情報を使用して、ポンプ速度を設定して制御し、ポンプシステムを通る血液または流体の流速を推定する。プロセッサ２４は、コンピュータ可読媒体上にコード化されたシステム、方法、及び命令を読み取り、処理し、実行するように構成されている。次いで、制御システム１４は、測定されるかまたは推定された血管直径と、ポンプシステムの測定または推定された平均流速とを使用して、標的血管内のＷＳＳを推定する。制御デバイスはまた、必要に応じてバッテリ２８を有する電源２６を備える。

一実施形態では、制御システム１４は、１つ以上のセンサー１２２からセンサーフィードバックを受信する。任意の様々な適切なセンサーを使用して、血液、血液ポンプ１５、血液ポンプシステム１０、または標的血管の物理量における任意の種々の変化を検出し得る。いくつかの実施形態では、体位または体位の変化を検出するためにセンサーを使用してもよい。センサー１２２は、分析及び／または処理すべき変化を示す信号を生成する。本質的に、センサー１２２は、血液ポンプシステム１０の様々な特性、このシステムを通って流れる血液、及び標的血管を、処理され得、望ましい基準値または所定の標準と比較され得る変化について、モニターする。所望の基準値または所定の標準は、データベースまたは他の適切な媒体に記憶してもよい。

いくつかの実施形態では、１つ以上のセンサー１２２は、血液ポンプ２５、流入導管２０、流出導管３０、供与側血管もしくは位置、または受容側血管または位置と通信してもよい。いくつかの実施形態では、制御システム１４またはその一部は、血液ポンプ２５のハウジングまたはケーシング内に配置されてもよい。例えば、センサー１２２のうちの１つ以上は、血液ポンプの入口１１０に配置されても、または出口１１５に配置されてもよい。別の例では、温度センサーを血液ポンプに配置してもよい。他の実施形態では、制御システム１４は、ポンプの外部であってもよい。

ＷＳＳは、ポンプシステム１０の作動を構成して、標的血管の全体直径及び管腔直径の増大を生じるか、または標的血管の長さ（標的血管のまっすぐな長さを含む）の増大をもたらす変数として使用してもよい。

環状の断面を有する血管の管腔内にハーゲン・ポアズイユ血流（すなわち、完全に発達した放物線的な速度形状を有する層流）を仮定すると、ＷＳＳは、以下の式を使用して決定され得る：
ＷＳＳ（Ｐａ）＝４Ｑμ／πＲ^３［式１］
式中：
Ｑ＝流速（ｍ^３／ｓ）であり、
μ＝血液の粘度（Ｐａ／ｓ）であり
Ｒ＝血管の半径（ｍ）である。

壁せん断応力制御法＃１：手動（マニュアル）
標的血管内の平均ＷＳＳまたはピークＷＳＳは、ポンプ導管系を通る血流速度、したがって標的血管を通る血流に影響を及ぼすポンプ速度を調節することによって変更しても、または維持してもよい。図３６Ａに示すように手動制御方法６００は、ブロック６０２における血液粘度の直接測定（患者の血液をサンプリングして粘度計でそれを分析することによる）、血液ポンプシステムにおける血流速度またはブロック６０４における標的血管における血流速度（それぞれ、流入もしくは流出導管のいずれかに対する超音波フローセンサーの配置によるか、または超音波もしくは熱器釈放による）、及びブロック６０６における血管半径（血管造影法、超音波、コンピュータ断層撮影法、または磁気共鳴イメージングを含む様々な画像化方法による）を包含し得る。血管壁に作用するＷＳＳは、ブロック６１０または６１２での所望のレベルと比較してブロック６０８で決定され、次いでブロック６１４または６１６でポンプインペラの回転速度の変化によってポンプ流量（Ｑ）が調整される。ポンプ速度の変化は、モーター入力電圧のＰＷＭのデューティサイクルを変えることによって作成される。

壁せん断応力制御法＃２：間接的な血液粘度、直接的な血流、及び標的の血管径測定による自動化
自動ＷＳＳ制御システムは、ポンプシステムまたは標的血管における血流速度の直接測定、及び標的血管の血管の直径の直接測定を含み得る。図３６Ｂに示すように、この自動ＷＳＳ制御方法６２０は、ブロック６２２（測定されたヘマトクリット及び近似平均ＷＳＳとのその既知の関係に基づいて推定される）における血液粘度の間接的測定を含んでもよい。ブロック６２４での粘度推定器の周期的な較正は、前述したような粘度の直接測定を用いて行ってもよい。臨床診療では、血液粘度は、通常、１〜２週間の処置期間にわたってほとんど変化がない。

壁せん断応力制御法＃３：間接的な血液粘度、血流、標的血管の直径測定、及び直接静脈圧力測定による自動
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（測定されたヘマトクリット及び近似平均ＷＳＳとのその既知の関係に基づいて推定される）、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（モーター状態変数に対するその関係に基づいて推定される）、ブロック６３４における標的血管圧力の測定、及びブロック６３８における血管半径の測定（血管抵抗に基づいて推定された）の間接的な測定を含み得る。血管抵抗は、推定されたポンプ流速及び血管内の測定血圧に基づいてブロック６３６で計算される。血液粘度、ポンプ流量、及び標的血管半径推定器の周期的な較正を、それぞれ、前述したように、それぞれブロック６２４、６４０、及び６４２での直接測定を用いて、実行してもよい。

壁せん断応力制御法＃４：間接的な血液粘度、血流、ポンプ圧力ヘッド、及び標的の血管径測定による自動化
図３６Ｄに示すように、自動ＷＳＳ制御方法６５０は、ブロック６２２で血液粘度（測定されたヘマトクリット及び近似平均ＷＳＳとのその既知の関係に基づいて推定される）、ブロック６３２における血液ポンプシステムを通じた血流速度（モーター状態変数との関係に基づいて推定される）、及びブロック６３８における血管半径（血管抵抗に基づいて推定される）の間接的な測定を含み得る。血管抵抗はブロック６３２で推定されたポンプ流速とポンプ圧力ヘッドに基づいてブロック６３６で計算され、ここでポンプ圧力ヘッドはまた、モーター状態変数との関係に基づいてブロック６５２でも推定される。血液粘度、ポンプ流量、及び標的血管半径推定器の周期的な較正を、前述したように、それぞれブロック６２４、６４０、及び６４２での直接測定を用いて、実行してもよい。ポンプ圧力ヘッド推定器の周期的較正は、別個の圧力トランスデューサでポンプ入口及びポンプ出口圧力を測定しブロック６５４でその差を計算することによって、または差圧センサーを用いてポンプにまたがり圧力ヘッドを直接測定することによって行ってもよい。

血液ポンプシステムの流量と圧力ヘッドのセンサーレス測定
図３５に示すように、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１つ以上の電気コイルに現れる電流を検出しモニターするように適合されており、これは、コイルアセンブリに提供された電圧をモニタリングすることと組み合わせて、プロセッサ２４が、血液ポンプ２５によって消費される入力電力（Ｐ_ｉｎ）及びインペラ１４０の実際の回転速度（ω）を導出することを可能にする。プロセッサ２４は、Ｐ_ｉｎ及びωの関数としてポンプ流量（Ｑ）または流量変化（ΔＱ）を推定し得る。例えば、Ｑ＝ｆ［Ｐ_ｉｎ、ω］である。より具体的には、以下の式が使用される：
Ｑ＝ａ＋ｂ・ｌｎ（Ｐ_ｉｎ）＋ｃ・ω^０．５ ［方程式．２］
式中：
Ｑ＝流速（Ｌ／分）
Ｐ_ｉｎ＝モーター入力電力（Ｗ）
ω＝ポンプ速度（ｒｐｍ）
モーターの入力電力は、測定されたモーターの電流と電圧から導かれる。ａ、ｂ、及びｃの値は、モーター速度と入力電力の関数としてのポンプ流量のプロットにフィッティングする曲線から導かれる。

プロセッサ２４はまた、ポンプ圧力ヘッド（Ｈ_ｐ）またはポンプ圧力ヘッドの変化（ΔＨ_ｐ）を、Ｐ_ｉｎ及びωの関数として推定し得る。例えば、Ｈ_ｐ＝ｆ［Ｐ_ｉｎ、ω］である。より具体的には、以下の式が使用される：
Ｈ_ｐ＝ｄ＋ｅ・ｌｎ（Ｐ_ｉｎ）＋ｆ・ω^２．５ ［方程式．３］
ｄ、ｅ及びｆの値は、ポンプ速度及びモーター入力電力の関数としてのポンプ圧力ヘッドのプロットにフィッティングする曲線から導かれ、ここでＨ_ｐは、流入導管２０、ポンプ２５及び流出導管３０にまたがって測定される。

血管抵抗の測定と血管半径の推定
血管抵抗（Ｒ_ｖ）とは、血液が循環系を通過するために克服しなければならない流れに対する抵抗である。抵抗は、駆動圧力（Ｈ_ｖ）を流量で割った値に等しい。血液ポンプシステムが静脈である標的血管に接続されるとき、血管抵抗は、以下の式を使用して計算される：
Ｒ_ｖ＝（Ｐ_ｖ−ＣＶＰ）／Ｑ ［方程式．４］
式中：
Ｈ_ｖ＝血液の心臓への復帰経路上の末梢血管を横切って失われた圧力ヘッド（ｍｍＨｇ）
Ｐ_ｖ＝吻合時の静脈圧（ｍｍＨｇ）
ＣＶＰ＝中心静脈圧（ｍｍＨｇ）
Ｒ_ｖ＝血管抵抗（ｍｍＨｇ・分／Ｌ）
ほとんどの状況において、ＣＶＰは、２〜８ｍｍＨｇの範囲であり、Ｐ_ｖ及びＱの作動範囲が比例してかなり大きいので、上記の方程式では無視してもよい。図３６Ｅに示すように、血管抵抗は、様々なＰ_ｖ対Ｑ曲線６６０の勾配としてグラフ的に表してもよい。曲線６６０は非線形であるので、勾配はＱの関数である。次の式によって示されるように、血管抵抗は、数百ｒｐｍ（Δω）の一時的な速度増大、静脈圧力で生じた変化（ΔＰ_ｖ）の測定、ポンプ流量で生じた変化（ΔＱ）の推定によって、導かれ得る：
Ｒ_ｖ（Ｑ）＝ΔＰ_ｖ／ΔＱ ［方程式．５］
血管抵抗は、血管径または半径の強い関数であり、静脈が小さいほど高い血管抵抗を有することに留意されたい。血管抵抗は、様々な単位で定量化され得、例えば、Ｗｏｏｄ単位（ｍｍＨｇ・分／Ｌ）に８を掛けてＳＩ単位（Ｐａ・ｓ／ｍ^３）に換算され得る。

あるいは、ポンプ圧力ヘッド（Ｈ_ｐ）は、血管抵抗を計算するための基礎として使用してもよい。ポンプ導管システムが、脈管系の１つの位置から血液を採取して末梢動脈または静脈に排出するように構成されている場合、このシステムを横切って得られる圧力ヘッド（Ｈ_ｐ）が、心臓（Ｈ_ｖ）への血液の戻り経路上の末梢血管を横切って失われた圧力ヘッドと正確に等しいという合理的な仮説である：
Ｈ_ｖ＝Ｈ_ｐ ［方程式．６］
末梢血管の半径は、その血管抵抗（Ｒ_ｖ）、すなわちＨ_ｖとＱとの比に反比例する。環状断面の血管内のハーゲン・ポアズイユ血流を仮定すると、血管抵抗は、以下の式を使用して示され得る：
Ｒ_ｖ （Ｐａ・ｓ／ｍ^３）＝Ｐ_ｖ／Ｑ＝８・μ・Ｌ／π・Ｒ^４ ［方程式．７］
式中：
Ｐ_ｖは、Ｐａという単位で表される
Ｑは、（ｍ^３／ｓ）という単位で表される
μ＝血液の粘度（Ｐａ／ｓ）であり
Ｒ＝血管の半径（ｍ）であり
Ｌ＝血管の長さ（ｍ）である。
実際には、方程式７は、既知の直径の特定の静脈を横切る圧力降下のインビボ測定に基づいて洗練されるであろう。これによって、経験型の方程式が提供される：
Ｒ_ｖ（Ｐａ・ｓ／ｍ^３）＝Ｋ・μ／Ｒ^４ ［方程式．８］
式中：
Ｋは標的静脈の経験的定数（ｍ）である

壁せん断応力の決定
標的血管内のＷＳＳは、上記の式に基づいて決定してもよい。方程式４を使用して、ポンプ流量は、以下の式によって表してもよい：
Ｑ＝Ｐ_ｖ／Ｒ_ｖ ［方程式．９］
方程式８を使用して、血管半径は、以下の式によって表してもよい：
Ｒ ＝（Ｋ・μ／Ｒ_ｖ）^０．２５ ［方程式．１０］
方程式１、９及び１０を使用して、ＷＳＳは、以下の式によって表してもよい：
ＷＳＳ（Ｐａ）＝（（４・Ｐ_ｖ）／（π・Ｋ^０．７５））・（μ／Ｒ_ｖ）^０．２５［式．１１］

いくつかの実施形態では、制御システムによって使用される推定変数は、周期的に較正される。例えば、流量及び圧力ヘッドの推定値は、１分から３０日までの間隔で実際の測定値を使用して周期的に較正される。同様に、動脈または静脈の半径の推定値は、１分から３０日までの間隔で実際の測定値を用いて周期的に較正される。

安全機能及びアラーム
自動制御システムはまた、患者の心臓血管系の変化またはポンプシステムもしくはポンプ制御システムの機能不全に関連する危険を回避するための安全機能も備えてもよい。図３６Ｆに示されるように、速度制御方法６７０は、ブロック６７２において流入導管先端部１０００の周りの血管の前負荷の低下または後負荷の増大（例えば、血栓症に起因する）、吸引、流量制限、及び差し迫った崩壊に関連するモーター電流波形の特性変化を検出し得る。ブロック６７４でフーリエ変換を使用して、モーター電流波形のスペクトル解析を行う。フーリエ級数の第２高調波項の振幅がブロック６７６で所定の値を超えると、吸引が生じ、崩壊が差し迫っていると考えられる。ポンプ速度は、ブロック６１６で直ちに減少し、制御デバイス２１内のブロック６７８Ａでアラームが誘発される。通常作動が回復されると、ブロック６７８Ｂでアラームがキャンセルされる。

図３６Ｇに示されるように、速度制御方法６８０は、低流量条件を検出し得る。ポンプ流速が安全閾値レベルを下回ってブロック６８２でポンプ導管システム１０の血栓症を回避するとき、ブロック６１４でポンプ速度が直ちに上昇し、制御デバイス２１内のブロック６７８Ａでアラームが誘発される。通常作動が回復されると、ブロック６７８Ｂでアラームがキャンセルされる。

図３６Ｈに示されるように、速度制御方法６９０は、高いＷＳＳ条件を検出し得る。ブロック６９２で血管壁または内皮への損傷を避けるために、ＷＳＳが安全閾値レベルを上回ると、ブロック６１６でポンプ速度が直ちに減少し、制御デバイス２１内のブロック６７８Ａでアラームが誘発される。通常作動が回復されると、ブロック６７８Ｂでアラームがキャンセルされる。

流入導管２０が動脈に接続され、流出導管３０が静脈に接続されるさらに別の実施形態では、制御システム１４は、受容側静脈に放出される血流の脈動性をモニター及び修正する。例えば、制御システム１４は、心電図をモニターしてもよく、または血液ポンプシステムに入る血液の脈波の周期的変化をモニターしてもよい。心室収縮及び脈波伝播の間、制御システムは、ポンプの回転速度を減少し得る。収縮期及び脈波が通過した後、制御システムはポンプの回転速度を上昇し得る。このようにして、受容側静脈に入る血液の拍動性を減少し得る。あるいは、受容側静脈における血液の拍動性は、超音波で達成し得るように、手動で周期的にチェックされてもよく、ポンプは、例えば、ポンプのヘッドフロー特性を調整すること、ポンプの流入または流出へのコンプライアンスリザーバもしくは弾性リザーバ（部分的または拡散的な変化）を追加すること、またはポンプ速度を調節することによって手動で調節されてもよい。他の調整も行ってもよい。あるいは、コンプライアンスリザーバまたは弾性リザーバを、血液ポンプシステムの埋め込み時に流入導管または流出導管に追加してもよい。

特定の実施形態では、制御システム１４の患者制御装置部分は、患者及び介護者が出血または痛みのような緊急または緊急事象に応じてポンプ速度を即時に変更する手段を組み込んでもよい。例えば、患者もしくは介護者は、緊急停止機能を用いてポンプを停止させてもよく、またはポンプ作動を「安全モード」に変更してもよく、ここでは、導管圧力及び血流が減少するが、ポンプシステムを通る血流は、血栓症のない作動に十分なレベルに留まるようにポンプ速度は低下される。これらの手段は、最寄りの病院または診療所で即時的な医療を求めるなど、患者または介護者に指示を与えるシステムをさらに備えていてもよい。

いくつかの実施形態では、制御システム１４は、手動で、またはソフトウェアプログラムによって、またはコンピュータ可読媒体上にコード化され、プロセッサ２４もしくは他の自動化システムによって実行可能なアプリケーションによってモニター及び調整される。コンピュータ可読媒体は、揮発性媒体、不揮発性媒体、取り外し可能媒体、取り外し不能媒体、及び／または制御システム１４によってアクセス可能な別の利用可能媒体を含んでもよい。例であって限定するものではないが、コンピュータ記憶媒体は、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、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、または他のデータなどの情報を記憶するための方法または技術で実行されるメモリ、揮発性媒体、不揮発性媒体、取り外し可能媒体、及び／または取り外し不能媒体が挙げられる。

ソフトウェアプログラムは、処置されるべき血管セグメント（「標的血管（ｔａｒｇｅｔ ｖｅｓｓｅｌ）」または「標的血管（ｔａｒｇｅｔ ｂｌｏｏｄ ｖｅｓｓｅｌ）」）における所望の量の血流、平均血液速度、ピーク血液速度、及び平均ＷＳＳ、またはピークＷＳＳを維持するようにポンプ速度を自動的に調整する実行可能命令を含んでもよく、全直径及び管腔直径、長さ、または真っ直ぐな長さの持続的な増大は、それが供与側動脈、供与側静脈、受容側動脈、または受容側静脈であるかどうかにかかわらず、望ましい。あるいは、標的血管内の全直径、管腔直径、長さ、真っ直ぐな長さ、及び血流は、超音波で達成され得るように手動で周期的にチェックされてもよく、ポンプは、例えば、ポンプのヘッド流量特性を調節すること、またはポンプ速度を変調することによって、手動で調整されてもよい。他の調整も行ってもよい。

一実施形態では、平均血液速度は、離散測定値を合計し、その合計を測定値の数で除算することによって血液速度の複数の離散測定値の平均を計算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、または数時間の期間にわたって測定を行うことによって計算することができる。

別の実施形態では、平均ＷＳＳは、一連の離散的な測定を行うこと、ＷＳＳの複数の離散的決定（これらの測定値を使用する）を行うこと、離散的ＷＳＳ測定値を合計すること、その合計を測定回数で除算することによって決定される。平均ＷＳＳは、測定を行うこと、及び数秒、１分、５分、１５分、３０分、１時間、または数時間の期間にわたって離散的なＷＳＳ測定を行うことによって計算され得る。

一実施形態では、制御システム１４は、血液ポンプ２５と通信しているセンサー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もしくは流出導管３０と流体連通するセンサー２２から、または流入導管もしくは流出導管と流体連通する容器内に情報を受信する。いくつかの実施形態では、制御システム１４の全部または一部を、ポンプ本体２５内に配置してもよいが、他の実施形態では、制御システムの全部または一部を、導管内に配置してもよく、または制御デバイス２１内に配置してもよい。

本明細書に記載のシステム及び方法は、末梢静脈及び動脈における平均ＷＳＳレベルを増大させる。静脈の正常平均ＷＳＳは、０．０７６Ｐａ〜０．７６Ｐａの範囲である。本明細書に記載のシステムは、受容側末梢静脈の平均ＷＳＳレベルを０．７６Ｐａ〜２３Ｐａの範囲、好ましくは２．５Ｐａ〜１０Ｐａの範囲に増大するように構成される。動脈の正常な平均ＷＳＳは、０．３Ｐａ〜１．５Ｐａの範囲である。動脈拡張に関して、本明細書に記載のシステム及び方法は、平均ＷＳＳレベルを１．５Ｐａ〜２３Ｐａの範囲、好ましくは２．５Ｐａ〜１０Ｐａの範囲に増大させる。動脈または静脈の持続平均ＷＳＳが２３Ｐａを超えると、平均血流速度及び平均ＷＳＳの増大に応答して血管の拡張を遅らせることが公知の、血管の内皮の裸出（喪失）を生じるかもしくは延長し得るか、または内皮を損傷し得る。好ましくは１日〜８４日、より好ましくは、約７〜４２日の間、所望の範囲に平均ＷＳＳを増大させるような方法で血液をポンピングすると、例えば、受容側静脈、供与側静脈または供与側動脈または受動動脈内の全直径及び管腔直径が持続的に増大し、その結果、小静脈または動脈直径に起因する血液透析アクセス部位またはバイパス移植片として使用するために最初は不適当または最適でなかった静脈及び動脈が使用可能またはより最適になる。血液ポンピングのプロセスは、周期的にモニター及び調節されてもよい。例えば、所望の量の持続的拡張を達成する前に、末梢静脈または動脈の変化（全直径及び管腔直径の持続的な増大など）を説明するために、ポンプを数分、数時間、１日、３日、１週間または数週の期間にわたって調節してもよい。

図３７〜図４０を参照すると、静脈及び動脈の全直径及び管腔の直径を増大させるシステム１０が、患者に使用されるように示されている。図３７では、システム１０は、脱酸素血液を含む静脈血を患者の静脈系から引き出し、その血液を受容側末梢血管７００内に放出する。システム１０はまた、受容する末梢血管７００内の血液の平均速度も増大させ、受容する末梢血管７００の内皮に発揮された平均ＷＳＳを増大し、例えば、腕または脚に位置する受容側末梢血管７００の全体の直径及び管腔の直径を増大させる。末梢静脈などの血管の直径は、血液の流れている血管の中心の開口空間である管腔の直径を測定することによって、または開口空間及び血管壁を含む血管全体の直径を測定することによって、決定され得る。

本開示はまた、末梢静脈または動脈の内外に血液を送り出することによって、末梢静脈または動脈の全直径及び管腔直径を同時にかつ持続的に増大すること、それによって末梢静脈または動脈の血液の平均速度を増大させること、及び末梢静脈または動脈の内皮に対する平均ＷＳＳを増大することに関する。末梢静脈または動脈中の血液の平均速度、及び末梢静脈または動脈の内皮に対する平均ＷＳＳが、血液ポンプシステムを使用することによって増大されるシステムが記載されている。好ましくは、ポンプは、末梢静脈に血液を導き、ここでは、脈圧が末梢動脈の血液よりも低い場合など、ポンピングされた血液の拍動性が低下した。

システム１０は、好ましくは５０ｍＬ／分と２５００ｍＬ／分の間、場合により５０ｍＬ／分と１５００ｍＬ／分の間、または１００ｍＬ／分と１０００ｍＬ／分の間の流速を維持するのに適しているが、また流出導管内の圧力範囲は１０ｍｍＨｇと３５０ｍｍＨｇとの間、好ましくは２５ｍｍＨｇと１００ｍｍＨｇとの間を維持する。前述したように、制御システム１４は、末梢静脈において０．７６Ｐａ〜２３Ｐａ、好ましくは２．５Ｐａ〜１０Ｐａまたは２．５Ｐａ〜７．５Ｐａの間の安定した平均ＷＳＳを維持するように最適化されてもよく、その結果、末梢静脈の全直径及び管腔直径は５％超から５００％超まで持続的に増大される。

本明細書に記載のシステムはまた、末梢静脈における血液の平均速度を増大させる。安静時には、ヒトの橈側皮静脈（２．４±０．５ｍｍという平均管腔径）の血液の平均速度は、一般に５〜９ｃｍ／ｓ（０．０５〜０．０９ｍ／ｓ）である。本明細書に記載のシステムでは、末梢静脈の平均血液速度は、所望される末梢受容側静脈の初期全直径または管腔直径及び最終全直径または管腔直径に依存して、９ｃｍ／ｓ〜２３５ｃｍ／ｓ（０．０９〜２．３５ｍ／ｓ）の範囲、好ましくは１５ｃｍ／ｓ〜１００ｃｍ／ｓの範囲（０．１５ｍ／ｓ及び１．０ｍ／ｓ）まで増大される。本明細書に記載のシステムはまた、末梢動脈における血液の平均速度を増大させる。安静時には、ヒトの上腕動脈（平均管腔径３．７±０．７ｍｍ）の血液の平均速度は、一般に１０〜１５ｃｍ／ｓ（０．１〜０．１５ｍ／ｓ）である。本明細書に記載されたシステム及び方法では、末梢動脈における血液の平均速度は、所望される動脈の最終の全直径または管腔の最初の全直径または管腔直径に依存して、１５ｃｍ／ｓ〜３６０ｃｍ／ｓ（０．１〜３．６ｍ／ｓ）の範囲、好ましくは２５ｃｍ／ｓ〜１６０ｃｍ／ｓ（０．２５〜１．６ｍ／ｓ）の範囲まで増大される。

好ましくは、平均の血液速度は、末梢受容側静脈、末梢受容側動脈、末梢供与側静脈、または末梢供与側動脈における全直径及び管腔直径における持続的な増大を誘導するために、１日〜８４日、または好ましくは７〜４２日の間増大され、その結果、小静脈または動脈の直径に起因して血液透析アクセス部位またはバイパス移植片として使用するために最初は不適当または最適ではなかった静脈及び動脈が使用可能またはより最適になる。これは、処置期間中に断続的に平均血液速度を上昇させることによっても達成され得、介在期間は、正常な平均血液速度である。

試験によって、ベースラインの血行力学的な力、ならびに静脈及び動脈内の血行力学的な力の変化が、全直径及び管腔の直径、ならびにこれらの静脈及び動脈の長さを決定する上で重要な役割を果たすことが示された。例えば、平均血流速度及び平均ＷＳＳの持続的な増大は、管腔の直径及び全直径、長さ、ならびに静脈及び動脈のまっすぐな長さの持続的な増大をもたらし得る。上昇した平均血液速度及び平均ＷＳＳは、血管平滑筋細胞の刺激、単球及びマクロファージの誘引、ならびにコラーゲン及びエラスチンのような細胞外マトリックスの成分を分解し得るプロテアーゼの合成及び放出を生じるシグナル伝達機構を誘発する内皮細胞によって感知される。このように、本開示は、静脈及び動脈再構築をもたらすのに十分な期間の平均血流速度及び平均ＷＳＳの増大、ならびに静脈及び動脈の全直径及び管腔の直径、長さ及びまっすぐな長さの増大に関する。

本明細書に記載されるシステムは、末梢静脈または動脈における平均ＷＳＳレベルを増大させる。静脈の正常平均ＷＳＳは、０．０７６Ｐａ〜０．７６Ｐａの範囲である。本明細書に記載のシステムは、静脈の平均ＷＳＳレベルを０．７６Ｐａ〜２３Ｐａの範囲、好ましくは２．５Ｐａ〜１０Ｐａまたは２．５Ｐａ〜７．５Ｐａの範囲まで増大する。動脈の正常な平均ＷＳＳは、０．３Ｐａ〜１．５Ｐａの範囲である。動脈の全直径及び管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及び方法は、平均ＷＳＳレベルを１．５Ｐａ〜２３Ｐａの範囲まで、好ましくは２．５Ｐａ〜１０Ｐａまたは２．５Ｐａ〜７．５Ｐａの範囲まで増大する。好ましくは、平均ＷＳＳは、１日〜８４日間、または好ましくは７〜４２日間増大されて、全直径及び管腔直径の持続的増大を、末梢受容側静脈、末梢受容側動脈、末梢供与側静脈または末梢供与側動脈において誘導し、その結果、小静脈及び動脈直径に起因する血液透析アクセス部位またはバイパス移植として使用するために最初は不適当または最適でなかった静脈及び動脈が使用可能またはより最適になる。これはまた、処置期間中に間欠的に平均ＷＳＳを増大させることによっても達成され、介在期間は、正常な平均ＷＳＳである。

約２３Ｐａより高い末梢静脈及び動脈における持続的な平均ＷＳＳレベルは、静脈の内皮の裸出（喪失）または静脈の内皮もしく壁への損傷を引き起こすかまたは延長させる場合がある。内皮の裸出または血管の内皮もしくは壁への損傷は、平均血流速度の増大及び平均ＷＳＳの増大の設定において、血管の全直径及び管腔直径の増大を減少させることが公知である。増大した平均ＷＳＳは、静脈及び動脈における全直径及び管腔直径、または長さ及び真直ぐな長さの十分な持続的な増大を誘導し、その結果、最初は、小静脈または動脈の直径に起因して、血液透析アクセス部位またはバイパス移植片としての使用に適さないか、または最適ではなかったものが使用可能またはより最適になる。末梢受容側静脈、末梢受容側動脈、末梢供与側静脈または末梢供与側動脈の直径を、例えば１日、３日、１週間、または数週間ごとのように間欠的に決定して、ポンプ速度調節をさせて、処置期間中の静脈及び動脈の全直径及び管腔直径の持続的増大の速度及び程度を最適化する。

本明細書に記載のシステムはまた、末梢静脈における血液の平均速度を増大させる。安静時には、ヒトの橈側皮静脈（２．４±０．５ｍｍという平均管腔径）の血液の平均速度は、一般に５〜９ｃｍ／ｓ（０．０５〜０．０９ｍ／ｓ）である。本明細書に記載のシステムでは、末梢静脈の血液の平均速度は、末梢受容側静脈の最初の全直径または管腔直径ならびに末梢の受容側静脈の所望の最終全直径及び管腔直径に依存して、９ｃｍ／ｓ〜２３５ｃｍ／ｓ（０．０９〜２．３５ｍ／ｓ）の範囲まで、好ましくは１５ｃｍ／ｓ〜１００ｃｍ／ｓの範囲（０．１５ｍ／ｓ〜１．０ｍ／ｓ）まで増大される。本明細書に記載のシステムはまた、末梢動脈における血液の平均速度を増大させる。安静時には、ヒトの上腕動脈（平均管腔径３．７±０．７ｍｍ）の血液の平均速度は、一般に１０〜１５ｃｍ／ｓ（０．１〜０．１５ｍ／ｓ）である。本明細書に記載されたシステム及び方法では、末梢動脈における血液の平均速度は、末梢動脈の最初の全直径または管腔直径ならびに末梢動脈の所望の最終全直径または管腔直径に依存して、１５ｃｍ／ｓ〜３６０ｃｍ／ｓ（０．１〜３．６ｍ／ｓ）の範囲まで、好ましくは２５ｃｍ／ｓ及び１６０ｃｍ／ｓ（０．２５〜１．６ｍ／ｓ）の範囲まで増大される。好ましくは、平均の血液速度は、末梢受容側静脈、末梢受容側動脈、末梢供与側静脈、または末梢供与側動脈の全直径及び管腔直径における持続的な増大を誘導するために、１日〜８４日、または好ましくは７〜４２日の間増大され、その結果、小静脈もしくは動脈の直径または不十分な長さに起因して血液透析アクセス部位またはバイパス移植片として使用するために最初は不適当または最適ではなかった静脈及び動脈が使用可能になる。１６０ｃｍ／ｓ〜２３５ｃｍ／ｓ（０．１６ｍ／ｓ〜２．３５ｍ／ｓ）より高い末梢受容側または供与側静脈における平均速度血流レベル、または２５０ｃｍ／ｓ〜３６０ｃｍ／ｓ（０．２５ｍ／ｓ〜０．３６ｍ／ｓ）より高い末梢受容側または供与側静脈における平均速度血流レベルは、静脈の内皮の暴露（喪失）または静脈の内皮への損傷を生じるか、または延長する場合がある。血管の内皮または壁の裸出または損傷は、増大した平均血液速度の状況において観察される血管の全直径及び管腔直径の増大を減少させることが公知である。所望の範囲及び十分な期間の平均血流速度の増大は、静脈及び動脈における全直径及び管腔の直径または長さの十分な持続的な増大を誘発し、その結果、小静脈または動脈の直径または不十分な長さに起因して、血液透析アクセス部位もしくはバイパス移植としての使用には、最初は不適当であったか、または最適ではなかったものが、使用可能またはより最適になる。末梢受容側静脈、末梢受容側動脈、末梢供与側静脈及び末梢供与側動脈の全直径または管腔直径を、例えば数分、数時間、１日、３日、１週間、または数週間ごとのように間欠的に決定して、ポンプ速度調節をさせて、処置期間中の標的の静脈及び動脈の全直径及び管腔直径の持続的増大の速度及び程度を最適化してもよい。

一実施形態では、図３４に示すように、システム１０は、患者の静脈系の供与側静脈または位置から静脈血を末梢受容側静脈に移動するための血液ポンプ２５、一対の導管１２、及び制御デバイス２１を備える。いくつかの実施形態では、末梢受容側静脈は、橈側皮静脈、橈骨静脈、正中静脈、尺骨静脈、肘正中静脈、正中橈側皮静脈、尺側正中皮静脈、尺側静脈、上腕静脈、小伏在静脈、大伏在静脈、大腿動脈、または他の静脈であってもよい。静脈の使用を必要とする他の血管手術処置に有用な、血液透析アクセス部位またはバイパス移植片または他の静脈の作成に有用であり得る他の静脈を使用してもよい。導管１２は、血液を末梢受容側静脈に移動させる。末梢血管における血液の持続的に上昇した平均速度及び平均ＷＳＳの上昇は、末梢受容側静脈の全直径及び管腔直径の持続的かつ漸進的な増大を引き起こす。このように、本開示のシステム１０は、例えば、血液透析アクセス部位（ＡＶＦまたはＡＶＧなど）、バイパス移植片を構築するために使用することができるように、または当業者によって決定されるような、特定の直径もしくは長さの静脈が必要とされる別の臨床状況で使用することができるように、末梢静脈４の直径、長さ、またはまっすぐな長さを有利に増大させる。

明細書中で使用される場合、脱酸素化血液とは、毛細血管系を通過し、周囲組織によって酸素が除去され、次いで、静脈系に通過した血液である。本明細書で使用される末梢静脈は、胸部、腹部または骨盤の外側に存在する部分を有する任意の静脈を意味する。図３７Ａにおいて示される実施形態では、末梢受容側静脈７１２は橈側皮静脈である。しかし、他の実施形態では、末梢受容側静脈は、橈骨静脈、正中静脈、尺骨静脈、肘正中静脈、正中橈側皮静脈、尺側正中皮静脈、尺側静脈、上腕静脈、小伏在静脈、大伏在静脈、大腿動脈、または他の静脈であってもよい。末梢静脈に加えて、静脈の使用を必要とする血液透析アクセス部位またはバイパス移植片または他の血管手術処置に有用な他の静脈の作成に有用であり得る他の静脈もまた、受容側静脈、例えば、胸部、腹部、及び骨盤にある静脈などとして用いられてもよい。

図３７Ｂは、システム１０を使用して血管の全直径及び管腔直径を増大させるための別の実施形態を示す。この実施形態では、システム１０は、脱酸素血液を含む供与側静脈７００から血液を除去し、かつ血液を心臓７０４の上大静脈または右心房７０２に移動するように構成される。示したとおり、流入導管７０６は、供与側静脈７００、この場合は橈側皮静脈と流体連通して接続される。一実施形態では、この接続は、流入導管７０６を供与側静脈７００に固定するために使用される流入導管７０６の短いｅＰＴＦＥセグメントを使用して行われ、一方、流入導管の残りのセグメントは、ポリウレタンを使用して製造される。他の実施形態では、流入導管または流出導管の少なくとも一部は、ねじれ及び圧縮抵抗性のために、ニチノールをさらに含む。示したとおり、流出導管７１０の一端は、血液ポンプ２５に接続され、一方、流出導管の他端は血管内部分によって上大静脈及び右心房７０２に流体的に接続されている。他の実施形態では、流出導管７０６の一方または両方のセグメントは、ねじれ及び圧縮抵抗のためにニチノールをさらに含む。図３７の実施形態について、血液ポンプを使用して、供与側静脈７００から心臓７０４の上大静脈及び右心房７０２に血液が移動する速度を増大させ、所望の上昇した平均血液速度及び平均ＷＳＳのレベルの上昇を、供与側静脈７００で達成する。このポンプは、出発の直径から、１０％の増大、２５％の増大、５０％の増大、１００％の増大、２００％の増大、３００％の増大、または３００％超の増大など、供与側静脈の全直径及び管腔の直径の所望の持続的増大をもたらすのに十分な速度及び時間で操作される。さらなる実施形態では、流入導管７０６と供与静脈７００の接続部と右心房７０２との間の１つ以上の静脈弁は、（当業者に利用可能な方法のいずれかを使用して）血液を供与側静脈７００内に逆行様式で流入させ、次いで流入導管７０６内に流入させるのに不適格にされる場合もあるし、または適格性を下げられる場合もある。

図３８は、システム１０を使用して血管の全直径及び管腔直径を増大させるための別の実施形態を示す。この実施形態では、システム１０は、酸素供給された血液（この場合は上腕動脈）を含む供与側動脈７１２から血液を取り出し、血液を心臓７０４の上大静脈及び右心房７０２に移動させるように構成される。示したとおり、流入導管７０６は、供与側動脈７１２と液体連通して接続される。一実施形態では、この接続は、供与側動脈７１２に対して流入導管を固定するために用いられる流入導管７０６の短いｅＰＴＦＥセグメントを使用して行ってもよいが、流入導管の残りのセグメントは、ポリウレタンを使用して作られる。他の実施形態では、流入導管７０６の一方または両方のセグメントは、ねじれ及び圧縮抵抗などのためにニチノールをさらに含む。示したとおり、流出導管７１０の一端は、血液ポンプ２５に接続され、一方、流出導管の他端は血管内部分によって上大静脈及び右心房７０２に流体的に接続されている。他の実施形態では、流出導管７０６の一方または両方のセグメントは、ねじれ及び圧縮抵抗のためにニチノールをさらに含む。図３８の実施形態について、血液ポンプを使用して、血液が供与側動脈７１２から心臓７０４の右心房７０２に移動する速度を上昇させて、供与側動脈７１２の平均血流速度の所望のレベルの上昇及びＷＳＳの平均レベルの上昇を達成する。このポンプは、出発の直径から、１０％の増大、２５％の増大、５０％の増大、１００％の増大、２００％の増大、３００％の増大、または３００％超の増大など、供与側動脈の全直径及び管腔の直径の所望の持続的増大をもたらすのに十分な速度及び時間で操作される。

他の実施形態では、酸素化血液を含む動脈血を、供与側動脈から受容位置に移動してもよい。供与側動脈としては、限定するものではないが、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、深在動脈、浅大腿動脈、または大腿動脈が挙げられる。

図３９は、システム１０を使用して血管の全直径及び管腔直径を増大させるための別の実施形態を示す。この実施形態では、システム１０は、酸素供給された血液、（この場合は上腕動脈）を含む供与側動脈７１２から血液を除去し、血液を心臓７０４の上大静脈及び右心房７０２に移動させるように構成される。示したとおり、導管７１６は、供与側動脈７１２と液体連通して接続される。一実施形態では、この接続は、供与側動脈７１２に対して流入導管を固定するために用いられる導管７１６の短いｅＰＴＦＥセグメントを使用して行ってもよいが、流入導管の残りのセグメントは、ポリウレタンを使用して作られる。他の実施形態では、導管７１６の一方または両方のセグメントは、ねじれ及び圧縮抵抗などのためにニチノールをさらに含む。図３９の実施形態について、高圧供与側動脈７１２から低い圧の上大静脈及び右心房７０２へ受動的にポンプ及び血液が動くことはなく、導管７１６は、平均血液速度及び平均ＷＳＳの所望のレベル上昇が供与側動脈７１２で達成されるような長さ及び管腔径で構成される。導管７１６は、出発の直径から、１０％の増大、２５％の増大、５０％の増大、または１００％以上の増大など、供与側動脈７１２の全直径及び管腔の直径の所望の持続的増大をもたらすのに十分な時間、適所に残る。

図４０は、システム１０を使用して末梢動脈の全直径及び管腔直径を増大させるための別の実施形態を示す。この実施形態では、システム１０は、酸素供給された血液、例えば、橈骨動脈を含む標的動脈７１８から血液を取り出し、その血液を受容側動脈７２０、例えば、上腕動脈に移動させるように構成される。示したとおり、流入導管７０６は、標的動脈７１８と液体連通して接続される。一実施形態では、流入導管７０６と動脈との間、または流出導管７１０と動脈との間の接続は、流入導管を標的動脈７１８または流出導管７１０（受容側動脈７２０に流体接続された）に流体接続するために使用されるそれぞれの導管の短いｅＰＴＦＥセグメントを使用して行われてもよく、一方で、流入導管及び流出導管の残りのセグメントは、ポリウレタンを使用して作製してもよい。他の実施形態では、流入導管７０６または流出導管７１０の一方または両方のセグメントは、ねじれ及び圧縮抵抗などのためにニチノールをさらに含む。

示されるように、流出導管７１０の一端は、血液ポンプ２５に接続され、一方、流出導管の他端は、授与側動脈７２０に流体接続されている。図４０の実施形態について、血液ポンプ２５を使用して、標的動脈７１８から血液が抜き取られる速度を増大させて、標的動脈における所望の平均血液流速度のレベルの上昇及びＷＳＳの平均レベルの上昇を達成する。ポンプは、出発の直径から、１０％の増大、２５％の増大、５０％の増大、または１００％以上の増大など、標的動脈７１８の全直径及び管腔の直径の所望の持続的増大をもたらすのに十分な速度及び時間操作される。

ここで図４４Ａ〜図４４Ｄを参照すると、ポンプシステム１０はまた、下肢から心臓への静脈血の戻りを増大させ、下肢静脈高血圧を低下させ、静脈血を脚のような下肢から静脈循環の別の位置、この場合には上大静脈及び右心房にポンピングすることによって静脈性潰瘍を治癒するためにも使用され得る。

一実施形態では、図４５Ａに示すように、流入導管２０は、ニチノール支持構造、親水性コーティング、及び大腿静脈２９２に吻合２９０を形成するように構成された接続されたｅＰＴＦＥセグメント５０３を備える。流入導管先端部１０００における崩壊及び閉塞は、図３６Ｆに示すように、吸入検出アルゴリズムを使用して、防止され、図３１に示されるように、ポンプ速度及び／またはコイル強化ｅＰＴＦＥグラフト部分を調整して、陰圧下での崩壊に抵抗する。流出導管３０はまた、ニチノール支持構造、親水性コーティング、及び非補強セグメント５０９を備え、これは、図４５Ｂに示すように、上大静脈及び右心房に挿入するように構成された側方放出孔を有する。

制御デバイス２１の様々な構成を採用してもよい。例えば、ポンプシステム１０は、患者が処置の間、ベルト上に、ポケットに入れて装着してもよく、またはキャリングケースに入れて持ち運んでもよい、図４６Ａに示すような、外来患者による使用のために最適化された小型携帯型制御デバイス２１によって制御されてもよい。携帯型制御デバイス２１は、リード１２０を通じてポンプ２５に電力を供給するために充電式電池を備えてもよい。制御デバイス２１はまた、患者にシステム状態の情報を提供し、患者の体位（例えば、立位または仰臥位など）、または流入導管もしくは流出導管に隣接する静脈セグメント内の流入導管２０、流出導管３０内の血圧に基づいてポンプ速度及び他のシステムパラメータを調整する。別の実施形態では、制御デバイス２１は、図４６Ｂに示すように、病院または診療所での非外来患者による使用、または外来患者による自宅での夜間使用に最適化されたより大きなベースユニットであってもよく、ＡＣ主電源によって電力供給される場合にテーブル上に配置されるように構成されても、または充電式バッテリによって電力供給される場合にカートに配置されるように構成されてもよい。

一態様では、ポンプシステム１０は、下肢の静脈圧を低下させるために静脈系で下肢から静脈系の別の位置に静脈血を搬送し、図４４Ｃに示すように、約３ヶ月の使用後に潰瘍の治癒を補助し得る。ポンプシステム１０は、図４４Ｄに示すように、潰瘍が完全に治癒した後に除去してもよい。

制御デバイス２１のいくつかの実施形態では、図４６Ａ〜図４６Ｂに示すように、ポンプ２５を制御するためのプロセッサ２４を、ポンプ内に配置してもよい。プロセッサ２４をポンプ２５内に配置することにより、電源コード１２０内に配置された配線が低減される。この低減によって、三相モーターコイル構成の駆動されていない脚から生じる逆起電力（バックＥＭＦ）を介して転流タイミングを検出する能力が改善される。

ＡＣ主電源によって電力供給され、非外来型の患者による病院または診療所の使用のために最適化されたベースユニットを含む、図４６Ｂに示すような、制御デバイス２１の一実施形態は、図４７Ａに図示されるように、ケーブル１２０によって血液ポンプ２５に繋がれる。この実施形態では、プロセッサ２４及び電源２６が制御デバイス２１内に配置されている。長いケーブル１２０はアンテナとして機能し得るので、制御デバイス２１で受信される血液ポンプ２５で生成される任意のモーター転流信号、及び同様に血液ポンプで受信される、制御デバイスで生成されるＡＣモーター電流パルスは、無線周波数（ＲＦ）ノイズに非常に敏感である。したがって、信頼性の高い作動を保証するために、ＲＦシールドと構成要素の接地に注意を払わなければならない。

制御デバイス２１及びポンプ２５の実施形態では、プロセッサ２４がポンプのより近くにある場合、図４７Ｂに示すように、血液ポンプ本体１０５内に配置されているか、またはケーブル１２０と血液ポンプとの間の少なくとも接続されたインラインに位置しているかにかかわらず、ＲＦノイズの影響は減少する。これらの実施形態では、ケーブル１２０を介して供給されるＤＣ電流は、ＲＦノイズの影響を受けにくい。

制御デバイス２１の他の実施形態では、外来患者が使用するために最適化された携帯型バッテリ駆動ユニットを備える図４６Ａに示すように、ＲＦノイズの影響を受けにくい短い長さのケーブル１２０が使用される。したがって、プロセッサ２４は、制御デバイス２１またはポンプ２５のいずれにあってもよい。

流入導管
本開示は、血液搬送導管の設計、製造及び使用に関する。血液運搬導管が、動脈、静脈、心臓のチャンバ、または他の血液含有構造から血液を受け入れ、血液をポンプに搬送する場合、導管とは、本明細書において「流入導管」、「排液導管」、「排液カニューレ」または「導管」と述べてもよい。

本開示はまた、近位及び遠位の流入導管セグメントの設計、製造及び使用にも関する。そのような流入導管（または導管）は、ｉ）可塑性であり、弾性であり、圧縮及びねじれに耐性であり得る近位導管セグメント；ｉｉ）可塑性であり、弾性があり、圧縮及びねじれに耐性であり得る遠位導管セグメント；ｉｉｉ）可塑性であり、弾性があり、圧縮及びねじれに対して耐性であり得るか、または剛性であり得るか、または可塑性及び弾性のある領域ならびに剛性である領域を有し得る遠位導管先端部；ならびにｉｖ）可塑性であり、弾性であり、圧縮及びねじれに対して耐性であり得るか、または剛性であり得るか、または可塑性でかつ弾性のある領域及び剛性である領域を有し得る１つ以上の側方ポートから構成されてもよい。

遠位導管先端部は、多種多様な導管セグメントと共に使用してもよい。導管は、移植前に完全にアセンブルされてもよく、移植前に部分的にアセンブルされてもよく、または移植処置もしくは手術中にアセンブルされてもよい。遠位導管先端部の近位端は、取り付けのために構成されてもよく、または近位導管セグメント、遠位導管セグメントもしくは側方ポートに取り付けられてもよい。いくつかの実施形態では、側方ポート、近位導管セグメント、遠位導管セグメント、及び遠位導管先端部は、移植手術または処置の前に互いに接続される。他の実施形態では、側方ポート、近位導管セグメント、遠位導管セグメント、及び遠位導管先端部を、使用のために血液ポンプシステムを構成する場合、移植手術または処置中に、接続するように構成し、一緒に接続する。いくつかの実施形態では、近位導管セグメント、遠位導管セグメント、及び遠位導管先端部は、移植手術または処置の前に一緒に接続される。他の実施形態では、近位導管セグメント、遠位導管セグメント、及び遠位導管先端部を、使用のために血液ポンプシステムを構成する場合、移植手術または処置中に接続するように構成し、一緒に接続する。いくつかの実施形態では、近位導管セグメント及び遠位導管先端部は、移植手術または処置の前に一緒に接続する。他の実施形態では、近位導管セグメント及び遠位導管先端部を、使用のために血液ポンプシステムを構成する場合、移植手術または処置中に接続するように構成し、一緒に接続する。

いくつかの実施形態では、導管は、（近位端から遠位端まで）側方ポート、近位導管セグメント、遠位導管セグメント、及び遠位導管先端部から構成されてもよい。いくつかの実施形態では、導管は（近位端から遠位端まで）、近位導管セグメント、側方ポート、遠位導管セグメント、及び遠位導管先端部から構成されてもよい。いくつかの実施形態では、導管は、（近位端から遠位端まで）近位導管セグメント、遠位導管セグメント、側方ポート、及び遠位導管先端部から構成されてもよい。いくつかの実施形態では、導管は、（近位端から遠位端まで）近位導管セグメント、遠位導管セグメント、及び遠位導管先端部から構成されてもよい。いくつかの実施形態では、導管は、（近位端から遠位端まで）近位導管セグメント、側方ポート、及び遠位導管先端部から構成されてもよい。いくつかの実施形態では、導管は、（近位端から遠位端まで）、近位導管セグメント及び遠位導管先端部から構成されてもよい。いくつかの実施形態では、導管は、（近位端から遠位端まで）側方ポート、近位導管セグメント及び遠位導管セグメントから構成されてもよく、ここで遠位導管先端部が遠位導管セグメントの遠位端に組み込まれる。いくつかの実施形態では、導管は、（近位端から遠位端まで）近位導管セグメント、側方ポート、及び遠位導管セグメントから構成されてもよく、この遠位導管先端部は、遠位導管セグメントの遠位端に組み込まれる。いくつかの実施形態では、導管は、（近位端から遠位端まで）近位導管セグメント及び遠位導管セグメントから構成されてもよく、ここで遠位導管先端部が遠位導管セグメントの遠位端に組み込まれる。いくつかの実施形態では、導管は、（近位端から遠位端まで）近位導管セグメントから構成されてもよく、ここで遠位導管端部が、近位導管セグメントの遠位端に組み込まれる。

本開示は、流入導管の個々の構成要素を接合するための構成及び方法に関する。流入導管の個々の構成要素は、接続のために構成されてもよく、または様々な方法で接続されてもよい。種々の構成及び方法としては、摩擦嵌合；タケノコ継手；半径方向圧縮固定器具または固定輪、１つ以上のタケノコ継手及び半径方向圧縮固定器具もしくは固定輪を有するインラインコネクタ；または接着剤が挙げられる。

いくつかの実施形態では、近位または遠位の導管セグメントは、可塑性または弾性のポリマーから構成されてもよく、大部分それからなってもよく、または本質的にそれからなってもよい。このような可塑性または弾性のポリマーとしては、ポリウレタン、Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、ショア硬度７０ＡのＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５Ａ、芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、Ｐｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、ショア硬度４５Ａを有するＰｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、ショア硬度５５Ａを有するＰｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、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、延伸ポリテトラフルオロエチレン、ポリエチレンテレフタレート、熱可塑性シリコーンポリカーボネートエラストマー、ポリエーテルブロックアミド、及びこれらの組み合わせが挙げられ、２０Ａ〜８０Ａ、２０Ａ〜３０Ａ、３０Ａ〜４０Ａ、４０Ａ〜５０Ａ、５０Ａ〜６０Ａ、６０Ａ〜７０Ａ、７０Ａ〜８０のショア硬度範囲であるか、または２０Ａ、２５Ａ、３０Ａ、３５Ａ、４０Ａ、４５Ａ、５０Ａ、５５Ａ、６０Ａ、６５Ａ、７０Ａ、７５Ａもしくは８０Ａのショア硬度を有する。導管セグメントは、ワイヤーまたはメッシュの支持体を備えてもよい。ワイヤーまたはメッシュ支持体は、編組またはコイルパターンで構成されてもよい。ワイヤーまたはメッシュ支持体は、弾性または形状記憶の金属またはポリマーを含んでもよい。ワイヤーまたはメッシュ支持体は、ニチノール、またはステンレス鋼、ＰＴＦＥ、またはそれらの組み合わせから構成されてもよく、大部分それらからなってもよく、または本質的にそれらからなってもよい。ワイヤーまたはメッシュ支持体は、導管または導管セグメントの内側（管腔）表面もしくは外側表面上に配置されてもよく、または導管もしくは導管セグメントの壁内に組み込まれてもよい。ワイヤーまたはメッシュ支持体は、近位もしくは遠位の導管セグメントの可塑性セグメントに対する可塑性、圧縮抵抗、またはねじれ抵抗を提供し得る。いくつかの実施形態では、近位または遠位の導管セグメントは、２ｃｍ〜１１０ｃｍの長さを有してもよく、導管、近位もしくは遠位導管セグメント、または遠位導管先端部の移植の間を含む、外科医もしくは他の医師によって所望の長さに調節されてもよい。

近位導管セグメントの近位端は、取り付けのために構成されてもよく、または側方ポートセグメントもしくは血液ポンプに取り付けられてもよい。近位導管セグメントの遠位端は、取り付けのために構成されてもよく、または遠位導管セグメント、側方ポート、遠位導管先端部に取り付けられてもよく、または動脈、静脈、心房もしくは他の血液含有構造への挿入のために構成されてもよい。遠位導管セグメントの近位端は、取り付けのために構成されてもよく、または近位導管セグメントもしくは側方ポートに取り付けられてもよい。遠位導管セグメントの遠位端は、取り付けのために構成されてもよく、または側方ポート、遠位導管先端部に取り付けられてもよく、または動脈、静脈、心房もしくは他の血液含有構造への挿入のために構成されてもよい。近位及び遠位の流入導管セグメントの管腔表面の全部または一部は、抗血栓性コーティングを含んでもよい。抗血栓性コーティングは、ヘパリンを含んでもよい。抗血栓性コーティングは、ヘパリンを含んでもよい。抗血栓性コーティングは、Ａｓｔｕｔｅ（登録商標）であっても、またはＡｐｐｌａｕｓｅ（商標）コーティングであってもよい。

本開示は、遠位導管先端部を含む血液搬送導管の遠位端の様々な構成の設計、製造及び使用に関する。導管が、動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造から血液を受け取り、血液をポンプに送達または搬送する、血液搬送導管の遠位導管先端部は、本明細書では、「排液先端部」、「排液先端部アセンブリ」、「流入導管先端部」または「遠位導管先端部」と呼ばれてもよい。血管、静脈、動脈、心房、または他の血液含有構造の管腔に配置するように構成された遠位導管先端部の一部は、本明細書では、遠位導管先端部の「血管内部分」、「血管内セグメント」または「遠位セグメント」と呼ぶ場合もある。

遠位導管先端部の遠位端は、動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造に流体接続するように構成されてもよい。遠位導管先端部の遠位端は、吻合によって動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造に流体接続するように構成されてもよい。吻合によって動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造に流体接続するように構成された遠位導管先端部の遠位端は、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）またはダクロンを含んでもよい。遠位導管先端部の遠位端は、遠位導管先端部の全てまたは一部を動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造に挿入することによって、動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造に流体接続するように構成されてもよい。

いくつかの実施形態では、遠位導管先端部は、ステンレス鋼、ニチノール、チタニウム、金、白金、これらの合金、及びそれらの組み合わせを含むがこれらに限定されない金属または金属合金から構成されるか、大部分それらからなるか、または本質的にそれらからなる。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部は、ステンレス鋼から構成されているか、大部分ステンレス鋼からなるか、または本質的にステンレス鋼からなる。３００シリーズのステンレス鋼、及び好ましくは３０４、３１６、３１６Ｌ、または３１６ＬＶＭのステンレス鋼を含む種々の等級の生体適合性ステンレス鋼を使用してもよい。４００シリーズのステンレス鋼もまた使用してもよい。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部は、ステンレス鋼の単一のビレット、チューブ、または他のストックから形成される。３００シリーズのステンレス鋼、及び好ましくは３０４、３１６、３１６Ｌ、または３１６ＬＶＭのステンレス鋼を含む種々の等級の生体適合性ステンレス鋼を使用してもよい。４００シリーズのステンレス鋼もまた使用してもよい。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部は、ステンレス鋼、ニチノール、チタニウム、金、白金、これらの合金、及びそれらの組み合わせを含むがこれらに限定されない固体金属または金属合金の１つ以上の片から形成されてもよい。３００シリーズのステンレス鋼、及び好ましくは３０４、３１６、３１６Ｌ、または３１６ＬＶＭのステンレス鋼を含む種々の等級の生体適合性ステンレス鋼を使用してもよい。４００シリーズのステンレス鋼もまた使用してもよい。

いくつかの実施形態では、遠位導管先端部は、ポリカーボネートまたはポリエーテルエーテルケトン、またはそれらの組み合わせを含むがこれらに限定されない剛性ポリマーから構成されているか、大部分構成されているか、または本質的に構成されている。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部は、所望の形状、表面材料、または表面組織などの所望の特性を提供するために、完全にまたは部分的に金属化されたポリマーから構成されるか、大部分それからなるか、または本質的にそれからなる。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部は、ポリカーボネートまたはポリエーテルエーテルケトンの単一のビレット、チューブ、または他のストックから形成される。他の硬質ポリマーを使用してもよい。

いくつかの実施形態では、遠位導管先端部は、可塑性または弾性のポリマーから構成されてもよく、大部分それらからなってもよく、または本質的にそれらからなってもよい。このような可塑性または弾性のポリマーとしては、ポリウレタン、Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、ショア硬度７０ＡのＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５Ａ、芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、Ｐｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、ショア硬度４５Ａを有するＰｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、ショア硬度５５Ａを有するＰｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、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、延伸ポリテトラフルオロエチレン、ポリエチレンテレフタレート、熱可塑性シリコーンポリカーボネートエラストマー、ポリエーテルブロックアミド、及びこれらの組み合わせが挙げられ、２０Ａ〜８０Ａ、２０Ａ〜３０Ａ、３０Ａ〜４０Ａ、４０Ａ〜５０Ａ、５０Ａ〜６０Ａ、６０Ａ〜７０Ａ、７０Ａ〜８０のショア硬度範囲であるか、または２０Ａ、２５Ａ、３０Ａ、３５Ａ、４０Ａ、４５Ａ、５０Ａ、５５Ａ、６０Ａ、６５Ａ、７０Ａ、７５Ａもしくは８０Ａのショア硬度を有する。遠位導管先端部の可塑性セグメントは、ワイヤーまたはメッシュの支持体を備えてもよい。ワイヤーまたはメッシュ支持体は、編組、螺旋、コイル、またはメッシュのパターンで構成されてもよい。ワイヤーまたはメッシュ支持体は、弾性または形状記憶のワイヤーまたはポリマーを含んでもよい。ワイヤーまたはメッシュ支持体は、ニチノール、またはステンレス鋼、ＰＴＦＥ、またはそれらの組み合わせから構成されてもよく、大部分それらからなってもよく、または本質的にそれらからなってもよい。ワイヤーまたはメッシュ支持体は、遠位導管先端部の可塑性セグメントの内側（管腔）表面もしくは外側表面上に配置されてもよく、または遠位導管先端部の可塑性セグメントの壁内に組み込まれてもよい。ワイヤーまたはメッシュの支持体は、遠位導管先端部の可塑性セグメントに対する可塑性、圧縮抵抗、またはねじれ抵抗を提供し得る。

遠位導管先端部は、金属の組み合わせ、ポリマーの組み合わせ、金属とポリマーとの組み合わせ、及び異なる金属と異なるポリマーとの組み合わせを含む、異なる材料で構成されてもよい。遠位導管先端部の近位端、本体及び遠位端は、金属の組み合わせ、ポリマーの組み合わせ、金属とポリマーとの組み合わせ、及び異なる金属と異なるポリマーとの組み合わせを含む、異なる材料で構成されてもよい。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部の全てまたは一部は、射出成形、機械加工、三次元印刷、またはそれらの組み合わせによって形成される。

図６２は、遠位導管先端部１０００の一実施形態の斜視図である。導管先端部は、近位または遠位導管セグメントに係合するための近位端１２００と、流体を受け入れるかまたは放出する遠位端１３００とを有する概して管状の本体１１００を備える。管状本体１１００はさらに、遠位端１３００と近位端１２００との間の流体連通を、近位端に係合され得る近位または遠位導管セグメントに提供する、細長い管腔１１０２（図６６に示す）を画定する。いくつかの実施形態では、導管先端部１０００は、約２ｍｍ〜２０ｍｍの内径Ｄ２０を有し得る。他の実施形態では、内径は、任意の意図された用途に対してより大きいまたはより小さい内径を提供するように拡大されても、または縮小されてもよい。

図６３に示すように、管状本体１１００及び近位端１２００の各々は、遠位端１３００のＤ１９よりも小さい外径Ｄ１７及びＤ１８を有する。一実施形態では、遠位端１３００が本体１１００に移行する導管先端部１０００の部分は、図６５，図６６、及び図６８に示すように、環状フランジ１１０４を画定する。

一態様では、環状フランジ１１０４は、図６６及び図６９に示される、幅Ｗ２２を有し、これは、図７１に示されるように、先端部１０００と係合している所望の導管１４００の変形した壁厚１４０２とほぼ等しい。変形された導管壁厚１４０２は、導管が近位端１２００に係合されたときの導管の伸張及びせん断変形の計算に基づいて決定される。限定ではなく一例として、導管壁の半径方向の変形及び／または圧縮は、最初の導管の壁の厚みを測定すること、導管を返し部の上に引き伸ばすのに必要な壁の変形の量を決定すること、次いで、返し付きのコネクタに導管がはめ込まれるのに必要な壁の薄化または変形の量を計算することによって計算され得る。フランジ１１０４の幅Ｗ２２は、係合された導管１４００の導管壁の厚み１４０２にほぼ等しいので、遠位端１３００の外径Ｄ１９は、導管の外径１４０４にほぼ等しい。これは、導管の残りの部分との導管先端部の滑らかな外面移行部１４０６を提供する。これには、血栓または溶血に至る血流に悪影響を及ぼし得る、導管の長さに沿った突出部または突起が最小限になるので、好ましい構成である。

流入先端部１０００と近位または遠位の導管セグメント１４００との間の確実な取り付けは、一実施形態によれば、近位端１２００に形成された１つ以上の返し部１２０２及び１２０４によって達成される。図６３〜図６５に示されるように、流入先端部１０００の一実施形態は、近位端１２００に２つ以上の環状返し部を備える。この実施形態では、第１返し部１２０２または近位端１２０６に最も隣接する環状突起は、流入先端部１０００の長手方向軸１０２０からα１の角度で形成される。第１の返し部１２０２から遠位に位置する第２の返し部１２０４は、長手方向軸１０２０からα２の角度で形成される。この実施形態では、角度α１は角度α２より大きい。同様に、２つ以上の突起を有する実施形態では、各環状返し部突起の長手方向軸１０２０からの突出の角度は、流入先端部１０００に沿って近位方向に移動する各後続の突起の突出角度よりも小さい。他の実施形態では、流入導管先端部は、返し部がなくてもよく、接着剤または摩擦嵌合係合を介して導管と係合してもよい。代替的には、流入先端部は、溶接または弾性スリーブを含むがこれに限定されない他の適切な機構を介して導管に係合されてもよい。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部は、近位導管セグメントまたは遠位導管セグメントの遠位端に組み込まれる。

流入導管先端部１０００は、５ｍｍ〜５０ｍｍの範囲の全長を有してもよい。さらに、近位端１２００の長さは、全長に対して比例関係で変化し得る。例えば、一実施形態では、近位端１２００は、全長の約６０％（約３ｍｍ〜３０ｍｍの範囲の長さを有する）を占める場合がある。他の実施形態では、近位端は、流入先端部１０００の全長の約２０％〜８０％を占める場合がある。例えば、近位端１２００は、所望の用途及び流入導管先端部１０００の構成に応じて２〜４０ｍｍの長さを有してもよい。

図６６及び図７１に示すように、一実施形態によれば、第１の返し部１２０２を含む流入導管先端部１０００の近位端１２００の壁厚は、最小約０．１ｍｍ（０．００４インチ）まで先細になるかまたは縮小する。一態様では、近位壁１２０８の先細になった厚みは、移行部でリング血栓を生成する可能性を減少させる可能性がある、導管からの流入先端部の近位端に入る流体のための金属先端部とカニューレ本体との間の滑らかな表面移行を作製する、カニューレ先端部アセンブリの内径に対する最小壁高さ変化を提供する。血液を取り出すかまたは提供するために使用する場合、先細の構成は、導管壁の内部近くの流入先端部１０００に接触する停滞した血流における血栓形成のリスクを最小限に抑えると同時に、血小板活性化または導管壁の内部近くの流入先端部に接触する血液の溶血のリスクを最小にする。

ここで図６２、図６３、図６６及び図６７を参照すると、一実施形態では、流入導管先端部１０００の遠位端は、約０．５ｍｍ〜８ｍｍの壁厚Ｔ１を有し、遠位開口１３０２を形成する。遠位開口部１３０２は、流入先端部の遠位端表面１３０４における一連の弓形のピーク及び谷によってさらに画定される。一実施形態では、遠位端表面１３０４における一連のピーク及び谷は、ほぼ正弦曲線を形成する。限定ではなく例として、流入先端部１０００の一実施形態は、谷部分または領域１３０６の約２．５倍広いピーク部分または領域１３０８によって画定された波状の遠位端表面１３０４を有する。１つの特定の実施形態では、ピーク部分は、合計約２５６度の円弧長のピーク部分と谷部分との間の中心線に沿って横軸１０３０から外側に突出する。逆に、谷部１３０６は、合計約１０４度の円弧長でピーク部分１３０８に対向して軸１０３０から伸びている。各ピーク部分１３０８または谷部分１３０６は、完全に丸い輪郭を特徴とする。

いくつかの実施形態では、ピーク領域の全弧長に対する谷領域の比は、約１０％または３６度の範囲の谷部分から、意図される用途に依存して谷部分として構築される、最大９０％または３２４度の遠位先端部の範囲であってもよい。同様に、谷部１３０６の最も低い点（すなわち、横軸１０３０から最も遠い点）とピーク部１３０８の最も遠位の点（すなわち、横軸３０から最も遠い点）との間の高さの差を変化させて、純粋な正弦波の投影長さから伸びた正弦波の投影長さまで延長することによって、より大きな有効谷深さを達成してもよく、谷と突起との間の移行部は、実質的に平坦な壁面の延長上に位置する。一例では、伸長率は、一般に、導管断面積の１倍以上に等しい値までの導管断面積の割合に等しい値に対応し得るが、これに限定されない。

１つの態様では、図６３に示すように、谷領域１３０６は、長手方向軸１０２０に対して垂直であり、遠位端面１３０４を横断する横軸１０３０から測定して、曲率半径Ｒ９によって画定され得る。曲率Ｒ９という谷領域半径は、図６５に示される、ピーク領域１３０８の少なくとも一部についての曲率Ｒ１０の半径と同様であり得る。図６５及び図７１に示すように、ピーク領域１３０８は、ピーク領域が、横軸１０３０に沿って測定された谷セグメントの幅１３１２よりも大きい、長手方向軸に垂直な幅１３１０を有するように、概して半楕円の形状を有してもよい。したがって、流入導管先端部１０００は、一般に、「ダックビル」形状または向きを有してもよい。

いくつかの実施形態によれば、遠位端面１３０４は、図７１に示すように、全半径を有し、流入先端部１０００の外面１０５０から内面１０４０まで完全に弓形である。いくつかの実施形態では、遠位端面１３０４は、流入先端部の壁厚の半分に等しい完全な丸い半径を有する弓形面によって画定される。一例として、遠位端表面１３０４の半径は、約０．５ｍｍと約０．６５ｍｍとの間の範囲であってもよい。遠位端表面１３０４の全半径は、流入導管先端部１０００の完全な金属構造によって可能にされる。さらに、遠位端面の全半径は、それを下回る弓形面よりも多くの利点を提供する。図６６〜図６７に示すように、導管１０００の全半径ダックビル構成は、３つ以上のピーク及び３つ以上の谷を有する冠状先端部設計などの別の導管先端部構成と比較して、開口部１３０２での洗浄を増大させる。ダックビル構成の洗浄特性の向上によって、血流が停滞することに起因する血栓症の発生が最小になる。同時に、全半径ダックビル構成はまた、流入先端部１０００及び係合導管１４００を横断する血液上の過剰なＷＳＳの事例も減少させる。示したとおり、過剰ＷＳＳの事例の減少は、他の遠位導管先端部形態と比較して、血小板活性化及び溶血をさらに最小限とする。

いくつかの実施形態では、遠位端及び遠位端面を含む遠位導管先端部の外面及び内面に接触する血液の少なくとも一部は、研磨面によってさらに画定される。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部の外面及び内面に接触する血液の少なくとも一部は、２〜１６μｍＲａの範囲、または４〜８μｍＲａの範囲の表面粗さを有する。いくつかの実施形態では、返し部突起１２０２及び１２０４を含む非血液接触面または内面の少なくとも一部は、もしあれば、遠位導管先端部１０００に係合された、近位または遠位の導管セグメント１４００の遠位端との接続を強化するために未硬化のままである。

遠位導管先端部の管腔表面の全部または一部は、抗血栓性コーティングを含んでもよい。抗血栓性コーティングは、ヘパリンを含んでもよい。抗血栓性コーティングは、Ａｓｔｕｔｅ（登録商標）であっても、またはＡｐｐｌａｕｓｅ（商標）コーティングであってもよい。

本開示はまた、ｉ）近位または遠位の導管セグメントの、ｉｉ）遠位導管先端部の；及びｉｉｉ）可塑性または弾性遠位導管先端部保護ケージ構造の「遠位導管先端部アセンブリ」の設計、製造、及び使用に関する。本開示はまた、ｉ）遠位導管先端部の、及びｉｉ）可塑性または弾性の遠位導管先端部保護ケージ構造の「遠位導管先端部アセンブリ」の設計、製造、及び使用にも関する。インビボで使用される場合、そのような遠位導管先端部アセンブリは、遠位導管先端部と、動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造の壁との間の接触のリスクを低減し得る。インビボで使用される場合、そのような遠位導管先端部アセンブリは、遠位導管アセンブリに隣接する動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造の壁への損傷のリスクを低減し得る。インビボで使用される場合、そのような遠位導管先端部アセンブリは、遠位導管アセンブリに隣接する動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造の壁の崩壊または接続の危険性を低減するように作用し得る。

遠位導管先端部保護ケージ構造は、本明細書では、「血管内ケージ」、「遠位先端部保護ケージ」、「遠位導管先端部保護ケージ」、または「ケージ」と呼ぶ場合もある。図９１〜図９３に示すように、いくつかの実施形態では、遠位導管先端部保護ケージ２５００は、１つ以上のリブ２５０６を備える。いくつかの実施形態では、１つ、２つ、３つ、４つ、５つ、または６つのリブがあってもよい。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部保護ケージ構造は、遠位導管先端部（または排液先端部）１０００の一部または全部を取り囲む。

いくつかの実施形態では、少なくとも１つのリブ２５０６は、細長い、弾性の、またはバネ状の構造であってもよい。いくつかの実施形態では、リブ２５０６の少なくとも１つは、ワイヤーであっても、バーであっても、またはロッドであってもよい。いくつかの実施形態では、拡張遠位導管先端部保護ケージ構造の少なくとも１つのリブの断面形状は、円形、正方形、長方形、または楕円形である。いくつかの実施形態では、少なくとも１つのリブは、０．３〜２．０ｍｍの範囲、または０．６〜１．０ｍｍの範囲の直径または幅を有する。いくつかの実施形態では、リブ２５０６の少なくとも１つは、ニチノール、ステンレス鋼もしくはポリマー、またはそれらの組み合わせを含んでもよく、大部分それらからなってもよく、または本質的にそれらからなってもよい。

いくつかの実施形態では、遠位導管先端部保護ケージ構造は、近位または遠位導管セグメント（またはセグメント）２６００に連結または係合し、遠位導管先端部（または排液先端部）１０００の一部または全部を取り囲む。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部保護ケージ構造は、遠位導管先端部に連結または係合され、遠位導管先端部（または排液先端部）１０００の一部または全部を取り囲む。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部保護ケージは、遠位導管先端部保護ケージと近位または遠位導管セグメントとの間の摩擦嵌合を克服して遠位導管先端部保護ケージを取り外し得る方式などによって、近位または遠位導管セグメントに取り外し可能に係合されてもよい。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部保護ケージを、接着剤、摩擦嵌合、または接着剤及び摩擦嵌合を使用して、近位または遠位導管セグメントに固定し係合して、遠位導管先端部保護ケージの１つ以上の細長い弾性のリブを、近位導管セグメントまたは遠位導管セグメントの遠位端に接続してもよい。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部保護ケージは、近位または遠位導管セグメントの壁に１つ以上のリブを部分的に埋め込むことによって、近位または遠位導管セグメントに固定して係合されてもよい。

いくつかの実施形態では、収縮した構成から拡張された構成に変化する場合、リブ２５０６の遠位端は半径方向に平行移動し得る。いくつかの実施形態では、収縮した構成から拡張された構成に変化する場合、リブ２５０６の遠位端は軸方向に平行移動し得る。拡張された遠位導管先端部保護ケージ２５００の一実施形態を図９１Ａ〜図９１Ｃに示す。収縮した遠位導管先端部保護ケージ２５００の実施形態を図９４に示す。

いくつかの実施形態では、ケージ２５００の直径は、拡張された場合、６〜３０ｍｍの範囲内であってもよい。いくつかの実施形態では、ケージ２５００の直径は、拡張した場合、遠位導管先端部の直径よりも１０％〜２５％、２５％〜５０％、５０％〜７５％、７５％〜１００％、１００％〜２００％、または２００％〜４００％大きくてもよい。いくつかの実施形態では、ケージ２５００のリブの長さは、拡張された場合、１０〜６０ｍｍの範囲内であってもよい。いくつかの実施形態では、ケージ２５００のリブの長さは、拡張された場合、１０〜６０ｍｍの範囲内であってもよい。いくつかの実施形態では、ケージ２５００のリブの長さは、拡張された場合、遠位導管先端部の長さと同じ長さであってもよい。いくつかの実施形態では、ケージ２５００のリブの長さは、拡張された場合、遠位導管先端部の長さよりも１０％〜２５％、２５％〜５０％、５０％〜７５％、７５％〜１００％、１００％〜２００％、または２００％〜４００％大きくてもよい。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部保護ケージが拡張状態にある場合、リブ２５０６のうちの１つ、２つ以上、または全てが血管壁に接触し得る。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部保護ケージが拡張状態にある場合、リブ２５０６の１つ、２つ以上、または全てが血管壁に接触しなくてもよい。

いくつかの実施形態では、遠位導管先端部保護ケージ２５００は、近位リング２５０２を備える。図９１〜図９３に示すように、いくつかの実施形態では、遠位導管先端部保護ケージ２５００は、１つ以上のリブ２５０６の対向する端部に係合される近位リング２５０２及び遠位リング２５０４を備える。いくつかの実施形態では、リブ２５０６の近位端は、近位リングに連結されるが、リブ２５０６の遠位端は、遠位リングに連結されない。いくつかの実施形態では、リブ２５０６の遠位端は、遠位リングなしで一緒に連結されるが、一方で、他の実施形態ではリブ２５０６は、一緒に連結されない。

リブ２５０６は、任意の適切な方法を使用してリング２５０２及び２５０４に係合される。例えば、リブ２５０６ならびにリング２５０２及び２５０４の両方が金属から構成される場合、このリブは、図９３に示すように、溶接または接着剤２５０５によってリングに連結されてもよい。いくつかの実施形態では、１つ以上のリブ２５０６を、リング２５０２及び２５０４の一方または両方に接続する前後に所望の形状に形成してもよい。

いくつかの実施形態では、遠位導管先端部保護ケージ構造の近位リング２５０２は、近位または遠位導管セグメント（またはセグメント）２６００に連結または係合し、遠位導管先端部（または排液先端部）１０００の一部または全部を取り囲む。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部保護ケージ構造の近位リング２５０２は、遠位導管先端部に連結または係合され、遠位導管先端部（または排液先端部）１０００の一部または全部を取り囲む。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部保護ケージの近位リング２５０２は、遠位導管先端部保護ケージの近位リング２５０２と近位または遠位導管セグメントとの間の摩擦嵌合を克服して遠位導管先端部保護ケージを取り外す方式などによって、近位または遠位導管セグメントに取り外し可能に係合されてもよい。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部保護ケージの近位リング２５０２を、接着剤、摩擦嵌合、または接着剤及び摩擦嵌合を使用して、近位または遠位導管セグメントに固定し係合して、遠位導管先端部保護ケージの近位リングを、近位導管セグメントまたは遠位導管セグメントの遠位端に接続してもよい。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部保護ケージの近位リングは、近位導管セグメントまたは遠位導管セグメントの遠位端の外面に係合されてもまたは連結されてもよい。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部保護ケージの近位リングは、近位または遠位導管セグメントの壁に近位リング２５０２を完全にまたは部分的に埋め込むことによって、近位または遠位導管セグメントに固定的に係合され得る。近位及び遠位リングを有する遠位導管先端部保護ケージの実施形態に関しては、遠位リング２５０４は、典型的には、近位リング２５０２の直径と等しいか、または小さい直径を有する。しかしながら、いくつかの実施形態では、遠位リング２５０４の直径は、遠位リング２５０２の直径よりも大きくてもよい。いくつかの実施形態では、リング２５０２及び２５０４は、ニチノール、ステンレス鋼、金、白金、任意の他の生体適合性金属、ポリマー、またはそれらの組み合わせを含んでもよく、大部分それらからなってもよく、または本質的にそれらからなってもよい。

近位及び遠位リングを有する遠位導管先端部保護ケージの実施形態に関しては、拡張中、遠位導管先端部保護ケージの直径Ｄ８は、遠位リング２５０４が近位リング２５０２に向かって近位方向に平行移動するにつれて増大する。近位及び遠位リングを有する遠位導管先端部保護ケージの実施形態に関しては、収縮の間、遠位導管先端部保護ケージの直径Ｄ８は、遠位リング２５０４が近位リング２５０２から離れて遠位に平行移動するにつれて減少する。

図９４に示すように、遠位導管先端部保護ケージの構成を拡張構成から送達構成に変更する際の補助を変更するために、先細になった可塑性栓塞子２６０２を使用してもよい。先細になった可塑性栓塞子２６０２は、ガイドワイヤー用の中央管腔を備えてもよい。中心管腔は、０．０４０インチ〜０．０５０インチの直径を有してもよく、０．０３８インチまたは０．０３５インチのガイドワイヤーと適合され得る。先細になった可塑性栓塞子２６０２の端部の直径は、遠位リング２５０４の直径よりも大きくても、等しくても、または小さくてもよい。

図９４に示すように、先細になった栓塞子２６０２を使用して、導管２６００及びケージ２５００をガイドワイヤー２６０４に沿って定位置に前進させてもよい。栓塞子２６０２は、ハンドル２６０６または挿入及び取り外しを容易にする他のデバイスを備えてもよい。一旦、静脈、動脈、心房、または他の血液含有構造に挿入され、適切に配置されれば、ケージ２５００は拡張され得る。いくつかの実施形態では、ケージの拡張後、遠位導管先端部２６０８は、図９６に示されるように、長さＬ５１及びＬ５２がほぼ等しいケージの中心線２６１０（近位または遠位導管セグメントの長軸に平行な平面上で参照される）付近に配置される。別の実施形態では、遠位導管先端部２６０６の遠位端は、中心線２６１０に対してより近位（すなわち、Ｌ５１＜Ｌ５２）であっても、または遠位（すなわち、Ｌ５１＞Ｌ５２）であってもよい。いくつかの実施形態では、ケージの拡張後、導管先端部２６０８は、図９６に示されるように、長さＬ５３及びＬ５４がほぼ等しい、ケージの中心線２６１１（近位または遠位導管セグメントの長軸を横断する平面上で参照されるような）の近くに配置される。代替の実施形態では、遠位導管先端部２６０６の遠位端は、中心線２６１０に対してより近位（すなわち、Ｌ５３＜Ｌ５４）であっても、または遠位（すなわち、Ｌ５３＞Ｌ５４）であってもよい。

ケージ２５００の追加の実施形態及び構成は、図９７〜図１０５に示される。示されるように、ケージ２５００の他の実施形態は、遠位リング２５０４を有するが、近位リング２５０２を別の構造で置き換えることを包含する。これらの実施形態では、ケージの近位部分は、リブ２５０６と同様の管状または平面セグメント２５１０の様々な構成から形成され得る。示したとおり、リブ２５０６の近位端は、近位冠状またはステント状構造２５１２に係合される。一態様では、冠状またはステント状構造２５１２は、リブ２５０６に係合される別個の構造であってもよく、または冠状もしくはステント状構造は、リブ２５０６と一体であってもよい。代替の実施形態では、リブ２５０６の近位端は、図１００〜図１０２に示されるように、開いた構成２５１４では自由のままであり得る。このような実施形態では、ケージ２５００の近位端は、リブ２５０６の端部を導管２６００の壁に積層することによって導管２６００に取り付けられる。

図１０３〜図１０５に示す他の実施形態では、ケージ２５００は、遠位リング２５０４、リブ２５０６、及び必要に応じて近位の冠状またはステント状構造２５１２を画定するように切断された金属またはポリマー２７００のチューブまたは平面シートから形成されてもよい。一態様では、平面シート２７００をロールして、近位または遠位の導管セグメント２６００に連結される冠状もしくはステント状の近位部分２５１２、または近位もしくは遠位の導管セグメント２６００の壁に連結される、開いた近位部分２５１４のいずれかを含む、概して円筒形のケージ構造２５００を形成してもよく、この連結には、接着剤による連結、溶接、摩擦嵌合、または積層による連結を含む。

いくつかの実施形態では、ケージの血液接触の外面及び内面の少なくとも一部は、研磨された表面によってさらに画定される。いくつかの実施形態では、ケージの血液接触の表面の全部または少なくとも一部は、２μｍＲａ〜１６μｍＲａの範囲、または４μｍＲａ〜８μｍＲａの範囲の表面粗さを有する。いくつかの実施形態では、近位リングを含む非血液接触面または内面の少なくとも一部は、遠位導管先端部１０００に係合する近位または遠位導管セグメント１４００の遠位端との結合を強化するために研磨されないままである。

いくつかの実施形態では、ケージの全ての表面は、抗血栓性コーティングを含んでもよい。いくつかの実施形態では、ケージの血液接触表面の一部は、抗血栓性コーティングを含んでもよい。抗血栓性コーティングは、ヘパリンを含んでもよい。抗血栓性コーティングは、Ａｓｔｕｔｅ（登録商標）であっても、またはＡｐｐｌａｕｓｅ（商標）コーティングであってもよい。

様々な特徴及び特性を有する導管は、異なるセグメント及び構成部品をアセンブルすることによって作製され得る。いくつかの実施形態では、より長い導管は、近位導管セグメント及び遠位導管セグメントの両方を含むことによって形成され得る。いくつかの実施形態では、導管を、高弾性である近位導管セグメント、及び弾性が高く、圧縮またはねじれに抵抗性である遠位導管セグメントとアセンブルしてもよい。これらの実施形態では、近位導管セグメントは、反復して、クランプされて閉じられて、開かれてもよく、変形は少ないが、遠位導管セグメントは、静脈、動脈、血管、心房、または他の血液含有構造への流体接続を確立するためにしっかりと曲げられて形成され得る。限定ではなく一例として、（流入）導管は、反復クランプ及びアンクランプに適した近位導管セグメント、及び頸静脈、鎖骨下静脈または他の静脈に挿入するための遠位導管セグメントとアセンブルされてもよく、遠位導管先端部または遠位導管先端部アセンブリが、上大静脈または右心房に入るまで、蛇行した静脈系を前進する。限定ではなく例として、そのような導管の近位導管セグメントは、編組構成のニチノールワイヤー支持体を有してもよく、遠位導管セグメントは、コイル支持体内にニチノールワイヤー支持体を有してもよく、好ましくは、コイルの間のギャップがワイヤーの幅よりも大きい構成である。限定ではなく例として、このような導管の近位導管セグメントの全部または一部は、遠位導管セグメントの全てまたは一部よりも厚い壁を有し得る。限定ではなく一例として、そのような導管の近位導管セグメントの全部または一部は、遠位導管セグメントの全部または一部よりも高いデュロメータを有するポリマーから構成されてもよく、大部分それらからなってもよく、または本質的にそれらからなってもよい。例えば、このような導管の近位導管セグメントの全てまたは一部は、ポリウレタンから構成されてもよく、大部分それからなってもよく、または本質的にそれからなってもよく、遠位導管セグメントの全てまたは一部は、芳香族ポリウレタンエラストマーアロイから構成されてもよく、大部分それからなってもよく、または本質的にそれからなってもよい。限定ではなく一例として、このような導管の近位導管セグメントの全部または一部は、Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）またはＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタンを含んでもよく、大部分それからなってもよく、または本質的にそれからなってもよい。限定ではなく一例として、このような導管の近位導管セグメントの全部または一部は、７０Ａのショア硬度を有するポリウレタンから構成されてもよく、大部分それからなってもよく、または本質的になってもよい。限定ではなく一例として、このような導管の近位導管セグメントの全部または一部は、７０Ａ Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）またはＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタンから構成されてもよく、大部分それからなってもよく、または本質的にそれからなってもよい。限定ではなく一例として、このような導管の遠位導管セグメントの全部または一部は、４５Ａもしくは５５Ａの硬度を有する芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、またはそれらの組み合わせから構成されてもよく、大部分それらからなってもよく、または本質的にそれからなってもよい。限定ではなく一例として、このような導管の遠位導管セグメントの全部または一部は、Ｗｉｌｍｉｎｇｔｏｎ（ウィルミントン）、ＭＡ（マサチューセッツ州）のＡｄｖａｎＳｏｕｒｃｅ Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓの４５Ａまたは５５ＡのＰｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００またはそれらの組み合わせから構成されてもよく、大部分それらからなってもよく、または本質的にそれらからなってもよい。

限定ではなく一例として、いくつかの実施形態では、頚静脈、鎖骨下静脈または他の静脈への挿入を容易にし、かつ静脈の壁の損傷または静脈の血栓の危険性を減らすために、遠位導管セグメントが近位導管よりも小さい外径を有する導管をアセンブルしてもよい。いくつかの実施形態では、外径遠位導管セグメントは、導管壁の厚みを減少させることによって、導管壁の内径を減少させることによって、またはそれらの組み合わせによって縮小される。さらに、近位導管セグメント及び遠位導管セグメントの両方を有する実施形態を含む、少なくとも２つの可塑性セグメントとアセンブルされた導管は、患者の皮膚下の導管の部分をトンネリングするプロセスを単純化し得る。特定の実施形態では、流入導管を使用して、ポンプから血液を受け取り、動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造に血液を送達または搬送してもよい。

流出導管
本開示は、血液搬送導管の設計、製造及び使用に関する。血液搬送導管がポンプから血液を受け取り、動脈、静脈、心房または他の血液含有構造に血液を搬送するならば、この導管は、本明細書では「流出導管」または「導管」と呼ぶ場合がある。

本開示はまた、近位及び遠位の流出導管セグメントの設計、製造及び使用にも関する。そのような流出導管（または導管）は、ｉ）可塑性であり、弾性であり、圧縮及びねじれに耐性であり得る近位導管セグメント；ｉｉ）可塑性であり、弾性であり、圧縮及びねじれに耐性であり得る遠位導管セグメント；ｉｉｉ）可塑性であり、弾性であり、圧縮及びねじれに対して耐性であり得るか、または剛性であり得るか、または可塑性でかつ弾性である領域及び剛性である領域を有し得る遠位導管先端部；ならびにｉｖ）可塑性であり、弾性であり、圧縮及びねじれに対して耐性であり得るか、または剛性であり得るか、または可塑性でかつ弾性である領域及び剛性である領域を有し得る１つ以上の側方ポートから構成されてもよい。

いくつかの実施形態では、導管は（近位端から遠位端まで）、側方ポート、近位導管セグメント、遠位導管セグメント、及び遠位導管先端部から構成されてもよい。いくつかの実施形態では、導管は（近位端から遠位端まで）、近位導管セグメント、側方ポート、遠位導管セグメント、及び遠位導管先端部から構成されてもよい。いくつかの実施形態では、導管は（近位端から遠位端まで）、近位導管セグメント、遠位導管セグメント、側方ポート、及び遠位導管先端部から構成されてもよい。いくつかの実施形態では、導管は（近位端から遠位端まで）、近位導管セグメント、遠位導管セグメント、及び遠位導管先端部から構成されてもよい。いくつかの実施形態では、導管は（近位端から遠位端まで）、近位導管セグメント、側方ポート、及び遠位導管先端部から構成されてもよい。いくつかの実施形態では、導管は（近位端から遠位端まで）、近位導管セグメント及び遠位導管先端部から構成されてもよい。いくつかの実施形態では、導管は（近位端から遠位端まで）、側方ポート、近位導管セグメント及び遠位導管セグメントから構成されてもよく、ここで遠位導管先端部が遠位導管セグメントの遠位端に組み込まれる。いくつかの実施形態では、導管は（近位端から遠位端まで）、近位導管セグメント、側方ポート、及び遠位導管セグメントから構成されてもよく、この遠位導管先端部は、遠位導管セグメントの遠位端に組み込まれる。いくつかの実施形態では、導管は（近位端から遠位端まで）、近位導管セグメント及び遠位導管セグメントから構成されてもよく、ここで遠位導管先端部が遠位導管セグメントの遠位端に組み込まれる。いくつかの実施形態では、導管は（近位端から遠位端まで）、側部ポート及び近位導管セグメントから構成されてもよく、ここで遠位導管端部が、近位導管セグメントの遠位端に組み込まれる。いくつかの実施形態では、導管は（近位端から遠位端まで）、近位導管セグメントから構成されてもよく、ここで遠位導管端部が、近位導管セグメントの遠位端に組み込まれる。

本開示は、流出導管の個々の構成要素を連結するための構成及び方法に関する。流出導管の個々の構成要素は、連結のために構成されてもよく、または様々な方法で連結されてもよい。種々の構成及び方法は、摩擦嵌合；タケノコ継手；半径方向圧縮固定器具または固定輪、１つ以上のタケノコ継手及び半径方向圧縮固定器具もしくは固定輪を有するインラインコネクタ；または接着剤を含んでもよい。導管は、移植前に完全にアセンブルされてもよく、移植前に部分的にアセンブルされてもよく、または移植処置もしくは手術中にアセンブルされてもよい。

いくつかの実施形態では、近位または遠位の導管セグメントは、可塑性または弾性のポリマーから構成されてもよく、大部分それからなってもよく、または本質的にそれからなってもよい。このような可塑性または弾性のポリマーとしては、ポリウレタン、Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、ショア硬度７０ＡのＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５Ａ、芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、Ｐｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、ショア硬度４５Ａを有するＰｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、ショア硬度５５Ａを有するＰｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、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、延伸ポリテトラフルオロエチレン、ポリエチレンテレフタレート、熱可塑性シリコーンポリカーボネートエラストマー、ポリエーテルブロックアミド、及びこれらの組み合わせが挙げられ、２０Ａ〜８０Ａ、２０Ａ〜３０Ａ、３０Ａ〜４０Ａ、４０Ａ〜５０Ａ、５０Ａ〜６０Ａ、６０Ａ〜７０Ａ、７０Ａ〜８０のショア硬度範囲であるか、または２０Ａ、２５Ａ、３０Ａ、３５Ａ、４０Ａ、４５Ａ、５０Ａ、５５Ａ、６０Ａ、６５Ａ、７０Ａ、７５Ａもしくは８０Ａのショア硬度を有する。導管セグメントは、ワイヤーまたはメッシュの支持体から構成されてもよい。ワイヤーまたはメッシュ支持体は、編組、コイル、またはメッシュのパターンで構成されてもよい。ワイヤーまたはメッシュ支持体は、弾性または形状記憶のワイヤーまたはポリマーを含んでもよい。ワイヤーまたはメッシュ支持体は、ニチノール、またはステンレス鋼、ＰＴＦＥ、またはそれらの組み合わせから構成されてもよく、大部分それらからなってもよく、または本質的にそれらからなってもよい。ワイヤーまたはメッシュ支持体は、導管または導管セグメントの内側（管腔）表面もしくは外側表面上に配置されてもよく、または導管もしくは導管セグメントの壁内に組み込まれてもよい。いくつかの実施形態では、近位または遠位の導管セグメントは、２ｃｍ〜１１０ｃｍの長さを有してもよく、導管、近位もしくは遠位導管セグメント、または遠位導管先端部の移植の間を含んで、外科医または他の医師によって所望の長さに調節されてもよい。

近位導管セグメントの近位端は、取り付けのために構成されてもよく、または側方ポートセグメントもしくは血液ポンプに取り付けられてもよい。近位導管セグメントの遠位端は、取り付けのために構成されてもよく、または遠位導管セグメント、側方ポート、遠位導管先端部に取り付けられてもよく、または動脈、静脈、心房もしくは他の血液含有構造への挿入のために構成されてもよい。遠位導管セグメントの近位端は、近位導管セグメントもしくは側方ポートに取り付けられるように構成されてもよく、または取り付けられてもよい。遠位導管セグメントの遠位端は、側方ポート、遠位導管先端部に取り付けるように構成されてもよく、または取り付けられてもよく、または動脈、静脈、心房もしくは他の血液含有構造への挿入のために構成されてもよい。近位及び遠位の流入導管セグメントの管腔表面の全部または一部は、抗血栓性コーティングを含んでもよい。抗血栓性コーティングは、ヘパリンを含んでもよい。抗血栓性コーティングは、Ａｓｔｕｔｅ（登録商標）であっても、またはＡｐｐｌａｕｓｅ（商標）コーティングであってもよい。

本開示は、遠位導管先端部を含む血液搬送導管の遠位端の様々な構成の設計、製造及び使用に関する。導管がポンプから血液を受け取り、動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造に血液を送達または搬送する血液搬送導管の遠位導管先端部は、本明細書において、「流出導管先端部」、「導管遠位先端部」、「Ｔ−先端部」または「遠位導管先端部」と呼ばれる場合がある。

いくつかの実施形態では、導管の遠位先端部は、２つの端部（導管の近位または遠位セグメントの遠位端に連結され得るかまたは連結される近位端、及び動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造に流体接続を行うように構成され得る遠位端）を有する１つのセグメントから構成されてもよい。遠位導管先端部の遠位端は、吻合によって動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造に流体接続するように構成されてもよい。吻合によって動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造に流体接続するように構成された遠位導管先端部の遠位端は、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）またはダクロンを含んでもよい。

遠位導管先端部の遠位端は、遠位導管先端部の全てまたは一部を動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造に挿入することによって、動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造に流体接続するように構成されてもよい。末梢静脈及び動脈のような、血管の管腔内に配置されるように構成された遠位導管先端部の一部は、本明細書において、遠位導管先端部の「血管内部分」、「血管内セグメント」または「遠位セグメント」と呼ばれる場合がある。

遠位導管先端部の近位端は、近位導管セグメント、遠位導管セグメントもしくは側方ポートに取り付けられるように構成されてもよく、またはそれに取り付けられてもよい。いくつかの実施形態では、側方ポート、近位導管セグメント、遠位導管セグメント、及び遠位導管先端部は、移植手術または処置の前に互いに連結される。他の実施形態では、側方ポート、近位導管セグメント、遠位導管セグメント、及び遠位導管先端部を、使用のために血液ポンプシステムを構成する場合、移植手術または処置中に、連結するように構成し、一緒に連結する。いくつかの実施形態では、近位導管セグメント、遠位導管セグメント、及び遠位導管先端部は、移植手術または処置の前に一緒に連結される。他の実施形態では、近位導管セグメント、遠位導管セグメント、及び遠位導管先端部を、使用のために血液ポンプシステムを構成する場合、移植手術または処置中に連結するように構成し、一緒に連結する。

いくつかの実施形態では、遠位導管先端部は、ステンレス鋼、ニチノール、チタニウム、金、白金、これらの合金、及びそれらの組み合わせを含むがこれらに限定されない金属または金属合金から構成されるか、大部分それらからなるか、または本質的にそれらからなる。３００シリーズのステンレス鋼、及び好ましくは３０４、３１６、３１６Ｌ、または３１６ＬＶＭのステンレス鋼を含む種々の等級の生体適合性ステンレス鋼を使用してもよい。４００シリーズのステンレス鋼もまた使用してもよい。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部は、ステンレス鋼から構成されているか、大部分ステンレス鋼からなるか、または本質的にステンレス鋼からなる。３００シリーズのステンレス鋼、及び好ましくは３０４、３１６、３１６Ｌ、または３１６ＬＶＭのステンレス鋼を含む種々の等級の生体適合性ステンレス鋼を使用してもよい。４００シリーズのステンレス鋼もまた使用してもよい。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部は、ステンレス鋼の単一のビレット、チューブ、または他のストックから形成される。３００シリーズのステンレス鋼、及び好ましくは３０４、３１６、３１６Ｌ、または３１６ＬＶＭのステンレス鋼を含む種々の等級の生体適合性ステンレス鋼を使用してもよい。

いくつかの実施形態では、遠位導管先端部は、ポリカーボネートまたはポリエーテルエーテルケトン、またはそれらの組み合わせを含むがこれらに限定されない剛性ポリマーから構成されるか、大部分それらからなるか、または本質的にそれらからなる。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部は、所望の形状、表面材料、または表面組織などの所望の特性を提供するために、完全にまたは部分的に金属化されたポリマーから構成されるか、大部分それらからなるか、または本質的それらからなる。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部は、ポリカーボネートまたはポリエーテルエーテルケトンの単一のビレット、チューブ、または他のストックから形成される。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部は、限定されないが、ポリカーボネートまたはポリエーテルエーテルケトン、及びそれらの組み合わせを含む固体ポリマーの１つ以上のピースから形成されてもよい。

いくつかの実施形態では、遠位導管先端部は、可塑性または弾性のポリマーから構成されてもよく、大部分それらからなってもよく、または本質的にそれらからなってもよい。このような可塑性または弾性のポリマーとしては、ポリウレタン、Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、ショア硬度７０ＡのＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５Ａ、芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、Ｐｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、ショア硬度４５Ａを有するＰｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、ショア硬度５５Ａを有するＰｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、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、延伸ポリテトラフルオロエチレン、ポリエチレンテレフタレート、熱可塑性シリコーンポリカーボネートエラストマー、ポリエーテルブロックアミド、及びこれらの組み合わせが挙げられ、２０Ａ〜８０Ａ、２０Ａ〜３０Ａ、３０Ａ〜４０Ａ、４０Ａ〜５０Ａ、５０Ａ〜６０Ａ、６０Ａ〜７０Ａ、７０Ａ〜８０のショア硬度範囲であるか、または２０Ａ、２５Ａ、３０Ａ、３５Ａ、４０Ａ、４５Ａ、５０Ａ、５５Ａ、６０Ａ、６５Ａ、７０Ａ、７５Ａもしくは８０Ａのショア硬度を有する。遠位導管先端部の可塑性セグメントは、ワイヤーまたはメッシュの支持体を備えてもよい。ワイヤーまたはメッシュ支持体は、編組、コイル、またはメッシュのパターンで構成されてもよい。ワイヤーまたはメッシュ支持体は、弾性または形状記憶のワイヤーまたはポリマーを含んでもよい。ワイヤーまたはメッシュ支持体は、ニチノール、またはステンレス鋼、ＰＴＦＥ、またはそれらの組み合わせで構成されてもよく、大部分それらからなってもよく、または本質的にそれらからなってもよい。ワイヤーまたはメッシュ支持体は、遠位導管先端部の可塑性セグメントの内側（管腔）表面もしくは外側表面上に配置されてもよく、または遠位導管先端部の可塑性セグメントの壁内に組み込まれてもよい。ワイヤーまたはメッシュの支持体は、遠位導管先端部の可塑性セグメントに対する可塑性、圧縮抵抗、またはねじれ抵抗を提供し得る。

いくつかの実施形態では、遠位導管先端部は、金属の組み合わせ、ポリマーの組み合わせ、金属とポリマーとの組み合わせ、及び異なる金属と異なるポリマーとの組み合わせを含む、異なる材料で構成されてもよい。遠位導管先端部の近位（または血管外）部分及び遠位（または血管内）部分は、金属の組み合わせ、ポリマーの組み合わせ、金属とポリマーとの組み合わせ、ならびに異なる金属と異なるポリマーとの組み合わせを含む異なる材料から構成されてもよい。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部の全てまたは一部は、射出成形、機械加工、三次元印刷、またはそれらの組み合わせによって形成される。

（線形）遠位導管先端部２０００の一実施形態を図７２Ａに示す。この実施形態は、近位部分２００２、遠位部分２００４、及び近位部分と遠位部分の間に配置された中間部分２００６を有する細長い管状構造である。示されているように、近位部分２００２は、遠位部分２００４の内径Ｄ２２よりも大きい内径Ｄ２１を有する。中間部分２００６の内径は、先端部２０００の長手方向軸１に沿って、Ｄ２１にほぼ等しい第１の直径からＤ２２にほぼ等しい第２の直径まで減少する。限定ではなく一例として、示されるように、近位部分２００２の内径Ｄ２１は、約３〜５ｍｍの範囲にあるが、遠位部分２００４の内径Ｄ２２は、約１．０〜３．５ｍｍの範囲にある。限定ではなく一例として、示されるように、内側部の外径Ｄ２３は、その内径の縮小に対応して先細になっている。いくつかの実施形態では、直線遠位導管先端部２０００は、約１〜２０ｃｍ、１〜１０ｃｍ、１〜５ｃｍ、２〜１０ｃｍ、及び２〜５ｃｍの範囲の全長を有し得る。限定ではなく一例として、示されるように、遠位導管先端部２０００は、可塑性ポリマーから構成されるか、大部分可塑性ポリマーからなるか、または本質的に可塑性ポリマーからなる。示されるように、限定ではなく一例として、可塑性遠位導管先端部２０００は、ポリウレタン、Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、ショア硬度７０ＡのＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５Ａ、芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、Ｐｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、ショア硬度４５Ａを有するＰｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、ショア硬度５５Ａを有するＰｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、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、延伸ポリテトラフルオロエチレン、ポリエチレンテレフタレート、熱可塑性シリコーンポリカーボネートエラストマー、ポリエーテルブロックアミド、及びこれらの組み合わせからなってもよく、２０Ａ〜８０Ａ、２０Ａ〜３０Ａ、３０Ａ〜４０Ａ、４０Ａ〜５０Ａ、５０Ａ〜６０Ａ、６０Ａ〜７０Ａ、７０Ａ〜８０のショア硬度範囲であるか、または２０Ａ、２５Ａ、３０Ａ、３５Ａ、４０Ａ、４５Ａ、５０Ａ、５５Ａ、６０Ａ、６５Ａ、７０Ａ、７５Ａもしくは８０Ａのショア硬度を有する。可塑性遠位導管先端部２０００の全部または一部は、ニチノールなどの編組、螺旋状、コイル状、もしくはメッシュ形状記憶材料、またはステンレス鋼もしくはＰＴＦＥなどの他の自己拡張または放射状膨張材料で補強されてもよい。３００シリーズのステンレス鋼、及び好ましくは３０４、３１６、３１６Ｌ、または３１６ＬＶＭのステンレス鋼を含む種々の等級の生体適合性ステンレス鋼を使用してもよい。いくつかの実施形態では、編組ニチノール、編組ステンレス鋼または編組ＰＴＦＥの層を、遠位導管先端部２０００の全部もしくは一部の外面に巻き付けてもよく、またはその中の壁の全部もしくは一部に組み込んでもよい。いくつかの実施形態では、ニチノール、ステンレス鋼またはＰＴＦＥの螺旋またはコイルを、遠位導管先端部２０００の全部もしくは一部に巻き付けてもよく、またはその中の壁の全部もしくは一部に組み込んでもよい。いくつかの実施形態では、ワイヤーまたはメッシュ支持体は、遠位導管先端部の可塑性セグメントの内側（管腔）表面もしくは外側表面上に配置されてもよく、または遠位導管先端部の可塑性セグメントの壁内に組み込まれてもよい。ワイヤーまたはメッシュの支持体は、遠位導管先端部の可塑性セグメントに対する可塑性、圧縮抵抗、またはねじれ抵抗を提供し得る。遠位導管先端部２０００の近位端は、１つ以上の返し部を備えて構成されてもよく、またはタケノコ継手と係合するように構成されてもよい。

図７２Ｂに示すように、遠位導管先端部２０００の別の（直線的な）実施形態は、近位部分２００２及び遠位部分２００４を含む。近位部分２００２は、細長くされて、先細にされ、その結果、内径Ｄ２１が先端部２０００の長手方向軸１に沿ってＤ２１’まで減少する。示されるように、限定ではなく一例として、近位部分２００２は、１〜３０ｃｍの長さを有し、内径はＤ２１から３〜５ｍｍの範囲内で、減少した内径Ｄ２２まで減少し、Ｄ２２がＤ２１よりも小さくなるように、約１．０〜３．５ｍｍの範囲内にある。遠位部分２００４は、１〜３０ｃｍの長さを有する。遠位導管先端部２０００の近位端は、１つ以上の返し部を備えて構成されてもよく、またはタケノコ継手と係合するように構成されてもよい。

（線形）遠位導管先端部２０００の別の実施形態は、図７３Ａ〜図７３Ｃに示される。示されるように、限定ではなく一例として、遠位導管先端部のこの実施形態は、ステンレス鋼から構成されるか、大部分ステンレス鋼からなるか、または本質的にステンレス鋼からなる。３００シリーズのステンレス鋼、及び好ましくは３０４、３１６、３１６Ｌ、または３１６ＬＶＭのステンレス鋼を含む種々の等級の生体適合性ステンレス鋼を使用してもよい。遠位導管先端部３１６ステンレス鋼は、近位部分２００２及び遠位部分２００４を有する。近位部分は、近位または遠位導管セグメント３０に挿入するためのタケノコ継手２１１０を組み込む。遠位部分は、血管２３０６に挿入するための丸い縁を有するタケノコ継手を組み込んでもよく、タケノコ継手を組み込んでいなくてもよい。限定ではなく一例として、一実施形態によれば、近位部分２００２の内径Ｄ２１は、約３〜５ｍｍの範囲にあり、一方、遠位部分２００４の内径Ｄ２２は、約１．０〜３．５ｍｍの範囲にある。限定ではなく一例として、一実施形態によれば、直線遠位導管先端部２０００は、約１ｃｍ〜３０ｃｍの範囲の全長を有し、Ｄ２１からＤ２２までの内径の縮小は、その長さの約１０％〜９０％、またはその長さの２５％〜７５％の範囲を超えて生じる。図７３Ｄに示す一実施形態では、（線形）遠位導管先端部２０００の近位端は、（流出）導管３０の近位または遠位導管セグメント５０２の遠位端にアセンブルされる。遠位導管先端部の近位端は、摩擦嵌合、タケノコ嵌合、接着剤、溶接、またはそれらのいくつかの組み合わせによって、近位または遠位の導管セグメントの遠位端に連結される。

図７４、図７５に示すように、遠位（流出）導管先端部は、近位セグメント（またはアーム）２１０２及び遠位セグメント（またはアーム）２１０４を有する分岐遠位導管先端部として構成されてもよい。分岐遠位導管先端部は、本明細書では「Ｔ−先端部」またはＴ−コネクタと呼ぶ場合もある。遠位導管先端部の近位セグメントは、本明細書では、「入口分岐」、「入口分岐部」、「導管入口分岐」、「側方アーム」または「側方アーム部分」と呼ぶ場合もある。遠位導管先端部の遠位セグメントは、本明細書において「血管内分岐」または「血管内セグメント」と呼ぶ場合もある。分岐遠位導管先端部の近位セグメントの近位端は、近位導管セグメントまたは遠位導管セグメントの遠位端に対して、流体接続を形成するか、または後に流体接続を形成する方法で、近位導管セグメントまたは遠位導管セグメントの遠位端まで連結するか、または連結されるように構成される。分岐遠位導管先端部の近位セグメントの近位端は、１つ以上の返し部を備えてもよい。分岐遠位導管先端部の近位セグメントの近位端は、近位導管セグメントまたは遠位導管セグメントの遠位端に対して、摩擦嵌合、タケノコ継手、接着接合、溶接またはそれらの組み合わせによって連結するように構成されるか、または連結される。遠位導管先端部の遠位セグメントは、２つの端部を有し、分岐遠位導管先端部の近位セグメントの遠位端は、遠位セグメントの２つの端部の間の遠位セグメントの本体に連結される。

いくつかの実施形態では、管状遠位導管先端部は、２つの分岐管状セグメント、遠位セグメントに連結され流体的に接続された近位セグメントから構成されてもよい。いくつかの実施形態では、分岐遠位導管先端部の近位セグメントの近位端は、導管の近位または遠位セグメントの遠位端に連結するために構成されるか、連結されてもよく、または連結される。遠位導管先端部の遠位セグメントは、２つの端部を有し、分岐遠位導管先端部の遠位端は、２つの端部の間の分岐遠位導管先端部の遠位セグメントの本体に連結され、流体的に接続される。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部の遠位セグメントの両端部は、動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造と流体連通するように構成されてもよい。分岐遠位導管先端部はまた、本明細書では、「Ｔ先端部」、「流出導管」または「流出導管Ｔ先端部」と呼ぶ場合もある。分岐遠位導管先端部の近位セグメントはまた、本明細書では「流入分岐」または「入口分岐」と呼ぶ場合もある。分岐遠位導管先端部の遠位セグメントは、本明細書では「血管内枝」と呼ぶ場合もある。

いくつかの実施形態では、遠位導管先端部２１０２の管状近位セグメントは、遠位導管先端部の遠位セグメントの長手方向軸２１０８から１５度〜７５度の範囲の角度２１０６で、遠位導管先端部２１０４の遠位セグメント（血管内分岐）から離れて延在する。図７４〜図８０Ｄに示される例示的な実施形態では、偏向角度は、約３０度である。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部２１０２の管状近位セグメントは、遠位導管先端部２１０４の遠位セグメント（血管内枝）の逆行（心臓から離れて）部分から、１５〜７５度、３０度、または４５度の範囲の角度で離れて延在する。

いくつかの実施形態では、遠位導管先端部２１０２の近位セグメントは、剛性であっても、可塑性であってもよく、または剛性である１つ以上のセグメントと、可塑性である１つ以上のセグメントとを有してもよい。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部２１０２の近位セグメントの近位端は、図７４〜図８０Ｄに示すように、近位または遠位導管セグメント５０２の遠位端に係合するために構成されても、または係合されてもよい。

いくつかの実施形態では、遠位導管先端部（血管内枝）２１０４の管状遠位セグメントの一方または両方の端部は、血管、動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造内に配置するように構成される。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部２１０４の遠位セグメントは、剛性もしくは可塑性であるか、または剛性である１つ以上のセグメントと、可塑性である１つ以上のセグメントとを有する。

いくつかの実施形態では、遠位導管先端部２１０２の近位セグメント及び遠位導管先端部の遠位セグメントの直径、長さ、形状及び組成は、臨床状況に応じて変化してもよい。例えば、図７４に示すように、いくつかの実施形態に関しては、遠位導管先端部２１０２の近位セグメントは、遠位導管先端部２１０４の遠位セグメントよりも長く、遠位導管先端部の近位セグメント及び遠位セグメントの両方は、可塑性エラストマー材料、例えば、限定するものではないが、ポリウレタン、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）、熱可塑性シリコーンポリカーボネートエラストマー、またはそれらの組み合わせから構成される。図７２〜図７３に示される直線遠位導管先端部２０００と同様に、遠位導管先端部２１０４の近位２１０２または遠位セグメントの全てまたは一部は、編組、螺旋、コイル、またはメッシュ形状記憶材料、例えば、ニチノール、または他の自己拡張型もしくは半径方向拡張性材料、例えば、ステンレス鋼もしくはＰＴＦＥで強化されてもよい。３００シリーズのステンレス鋼、及び好ましくは３０４、３１６、３１６Ｌ、または３１６ＬＶＭのステンレス鋼を含む種々の等級の生体適合性ステンレス鋼を使用してもよい。いくつかの実施形態では、編組ニチノール、編組ステンレス鋼または編組ＰＴＦＥの層を、遠位導管先端部２０００の全部もしくは一部の外面に巻き付けてもよく、またはその中の壁の全部もしくは一部に組み込んでもよい。いくつかの実施形態では、ニチノール、ステンレス鋼またはＰＴＦＥの螺旋またはコイルを、遠位導管先端部２０００の全部もしくは一部に巻き付けてもよく、またはその中の壁の全部もしくは一部に組み込んでもよい。いくつかの実施形態では、ワイヤーまたはメッシュ支持体は、遠位導管先端部の可塑性セグメントの内側（管腔）表面もしくは外側表面上に配置されてもよく、または遠位導管先端部の可塑性セグメントの壁内に組み込まれてもよい。ワイヤーまたはメッシュの支持体は、遠位導管先端部の可塑性セグメントに対する可塑性、圧縮抵抗、またはねじれ抵抗を提供し得る。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部２１０２の近位セグメントは、遠位導管先端部２１０４の遠位セグメントの長さよりも大きい長さを有し、一方で他の実施形態では、遠位導管先端部２１０２の近位セグメントは、遠位導管先端部２１０４の遠位セグメントの長さよりも短い長さを有する。遠位導管先端部２１０２の近位セグメントの長さは、０．５〜１１０ｃｍ、１〜２０ｃｍ、好ましくは１〜５ｃｍまたは１〜１０ｃｍの範囲である。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部２１０２の近位セグメントは剛性である。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部２１０２の近位セグメントは可塑性である。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部２１０２の近位セグメントは、患者の所定の位置にあるとき１８０°以上回転するように十分に可塑性である。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部２１０２の近位セグメントの近位端は、２ｍｍ〜５ｍｍの内径Ｄ２１と、２．５〜９ｍｍの外径とを有する。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部２１０２の近位セグメントの近位端は、近位または遠位導管セグメントの遠位端を、返し付き端部、フランジ、固定輪、摩擦嵌合、及び接着接合、溶接もしくははんだ、またはそれらの組み合わせを含む任意の結合配置によって受容及び保持するように構成される。

図７５に示すように、いくつかの実施形態に関しては、遠位導管先端部２１０２の近位セグメントは、遠位導管先端部２１０４の遠位セグメントよりも短い。この例では、遠位導管先端部の近位セグメント及び遠位セグメントは、ステンレス鋼から構成されるか、大部分ステンレス鋼からなるか、または本質的にステンレス鋼からなる。３００シリーズのステンレス鋼、及び好ましくは３０４、３１６、３１６Ｌ、または３１６ＬＶＭのステンレス鋼を含む種々の等級の生体適合性ステンレス鋼を使用してもよい。４００シリーズのステンレス鋼もまた使用してもよい。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部２１０２の近位セグメントの長さは、０．５〜１０ｃｍの範囲、好ましくは１〜５ｃｍの範囲である。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部２１０２の近位セグメントの近位端は、２ｍｍ〜５ｍｍの内径Ｄ２１と、２．５〜９ｍｍの外径とを有する。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部２１０２の近位セグメントの近位端は、近位または遠位導管セグメントの遠位端を、返し付き端部、フランジ、固定輪、摩擦嵌合、及び接着結合、溶接もしくははんだ、またはそれらの組み合わせを含む任意の結合配置によって受容及び保持するように構成される。図７５に示すように、遠位導管先端部２１００の遠位セグメントの遠位端における流体チャネルの内径Ｄ２４または断面積は、流体チャネルの内径Ｄ２５または断面積と、遠位導管先端部２１０２の近位セグメントの近位端で、同じである。この実施形態では、導管の近位または遠位セグメントの近位端の内径は、近位端の内径、及び分岐遠位導管先端部の遠位端より大きくてもよい。この実施形態では、導管の近位または遠位セグメントの近位端における流路の内径は、３〜６ｍｍであり、導管の近位または遠位セグメントの遠位端における流路の内径は１．０〜３．０ｍｍである。分岐遠位導管先端部のこの実施形態が、血液ポンプシステムの一部としてこの近位または遠位導管セグメントとともに使用される場合、分岐遠位導管先端部２１００の遠位端を通って流れる流体の速度は、近位または遠位の導管セグメントの近位端を通って流れる流体の速度よりも大きい。

図７６〜図８０に示すように、いくつかの実施形態に関しては、遠位導管先端部２１０２の近位セグメントの長さは、遠位導管先端部２１０４の遠位セグメントと長さが同様である。この例では、遠位導管先端部の近位セグメント及び遠位セグメントは、ステンレス鋼から構成されるか、大部分ステンレス鋼からなるか、または本質的にステンレス鋼からなる。３００シリーズのステンレス鋼、及び好ましくは３０４、３１６、３１６Ｌ、または３１６ＬＶＭのステンレス鋼を含む種々の等級の生体適合性ステンレス鋼を使用してもよい。４００シリーズのステンレス鋼もまた使用してもよい。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部２１０２の近位セグメントの長さは、１〜１０ｃｍの範囲、好ましくは１〜５ｃｍの範囲である。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部２１０２の近位セグメントの近位端は、２ｍｍ〜５ｍｍの内径Ｄ２１と、２．５〜９ｍｍの外径とを有する。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部２１０２の近位セグメントの近位端は、近位または遠位導管セグメントの遠位端を、返し付き端部、フランジ、固定輪、摩擦嵌合、及び接着接合、溶接もしくははんだ、またはそれらの組み合わせを含む任意の結合配置によって受容及び保持するように構成される。図７５に示すように、遠位導管先端部２１００の遠位セグメントの遠位端における流体チャネルの内径Ｄ２４または断面積は、内径Ｄ２５または流体チャネルの断面積よりも、遠位導管先端部２１０２の近位セグメントの近位端で、小さい。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部２１０２の近位セグメントの長さは、０．５〜１０ｃｍ、好ましくは１〜５ｃｍである。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部２１０２の近位セグメントの近位端は、２ｍｍ〜５ｍｍの内径Ｄ２５と、２．５〜９ｍｍの外径とを有する。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部２１０２の近位セグメントの近位端は、近位または遠位導管セグメントの遠位端を、返し付き端部、フランジ、固定輪、摩擦嵌合、及び接着接合、溶接もしくははんだ、またはそれらの組み合わせを含む任意の結合配置によって受容及び保持するように構成される。この実施形態では、分岐遠位導管Ｄ２５の近位セグメントの近位端における流路の内径または断面積は、分岐した遠位導管先端部Ｄ２４の遠位セグメントの遠位端にある流路の内径または断面積よりも大きい。この実施形態では、遠位導管先端部Ｄ２５の近位セグメントの近位端における流路の内径は、３〜６ｍｍであり、流入導管先端部Ｄ２４の遠位セグメントの遠位端にある流路の内径は、１〜４ｍｍである。分岐した遠位導管先端部のこの実施形態が、血液ポンプシステムの一部として使用される場合、分岐遠位導管先端部２１００の遠位セグメントの遠位端を通って流れる流体の速度は、遠位導管先端部の近位セグメントの近位端を通って流れる流体の速度よりも大きい。

いくつかの実施形態では、分岐遠位導管先端部の流路の内面は、研磨面によってさらに画定される。いくつかの実施形態では、分岐遠位導管先端部の流路の内面は、２〜１６μｍＲａ、または４〜８μｍＲａの範囲の表面粗さを有する。いくつかの実施形態では、分岐遠位導管先端部の外面は、研磨面によってさらに画定される。いくつかの実施形態では、分岐遠位導管先端部の外面は、２〜１６μｍＲａ、または４〜８μｍＲａの範囲の表面粗さを有する。いくつかの実施形態では、流入分岐２１０２と血管内分岐２１０４との間の接続部２１１２は、研磨された丸い表面によってさらに画定される。分岐された遠位導管先端部が血管、動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造に挿入される場合、研磨された外面は、血管、動脈、静脈、心房または他の血液含有構造の壁への損傷を減少させる。分岐遠位導管先端部が血管、動脈、静脈、心房または他の血液含有構造に挿入される場合、研磨された内面は、血小板の活性化及び溶血を減少させることを含み、血液及び血液の細胞要素に対する損傷を減少させる。

他の実施形態では、図７６Ｂに示すように、分岐遠位導管先端部２１１４及び２１１６の近位端及び遠位端は、全半径を有し、外面から内面まで完全に弓形である。遠位端及び近位端の全半径は、配置中の血管壁損傷を減少させ、血流が停滞することに起因する血栓症の発生率を減少させ、先端部２１００を出て行く血液の血小板活性化及び溶血を減少させることを含めて、血液及び血液の細胞要素に対する損傷を低減するように設計される。

分岐（流出）遠位導管先端部２１００のいくつかの実施形態では、近位セグメント２１０２は、図７８Ｂに示すように、ほぼ楕円形の断面を有し、近位セグメント２１０２と遠位セグメント２１０４との交点２１１２に短軸Ｄ２６及び主軸Ｄ２７を有する。遠位導管先端部２１０２の近位セグメントの内径Ｄ２６は、近位導管の近位端から近位導管の遠位端まで１つの軸に沿って減少する。一例として、遠位導管先端部２１０２の近位セグメントの内径Ｄ２６は、近位導管の近位端から近位導管の遠位端まで約４ｍｍ〜３ｍｍに減少する。遠位導管先端部２１０２の近位セグメントの内径Ｄ２７は、近位導管の近位端から近位導管の遠位端まで、長手方向軸２１０８に垂直な第２の軸に沿って増大する。限定ではなく一例として、遠位導管先端部２１０２の近位セグメントの直径Ｄ２７は、約４ｍｍ〜１３ｍｍまで増大する。このＤ２６の減少及びＤ２７の増大はまた、図８０Ａ及び図８０Ｂにも図示され、遠位導管先端部２１０２の近位セグメントの先細の構成は、先端部２１００の長さに対して角度αで定量化され得る。一例であって、限定するものではないが、この角度αは、５度〜１５度の間の範囲であってもよい。

図７５〜図８０に示す一実施形態では、遠位導管先端部２１０２の近位セグメントの近位端は、近位または遠位導管セグメントのような可塑性導管セグメントの遠位端を受け入れるためのタケノコ継手２１１０で構成される。いくつかの実施形態では、近位または遠位導管セグメントの長さは２〜１１０ｃｍであってもよく、導管、近位もしくは遠位導管セグメント、または遠位導管先端部２０００もしくは２１００の移植の間を含めて、外科医または他の医師によって所望の長さに調整されてもよい。いくつかの実施形態では、近位または遠位導管セグメントは、ポリウレタン（例えば、Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）またはＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標））、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、ダクロンポリエステル）、熱可塑性シリコーンポリカーボネートエラストマー、またはこれらの混合物を含んでもよく、大部分それらからなってもよく、または本質的にそれらからなってもよい。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部２１０４の近位２１０２または遠位セグメントの全てまたは一部は、編組、螺旋、コイルもしくはメッシュ形状記憶材料、例えば、ニチノール、または他の自己拡張型もしくは半径方向拡張性材料、例えば、ステンレス鋼またはＰＴＦＥで強化されてもよい。３００シリーズのステンレス鋼、及び好ましくは３０４、３１６、３１６Ｌ、または３１６ＬＶＭのステンレス鋼を含む種々の等級の生体適合性ステンレス鋼を使用してもよい。いくつかの実施形態では、編組ニチノール、編組ステンレス鋼または編組ＰＴＦＥの層を、遠位導管先端部２０００の全部もしくは一部の外面に巻き付けてもよく、またはその中の壁の全部もしくは一部に組み込んでもよい。いくつかの実施形態では、ニチノール、ステンレス鋼またはＰＴＦＥの螺旋またはコイルを、遠位導管先端部２０００の全部もしくは一部に巻き付けてもよく、またはその中の壁の全部もしくは一部に組み込んでもよい。いくつかの実施形態では、ワイヤーまたはメッシュ支持体は、遠位導管先端部の可塑性セグメントの内側（管腔）表面もしくは外側表面上に配置されてもよく、または遠位導管先端部の可塑性セグメントの壁内に組み込まれてもよい。ワイヤーまたはメッシュの支持体は、遠位導管先端部の可塑性セグメントに対する可塑性、圧縮抵抗、またはねじれ抵抗を提供し得る。特定の実施形態では、近位または遠位の導管セグメントＤ３１またはＤ４１の内径は、図８１Ｂ及び図８２Ｂに示されるように、一定であってもよい。他の実施形態では、近位または遠位の導管セグメントＤ３１またはＤ４１の内径は、より小さい内径に向かって先細になってもよい。

末梢静脈または動脈の直径を持続的に増大させるように構成された本明細書に記載の血液ポンプシステムが、近位端から遠位端に向かって先細になっている近位導管セグメント、遠位導管セグメントまたは遠位導管先端部を含み、これを使用して血液を特定の直径の静脈または動脈にポンプ輸送し、システムがある速度以上で動脈または静脈に血液をポンピングするならば、ジェット効果は、遠位導管の遠位端に隣接する静脈または動脈のセグメントの管腔で生み出され得、この静脈または動脈のセグメントは、静脈または動脈のより近位のセグメントよりも高いＷＳＳを経験する。より高いＷＳＳを経験する静脈または動脈のこれらのセグメントは、持続的により大きな程度に拡張し得、ＡＶＦ、ＡＶＧ、バイパスグラフトの創出、またはより大きい全体的な血管直径もしくは血管管腔直径が望ましい他の外科手術もしくは手技のためを含む、様々な目的のためにより最適化され得る、持続的により大きい全体的な血管直径もしくは血管管腔の直径を有する静脈または動脈のセグメントを生成する。

いくつかの実施形態では、導管は、可塑性材料の単一の管状片を含んでもよく、ここでは遠位導管先端部が導管に組み込まれ、導管の遠位端が血管、動脈、静脈、心房もしくは他の血液含有構造の管腔に、導管の遠位部分を挿入することによって、血管、動脈、静脈、心房もしくは他の血液含有構造に流体的に連結されるか、または流出導管の遠位端は、血管、動脈、静脈、心房に対して、吻合によって、または流出導管を血管、動脈、静脈、心房もしくは他の血液含有構造に流体的に接続する他の手段によって連結される。他の実施形態では、導管は、遠位導管セグメントに連結された近位導管セグメントを含んでもよく、ここで遠位導管先端部は、遠位導管セグメントに組み込まれ、遠位流出導管セグメントの遠位端は、血管、動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造の管腔に遠位流出導管セグメントの遠位部分を挿入することによって、血管、動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造に流体的に連結されるか、または遠位流出導管セグメントの遠位端は、血管、動脈、静脈、心房もしくは他の血液含有構造に対して吻合によって、または血管、動脈、静脈、心房もしくは他の血液含有構造に対して遠位流出導管セグメントの遠位端を流体的に接続する他の手段によって、連結される。他の実施形態では、導管は、図８３に示すように、遠位導管先端部に連結された遠位流出導管セグメントに連結された近位流出導管セグメントを含んでもよい。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部は、ニチノール及びステンレス鋼ワイヤーを含む、編組、コイル、螺旋またはメッシュ構成の金属またはポリマー支持体を必要に応じて含むポリマー、及びＰＴＦＥ支持体から構成されてもよく、大部分それらからなってもよく、または本質的にそれらからなってもよい。いくつかの実施形態では、遠位導管先端部は、ステンレス鋼、チタニウム、ニチノール、金もしくは白金、またはそれらの組み合わせなどの金属または金属合金から構成されてもよく、大部分それらからなってもよく、または本質的にそれらからなってもよい。

図８０Ｄに示される一実施形態では、遠位導管先端部２１００は、分岐導管先端部であり、かつ静脈、動脈、または血管への挿入用に構成され、流出導管先端部として使用される。遠位導管先端部２１００は、導管３０の遠位導管セグメント５０２にアセンブルされる。分岐遠位導管先端部２１１０の近位セグメントの近位端は、返し部を備えていてもいなくてもよく、タケノコ継手、摩擦嵌合、接着剤、溶接もしくははんだ、またはこれらの組み合わせによって、遠位導管セグメントの遠位端に連結されてもよい。遠位導管セグメント５０２の近位端は、２つの間に管状インラインコネクタ５０１を挿入することによって、近位導管セグメント５００の遠位端に連結されてもよい。いくつかの実施形態では、インラインコネクタは、一方または両方の端部にタケノコ継手を備え、遠位導管セグメントの近位端または近位導管セグメントの遠位端は、半径方向圧縮固定器具または固定輪を使用してインラインコネクタに連結されてもよい。いくつかの実施形態では、近位及び遠位の導管セグメントは、摩擦嵌合もしくは接着剤、またはそれらの組み合わせによってインラインコネクタに連結されてもよい。いくつかの実施形態では、インラインコネクタの一端の管腔の直径は、インラインコネクタの他端の管腔の直径よりも大きくても小さくてもよい。これらの実施形態を使用すると、近位導管セグメント、遠位導管セグメント、側方ポート、及び遠位導管先端部の近位セグメントを含む異なる管腔直径を有する導管の２つのセグメントを連結する方法が得られる。

導管３０の別の実施形態を図８３に示す。導管は、近位セグメント導管セグメント５００及び遠位導管セグメント５０２を有する。近位導管セグメント５００の近位端は、血液ポンプまたは側方ポートに取り付けるように構成される。図８３に示すように、両端にタケノコ継手を有するインラインコネクタは、半径方向圧縮固定器具または固定輪を用いて近位導管セグメントの近位端に連結される。図８３に示すように、近位導管セグメント５００の遠位端は、両端で放射状圧縮固定器具または固定輪を使用して、両端にタケノコ継手を有するインラインコネクタを介在させることによって遠位導管セグメント５０２の近位端に連結される。図８３に示すように、近位導管セグメントは、編組構成のワイヤー支持体を備え、遠位導管セグメントは、コイル形状のワイヤー支持体を備える。図８３に示すように、遠位導管セグメントの遠位端は、（真っ直ぐな）遠位導管先端部２０００の近位端に連結される。導管３０を使用して、ＡＦＥポンプシステム１０を、静脈、動脈、血管、心房、または他の血液含有構造に接続してもよい。流出導管先端部２０００の構成によって、導管と動脈、血管、心房または他の血液含有構造との間の止血流体接続を達成するために外科的吻合を作成する必要性が排除され、それによりＡＦＥシステムの移植及び処置の開始に必要な時間が可能性としては低下される。

図８１Ａ及び図８１Ｂに示すように、近位導管セグメント５００は、約１ｃｍ〜１１０ｃｍ、５ｃｍ〜１００ｃｍ、または２ｃｍ〜２０ｃｍの全長Ｌ３１、２ｍｍ〜６ｍｍまたは３ｍｍ〜５ｍｍの内径Ｄ３１、及び２．５ｍｍ〜９ｍｍ、または４〜８ｍｍの外径Ｄ３２を有し得る。一実施形態では、この近位導管セグメント５００は、４つの層から構成される。内側積層２７０２、中間積層２７０６、及び外側積層２７０８は、生体適合性ポリマー、たとえば、ポリウレタン、Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）、Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５Ａ、ショア硬度７０ＡのＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５Ａ、芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、Ｐｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、ショア硬度４５Ａを有するＰｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、ショア硬度５５Ａを有するＰｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、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、延伸ポリテトラフルオロエチレン、ポリエチレンテレフタレート、熱可塑性シリコーンポリカーボネートエラストマー、ポリエーテルブロックアミド、及びこれらの組み合わせであり、２０Ａ〜８０Ａ、２０Ａ〜３０Ａ、３０Ａ〜４０Ａ、４０Ａ〜５０Ａ、５０Ａ〜６０Ａ、６０Ａ〜７０Ａ、７０Ａ〜８０のショア硬度範囲であるか、または２０Ａ、２５Ａ、３０Ａ、３５Ａ、４０Ａ、４５Ａ、５０Ａ、５５Ａ、６０Ａ、６５Ａ、７０Ａ、７５Ａもしくは８０Ａのショア硬度を有する。好ましくは、近位導管セグメントの１つ以上の層は、ショア硬度７０ＡのＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５Ａから構成される。好ましくは、近位導管セグメントの補強は、内側積層層と外側積層層との間の層２７０４として示される、編組構成の直径０．００２−０．００８インチ、好ましくは直径０．００４インチのニチノールワイヤーである。いくつかの実施形態では、ニチノールワイヤーは一本のストランドとして適用されてもよいが、他の実施形態ではニチノールワイヤーは、二本のストランドとして適用されてもよい。好ましくは、近位導管セグメントの編組ニチノールワイヤーは、２つのストランドとして適用される。いくつかの実施形態では、近位導管セグメント５００は、３つの層から構成される。内側積層層２７０２、支持層２７０４、及び外側積層層２７０８。いくつかの実施形態では、内層は、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）から構成されるか、大部分それからなるか、または本質的にそれからなる。いくつかの実施形態では、近位導管セグメントの近位端、近位導管セグメントの遠位端、またはその両方の端部は、５ｍｍ〜２５ｍｍの長さＬ４３にわたって補強されないままにされてもよい。

図８２Ａ及び図８２Ｂに示すように、遠位セグメント５０２は、１ｃｍ〜１１０ｃｍ、５ｃｍ〜１００ｃｍ、または２ｃｍ〜２０ｃｍの全長Ｌ３１、２ｍｍ〜６ｍｍまたは３ｍｍ〜５ｍｍの内径Ｄ４１、及び２．５ｍｍ〜９ｍｍ、または４〜８ｍｍの外径Ｄ４２を有してもよい。一実施形態では、遠位セグメント５０２は３つの層から構成される。内側積層２７０２、及び外側積層２７０８は、生体適合性ポリマー、例えば、ポリウレタン、Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、ショア硬度７０ＡのＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５Ａ、芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、Ｐｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、ショア硬度４５Ａを有するＰｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、ショア硬度５５Ａを有するＰｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、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、延伸ポリテトラフルオロエチレン、ポリエチレンテレフタレート、熱可塑性シリコーンポリカーボネートエラストマー、ポリエーテルブロックアミド、及びこれらの組み合わせであり、２０Ａ〜８０Ａ、２０Ａ〜３０Ａ、３０Ａ〜４０Ａ、４０Ａ〜５０Ａ、５０Ａ〜６０Ａ、６０Ａ〜７０Ａ、７０Ａ〜８０のショア硬度範囲であるか、または２０Ａ、２５Ａ、３０Ａ、３５Ａ、４０Ａ、４５Ａ、５０Ａ、５５Ａ、６０Ａ、６５Ａ、７０Ａ、７５Ａもしくは８０Ａの硬度を有する。

好ましくは、遠位導管セグメントの１つ以上の層は、４５Ａもしくは５５Ａのショア硬度を有するＰｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、または７０Ａのショア硬度のＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５Ａから構成される。好ましくは、遠位導管セグメントの補強は、内側積層と外側積層との間に層２７１０として示される、コイル形状で０．０２〜０．０３インチのピッチで巻かれた０．００８〜０．０１０インチの直径のニチノールワイヤーである。いくつかの実施形態では、ニチノールワイヤーは一本のストランドとして適用されてもよいが、他の実施形態ではニチノールワイヤーは、二本のストランドとして適用されてもよい。好ましくは、近位導管セグメントの編組ニチノールワイヤーは、２つのストランドとして適用される。いくつかの実施形態では、近位導管セグメント５００は、３つの層から構成される。内側積層層２７０２、支持層２７０４、及び外側積層層２７０８。いくつかの実施形態では、内層は、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）から構成されるか、大部分それからなるか、または本質的にそれからなる。

いくつかの実施形態では、遠位導管セグメントの近位端は、５ｍｍ〜２５ｍｍの長さＬ４３にわたって補強されないままにしておいてもよい。いくつかの実施形態では、遠位導管セグメントの近位端に約０．５ｍｍ〜２ｍｍの壁厚の追加の層５２０を適用してもよい。いくつかの実施形態では、この追加の層は、５ｍｍ〜２５ｍｍの長さＬ４３を有する非強化セグメントと、５ｍｍ〜２５ｍｍの長さＬ４４を有する強化セグメントとを重ね合わせてもよい。いくつかの実施形態では、遠位導管セグメントの遠位端は、５ｍｍ〜２５ｍｍの長さＬ４６にわたって補強されないままにされてもよい。いくつかの実施形態では、遠位導管セグメントの近位端に約０．５ｍｍ〜２ｍｍの壁厚の追加の層５２０を適用してもよい。いくつかの実施形態では、この追加の層は、５ｍｍ〜２５ｍｍの長さＬ４６を有する強化されていないセグメントと、５ｍｍ〜２５ｍｍの長さＬ４５を有する強化されたセグメントとを重ね合わせ得る。

一実施形態によれば、図８３に示されるように、導管３０は、近位導管セグメント５００と遠位導管セグメント５０２とを、インラインコネクタ５０１を用いて一緒に連結することによってアセンブルされる。いくつかの実施形態では、カフ８００は近位導管セグメント５００に取り付けられている。他の実施形態では、カフ８００は遠位導管セグメント５０２に取り付けられている。いくつかの実施形態では、近位セグメントは側方ポート４１７に接続され、遠位セグメント５０２は、遠位導管（直線）２０００または遠位導管（分岐）遠位導管先端部２１００に接続される。

ポンプから血液を受け取り、遠位（流出）導管先端部２０００及び２１００を含む静脈または動脈に血液を送達または搬送する導管のいくつかの実施形態は、少なくとも部分的に、血液の速度の増大によるジェット効果に起因してＷＳＳの増大した局所領域を提供し得る。図８４に示すように、本明細書に記載のＡＦＥシステム１０の実施形態及び方法を使用して処置した後のヒツジの橈側皮静脈の画像２３００Ａ及び２３００Ｂである。この実施形態では、導管を使用して血液ポンプからヒツジの橈側皮静脈へ血液を搬送した。この導管の近位セグメントは、編組構成のニチノールワイヤー支持体を備えたショア硬度７０ＡのＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５Ａから構成されていた。導管の遠位セグメントはｅＰＴＦＥから構成された。遠位導管セグメントの遠位端は、吻合２１００によってヒツジ橈側皮静脈の側方に流体的に連結された。治癒のための一定期間後、血液をヒツジ橈側皮静脈にポンピングした。治癒の期間の間に、静脈の順行性（心臓に向かう）セグメント内の静脈の壁に瘢痕組織が形成され、狭窄が生じる。驚くべきことに、瘢痕及び狭窄は、ＡＦＥシステム処置の効果を増大させた。この狭窄部を通る血液のポンピングは、狭窄セグメントへの静脈の順行性のセグメントでジェット効果を生じさせた。９日後に、噴出された血液２３０２を受け入れた狭窄領域への静脈の順行性のセグメントは、おそらくこのセグメント２３０２のＷＳＳの増大に起因して、この領域に対して近位及び遠位のセグメントよりも大きな量まで拡張していた。次いで、このより大きな直径の静脈セグメントを切断して連結し、吻合によって隣接する動脈に流体接続してＡＶＦを形成した。多くのＡＶＦが、動脈との吻合に隣接する静脈セグメントの狭窄の形成に起因して成熟できず、開存性も失うならば、より大きな直径を有するこの静脈領域を、特にＡＶＦを作製するために最適化した。

図１０６に示すように、血液をポンプからヒツジの橈側皮静脈に搬送するために（流出）導管を用いてＡＦＥシステムをアセンブルした。この導管は（近位から遠位まで）、側方ポート、インラインコネクタ、近位導管セグメント、インラインコネクタ、遠位導管セグメント、及び分岐遠位導管先端部から構成された。この実施形態では、近位導管セグメント、遠位導管セグメント、及び分岐遠位導管先端部の近位セグメントの流路の断面積は類似していたが、一方、遠位導管経路の遠位セグメントの両端の流路の断面積は、遠位導管の近位セグメントの近位端の流路の断面積よりも小さかった。血液が静脈にポンピングされたとき、遠位導管先端部の遠位セグメントの近位端から血液が出るにつれてジェット効果が生じ、より高いＷＳＳの領域が生じ、結果として処置の９〜１１日後に、分岐された遠位導管先端部の順行性の遠位端に隣接する静脈セグメントの直径の増大した領域が生じる。次いで、このより大きな直径の静脈セグメントを切断して連結し、吻合によって隣接する動脈に流体接続してＡＶＦを形成した。多くのＡＶＦが、動脈との吻合に隣接する静脈セグメントの狭窄の形成に起因して成熟できず、開存性も失うならば、より大きな直径を有するこの静脈領域を、特にＡＶＦを作製するために最適化した。ヒツジの橈側皮静脈で作製されたが、ＡＦＥシステムで前処理されていないＡＶＦの例を図８８及び図８９に示しており、矢印で示された静脈狭窄が発症した。図８８及び図８９では、ＡＶＦの流れを制限し得る、動脈と静脈との間の小さな開口部も示されている。図９０は、ＡＶＦシステムで前処理されたヒツジ橈側皮静脈を用いて作製されたＡＶＦが、動脈と静脈との間のより大きな開口部を示すことを示し、動脈に隣接するより大きな静脈セグメント及び静脈狭窄がないことで注目に値する。

図１０６の分岐遠位導管先端部は、処置後に噴出された血液及び拡張した静脈セグメントを作り出すために、流出導管の遠位端で、制御され再現性の狭窄を生じさせたので、図８４のｅＰＴＦＥ遠位導管先端部よりも改善されている。図１０６の分岐遠位導管先端部（「流出導管Ｔ−コネクタ」とも呼ばれる）はまた、遠位導管先端部から遠位の位置から、遠位導管先端部の遠位セグメントの管腔を通って、遠位導管先端部に対して近位の静脈セグメント内への血液の順行性の流れも維持し、これは、ＡＦＥシステムが、オフされるか低い流速で作動される場合、遠位導管先端部または静脈の血栓症のリスクを低減する。図８５及び図１０６に示すように、分岐遠位導管先端部２１０４の遠位セグメントはまた、血管壁に向けられている遠位導管先端部の近位セグメントの遠位端から出る血液の急速な流れによって生じる潜在的な外傷から、流入分岐２１０２に対向する血管壁を遮蔽する。図８５のＣＦＤ画像に示されているように、遠位導管先端部を出る血液は、速度が増大している。流出先端部２０００または２１００のいくつかの実施形態を使用して、血管の所望の拡大を示すさらなる画像を、図８８〜図８２Ｂ及び図１０６〜図１０７に示す。

図８６〜図８７は、分岐遠位導管先端部２１００を、血管２３０６内に挿入して固定する方法を示す。２４００において、切開２３０８または静脈切開が血管内で行われる。２４０２において、遠位導管先端部２１００の遠位セグメントの近位端２１０４及び遠位端２１１４が血管内に挿入され、静脈切開２３０８の近位端に配置される。あるいは、２４０４に示すように、遠位導管先端部２１００は、静脈切開術２３０８の中心に配置されてもよい。所望の位置が得られた後、２４０６に示すように、血管を密封するために血管２３０６に１つ以上の縫合糸を配置することによって、先端部２１００を所定の位置に固定する。一実施形態では、先端部２１００は、血管２３０６を縫合することにより所定の位置に保持され、先端部とぴったりとした摩擦嵌合配置を生じる。別の実施形態では、分岐遠位導管先端部２１００は、近位セグメントと遠位セグメントとの間の領域で遠位導管先端部に固定的に係合されている図７７に示すような、縫合カフ２３１０を備えてもよい。この縫合カフは、遠位導管先端部を血管２３０６に固定するために使用することができるダクロンベロア（ポリエチレンテレフタレート）を含むが、これに限定されない、穿刺可能であるが耐久性のある材料を含んでもよい。このように、縫合糸を血管２３０６及び縫合カフ２３１０に通して配置することによって遠位導管チップを固定するために、巾着縫合、走行縫合または分割縫合を含むがこれに限定されない様々な縫合構成を使用してもよい。一つ以上の巾着縫合糸２２０８及び直線縫合糸２２１０を使用して遠位導管先端部２１００を固定する一例を図８７に示す。この例では、接着剤２２１２（例えば、ＢｉｏＧｌｕｅ（登録商標））を用いて、血管２３０６を遠位導管先端部２１００にさらに固定し、静脈切開術または縫合孔からの血液漏出を低減してもよい。

いくつかの実施形態では、近位導管セグメント、遠位導管セグメントまたは遠位導管先端部２０００もしくは２１００の内面、外面、またはその両方の表面のいくつかまたは全ては、感染、タンパク質沈着、または血小板活性化を最小限にするか、低減するようにコーティングしてもよい。限定ではなく一例として、このコーティングは、ヘパリンまたは抗菌剤を含んでもよい。ＢｉｏＩｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓによるＡｓｔｕｔｅ（登録商標）ヘパリン化親水性コーティングを使用してもよい。任意の他の生体適合性の抗血栓性または抗菌性のコーティングもまた使用してもよい。

様々な特徴及び特性を有する導管は、異なるセグメント及び構成部品をアセンブルすることによって作製され得る。いくつかの実施形態では、より長い導管は、近位導管セグメント及び遠位導管セグメントの両方を含むことによって形成され得る。いくつかの実施形態では、導管を、高弾性である近位導管セグメント、及び弾性が高く、圧縮またはねじれに抵抗性である遠位導管セグメントとアセンブルしてもよい。これらの実施形態では、近位導管セグメントは、反復して、クランプされて閉じられて、開かれてもよく、変形は少ないが、遠位導管セグメントは、静脈、動脈、血管、心房、または他の血液含有構造への流体接続を確立するためにしっかりと曲げられて形成され得る。限定ではなく例として、そのような導管の近位導管セグメントは、編組構成のニチノールワイヤー支持体を有してもよく、遠位導管セグメントは、コイル支持体内にニチノールワイヤー支持体を有してもよく、好ましくは、コイルの間のギャップがワイヤーの幅よりも大きい構成である。限定ではなく例として、このような導管の近位導管セグメントの全部または一部は、遠位導管セグメントの全てまたは一部よりも厚い壁を有し得る。限定ではなく一例として、そのような導管の近位導管セグメントの全部または一部は、遠位導管セグメントの全部または一部よりも高いデュロメータを有するポリマーから構成されてもよく、大部分それらからなってもよく、または本質的にそれらからなってもよい。例えば、このような導管の近位導管セグメントの全てまたは一部は、ポリウレタンから構成されてもよく、大部分それからなってもよく、または本質的にそれからなってもよく、遠位導管セグメントの全てまたは一部は、芳香族ポリウレタンエラストマーアロイから構成されてもよく、大部分それからなってもよく、または本質的にそれからなってもよい。限定ではなく一例として、このような導管の近位導管セグメントの全部または一部は、Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）またはＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタンから構成されてもよく、大部分それからなってもよく、または本質的にそれからなってもよい。限定ではなく一例として、このような導管の近位導管セグメントの全部または一部は、７０Ａのショア硬度を有するポリウレタンから構成されてもよく、大部分それからなってもよく、または本質的になってもよい。限定ではなく一例として、このような導管の近位導管セグメントの全部または一部は、７０Ａ Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）またはＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタンから構成されてもよく、大部分それからなってもよく、または本質的にそれからなってもよい。限定ではなく一例として、このような導管の遠位導管セグメントの全部または一部は、４５Ａもしくは５５Ａの硬度を有する芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、またはそれらの組み合わせから構成されてもよく、大部分それらからなってもよく、または本質的にそれからなってもよい。限定ではなく一例として、このような導管の遠位導管セグメントの全部または一部は、Ｗｉｌｍｉｎｇｔｏｎ（ウィルミントン）、ＭＡ（マサチューセッツ州）のＡｄｖａｎＳｏｕｒｃｅ Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓの４５Ａまたは５５ＡのＰｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００またはそれらの組み合わせから構成されてもよく、大部分それらからなってもよく、または本質的にそれらからなってもよい。

いくつかの実施形態では、血液透析のためのＡＶＦ血管アクセス部位を必要とする２．０ｍｍの橈側皮静脈を有し、小静脈直径に起因するＡＶＦの創造に適格でない患者を処置するのにおける使用のために、遠位（流出）導管先端部の遠位端または統合された遠位導管先端部を有する遠位導管セグメントの遠位端が、１．５ｍｍの内径を有し得る導管をアセンブルしてもよい。いくつかの実施形態では、遠位（流出）導管先端部の遠位端または統合された遠位導管先端部を有する遠位導管セグメントの遠位端は、血液透析のためのＡＶＦ血管アクセス部位を必要とする３．５ｍｍの橈側皮静脈を有し、ＡＶＦの作成に適格であるが、術後のＡＶＦ成熟の失敗の危険性がある患者を処置するのにおける使用のために、３ｍｍの内径を有してもよい。さらに、近位導管セグメント及び遠位導管セグメントの両方を有する実施形態を含む、少なくとも２つの可塑性セグメントとアセンブルされた導管は、患者の皮膚下の導管の部分をトンネリングするプロセスを単純化し得る。

特定の実施形態では、流出導管は、動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造から血液を受け取り、血液をポンプに送達または搬送するために使用されてもよい。

例示的な試験及び実験
一連のインビボの実行可能性試験において、ＡＦＥシステムの実施形態をブタに移植した。特に、ＡＦＥシステムは、左頸静脈及び左後肢側方伏在静脈（ＳＶ）と連絡して配置した。ある試験では、２１ｋｇのブタでの急性試験において、平均右心房圧（ＲＡＰ）、平均肺動脈圧（ＰＡＰ）、酸素（Ｏ２）飽和度、動脈血圧（ＡＢＰ）及びポンプ流量を含む様々な血行動態パラメータを測定した。急性試験の間、１００〜５００ｍＬ／分のポンプ流量は、ベースライン値から血行動態パラメータまたは心機能の変化を誘導しなかった。

別の試験は、抗凝固処理された２８ｋｇのブタの慢性試験からなり、側方伏在静脈は、約４ＰａのＷＳＳ用量で９日間処置した。慢性試験の間、ポンプ流量は、狭窄の血管造影の証拠なく、図４９Ａに示されるように、０日目の２７０ｍＬ／分から９日目に０〜９４７ｍＬ／分に増大し、伏在静脈の流出セグメントは、３．７ｍｍ〜１３．８ｍｍに拡張した。９日目に行われた剖検により、伸張されて容易に動員された拡張した伏在静脈が示された。組織学によって、図４９Ｂに示すように、広範囲の遅延した再構築及び極めて最小限の内膜肥厚が示された。

結果をＡＦＥシステムと現在の標準ケアである動静脈瘻（ＡＶＦ）で比較するために、側方伏在静脈を分離し、大腿動脈を側（動脈）から端（静脈）吻合に接続して、ＡＶＦを作る試験を行った。ＡＶＦ流出静脈の直径及び血流は、超音波及び血管造影によって４週間にわたって測定した。作成された４つのＡＶＦの全ては、動脈に隣接する流出静脈セグメントにおける重症の内膜肥厚及び狭窄の発症に起因して、ＫＤＯＱＩ基準（６ｍｍの静脈直径及び６００ｍＬ／分の血流）によって成熟し得なかった。４週目までに、１つのＡＶＦは閉塞され、他の３つのＡＶＦはほぼ閉塞された。

体重２０〜２５ｋｇの抗凝固豚で慢性試験を行い、２匹のブタ（ｎ＝４の動静脈瘻）の両側で大腿動脈と動員された側方伏在静脈との間に動静脈瘻を作製した。

これらのパイロット試験の結果によって、インビボで末梢静脈を拡張して成熟させるＡＦＥシステムの有効性が実証された。特に、この試験によって、約１０．１ｍｍ、ほぼ２７５％の増大に等しい静脈拡張が、処置された拡張静脈内での内膜肥厚形成がほとんどなしに、維持された４ＰａのＷＳＳでの９日間の処置後に達成可能であることが実証された。ＡＦＥシステムを用いたこれらの結果は、静脈拡張が乏しく、ＡＶＦ血流が流出静脈における激しい内膜肥厚及び狭窄の出現によって制限される、標準ケアであるＡＶＦの結果とは対照的である。

別の試験では、ポンプ２５と同様のものを含む体外血液ポンプ（ＥＢＰ）ユニットの溶血特性を、一連の水圧性能試験の前後の両方で評価した。ベンチマークとして、ＥＢＰ試験ユニットの溶血特性を評価した。閉鎖された模擬の循環の非拍動性試験ループを、溶血試験において各ポンプについて構築した。試験中に使用された閉じた模擬のループの一例を図５４に示す。各ループは、流入及び流出導管５４０２及び５４０４のための４ｍｍのＩＤのＰＶＣチューブ（Ｔｙｇｏｎストック＃ＡＡＣ１Ｓ１５１８）、リザーバ５４０６、及びポンプ５４０８を備えていた。流入及び流出導管は、０．５ｍ長と測定された。静脈穿刺により採取され、ＣＰＤＡ−１でバッグに保存されたウシ血液は、ＡＳＴＭ Ｆ１８３０−９７に準拠して４８時間以内に使用した（Ｌａｍｐｉｒｅ、ＣＮ＃７２００８０５）。血液を、それぞれが、入口、出口、及びサンプリング導管として使用される３つのポート５４１０を備える、リザーバとして使用した他の血液バッグ（１Ｌ、Ｓｏｒｉｎ Ｇｒｏｕｐ＃００−７００−１００１）に移した。ストレート返し付きコネクタを使用して、チューブをリザーバポートにしっかりと接続した。水浴５４１２を３７℃に調整した。ＢＢＳを各ポンプ及び回路を通じて３０分間ポンピングして、試験前にシステムを洗い流した。試験に先立って、リザーバを、図５４に示すように、浴中に懸垂された流入及び流出導管を有する水浴の上方に支持して、循環血液を３７℃に温めた。

溶血分析で試験されたポンプは、小児心肺バイパス（ＣＰＢ）及び体外酸素化（ＥＣＭＯ）に使用されるポンプ、ならびにＥＢＰ試験ユニットであるＭｅｄｔｒｏｎｉｃ ＢＰ−５０であった。５００ｍＬ／分の流速を維持するようにポンプ速度を選択した。各ＥＢＰの速度はｍＰＢＵを介して制御し、一方ＢＰ−５０ ５４１４の速度はコンソール（Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ ＢｉｏＭｅｄｉｃｕｓ ５４０ Ｂｉｏｃｏｎｓｏｌｅ）を用いて維持した。３７℃のカスタム超音波フローセンサー（Ｔｒａｎｓｏｎｉｃ ＳｙｓｔｅｍｓモデルＭＥ３ＰＸＬ）と流量計（Ｔｒａｎｓｏｎｉｃ ＳｙｓｔｅｍｓモデルＴＳ４１０）を使用して、各ループの流量を測定した。各溶血試験は６時間実行し、各ポンプから１５分間隔で３〜５ｍＬの試料を採取した。比色アッセイを使用して、以前に記載された方法を用いて血液損傷を特徴付けた。結果は、経時的に無血漿ヘモグロビン（ＰＦＨ）濃度としてプロットし、最良適合線の勾配を用いて溶血率を計算した。これらの試験は、寿命試験前後、各ポンプで３回行った。各溶血試験の後、ポンプを室温血液バンク生理食塩水でフラッシュした。

溶血の結果は、ＡＳＴＭ Ｆ−１８４１、文献にまたがるデータ比較のための好ましい測定値、及びＢＰ−５０単位に基づいて溶血のミリグラム正規化指数（ｍｇ Ｎ．Ｉ．Ｈ．）として計算した。ＢＰ−５０単位は、同じ血液供給源を用いて同じ日に得られたＢＰ−５０試験結果を用いて、ＥＢＰ溶血速度を標準化することにより、血液脆性の日々の変化及び動物間の変動を説明する。これは、ＥＢＰｍｇ Ｎ．Ｉ．Ｈ．率をＢＰ−５０ｍｇ Ｎ．Ｉ．Ｈ率で割ることによって得られる。ｍｇ Ｎ．Ｉ．Ｈは、以下の式によって決定される：
ｍｇ Ｎ．Ｉ．Ｈ．＝Δ自由Ｈｂ×Ｖ×（１００−Ｈｔ）／１００×１００／（Ｑ×Ｔ）；
ポンピングされた血液１００ｍｌあたりに加えられたＰＦＨのｍｇは、血漿容積に対して補正され、流速及び実行時間によって正規化される。そのような高い値は、ポンプが等しく溶血性である場合、より高い流速で予想される。ＢＰ ５０単位は、同じ血液源を用いて同じ流量でＢＰ−５０のｍｇ ＮＩＨを用いることによって標準化される。

図５５は、ｍｇ Ｎ．Ｉ．Ｈ．単位（ｕｎｉｔ）に対するＢＰ−５０と比較したＥＢＰについての不対の結果を示す。図５６は、ＢＰ−５０単位に対するＥＢＰのＰｒｅ Ｌｉｆｅ Ｔｅｓｔ Ｈｅｍｏｌｙｓｉｓ Ｒｅｓｕｌｔｓ（プレライフテスト溶血結果）の対になった結果を示す。図５７は、ｍｇ Ｎ．Ｉ．Ｈ単位で表される様々な流速での試験ポンプ溶血を示すチャートであるが、図５８は、ＢＰ−５０単位で表される様々な流速での試験ポンプ溶血を示すチャートである。

インペラとインペラケーシングとの間のギャップ５４０及び５４２の最適距離を決定するために、いくつかの試験を行った。これらのギャップは、好ましくは、溶血の結果として、剪断応力に曝されることによって赤血球（ＲＢＣ）の破壊を制限するように最適化される。さらに、ローターの底面に作用する圧力の静水圧に対抗して頂部ベアリングに対する力を減少させるために、頂部ギャップに流体力学的ベアリング効果を達成することが望ましい。従って、上側及び下側ローターハウジングギャップを選択して、ＥＢＰについて最小限の溶血及び最大の流体力学的ベアリング効果を得、この適用には、設計点速度、流量、ならびに３８００ＲＰＭ、５３８ｍＬ／分、及び１２５ｍｍＨｇの圧力ヘッド、ならびに５０〜１２５０ｍＬ／分という理想的な操作フロー範囲が必要とされる。

血液損傷の非常に単純化されたモデルにおいて、溶血はせん断応力及び暴露時間のべき法則の関数である。ＲＢＣは、短い暴露時間（＜１秒）に対して高い剪断応力（＞１００Ｐａ）を許容し得る。回転板と平行固定板との間の層流では、せん断応力は表面速度と共に直接的に、そしてギャップ幅に反比例して増大する。ＲＢＣ直径（１０μｍ）の大きさに対する小さなギャップは、ＲＢＣを排除し、溶血を制限する。１ｍｍのオーダーの大きなギャップは、暴露時間を延長し、溶血を促進し得る再循環と関連している。ＥＢＰの計算流体力学モデリングを通じて、５０μｍ、７５μｍ、及び１２５μｍの頂部ギャップを試験し、２５０μｍのより小さいギャップを試験して溶血を評価した。実際には、これらのギャップは製造公差を有し、これらのギャップ距離の公差を可能な限り低く、実用的または経済的に制限するために、状況に基づいた製造方法を開発する。

以下に記載する第１の試験では、ＥＢＰを、１２５±５０μｍの標的ローターハウジング上側ギャップ及び２５０±５０μｍの標的ローターハウジング下側ギャップと共に構築した。機械加工された構成要素の公差は±１００μｍであった。アセンブルされたポンプの合計（すなわち上側＋下側）のギャップの平均３回の測定値を報告した。コニカルハウジングまたはローター表面をラップして、標的総ギャップを達成した。頂部ベアリングギャップは、上側ベアリングをポッティングすることによって設定した。

１２５μｍの頂部ギャップ及び２５０μｍの底部ギャップを有するＥＢＰプロトタイプのインビトロ溶血試験によって、溶血速度が平均１４〜１３０ｍｇのＮ．Ｉ．Ｈ．（またはポンピングされた血液１００Ｌあたり添加された無血漿ヘモグロビンのｍｇ）が、１００〜１０００ｍＬ／分のポンプ流量の作動範囲にわたることが実証された（図５７に示されている）。これは、好都合には、同じ流量範囲にまたがる、ＦＤＡ承認のＭｅｄｔｒｏｎｉｃ Ｍｏｄｅｌ ＢＰ−５０ Ｂｉｏ−Ｐｕｍｐ（登録商標）Ｃｅｎｔｒｉｆｕｇａｌ Ｂｌｏｏｄ Ｐｕｍｐ（遠心分離血液ポンプ）の同時平行試験と比較して、ＥＢＰは１．１〜２．４ＢＰ−５０単位の正規化溶血速度を示した（図５８に示す）。

５０μｍの上側ギャップを有するＥＢＰプロトタイプのインビトロ溶血試験は、５００ｍＬ／分で操作しながら、平均して３．０〜４．２ｍｇ Ｎ．Ｉ．Ｈ（またはポンピングされた血液１００Ｌあたり添加された血漿遊離ヘモグロビンのｍｇ）の溶血速度を示した（図５５に示される）。これは、同じ流速でのＦＤＡ承認のＭｅｄｔｒｏｎｉｃ Ｍｏｄｅｌ ＢＰ−５０ Ｂｉｏ−Ｐｕｍｐ（登録商標）遠心分離血液ポンプ（Ｃｅｎｔｒｉｆｕｇａｌ Ｂｌｏｏｄ Ｐｕｍｐ）の同時試験と良好に比較され、ＥＢＰによって、０．８〜２．０ ＢＰ−５０単位という正常化された溶血速度が実証される（図５６に示される）。

１００μｍの上側ギャップを有するＥＢＰプロトタイプのインビトロ溶血試験は、５００ｍＬ／分で操作しながら、平均して０．２ｍｇ Ｎ．Ｉ．Ｈ（またはポンピングされた血液１００Ｌあたり添加された血漿遊離ヘモグロビンのｍｇ）の溶血速度を示した（図５５に示される）。これは、好都合には、同じ流量でのＦＤＡ承認のＭｅｄｔｒｏｎｉｃ Ｍｏｄｅｌ ＢＰ−５０ Ｂｉｏ−Ｐｕｍｐ（登録商標）Ｃｅｎｔｒｉｆｕｇａｌ Ｂｌｏｏｄ Ｐｕｍｐ（遠心分離血液ポンプ）の同時平行試験と好都合に比較して、ＥＢＰは＜０．１ＢＰ−５０単位という正規化された溶血速度を示した（図５６に示す）。

流体力学的ベアリング効果は、移動面と固定面との間の流体膜がスライドする方向に収束するときに生じる。流体は、移動する表面によってフィルムに引き込まれる。流体膜内の圧力は、表面速度×流体粘度に比例し、膜厚の逆二乗に比例する。表面間の流体力学的ベアリング力は、この圧力が作用する面積に比例する。

ＥＢＰの７つのインペラブレードの上側面は、（図４Ｇを参照すると）９６．１ｍｍ^２の合計面積を有する。モーターバックプレートのないＥＢＰプロトタイプのインビトロベアリング荷重試験は、０〜１７５μｍの頂部ギャップについて４０００ＲＰＭで頂部ベアリングの除荷作用を実証する（図４Ｈに示す）。

上記の分析及び試験に基づいて、ＥＢＰのこの実施形態における上側及び下側のローターハウジングギャップは、それぞれ２５〜２２５μｍ及び１５０〜３５０μｍの範囲、またはそれぞれ、好ましくは７５〜１７５μｍ及び２００〜３００μｍの範囲であるか、またはそれぞれ、名目上は１００μｍ及び２５０μｍである。

動静脈瘻（ＡＶＦ）は、動脈と静脈との間に直接的な外科的接続がなされたときに生成される。慣用的な血液透析のための血管アクセス部位として使用するためにＡＶＦを作製しようとすると、患者は一般に、直径が２．５〜３．０ｍｍを超える末梢静脈を必要とする。作成後、ＡＶＦを構成する「流入」動脈及び「流出」静脈は拡張する必要があり、ＡＶＦが成熟し血液透析に使用できるようにするためには、ＡＶＦ流出静脈の血流が増大する必要がある。ＡＶＦが成熟していると判断される国立腎臓病財団（ＫＤＯＱＩ）が確立した基準によれば、流出静脈は少なくとも６ｍｍに拡張しなければならず、流出静脈血流は少なくとも６００ｍＬ／分に増大しなければならない。

図５９に示す模擬のＡＶＦループを使用して、卓上実験を行い、流入動脈開始径が４ｍｍ（ＩＤ）であるときのＡＶＦ流出静脈ＷＳＳに対するＡＶＦ流出静脈直径の影響を評価した。ＨｅａｒｔＭａｔｅ ２０００ ＩＰ ＬＶＡＳを使用して、模擬の循環ループでＭＡＰ＝１２０ｍｍＨｇを生成した。約５０ｃｍの４ｍｍＩＤのタイゴンチューブを使用して、ＡＶＦ流入橈骨動脈をシミュレートした。約８０ｃｍのタイゴンチューブを使用して、直径が２、３、４、５または６ｍｍというＩＤを有するＡＶＦ流出橈側皮静脈をシミュレートした。Ｔｒａｎｓｏｎｉｃ（ＴＳ４１０／ＭＥ３ＰＸＬ）超音波フローセンサーを使用して、ＡＶＦ流出静脈内の血流速度を測定した。ＮＥＴｅｃｈ（Ｄｉｇｉｍａｎｏ ２００−２０００ＩＮ）圧力センサーを、ポンプ入口、ポンプ出口、及び導管−静脈吻合部に配置した。２２℃の水道水中の３５％グリセリンを使用して血液をシミュレートした。図６０に示すように、ＡＶＦ流出静脈のＷＳＳレベルは、ＡＶＦ流出静脈直径と大きく異なり、動脈血圧及び血管径がＡＶＦ流出静脈ＷＳＳレベルを決定すること（ＡＶＦの生成及び成熟の間に効果的に制御することができないという事実）が実証される。

図５３に示す模擬のＡＶＦループを用いて、ＡＦＥシステム流出静脈ＷＳＳに対するＡＦＥシステムポンプ速度及びＡＦＥシステム流出静脈直径の効果を評価するために、卓上実験を行った。試験ループは、流入及び流出導管５３０２及び５３０４、模擬の流出静脈５３０６及び模擬の側副血管５３０８及び５３１０を含む。１Ｌのリザーバを使用して、静脈システムを刺激し、約４５ｃｍの４ｍｍＩＤのタイゴンチューブを使用して、ＡＦＥシステムの流入及び流出導管をシミュレートした。約８０ｃｍのタイゴンチューブを使用して、直径が２，３、４、５または６ｍｍというＩＤを有する流出静脈をシミュレートした。Ｔｒａｎｓｏｎｉｃ（ＴＳ４１０／ＭＥ３ＰＸＬ）超音波フローセンサーを使用して、ＡＶＦ流出静脈内の血流速度を測定した。ＮＥＴｅｃｈ（Ｄｉｇｉｍａｎｏ ２００−２０００ＩＮ）圧力センサーを、ポンプ入口、ポンプ出口、及び導管−静脈吻合部に配置した。２２℃の水道水中の３５％グリセリンを使用して血液をシミュレートした。図６１に示すように、ポンプの速度を変化させることによって、最大５ｍｍまでの静脈直径を有するＡＦＥシステム流出静脈に、４Ｐａの一貫したＷＳＳ用量を投与してもよい。

ヒツジでの第１のインビボの実行可能性試験において、ＡＦＥシステムの実施形態を、３匹の５０〜６０ｋｇのヒツジに移植した。流入導管を左外頸静脈に挿入し、遠位導管先端部アセンブリを上大静脈に前進させ、流入導管の近位端を、タケノコ継手及び圧縮カラーによってポンプに接続し、血液ポンプと上静脈との間の流体接続を確立した、ＡＦＥシステムを配置した。流入導管は、さらに、以下：
●「ダックビル」形状を有するステンレス鋼遠位導管先端部と、近位端上のタケノコ継手と；
●近位リング、遠位リング、及び４つのリブを有する遠位導管先端部保護ケージと；
●１本のクランプを有するショア硬度７０ＡのＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５Ａの２つの層の間に配置された編組構成のニチノールワイヤー支持体を有する近位導管セグメントと；
●編組構成のニチノールワイヤー支持体、２つのクランプ、及びハードキャップを備えた側方ポートとを備え；ここで：
●近位導管セグメントの遠位端は、タケノコ継手及び接着剤によって遠位導管先端部の近位端に連結され；
●ケージ構造の近位リングは、接着剤によって近位導管セグメントの遠位端に連結され；
●近位導管セグメント、遠位導管先端部、及びケージ構造の血液接触表面は、ヘパリンコーティングで覆われていた。

流出導管は、吻合によって左前肢の橈側皮静脈に流体的に接続され、流出導管の近位端は、タケノコ継手及び圧縮カラーによってポンプに接続され、血液ポンプと、左前肢の橈側皮静脈との間の流体接続を確立した。流入導管は、さらに、以下：
●１本のクランプを有するショア硬度７０ＡのＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５Ａの２つの層の間に配置された編組構成のニチノールワイヤー支持体を有する近位導管セグメントと；
●編組構成のニチノールワイヤー支持体、２つのクランプ、及びハードキャップを備えた側方ポートと；
●積層によって近位導管セグメントに結合されたｅＰＴＦＥからなる遠位導管セグメントと；を備え、ここで：
●近位導管セグメント及び遠位導管セグメントの血液接触表面はヘパリンコーティングで覆われていた。

ＡＦＥシステム処置は、約４ＰａのＷＳＳ投与量で、６〜１１日間、左前肢の橈側皮静脈に施された。試験中、ＡＦＥシステムの流れは、０日目の約３００ｍＬ／分から処置期間の終わりに約９００ｍＬ／分まで増大し、左前肢の橈側皮静脈の流出セグメントは、図８４に示すように、約３．５〜５．５ｍｍ〜約８〜１３ｍｍに拡張した。次いで、図９０に示されるように、処置された左前肢の橈側皮静脈及び隣接する橈骨動脈及び中央動脈の合せた幹部を用いて、各動物に動静脈瘻（ＡＶＦ）を作製した。ＡＦＥシステムを使用した結果を、現在の標準のケアＡＶＦの結果と比較するために、同じ血管を使用するＡＶＦをまた、図８８及び図８９に示すように、未処理の前肢橈側皮静脈を用いて２匹の対照動物において両側にも作成した。次いで、７つ全てのＡＶＦを、血管超音波及びカテーテル血管造影による毎週の評価で６週間成熟させた。図１０８に示すように、次いで、熟成期間中の超音波による左前肢橈側皮静脈血流の増大率を計算し、ＡＦＥシステム処置ＣＶを用いて作製したＡＶＦについては２２ｍＬ／分／日、対照ＡＶＦについては１１ｍＬ／分／日であることが示され、ＡＦＥシステムによって、前処理された静脈を使用して作製されたＡＶＦのより良好なＡＶＦ成熟が示された。これらのパイロット試験の結果によって、第２の動物モデルにおいて静脈を拡張するためのＡＦＥシステムの有効性、及び未治療の静脈で作製された対照ＡＶＦと比較して６週間の成熟後の優れたＡＶＦ流速を達成することが確認された。

ヒツジにおける２回目のインビボでの実行可能性試験において、ＡＦＥシステムの実施形態を２頭の５０〜６０ｋｇのヒツジに移植した。流入導管を左外頸静脈に挿入し、遠位導管先端部アセンブリを上大静脈に前進させ、流入導管の近位端を、タケノコ継手及び圧縮カラーによってポンプに接続し、血液ポンプと上静脈との間の流体接続を確立した、ＡＦＥシステムを配置した。流入導管は、さらに、以下：
●「ダックビル」形状を有するステンレス鋼遠位導管先端部と、近位端上のタケノコ継手と；
●近位リング、遠位リング、及び４つのリブを有する遠位導管先端部保護ケージと；
●１本のクランプを有するショア硬度７０ＡのＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５Ａの２つの層の間に配置された編組構成のニチノールワイヤー支持体を有する近位導管セグメントと；
●編組構成のニチノールワイヤー支持体、２つのクランプ、及びハードキャップを備えた側方ポートとを備え；ここで：
●近位導管セグメントの遠位端は、タケノコ継手及び接着剤によって遠位導管先端部の近位端に連結され；
●ケージ構造の近位リングは、接着剤によって近位導管セグメントの遠位端に連結され；
●近位導管セグメント、遠位導管先端部、及びケージ構造の血液接触表面は、ヘパリンコーティングで覆われていた。

流出導管は、分岐遠位導管先端部である、ステンレス鋼の遠位セグメントを静脈の管腔に挿入することによって、左前肢の橈側皮静脈に流体的に接続された。次いで、流出導管の近位端を、タケノコ継手及び圧縮カラーによってポンプに接続し、血液ポンプと、左前肢の橈側皮静脈との間の流体接続を確立した。流入導管は、さらに、以下：
●１本のクランプを有するショア硬度７０ＡのＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５Ａの２つの層の間に配置された編組構成のニチノールワイヤー支持体を有する近位導管セグメントと；
●編組構成のニチノールワイヤー支持体、２つのクランプ、及びハードキャップを備えた側方ポートと；
●積層によって近位導管セグメントに結合されたｅＰＴＦＥからなる遠位導管セグメントと；
●遠位セグメントとを備え、ここで：
●近位導管セグメント、遠位導管セグメント及び分岐した遠位導管先端部の血液接触表面はヘパリンコーティングで覆われていた。

ＡＦＥシステム処置は、約４ＰａのＷＳＳ投与量で、１０〜１１日間、左前肢の橈側皮静脈に施された。試験中、ＡＦＥシステムの流れは、０日目の約３００ｍＬ／分から処置期間の終わりに約９００ｍＬ／分まで増大し、左前肢の橈側皮静脈の流出セグメントは、図１０６に示すように、約３．５〜５．５ｍｍ〜約８〜１１ｍｍに拡張した。次いで、処置された左前肢の頭頸部静脈及び隣接する橈骨動脈及び中央動脈の合せた幹部を用いて、各動物に動静脈瘻（ＡＶＦ）を作製した。次いで、両方のＡＶＦを、血管超音波及びカテーテル血管造影による毎週の評価で６週間成熟させた。

本発明は、例示的な態様及び実施形態に関連して説明されてきたが、その説明を読むことにより、その様々な改変が当業者に明らかになるであろうことが理解されるべきである。したがって、本開示は、添付の特許請求の範囲に含まれるそのような変更を包含することを意図していることが理解されるべきである。

Claims (411)

1. 動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造から血液を血液ポンプに輸送する導管であって：
   ｉ）近位端及び遠位端を有する管状本体を備えた可塑性の近位導管セグメントであって、前記管状本体は、前記近位端と前記遠位端との間の導管管腔を画定する、前記近位導管セグメントと；
   ｉｉ）近位端及び遠位端を有する管状本体を備えた遠位導管先端部であって、前記管状本体は、前記遠位導管先端部の前記近位端及び前記遠位端の間に管腔を画定し、
   前記遠位導管先端部の前記近位端は、前記導管部の前記近位セグメントの前記遠位端に連結され；かつ
   前記遠位導管先端部の前記遠位端は、少なくとも２つのピーク部分及び少なくとも２つの谷部分を有する端面を有する、前記遠位導管先端部と；
   ｉｉｉ）前記近位導管セグメントの遠位部分から前記遠位導管先端部の前記遠位端面の遠位領域まで遠位に延在する１つ以上の細長いリブを備える遠位導管先端部保護ケージ構造と；
   を備える、前記導管。
2. 前記近位導管セグメントと前記遠位導管先端部との間に挿入された遠位導管セグメントをさらに備え、
   前記導管の前記近位セグメントの前記遠位端が、前記遠位セグメントの前記近位端に連結され；かつ
   前記導管の前記遠位セグメントの前記遠位端が、前記遠位導管先端部の前記近位端に連結される、請求項１に記載の導管。
3. 前記近位導管セグメント及び前記遠位導管セグメントが、以下：
   ｉ）摩擦嵌合；
   ｉｉ）タケノコ継手；
   ｉｉｉ）半径方向圧縮固定器具または固定輪
   ｉｖ）１つ以上のタケノコ継手及び半径方向圧縮固定器具もしくは固定輪を備えたインラインコネクタ；または
   ｖ）接着剤；
   のうちの１つ以上によって接続されている、請求項２に記載の導管。
4. 前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントが、可塑性または弾性のポリマーを含む、請求項１または２のいずれか１項に記載の導管。
5. 前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントが、大部分または本質的に可塑性または弾性のポリマーからなる、請求項１または２のいずれか１項に記載の導管。
6. 前記可塑性または弾性のポリマーが、ポリウレタンポリウレタン、Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、Ｐｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、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、延伸ポリテトラフルオロエチレン、ポリエチレンテレフタラート、熱可塑性シリコーンポリカーボネートエラストマー、ポリエーテルブロックアミド、及びそれらの組み合わせである、請求項４または５のいずれか１つに記載の導管。
7. 前記可塑性または弾性のポリマーが、２０〜８０Ａ、２０〜３０Ａ、３０〜４０Ａ、４０〜５０Ａ、５０〜６０Ａ、６０〜７０Ａ、７０〜８０Ａの範囲のショア硬度を有する、請求項４または５のいずれか１項に記載の導管。
8. 前記可塑性または弾性のポリマーが、２０Ａ、２５Ａ、３０Ａ、３５Ａ、４０Ａ、４５Ａ、５０Ａ、５５Ａ、６０Ａ、６５Ａ、７０Ａ、７５Ａまたは８０Ａのショア硬度を有する請求項４または５のいずれか１項に記載の導管。
   前記可塑性または弾性のポリマーが、７０Ａのショア硬度のＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５Ａ、または４５Ａもしくは５５Ａのショア硬度を有するＰｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイである、請求項１または２のいずれか１項に記載の導管。
9. 前記近位導管セグメント、前記遠位導管セグメント、ならびに前記近位導管セグメント及び前記遠方導管のセグメントの両方が、金属ワイヤー支持体をさらに備える、請求項１、２または４〜８のいずれか１項に記載の導管。
10. 金属ワイヤー支持体が、編組、コイル、または螺旋構成であり、円形断面を有しても、または扁平断面を有してもよい、請求項９に記載の導管。
11. 前記金属ワイヤー支持体が、可塑性または弾性のポリマーの２つの層の間、外面上、または内面上に配置されている、請求項９または１０のいずれか１項に記載の導管。
12. ワイヤーが、ニチノール、ステンレス鋼、またはそれらの組合わせを含む、請求項９または１０のいずれか１項に記載の導管。
13. コイル形状に巻かれた前記ニチノールワイヤーが、０．００４〜０．０１２インチ、または０．００８〜０．０１０インチの直径である、請求項１２に記載の導管。
14. 前記ニチノールワイヤーが、０．０１５〜０．０４インチのピッチまたは０．０２〜０．０３インチのピッチを有するコイル形状で巻かれている、請求項１２または１３のいずれか１項に記載の導管。
15. 編組構成で適用される前記ニチノールワイヤーが、０．００２〜０．００８インチの直径、または０．００４インチの直径である、請求項１２に記載の導管。
16. 編組構成で適用された前記ニチノールワイヤーが、１つのストランドまたは２つのストランドに適用される、請求項１２または１５のいずれか１項に記載の導管。
17. 前記ステンレス鋼が、３００シリーズ、３０４、３１６、３１６Ｌ、３１６ＬＶＭ、または４００シリーズのステンレス鋼である、請求項１２に記載の導管。
18. 前記近位導管セグメント、前記遠位導管セグメント、または側方ポートが、１つ以上のクランプを備える、請求項１〜１７のいずれか１項に記載の導管。
19. 編組構成で適用される金属ワイヤー支持体を含む可塑性または弾性のポリマーのセグメント上にクランプが配置される、請求項１８に記載の導管。
20. 前記近位導管セグメントが、編組ワイヤー支持体を含み、前記遠位導管セグメントがコイルワイヤー支持体を含む、請求項２に記載の導管。
21. 前記遠位導管先端部が、金属または金属合金を含む、請求項１または２のいずれか１項に記載の導管。
22. 前記遠位導管先端部は、大部分または本質的に、金属または金属合金からなる、請求項１または２のいずれか１項に記載の導管。
23. 前記金属または金属合金が、ステンレス鋼またはチタニウムである、請求項２１または２２のいずれか１項に記載の導管。
24. 前記ステンレス鋼が、３００シリーズ、４００シリーズ、３０４、３１６、３１６Ｌ、または３１６ＬＶＭステンレス鋼である、請求項２３に記載の導管。
25. 前記遠位導管先端部が、ポリマー、または完全にもしくは部分的に金属化されたポリマーを含む、請求項１または２のいずれか１項に記載の導管。
26. 前記遠位導管先端部が、大部分または本質的に、ポリマー、または完全にもしくは部分的に金属化されたポリマーからなる、請求項１または２のいずれか１項に記載の導管。
27. ポリマーがポリカーボネートまたはポリエーテルエーテルケトンである、請求項２５または２６のいずれか１項に記載の導管。
28. 前記遠位導管先端部が、２〜１６μｍＲａ、または４〜８μｍＲａの範囲の表面粗さを有する、請求項１、２または２１〜２７のいずれか１項に記載の導管。
29. 前記遠位導管先端部の遠位開口部が、前記遠位導管先端部の外面から前記遠位導管先端部の内面まで完全に弓形である遠位端面によって画定されている、請求項１、２または２１〜２８のいずれか１項に記載の導管。
30. 前記遠位導管先端部の遠位開口部が、前記遠位導管先端部の壁厚の２５％〜７５％、４０％〜６０％、または５０％に等しい半径を有する弓形面によって画定される遠位端面によって画定される、請求項２９に記載の導管。
31. 前記遠位端面の前記半径が、０．２５〜１．３ｍｍ、または０．５〜０．６５ｍｍの範囲である、請求項２９または３０のいずれか１項に記載の導管。
32. 前記遠位導管先端部の遠位開口部は、３つ以上のピーク領域と、前記遠位開口部の末梢の周りの３つ以上の谷領域とを含む、請求項１、２または２１〜３１のいずれか１項に記載の導管。
33. 前記遠位導管先端部の遠位開口部は、遠位開口部の末梢に沿って４つ以上のピーク領域及び４つ以上の谷領域を備える、請求項１、２または２１〜３１のいずれか１項に記載の導管。
34. 前記遠位導管先端部の前記遠位端面は、概して波状の形状を有する、請求項１、２、または２１〜３１のいずれか１項に記載の導管。
35. 前記遠位導管先端部の前記遠位端面は、概して正弦曲線外形を有する、請求項１、２、または２１〜３１のいずれか１項に記載の導管。
36. 前記遠位導管先端部が、前記谷部または前記領域よりも１．５〜３．５、２．０〜３．０、または２．５倍の幅であるピーク部分またはピーク領域によって画定される遠位端面を有する、請求項１、２または２１〜３５のいずれか１項に記載の導管。
37. 前記遠位導管先端部の前記遠位端面のピーク領域に対する前記遠位導管先端部の前記遠位端面の谷領域の全円弧長の比が、谷部分の１０％または３６度から前記谷部分の９０％または３２４度までの範囲内にあってもよい、請求項１、２または２１〜３６のいずれか１項に記載の導管。
38. 前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記遠位端が、前記遠位導管先端部の近位端に、以下：
    ｉ）摩擦嵌合；
    ｉｉ）タケノコ継手；
    ｉｉｉ）半径方向圧縮固定器具または固定輪
    ｉｖ）１つ以上のタケノコ継手及び半径方向圧縮固定器具もしくは固定輪を備えたインラインコネクタ；または
    ｖ）接着剤；
    のうちの１つ以上によって接続されている、請求項１に記載の導管。
39. 前記遠位導管先端部の前記近位部分が、前記遠位導管セグメントの前記遠位端または前記近位導管セグメントの前記遠位端と係合するための前記遠位導管先端部の外面の周りの環状返し部を備える、請求項１、２または２１〜３８のいずれか１項に記載の導管。
40. 前記遠位導管先端部の前記近位部分が、少なくとも１つの他の環状返し部を画定する、請求項３９に記載の導管。
41. 前記遠位導管先端部の前記少なくとも１つの他の環状返し部が、前記環状返し部の近位に配置される、請求項４０に記載の導管。
42. 前記遠位導管先端部の前記少なくとも１つの他の環状返し部が、前記遠位導管先端部の長手方向軸から、前記第１の環状返し部の角度よりも大きな角度で延在する、請求項４１に記載の導管。
43. 前記遠位導管先端部の外径及び前記近位導管または前記遠位導管の前記遠位端の外径は、連結されたときにほぼ同じである、請求項１、２または２１〜４２のいずれか１項に記載の導管。
44. 前記遠位導管先端部が５〜５０ｍｍの全長を有する、請求項１、２、または２１〜４３のいずれか１項に記載の導管。
45. 前記遠位導管先端部の前記近位端が、前記遠位導管先端部の前記全長の２０％〜８０％を占める、請求項４４に記載の導管。
46. 前記遠位導管先端部の前記近位端が、前記遠位導管先端部の前記全長の２０％、３０％、４０％、５０％、６０％、７０％または８０％を占める、請求項４４に記載の導管。
47. 前記遠位導管先端部の前記近位端が３〜３０ｍｍの長さを有する、請求項４４に記載の導管。
48. 前記遠位導管先端部が、２〜１０ｍｍ、３〜６ｍｍ、または３．５〜５．５ｍｍの内径を有する、請求項４４に記載の導管。
49. 前記遠位導管先端部が４ｍｍの内径を有する、請求項４４に記載の導管。
50. 遠位開口を形成する前記遠位導管先端部の前記遠位端は、０．５〜８ｍｍの壁厚を有する、請求項４４に記載の導管先端部。
51. 前記遠位導管先端部保護ケージ構造が、２つ、３つ、４つ、５つ、６つ、７つまたは８つの細長いリブを有する、請求項１〜５０のいずれか１項に記載の導管。
52. 前記遠位導管先端部保護ケージ構造が、ニチノール、ステンレス鋼、弾性ポリマー、またはそれらの組み合わせを含む、請求項１〜５１のいずれか１項に記載の導管。
53. 前記遠位導管先端部保護ケージ構造が、大部分または本質的に、ニチノール、ステンレス鋼、または弾性ポリマーからなる、請求項１〜５１のいずれか１項に記載の導管。
54. 前記ステンレス鋼が３００シリーズ、４００シリーズ、３０４、３１６、３１６Ｌ、または３１６ＬＶＭステンレス鋼である、請求項５２または５３のいずれか１項に記載の導管。
55. 前記遠位導管先端部保護ケージ構造が、２〜１６μｍＲａ、または４〜８μｍＲａの範囲の表面粗さを有する、請求項１〜４４のいずれか１項に記載の導管。
56. 前記遠位導管先端部保護ケージ構造の近位部分が、前記近位導管セグメントもしくは前記遠位導管セグメントの前記遠位部分、前記遠位導管先端部、または前記近位導管セグメントもしくは前記遠位導管セグメントの前記遠位部分及び前記遠位導管先端部の両方に連結されたリング、リング状、冠状またはステント状構造を有する、請求項１〜５５のいずれか１項に記載の導管。
57. 前記遠位導管先端部保護ケージ構造の遠位部分が、前記細長いリブに連結されているリング、リング状、冠状、またはステント状構造を有する、請求項１〜５７のいずれか１項に記載の導管。
58. 細長いリブが、遠位リング、リング状、冠状、またはステント状構造なしで一緒に遠位に連結される、請求項１〜５７のいずれか１項に記載の導管。
59. 細長いリブが一緒に遠位に連結されていない、請求項１〜５７のいずれか１項に記載の導管。
60. 遠位導管先端部保護ケージ構造の前記遠位端が、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの長軸に対して平行な軸に沿って平行移動されたとき、前記遠位導管先端部保護ケージ構造が、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸を横断する軸に沿った寸法で拡張または収縮する、請求項１〜５９のいずれか１項に記載の導管。
61. 遠位導管先端部保護ケージ構造が、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸を横切る軸に沿って測定されたとき、６〜３０ｍｍの拡張直径を有する、請求項１〜６０のいずれか１項に記載の導管。
62. 遠位導管先端部保護ケージ構造が、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸を横断する軸に沿って測定されたとき、前記遠位導管先端部の直径よりも１０％〜２５％、２５％〜５０％、５０％〜７５％、７５％〜１００％、１００％〜２００％、または２００％〜４００％以上拡張した直径を有する、請求項６０に記載の導管。
63. 前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸に平行な軸に沿って測定したとき、拡張遠位導管先端部保護ケージ構造の少なくとも１つのリブが１０〜６０ｍｍの長さを有する、請求項６０に記載の導管。
64. 拡張遠位導管先端部保護ケージ構造の少なくとも１つのリブが、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸と平行な軸に沿って測定されたとき、前記遠位導管先端部の長さと同じ長さを有する、請求項６０〜６３のいずれか１項に記載の導管。
65. 拡張遠位導管先端部保護ケージ構造の少なくとも１つのリブが、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸に平行な軸に沿って測定されたとき、前記遠位導管先端部の長さよりも１０％〜２５％、２５％〜５０％、５０％〜７５％、７５％〜１００％、１００％〜２００％、または２００％〜４００％を超える長さを有する、請求項６０から６３のいずれか１項に記載の導管。
66. 拡張遠位導管先端部保護ケージ構造の少なくとも１つのリブの断面形状が、円形、正方形、長方形、または楕円形である、請求項１〜６５のいずれか１項に記載の導管。
67. 拡張遠位導管先端部保護ケージ構造の少なくとも１つのリブが、０．３〜２．０ｍｍの範囲、または０．６〜１．０ｍｍの範囲の直径または幅を有する、請求項１〜６５のいずれか１項に記載の導管。
68. 前記遠位導管先端部が、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸に平行な平面上で参照されるように、拡張された前記遠位導管先端部保護ケージの中央に配置される、請求項１〜６７のいずれか１項に記載の導管。
69. 前記遠位導管先端部が、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸に平行な平面上で参照されるように、拡張された前記遠位導管先端部保護ケージの中央に対して近位に、または遠位に配置される、請求項１〜６８のいずれか１項に記載の導管。
70. 前記遠位導管先端部が、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸を横断する平面上で参照されるように、拡張された前記遠位導管先端部保護ケージの中央に配置される、請求項１〜６７のいずれか１項に記載の導管。
71. 前記遠位導管先端部が、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸を横断する平面上で参照されるように、拡張された前記遠位導管先端部保護ケージの中央に対して近位にまたは遠位に配置される、請求項１〜６７のいずれか１項に記載の導管。
72. 前記導管内の流体経路にアクセスするための側方ポートを備える、請求項１または２のいずれか１項に記載の導管。
73. 前記側方ポートセグメントの前記近位端が、ポンプ、または前記近位導管セグメントの前記遠位端を連結するか、またはそれに連結されるように構成されている、請求項７２に記載の導管。
74. 前記側方ポートセグメントの前記遠位端は、前記近位導管セグメントの前記近位端または前記遠位導管セグメントの前記近位端を連結するか、またはそれに連結されるように構成されている、請求項７２に記載の導管。
75. 前記連結のための構成または前記連結の方法が、以下：
    ｉ）摩擦嵌合；
    ｉｉ）タケノコ継手；
    ｉｉｉ）半径方向圧縮固定器具または固定輪
    ｉｖ）１つ以上のタケノコ継手及び半径方向圧縮固定器具もしくは固定輪を備えたインラインコネクタ；または
    ｖ）接着剤、
    のうちの１つ以上による、請求項７３または７４のいずれか１項に記載の導管。
76. 前記側方ポートが、以下：
    ｉ）硬質ポリマー；
    ｉｉ）ポリカーボネートまたはポリエーテルエーテルケトン；
    ｉｉｉ）可塑性または弾性のポリマー；
    ｉｖ）ポリウレタン、Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、ショア硬度７０のＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５Ａ、芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、Ｐｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、４５Ａもしくは５５Ａのショア硬度を有するＰｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、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、延伸ポリテトラフルオロエチレン、ポリエチレンテレフタレート、熱可塑性シリコーンポリカーボネートエラストマー、ポリエーテルブロックアミド；
    ｖ）金属；または
    ｖｉ）ステンレス鋼、ニチノール、金、または白金、
    のうちの１つ以上を含む、請求項７２〜７５のいずれか１項に記載の導管。
77. 前記側方ポートが、剛性セグメント及び可塑性セグメントを含む、請求項７２〜７６に記載の導管。
78. 前記剛性側方ポートセグメントが、硬質ポリマーを含み、前記可塑性側方ポートセグメントが、可塑性または弾性のポリマーを含む、請求項７７に記載の導管。
79. 前記剛性側方ポートセグメントが、ポリカーボネートまたはポリエーテルエーテルケトンを含む、請求項７７または７８のいずれか１項に記載の導管。
80. 前記可塑性側方ポートセグメントが、ポリウレタン、Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、ショア硬度７０のＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５Ａ、芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、Ｐｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、ショア硬度４５Ａまたは５５ＡのＰｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、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、延伸ポリテトラフルオロエチレン、ポリエチレンテレフタレート、熱可塑性シリコーンポリカーボネートエラストマー、ポリエーテルブロックアミドを含む、請求項７７または７８のいずれか１項に記載の導管。
81. 前記可塑性側方ポートセグメントが金属ワイヤー支持体を備える、請求項６９〜７２のいずれか１項に記載の導管。
82. 金属ワイヤー支持体が、編組、コイル、または螺旋構成であり、円形断面を有しても、または扁平断面を有してもよい、請求項８１に記載の導管。
83. 金属ワイヤー支持体が、可塑性または弾性のポリマーの２つの層の間、外面上または内面上に配置されている、請求項８１または８２のいずれか１項に記載の導管。
84. ワイヤーが、ニチノール、ステンレス鋼、またはそれらの組み合わせを含む、請求項８１〜８３のいずれか１項に記載の導管。
85. コイル形状に巻かれた前記ニチノールワイヤーが、０．００４〜０．０１２インチ、または０．００８〜０．０１０インチの直径である、請求項８４に記載の導管。
86. 前記ニチノールワイヤーが、０．０１５〜０．０４インチのピッチまたは０．０２〜０．０３インチのピッチを有するコイル形状で巻かれている、請求項８４または８５のいずれか１項に記載の導管。
87. 編組構成で適用される前記ニチノールワイヤーが、０．００２〜０．００８インチの直径、または０．００４インチの直径である、請求項８４に記載の導管。
88. 編組構成で適用された前記ニチノールワイヤーが、１つのストランドまたは２つのストランドに適用される、請求項８４または８７のいずれか１項に記載の導管。
89. 前記ステンレス鋼が、３００シリーズ、３０４、３１６、３１６Ｌ、３１６ＬＶＭ、または４００シリーズのステンレス鋼である、請求項８４に記載の導管。
90. 可塑性側方ポートセグメントがクランプを備える、請求項７２〜８９に記載の導管。
91. 前記流体経路と流体連通する前記側方ポートの前記部分が、キャップを備える、請求項７２に記載の導管。
92. 前記キャップが：
    ｉ）硬質もしくは剛性であるか；
    ｉｉ）可塑性であるか；または
    ｉｉｉ）硬い部分と可塑性の部分とを備える、請求項９１に記載の導管。
93. 前記キャップが、以下：
    ｉ）シリンジ先端部が前記キャップ内に挿入されたときに開く止血弁；
    ｉｉ）クロスカット膜を有する止血弁；
    ｉｉｉ）止血弁を備えたＴｕｏｈｙ Ｂｏｒｓｔアダプター；及び
    ｉｖ）前記側方ポートへの流体の注入を可能にする三方向サイドアーム、
    のうちの１つ以上を備える、請求項９１または９２のいずれか１項に記載の導管。
94. 前記キャップが、ねじ付きルアー継手によって前記側方ポートに連結される、請求項９１〜９３のいずれか１項に記載の導管。
95. 近位導管セグメント、遠位導管セグメント、または側方ポートセグメントの一方または両方の端部が、前記導管セグメントの中間セグメントまたは前記側方ポートよりも大きな壁厚を有する、請求項１、２または７２のいずれか１項に記載の導管。
96. 近位導管セグメント、遠位導管セグメント、遠位導管先端部、遠位導管先端部保護ケージ構造、または側方ポートの全てまたは一部がさらに、抗血栓性表面コーティングを備える、請求項１〜９５のいずれか１項に記載の導管。
97. 前記コーティングが親水性であり、ヘパリンを含む、請求項９６に記載の導管。
98. 前記コーティングが、Ａｓｔｕｔｅ（登録商標）またはＡｐｐｌａｕｓｅ（商標）である、請求項９６または９７のいずれか１項に記載の導管。
99. 繊維質である外層の少なくとも一部分、及び前記内面の少なくとも一部分という２つの部分のカフをさらに備え、
    前記２つのカフ部分が、近位導管セグメント、遠位導管セグメント、または遠位導管先端部の可塑性近位部分の周囲に互いに付着するように構成されている、請求項１または２に記載の導管。
100. テクスチャ加工された内面の少なくとも一部は、一連の円周方向に連続するかまたは交互に割り込まれた突起を備える、請求項９９に記載の導管。
101. 繊維状外面の少なくとも一部が、ダクロンまたはポリエステルベロアを含む、請求項９９または１００のいずれか１項に記載の導管。
102. 血液ポンプから静脈または動脈に血液を輸送するための導管であって、
     近位端と遠位端とを有する管状本体を備えた可塑性の、圧縮抵抗かつねじれ抵抗の近位セグメントであって、前記管状本体は、前記近位端と前記遠位端との間の導管管腔を画定する、前記近位セグメントと；
     近位端と遠位端を有する概して管状の遠位導管先端部であって、
     前記遠位導管先端部の前記近位端が、前記近位導管セグメントの前記遠位端に連結される、
     前記遠位導管先端部と；
     を備え、
     前記遠位導管先端部管腔の遠位セグメントの断面積は、前記近位導管先端部管腔または前記遠位先端部の近位セグメントの前記管腔の断面積よりも小さい、
     前記導管。
103. 前記近位導管セグメントと前記遠位導管先端部との間に挿入された遠位導管セグメントをさらに備え、
     前記導管の前記近位セグメントの前記遠位端が、前記遠位セグメントの近位端に連結され；かつ
     前記導管の前記遠位セグメントの遠位端が、前記遠位導管先端部の前記近位端に連結される、請求項１０２に記載の導管。
104. 前記近位導管セグメント及び前記遠位導管セグメントが、以下：
     ｉ）摩擦嵌合；
     ｉｉ）タケノコ継手；
     ｉｉｉ）両端にタケノコ継手を備えたインラインコネクタ及び半径方向圧縮固定器具もしくは固定輪；または
     ｉｖ）接着剤、
     のうちの１つ以上によって接続される、請求項１０３に記載の導管。
105. 前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントが可塑性または弾性のポリマーを含む、請求項１０２または１０３のいずれか１項に記載の導管。
106. 前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントが、大部分または本質的に、可塑性または弾性のポリマーからなる、請求項１０２または１０３のいずれか１項に記載の導管。
107. 前記可塑性または弾性のポリマーが、ポリウレタン、Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、Ｐｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、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、延伸ポリテトラフルオロエチレン、ポリエチレンテレフタレート、熱可塑性シリコーンポリカーボネートエラストマー、ポリエーテルブロックアミド、及びそれらの組み合わせである、請求項１０５または１０６のいずれか１項に記載の導管。
108. 前記可塑性または弾性のポリマーが、２０〜８０Ａ、２０〜３０Ａ、３０〜４０Ａ、４０〜５０Ａ、５０〜６０Ａ、６０〜７０Ａ、７０〜８０Ａの範囲のショア硬度を有する、請求項１０５〜１０７のいずれか１項に記載の導管。
109. 前記可塑性または弾性のポリマーが、２０Ａ、２５Ａ、３０Ａ、３５Ａ、４０Ａ、４５Ａ、５０Ａ、５５Ａ、６０Ａ、６５Ａ、７０Ａ、７５Ａまたは８０Ａのショア硬度を有する請求項１０５〜１０７のいずれか１項に記載の導管。
110. 前記可塑性または弾性のポリマーが、７０Ａのショア硬度のＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５Ａ、または４５Ａもしくは５５Ａのショア硬度を有するＰｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイである、請求項１０５〜１０７のいずれか１項に記載の導管。
111. 前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントが、金属ワイヤー支持体をさらに備える、請求項１０５〜１１０のいずれか１項に記載の導管。
112. 金属ワイヤー支持体が、編組、コイル、または螺旋構成であり、円形断面を有しても、または扁平断面を有してもよい、請求項１１１に記載の導管。
113. 前記金属ワイヤー支持体が、可塑性または弾性のポリマーの２つの層の間に配置される、請求項１１１または１１２のいずれか１項に記載の導管。
114. ワイヤーが、ニチノールまたはステンレス鋼を含む、請求項１１１〜１１３のいずれか１項に記載の導管。
115. コイル形状に巻かれた前記ニチノールワイヤーが、０．００４〜０．０１２インチ、または０．００８〜０．０１０インチの直径である、請求項１１４に記載の導管。
116. 前記ニチノールワイヤーが、０．０１５〜０．０４インチのピッチまたは０．０２〜０．０３インチのピッチを有するコイル形状で巻かれている、請求項１１４または１１５のいずれか１項に記載の導管。
117. 編組構成で適用される前記ニチノールワイヤーが、０．００２〜０．００８インチの直径、または０．００４インチの直径である、請求項１１４または１１５のいずれか１項に記載の導管。
118. 編組構成で適用された前記ニチノールワイヤーが、１つのストランドまたは２つのストランドに適用される、請求項１１４、１１５または１１７のいずれか１項に記載の導管。
119. 前記ステンレス鋼が、３００シリーズ、４００シリーズ、３０４、３１６、３１６Ｌ、または３１６ＬＶＭステンレス鋼である、請求項１１４に記載の導管。
120. 前記近位導管セグメントが、編組ワイヤー支持体を含み、前記遠位導管セグメントがコイルワイヤー支持体を含む、請求項１１１〜１１９のいずれか１項に記載の導管。
121. 前記近位導管セグメント、前記遠位導管セグメント、または側方ポートが、１つ以上のクランプを備える、請求項１０２〜１２０のいずれか１項に記載の導管。
122. 編組構成で適用される金属ワイヤー支持体を含む可塑性または弾性のポリマーのセグメント上にクランプが配置される、請求項１２１に記載の導管。
123. 前記遠位導管先端部の前記近位端が、以下：
     ｉ）摩擦嵌合；
     ｉｉ）タケノコ継手；
     ｉｉｉ）半径方向圧縮固定器具または固定輪；
     ｉｖ）１つ以上のタケノコ継手及び半径方向圧縮固定器具もしくは固定輪を備えたインラインコネクタ；または
     ｖ）接着剤、
     のうちの１つ以上によって前記導管の前記近位セグメントまたは前記遠位セグメントの前記遠位部分に接続される、請求項１０２または１０３のいずれか１項に記載の導管。
124. 前記遠位導管先端部の遠位部分の前記管腔の断面積が、前記導管の近位セグメントまたは遠位セグメントの前記管腔の断面積よりも５０％〜６０％、６０％〜７０％、７０〜８０％、または８０〜９０％小さい、請求項１０２または１０３に記載の導管。
125. 前記遠位導管先端部の遠位部分の前記管腔の直径が、前記導管の近位セグメントまたは遠位セグメントの前記管腔の直径よりも５０％〜６０％、６０％〜７０％、７０〜８０％、または８０〜９０％小さい、請求項１０２または１０３に記載の導管。
126. 前記遠位導管先端部の遠位部分の前記管腔の直径が１．０〜３．５ｍｍであり、前記導管の前記近位セグメントまたは前記遠位セグメントの前記管腔の直径が３．０〜５．０ｍｍまたは３．０〜６．０である、請求項１０２、１０３、または１２５のいずれか１項に記載の導管。
127. 前記遠位導管先端部の遠位部分の前記管腔の断面積が、前記遠位導管先端部の近位部分の前記管腔の断面積よりも５０％〜６０％、６０％〜７０％、７０〜８０％、または８０〜９０％小さい、請求項１０２または１０３に記載の導管。
128. 遠位導管先端部の遠位部分の前記管腔の直径が、前記遠位導管の前記近位部分の前記管腔の直径よりも５０％〜６０％、６０％〜７０％、７０〜８０％、または８０〜９０％小さい、請求項１０２または１０３に記載の導管。
129. 前記導管の遠位部分の前記管腔の直径が１．０〜３．０ｍｍであり、前記遠位導管の前記近位部分の前記管腔の直径が３．０〜５．０ｍｍまたは３．０〜６．０ｍｍである、請求項１０２、１０３または１２８のいずれか１項に記載の導管。
130. １５０ｍＬ／分以上、２００ｍＬ／分以上、２５０ｍＬ／分以上、３００ｍＬ／分以上、３５０ｍＬ／分以上、４００ｍＬ／分以上、４５０ｍＬ／分以上、５００ｍＬ／分以上、５５０ｍＬ／分以上、または６００ｍＬ／分以上の流量で操作する場合、前記導管の前記遠位端を出ていく血液が、前記導管の前記近位端に入っていく血液よりも５０％、１００％、１５０％、２００％、２５０％、３００％、３５０％、４００％、４５０％または５００％高い平均速度を有する、請求項１２４〜１２９のいずれか１項に記載の導管。
131. 作動時に、遠位導管の遠位端から出ていく血液がジェット効果によってさらに画定される、請求項１２４〜１３０のいずれか１項に記載の導管。
132. 前記遠位導管先端部が、金属または金属合金を含む、請求項１０２または１０３に記載の導管。
133. 前記遠位導管先端部が、大部分または本質的に、金属または金属合金からなる、請求項１０２または１０３のいずれか１項に記載の導管。
134. 前記金属または金属合金が、ステンレス鋼、チタニウム、ニチノール、金、または白金である、請求項１３２または１３３のいずれか１項に記載の導管。
135. 前記ステンレス鋼が、３００シリーズ、３０４、３１６、３１６Ｌ、３１６ＬＶＭ、または４００シリーズステンレス鋼である、請求項１３４に記載の導管。
136. 前記遠位導管先端部が、ポリマー、または完全にもしくは部分的に金属化されたポリマーを含む、請求項１０２または１０３のいずれか１項に記載の導管。
137. 前記遠位導管先端部は、大部分または本質的に、ポリマー、または完全にもしくは部分的に金属化されたポリマーからなる、請求項１０２または１０３のいずれか１項に記載の導管。
138. ポリマーがポリカーボネートまたはポリエーテルエーテルケトンである、請求項１３６または１３７のいずれか１項に記載の導管。
139. 前記遠位導管先端部が、可塑性または弾性のポリマーを含む、請求項１０２または１０３のいずれか１項に記載の導管。
140. 前記遠位導管先端部が、大部分または本質的に、可塑性または弾性のポリマーからなる、請求項１０２または１０３のいずれか１項に記載の導管。
141. 前記可塑性または弾性のポリマーが、ポリウレタン、Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、Ｐｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、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、延伸ポリテトラフルオロエチレン、ポリエチレンテレフタレート、熱可塑性シリコーンポリカーボネートエラストマー、ポリエーテルブロックアミド、及びそれらの組み合わせである、請求項１３９または１４０のいずれか１項に記載の導管。
142. 前記可塑性または弾性のポリマーが、２０〜８０Ａ、２０〜３０Ａ、３０〜４０Ａ、４０〜５０Ａ、５０〜６０Ａ、６０〜７０Ａ、７０〜８０Ａの範囲のショア硬度を有する、請求項４または１３９〜１４１のいずれか１項に記載の導管。
143. 前記可塑性または弾性のポリマーが、２０Ａ、２５Ａ、３０Ａ、３５Ａ、４０Ａ、４５Ａ、５０Ａ、５５Ａ、６０Ａ、６５Ａ、７０Ａ、７５Ａまたは８０Ａのショア硬度を有する請求項１３９〜１４１のいずれか１項に記載の導管。
144. 前記可塑性または弾性のポリマーが、７０Ａのショア硬度のＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５Ａ、または４５Ａもしくは５５Ａのショア硬度を有するＰｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイである、請求項１３９〜１４１のいずれか１項に記載の導管。
145. 前記遠位導管先端部が、金属ワイヤー支持体をさらに備える、請求項１３９〜１４４のいずれか１項に記載の導管。
146. 金属ワイヤー支持体が、編組、コイル、または螺旋構成である、請求項１４５に記載の導管。
147. ワイヤーが、ニチノールまたはステンレス鋼を含む、請求項１４５または１４６のいずれか１項に記載の導管。
148. コイル形状に巻かれた前記ニチノールワイヤーが、０．００４〜０．０１２インチ、または０．００８〜０．０１０インチの直径である、請求項１４７に記載の導管。
149. 前記ニチノールワイヤーが、０．０１５〜０．０４インチのピッチまたは０．０２〜０．０３インチのピッチを有するコイル形状で巻かれている、請求項１４７及び１４８のいずれか１項に記載の導管。
150. 編組構成で適用される前記ニチノールワイヤーが、０．００２〜０．００８インチの直径、または０．００４インチの直径である、請求項１４７に記載の導管。
151. 編組構成で適用された前記ニチノールワイヤーが、１つのストランドまたは２つのストランドに適用される、請求項１４７または１５０のいずれか１項に記載の導管。
152. 前記ステンレス鋼が、３００シリーズ、４００シリーズ、３０４、３１６、３１６Ｌ、または３１６ＬＶＭステンレス鋼である、請求項１４７に記載の導管。
153. 前記遠位導管先端部が、以下：
     ｉ）金属；
     ｉｉ）ステンレス鋼、チタニウム、金、白金、またはニチノール；
     ｉｉｉ）硬質ポリマー；
     ｉｖ）ポリカーボネートまたはポリエーテルエーテルケトン；
     ｖ）可塑性または弾性のポリマー；
     ｖｉ）ポリウレタン、Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、Ｐｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、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、延伸ポリテトラフルオロエチレン、ポリエチレンテレフタレート、熱可塑性シリコーンポリカーボネートエラストマー、ポリエーテルブロックアミド、
     のうちの１つ以上を含む、請求項１０２または１０３に記載の導管。
154. 前記遠位導管先端部の内面、外面、または内面及び外面の両方が、２〜１６μｍＲａ、または４〜８μｍＲａの範囲の表面粗さを有する、請求項１０２〜１５３のいずれか１項に記載の導管。
155. 前記遠位導管先端部の前記遠位セグメントの前記遠位端が、全半径であり、かつ前記外面から前記内面へ完全に弓形である、請求項１０２〜１５４のいずれか１項に記載の導管。
156. 遠位導管先端部の遠位端分がタケノコ継手を備える、請求項１０２から１５５のいずれか１項に記載の導管。
157. 前記導管内の流体経路にアクセスするための側方ポートを備える、請求項１０２または１０３のいずれか１項に記載の導管。
158. 前記側方ポートセグメントの前記近位端が、ポンプ、または前記近位導管セグメントの前記遠位端を連結するか、またはそれに連結されるように構成されている、請求項１５７に記載の導管。
159. 前記側方ポートセグメントの前記遠位端は、近位導管セグメントの前記近位端または遠位導管セグメントの前記近位端を接続するか、またはそれに接続されるように構成されている、請求項１５７に記載の導管。
160. 連結のための前記構成または連結の前記方法が、以下：
     ｉ）摩擦嵌合；
     ｉｉ）タケノコ継手；
     ｉｉｉ）半径方向圧縮固定器具または固定輪；
     ｉｖ）１つ以上のタケノコ継手及び半径方向圧縮固定器具もしくは固定輪を備えたインラインコネクタ；または
     ｖ）接着剤；
     のうちの１つ以上による、請求項１５７または１５９のいずれか１項に記載の導管。
161. 前記側方ポートが、剛性セグメント及び可塑性セグメントを含む、請求項１５７に記載の導管。
162. 前記剛性側方ポートセグメントが、硬質ポリマーを含み、前記可塑性側方ポートセグメントが、可塑性または弾性のポリマーを含む、請求項１６１に記載の導管。
163. 前記可塑性側方ポートセグメントがポリウレタンを含む、請求項１６１または１６２のいずれか１項に記載の導管。
164. 前記可塑性側方ポートセグメントが編組もしくはコイルワイヤー支持体、またはそれらの組み合わせを備える、請求項１６１〜１６３のいずれか１項に記載の導管。
165. 前記可塑性側方ポートセグメントの前記網組または前記コイルワイヤー支持体がニチノールを含む、請求項１６４に記載の導管。
166. 前記可塑性側方ポートセグメントがクランプを備える、請求項１５７〜１６５のいずれか１項に記載の導管。
167. 前記流体経路と流体連通する前記側方ポートの部分が、キャップを備える、請求項１５７に記載の導管。
168. 前記キャップが：
     ｉｖ）硬質もしくは剛性であるか；
     ｖ）可塑性であるか；または
     ｖｉ）硬い部分と可塑性の部分とを備える、請求項１６７に記載の導管。
169. 前記キャップが、以下：
     ｖ）シリンジ先端部が前記キャップ内に挿入されたときに開く止血弁；
     ｖｉ）クロスカット膜を有する止血弁；
     ｖｉｉ）止血弁を備えたＴｕｏｈｙ Ｂｏｒｓｔアダプター；及び
     ｖｉｉｉ）前記側方ポートへの流体の注入を可能にする三方向サイドアーム、
     のうちの１つ以上を備える、請求項１６７または１６８のいずれか１項に記載の導管。
170. 前記キャップが、ねじ付きルアー継手によって前記側方ポートに連結される、請求項１６７〜１６９のいずれか１項に記載の導管。
171. 近位導管セグメント、遠位導管セグメント、または側方ポートセグメントの一方または両方の端部が、前記導管セグメントの中間セグメントまたは前記側方ポートよりも大きな壁厚を有する、請求項８１、８３または１３６のいずれか１項に記載の導管。
172. 近位導管セグメント、遠位導管セグメント、遠位導管先端部、または側方ポートの全てまたは一部がさらに、抗血栓性表面コーティングを備える、請求項１０２〜１７１のいずれか１項に記載の導管。
173. 前記コーティングが親水性であり、ヘパリンを含む、請求項１７２に記載の導管。
174. 前記コーティングが、Ａｓｔｕｔｅ（登録商標）またはＡｐｐｌａｕｓｅ（商標）である、請求項１７２または１７３のいずれか１項に記載の導管。
175. 繊維質である外層の少なくとも一部分、及び前記内面の少なくとも一部分という２つの部分のカフをさらに備え、
     前記２つのカフ部分が、近位導管セグメント、遠位導管セグメント、または遠位導管先端部の可塑性近位部分の周囲に互いに付着するように構成されている、請求項１０２または１０３のいずれか１項に記載の導管。
176. テクスチャ加工された内面の少なくとも一部が、一連の円周方向に連続するかまたは交互に割り込まれた突起を備える、請求項１７５に記載のカフ。
177. 繊維状外面の少なくとも一部が、ダクロンまたはポリエステルベロアを含む、請求項１７５または１７６のいずれか１項に記載のカフ。
178. 血液ポンプから静脈または動脈に血液を輸送するための導管であって、
     近位端と遠位端とを有する管状本体を備えた可塑性の、圧縮抵抗かつねじれ抵抗の近位セグメントであって、前記管状本体は、前記近位端と前記遠位端との間の導管管腔を画定する、前記近位セグメントと；
     近位セグメント及び遠位セグメントを備える、概して管状の遠位導管先端部であって；
     前記遠位導管先端部の前記近位端は、前記近位導管セグメントの前記遠位端に連結され；
     前記第２の遠位導管先端部の前記遠位セグメントが、２つの遠位端部を有し；
     前記遠位導管先端部の前記遠位部分の前記管腔の断面積は、前記近位導管セグメントの前記管腔または前記遠位導管先端部の前記近位セグメントの前記管腔の断面積よりも小さい、
     前記遠位導管先端部と、
     を備える、前記導管。
179. 前記遠位導管先端部の前記近位セグメントが、前記遠位導管先端部の前記遠位セグメントと斜めの角度で交差する、請求項１７８に記載の導管。
180. 前記遠位導管先端部の前記近位セグメントが、前記遠位導管先端部の前記遠位セグメントと鋭角で交差する、請求項１７８に記載の導管。
181. 前記遠位導管先端部の前記近位セグメントが、前記遠位導管先端部の前記遠位セグメントと１５〜９０度の範囲の角度で交差する、請求項１７８に記載の導管。
182. 前記遠位導管先端部の前記近位セグメントが、前記遠位導管先端部の前記遠位セグメントと９０度の角度で交差する、請求項１７８に記載の導管。
183. 前記遠位導管先端部の前記近位セグメントと前記遠位導管先端部の前記遠位セグメントの逆向き部分との間の角度が、１５〜７５度の範囲であるか、３０度であるか、または４５度である、請求項１７８に記載の導管。
184. 前記近位導管セグメントと前記遠位導管先端部との間に挿入された遠位導管セグメントをさらに備え、
     前記導管の前記近位セグメントの前記遠位端が、前記遠位セグメントの前記近位端に連結され；かつ
     前記導管の前記遠位セグメントの前記遠位端が、前記遠位導管先端部の前記近位端に連結される、請求項１７８に記載の導管。
185. 前記近位導管セグメント及び前記遠位導管セグメントが、以下：
     ｖ）摩擦嵌合；
     ｖｉ）タケノコ継手；
     ｖｉｉ）両端にタケノコ継手を備えたインラインコネクタ及び半径方向圧縮固定器具もしくは固定輪；または
     ｖｉｉｉ）接着剤；
     のうちの１つ以上によって接続されている、請求項１８４に記載の導管。
186. 前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントが、可塑性または弾性のポリマーを含む、請求項１７８または１８４のいずれか１項に記載の導管。
187. 前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントが、大部分または本質的に、可塑性または弾性のポリマーからなる、請求項１７８または１８４のいずれか１項に記載の導管。
188. 前記可塑性または弾性のポリマーが、ポリウレタン、Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、Ｐｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、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、延伸ポリテトラフルオロエチレン、ポリエチレンテレフタレート、熱可塑性シリコーンポリカーボネートエラストマー、ポリエーテルブロックアミド、及びそれらの組み合わせである、請求項１８６または１８７のいずれか１項に記載の導管。
189. 前記可塑性または弾性のポリマーが、２０〜８０Ａ、２０〜３０Ａ、３０〜４０Ａ、４０〜５０Ａ、５０〜６０Ａ、６０〜７０Ａ、７０〜８０Ａの範囲のショア硬度を有する、請求項１８６〜１８８のいずれか１項に記載の導管。
190. 前記可塑性または弾性のポリマーが、２０Ａ、２５Ａ、３０Ａ、３５Ａ、４０Ａ、４５Ａ、５０Ａ、５５Ａ、６０Ａ、６５Ａ、７０Ａ、７５Ａまたは８０Ａのショア硬度を有する請求項１８６〜１８８のいずれか１項に記載の導管。
191. 前記可塑性または弾性のポリマーが、７０Ａのショア硬度のＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５Ａ、または４５Ａもしくは５５Ａのショア硬度を有するＰｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイである、請求項１８６〜１８８のいずれか１項に記載の導管。
192. 前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントが、金属ワイヤー支持体をさらに備える、請求項１８６〜１９１のいずれか１項に記載の導管。
193. 金属ワイヤー支持体が、編組、コイル、または螺旋構成であり、円形断面を有しても、または扁平断面を有してもよい、請求項１９２に記載の導管。
194. 前記金属ワイヤー支持体が、可塑性または弾性のポリマーの２つの層の間に配置される、請求項１９２または１９３のいずれか１項に記載の導管。
195. ワイヤーが、ニチノールまたはステンレス鋼を含む、請求項１９２〜１９４のいずれか１項に記載の導管。
196. コイル形状に巻かれた前記ニチノールワイヤーが、０．００４〜０．０１２インチ、または０．００８〜０．０１０インチの直径である、請求項１９５に記載の導管。
197. 前記ニチノールワイヤーが、０．０１５〜０．０４インチのピッチまたは０．０２〜０．０３インチのピッチを有するコイル形状で巻かれている、請求項１９５または１９６のいずれか１項に記載の導管。
198. 編組構成で適用される前記ニチノールワイヤーが、０．００２〜０．００８インチの直径、または０．００４インチの直径である、請求項１９５または１９６のいずれか１項に記載の導管。
199. 編組構成で適用された前記ニチノールワイヤーが、１つのストランドまたは２つのストランドに適用される、請求項１９５、１９６または１１７のいずれか１項に記載の導管。
200. 前記ステンレス鋼が、３００シリーズ、４００シリーズ、３０４、３１６、３１６Ｌ、または３１６ＬＶＭステンレス鋼である、請求項１９５に記載の導管。
201. 前記近位導管セグメントが、編組ワイヤー支持体を含み、前記遠位導管セグメントがコイルワイヤー支持体を含む、請求項１９２〜２００のいずれか１項に記載の導管。
202. 前記近位導管セグメント、前記遠位導管セグメント、または側方ポートが、１つ以上のクランプを備える、請求項１７８〜２０１のいずれか１項に記載の導管。
203. 編組構成で適用される金属ワイヤー支持体を含む可塑性または弾性のポリマーのセグメント上にクランプが配置される、請求項２０２に記載の導管。
204. 前記遠位導管先端部の前記近位端が、以下：
     ｖｉ）摩擦嵌合；
     ｖｉｉ）タケノコ継手；
     ｖｉｉｉ）半径方向圧縮固定器具または固定輪；
     ｉｘ）１つ以上のタケノコ継手及び半径方向圧縮固定器具もしくは固定輪を備えたインラインコネクタ；または
     ｘ）接着剤；
     のうちの１つ以上によって前記導管の前記近位セグメントまたは前記遠位セグメントの前記遠位部分に接続される、請求項１７８または１８４のいずれか１項に記載の導管。
205. 前記遠位導管先端部の遠位端の前記管腔の断面積が、前記導管の近位セグメントまたは遠位セグメントの前記管腔の断面積よりも５０％〜６０％、６０％〜７０％、７０〜８０％、または８０〜９０％小さい、請求項１７８または１８４に記載の導管。
206. 前記遠位導管先端部の前記端部の管腔の直径が、前記導管の近位セグメントまたは遠位セグメントの前記管腔の直径よりも５０％〜６０％、６０％〜７０％、７０〜８０％、または８０〜９０％小さい、請求項１７８または１８４に記載の導管。
207. 前記遠位導管先端部の前記遠位端の前記管腔の直径が１．０〜３．５ｍｍであり、前記導管の前記近位セグメントまたは前記遠位セグメントの前記管腔の直径が３．０〜５．０ｍｍまたは３．０〜６．０である、請求項１７８、１８４、または２０６のいずれか１項に記載の導管。
208. 前記遠位導管先端部の前記遠位端の前記管腔の断面積が、前記遠位導管先端部の近位部分の前記管腔の断面積よりも５０％〜６０％、６０％〜７０％、７０〜８０％、または８０〜９０％小さい、請求項１７８または１８４に記載の導管。
209. 前記遠位導管先端部の遠位端の前記管腔の直径が、前記遠位導管の前記近位部分の前記管腔の直径よりも５０％〜６０％、６０％〜７０％、７０〜８０％、または８０〜９０％小さい、請求項１７８または１８４に記載の導管。
210. 前記導管先端部の前記遠位端の前記管腔の直径が１．０〜３．０ｍｍであり、前記遠位導管の前記近位部分の前記管腔の直径が３．０〜５．０ｍｍまたは３．０〜６．０ｍｍである、請求項１７８、１８４または２０９のいずれか１項に記載の導管。
211. １５０ｍＬ／分以上、２００ｍＬ／分以上、２５０ｍＬ／分以上、３００ｍＬ／分以上、３５０ｍＬ／分以上、４００ｍＬ／分以上、４５０ｍＬ／分以上、５００ｍＬ／分以上、５５０ｍＬ／分以上、または６００ｍＬ／分以上の流量で操作する場合、前記導管の前記遠位端を出ていく血液が、前記導管の前記近位端に入っていく血液よりも５０％、１００％、１５０％、２００％、２５０％、３００％、３５０％、４００％、４５０％または５００％高い平均速度を有する、請求項２０５〜２１０のいずれか１項に記載の導管。
212. 作動時に、遠位導管の遠位端から出ていく血液がジェット効果によってさらに画定される、請求項２０５〜２１１のいずれか１項に記載の導管。
213. 前記遠位導管先端部が、金属または金属合金を含む、請求項１７８または１８４に記載の導管。
214. 前記遠位導管先端部が、大部分または本質的に、金属または金属合金からなる、請求項１７８または１８４に記載の導管。
215. 前記金属または金属合金が、ステンレス鋼、チタン、ニチノール、金、または白金である、請求項２１３または２１４のいずれか１項に記載の導管。
216. 前記ステンレス鋼が、３００シリーズ、３０４、３１６、３１６Ｌ、３１６ＬＶＭ、または４００シリーズのステンレス鋼である、請求項２１５に記載の導管。
217. 前記遠位導管先端部が、ポリマー、または完全にもしくは部分的に金属化されたポリマーを含む、請求項１７８または１８４のいずれか１項に記載の導管。
218. 前記遠位導管先端部は、大部分または本質的に、ポリマー、または完全にもしくは部分的に金属化されたポリマーからなる、請求項１７８または１８４のいずれか１項に記載の導管。
219. ポリマーがポリカーボネートまたはポリエーテルエーテルケトンである、請求項２１７または２１８のいずれか１項に記載の導管。
220. 前記遠位導管先端部が、可塑性または弾性のポリマーを含む、請求項１７８または１８４のいずれか１項に記載の導管。
221. 前記遠位導管先端部が、大部分または本質的に、可塑性または弾性のポリマーからなる、請求項１７８または１８４のいずれか１項に記載の導管。
222. 前記可塑性または弾性のポリマーが、ポリウレタン、Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、Ｐｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、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、延伸ポリテトラフルオロエチレン、ポリエチレンテレフタレート、熱可塑性シリコーンポリカーボネートエラストマー、ポリエーテルブロックアミド、及びそれらの組み合わせである、請求項２２０または２２１のいずれか１項に記載の導管。
223. 前記可塑性または弾性のポリマーが、２０〜８０Ａ、２０〜３０Ａ、３０〜４０Ａ、４０〜５０Ａ、５０〜６０Ａ、６０〜７０Ａ、７０〜８０Ａの範囲のショア硬度を有する、請求項２２０〜２２２のいずれか１項に記載の導管。
224. 前記可塑性または弾性のポリマーが、２０Ａ、２５Ａ、３０Ａ、３５Ａ、４０Ａ、４５Ａ、５０Ａ、５５Ａ、６０Ａ、６５Ａ、７０Ａ、７５Ａまたは８０Ａのショア硬度を有する請求項２２０〜２２２のいずれか１項に記載の導管。
225. 前記可塑性または弾性のポリマーが、７０Ａのショア硬度のＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５Ａ、または４５Ａもしくは５５Ａのショア硬度を有するＰｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイである、請求項２２０〜２２２のいずれか１項に記載の導管。
226. 前記遠位導管先端部が、金属ワイヤー支持体をさらに備える、請求項２２０〜２２５のいずれか１項に記載の導管。
227. 金属ワイヤー支持体が、編組、コイル、または螺旋構成である、請求項２２６に記載の導管。
228. ワイヤーが、ニチノールまたはステンレス鋼を含む、請求項２２６または２２７のいずれか１項に記載の導管。
229. コイル形状に巻かれた前記ニチノールワイヤーが、０．００４〜０．０１２インチ、または０．００８〜０．０１０インチの直径である、請求項２２８に記載の導管。
230. 前記ニチノールワイヤーが、０．０１５〜０．０４インチのピッチまたは０．０２〜０．０３インチのピッチを有するコイル形状で巻かれている、請求項２２８または２２９のいずれか１項に記載の導管。
231. 編組構成で適用される前記ニチノールワイヤーが、０．００２〜０．００８インチの直径、または０．００４インチの直径である、請求項２２８に記載の導管。
232. 編組構成で適用された前記ニチノールワイヤーが、１つのストランドまたは２つのストランドに適用される、請求項２２８及び２３１のいずれか１項に記載の導管。
233. 前記ステンレス鋼が、３００シリーズ、４００シリーズ、３０４、３１６、３１６Ｌ、または３１６ＬＶＭステンレス鋼である、請求項２２８に記載の導管。
234. 前記遠位導管先端部が、以下：
     ｖｉｉ）金属；
     ｖｉｉｉ）ステンレス鋼、チタニウム、金、白金、またはニチノール；
     ｉｘ）硬質ポリマー；
     ｘ）ポリカーボネートまたはポリエーテルエーテルケトン；
     ｘｉ）可塑性または弾性のポリマー；
     ｘｉｉ）ポリウレタン、Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、Ｐｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、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、延伸ポリテトラフルオロエチレン、ポリエチレンテレフタレート、熱可塑性シリコーンポリカーボネートエラストマー、ポリエーテルブロックアミド、
     のうちの１つ以上を含む、請求項１７８または１８４に記載の導管。
235. 前記遠位導管先端部の内面、外面、または内面及び外面の両方が、２〜１６μｍＲａ、または４〜８μｍＲａの範囲の表面粗さを有する、請求項１７８〜２３４のいずれか１項に記載の導管。
236. 前記遠位導管先端部の前記遠位セグメントの前記遠位端が、全半径を有し、かつ前記外面から前記内面へ完全に弓形である、請求項１７８〜２３５のいずれか１項に記載の導管。
237. 遠位導管先端部の遠位端分がタケノコ継手を備える、請求項１７８〜２３６のいずれか１項に記載の導管。
238. 前記導管内の流体経路にアクセスするための側方ポートを備える、請求項１７８または１８４のいずれか１項に記載の導管。
239. 前記側方ポートセグメントの前記近位端が、ポンプ、または前記近位導管セグメントの前記遠位端を連結するか、またはそれに連結されるように構成されている、請求項２３８に記載の導管。
240. 前記側方ポートセグメントの前記遠位端は、近位導管セグメントの前記近位端または遠位導管セグメントの前記近位端を接続するか、またはそれに接続されるように構成されている、請求項２３８に記載の導管。
241. 連結のための前記構成または連結の前記方法が、以下：
     ｖｉ）摩擦嵌合；
     ｖｉｉ）タケノコ継手；
     ｖｉｉｉ）半径方向圧縮固定器具または固定輪；
     ｉｘ）１つ以上のタケノコ継手及び半径方向圧縮固定器具もしくは固定輪を備えたインラインコネクタ；または
     ｘ）接着剤；
     のうちの１つ以上による、請求項２３８または２４０のいずれか１項に記載の導管。
242. 前記側方ポートが、剛性セグメント及び可塑性セグメントを含む、請求項２３８に記載の導管。
243. 前記剛性側方ポートセグメントが、硬質ポリマーを含み、前記可塑性側方ポートセグメントが、可塑性または弾性のポリマーを含む、請求項２４２に記載の導管。
244. 前記可塑性側方ポートセグメントがポリウレタンを含む、請求項２４２または２４３のいずれか１項に記載の導管。
245. 前記可塑性側方ポートセグメントが編組もしくはコイルワイヤー支持体、またはそれらの組み合わせを備える、請求項２４２〜２４４のいずれか１項に記載の導管。
246. 前記可塑性側方ポートセグメントの前記網組または前記コイルワイヤー支持体がニチノールを含む、請求項２４５に記載の導管。
247. 前記可塑性側方ポートセグメントがクランプを備える、請求項１５７〜１６５のいずれか１項に記載の導管。
248. 前記流体経路と流体連通する前記側方ポートの部分が、キャップを備える、請求項１５７に記載の導管。
249. 前記キャップが：
     ｖｉｉ）硬質もしくは剛性であるか；
     ｖｉｉｉ）可塑性であるか；または
     ｉｘ）硬い部分と可塑性の部分とを備える、請求項１６７に記載の導管。
250. 前記キャップが、以下：
     ｉｘ）シリンジ先端部が前記キャップ内に挿入されたときに開く止血弁；
     ｘ）クロスカット膜を有する止血弁；
     ｘｉ）止血弁を備えたＴｕｏｈｙ Ｂｏｒｓｔアダプター；及び
     ｘｉｉ）前記側方ポートへの流体の注入を可能にする三方向サイドアーム、
     のうちの１つ以上を備える、請求項１６７または１６８のいずれか１項に記載の導管。
251. 前記キャップが、ねじ付きルアー継手によって前記側方ポートに連結される、請求項１６７〜１６９のいずれか１項に記載の導管。
252. 近位導管セグメント、遠位導管セグメント、または側方ポートセグメントの一方または両方の端部が、前記導管セグメントの中間セグメントまたは前記側方ポートよりも大きな壁厚を有する、請求項８１、８３または１３６のいずれか１項に記載の導管。
253. 近位導管セグメント、遠位導管セグメント、遠位導管先端部、または側方ポートの全てまたは一部がさらに、抗血栓性表面コーティングを備える、請求項１７８〜２５２のいずれか１項に記載の導管。
254. 前記コーティングが親水性であり、ヘパリンを含む、請求項２５３に記載の導管。
255. 前記コーティングが、Ａｓｔｕｔｅ（登録商標）またはＡｐｐｌａｕｓｅ（商標）である、請求項２５３または２５４のいずれか１項に記載の導管。
256. 繊維質である外層の少なくとも一部分、及び前記内面の少なくとも一部分という２つの部分のカフをさらに備え、
     前記２つのカフ部分が、近位導管セグメント、遠位導管セグメント、または遠位導管先端部の可塑性近位部分の周囲に互いに付着するように構成されている、請求項１７８または１８４のいずれか１項に記載の導管。
257. テクスチャ加工された内面の少なくとも一部は、一連の円周方向に連続するかまたは交互に割り込まれた突起を備える、請求項２５６に記載のカフ。
258. 繊維状外面の少なくとも一部が、ダクロンまたはポリエステルベロアを含む、請求項２５６または２５７のいずれか１項に記載のカフ。
259. 動脈、静脈、心房もしくは他の血液含有構造から血液を血液ポンプに輸送するか、または血液ポンプから血液を動脈、静脈、心房もしくは他の血液含有構造へ輸送するための導管であって：
     ｉ）近位端及び遠位端を有する管状本体を備えた可塑性の近位導管セグメントであって、前記管状本体は、前記近位端と前記遠位端との間の導管管腔を画定する、前記近位導管セグメントと；
     ｉｉ）近位端及び遠位端を有する管状本体を備えた遠位導管先端部と；
     ｉｉｉ）前記近位導管セグメントの前記遠位部分から前記遠位導管先端部の遠位端面の遠位領域まで遠位に延在する１つ以上の細長いリブを備える遠位導管先端部保護ケージ構造と；
     を備える、前記導管。
260. 前記遠位導管先端部保護ケージ構造が、２つ、３つ、４つ、５つ、６つ、７つまたは８つの細長いリブを有する、請求項２５９に記載の導管。
261. 前記遠位導管先端部保護ケージ構造が、ニチノール、ステンレス鋼、弾性ポリマー、またはそれらの組み合わせを含む、請求項２５９または２６０のいずれか１項に記載の導管。
262. 前記遠位導管先端部保護ケージ構造が、大部分または本質的に、ニチノール、ステンレス鋼、または弾性ポリマーからなる、請求項２５９または２６０のいずれか１項に記載の導管。
263. 前記ステンレス鋼が、３００シリーズ、４００シリーズ、３０４、３１６、３１６Ｌ、または３１６ＬＶＭステンレス鋼である、請求項２６１または２６２のいずれか１項に記載の導管。
264. 前記遠位導管先端部保護ケージ構造が、２〜１６μｍＲａ、または４〜８μｍＲａの範囲の表面粗さを有する、請求項２５９〜２６３のいずれか１項に記載の導管。
265. 前記遠位導管先端部保護ケージ構造の近位部分が、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記遠位部分、前記遠位導管先端部、または前記近位導管セグメントもしくは前記遠位導管セグメントの前記遠位部分及び前記遠位導管先端部の両方に連結されたリング、リング状、冠状またはステント状構造を有する、請求項２５９に記載の導管。
266. 前記遠位導管先端部保護ケージ構造の遠位部分が、細長いリブに連結されているリング、リング状、冠状、またはステント状構造を有する、請求項２５９のいずれか１項に記載の導管。
267. 細長いリブが、遠位リング、リング状、冠状、またはステント状構造なしで一緒に遠位に連結される、請求項２５９のいずれか１項に記載の導管。
268. 細長いリブが一緒に遠位に連結されていない、請求項２５９のいずれか１項に記載の導管。
269. 前記遠位導管先端部保護ケージ構造の遠位端が、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの長軸に対して平行な軸に沿って平行移動されたとき、前記遠位導管先端部保護ケージ構造が、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸を横断する軸に沿った寸法で拡張または収縮する、請求項２５９のいずれか１項に記載の導管。
270. 遠位導管先端部保護ケージ構造が、６〜３０ｍｍの拡張直径を有し、軸に沿って測定されたとき、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸に平行な軸に沿って横断する請求項２６９のいずれか１項に記載の導管。
271. 遠位導管先端部保護ケージ構造が、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸を横断する軸に沿って測定した場合に、前記遠位導管先端部の直径よりも１０％〜２５％、２５％〜５０％、５０％〜７５％、７５％〜１００％、１００％〜２００％、または２００％〜４００％以上拡張した直径を有する、請求項２６９に記載の導管。
272. 前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸に平行な軸に沿って測定した場合、拡張遠位導管先端部保護ケージ構造の少なくとも１つのリブが１０〜６０ｍｍの長さを有する、請求項２５９に記載の導管。
273. 拡張遠位導管先端部保護ケージ構造の少なくとも１つのリブが、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸と平行な軸に沿って測定される場合、前記遠位導管先端部の長さと同じ長さを有する、請求項２５９に記載の導管。
274. 拡張遠位導管先端部保護ケージ構造の少なくとも１つのリブが、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸に平行な軸に沿って測定した場合、前記遠位導管先端部の長さよりも１０％〜２５％、２５％〜５０％、５０％〜７５％、７５％〜１００％、１００％〜２００％、または２００％〜４００％またはそれを超える長さを有する、請求項２５９に記載の導管。
275. 拡張遠位導管先端部保護ケージ構造の少なくとも１つのリブの断面形状が、円形、正方形、長方形、または楕円形である、請求項２５９に記載の導管。
276. 拡張遠位導管先端部保護ケージ構造の少なくとも１つのリブが、０．３〜２．０ｍｍの範囲、または０．６〜１．０ｍｍの範囲の直径または幅を有する、請求項２５９または２７５のいずれか１項に記載の導管。
277. 前記遠位導管先端部が、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸に平行な平面上で参照されるように、拡張された前記遠位導管先端部保護ケージの中央に配置される、請求項２５９のいずれか１項に記載の導管。
278. 前記遠位導管先端部が、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸に平行な平面上で参照されるように、拡張された前記遠位導管先端部保護ケージの中央に対して近位に、または遠位に配置される、請求項２５９に記載の導管。
279. 前記遠位導管先端部が、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸を横断する平面上で参照されるように、拡張された前記遠位導管先端部保護ケージの中央に配置される、請求項２５９のいずれか１項に記載の導管。
280. 前記遠位導管先端部が、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸を横断する平面上で参照されるように、拡張された前記遠位導管先端部保護ケージの中央に対して近位にまたは遠位に配置される、請求項２５９のいずれか１項に記載の導管。
281. 血液ポンプと；
     動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造から血液を血液ポンプに輸送するための第１の導管であって：
     第１の近位端と第１の遠位端とを有する第１の管状導管本体を備えた可塑性の、圧縮抵抗かつねじれ抵抗の第１の近位セグメントであって、前記第１の管状本体は、前記第１の近位端と前記第１の遠位端との間の第１の導管管腔を画定する、前記第１の近位セグメントと；
     第１の遠位導管先端部、及び第１の遠位導管先端部保護ケージ構造をさらに備える第１の遠位先端部アセンブリであって：
     前記第１の遠位導管先端部は、第１の近位端及び第１の遠位端を有する第１の遠位導管先端部本体を備え、前記第１の遠位導管先端部本体は、前記第１の遠位導管先端部の前記近位端と前記第１の遠位導管先端部の前記遠位端との間の第１の遠位導管先端部管腔を画定し；
     前記第１の遠位導管先端部の前記近位端は、前記第１の近位セグメントの前記遠位端に連結され；
     前記第１の遠位導管先端部の前記遠位端は、少なくとも２つのピーク部分及び少なくとも２つの谷部分を有する端面を有し；
     前記第１の遠位導管先端部保護ケージ構造が、前記近位導管セグメントの前記遠位部分から、または前記遠位導管先端部から、前記遠位導管先端部の前記遠位端面に対して遠位領域まで遠位に延在する２つ以上の細長いリブを備える、
     前記第１の遠位先端部アセンブリと；
     を備える、前記第１の導管と、
     前記血液ポンプから静脈または動脈に血液を輸送するための第２の導管であって：
     第２の近位端と第２の遠位端とを有する第２の管状導管本体を備えた可塑性の、圧縮抵抗かつねじれ抵抗の第２の近位セグメントであって、前記第２の管状導管本体は、前記第２の近位端と前記第２の遠位端との間の第２の導管管腔を画定する、前記第２の近位セグメントと；
     近位端及び遠位端を有する概して管状の第２の遠位導管先端部であって、前記第２の遠位導管先端部の前記近位端が、前記第２の近位導管セグメントの前記遠位端に連結される、前記第２の遠位導管先端部と；を備え、
     前記第２の遠位導管先端部の前記遠位部分の管腔の断面積は、前記第２の遠位導管先端部の近位部分の管腔または前記第２の近位導管セグメントの管腔の断面積よりも小さい、
     前記第２の導管と、
     を備える、血液ポンプシステム。
282. 血液ポンプと；
     動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造から血液を血液ポンプに輸送するための第１の導管であって：
     第１の近位端と第１の遠位端とを有する第１の管状導管本体を備えた可塑性の、圧縮抵抗かつねじれ抵抗の第１の近位セグメントであって、前記第１の管状本体は、前記第１の近位端と前記第１の遠位端との間の第１の導管管腔を画定する、前記第１の近位セグメントと；
     第１の遠位導管先端部、及び第１の遠位導管先端部保護ケージ構造をさらに備える第１の遠位導管先端部アセンブリであって：
     前記第１の遠位導管先端部は、第１の近位端及び第１の遠位端を有する第１の遠位導管先端部本体を備え、前記第１の遠位導管先端部本体は、前記第１の遠位導管先端部の前記近位端と前記第１の遠位導管先端部の前記遠位端との間の第１の遠位導管先端部管腔を画定し；
     前記第１の遠位導管先端部の前記近位端は、前記第１の近位セグメントの前記遠位端に連結され；
     前記第１の遠位導管先端部の前記遠位端は、少なくとも２つのピーク部分及び少なくとも２つの谷部分を有する端面を有し；
     前記第１の遠位導管先端部保護ケージ構造が、前記近位導管セグメントの遠位部分から、または前記第１の遠位導管先端部から、前記第１の遠位導管先端部の前記遠位端面に対して遠位領域まで遠位に延在する２つ以上の細長いリブを備える、
     前記第１の遠位導管先端部アセンブリと；
     を備える、前記第１の導管と、
     前記血液ポンプから静脈または動脈に血液を輸送するための第２の導管であって：
     第２の近位端と第２の遠位端とを有する第２の管状導管本体を備えた可塑性の、圧縮抵抗かつねじれ抵抗の第２の近位セグメントであって、前記第２の管状導管本体は、前記第２の近位端と前記第２の遠位端との間の第２の導管管腔を画定する、第２の近位セグメントと；
     近位セグメント及び遠位セグメントを備える、概して管状の遠位導管先端部であって；
     前記第２の遠位導管先端部の近位セグメントの前記近位端が、前記第２の近位導管セグメントの前記遠位端に連結され；
     前記第２の遠位導管先端部の近位セグメントの前記遠位端が、前記第２の導管先端部の前記遠位セグメントの前記本体に接続され；
     前記第２の遠位導管先端部の前記遠位セグメントが、２つの遠位端を有し；
     前記第２の遠位導管先端部の前記遠位セグメントの管腔の断面積は、前記第２の導管の近位セグメントの管腔または前記第２の遠位導管先端部の近位セグメントの管腔の断面積よりも小さい、
     前記管状の遠位導管先端部と、
     を備える、前記第２の導管と、
     を備える、血液ポンプシステム。
283. 血液ポンプと；
     動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造から血液を血液ポンプに輸送するための第１の導管であって：
     第１の近位端と第１の遠位端とを有する第１の管状導管本体を備えた可塑性の、圧縮抵抗かつねじれ抵抗の第１の近位セグメントであって、前記第１の管状本体は、前記第１の近位端と前記第１の遠位端との間の第１の導管管腔を画定する、前記第１の近位セグメントと；
     第１の遠位導管先端部をさらに備える第１の遠位先端部アセンブリと、
     を備える、前記第１の導管と、
     前記血液ポンプから静脈または動脈に血液を輸送するための第２の導管であって：
     第２の近位端と第２の遠位端とを有する第２の管状導管本体を備えた可塑性の、圧縮抵抗かつねじれ抵抗の第２の近位セグメントであって、前記第２の管状導管本体は、前記第２の近位端と前記第２の遠位端との間の第２の導管管腔を画定する、前記第２の近位セグメントと；
     近位端及び遠位端を有する概して管状の第２の遠位導管先端部であって、前記第２の遠位導管先端部の前記近位端が、前記第２の近位導管セグメントの前記遠位端に連結される、前記遠位導管先端部と；を備え、
     前記第２の遠位導管先端部の前記遠位部分の管腔の断面積は、第２の遠位導管先端部の近位部分の管腔または前記第２の近位導管セグメントの管腔の断面積よりも小さい、
     前記第２の導管、
     とを備える、血液ポンプシステム。
284. 血液ポンプと；
     動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造から血液を血液ポンプに輸送するための第１の導管であって：
     第１の近位端と第１の遠位端とを有する第１の管状導管本体を備えた可塑性の、圧縮抵抗かつねじれ抵抗の第１の近位セグメントであって、前記第１の管状本体は、前記第１の近位端と前記第１の遠位端との間の第１の導管管腔を画定する、前記第１の近位セグメントと；
     第１の遠位導管先端部をさらに備える第１の遠位先端部アセンブリと、
     を備える、前記第１の導管と
     前記血液ポンプから静脈または動脈に血液を輸送するための第２の導管であって：
     第２の近位端と第２の遠位端とを有する第２の管状導管本体を備えた可塑性の、圧縮抵抗かつねじれ抵抗の第２の近位セグメントであって、前記第２の管状導管本体は、前記第２の近位端と前記第２の遠位端との間の第２の導管管腔を画定する、前記第２の近位セグメントと；
     近位セグメント及び遠位セグメントを備える、概して管状の遠位導管先端部であって；
     前記第２の遠位導管先端部の前記近位セグメントの前記近位端が、前記第２の近位導管セグメントの前記遠位端に連結され；
     前記第２の遠位導管先端部の前記近位セグメントの前記遠位端が、前記第２の導管先端部の前記遠位セグメントの前記本体に連結され；
     前記第２の遠位導管先端部の前記遠位セグメントが、２つの遠位端を有する、
     前記遠位導管先端部と；を備え、
     前記第２の遠位導管先端部の遠位セグメントの管腔の断面積は、前記第２の導管の近位セグメントの管腔または前記第２の遠位導管先端部の近位セグメントの管腔の断面積よりも小さい、
     前記第２の導管と、
     を備える、血液ポンプシステム。
285. 遠心分離式血液ポンプシステムであって：
     ポンプハウジンと；
     血液を受け入れて血液をインペラに送るためのポンプ入口と；
     上下のピボットベアリング上の前記ポンプハウジング内に吊り下げられたインペラであって：
     前記インペラの上面上であり、かつ前記インペラの中心から半径方向に伸びる複数のブレードであって、前記ポンプハウジングを通って前記入口に受け入れられた血液を前記出口に押し出すための、前記複数のブレードと；
     前記底面から前記インペラを通って上面まで前記インペラの中心軸に平行に延在する少なくとも１つの管腔と、
     を備える、前記インペラと；
     を備える、前記遠心分離式血液ポンプシステムと、
     前記インペラを回転させる電動モーターと；
     動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造から血液を血液ポンプに輸送するための第１の導管であって：
     近位端と遠位端とを有する第１の管状本体を備えた可塑性の、圧縮抵抗かつねじれ抵抗の第１の近位導管セグメントであって、前記管状本体は、前記近位端と前記遠位端との間の第１の近位導管セグメント管腔を画定する、前記第１の近位導管セグメントと；
     第１の遠位導管先端部、及び第１の遠位導管先端部保護ケージ構造をさらに備える第１の遠位導管先端部アセンブリであって：
     前記第１の遠位導管先端部は、近位端及び遠位端を有する本体を備え、前記管状本体は、前記近位端と前記遠位端との間の第１の遠位導管先端部管腔を画定し；
     前記第１の遠位導管先端部の前記近位端は、前記第１の導管の前記第１の近位セグメントの前記遠位端に連結され；
     前記第１の遠位導管先端部の前記遠位端は、少なくとも２つのピーク部分及び少なくとも２つの谷部分を有する端面を有し；
     前記第１の遠位導管先端部保護ケージ構造が、前記近位導管セグメントの前記遠位部分から、または前記第１の遠位導管先端部から、前記第１の遠位導管先端部の前記遠位端面に対して遠位領域まで遠位に延在する２つ以上の細長いリブを備える；
     前記第１の遠位導管先端部アセンブリと、
     を備える、前記第１の導管と、
     前記血液ポンプから静脈または動脈に血液を輸送するための第２の導管であって：
     近位端と遠位端とを有する管状本体を備えた可塑性の、圧縮抵抗かつねじれ抵抗の第２の近位セグメントであって、前記管状本体は、前記近位端と前記遠位端との間の第２の近位導管セグメントを画定する、前記第２の近位セグメントと；
     近位端及び遠位端を有する概して管状の第２の遠位導管先端部であって、前記遠位導管先端部の前記近位端が、前記導管の前記第２の近位セグメントの前記遠位端に連結される、前記第２の遠位導管先端部と；を備え、
     前記第２の遠位導管先端部の前記遠位部分の管腔の断面積は、前記第２の遠位導管先端部の近位部分の管腔または前記第２の近位導管セグメントの管腔の断面積よりも小さい、
     前記第２の導管と、
     を備える、血液ポンプシステム。
286. 遠心分離式血液ポンプであって：
     ポンプハウジングと；
     血液を受け入れてインペラに送るためのポンプ入口と；
     上下のピボットベアリング上の前記ポンプハウジング内に吊り下げられたインペラであって：
     前記インペラの上面上であり、かつ前記インペラの中心から半径方向に伸びる複数のブレードであって、前記ポンプハウジングを通って前記入口に受け入れられた血液を前記出口に押し出すための、前記複数のブレードを備える、
     前記インペラと；
     前記インペラを回転させる電動モーターと、
     を備える、前記遠心分離血液ポンプと；
     動脈、静脈、心房、または他の血液含有構造から血液を血液ポンプに輸送するための第１の導管であって：
     近位端と遠位端とを有する第１の管状本体を備えた可塑性の、圧縮抵抗かつねじれ抵抗の第１の近位導管セグメントであって、前記管状本体は、前記近位端と前記遠位端との間の第１の近位導管セグメント管腔を画定する、前記第１の近位導管セグメントと；
     第１の遠位導管先端部、及び第１の遠位導管先端部保護ケージ構造をさらに備える第１の遠位導管先端部アセンブリであって：
     前記第１の遠位導管先端部は、近位端及び遠位端を有する本体を備え、前記管状本体は、前記近位端と前記遠位端との間の第１の遠位導管先端部管腔を画定し；
     前記第１の遠位導管先端部の前記近位端は、前記第１の導管の前記第１の近位セグメントの前記遠位端に連結され；
     前記第１の遠位導管先端部の前記遠位端は、少なくとも２つのピーク部分及び少なくとも２つの谷部分を有する端面を有し；
     前記第１の遠位導管先端部保護ケージ構造が、前記近位導管セグメントの前記遠位部分から、または前記第１の遠位導管先端部から、前記第１の遠位導管先端部の前記遠位端面に対して遠位領域まで遠位に延在する２つ以上の細長いリブを備える、
     前記第１の遠位先端部アセンブリと、
     を備える、第１の導管と；
     血液ポンプから静脈または動脈に血液を輸送するための第２の導管であって：
     近位端と遠位端とを有する管状本体を備えた可塑性の、圧縮抵抗かつねじれ抵抗の第２の近位セグメントであって、前記管状本体は、前記近位端と前記遠位端との間の第２の近位導管セグメントを画定する、前記第２の近位セグメントと；
     近位セグメント及び遠位セグメントを備える、概して管状の第２の遠位導管先端部であって；
     前記第２の遠位導管先端部の前記近位セグメントの前記近位端は、前記第２の近位導管セグメントの前記遠位端に連結され；
     前記第２の遠位導管先端部の前記近位セグメントの前記遠位端が、前記第２の導管先端部の前記遠位セグメントの前記本体に連結され；
     前記第２の遠位導管先端部の前記遠位セグメントが、２つの遠位端を有し；
     前記第２の遠位導管先端部の前記遠位セグメントの管腔の断面積は、前記第２の導管の近位セグメントの管腔または前記第２の遠位導管先端部の近位セグメントの管腔の断面積よりも小さい、
     前記第２の遠位導管先端部と、を備える
     前記第２の導管と、
     を備える、血液ポンプシステム。
287. 前記ポンプハウジングがポンプ入口を画定する、請求項２８６に記載の血液ポンプシステム。
288. 前記頂部ピボットベアリングが前記ハウジングの頂部から前記入口に延在し、底部ピボットベアリングが前記ハウジングの底部から前記ハウジングの前記内部空間に延在する、請求項２８６に記載の血液ポンプシステム。
289. 軸方向荷重が前記頂部ピボットベアリングと前記底部ピボットベアリングとの間で分担され得、前記軸方向荷重の０〜１００％が各ピボットベアリングに分配され得る、請求項２８６に記載の血液ポンプシステム。
290. 前記インペラピボットが、ピボット本体内に配置された第１ピボットインサート及び第２ピボットインサートをさらに備え、第１ピボットインサートが頂部ピボットと係合し、第２ピボットインサートが底部ピボットと係合する、請求項２８６に記載の血液ポンプシステム。
291. 前記インペラは、前記インペラを通って前記底面から前記上面まで前記インペラの中心軸に平行に延在する少なくとも１つの管腔を備える、請求項２８６に記載の血液ポンプシステム。
292. 前記血液ポンプが、前記インペラに機械的に係合される少なくとも１つの磁石を備える、請求項２８６に記載の血液ポンプシステム。
293. 前記電気モーターが、前記少なくとも１つの磁石を含む磁石アセンブリと、前記少なくとも１つの磁石を磁気的に係合させるための電気コイルアセンブリとを備え、前記電気モーターは、前記少なくとも１つの磁石及び前記インペラを回転させる、請求項２８６に記載の血液ポンプシステム。
294. ヒト患者において動静脈瘻または動静脈グラフトを作製する方法であって：
     第１の導管の一端を供与側静脈に流体的に接続することと；
     第２の導管の一端を受容側静脈に流体的に接続することと；
     少なくとも７日間、脱酸素化された血液を前記供与側静脈から前記受容側静脈にポンピングすることであって：
     血液の前記ポンピングは、前記受容側静脈内の壁せん断応力を０．７６Ｐａ以上にし、
     血液の前記ポンピングは、前記受容側静脈における平均脈圧を２０ｍｍＨｇ未満にし、
     前記受容側静脈に流体的に接続された前記導管の遠位部分における血液の平均速度は、前記受容静脈に流体接続された前記導管の中間部分における血液の平均速度よりも速く、
     血液の前記ポンピングは、末梢静脈の全直径の持続的な増加をもたらす、
     前記ポンピングすることと；
     持続的に増加した全直径を有する前記受容側静脈の少なくとも一部を使用して、前記患者に前記動静脈瘻または前記動静脈グラフトを形成することと、
     とを備える、前記方法。
295. 前記患者が、血液透析のための血管アクセスを可能にするために、動静脈瘻または動静脈グラフトを必要とする、請求項２９４に記載の方法。
296. 前記ポンプ導管アセンブリが、５０と１５００ｍｌ／分との間の速度で血液をポンピングする、請求項２９４に記載の方法。
297. 前記ポンプ導管アセンブリが、１００と１０００ｍｌ／分との間の速度で血液をポンピングする、請求項２９４に記載の方法。
298. 前記受容側静脈内の平均壁せん断応力が、前記ポンプ導管アセンブリが作動しているとき、０．７６Ｐａと２３Ｐａとの間である、請求項２９４に記載の方法。
299. 前記受容側静脈における平均壁せん断応力が、前記ポンプ導管アセンブリが作動しているとき、２．５Ｐａと１０Ｐａとの間である、請求項２９４に記載の方法。
300. 前記受容側静脈における平均壁せん断応力が、前記ポンプ導管アセンブリが作動しているとき、２．５Ｐａと７．５Ｐａとの間である、請求項２９４に記載の方法。
301. 前記ポンプ導管アセンブリが作動しているときに、前記受容側静脈内の血液の平均速度が１５と１００ｃｍ／ｓとの間である、請求項２９４に記載の方法。
302. 血液を、前記ポンプ導管アセンブリを通じて３日と４２日との間ポンピングする、請求項２９４に記載の方法。
303. 血液をポンピングした後に前記受容側静脈の全直径及び前記受容側静脈を通る血流を決定することと、
     前記ポンプ導管アセンブリのポンプ部分の速度を変化させて、前記受容側静脈内の所望の壁せん断応力または血液の平均速度を維持することと、
     をさらに包含する、請求項２９４に記載の方法。
304. 前記受容側静脈と前記ポンプ導管アセンブリとの間の接続部に隣接する前記受容静脈内の前記血液の脈圧が、前記ポンプ導管アセンブリが作動しているときに１０ｍｍＨｇ未満である、請求項２９４に記載の方法。
305. 前記受容側静脈と前記ポンプ導管アセンブリとの間の接続に隣接する前記受容側静脈内の前記血液の脈圧が、前記ポンプ導管アセンブリが作動しているときに５ｍｍＨｇ未満である、請求項２９４に記載の方法。
306. 前記受容側静脈と前記ポンプ導管アセンブリとの間の接続に隣接する前記受容側静脈内の前記血液の脈圧が、前記ポンプ導管アセンブリが作動しているときに５ｍｍＨｇ未満である、請求項２９４に記載の方法。
307. 前記血液を、前記ポンプ導管アセンブリを通じて２０〜２００ｃｍの間ポンピングする、請求項２９４に記載の方法。
308. 前記供与側静脈が、右心房、上大静脈、下大静脈、腕頭静脈、頸静脈、鎖骨下静脈、腋窩静脈、総腸骨静脈、外腸骨静脈、または大腿静脈からなる群より選択される、請求項２９４に記載の方法。
309. 前記受容側静脈が、橈側皮静脈、尺骨静脈、肘正中静脈、尺側皮静脈、上腕静脈、小伏在静脈、大伏在静脈または大腿静脈からなる群より選択される、請求項２９４に記載の方法。
310. 前記ポンプ導管アセンブリのポンプ部分が前記患者に埋め込まれる、請求項２９４に記載の方法。
311. 前記ポンプ導管アセンブリのポンプ部分が前記患者に対して体外に留まる、請求項２９４に記載の方法。
312. 前記受容側静脈の持続的に増加した全直径が、少なくとも２．０、２．５，３．０、３．５、４、５、６、８、１０または１２ｍｍである、請求項２９４に記載の方法。
313. 前記受容側静脈に流体的に接続された前記導管の遠位部分の血液の平均速度が、前記受容側静脈に流体的に接続された前記導管の中間部分における血液の平均速度よりも２５％、５０％、７５％、１００％、１５０％、２００％、３００％、４００％、５００％、または５００％より高い、請求項２９４に記載の方法。
314. 前記近位導管セグメントと前記遠位導管先端部との間に挿入された遠位導管セグメントをさらに備え、
     前記導管の前記近位セグメントの前記遠位端が、前記遠位セグメントの前記近位端に連結され；かつ
     前記導管の前記遠位セグメントの前記遠位端が、前記遠位導管先端部の前記近位端に接続される、
     請求項２８１、２８２、２８６または２８７に記載の血液ポンプシステム。
315. 前記近位及び前記遠位の導管セグメントが、以下：
     ｖｉ）摩擦嵌合；
     ｖｉｉ）タケノコ継手；
     ｖｉｉｉ）半径方向圧縮固定器具または固定輪
     ｉｘ）１つ以上のタケノコ継手及び半径方向圧縮固定器具もしくは固定輪を備えたインラインコネクタ；または
     ｘ）接着剤；
     のうちの１つ以上によって接続されている、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
316. 前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントが可塑性または弾性のポリマーを含む、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
317. 前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントが、大部分または本質的に、可塑性または弾性のポリマーからなる、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
318. 前記可塑性または弾性のポリマーが、ポリウレタン、Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、Ｐｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、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、延伸ポリテトラフルオロエチレン、ポリエチレンテレフタレート、熱可塑性シリコーンポリカーボネートエラストマー、ポリエーテルブロックアミド、及びそれらの組み合わせである、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
319. 前記可塑性または弾性のポリマーが、２０〜８０Ａ、２０〜３０Ａ、３０〜４０Ａ、４０〜５０Ａ、５０〜６０Ａ、６０〜７０Ａ、７０〜８０Ａの範囲のショア硬度を有する、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
320. 前記可塑性または弾性のポリマーが、２０Ａ、２５Ａ、３０Ａ、３５Ａ、４０Ａ、４５Ａ、５０Ａ、５５Ａ、６０Ａ、６５Ａ、７０Ａ、７５Ａまたは８０Ａのショア硬度を有する、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
     前記可塑性または弾性のポリマーが、７０Ａのショア硬度のＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５Ａまたは４５Ａもしくは５５Ａのショア硬度を有するＰｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイである、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
321. 前記近位導管セグメント、前記遠位導管セグメント、ならびに前記近位導管セグメント及び前記遠位導管セグメントの両方が、金属ワイヤー支持体をさらに備える、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
322. 金属ワイヤー支持体が、編組、コイル、または螺旋構成であり、円形断面を有しても、または扁平断面を有してもよい、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
323. 前記金属ワイヤー支持体が、可塑性または弾性のあるポリマーの２つの層の間か、外面上か、または内面上に位置する、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
324. ワイヤーが、ニチノール、ステンレス鋼、またはそれらの組み合わせを含む、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
325. コイル形状に巻かれた前記ニチノールワイヤーが、０．００４〜０．０１２インチ、または０．００８〜０．０１０インチの直径である、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
326. 前記ニチノールワイヤーが、０．０１５〜０．０４インチのピッチまたは０．０２〜０．０３インチのピッチを有するコイル形状で巻かれている、請求項３１４〜３１８のいずれか１項に記載の導管。
327. 編組構成で適用される前記ニチノールワイヤーが、０．００２〜０．００８インチの直径、または０．００４インチの直径である、請求項３２４に記載の導管。
328. 編組構成で適用された前記ニチノールワイヤーが、１つのストランドまたは２つのストランドに適用される、請求項３１４〜３１８のいずれか１項に記載の導管。
329. 前記ステンレス鋼が、３００シリーズ、３０４、３１６、３１６Ｌ、３１６ＬＶＭ、または４００シリーズのステンレス鋼である、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
330. 前記近位導管セグメント、前記遠位導管セグメントまたは側方ポートが１つ以上のクランプを備える、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
331. 編組構成で適用される金属ワイヤー支持体を含む可塑性または弾性のポリマーのセグメント上にクランプが配置される、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
332. 前記近位導管セグメントが、編組ワイヤー支持体を含み、前記遠位導管セグメントがコイルワイヤー支持体を含む、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
333. 前記遠位導管先端部が、金属または金属合金を含む、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
334. 前記遠位導管先端部が、大部分または本質的に、金属または金属合金からなる、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
335. 前記金属または金属合金がステンレス鋼またはチタニウムである、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
336. 前記ステンレス鋼が、３００シリーズ、４００シリーズ、３０４、３１６、３１６Ｌ、または３１６ＬＶＭステンレス鋼である、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
337. 前記遠位導管先端部が、ポリマー、または完全にもしくは部分的に金属化されたポリマーを含む、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
338. 前記遠位導管先端部が、大部分または本質的に、ポリマー、または完全にもしくは部分的に金属化されたポリマーからなる、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
339. 前記ポリマーがポリカーボネートまたはポリエーテルエーテルケトンである、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
340. 前記遠位導管先端部が、２〜１６μｍＲａ、または４〜８μｍＲａの範囲の表面粗さを有する、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
341. 前記遠位導管先端部の遠位開口部が、前記遠位導管先端部の外面から前記遠位導管先端部の内面まで完全に弓形である遠位端面によって画定されている、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
342. 前記遠位導管先端部の遠位開口部が、前記遠位導管先端部の壁厚の２５％〜７５％、４０％〜６０％、または５０％に等しい半径を有する弓形面によって画定される遠位端面によって画定される、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
343. 前記遠位端面の半径が、０．２５〜１．３ｍｍ、または０．５〜０．６５ｍｍの範囲である、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
344. 前記遠位導管先端部の遠位開口部が、３つ以上のピーク領域と、前記遠位開口部の末梢の周囲の３つ以上の谷領域とを備える、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
345. 前記遠位導管先端部の遠位開口部が、遠位開口部の末梢に沿って４つ以上のピーク領域及び４つ以上の谷領域を備える、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
346. 前記遠位導管先端部の前記遠位端面は、概して波状の形状を有する、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
347. 前記遠位導管先端部の前記遠位端面は、概して正弦曲線外形を有する、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
348. 前記遠位導管先端部が、前記谷部または前記領域よりも１．５〜３．５、２．０〜３．０、または２．５倍の幅であるピーク部分またはピーク領域によって画定される遠位端面を有する、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
349. 前記遠位導管先端部の前記遠位端面のピーク領域に対する前記遠位導管先端部の前記遠位端面の谷領域の全円弧長の比が、谷部分の１０％または３６度から前記谷部分の９０％または３２４度までの範囲内にあってもよい、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
350. 前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記遠位端が、前記遠位導管先端部の近位端に、以下：
     ｖｉ）摩擦嵌合；
     ｖｉｉ）タケノコ継手；
     ｖｉｉｉ）半径方向圧縮固定器具または固定輪
     ｉｘ）１つ以上のタケノコ継手及び半径方向圧縮固定器具もしくは固定輪を備えたインラインコネクタ；または
     ｘ）接着剤；
     のうちの１つ以上によって接続されている、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
351. 前記遠位導管先端部の近位部分が、前記遠位導管セグメントの前記遠位端または前記近位導管セグメントの前記遠位端と係合するための前記遠位導管先端部の外面の周りの環状返し部を備える、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
352. 前記遠位導管先端部の前記近位部分が、少なくとも１つの他の環状返し部を画定する、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
353. 前記遠位導管先端部の前記少なくとも１つの他の環状返し部が、前記環状返し部の近位に配置される、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
354. 前記遠位導管先端部の前記少なくとも１つの他の環状返し部が、前記遠位導管先端部の長手方向軸から、前記第１の環状返し部の角度よりも大きな角度で延在する、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
355. 前記遠位導管先端部の外径及び前記近位導管または前記遠位導管の前記遠位端の外径は、連結されたときにほぼ同じである、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
356. 前記遠位導管先端部が５〜５０ｍｍの全長を有する、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
357. 前記遠位導管先端部の近位端が、前記遠位導管先端部の全長の２０％〜８０％を占める、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
358. 前記遠位導管先端部の前記近位端が、前記遠位導管先端部の前記全長の２０％、３０％、４０％、５０％、６０％、７０％または８０％を占める、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
359. 前記遠位導管先端部の前記近位端が３〜３０ｍｍの長さを有する、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
360. 前記遠位導管先端部が、２〜１０ｍｍ、３〜６ｍｍ、または３．５〜５．５ｍｍの内径を有する、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
361. 前記遠位導管先端部が４ｍｍの内径を有する、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
362. 遠位開口を形成する前記遠位導管先端部の前記遠位端が、０．５〜８ｍｍの壁厚を有する、請求項４４に記載の血液ポンプシステム。
363. 前記遠位導管先端部保護ケージ構造が、２つ、３つ、４つ、５つ、６つ、７つまたは８つの細長いリブを有する、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
364. 前記遠位導管先端部保護ケージ構造が、ニチノール、ステンレス鋼、弾性ポリマー、またはそれらの組み合わせを含む、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
365. 前記遠位導管先端部保護ケージ構造が、大部分または本質的に、ニチノール、ステンレス鋼、または弾性のポリマーからなる、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
366. 前記ステンレス鋼が、３００シリーズ、４００シリーズ、３０４、３１６、３１６Ｌ、または３１６ＬＶＭステンレス鋼である、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
367. 前記遠位導管先端部保護ケージ構造が、２〜１６μｍＲａ、または４〜８μｍＲａの範囲の表面粗さを有する、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
368. 前記遠位導管先端部保護ケージ構造の近位部分が、前記近位導管セグメントもしくは前記遠位導管セグメントの前記遠位部分、前記遠位導管先端部、または前記近位導管セグメントもしくは前記遠位導管セグメントの前記遠位部分及び前記遠位導管先端部の両方に連結されたリング、リング状、冠状またはステント状構造を有する、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
369. 前記遠位導管先端部保護ケージ構造の遠位部分が、細長いリブに連結されているリング、リング状、冠状、またはステント状構造を有する、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
370. 細長いリブが、遠位リング、リング状、冠状、またはステント状構造なしで一緒に遠位に連結される、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
371. 細長いリブが一緒に遠位に連結されていない、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
372. 遠位導管先端部保護ケージ構造の遠位端が、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの長軸に対して平行な軸に沿って平行移動されたとき、前記遠位導管先端部保護ケージ構造が、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸を横断する軸に沿った寸法で拡張または収縮する、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
373. 遠位導管先端部保護ケージ構造が、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸を横切る軸に沿って測定されたとき、６〜３０ｍｍの拡張直径を有する、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
374. 遠位導管先端部保護ケージ構造が、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸を横断する軸に沿って測定されたとき、前記遠位導管先端部の直径よりも１０％〜２５％、２５％〜５０％、５０％〜７５％、７５％〜１００％、１００％〜２００％、または２００％〜４００％以上拡張した直径を有する、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
375. 前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸に平行な軸に沿って測定した場合、拡張遠位導管先端部保護ケージ構造の少なくとも１つのリブが１０〜６０ｍｍの長さを有する、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
376. 拡張遠位導管先端部保護ケージ構造の少なくとも１つのリブが、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸と平行な軸に沿って測定される場合、前記遠位導管先端部の長さと同じ長さを有する、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
377. 拡張遠位導管先端部保護ケージ構造の少なくとも１つのリブが、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸に平行な軸に沿って測定した場合、前記遠位導管先端部の長さよりも１０％〜２５％、２５％〜５０％、５０％〜７５％、７５％〜１００％、１００％〜２００％、または２００％〜４００％を超える長さを有する、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
378. 拡張遠位導管先端部保護ケージ構造の少なくとも１つのリブの断面形状が、円形、正方形、長方形、または楕円形である、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
379. 拡張遠位導管先端部保護ケージ構造の少なくとも１つのリブが、０．３〜２．０ｍｍの範囲、または０．６〜１．０ｍｍの範囲の直径または幅を有する、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
380. 前記遠位導管先端部が、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸に平行な平面上で参照されるように、拡張された前記遠位導管先端部保護ケージの中央に配置される、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
381. 前記遠位導管先端部が、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸に平行な平面上で参照されるように、拡張された前記遠位導管先端部保護ケージの中央に対して近位に、または遠位に配置される、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
382. 前記遠位導管先端部が、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸を横断する平面上で参照されるように、拡張された前記遠位導管先端部保護ケージの中央に配置される、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
383. 前記遠位導管先端部が、前記近位導管セグメントまたは前記遠位導管セグメントの前記長軸を横断する平面上で参照されるように、拡張された前記遠位導管先端部保護ケージの中央に対して近位に、または遠位に配置される、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
384. 連結のための前記構成または連結の前記方法が、以下：
     ｖｉ）摩擦嵌合；
     ｖｉｉ）タケノコ継手；
     ｖｉｉｉ）半径方向圧縮固定器具または固定輪
     ｉｘ）１つ以上のタケノコ継手及び半径方向圧縮固定器具もしくは固定輪を備えたインラインコネクタ；または
     ｘ）接着剤；
     のうちの１つ以上による、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
385. 側方ポートが、以下：
     ｖｉｉ）硬質ポリマー；
     ｖｉｉｉ）ポリカーボネートまたはポリエーテルエーテルケトン；
     ｉｘ）可塑性または弾性のポリマー；
     ｘ）ポリウレタン、Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、ショア硬度７０のＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５Ａ、芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、Ｐｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、４５Ａもしくは５５Ａのショア硬度を有するＰｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、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、延伸ポリテトラフルオロエチレン、ポリエチレンテレフタレート、熱可塑性シリコーンポリカーボネートエラストマー、ポリエーテルブロックアミド；
     ｘｉ）金属；または
     ｘｉｉ）ステンレス鋼、ニチノール、金、または白金、
     のうちの１つ以上を含む、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
386. 前記側方ポートが、剛性セグメント及び可塑性セグメントを含む、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
387. 前記剛性側方ポートセグメントが、硬質ポリマーを含み、前記可塑性側方ポートセグメントが、可塑性または弾性のポリマーを含む、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
388. 前記剛性側方ポートセグメントが、ポリカーボネートまたはポリエーテルエーテルケトンを含む、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
389. 前記可塑性側方ポートセグメントが、ポリウレタン、Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ポリウレタン、ショア硬度７０のＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５Ａ、芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、Ｐｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、ショア硬度４５Ａまたは５５ＡのＰｏｌｙｂｌｅｎｄ １１００芳香族ポリウレタンエラストマーアロイ、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、延伸ポリテトラフルオロエチレン、ポリエチレンテレフタレート、熱可塑性シリコーンポリカーボネートエラストマー、ポリエーテルブロックアミドを含む、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
390. 前記可塑性側方ポートセグメントが金属ワイヤー支持体を備える、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
391. 金属ワイヤー支持体が、編組、コイル、または螺旋構成であり、円形断面を有しても、または扁平断面を有してもよい、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
392. 金属ワイヤー支持体が、可塑性または弾性のポリマーの２つの層の間、外面上または内面上に配置されている、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
393. ワイヤーが、ニチノール、ステンレス鋼、またはそれらの組み合わせを含む、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
394. コイル形状に巻かれた前記ニチノールワイヤーが、０．００４〜０．０１２インチ、または０．００８〜０．０１０インチの直径である、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
395. 前記ニチノールワイヤーが、０．０１５〜０．０４インチのピッチまたは０．０２〜０．０３インチのピッチを有するコイル形状で巻かれている、請求項８４または８５のいずれか１項に記載の導管。
396. 編組構成で適用される前記ニチノールワイヤーが、０．００２〜０．００８インチの直径、または０．００４インチの直径である、請求項８４に記載の導管。
397. 編組構成で適用された前記ニチノールワイヤーが、１つのストランドまたは２つのストランドに適用される、請求項８４または８７のいずれか１項に記載の導管。
398. 前記ステンレス鋼が、３００シリーズ、３０４、３１６、３１６Ｌ、３１６ＬＶＭ、または４００シリーズのステンレス鋼である、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
399. 可塑性側方ポートセグメントがクランプを備える、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
400. 前記流体経路と流体連通する前記側方ポートの部分が、キャップを備える、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
401. 前記キャップが、以下：
     ｘ）硬質もしくは剛性であるか；
     ｘｉ）可塑性であるか；または
     ｘｉｉ）硬い部分と可塑性の部分とを備える、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
402. 前記キャップが、以下：
     ｘｉｉｉ）シリンジ先端部が前記キャップ内に挿入されたときに開く止血弁；
     ｘｉｖ）クロスカット膜を有する止血弁；
     ｘｖ）止血弁を備えたＴｕｏｈｙ Ｂｏｒｓｔアダプター；及び
     ｘｖｉ）側方ポートへの流体の注入を可能にする三方向サイドアーム、
     のうちの１つ以上を備える、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
403. 前記キャップが、ねじ付きルアー継手によって前記側方ポートに連結される、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
404. 近位導管セグメント、遠位導管セグメント、または側方ポートセグメントの一方または両方の端部が、前記導管セグメントの中間セグメントまたは前記側方ポートよりも大きな壁厚を有する、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
405. 近位導管セグメント、遠位導管セグメント、遠位導管先端部、遠位導管先端部保護ケージ構造、または側方ポートの全てまたは一部がさらに、抗血栓性表面コーティングを含む、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
406. 前記コーティングが親水性であり、ヘパリンを含む、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
407. 前記コーティングが、Ａｓｔｕｔｅ（登録商標）またはＡｐｐｌａｕｓｅ（商標）である、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
408. 前記２つのカフ部分が、近位導管セグメント、遠位導管セグメント、または遠位導管先端部の可塑性近位部分の周囲に互いに付着するように構成されている、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
409. テクスチャ加工された内面の少なくとも一部は、一連の円周方向に連続するかまたは交互に割り込まれた突起を備える、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
410. 繊維状外面の少なくとも一部が、ダクロンまたはポリエステルベロアを含む、請求項３１４に記載の血液ポンプシステム。
411. 血液ポンプシステムであって：
     血液ポンプと；
     第１の導管と；
     第２の導管と；を備え、
     前記第１の導管は、本明細書に開示されるように、任意の構成において、個々にまたは任意の他の特徴と組み合わせてのいずれかで、記載される任意の特徴を含み；
     前記第２の導管は、本明細書に開示されるように、任意の構成において、個々にまたは任意の他の特徴と組み合わせてのいずれかで、記載された任意の特徴を含む、前記血液ポンプシステム。