JP6433897B2

JP6433897B2 - 血液ポンプシステムおよび方法

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Publication number: JP6433897B2
Application number: JP2015527647A
Authority: JP
Inventors: ニコラス・エフ・フラナノ; ハワード・エム・ロリー・ザ・セカンド; ジェフ・トランスリー; スティーブ・ウッダード; バレット・ハトー
Original assignee: Flow Forward Medical Inc
Current assignee: Artio Medical Inc
Priority date: 2012-08-15
Filing date: 2013-08-15
Publication date: 2018-12-05
Anticipated expiration: 2033-08-15
Also published as: CN105102011A; TWI734398B; CN105102011B; AU2018200046B2; AU2019264664B2; IL237199A0; IL237199B; EP2885019A2; AU2019264664A1; HK1217921A1; TW201431574A; EP4252823A2; EP3789062A1; CA2880279C; CA2880279A1; CA3088022C; AU2013302455B2; BR112015003061B1; CA3088022A1; WO2014028787A2

Description

関連出願の相互参照
本出願は、２０１２年８月１５日に提出された「ＳｙｓｔｅｍａｎｄＭｅｔｈｏｄｔｏＩｎｃｒｅａｓｅＴｈｅＯｖｅｒａｌｌＤｉａｍｅｔｅｒｏｆＶｅｉｎｓａｎｄＡｒｔｅｒｉｅｓ」という表題のＰＣＴ出願第ＰＣＴ／ＵＳ１２／５０９７８号、２０１２年８月１５日に提出された「ＢｌｏｏｄＰｕｍｐＳｙｓｔｅｍｓａｎｄＭｅｔｈｏｄｓ」という表題のＰＣＴ出願第ＰＣＴ／ＵＳ１２／５０９８３号、ならびに２０１２年８月１７日に提出された「ＢｌｏｏｄＰｕｍｐＳｙｓｔｅｍｓａｎｄＭｅｔｈｏｄｓ」という表題の米国仮特許出願第６１／６８４，５３４号（これは、２０１０年２月１７日に提出された「ＳｙｓｔｅｍａｎｄＭｅｔｈｏｄｔｏＩｎｃｒｅａｓｅｔｈｅＯｖｅｒａｌｌＤｉａｍｅｔｅｒｏｆＶｅｉｎｓ」という表題の米国仮特許出願第６１／３０５，５０８号の優先権を主張し、かつ２０１１年８月１７日に提出された「ＳｙｓｔｅｍａｎｄＭｅｔｈｏｄｔｏＩｎｃｒｅａｓｅｔｈｅＯｖｅｒａｌｌＤｉａｍｅｔｅｒｏｆＶｅｉｎｓａｎｄＡｒｔｅｒｉｅｓ」という表題の同時係属中の米国特許出願第６１／５２４，７５９号、および２０１１年１１月１９日に提出された「ＳｙｓｔｅｍａｎｄＭｅｔｈｏｄｔｏＩｎｃｒｅａｓｅｔｈｅＯｖｅｒａｌｌＤｉａｍｅｔｅｒｏｆＶｅｉｎｓａｎｄＡｒｔｅｒｉｅｓ」という表題の米国特許出願第６１／５６１，８５９号に関連する、２０１１年２月１７日に提出された「ＳｙｓｔｅｍａｎｄＭｅｔｈｏｄｔｏＩｎｃｒｅａｓｅｔｈｅＯｖｅｒａｌｌＤｉａｍｅｔｅｒｏｆＶｅｉｎｓ」という表題の米国特許出願第１３／０３０，０５４号の一部継続出願である、２０１１年８月１７日に提出された「ＢｌｏｏｄＰｕｍｐＳｙｓｔｅｍｓａｎｄＭｅｔｈｏｄｓ」という表題の米国特許出願第６１／５２４，７６１号の一部継続出願である、２０１１年１１月２９日に提出された「ＢｌｏｏｄＰｕｍｐＳｙｓｔｅｍｓａｎｄＭｅｔｈｏｄｓ」という表題の米国特許出願第６１／５６４，６７１号の一部継続出願である）の優先権を主張し、これらの全ては、参照によりその全体が組み込まれる。

本発明は、ポンプと、導管と、制御ユニットと、電源とを含む血液ポンプシステムに関し、それによってこのシステムは、様々な末梢血管の臨床的適応に使用され得る。具体的に、本発明は、血液透析のための血管アクセス部位、バイパスグラフト、またはより大きな静脈または動脈直径が所望される他の種類の手術または手順を必要とする患者において、静脈および動脈の全径および内腔径を持続的に増加させるために有用であり得る。本発明は、下肢静脈還流を増加させ、皮膚の変色および潰瘍を有するそのような患者を含む、下肢静脈性高血圧を有する患者において、下肢静脈圧を減少させるためにも有用であり得る。本発明は、増加した局所血流を、必要とする器官および組織、例えば、末梢動脈疾患（ＰＡＤ）を有する患者の下肢に提供するためにさらに有用であり得る。

米国において、慢性腎疾患（ＣＫＤ）患者は５０万人を超え、毎年１００，０００人を超える新たなＣＫＤ患者を含む。例えば、高血圧、糖尿病、および高齢化等の推進要因に起因して、推計有病率集団は毎年４パーセント増加している。

血液透析またはいくつかの他の形態の治療を行わなければ、そのようなＣＫＤ患者は死亡してしまうため、血液透析は、ＣＫＤ患者の９２％に対して選択される治療である。血液透析治療を受けている典型的なＣＫＤ患者は、１週間に２〜３回、自身の血管系を血液透析機に接続させなければならない。血液透析の場合、３つの一般的な血管アクセス部位のオプションがある。好ましいアクセス部位のオプションは、好ましくは手首、または代替として、前腕、上腕、脚、または鼠径部における動脈と静脈の間に直接、外科的に作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オプションは、介在する合成コンジットを使用し、動脈と静脈との間の外科的に作成された接続である、動静脈グラフト（ＡＶＧ）である。最後の主要アクセス部位のオプションは、首、胸、脚、または他の解剖学的位置において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、低い罹患率、低い死亡率、およびより低い医療費を有し、したがって、手首の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および死亡率を有し、カテーテル患者は、最悪の転帰を有する。さらに、ＡＶＧまたはカテーテルを有する患者は、より高い平均医療費を有し、カテーテル患者は、最も高い費用を有する。患者がＡＶＦに適格である場合、手首または前腕は、手虚血の割合が高いこと、および上腕の静脈セグメントが一般により短く深いことに起因して、一般に上腕のＡＶＦよりも好ましい。

残念ながら、患者の約８５％は、主に小さすぎる静脈および動脈直径に起因して、手首のＡＶＦに不適格である。さらに、作成された全てのＡＶＦの約６０％は、小さな静脈および動脈直径と相関する、一般的に「成熟不全」と呼ばれる発生に起因して、追加の外科的および介入手順なしに使用することができない。より大きな直径を有する静脈および動脈の可用性は、より高いＡＶＦ適格およびより低い成熟不全率と相関している。

現在、静脈または動脈の直径を永久的かつ持続的に増加させるためのオプションはほとんどない。全ての現在の方法は、静脈または動脈損傷につながり得る、バルーン血管形成術のような拡張の機械的方法を使用する。患者は、医師がＡＶＦを作成するために特定のサイズの末梢静脈および動脈を有する必要があるため、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久的に増加させるための方法およびシステムを有することが望ましい。

米国では、約７００万人が静脈性潰瘍に進行し得る慢性静脈不全および高血圧に罹患している。下肢潰瘍は、慢性創傷の最も一般的な形態であり、米国人口の１％の推定有病率を有する。米国では約２５０万人が下肢潰瘍を有し、米国では約６００，０００人が毎年下肢の静脈性潰瘍の治療を求めている。静脈性潰瘍の発生率は、人口の年齢と共に上昇すると予想される。

静脈性潰瘍の患者の調査において、患者の８１％が可動性に対する悪影響を報告し、５６％が潰瘍ケアに最大週８時間を費やすと報告し、６８％が恐怖、社会的孤立、怒り、うつ病、および否定的な自己イメージを含む、否定的な情動効果を報告した。この調査において、患者の８０％が家の外で働いておらず、就労している２０％では、脚の潰瘍が損失労働時間、失職、および財政上の悪影響と相関していた。

下肢静脈性高血圧および潰瘍は、治療が高額であり、医療従事者およびシステムに実質的な負担を課す。クリーブランドクリニック（ＣｌｅｖｅｌａｎｄＣｌｉｎｉｃ）における７８人の静脈性潰瘍患者の研究において、潰瘍サイズの中央値は２．８ｃｍ２（平均９．４ｃｍ２）であり、５％が両側に潰瘍を有していた。潰瘍治癒までの期間の中央値は７７日（平均１０８日）であり、治療の平均費用は１ヶ月あたり２，４００ドルであった。潰瘍を治癒するための治療の平均総費用は、患者１人当たり９，６８５ドルであった。治癒に１年以上を要する患者の場合、患者１人当たりの平均総費用は１８，５３４ドルであった。

ほとんどの場合、静脈性高血圧および潰瘍は、深部静脈血栓症に続発する弁膜不全または不明の原因から生じる。実質的に少数の場合において、静脈性高血圧および潰瘍は、深部静脈血栓症、静脈損傷、または外因性静脈圧縮に続発する大腿または骨盤静脈閉塞から生じる。局所化静脈性高血圧に対する慢性的な組織曝露は、毛細血管の拡張につながり、血漿および赤血球の透過性および漏出の増加、微小循環内の白血球の捕捉および活性化、ならびに細胞死および組織損傷を促進し得る、フリーラジカルおよび他の毒性生成物、例えば、腫瘍壊死因子およびコラゲナーゼの放出を伴う。周囲組織へのフィブリノゲンの漏出は、成長因子およびサイトカインを結合または「捕捉」し、それらを組織の完全性の維持および修復のために使用不可能にする。

下肢静脈性高血圧は、脚の赤みおよび変色、腫れ、痛み、浮腫、掻痒、落屑、分泌、および脂性硬皮症として臨床的に提示する。潰瘍は、一般に脚の内側面上に発達し、不規則な境界線を有し、激しい痛みと関連付けることができる。静脈性潰瘍は、混合型細菌感染を合併することが多い。動脈循環は、通常は適正である。下肢静脈性高血圧および潰瘍のための現在の治療は、不十分であることが多い。患者は、ほとんどの場合、潰瘍を治癒し、再発を防止することを目的として、積極的な創傷ケア、下肢静脈圧を減少させ、静脈還流を増加させるための圧迫療法、下肢静脈抜去またはアブレーション、および皮膚移植を含む、緩和治療が提供される。しかしながら、現在の治療は、潰瘍の治癒に失敗することが多く、治癒した潰瘍の再発率は高い。

現在、小さな「心臓ポンプ」が存在するが、そのようなポンプは高額であり、四肢に使用するため、または本明細書に記載の用途のために設計および寸法決めされていない。このように、当該技術分野において、合理的な費用で末梢静脈および動脈の直径を増加させることができるシステム、構成要素、方法、およびポンプデバイスの必要性がある。さらに、下肢静脈還流を増加させ、下肢静脈性高血圧を軽減し、静脈性潰瘍を治癒することができるシステム、構成要素、方法、およびポンプデバイスの必要性がある。

本出願は、広い動作範囲、低い売上原価（ＣＯＧＳ）、および中間デューティ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、本明細書に記載のように、様々な臨床的状況における使用のため、および様々な臨床的適応のために設計される。

本明細書に記載の血液ポンプシステムは、静脈および動脈、好ましくは末梢静脈および動脈の直径を増加させるために使用することができる。このシステムは、静脈または動脈直径の増加を引き起こすような方法で血液を移動させるように機能する。これは、血液を静脈もしくは動脈内に排出する（「押す」）ことによるか、または静脈もしくは動脈から血液を除去する（「引く」）ことにより達成することができる。いずれかの方法により、このシステムは、血管内の血流を増加させ、最終的に血管直径の持続的増加につながる。このように、このシステム、およびより具体的にポンプは、機械的手段を使用して生物学的応答経路を活性化し、静脈または動脈の拡大または「リモデリング」をもたらす。このシステムは、血液ポンプと、その血液ポンプに、およびその血液ポンプから、血液を運ぶか、または搬送するための導管と、血液ポンプを監視し、血液ポンプの動作を修正するための制御システムと、電源とを有する。このように、このシステムは、例えば、一端で動脈に流体接続され、他端で静脈に流体接続され得る部材の群を備え、それによって、起動されると、静脈、動脈、または両方の内皮にかかる壁せん断応力（ＷＳＳ）が、静脈または動脈の持続的拡大を引き起こすのに十分な期間の間に上昇するような速度で血液が圧送される。様々なポンプおよびポンプシステムのいずれかは、そのポンプシステムを通る血流が、所望の血管径の増加を生じるように制御することができる限り使用され得る。

本明細書に記載の血液ポンプシステムは、下肢静脈還流を増加させ、下肢静脈性高血圧を軽減し、静脈性潰瘍を治癒するために使用することができる。このシステムは、下肢から心臓への静脈血の環流が改善されるように、大腿、伏在静脈、または腸骨静脈のような罹患した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する。静脈循環への還流のための位置としては、頸静脈、腋窩静脈、鎖骨下静脈、腕頭静脈、上大静脈、および右心房が挙げられる。このシステムは、血液ポンプと、その血液ポンプに、およびその血液ポンプから血液を運ぶか、または輸送するための１つ以上の導管と、血液ポンプを監視し、血液ポンプの動作を修正するための制御システムと、電源とを有する。このように、このシステムは、例えば、一端で末梢静脈に流体接続され、他端で末梢中心静脈、または右心房に流体接続され得る部材の群を備え、それによって、起動されると、静脈血圧が、静脈性潰瘍の部分的または完全な治癒を発生させるのに十分な期間の間に治療された下肢内で低下するような速度で血液が圧送される。様々なポンプおよびポンプシステムのいずれかは、そのポンプシステムを通る血流が、所望の効果を生じるように制御することができる限り使用され得る。

容積移送式および回転式ポンプを含む、様々な種類の血液ポンプを用いることができ、回転式ポンプが好ましい。一実施形態において、回転式血液ポンプシステムは、血液を受容する入口と、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含む。ポンプハウジングは、軸受上に懸架された回転羽根車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、第１の軸受をハウジングの入口部分に、第２の軸受をハウジングの出口部分に有することができる。血液が回転羽根車に出入りし、それによって羽根車は、血液の出口速度を増加させる。この増加した速度は、血液がポンプ拡散器内で減速するにつれて、増加した圧力として回収または変換され、ポンプ出口で終了する。

他の実施形態において、様々な種類の回転式血液ポンプが使用され得る。例えば、軸流ポンプ、混合流ポンプ、または好ましくは、遠心式血液ポンプが使用され得る。加えて、限定されないが、磁気軸受、動圧軸受、および好ましくはピボット（接点）型を含む、様々なポンプ羽根車軸受が使用され得る。同様に、限定されないが、コレクター拡散器、または好ましくはボリュート拡散器を含む、様々な種類のポンプ拡散器が使用され得る。

一実施形態において、ピボット軸受を有する遠心式血液ポンプは、血液を受容し、血液を羽根車の上に向けるための流入拡散器を有するポンプ入口を画定するポンプハウジングを含み、このポンプハウジングは、ハウジングの上部から入口に伸長する上部ベゼルおよび上部ピボット軸受、ならびにハウジングの底部からハウジングの内部空間に伸長する底部ベゼルおよび底部ピボット軸受を有する。ポンプは、ハウジング内に懸架された羽根車も含み、この羽根車は、羽根車ピボットを受容する軸受内腔をさらに有する。羽根車ピボットは、入口部分（上部）ピボット軸受に係合する第１の端部と、出口部分（底部）ピボット軸受に係合する第２の端部とを有する。一実施形態において、羽根車ピボットの端部は凸面であり、各ピボット軸受の少なくとも一端は凹面である。別の実施形態において、羽根車ピボットの端部は凹面であり、ピボット軸受は凸面である。羽根車は、血液と接触し、ボリュート内に加速させ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含むことができる。例えば、羽根車は、その羽根車の上面にあり、羽根車の中心から羽根車の外縁部まで半径方向に伸長する複数のブレードを画定する。これらのブレードは、羽根車の中心入口からその周辺出口まで血液を加速させる。別のオプションにおいて、羽根車は、ブレードまたはフィンを含まないが、血液を移動または推進させるための手段を含む。羽根車は、少なくとも１つのウォッシュアウト内腔、切り欠き、または底面から羽根車を通して上面まで羽根車の中心軸に対してほぼ平行に伸長するボアを任意に含む。この内腔は、羽根車の下および底部ピボット軸受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、羽根車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含む。一実施形態において、血液ポンプは、羽根車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含む。電機子は、羽根車に取り付けられた少なくとも１つの磁石に起電力を誘導する。ポンプモーターは、センサーレス逆起電力（逆ＥＭＦ）整流を有する軸方向間隙ブラシレス直流（ＤＣ）トルクモーターであり得る。このモーターは、羽根車内の磁石にネオジム鉄ホウ素（ＮｄＦｅＢ）の焼結合金を用い、固定子内に３相平面「レーストラック」コイル構成を用いる。このモーターは、パンケーキアスペクト比を有し、その直径に比べて非常に小さい軸長を有する。

一実施形態において、血液ポンプシステムは、毎分約５０ミリリットル〜毎分約１５００ミリリットルの動作範囲を有する遠心式血液ポンプを含む。このシステムは、血液を受容し、血液を羽根車の上に向けるようにポンプ入口を画定するポンプハウジングも含む。ポンプハウジングは、ハウジングの上部から入口に伸長する上部ピボット軸受と、ハウジングの底部からハウジングの内部空間に伸長する底部ピボット軸受とを有する。ポンプは、ハウジング内に懸架された羽根車も含み、羽根車とハウジングの上部分との間の第１の間隙は、約０．０５ｍｍ〜約０．２ｍｍの第１の範囲内である。

羽根車は、上部ピボットに係合する第１の端部と、底部ピボットに係合する第２の端部とを有する羽根車ピボットと、羽根車の上面にあり、羽根車の中心から半径方向に離れて伸長する複数のブレードとを含み、これらのブレードは、入口で受容した血液を、ポンプハウジングを通して出口まで押し進める。羽根車は、底面から羽根車を通して上面まで羽根車の中心軸に平行に伸長する少なくとも１つの内腔も含む。

ポンプは、羽根車に機械的に係合された少なくとも１つの磁石と、少なくとも１つの磁石に磁気的に係合する電気モーターとをさらに含み、この電気モーターは、少なくとも１つの磁石および羽根車を回転させる。他の実施形態において、ポンプは、少なくとも１つの磁石に磁気的に係合する強磁性バックプレートも含む。

血液ポンプシステムは、血管系内の位置に流体接続され、その位置から血液を受容する第１の端部、およびポンプに流体接続される第２の端部の２つの端部を有する第１の（流入）導管を含む、１つ以上の導管を有する。流入導管は、血液をポンプに送達する。血液ポンプシステムは、ポンプに流体接続され、ポンプから血液を受容する第１の端部、および血管系内の位置に流体接続される第２の端部の２つの端部を有する第２の（流出）導管を有する。流出は、血液を血管系内の位置に送達する。

様々な実施形態において、血液ポンプシステムの導管は、２ｃｍ〜１１０ｃｍの個々の長さ、および４ｃｍ〜２２０ｃｍの合計の長さを有し、ポンプシステムの埋め込み中を含めて、外科医または他の医師により所望の長さにトリミングされ得る。導管は、それぞれ２ｍｍ〜１０ｍｍ、好ましくは４ｍｍ〜６ｍｍの内径を有する。導管は、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）、およびそれらの組み合わせから少なくとも部分的に形成され得る。導管は、弾性貯留器をさらに含み得る。

導管の全てまたは部分は、ニチノールのような編組もしくはらせんコイル状の形状記憶材料、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延伸する材料で補強され得る。下肢静脈性高血圧および静脈性潰瘍の治療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、このセグメントが外科的吻合により下肢静脈に流体接続され得るように、ｅＰＴＦＥまたはダクロンの遠位セグメントをさらに備え得る。さらに、このｅＰＴＦＥまたはダクロンセグメントは、追加のｅＰＴＦＥもしくはダクロン材料のような外部補強材、またはニチノールもしくはステンレス鋼のような自己拡張もしくは半径方向に延伸する材料を含み得る。この外部補強材は、らせんもしくは編組の形態を取り得るか、またはより完全に円周の均一な支持構造を含み得るか、または導管内の圧力が低いか、もしくは負圧であるときに、崩壊、圧縮、もしくはコアプション（ｃｏａｐｔｉｏｎ）に耐える別の方法で構成され得る。導管は、血管系に流体接続する面取りした端部を有し得る。端部は、１０度〜８０度の角度で面取りすることができる。導管のうちの１つ以上は、血管の内腔内または他の血管内位置に置くために構成されるとき、遠位端部の壁に多数の穴または穿孔を有し得る。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得る。

別の実施形態において、血液ポンプシステム、遠心式血液ポンプ、および血液を受容し、血液を羽根車の上に向けるためのポンプ入口を画定するポンプハウジング。ポンプハウジングは、ハウジングの上部から入口に伸長する上部ピボット軸受と、ハウジングの底部からハウジングの内部空間に伸長する底部ピボット軸受とを有する。ポンプは、ハウジング内に懸架された羽根車も含み、羽根車とハウジングの上部分との間の第１の間隙は、約０．０５ｍｍ〜約０．２ｍｍの第１の範囲内である。

ポンプは、羽根車に機械的に係合された少なくとも１つの磁石と、少なくとも１つの磁石に磁気的に係合する電気モーターとをさらに含み、この電気モーターは、少なくとも１つの磁石および羽根車を回転させる。血液ポンプは、ポンプ入口またはポンプ出口と連通する端部と、血管への挿入のための遠位端とを有する少なくとも１つの導管を有することも含む。遠位端は、その遠位端の中心長手方向軸と同軸にほぼ円形の端部開口を画定するテーパー状の非面取り遠位先端を含む。遠位端部は、遠位先端の周囲に沿って左右対称に配置された第１の複数の側孔も含み、第１の複数の側孔は、円形の端部開口の近位にあり、中心長手方向軸に対してある角度で配向される。遠位先端は、その遠位先端の周囲に沿って左右対称に配置された第２の複数の側孔も含む。

様々な他の実施形態において、血液ポンプシステムの導管は、導管と連通する１つ以上のサイドポートも含む。血液ポンプシステムは、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も含む。

一実施形態において、血液ポンプシステムは、血液ポンプと、血液ポンプに流体接続された動脈または静脈内で増加した平均壁せん断応力を維持するように、血液ポンプシステムを監視し、血液ポンプの動作を修正するための制御システムとを含む。制御システムは、静脈内平均壁せん断応力を０．７６〜２３Ｐａの範囲内、または好ましくは２．５〜１０Ｐａの範囲内に維持するようにさらに構成される。別の実施形態において、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で増加した平均血流速度を監視し、維持する。この実施形態において、制御システムは、動脈または静脈内の平均血流速度を１０ｃｍ／秒〜１２０ｃｍ／秒の範囲内、または好ましくは２５ｃｍ／秒〜１００ｃｍ／秒の範囲内に維持するように構成される。いずれかの実施形態において、血液ポンプシステムは、増加した平均壁せん断応力または増加した平均血流速度を、少なくとも１日、７日、１４日、２８日、４２日、５６日、８４日、または１１２日間維持するように構成される。本明細書で使用されるとき、速度という用語は、方向成分またはベクターに関係なく血液の速度を指し得る。

血液ポンプシステムは、所望の流量を達成し、維持するための制御システムを有し、情報を受信して血液ポンプシステムのポンプの動作を制御するための制御デバイスを任意に含むことができる。最低でも、この制御システムは、モーターの速度を調整するために手動で作動させることができる。代替として、自動（すなわち、「スマート」）制御システムを使用することができる。任意に、制御システムは、ポンプ、導管、または患者の血管系内に位置することができるセンサーを含む。制御デバイスは、逆ＥＭＦ波形のゼロ交差に基づいてモーターの回転速度を測定することができる。これらのゼロ交差は、羽根車の磁極反転を示す。モーターの速度は、入力電圧のパルス幅変調（ＰＷＭ）により制御され、トルクは、入力電流のＰＷＭにより制御される。制御デバイスは、電流および電圧のようなポンプモーターの他の状態変数も監視し、そこから血液ポンプシステムを通る流量と末梢血管内の壁せん断応力の両方を推定し、制御することができる。

制御デバイスは、好ましくは、ポンプモーターを駆動し、制御するために、検知段階、処理段階、および電力段階を含む、「プロセッサ」を含む。プロセッサは、モーター巻線に通電し、モーター巻線内の逆ＥＭＦ、ならびに任意のセンサーからの情報を分析することにより、モーター速度を制御する。プロセッサは、コンピュータ可読媒体上に符号化された制御アルゴリズムを実行することができる。血液ポンプシステムは、制御デバイスをポンプおよび任意のセンサーに電気的に接続するためのケーブルを含む。血液ポンプシステムは、様々な実施形態において、制御デバイスに統合され得る電源も含む。様々な実施形態において、血液ポンプシステムの電源は、可動（例えば、充電式バッテリーもしくは燃料電池）または固定（例えば、ＡＣ主電源に接続された電源ベースユニット）であり得る。

制御システムは、様々なソース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、またはポンプを動作させるのに必要な電流のうちの少なくとも１つを測定することができる。他の実施形態において、制御システムは、血液ポンプまたは導管内に、血流速度、血流量、末梢血管内の血流に対する抵抗性、血圧、拍動指数のうちの少なくとも１つ、およびそれらの組み合わせを測定するセンサーを含む。他の実施形態において、制御システムは、患者の血管系内に、血流速度、血流量、血圧、拍動指数、血管径のうちの少なくとも１つ、およびそれらの組み合わせを測定するセンサーを含む。

様々な実施形態において、制御システムは、制御デバイスおよび／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、流出導管と標的血管との接合部付近の圧力、血管全体の圧力降下、およびそれらの組み合わせを使用して、標的血管または供与動脈もしくは静脈内の壁せん断応力の所望レベルおよび上昇レベルを推定し、維持することができる。本出願の目的で、「標的血管（ｔａｒｇｅｔｖｅｓｓｅｌ）」、「標的血管（ｔａｒｇｅｔｂｌｏｏｄｖｅｓｓｅｌ）」、「標的静脈」、または「標的動脈」は、ポンプ導管アセンブリが、全径および内腔径の持続的増加をもたらすように埋め込まれ、構成、および動作されるとき、持続的に増加した全径および内腔径を達成することが意図される、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は、血液ポンプシステムの動作を自動的に制御するために使用され得る。一実施形態において、血管内の壁せん断応力を決定し、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量を測定するステップと、血管の半径を測定するステップとを含む。これらのステップは、測定された血液粘度、測定された流量、および血管の半径から血管内の壁せん断応力を決定することと、決定された壁せん断応力を所定の基準値と比較することと、決定された壁せん断応力が所定の基準値に近似していないときに、血液ポンプ速度を調整することも含む。これらのステップは、決定された壁せん断応力が所定の基準値に近似するまで繰り返される。

別の実施形態において、血管内の壁せん断応力を計算し、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量を測定するステップと、血管の半径を測定するステップとを含む。これらのステップは、推定された血液粘度、測定された血流量、および血管の半径から壁せん断応力を決定することと、決定された壁せん断応力を所定の基準値と比較することと、決定された壁せん断応力が所定の基準値に近似していないときに、血液ポンプ速度を調整することも含む。これらのステップは、決定された壁せん断応力が所定の基準値に近似するまで繰り返される。

一実施形態において、血管内の壁せん断応力を推定し、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内の血流量を推定するステップとを含む。これらのステップは、血管内の圧力を測定することと、推定された血流量および血管内の測定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も含む。これらのステップは、推定された血液粘度、推定された血流量、および血管の半径から壁せん断応力を決定することと、決定された壁せん断応力を所定の基準値と比較することと、決定された壁せん断応力が所定の基準値に近似していないときに、ポンプ速度を調整することとをさらに含む。これらのステップは、決定された壁せん断応力が所定の基準値に近似するまで繰り返される。

別の実施形態において、血液ポンプシステムを使用して血管内の壁せん断応力を推定し、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内の血流量および圧力ヘッドを推定するステップとを含む。これらのステップは、推定された血流量および推定された圧力ヘッドから血管の血管抵抗を算出することと、血管の半径を推定することと、推定された血液粘度、推定された血流量、および推定された血管の半径から壁せん断応力を決定することも含む。これらのステップは、決定された壁せん断応力を所定の基準値と比較することと、決定された壁せん断応力が所定の基準値に近似していないときに、ポンプ速度を調整することをさらに含む。これらのステップは、決定された壁せん断応力が所定の基準値に近似するまで繰り返される。

一実施形態において、血液ポンプシステムを使用して血管内の壁せん断応力を推定し、制御する方法は、血液粘度、血流量、血液ポンプシステム内の圧力ヘッド、および血管の半径からなる群から選択される少なくとも１つの要素を推定するステップと、電圧、電流、およびポンプ速度からなる群から選択される血液ポンプシステムの少なくとも１つのモーター状態変数を測定するステップと、血管内の壁せん断応力を決定するステップとを含む。これらのステップは、決定された壁せん断応力を所定の基準値と比較することと、決定された壁せん断応力が所定の基準値に近似していないときに、ポンプ速度を調整することも含む。これらのステップは、決定された壁せん断応力が所定の基準値に近似するまで繰り返される。

さらに別の実施形態において、血液ポンプシステムの入口で崩壊の切迫を検出すると、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崩壊またはコアプション（ｃｏａｐｔｉｏｎ）を回避するセンサーレス方式は、血液ポンプモーター電流を測定するステップと、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継続的に決定するステップとを含む。これらのステップは、フーリエ級数の第２の調和項の振幅が基準値を超えたときに検出表示を提供することと、フーリエ級数の第２の調和項の振幅が基準値を超えたときにポンプ速度を減分することも含む。これらのステップは、第２の調和項の振幅が基準値を下回るまで繰り返される。

別の実施形態において、血液ポンプシステムは、血液ポンプと、血液ポンプシステムを監視し、処置された下肢の静脈血圧の減少を維持するように血液ポンプの動作を修正するための制御システムとを含む。血液ポンプは、流入導管の内腔面積および流体接続された末梢静脈セグメントを、立位から横臥位への変化のような体位の変化中に維持するようにも構成される。一実施形態において、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内の血圧を監視し、血液ポンプシステムを通して適切な静脈還流をもたらす一方で、静脈壁の崩壊、コアプション（ｃｏａｐｔｉｏｎ）、または脱出を同時に回避するのに十分に低い所望の範囲内に静脈圧を維持するようにポンプ速度を調整する。この実施形態において、制御システムは、流入導管に隣接した下肢静脈セグメント内の圧力を、５ｍｍＨｇ〜１００ｍｍＨｇの範囲内、または好ましくは１０ｍｍＨｇ〜５０ｍｍＨｇの範囲内、もしくは１０ｍｍＨｇ〜２５ｍｍＨｇの範囲内に維持するように構成される。いずれかの実施形態において、血液ポンプシステムは、一般に、この下肢静脈セグメントの圧力範囲を、少なくとも７日、２８日、５６日、１１２日、２２４日、または３５６日間維持するように構成される。

血液ポンプシステムは、一般に、所望の下肢静脈セグメントの圧力範囲を達成し、維持するための制御システムを有し、情報を受信して血液ポンプシステムのポンプの動作を制御するための制御デバイスを任意に含むことができる。最低でも、この制御システムは、モーターの速度を調整するために手動で作動させることができる。代替として、自動（すなわち、「スマート」）制御システムを使用することができる。任意に、制御システムは、ポンプ、導管、または患者の血管系内に位置することができるセンサーを含む。限定されないが、位置センサーを含むセンサーは、様々な他の位置で患者の体内または体上に位置し得る。制御デバイスは、逆ＥＭＦ波形のゼロ交差に基づいてモーターの回転速度を測定することができる。これらのゼロ交差は、羽根車の磁極反転を示す。モーターの速度は、入力電圧のパルス幅変調（ＰＷＭ）により制御され、トルクは、入力電流のＰＷＭにより制御される。制御デバイスは、電流および電圧のようなポンプモーターの他の状態変数も監視し、それら両方から血液ポンプシステムを通る流量を推定し、制御することができる。制御デバイスは、好ましくは、メモリと、ポンプモーター速度を制御し、モーター駆動電子機器および任意のセンサーから得た情報を分析し、コンピュータ可読媒体上に符号化された命令を実行するためのプロセッサとを含む。血液ポンプシステムは、制御デバイスをポンプおよび任意のセンサーに電気的に接続するためのケーブルを含む。血液ポンプシステムは、様々な実施形態において、制御デバイスに統合され得る電源も含む。様々な実施形態において、血液ポンプシステムの電源は、可動（例えば、充電式バッテリーもしくは燃料電池）または固定（例えば、ＡＣ主電源に接続された電源ベースユニット）であり得る。

制御システムは、様々なソース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、またはポンプを動作させるのに必要な電流のうちの少なくとも１つを測定することができる。他の実施形態において、制御システムは、血液ポンプまたは導管内に、血流速度、血流量、血圧、体位のうちの少なくとも１つ、およびそれらの組み合わせを測定するセンサーを含む。他の実施形態において、制御システムは、患者の血管系内に、血流速度、血流量、血圧のうちの少なくとも１つ、およびそれらの組み合わせを測定するセンサーを含む。

様々な制御システム方法は、血液ポンプシステムの動作を自動的に制御するために使用され得る。一実施形態において、下肢静脈セグメントの圧力を減少させる方法は、体位を推定するステップと、体位に基づいてポンプの速度を調整するステップとを含む。別の実施形態において、下肢静脈セグメントの圧力を減少させる方法は、体位を推定するステップと、流入導管またはその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、体位および流入導管またはその流入導管に流体接続された静脈セグメント内の血圧に基づいてポンプの速度を調整するステップとを含む。別の実施形態において、下肢静脈セグメントの圧力を減少させる方法は、電圧、電流、およびポンプ速度からなる群から選択される血液ポンプシステムの少なくとも１つのモータ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して少なくともある特定の最小血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含む。別の実施形態において、下肢静脈セグメントの圧力を減少させる方法は、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して少なくともある特定の最小血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含む。

さらに別の実施形態において、血液ポンプシステムの入口またはその付近で静脈または流入導管の崩壊の切迫を検出すると、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崩壊またはコアプション（ｃｏａｐｔｉｏｎ）を回避するセンサーレス方式は、血液ポンプモーター電流を測定するステップと、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継続的に決定するステップとを含む。これらのステップは、フーリエ級数の第２の調和項の振幅が基準値を超えたときに検出表示を提供することと、フーリエ級数の第２の調和項の振幅が基準値を超えたときにポンプ速度を減分することも含む。これらのステップは、第２の調和項の振幅が基準値を下回るまで繰り返される。

様々な他の実施形態において、本明細書に開示されるシステムおよび方法は、処理デバイスにより実行され得るコンピュータ可読媒体上に符号化され得る。システムおよび方法により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得る。

ポンプの等角図である。図１で特定された本体内に含まれるその構成要素を示す、ポンプの分解等角図である。図３Ａは、図１の切断線３−３に沿ったポンプの部分的な断面立面図である。図３Ｂは、図１の切断線３−３に沿ったポンプの完全な断面立面図である。図４Ａは、図１の切断線４−４に沿ったポンプの部分的な断面立面図である。図４Ｂは、図１の切断線４−４に沿ったポンプの完全な断面立面図である。ポンプの別の実施形態の断面立面図である。一実施形態に従うバックプレートの斜視図である。一実施形態に従うポンプの断面立面図である。一実施形態に従うバックプレート配置の関数として、上部および下部軸受における荷重を表すチャートおよび図である。一実施形態に従う動圧軸受を提供する羽根車の表面積を示す、血液ポンプの部分断面図である。４０００ＲＰＭでの羽根車と上部ケーシングとの間の上部間隙の関数として、上部軸受における軸方向荷重を表すチャートである。図５Ａは、図３Ｂのピボット軸領域の拡大図である。図５Ｂは、図４Ｂのピボット軸領域の拡大図である。図６Ａは、羽根車ピボットの上部等角図である。図６Ｂは、羽根車ピボットの底部等角図である。図７Ａは、羽根車ピボットの上部等角図である。図７Ｂは、羽根車ピボットの底部等角図である。図８Ａは、羽根車ピボットの実施形態の側面立面図である。図８Ｂは、羽根車ピボットの実施形態の側面立面図である。羽根車ピボットの実施形態の側面立面図である。図８Ｄは、羽根車ピボットの実施形態の底面の平面図である。図８Ｅは、羽根車ピボットの実施形態の上面の平面図である。図８Ｆは、羽根車ピボットの実施形態の底部ピボットのクローズアップ平面図である。図８Ｇは、羽根車ピボットの実施形態の上部ピボットのクローズアップ平面図である。図９Ａは、羽根車ピボットを支持し、その回転を可能にするために、羽根車ピボットのいずれかの端部上で使用される代表的な軸受ピンの端面図である。図９Ｂは、羽根車ピボットを支持し、その回転を可能にするために、羽根車ピボットのいずれかの端部上で使用される代表的な軸受ピンの反対の端面図である。上部軸受ピンの実施形態の図である。図１１Ａは、代表的な軸受ピンの実施形態の側面立面図である。図１１Ｂは、代表的な軸受ピンの実施形態の側面立面図である。代表的な軸受ピンの側面立面図である。代表的な軸受ピンの一端の平面図である。図１１Ｅは、図１１Ｃの切断線Ａ−Ａに沿った代表的な軸受ピンの、代表的な軸受ピンの断面図である。図１１Ｆは、図１１Ｃの切断線Ａ−Ａに沿った代表的な軸受ピンの軸受表面の断面図である。代表的な軸受ピンアセンブリの長手方向断面である。入口キャップおよび羽根車ケーシングの平面図である。図１４〜１６は、図１３の切断線１４−１４に沿った断面立面図である。図１４〜１６は、図１３の切断線１５−１５に沿った断面立面図である。図１４〜１６は、図１３の切断線１６−１６に沿った断面立面図である。羽根車室入口オリフィスの等角部分断面である。図１８Ａは、入口チャネルを画定する入口キャップ部分の平面図である。図１８Ｂは、入口チャネルを画定する入口キャップ部分の端面立面図である。図１９Ａは、別の実施形態であることを除いて、図１８Ａと同じ図である。図１９Ｂは、別の実施形態であることを除いて、図１８Ｂと同じ図である。図２０Ａは、別の実施形態であることを除いて、図１８Ａと同じ図である。図２０Ｂは、別の実施形態であることを除いて、図１８Ｂと同じ図である。図２１は、他の実施形態であることを除いて、図１８Ａと同じ図である。図２２は、他の実施形態であることを除いて、図１８Ａと同じ図である。図２３は、他の実施形態であることを除いて、図１８Ａと同じ図である。図２４Ａは、弓状のくさび形部分をさらに含むことを除いて、それぞれ、図２１に記載されるものと同様の入口キャップおよび入口チャネルの別の実施形態の平面図である。図２４Ｂは、弓状のくさび形部分をさらに含むことを除いて、それぞれ、図２１に記載されるものと同様の入口キャップおよび入口チャネルの別の実施形態の側面立面図である。羽根車室を占拠する羽根車を明らかにするために、上部羽根車ケーシングを取り外したポンプの等角図である。一実施形態に従う血液ポンプシステムの斜視図である。図２７Ａは、一実施形態に従うポンプと導管との間の接続の斜視図である。図２７Ｂは、一実施形態に従うポンプと導管との間の接続の斜視図である。図２７Ｃは、一実施形態に従うポンプと導管との間の接続の斜視図である。図２７Ｄは、一実施形態に従うポンプと導管との間の接続の斜視図である。図２８Ａは、一実施形態に従うポンプと導管との間の接続の斜視図である。図２８Ｂは、一実施形態に従うポンプと導管との間の接続の斜視図である。図２９Ａは、一実施形態に従うポンプとサイドポートを含む導管との間の接続の斜視図である。図２９Ｂは、一実施形態に従うポンプとサイドポートを含む導管との間の接続の斜視図である。図３０Ａは、一実施形態に従うポンプと隔壁を含む導管との間の接続の斜視図である。図３０Ｂは、一実施形態に従うポンプと隔壁を含む導管との間の接続の斜視図である。一実施形態に従う流出導管の遠位部分の図である。図３２Ａは、一実施形態に従う流入導管の血管内部分の図である。図３２Ｂは、一実施形態に従う流入導管の血管内部分の図である。一実施形態に従う流入または流出導管の血管内部分の斜視図である。一実施形態に従う流入または流出導管の血管内部分、およびその導管の補強コイルの平面図である。一実施形態に従う流入または流出導管の血管内部分、およびマーカーバンドの平面図である。一実施形態に従う流入または流出導管の血管内部分の平面図である。一実施形態に従う線Ｂ−Ｂに沿った図３２Ｆの流入または流出導管の血管内部分の断面図である。一実施形態に従う流入または流出導管の血管内部分の平面図である。一実施形態に従う線Ｃ−Ｃに沿った図３２Ｈの流入または流出導管の血管内部分の断面図である。一実施形態に従うカニューレ先端を製造する方法のフローチャートである。一実施形態に従うポンプシステムの概略図である。別の実施形態に従うポンプシステムの概略図である。一実施形態に従う制御システムの概略図である。図３６Ａは、様々な実施形態に従う制御システム方法のフローチャートである。図３６Ｂは、様々な実施形態に従う制御システム方法のフローチャートである。図３６Ｃは、様々な実施形態に従う制御システム方法のフローチャートである。図３６Ｄは、様々な実施形態に従う制御システム方法のフローチャートである。一実施形態に従うポンプシステムのインビトロモデルの吻合圧力および血流量のプロットである。図３６Ｆは、様々な実施形態に従う制御システム方法のフローチャートである。図３６Ｇは、様々な実施形態に従う制御システム方法のフローチャートである。図３６Ｈは、様々な実施形態に従う制御システム方法のフローチャートである。一実施形態に従う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の実施形態に従う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の実施形態に従う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の実施形態に従う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の実施形態に従う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合部の長手方向断面である。医療キットの平面図である。流出圧力に従い制御されるポンプシステムの概略図である。図４４Ａは、静脈性高血圧および静脈性潰瘍の治療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。図４４Ｂは、静脈性高血圧および静脈性潰瘍の治療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。図４４Ｃは、静脈性高血圧および静脈性潰瘍の治療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。図４４Ｄは、静脈性高血圧および静脈性潰瘍の治療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。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分の写真である。血管系の一部分の内腔への挿入のために構成された導管の一部分の写真である。図４６Ａは、着用可能な制御デバイスの写真である。図４６Ｂは、固定またはテーブルに載置された制御デバイスの写真である。図４７Ａは、制御デバイスおよび血液ポンプの様々な配置のブロック図であり、モーター駆動プロセッサは、制御デバイス内に位置し得る。図４７Ｂは、制御デバイスおよび血液ポンプの様々な配置のブロック図であり、モーター駆動プロセッサは、血液ポンプの本体内に位置し得る。図４８Ａは、導管のセグメントの外面に取り付けられ得るカフデバイスの一部分の斜視図である。図４８Ｂは、導管のセグメントの外面に取り付けられ得るカフデバイスの一部分の斜視図である。図４８Ｃは、導管のセグメントの外面に取り付けられ得るカフデバイスの一部分の斜視図である。図４８Ｄは、導管のセグメントの外面に取り付けられ得るカフデバイスの一部分の斜視図である。図４８Ｅは、導管のセグメントの外面に取り付けられ得るカフデバイスの写真である。図４８Ｆは、導管のセグメントの外面に取り付けられ得るカフデバイスの写真である。図４９Ａ、Ｂは、ＡＦＥシステムのインビボ実行可能性研究からの血管造影および組織学的結果である。一実施形態に従う流入および流出導管に組み立てられたサイドポートの写真である。図５１Ａは、一実施形態に従う組み立てられていない「アクセス可能な」サイドポートアセンブリの写真である。図５１Ｂは、一実施形態に従う組み立てられた「アクセス可能な」サイドポートアセンブリの写真である。図５２Ａは、それぞれ、別の実施形態に従う組み立てられていない「アクセス可能な」サイドポートアセンブリの写真である。図５２Ｂは、それぞれ、別の実施形態に従う組み立てられた「アクセス可能な」サイドポートアセンブリの写真である。一実施形態に従う様々な研究および実験の間に使用される模擬循環ループの図である。一実施形態に従う様々な研究および実験の間に使用される実験循環ループの写真である。ｍｇＮ．Ｉ．Ｈ．（ミリグラム正規化溶血指数）単位に対してＢＰ−５０と比較した試験ポンプユニットの対応のない結果を表すグラフである。ＢＰ−５０ユニットに対して試験ポンプユニットを使用する溶血試験の対応のある結果を表すチャートである。一実施形態に従うｍｇＮ．Ｉ．Ｈ．ユニットで表された様々な流量での試験ポンプ溶血を表すチャートである。一実施形態に従うＢＰ−５０ユニットで表された様々な流量での試験ポンプ溶血を表すチャートである。一実施形態に従う前腕ＡＶＦ模擬ループの模擬試験ループである。一実施形態に従う静脈直径に対するＷＳＳ用量を表すグラフである。別の実施形態に従う静脈直径に対するＷＳＳ用量を表すグラフである。

本出願のシステムおよび構成要素は、血液ポンプシステムに関する。様々な実施形態において、本出願は、標的血管（静脈または動脈）の直径が持続的に増加されるような方法で、そのような期間の間に血液を標的血管に排出するか、または血液を標的血管から引き出すように設計され、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、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および内腔径を持続的に増加させるのに十分な期間の間に、静脈または動脈の選択されたセグメント内の平均および／またはピーク血流速度ならびに平均および／またはピーク壁せん断応力を持続的に増加させるように構成された回転式血液ポンプシステムに関する。動脈または静脈の全径および内腔径の拡張または増加を説明するために使用されるとき、「持続的増加」または「持続的拡張」という用語は、本明細書において、ポンプの電源が切られた場合でも、血液圧送の期間前の血管の全径または内腔径と比較したときに、血管の全径または内腔径の増加が依然として示され得ることを意味する。つまり、血管の全径または内腔径は、ポンプにより生成される圧力から独立して大きくなった。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、回転式血液ポンプと、１つ以上の血液を運ぶ導管と、制御システムと、電源とを含むことができる。血液ポンプシステムは、血管系内の１つの位置から血液を引き出し、血管系内の別の位置に血液を排出する。動作中に、このような血液ポンプシステムは、標的血管内の平均および／またはピーク血流速度ならびに平均および／またはピークＷＳＳを、標的血管の全径および内腔径を持続的に増加させるのに十分なレベルまで、そのために十分な期間の間、持続的に増加させることができる。このシステムは、血液が標的血管から引き出される構成、または血液が標的血管に排出される構成で機能する。さらに、このシステムは、供与および受容血管のサイズを増加させるために同時に使用することができる。

様々な他の実施形態において、本出願は、下肢の静脈血圧を減少させるため、また場合によって腫れを軽減するか、または関連する皮膚潰瘍の治癒率を増加させるために、静脈血を下肢から心臓、または静脈血がより容易に心臓に戻ることができる静脈系内の別の位置に移動させるように設計され、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、本出願は、下肢の静脈血圧を減少させるため、また場合によって腫れを軽減するか、または関連する皮膚潰瘍の治癒率を増加させるために、静脈血を下肢から心臓、またはより容易に心臓に戻ることができる静脈系内の別の位置に移動させるように構成された回転式血液ポンプシステムに関する。したがって、血液ポンプシステムは、静脈性高血圧および／または下肢の一方もしくは両方の静脈性潰瘍を有する者、例えば、下肢静脈閉塞を有する患者、または下肢の一方もしくは両方に損傷した、または不全の静脈弁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、回転式血液ポンプと、１つ以上の血液を運ぶ導管と、制御システムと、電源とを含むことができる。血液ポンプシステムは、下肢静脈セグメントから血液を引き出し、静脈系内の別の位置に血液を排出する。静脈循環への血液の環流のための位置としては、頸静脈、腋窩静脈、鎖骨下静脈、腕頭静脈、上大静脈、および右心房が挙げられる。

任意の血液を運ぶ導管は、血管系内の位置（例えば、供与静脈、供与動脈、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位置（例えば、受容末梢静脈もしくは動脈、または右心房のような受容位置）に血液を運ぶための流出導管とを含むことができる。血液ポンプシステムは、制御システムも含む。好ましい制御システムは、動作パラメータおよび血液ポンプシステムの性能、ならびに血管系の変化、例えば、患者の供与動脈、供与静脈、受容動脈、または受容静脈の直径の変化に関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、所望の平均および／またはピーク壁せん断応力（ＷＳＳ）が血管セグメント（「標的血管（ｔａｒｇｅｔｂｌｏｏｄｖｅｓｓｅｌ）」または「標的血管（ｔａｒｇｅｔｖｅｓｓｅｌ）」）内で達成されるのに十分な量の血液を、血管セグメントの全径および内腔径が永続的または持続的に増加するのに十分な期間の間圧送するように主として構成される。平均ＷＳＳは、測定、推定、または仮定された血管径と、測定、推定、または仮定された血液ポンプシステムを通る平均血流量とを使用して算出することができる。

血管の直径は、血管の中心にある空隙の直径を測定することにより決定することができる。本出願の目的で、この測定値は「内腔径」と呼ばれる。血管の直径は、血管の中心にある空隙と、血管の壁とを含むように直径を測定することにより決定することができる。本出願の目的で、この測定値は「全径」と呼ばれる。本発明は、血液を（好ましくは低拍で）末梢受容静脈に移動させることにより、末梢静脈の全径および内腔径を同時かつ持続的に増加させ、それによって末梢受容静脈内の血流速度を増加させ、末梢受容静脈の内皮にかかるＷＳＳを増加させることに関する。末梢受容静脈内の血流速度、および末梢受容静脈の内皮にかかるＷＳＳが、ポンプを使用することにより増加されるシステムおよび方法が説明される。血流速度およびＷＳＳが、動脈または静脈のいずれかである供与血管内で増加されるように、血液を引き出すか、または「引き抜く」システムおよび方法も説明される。好ましくは、ポンプは、血液を末梢受容静脈に活発に排出し、圧送された血液は、例えば、脈圧が末梢動脈内の血液よりも低いとき、拍動性を低下させた。

本明細書に記載の血液ポンプシステムは、多くの他の血液ポンプシステムとは異なる特徴のうちの１つまたは群を有し得る。例えば、本明細書に記載の血液ポンプシステムは、血流の広い動作範囲、例えば、５０ｍＬ／分〜１５００ｍＬ／分の範囲内で安全に動作し得る。別の例において、本明細書に記載の血液ポンプシステムは、低い売上原価（ＣＯＧＳ）、例えば、１，０００ドル〜５，０００ドルの範囲内で製造することができる。さらに別の例において、本明細書に記載の血液ポンプシステムは、中間期間、例えば１時間〜１２ヶ月の間、または例えば７日〜１２ヶ月の間、病院または臨床状況の外で確実に動作するように設計される。いくつかの例において、本明細書に記載の１つ以上の血液ポンプシステムは、５０ｍＬ／分〜１５００ｍＬ／分を含む血流の広い動作範囲にわたって安全に動作することができ、１，０００ドル〜５，０００ドルの低いＣＯＧＳを有し、中間期間、例えば１時間〜１２ヶ月の間、または例えば７日〜１２ヶ月の間、病院または臨床状況の外で確実に動作することができるため、本明細書中に記載される血液ポンプシステムは、これらの要素のうちの１つ、いくつか、または全てを有することができる。

システム１０の血液ポンプ２５の詳細な記述を始めるために、血液ポンプ２５の等角図である図１を参照する。一実施形態において、血液ポンプ２５は、磁気駆動を有する小型遠心式ポンプであり、ポンプの羽根車は、磁界を回転させることにより回転駆動される。例えば、回転磁界は、特定の順序で多数の電磁石に通電することにより生成され得る。別の例において、回転磁界は、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り生成され得る。必要に応じて、ポンプは、例えば、米国２５セント硬貨、米国５０セント硬貨、またはより大きな直径と同程度の硬貨の直径とほぼ等しい直径を有することができる。例えば、ポンプ２５は、様々な実施形態に従い、約２．０ｃｍ〜約５．０ｃｍの範囲内の直径を有する。図１に示されるように、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とを含む。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および電源に接続する。電源は、制御デバイス２１の一部または別個であり得る。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、電源からモーターまたはポンプに電力を伝達するために使用することもできる。より具体的に、電源ケーブル１２０は、本体１０５内部の磁気駆動の電気部品を電源（例えば、バッテリー）に接続する。

入口１１０は、結合配置（例えば、バーブ端、フランジ、およびロッキングカラー）を介して流入導管２０に流体結合されることが可能である。入口１１０は、ポンプ羽根車の吸込み領域（すなわち、中心部）への流体経路を提供する。羽根車の吸込み領域は、血液が吸込みよりも速い速度で出口の外で受容される限り、様々な構造であることができる。出口１１５は、入口と同様の結合配置（例えば、バーブ端、フランジ、およびロッキングカラー）を介して、流出導管３０に流体結合されることが可能である。出口１１５は、ポンプ羽根車の出口領域（すなわち、周辺部）からの流体経路を提供する。

図１で特定された本体１０５に含まれるその構成要素を示す、血液ポンプ２５の分解等角図である図２に示されるように、血液ポンプ２５は、入口キャップ１２５と、上部軸受ピン１３０と、上部羽根車ケーシング１３５と、羽根車１４０と、羽根車ピボット１４５と、磁石アセンブリ１５０と、磁石筐体１５５と、底部軸受ピン１６０と、底部羽根車ケーシング１６５と、電気コイルアセンブリ１７０と、コイルアセンブリ筐体の蓋１７５とを含む。入口キャップ１２５および上部羽根車ケーシング１３５は、それぞれ入口１１０の約半分を含む。

それぞれ、図１の切断線３−３に沿った血液ポンプ２５の部分的および完全な断面立面図である図３Ａおよび３Ｂに示されるように、図２に関して言及される構成要素は、一般に一緒に挟んでポンプを形成する。例えば、図２〜３Ａから理解できるように、入口キャップ１２５および上部羽根車ケーシング１３５は、それぞれ、上部の水平に伸長する入口部分１１０Ａと、底部の水平に伸長する入口部分１１０Ｂとを含む。典型的に、入口および出口は対向し、異なる平面に位置する。入口キャップ１２５および上部羽根車ケーシング１３５が一緒に挟まれているとき、それらは入口１１０を通して羽根車入口オリフィス１８５につながる入口流体チャネル１８０を画定する。入口キャップ１２５および上部羽根車ケーシング１３５は、それぞれ、チャネル１８０のほぼ上半分および下半分を画定する。シール溝１９０は、チャネル１８０の境界に隣接した上部羽根車ケーシング１３５内に画定され、入口キャップ１２５と上部羽根車ケーシング１３５との間に流体密封シールを作成するために、弾性流体シール部材を受容するように適合される。

図４Ａおよび４Ｂは、それぞれ、図１の切断線４−４に沿った血液ポンプ２５の部分的および完全な断面立面図である。図２、４Ａ、および４Ｂから理解できるように、上部羽根車ケーシング１３５および底部羽根車ケーシング１６５は、それぞれ、上部の水平に伸長する出口部分１１５Ａと、底部の水平に伸長する出口部分１１５Ｂとを含む。上部羽根車ケーシング１３５および底部羽根車ケーシング１６５が一緒に挟まれているとき、それらは、羽根車室２０５から出口１１５につながる出口流体チャネル２００（すなわち、渦巻き）を画定する。上部羽根車ケーシング１３５および底部羽根車ケーシング１６５は、それぞれ、チャネル２００のほぼ上半分および下半分を画定する。シール溝２１１は、チャネル２００と羽根車室２０５との境界に隣接した底部羽根車ケーシング１６５内に画定され、上部羽根車ケーシング１３５と底部羽根車ケーシング１６５との間に流体密封シールを作成するために、弾性流体シール部材を受容するように適合される。

図２〜４Ｂに示されるように、羽根車磁石アセンブリ１５０は、リング状または円板状の複数の磁石である。磁石１５０は、磁石筐体１５５の容積および羽根車１４０の容積内に位置する。磁石筐体１５５は、羽根車１４０内に受容される。磁石筐体１５５および羽根車１４０は、それぞれ、磁石１５０が位置する容積の底部分および上部分を形成する。磁石筐体１５５、磁石１５０、および羽根車１４０は、羽根車室２０５内でユニットとして回転する固定された統合アセンブリに一緒に結合される。羽根車の回転を引き起こす代替構造を使用することができる。

図２〜４Ｂに示されるように、電気コイルアセンブリ１７０は、下羽根車ケーシング上に円形パターンで配置され、支持円板２１５により任意にキャップされた複数の電気コイル２１０である。電気コイルアセンブリ１７０は、底部羽根車ケーシング１６５内に画定されたコイル室２２０内に固定され、コイル筐体の蓋１７５によりキャップされる。内部床構造２２５は、羽根車室２０５をコイル室２２０から分離する。一実施形態において、コイル室２２０は、図４Ｃに示されるように、１つ以上の空隙または空間と、スペーサー２８２と、鉄バックプレート２８４も含む。磁気吸引力は、羽根車磁石１５０とバックプレート２８４との間に生成され、図４Ｅに示されるように、羽根車１４０の底面と底部羽根車ケーシング１６５との間の間隙５４２内を流れる血液の増加した圧力、および羽根車の上の羽根車室入口オリフィス１８５での減少した圧力により課される上向きの力に対抗する。正味の影響は、上部軸受ピン１３０の負荷軽減である。バックプレート２８４の位置およびポンプ２５の速度に応じて、軸方向荷重は、上部軸受ピン１３０と底部軸受ピン１６０との間で共有され得るか、または単に底部軸受ピンまたは上部軸受ピンにより負担され得る。例えば、上部軸受ピン１３０における力は、最大約６０００ｒｐｍの動作速度の間に約３Ｎ未満であり得る。同様に、底部軸受ピン１６０における力は、最大約６０００ｒｐｍの速度で動作するとき、約４Ｎ未満であった。逆に、静止しているとき（すなわち、０ｒｐｍ）、底部力で経験される軸方向力は、少なくとも０．１Ｎであり、最大１０Ｎ以上であり得る。

多くの研究は、上部軸受ピン１３０および底部軸受ピン１６０において、様々なポンプ速度およびバックプレート２８４配向で荷重を測定するために行われた。荷重が底部軸受ピン１６０から上部軸受ピン１３０に変化する速度は、例えば、１つ以上のスペーサー２８２を用いて、羽根車１４０とバックプレート２８４との間の距離を変えることにより調整することができる。同様に、特定の羽根車速度での上部軸受ピン１３０および底部軸受ピン１６０にかかる荷重は、羽根車１４０とバックプレート２８４との間の距離を変えることにより調整することができる。鉄バックプレート２８４は、そのバックプレートが磁束をコイル２１０により深く貫通させ、それによってより高い軸方向磁束密度を提供するため、モーター性能およびモータートルクを増加させるようにも機能する。

バックプレート２８４の一実施形態は、図４Ｄに示される。図示されるように、バックプレート２８４は、一般的な円板形状を有し、鉄金属または合金から構成される。一実施形態において、バックプレート２８４は、ＣａｒｐｅｎｔｅｒＴｅｃｈｎｏｌｏｇｙ製のＨｉｐｅｒｃｏ（登録商標）５０のような鉄−コバルト−バナジウム軟磁性合金から構成される。バックプレート２８４は、約０．０４ｍｍ〜約０．０７ｍｍの範囲内の厚さと、約２０ｍｍ〜約４０ｍｍの範囲内の外径とを有する。好ましい実施形態において、バックプレート２８４は、約０．５３ｍｍの厚さと、約３１ｍｍの外径とを有する固体円板である。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２８８を含み得るが、他の実施形態では、開口２８８のない固体円板が使用され得る。図４Ｅは、ポンプ２５の実施形態の図である。図示されるように、一実施形態において、バックプレート２８４は、磁石１５０から距離「Ｄ」だけ離れて位置付けられる。一実施形態において、距離「Ｄ」は、約４ｍｍ〜８ｍｍの範囲内である。好ましい実施形態において、距離「Ｄ」は約６ｍｍに等しい。他の実施形態において、バックプレート２８４は、羽根車１４０の上面と上部羽根車ケーシング１３５との間の所望の間隙５４０、および羽根車の底部と底部羽根車ケーシング１６５との間の間隙５４２を達成するために、磁石１５０の近位に、またはそれから離れて位置付けられ得る。

図４Ｆは、羽根車１４０およびバックプレート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、上部ピンおよび底部ピンの両方で測定された荷重の実験結果を表すグラフである。バックプレート２８４の効果的な位置は、スペーサー２８２の異なる配置およびバックプレート２８４の厚さに基づいて設定可能である。図示されるように、好ましい実施形態は、１．５ｍｍスペーサー２８２を使用してモーターから約６ｍｍ離れて位置付けられた単一のバックプレート２８４を含む。上部および底部軸受における所望の、または許容される荷重に応じて、他のバックプレートおよびスペーサーの組み合わせが使用され得る。同様に、図４Ｈは、ポンプ２５が約４０００ＲＰＭで動作するときの羽根車１４０と上部ケーシング１３５との間の上部間隙５４０の関数として、上部軸受における軸方向荷重を表すチャートである。

電気ケーブル１２０（図１参照）は、底部羽根車ケーシング１６５内の通路２３０を通してコイル室２２０およびコイル２１０まで伸長する。電気ケーブル１２０を介してコイル２１０に供給される電力は、磁石および磁石に結合された羽根車１４０を回転させるように磁石１５０に作用する、回転磁界を生成する。羽根車の回転は、羽根車ブレード２３５を羽根車室内に存在する流体（例えば、血液）に作用させ、出口流体チャネル２００内の圧力増加として回収される流体に伝達される運動量をもたらす。このため、流体は、低圧力で入口１１０に引き込まれ、より高い圧力で出口１１５から排出される。

図３Ａ〜４Ｂに示されるように、羽根車１４０、磁石１５０、および筐体１５５のピボット軸は、羽根車ピボット１４５である。図５Ａ〜Ｂに表されるように、羽根車ピボット１４５は、上部軸受ピン１３０および底部軸受ピン１６０を介して枢動可能に支持される（すなわち、単一軸の周りの回転を除く全ての自由度で拘束される）。上部軸受ピン１３０は、入口キャップ１２５内の円筒形凹部２４０に受容され、固定される一方、底部軸受ピン１６０は、底部羽根車ケーシング１６５内の円筒形凹部２４５に受容され、固定される。羽根車ピボット１４５は、羽根車１４０内の中心の円筒形開口２５０を通して伸長し、そこに固定される。

羽根車アセンブリの一実施形態において、羽根車ピボット１４５、上部軸受ピン１３０、および底部軸受ピン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。羽根車アセンブリの別の実施形態において、羽根車ピボット１４５、上部軸受ピン１３０、および底部軸受ピン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において、羽根車ピボット１４５、上部軸受ピン１３０、および底部軸受ピン１６０はそれぞれ、アルミナから形成された軸受よりも摩耗に対して抵抗性のある軸受を提供し得る、アルミナ強化ジルコニア（ＡＴＺ）から形成される。ＡＴＺから軸受部品を形成することは、アルミナから形成された軸受部品よりも滑らかな表面仕上げをもたらすこともできる。全ての３つの実施形態において、羽根車ピボット１４５、上部軸受ピン１３０、および底部軸受ピン１６０の寸法は、静水力および衝撃荷重により生成されるピークスラスト荷重を考慮して、それぞれ高純度アルミナ、炭化ケイ素強化アルミナ、またはＡＴＺの許容レベルに接触応力を制限するように設計される。羽根車アセンブリの別の実施形態において、羽根車ピボット１４５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、またはＣｏｏｒｓＴｅｋ（登録商標）ＡＤ−９９８のような高純度アルミナから形成されるが、上部軸受ピン１３０、底部軸受ピン１６０、または両方は、超高分子量ポリエチレンから形成される。様々な他の実施形態において、上部軸受ピン１３０および底部軸受ピン１６０の部分または全ては、ポリエチレンから形成することができる。さらに、羽根車アセンブリの各構成要素の形状は、システム１０の安全性および耐久性要件を満たすために、疲労および摩耗を制限するように選択された。多くの研究は、ポンプ２５の実験寿命にわたるＡＴＺの優れた摩耗特性を説明するために行われ、アルミナおよびポリエチレンから構成される軸受システムと比較したとき、軸受スタックの全高に対する変化の減少をもたらす。

図６Ａ〜７Ｂに示されるように、羽根車ピボットは、上部半球凸状の軸受表面２５５と、底部半球凸状の軸受表面２６０とを含む。図６Ａ、６Ｂ、および８Ａに示されるように、羽根車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。上部軸受表面２５５は、約０．６１ｍｍ、プラスまたはマイナス０．０２ｍｍの半径Ｒ１を有し、隣接した縁部２６５を越えて約０．５５ｍｍ、プラスまたはマイナス０．０２ｍｍの長さＬ２だけ伸長する。下部軸受表面２６０は、約０．３１ｍｍ、プラスまたはマイナス０．０２ｍｍの半径Ｒ２を有し、隣接した縁部２６５を越えて約０．５５ｍｍ、プラスまたはマイナス０．０２ｍｍの長さＬ２１だけ伸長する。同様に、図７Ａ、７Ｂ、および８Ｂに示される羽根車ピボット１４５の代替実施形態は、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。上部軸受表面２５５は、約０．３１ｍｍ、プラスまたはマイナス０．０２ｍｍの半径Ｒ１を有し、隣接した縁部２６５を越えて約０．５５ｍｍ、プラスまたはマイナス０．０２ｍｍの長さＬ２だけ伸長する。下部軸受表面２６０は、約０．３１ｍｍ、プラスまたはマイナス０．０２ｍｍの半径Ｒ２を有し、隣接した縁部２６５を越えて約０．５５ｍｍ、プラスまたはマイナス０．０２ｍｍの長さＬ２１だけ伸長する。ポンプのサイズおよび性能要件に応じて、他のサイズおよび寸法が用いられ得る。サイズは、得られるポンプを、血管の直径を増加させるために患者に使用することができるようなものである。

同様に、図７Ａ、７Ｂ、および８Ｂに示されるように、羽根車ピボット１４５の代替実施形態は、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。上部軸受表面２５５は、約０．３１ｍｍ、プラスまたはマイナス０．０２ｍｍの半径Ｒ１を有し、隣接した縁部２６５を越えて約０．５５ｍｍ、プラスまたはマイナス０．０２ｍｍの長さＬ２だけ伸長する。下部軸受表面２６０は、約０．３１ｍｍ、プラスまたはマイナス０．０２ｍｍの半径Ｒ２を有し、隣接した縁部２６５を越えて約０．５５ｍｍ、プラスまたはマイナス０．０２ｍｍの長さＬ２１だけ伸長する。

図８Ｃ〜８Ｇから理解できるように、羽根車ピボット１４５のさらに別の実施形態は、上部半球凸状の軸受表面２５５と、底部半球凸状の軸受表面２６０とを含む。図８Ｄおよび８Ｅは、それぞれ、羽根車ピボット１４０の長手方向軸に沿って見た上部半球凸状の軸受表面２５５および底部半球凸状の軸受表面２６０の平面図である。図８Ｆおよび８Ｇは、それぞれ、底部半球凸状の軸受表面２６０および上部半球凸状の軸受表面２５５のクローズアップ図である。図８Ｃに示されるように、羽根車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。上部軸受表面２５５は、約０．６ｍｍ、プラスまたはマイナス０．０２ｍｍの半径Ｒ１を有し、隣接したテーパー点２６６を越えて約１．４ｍｍ、プラスまたはマイナス０．１０ｍｍの長さＬ２だけ伸長する。テーパー点２６６は、約０．２０ｍｍ、プラスまたはマイナス０．０２ｍｍの半径Ｒ３を有し、羽根車ピボットの表面２６７は、約２０度の円錐角ＣＡ１で長さＬ２に沿って内側にテーパーになる。下部軸受表面２６０は、約０．６０ｍｍ、プラスまたはマイナス０．０２ｍｍの半径Ｒ２を有し、隣接したテーパー点２６８を越えて約０．５ｍｍ、プラスまたはマイナス０．１０ｍｍの長さぶんＬ２１を伸長する。テーパー点２６８は、約０．０５ｍｍの半径Ｒ４を有し、羽根車ピボットの表面２６７は、約９０度の円錐角ＣＡ２で長さＬ２１に沿って内側にテーパーになる。

図５Ａおよび５Ｂから理解できるように、上部軸受ピン１３０および底部軸受ピン１６０は、一般に同じ構成を有するが、反対に配向されている。図９Ａ〜Ｂに表されるように、上部軸受ピン１３０および底部軸受ピン１６０は、一端にティーカップまたは半球凹状の軸受表面２７０、および反対端にほぼ平坦な表面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凹状の軸受表面２７０、および反対端にほぼ平坦な表面２７５を有する上部軸受ピン１３０の特定の実施形態を表す。この実施形態において、上部軸受ピン１３０の半球凹状の軸受表面２７０は、底部軸受ピン１６０上の凹状軸受表面よりも大きな半径を有する。

図１１Ａに示されるように、軸受ピン１３０、１６０の一実施形態は、約７．５、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、軸受表面２７０付近の縁部において約０．６ｍｍの半径とを有する。軸受ピン１３０、１６０の非軸受端部２７５付近で、溝２８０は、血液ポンプ２５内の適所に軸受ピンを結合するための機械的インターロックを提供するように、ピンの周りに円周方向に伸長する。同様に、軸受ピン１３０、１６０の代替実施形態は、図１１Ｂに示されるように、約７．５、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、平坦な端部２７５付近の縁部において約０．２ｍｍの半径とを有する。軸受ピン１３０、１６０の非軸受端部２７５付近で、溝２８０は、適所に軸受ピンを結合するための機械的インターロックを提供するように、ピボットの周りを円周方向に伸長する。他のサイズおよび寸法は、ポンプのサイズ、軸受ピンの材料、および軸受ピンに作用する力に応じて用いられ得る。

図３Ｂ、４Ｂ、および５Ａ〜１１Ｂから理解できるように、羽根車ピボット１４５の凸状上部軸受表面２５５は、上部軸受ピン１３０の凹状軸受表面２７０に対して回転して受容され、羽根車ピボット１４５の凸状下部軸受表面２６０は、底部軸受ピン１６０の凹状軸受表面２７０に対して回転して受容される。このため、羽根車ピボット１４５の凸状軸受端部２５５、２６０は、それぞれ、上部および底部軸受ピン１３０および１６０の相補的凹状軸受表面２７０により枢動可能に支持される。したがって、羽根車アセンブリは、「ダブルピン軸受」として一般に知られている構成で、軸受ピン１３０および１６０との端部同士の接触により支持される、羽根車ピボット１４５上で、羽根車室２０５内で自由に回転し得る。

図１１Ｃ〜１１Ｆから理解できるように、軸受ピン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２．０ｍｍ、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。軸受端部２７１は、軸受表面２７０付近の縁部において約０．３ｍｍの半径Ｒ５を有する。軸受ピン１３０、１６０の非軸受端部２７５付近で、一連の溝２８１は、血液ポンプ２５内の適所に軸受ピンを結合するための機械的インターロックを提供するように、ピンの周りに円周方向に伸長する。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と、約０．０３ｍｍの縁部半径Ｒ７を有する平坦部２８５により画定され得る。各谷部を横断する距離Ｖ１は、約０．５ｍｍであるが、平坦部２８５を横断する距離Ｐ１は、約０．３ｍｍである。軸受ピン１３０および１６０は、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と、約２．０ｍｍの長さＬ４とを有する凹部２８６とを含んでもよい。図１１Ｄは、軸受ピン１３０、１６０の長手方向軸に沿って見た軸受表面２７０の図である。軸受表面２７０は、図１１Ｆの断面図に示されるように、約０．６５ｍｍ、プラスまたはマイナス０．０１ｍｍの半径Ｒ８と、約０．３ｍｍの深さＬ５とを有し得る。

羽根車アセンブリのさらに別の実施形態において、羽根車アセンブリは、羽根車シャフト１４５、上部軸受ピン１３０、および底部軸受ピン１６０の複合体である。複合体設計は、機械加工された軸受部品の簡素性、耐性、および費用に関して有益である。これらの構成の全ては、モーターが故障することなく、およそ１日から１〜１２週間以上の間、連続状態で機能することを許すように設計される。

図１２に示されるように、羽根車シャフト１４５は、羽根車ピボット本体１４６と、２つの羽根車ピボット挿入部１４７とを備える。羽根車ピボット本体１４６は、ステンレス鋼のような機械加工可能な金属を含み、羽根車ピボット挿入部１４７は、ＣｏｏｒｓＴｅｋＡＤ−９９８のような高純度アルミナ（Ａｌ２Ｏ３）、ＧｒｅｅｎｌｅａｆＷＧ−３００のような炭化ケイ素ウィスカー強化アルミナ、またはアルミナ強化ジルコニア（ＡＴＺ）を含む。羽根車ピボット挿入部１４７は、接着剤および／または締まり嵌めにより羽根車ピボット本体１４６に固定される。任意に、室１４６Ａは、圧縮に対して抵抗性のある接着剤または他のポッティング材で充填され得る。前述の複合構成および材料は、上部軸受ピン１３０および底部軸受ピン１６０の両方の実施形態に適用することができ、ピン挿入部１４８は、羽根車ピボット挿入部１４７に係合する。任意に、各軸受ピン１３０および１６０の室１４８Ａは、圧縮に対して抵抗性のある接着剤または他のポッティング材で充填され得る。

入口キャップ１２５およ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、様々な構成を有し得る。例えば、図２に表される入口キャップ１２５は、上部羽根車ケーシング１３５とほぼ同延であるように示される。他の実施形態において、入口キャップ１２５は、入口キャップおよび羽根車ケーシングの図である図１３〜１５に表されるように、上部羽根車ケーシング１３５より実質的に小さく、それと同延でないことがある。

それぞれ、図１３の切断線１４−１４、１５−１５、および１６−１６に沿った断面立面図である図１４〜１６に示されるように、入口１１０は、それぞれが入口１１０の約半分を形成する部分１１０Ａおよび１１０Ｂを有する二部構造であり、それぞれ、入口キャップ１２５および上部羽根車ケーシング１３５の一部である。各部分１１０Ａおよび１１０Ｂは、その中に入口チャネル１８０の約半分を画定した。図１４に示されるように、入口チャネル１８０は、最初に約４ｍｍの円形直径Ｄ５を有する。図１５に示されるように、入口チャネル１８０は、円形断面から約８．４ｍｍの幅Ｗ５および約１．５ｍｍの高さＨ５を有するほぼ長方形の断面に移行する。さらに、寸法が変化するにつれて、列挙される測定値も変化する。

図１６に表されるように、入口チャネル１８０は、入口キャップ１２５内に受容され、それに固定される上部軸受１４５の周りに伸長する、羽根車室入口オリフィス１８５を包囲する。羽根車室入口オリフィス１８５の等角部分断面図である図１７に示されるように、羽根車室入口オリフィス１８５は、羽根車１４０の吸込み領域３００付近の羽根車室２０５につながる。羽根車ピボット１４５の上軸受端部は、入口キャップ１２５内に支持される上部軸受ピン１３０と枢動可能に整合するように、オリフィス１８５を通して上に伸長する。羽根車ブレード２３５は、羽根車１４０の吸込み領域３００から外側に半径方向に伸長する。

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、および同じものの端面立面図である図１８Ａおよび１８Ｂに表されるように、一実施形態において、入口チャネル１８０は、楕円形構成を有するということができる。具体的に、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。上部軸受ピン１３０を支持する円筒形島部分またはベゼル３０５は、楕円形チャネル部分１８０Ｂのほぼ中心に置かれ、図１７に示されるものと同様の上部軸受ピン１３０を受容する円筒形の穴２４０を含む。一実施形態において、円筒形チャネル部分１８０Ａは、約４ｍｍの直径Ｄ６を有する。楕円形チャネル部分１８０Ｂは、約１２．４ｍｍの幅Ｗ６を有する。ベゼル３０５の壁および楕円形チャネル部分１８０Ｂを画定する壁の遠位端との間の遠位距離Ｗ７は、約１．５ｍｍである。他の実施形態において、円筒形チャネル部分１８０Ａは、約５ｍｍまたは６ｍｍの直径Ｄ６を有する。

別の実施形態であることを除いて、それぞれ図１８Ａおよび１８Ｂと同じ図である図１９Ａおよび１９Ｂに表されるように、入口チャネル１８０は、円形構成を有すると言うことができる。具体的に、円筒形チャネル部分１８０Ａは、部分１８０Ｃにおいて円形チャネル部分１８０Ｂに移行する。上部軸受ピン１３０を支持する円筒形島部分またはベゼル３０５は、円形チャネル部分１８０Ｂのほぼ中心に置かれ、図１７に示されるものと同様の上部軸受ピン１３０を受容する円筒形の穴２４０を含む。一実施形態において、円筒形チャネル部分１８０Ａは、約３．５ｍｍ〜４．５ｍｍ、好ましくは４ｍｍの直径Ｄ９を有する。円形チャネル部分１８０Ｂは、約１１．５ｍｍ〜１３ｍｍ、好ましくは１２．４ｍｍの幅Ｗ９を有する。ベゼル３０５の壁と円形チャネル部分１８０Ｂを画定する壁の遠位端との間の遠位距離Ｗ１０は、約３．５ｍｍ〜４．５ｍｍ、好ましくは４．２ｍｍである。他の実施形態において、円筒形チャネル部分１８０Ａは、約５ｍｍまたは６ｍｍの直径Ｄ６を有する。

別の実施形態であることを除いて、それぞれ図１８Ａおよび１８Ｂと同じ図である図２０Ａおよび２０Ｂに表されるように、入口チャネル１８０は、複雑な弓形構成を有すると言うことができる。具体的に、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。上部軸受ピン１３０を支持する円筒形島部分またはベゼル３０５は、複雑な弓形チャネル部分１８０Ｂのほぼ中心に置かれ、図１７に示されるものと同様の上部軸受ピン１３０を受容する円筒形の穴２４０を含む。一実施形態において、円筒形チャネル部分１８０Ａは、約４ｍｍの直径Ｄ１２を有する。複雑な弓形チャネル部分１８０Ｂは、約８．４ｍｍの幅Ｗ１３を有する。ベゼル３０５の壁と複雑な弓形チャネル部分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の壁と複雑な弓形チャネル部分１８０Ｂを画定する壁の遠位端くぼみ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。他の実施形態において、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つの他の実施形態であることを除いて、それぞれ図１８Ａと同じ図である図２１〜２３に表されるように、入口チャネル１８０は、涙滴形構成を有すると言うことができる。具体的に、円筒形チャネル部分１８０Ａは、涙滴形チャネル部分１８０Ｂに移行する。上部軸受ピン１３０を支持する円筒形島部分またはベゼル３０５は、涙滴形チャネル部分１８０Ｂのほぼ中心に置かれ、図１７に示されるものと同様の上部軸受ピン１３０を受容する円筒形の穴２４０を含む。一実施形態において、円筒形チャネル部分１８０Ａは、約４ｍｍの直径Ｄ１５を有する。涙滴形チャネル部分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。涙滴形部分１８０Ｂと円筒形部分１８０Ａとの間のチャネル１８０の移行領域１８０Ｃは、約８度の角度ＡＮ１で互いから分かれる壁を有する。他の実施形態において、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の実施形態の場合、ベゼル３０５の壁と涙滴形チャネル部分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の実施形態の場合、ベゼル３０５の壁と涙滴形チャネル部分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の実施形態の場合、ベゼル３０５の壁と涙滴形チャネル部分１８０Ｂを画定する壁の遠位端との間の遠位距離Ｗ２１は、ベゼルが涙滴形チャネル部分を画定する壁の遠位端と交差するため、約０ｍｍである。

それぞれ、図２１に記載されるものと同様の入口キャップ１１０および入口チャネル１８０の別の実施形態の平面および側面立面図である図２４Ａおよび２４Ｂに示されるように、弓形くさび部分３２０は、涙滴形チャネル部分１８０Ｂの遠位壁の間でベゼル３０５の遠位側まで伸長し得る。このような実施形態において、円筒形島部分またはベゼル３０５は、涙滴形チャネル部分１８０Ｂのほぼ中心に置かれ、図１７に示されるものと同様の上部軸受ピン１３０を受容する円筒形の穴２４０を含む。一実施形態において、図２４Ａおよび２４Ｂに表される実施形態の次元構成は、図２１に関して述べられるものと実質的に同じであり、顕著な相違は、弓形くさび部分３２０の存在である。図２４Ａおよび２４Ｂから理解できるように、くさび部分３２０は、涙滴形チャネル部分１８０Ｂの屋根および隣接する壁からベゼル３０５の垂直伸長まで滑らかに湾曲するように弓形である壁を有する。このようなくさび部分３２０は、図３Ａ、３Ｂ、および１７に表される実施形態に存在するのを見ることができ、入口チャネル流の滞留領域を減少させ、羽根車室入口オリフィス１８５を通る流体の接線方向の流入を促進し得る。

羽根車室２０５を占拠する羽根車１４０を明らかにするために、上部羽根車ケーシングを取り外した血液ポンプ２５の等角図である図２５に示されるように、出口流体チャネル２００は、羽根車の外周縁部に対して接線方向に羽根車室を出る。図３Ｂ、４Ｂ、１７、および２５に示されるように、複数のボア３５０（すなわち、ウォッシュアウト穴）は、羽根車ピボット中心穴２５０の周りに円周方向に分布し、これらのボア３５０は、中心穴２５０にほぼ平行であり、羽根車の全厚を通して羽根車の上部および底部境界の両方の隙間まで伸長する。ボア３５０の底部開口は、底部軸受１６５と羽根車ピボット底部軸受表面２６０との間に底部軸受界面の付近に位置する（図８参照）。結果として、流体は底部軸受界面を洗浄するためにボア３５０を通して流れることができる。例えば、流体は、羽根車室入口穴１８５を通り、羽根車ブレード２３５に沿って半径方向外側に、羽根車の下の間隙５４２を通して流れ、次に羽根車室入口穴１８５の領域に戻ることができる。この血流は、羽根車の下側、底部軸受界面、上部軸受界面、およびベゼル３０５の裏側にある領域を洗浄する働きをする。

図３Ｂ、５、１７、および２５から理解できるように、一実施形態において、羽根車１４０は、羽根車の中心を通して伸長するシャフト１４５上で、羽根車室２０５内で回転して支持される。シャフトは、上部軸受端部と底部軸受端部とを有し、それぞれの端部は、ポンプハウジングに回転動作可能に結合される。羽根車は、上面と、底面と、羽根車を通して上面から下面まで伸長する複数のボア３５０とを有する。複数のボアは、羽根車の中心の周りに半径方向にほぼ均等に分布している。さらに、複数のボア３５０は、羽根車を通して互いに、およびシャフトに対してほぼ平行に伸長する。入口チャネル１８０は、羽根車室の入口オリフィス１８５につながる。入口チャネルは、その入口チャネルにほぼ垂直に羽根車室に開口している。入口オリフィスは、上軸受端部付近のシャフトの外周表面の少なくとも一部に沿って伸長する。入口オリフィスおよび穴は、互いにほぼ平行な方向に開口している。ポンプの動作中、羽根車室を通して圧送される血液の少なくとも一部は、ボアを介して羽根車の上面および底面に沿って循環する。このように、羽根車のボアは、一般に羽根車の全ての血液接触表面に沿って血液を流し続けることにより、羽根車の周囲の流れの行き止まりを排除する。したがって、ボアは、シャフト／羽根車交差の近傍における、羽根車の側面および底面に沿った血液の蓄積を防止するのに役立つ。

様々な実施形態において、羽根車１４０の上面と上部羽根車ケーシング１３５との間の間隙は、０．０５ｍｍ〜０．３ｍｍの範囲内であり、好ましい実施形態では０．０７５〜０．１２５ｍｍである。一般的な考えに反するが、羽根車１４０の上面と上部羽根車ケーシング１３５との間の間隙は小さいほど好ましいと判断され、これは羽根車の周りを流れる血液の流体力学的流動挙動を利用し、それが上部軸受に印加される軸方向荷重を低下させ、場合によっては動圧軸受の形態として機能することができ、上部軸受に代わるか、または上部軸受を補足するかのいずれかであり得るためである。羽根車１４０の上面と上部羽根車ケーシング１３５との間の間隙が小さい羽根車ブレード２３５の上面により効果的に形成された動圧軸受は、荷重を減少させ、したがって上部軸受ピン上で摩耗する。結果として、ポンプ２５を、軸受の交換が必要になる前に、より長い時間動作させることができる。例として、図４Ｇに示されるように、一般に２３７として示される羽根車ブレード２３５の上部の総表面積は、約７０ｍｍ^２〜約１２０ｍｍ^２の範囲内の面積を有する動圧軸受を提供する。一実施形態において、動圧軸受を促進する羽根車ブレード２３５の総表面積は、約９６ｍｍ^２である。この実施形態において、中心穴およびウォッシュアウト穴を除いて、ブレードを除去したローター上面の近似面積は、約６７７．７ｍｍ^２である。したがって、ブレード上面の面積が、約９６．１ｍｍ^２である場合、次に表面積の約１４％が、動圧軸受を形成するために使用される。他の実施形態において、羽根車表面積のより大きな比率（例えば、２０％以上）またはより小さな比率（例えば、１０％以下）が、動圧軸受を形成するために使用され得る。

様々な実施形態において、羽根車の底面と底部羽根車ケーシング１６５との間の間隙５４２は、約０．１ｍｍ〜０．５ｍｍの範囲内であり、好ましい実施形態では、約０．２〜０．３５ｍｍの間隙を有する。羽根車１４０の底面と底部羽根車ケーシング１６５との間のより大きな間隙５４２が好ましく、これは底部軸受の洗浄を改善し、底部間隙内の血液にかかるせん断応力を低下させるためである。

様々な実施形態において、血液ポンプシステムの低い設計点の流れと広い動作流範囲とのバランスがとられている。上部および下部ローターハウジング間隙の指定範囲は、システムが、その液圧性能、製造費用、血液損傷、および使用寿命要件を同時に達成することを可能にする。これらは、多くの研究において、実際の作業プロトタイプを使用し、６週間にわたってごくわずかな軸受摩耗を示したインビトロ寿命試験、および臨床的に著しい溶血なしに９日間の治療で劇的な静脈拡張を示したインビボ研究を通して確認された。

血液接触表面を含む血液ポンプ２５の本体および羽根車は、様々な剛性生体適合性材料から作製される。好ましいオプションとしては、ポリカーボネートおよ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。様々な実施形態において、血液ポンプ２５の血液接触表面は、Ｔｉ６Ａｌ４Ｖ、Ｔｉ６Ａｌ７Ｎｂ、または他の市販の純チタン合金を含み得る。一実施形態において、患者の血液に曝露されるポンプ構成要素の表面は、抗血栓コーティングを有し得る。例えば、内腔表面は、ＢｉｏＩｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓＬｔｄ．によるＡｓｔｕｔｅ（登録商標）ヘパリン系抗血栓コーティング、またはＳｕｒＭｏｄｉｃｓ，ＩｎｃによるＡｐｐｌａｕｓｅ（商標）ヘパリンコーティングでコーティングされ得る。

他の実施形態において、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は、抗菌コーティングを有し得る。例えば、合成導管１６および１８の外面またはポンプもしくは電源コード１２０（「リード」としても知られる）の外面は、ＢｉｏＩｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓＬｔｄによる表面活性抗菌コーティングであるＡｖｅｒｔ（登録商標）でコーティングされ得る。

様々な実施形態において、血液ポンプ２５は、患者の体内に埋め込まれ得る。逆に、他の実施形態において、血液ポンプ２５は、患者の体外に滞留し得る。例えば、患者の体外に位置するとき、血液ポンプ２５は、テープ、縫合糸、または患者にポンプを固定するための他の適切な手段を使用して患者に固定され得る。システム１０は、図３４に示されるように、充電式バッテリー２８を有する着用可能な電子機器により電力供給され得る。

本明細書に開示されるポンプシステム１０のポンプは、回転ポンプであり得、例えば、遠心流ポンプ、軸流ポンプ、半径流ポンプ、または混合流ポンプが挙げられる。図１〜１５に示されるように、一実施形態において、ポンプは遠心式ポンプである。特定の制限を認識せずに、血液ポンプ２５は、例えば、毎分約０．０５〜１．５Ｌ、０．１〜１．５Ｌ、または毎分０．５〜３．０Ｌを定期的に圧送するように構成することができる。

図１〜２５に関して上述のポンプ構成は有利であるが、他のポンプ構成が、本明細書に開示されるポンプシステムおよび方法と共に用いられてもよい。したがって、本明細書に開示されるシステムおよび方法は、図１〜２５に関して上述のポンプ構成に限定されるべきではないが、本明細書に開示されるシステムおよび方法に適用可能な全ての種類のポンプを含むべきである。

図１〜２５に関連して本明細書に開示のポンプシステム１０の好ましい実施形態は、当該技術分野で既知の任意の血液ポンプシステムで満たすことができないいくつかの固有のニーズを満たす。具体的には、動静脈瘻適格（「ＡＦＥ」）ポンプシステム（「ＡＦＥシステム」）は、最大１２週間の意図された使用のために構成され得る。さらに、ＡＦＥポンプシステムは、低流量（例えば、５０〜１５００ｍＬ／分）および中間圧力範囲（例えば、２５〜３５０ｍｍＨｇ）の遠心式回転血液ポンプシステムとして構成され得る。

ＡＦＥシステム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た標的静脈、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た静脈に流体接続された標的静脈内で０．７６〜２３Ｐａ、またはより好ましくは２．５Ｐａ〜１０Ｐａの安定かつ上昇した平均ＷＳＳ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、標的静脈の全径および内腔径が、動作パラメータの感知および定期的速度調整を利用し、２５％、５０％、または１００％以上持続的に増加するような期間の間動作するように構成される。ＡＦＥシステムポンプシステムと共に使用される制御スキームは、標的静脈に隣接した流出導管のセグメント内の安定圧力を１０ｍｍＨｇ〜３５０ｍｍＨｇ、好ましくは２５ｍｍＨｇ〜１００ｍｍＨｇの範囲内に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、標的静脈の全径および内腔径が、動作パラメータの感知および定期的速度調整を利用し、２５％、５０％、または１００％以上持続的に増加するような期間の間動作するように構成される。

特定の実施形態の場合、流入導管は、流入導管の一部分が血管内の位置に存在する状態で、経皮的アプローチにより置かれ得、流出導管は、１〜６ｍｍの初期静脈直径に適応可能な外科的アプローチによって置かれ得る。この設定において、標的血管内の上昇平均ＷＳＳは、血液を標的血管に排出することから生じる。

他の実施形態の場合、流出導管は、流出導管の一部分が血管内の位置に存在する状態で、経皮的アプローチにより置かれ得、流入導管は、１〜６ｍｍの初期静脈または動脈直径に適応可能な外科的アプローチによって置かれ得る。この設定において、標的血管内の上昇平均ＷＳＳは、血液を標的血管から除去することから生じる。特定の状況において、ＷＳＳは、血液が除去された血管および血液が排出された血管の両方で上昇し得るため、両方の血管を標的血管とする。ポンプシステム１０は、挿入／除去の容易性および感染に対する抵抗性の両方を達成する。ポンプシステム１０は、埋め込みまたは体外配置のいずれかに適合可能であるポンプを有する可動システムである。様々な実施形態において、ポンプシステム１０は、充電式バッテリーを有する着用可能な電子機器により電力供給される。

図２６に示されるように、ポンプシステム１０は、流入導管２０と流出導管３０とを含む。流入導管２０は、血管系内の１つの位置と流体連通して置かれ、この位置から血液を引き込み、それを血液ポンプ２５に運ぶ。特定の実施形態において、流入導管２０は、血管系の内腔内に流入導管の少なくとも一部分を配置するために構成される。他の実施形態において、流入導管２０は、外科的吻合により血管に接合される。流出導管３０は、血管系内の別の位置との流体連通を形成するため構成され、血液を血液ポンプ２５から血管系内の他の位置に向ける。特定の実施形態において、流出導管２０は、血管系の内腔内に流出導管の少なくとも一部分を配置するために構成される。他の実施形態において、流出導管３０は、外科的吻合により血管に接合される。

導管２０および３０は、それぞれ２ｃｍ〜１１０ｃｍの範囲の長さ、および４ｃｍ〜２２０ｃｍの合わせた全長を有し得る。導管２０および３０それぞれの長さは、血液ポンプ２５の位置および導管と血管系との間の接続位置により決定される所望の長さにトリミングされ得る。導管２０および３０は、０．５ｍｍ〜４ｍｍの厚さを有する、薄いが圧縮耐性およびねじれ耐性のある壁と、２ｍｍ〜１０ｍｍの内径も有する。好ましくは、導管の内径は４〜６ｍｍである。

流入導管２０および流出導管３０は、耐久性、耐漏出性があり、意図的でない脱落を起こしにくい任意の適切なコネクタを使用し、血液ポンプ２５に接続され得る。典型的に、コネクタの先端は、導管２０および３０の内径とコネクタの内径との間の流体経路の直径の段階的変化を最小にするために薄い。好ましくは、流体通路の直径の段階的変化は、０．５ｍｍ未満であるべきである。一実施形態において、図２７Ａ〜２７Ｄに示されるように、導管２０および３０は、バーブ継手４００Ａおよび４００Ｂ、ならびに半径方向圧縮リテーナー（すなわち、ロッキングカラー）４０２Ａおよび４０２Ｂを使用して血液ポンプ２５に接続されている。例として、限定ではなく、半径方向圧縮リテーナー４０２Ａおよび４０２Ｂは、Ｓａｉｎｔ−ＧｏｂａｉｎＰｅｒｆｏｒｍａｎｃｅＰｌａｓｔｉｃｓ（クルブヴォア、フランスに本社を置くＳａｉｎｔ−ＧｏｂａｉｎＳ．Ａ．の一部）により製造されたＢａｒｂＬｏｃｋ（登録商標）リテーナーであり得る。別の実施形態において、導管２０および３０は、これもまたＳａｉｎｔ−ＧｏｂａｉｎＰｅｒｆｏｒｍａｎｃｅＰｌａｓｔｉｃｓにより製造されたＰｕｒｅ−Ｆｉｔ（登録商標）滅菌コネクタを使用し、血液ポンプ２５に接続される。

半径方向圧縮リテーナー４０２Ａおよび４０２Ｂは、それぞれ、流入導管２０および流出導管３０の近位端４０４および４０６の上に置かれる。導管２０および３０は、次に、導管と血液ポンプ２５との間の流体接続を形成するために、バーブ継手４００Ａおよび４００Ｂの上に置かれる。半径方向圧縮リテーナー４０２Ａおよび４０２Ｂのコレット４０８Ａおよび４０８Ｂは、導管およびバーブ継手４００Ａおよび４００Ｂを取り囲むように、導管２０および３０に沿って置かれる。半径方向圧縮リテーナー４０２Ａおよび４０２Ｂの外側スリーブ４１０Ａおよび４１０Ｂは、次に、それぞれのコレット４０８Ａおよび４０８Ｂ、導管２０および３０、ならびにバーブ継手４００Ａおよび４００Ｂに圧縮係合するように、リテーナーの長手方向軸に沿って動かされる。一実施形態において、外側スリーブ４１０Ａおよび４１０Ｂは、それぞれ、外側スリーブと、バーブ継手４００Ａおよび４００Ｂの支持シェルフ４１２Ａおよび４１２Ｂとに係合するように構成された圧縮ツールにより動かされる。圧縮ツールは、半径方向圧縮リテーナー４０２Ａおよび４０２Ｂを除去するように構成されてもよい。

他の実施形態において、代替コネクタが使用され得る。好ましくは、代替コネクタは、耐久性、耐漏出性があり、意図的でない脱落に抵抗する。例えば、図２８Ａ〜Ｂに示されるように、導管２０および３０は、導管と血液ポンプ２５との間の流体接続を形成するように、バーブ継手４００Ａおよび４００Ｂと同様のバーブ継手に係合する。導管２０および３０は、クリップのラチェット機構４１６Ａ〜４１６Ｂを介してバーブ継手上の導管の部分に半径方向の圧縮力を印加する円形クリップ４１４Ａおよび４１４Ｂを使用し、バーブ継手に固定される。円形クリップ４１４Ａおよび４１４Ｂ、クリップのラチェット機構４１６Ａ〜４１６Ｂを解放する除去ツール（図示せず）で除去され得る、耐漏出性および耐久性のある接続を提供する。

別の実施形態において、流入導管２０および流出導管３０はそれぞれ、図２９Ａ〜Ｂ、３０Ａ〜Ｂ、および５０、５１Ａ〜Ｂ、および５２Ａ〜Ｂに示されるように、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つのサイドポート４１７を含む。サイドポート４１７は、ＡＦＥシステムの一部分、またはＡＦＥシステムの導管（複数可）と流体連通する血管系の一部分の可視化を蛍光透視法により可能にするように、流体経路内に造影剤を導入するために定期的に使用され得る。サイドポート４１７は、血液透析、プラスマフェレーシス、アフェレーシス、または血液が急速に除去され、患者に戻される他の臨床適応の間、患者の血管系から血液を除去し、戻すために使用されてもよい。サイドポート４１７は、血液試料を得るため、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。流体経路への定期的なアクセスを可能にし、アクセスされていないときに、流体流路を漏出または変化させない任意のサイドポート設計が好適である。例として、限定ではなく、サイドポート４１７は、注射器が挿入されたときに開き、注射器が除去されたときに閉じるチェック弁を含む「Ｔ」ポート継手であり得る。図２９Ａ〜Ｂに示されるように、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および流出導管３０と流体連通している。

別の実施形態において、流入導管２０のサイドポート４１７、流出導管３０、または両方は、図３０Ａ〜Ｂに示されるように、隔壁４２４を有する隔壁アクセスポート４２２を利用し、そこを通して適切な皮下注射針は、アクセスのために挿入した後に除去することができ、その後に隔壁が閉じて導管からの流体の損失を防止する。隔壁４２４に適切な材料としては、限定されないが、シリコーン、ポリウレタン、および他の弾性ポリマーが挙げられる。隔壁４２４を含む、流入導管２０および／または流出導管３０のセグメントは、それぞれ、針が除去されたときに皮下穿刺穴を閉じるために適切な厚さである。図３０Ａ〜Ｂに示されるように、隔壁アクセスポート４２２は、隔壁４２４が流出導管３０の一部を形成するように示される。例として、限定ではなく、隔壁アクセスポート４２２は、流出導管３０の長さにわたって約１センチメートル伸長し得る。隔壁４２４は、接着剤結合、熱結合、および導管チューブの内層と外層との間の熱結合が挙げられるが、これらに限定されない任意の適切な手段により流出導管３０に取り付けられ得る。

様々な実施形態において、導管２０および３０は、ポリウレタン、ポリ塩化ビニル、ポリエチレン、シリコーン、およびポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）のような、Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）またはＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）を含む、血液透析カテーテルを作製するために一般に使用される材料から構成され得る。他の実施形態において、導管は、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）またはダクロンのような血液透析グラフトまたは合成末梢バイパスグラフトを作製するために一般に使用される材料から構成され得る。さらなる実施形態において、導管は、ポリウレタン、ポリ塩化ビニル、ポリエチレン、シリコーン、ＰＴＦＥ、Ｐｅｌｌｅｔｈａｎｅ（登録商標）、Ｃａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５、ｅＰＴＦＥ、またはダクロンの組み合わせから構成され得る。

例えば、流入導管２０の全長は、ポリウレタンから構成され得る。図３１に示される別の実施形態において、血液ポンプ２５との流体連通を形成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ているが、血管系との流体連通を形成するように構成された流出導管のセグメント５０２は、ｅＰＴＦＥから構成される。

例として、限定ではなく、近位セグメント５００と遠位セグメント５０２との間の接合部の長手方向断面である図４１に示されるように、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を置くことにより、製造工程中に流出導管の遠位セグメント５０２に接合される。ポリウレタンおよびｅＰＴＦＥの重なり合う層は、次に、近位セグメント５００と遠位セグメント５０２とを一緒に結合するように熱積層される。

別の例において、１つ以上の穴は、導管を熱積層する前にセグメント５０２のｅＰＴＦＥの重なり合ったセグメント内に作製される。流出導管３０が、ｅＰＴＦＥを溶融せずにポリウレタンを溶融するのに十分な温度（例えば、２００°Ｆ〜５００°Ｆ）まで加熱されるとき、溶融ポリウレタンを充填し、ｅＰＴＦＥセグメント５０２内に作成された穴内で冷却する。セグメント５００の内側および外側ポリウレタン層は、２つのセグメント５００および５０２を一緒に機械的に接合するとともに、重なり合ったセグメント内の内側および外側ポリウレタン層を機械的に接合するように穴の中で接合される。

ポリウレタン層５００Ａの間に挟まれたｅＰＴＦＥ層５０２Ａを有するように製造された流出導管３０の実施形態は、ｅＰＴＦＥ層５０２Ａを、標準的な技術を使用して血管に容易に縫合することができるということにおいて有利である。これは、図４１に関して上述のように製造された流入導管２０の場合も同様である。

医療キット１０００の平面図である図４２に示されるように、血液ポンプ２５、流入導管２０、流出導管３０、制御デバイス２１、および電源コード１２０は、ポンプシステムを組み立て、患者に埋め込む方法に関する説明書１０１０と共に滅菌パッケージ１００５で提供することができる。医療キット１０００は、バーブ継手４００Ａおよび４００Ｂと、半径方向圧縮リテーナー４０２Ａおよび４０２Ｂも含み得る。一実施形態において、一方または両方の導管２０、３０は、図４１に関して上述のように製造され、血液ポンプ２５と一緒に滅菌パッケージ１００５に封入される。医療キット１０００は、最低でも、血液を排出または除去するためのシステムと、実装および使用のための説明書とを含む。

一実施形態において、血液ポンプ２５の動作は、流出圧力を読み取り、それに応じてポンプ速度を調整することにより、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、流出圧力に応じて制御されるポンプシステム１０の概略図である図４３に表されるように、流出圧力センサー１０５０は、血液ポンプ２５の出口１１５、または例えば、流出導管３０の長さに沿ってどこかの、さらなる下流に動作可能に結合され得る。プロセッサ２４は、流出圧力センサー１０５０からの圧力読出しを、メモリ２７に記憶された標的流出圧力の範囲と比較することができる。プロセッサは、次に、それに応じてポンプ駆動１７０の速度を調整し、流出圧力センサー１０５０からの圧力読出しを、メモリに記憶された標的流出圧力の範囲内にする。

一実施形態において、制御システム１４は、血液ポンプ２５の入口１１０、または例えば、流入導管２０の長さに沿ってどこかの、さらなる上流に動作可能に結合され得る、流入圧力センサー１０６０も含む。プロセッサ２４は、流出圧力センサー１０５０からの圧力読出し、および流入圧力センサー１０６０からの圧力読出しの両方を読み出し、圧力差を算出することができる。この圧力差は、次に、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。プロセッサは、次に、ポンプ駆動１７０の速度を調整し、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にする。

他の実施形態において、流入導管２０および流出導管３０は、柔軟性、滅菌性、耐ねじれ性および耐圧縮性のような望ましい特性を示す限り、任意の材料または材料の組み合わせであることができ、吻合を介して血管に接続されるか、または必要に応じて、血管の内腔に挿入されることができる。加えて、導管２０および３０は、好ましくは、所望される皮下トンネリングに必要な特性を示し、例えば、Ｈａｒｍｏｎｙ（商標）高度潤滑性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。

別の例として、流入導管２０および流出導管３０は、内部層とは異なる材料から構成された外部層を有し得る。流入導管２０および流出導管３０の外部層の全てまたは一部分は、皮下トンネリングおよび体内からの除去を助けるため、またラテックスに対する可能性のあるアレルギー反応を緩和するために、シリコ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。特定の実施形態において、流入導管２０および流出導管３０の外部層の表面の少なくとも一部分は、抗菌コーティングを有し得る。他の実施形態において、血液ポンプ２５または電源コード１２０の表面の少なくとも一部分は、抗菌コーティングを有し得る。例えば、Ａｖｅｒｔ（商標）、表面活性抗菌コーティングが使用され得る。特定の実施形態において、流入および流出導管の外部層の表面の一部分は、感染に抵抗し、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の取込みを促進する材料を含み得る。このような材料の１つは、ＶｉｔａｐｈｏｒｅＣｏｒｐ製のＶｉｔａＣｕｆｆ（登録商標）抗菌カフである。ＶｉｔａＣｕｆｆは、材料の２つの同心層を含む。内部層は、医療グレードのシリコーンで構成される。外部組織界面層は、コラーゲンに結合した銀イオンに起因し得る抗菌活性を有するコラーゲンマトリックスを含む。特定の実施形態において、この材料は、生理的流体を吸収してすぐに延伸し、出口部位での物理的障壁を提供するのに役立つ。組織の内方成長が起こり、導管を適所にさらに固定して、出口部位感染の発生率を減少させるように導管の動きを減少させる。

図４８Ａ〜Ｆから理解できるように、流入導管２０および流出導管３０を患者に長期間固定し、皮膚挿入部位における、または導管の経路に沿って体内への細菌のような異物の侵入を減少させるためのカフ８００の実施形態。カフ８００は、互いにおよび導管に機械的に係合される取り外し可能な上部分８０２と取り外し可能な下部分８０４とを有する二部設計を含み得る。図４８Ｂおよび４８Ｄに示されるように、上部分８０２および下部分８０４のそれぞれは、１つ以上のラッチ部材８０６と、対応するラッチ凹部８０８とを含む。一実施形態において、上部分８０２および下部分８０４はそれぞれ、図４８Ａ〜Ｂに示されるように、２つの部分を一緒に固定するように反対部分上のラッチ凹部８０８内に受容される２つのラッチ部材８０６を含む。それぞれの部分８０２および８０４は、反対部分上の誘導部材を受容するために、２つの半部分および対応する誘導凹部８１２をさらに整列させる誘導部材８１０も含み得る。上部分８０２および下部分８０４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、チャネル８１４内に突出する一連の円周方向に連続するか、あるいは中断された突出８１６をさらに画定する。カフ８００が導管に対するカフの移動または滑動を防止するように導管に取り付けられたとき、突出８１６は導管２０または３０にしっかり係合する。突出８１６は、導管２０および３０の外面の周りにシールも提供する。様々な実施形態において、図４８Ｅ〜Ｆに示されるように、カフの外部は、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の取込みを促進するか、または感染に抵抗する材料８１８でコーティングまたは包装され得る。この材料８１８は、抗菌特性を有する薬剤を含んでもよい。材料８１８は、組織の内部成長を促進し、患者と導管２０または３０との間の接着を局所的に増加させ、皮膚切開部位、患者の体内、または導管経路に沿って異物および細菌の侵入を減少させる多孔質外面をカフ８００に提供する。

医師は、カフ８００が、トンネル内に適切に位置する位置で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することができる。カフ８００が、適切な長さにトリミングされ得る導管２０または３０に対する着脱のために構成されるとき、カフ８００は、カフが皮下トンネル内に適切に位置するようにトリミングされた導管に固定することができる。

特定の実施形態において、流入導管２０および流出導管３０の血液接触内腔面の少なくとも一部分は、抗血栓剤または材料でコーティングされ得る。同様に、血液ポンプ２５の血液接触面の少なくとも一部分は、抗血栓剤または材料でコーティングされ得る。例えば、表面は、両方ともヘパリンを含有する親水性コポリマーコーティングである、ＳｕｒＭｏｄｉｃｓ，Ｉｎｃ．からのＡｐｐｌａｕｓｅ（登録商標）またはＢｉｏＩｎｔｅｒａｃｔｉｏｎｓＬｔｄ．からのＡｓｔｕｔｅ（登録商標）コーティングでコーティングされ得る。

特定の実施形態において、流入導管２０および流出導管３０の少なくとも一部分は、ねじれ、圧縮、崩壊、およびコアプション（ｃｏａｐｔｉｏｎ）に耐えるように優先的に補強される。例えば、導管２０および３０は、ニチノールもしくは別の形状記憶合金、または自己拡張もしくは半径方向に延伸する材料で補強され得る。好ましくは、編組ニチノールの層は、導管２０および３０のそれぞれの少なくとも一部分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。一実施形態において、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り補強される。別の実施形態において、流入導管２０は、導管２０および３０の壁に組み込まれた編組ステンレス鋼により補強され得る。あるいは、ニチノールまたはＰＴＦＥのコイルは、導管２０および３０の部分の周りに巻き付けられ得るか、またはその中に組み込まれ得る。例えば、図３１に示されるように、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。他の実施形態において、ニチノールのコイルは、導管２０および３０の部分の周りに巻き付けられ得るか、またはその中に組み込まれ得る。

流入導管２０および流出導管３０の両方に組み込まれた編組ニチノールの編組密度は、一般に１インチ当たりの画素数（「ＰＰＩ」）で測定され、典型的には約１０〜２００、好ましくは約２０〜約６０である。様々な実施形態において、編組密度は、流入導管２０および流出導管３０の長さに沿って変化し得る。例えば、編組密度は、導管の異なるセグメント内で高い可撓性を可能にする一方で、導管のより高い剛性を維持し、吸引中の外部導管圧縮または導管崩壊の危険性を最小限にするために、血液ポンプ２５に隣接した導管２０および３０の一部分において大きくなり得る。

一実施形態において、図３２Ａ〜３２Ｂに示されるように、流入導管２０の血管内部分５０６は、複数の側孔５０８により開窓される。これらの側孔は、血液流入を増強し、導管先端の部分閉塞の場合の端部穴による静脈または右心房壁の吸引の危険性を減少させる。側孔５０８は円形で、１．０ｍｍ〜３．０ｍｍの直径範囲であり得る。好ましい実施形態において、側孔５０８は、楕円形または血液の血管内吸引に適切な他の形状およびサイズであり得る。

図３１および３２Ａ〜３２Ｂに示されるように、流入導管２０の遠位端５０６および流出導管３０の遠位端５１０は、約１０°〜８０°の角度で切断され、面取りされ得る。特定の実施形態において、面取り部は、血液の吸引中の導管の先端の部分的な閉塞の場合に、端部穴による静脈または右心房壁の吸引の危険性を減少させる。他の実施形態において、面取り部は、血管系を吻合接続で接合するため、導管の面積を増加させる。特定の実施形態において、遠位端５０６および５１０は、４５°で面取りされる。流入導管２０および流出導管３０は、感染および血栓形成に対する抵抗性も提供する一方で、挿入、皮下トンネリング、および除去を容易にするために適合される。

別の実施形態において、図３２Ｃ〜３２Ｉに示されるように、流入導管２０および／または流出カニューレ３０の血管内部分５０６は、導管内の停滞または再循環流を減少させるように最適化された遠位先端５０７を有する。遠位先端５０７は、テーパー状および非面取りであり、円形の端部穴５１１は、約１．０ｍｍ〜約３．０ｍｍの範囲の直径を有し、好ましくは直径が約２．０ｍｍである。遠位先端５０７は、側孔５１３おおよび５１５の複数のセットにより開窓される。側孔５１３および５１５は、様々なサイズ、形状、および配向であり得る。例えば、４つの側孔５１３のセットは、先端の鼻部の直後に左右対称に配置される。セット５１３の側孔のそれぞれは、円形であり、流入導管内腔の中心線５１７に対して角度をなす。一態様において、側孔５１３は、約０．８ｍｍ〜約２．５ｍｍの範囲の直径を有し、好ましくは、直径約１．７ｍｍである。さらに、側孔５１３は、約３０°〜約６０°の範囲内の中心線５１７に対してある角度で配向され、好ましくは、穴は約４０°で配向される。４つの側孔５１５の別のセットは、先端５０７の鼻部から約６．５ｍｍに左右対称に配置される。側孔５１５は、ほぼ楕円形であり、長さ約２．５ｍｍ〜約７．０ｍｍの範囲の主軸を有し、好ましくは主軸は、長さ約４．８ｍｍである。側孔５１５は、長さ約１．０ｍｍ〜約２．５ｍｍの範囲内の短軸も有し、好ましくは短軸は、長さ約１．７ｍｍである。様々な態様において、側孔５１３および５１５の穴の縁部は、血液損傷を回避するために丸みを帯びているか、または半径状である。研究は、本明細書に開示されるカニューレ先端５０７の実施形態が、既存のカニューレより少なくとも１桁大きいＷＳＳのレベルを生成するように構成されることを実証した。ＷＳＳの増加は、穴径の差の関数（二乗）であり、カニューレ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る。

様々な実施形態において、カニューレ先端５０７は、流入導管２０または流出導管３０の補強コイルを含んでいない。図３２Ｄに示されるように、流入導管２０または流出導管３０に埋め込まれたニチノール編組５１９は、それぞれ、カニューレ先端５０７に伸長しない。むしろ５２１により示されるように、補強コイル５１９は、カニューレ先端５０７またはその付近で終了する。図３２Ｅに示されるように、カニューレ先端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み得る。マーカーバンド５２３は、蛍光透視法により血管への挿入中に、流入導管２０または流出導管３０の位置決めを補助する。

一態様において、本開示は、図３２Ｃ〜３２Ｉに示される、カニューレ遠位先端５０７を製造するための方法にも関する。カニューレ先端５０７を製造するためのプロセス９００を表すフローチャートは、図３２Ｊに示される。ステップ９０２において、硬質マンドレルは、流入カニューレ２０の非強化遠位端の遠位先端開口５１１を通して挿入される。例において、カニューレ先端５０７は、約４．０ｍｍの内径と、約５．４ｍｍの外径とを有するが、マンドレルは、約１．５ｍｍ〜２．０ｍｍの範囲内の直径を有する。様々な態様において、マンドレルは、ステンレス鋼のような金属を含む任意の剛性材料から構成され得る。ステップ９０４において、薄い熱収縮性フッ素化エチレンプロピレン（ＦＥＰ）チューブのセグメントは、先端５０７およびマンドレルのアセンブリの上に置かれる。先端５０７の遠位部分の約０．５ｃｍ〜２．５ｃｍは、ステップ９０６において約４００°Ｆに加熱される。一態様において、遠位部分は、ポリウレタンで構成され得るカニューレ先端５０７を軟化する加熱された空気の環境内に位置付けられるとともに、ＦＥＰを収縮させ、カニューレ先端をマンドレルに対して圧縮し、遠位先端開口５１１の内径を約１．５ｍｍ〜２．０ｍｍに減少させる。さらに、先端５０７およびマンドレルのアセンブリの遠位部分を加熱された環境内に位置付けることにより、温度勾配がＦＥＰチューブ全体に印加され、その温度勾配に沿って異なる温度に対応する異なる量に収縮する。結果として、ポリウレタンカニューレ先端５０７は、テーパー状に圧縮され、その最大圧縮力は、温度が最高である遠位部分においてもたらされ、近位方向の圧縮力を減少させる。

様々な実施形態において、遠位先端５０７に付与されるタンパー（ｔａｍｐｅｒ）の程度は、製造者またはユーザーにより所望される構成に応じて、ならびに加熱された環境の温度、遠位先端５０７の材料、ＦＥＰチューブの長さおよび初期直径を含むが、これらに限定されないプロセス変数の変更により変化し得る。遠位先端５０７にテーパー状構成を形成した後、カニューレ先端を冷却し、ステップ９０８においてＦＥＰチューブを除去して、滑らかなテーパー状の遠位先端５０７をもたらす。

一実施形態において、放射線不透過性遠位リングマーカーバンド５２２は、ステップ９１０においてカニューレ先端に接着される。一態様において、マーカーバンドは、流入カニューレ２０の遠位端部の外径よりも小さい直径を有し、ＦＥＰチューブの適用およびステップ９０４〜９０８のテーパー処理の前に、カニューレの先端５０７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置か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縮すると、カニューレの軟化材料（例えば、ポリウレタン）は、バンドの周囲および上を流れ、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、側孔５１３および５１５は、カニューレ先端５０７内に形成される。一態様において、側孔５１３および５１５は、限定されないが、ステンレス鋼チューブのような剛性導管の長さを使用して、カニューレ先端５０７の壁を穿孔することにより形成される。例えば、丸い側孔５１３は、約０．５ｍｍの壁厚を有するステンレス鋼チューブを用いて、カニューレ先端５０７の側壁を穿孔することにより形成され得る。チューブの一端は、先鋭化され、主要な内側縁部および約４５°のチューブの内面と外面との間のベベル面を形成するように構成される。より細長い側孔５１５を形成するために、側孔５１３を形成するために使用されたものと同様の先鋭化ステンレス鋼管が使用される。しかしながら、側孔５１５を形成するために使用されるチューブは、典型的に、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。ここで細長い楕円形または楕円断面を有する圧縮されたチューブは、カニューレ先端５０７の側壁を穿孔するために使用される。

さらに別の態様において、側孔５１３および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先鋭化先端は、ステップ９１２において、カニューレ先端５０７の表面を通して穿孔する前に、約２５０°Ｆ〜約４００°Ｆに加熱され得る。一態様において、加熱されたチューブは、カニューレ先端５１７の材料を加熱し、少なくとも軟化させて、それを「流し」、側孔５１３および５１５に対して滑らかな丸みを帯びた内面を形成させる。逆に、他の実施形態において、側孔５１３および５１５は、レーザーまたは他の精密切削具により切削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り形成され得る。

一実施形態において、流入導管２０の一部分は、血管の内腔に挿入され、経皮的アプローチまたは外科的開口アプローチを使用して所望の位置に進められ得る。流入導管２０および流出導管３０の位置付けを補助するために、導管は、放射線不透過性マーカーバンド、または蛍光透視下で可視である、流入導管および流出導管の壁５１２および５１４内にそれぞれ埋め込まれる他の放射線不透過性材料を有し得る。例えば、流入導管２０および流出導管３０の部分は、硫酸バリウム塩と共に埋め込まれたＣａｒｂｏｔｈａｎｅ（登録商標）ＰＣ−３５７５ポリウレタンで構成され得る。他の実施形態において、血管系の内腔に挿入されるように構成された流入導管２０および流出導管３０の部分は、流入導管２０および流出導管３０の血管内部分の直径が、その位置での血管系の直径と一致するように、例えば、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に、自己拡張又または半径方向に延伸する（例えば、ニチノールを組み込むことにより達成することができる）壁を有し得る。

図３７に示される実施形態を含む、様々な実施形態において、流入導管２０および流出導管３０は、これ以後「吻合接続」として記載される連続または分割様式の縫合を使用し、外科的吻合を使用して血管に取り付けられ得る。吻合接続は、外科用クリップおよび吻合を形成する他の標準的な方法を用いて行うこともできる。例えば、吻合接続は、流出導管３０のｅＰＴＦＥ遠位セグメント５０２と血管との間で行われ得る。

吻合接続が行われる特定の実施形態において、流出導管３０は、１ｍｍ〜２０ｍｍの初期直径を有する血管、好ましくは１．５ｍｍ〜６ｍｍの初期直径を有する血管に固定される。

逆に、図３２Ａ〜Ｂおよび３７〜４０に示される他の実施形態において、流入導管２０および流出導管３０の部分は、血管または右心房内に置かれる。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位置付けられ得る。図３２Ａ〜３２Ｂに示されるように、側孔５０８は、遠位端５０６が血管内に置かれたとき、血液の吸引または排出を補助する。

様々な他の実施形態において、流入導管２０および流出導管３０の少なくとも一方は、血液透析機械、またはプラスマフェレーシスまたはアフェレーシスに使用される機械と共に使用するために適合性であり得る。例えば、血液ポンプシステム１０を使用する患者は、血液透析治療を受ける必要もあり得る。この例において、血液は、血液ポンプシステムから引き出され、血液透析機を通過した後、血管系への返送のために血液ポンプシステムに逆排出され得、それによって患者に追加の血管アクセス部位を作成する必要性を排除する。流入導管２０および流出導管３０上のサイドポート４１７は、血液透析、プラスマフェレーシス、アフェレーシス、または血液が除去され、患者に還流される他の手順の間、ＡＦＥシステムからの血液の除去および還流を促進し得る。特定の実施形態において、サイドポート４１７は、ガイドワイヤー、血管形成術用バルーン、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および血栓溶解カテーテル、ならびにフォガティバルーンのような血栓摘出デバイス等の血管内デバイスの滅菌挿入を可能にするような方法で構成され得る。これらの特定の実施形態のいくつかにおいて、サイドポート４１７の長軸は、特に３０度の角度、４０度の角度、または４５度の角度で導管の長軸に対してある角度で形成され得る。これらの実施形態のいくつかにおいて、サイドポート４１７は、血管内デバイスの迅速かつ簡便な挿入および除去を容易にするために止血シースを含み得る。

サイドポート４１７は、任意の適切な方法によって、それぞれ流入導管２０および流出導管３０に取り付けられ得る。一実施形態において、接着剤は、導管２０および３０内に受容されるサイドポート４１７の表面に適用される。サイドポート４１７は、導管に係合され、図５０に示されるように、接着剤を硬化させて流体密封シートを形成する。一態様において、接着剤は、紫外線（ＵＶ）硬化性の医療グレード接着剤である。

図５１Ａ〜Ｂおよび５２Ａ〜Ｂは、「アクセスの準備ができている」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許し、医療ツールおよびデバイスを含むが、これらに限定されない物質および他の材料を導管に導入するように構成されたサイドポートアセンブリ４１９の実施形態を表す。特に、図５１Ａおよび５２Ａは、組み立てられていないアセンブリ４１９を表すが、図５１Ｂおよび５２Ｂは、対応する組み立てられたサイドポートアセンブリを表す。様々な実施形態において、サイドポート４１７は、所望されるときにサイドポートをシールするためのキャップを含む。例として、限定ではなく、キャップは、サイドポートにねじで留め外しすることができる、ねじ込みルアー継手を有する硬性または剛性の端部キャップ４２１であり得る。別の例において、キャップは、注入または吸引のために、注射器がキャップ内に挿入されるまで通常は閉じているプランジャーを含む、注入弁４２３である。シリンジが除去されると、プランジャーは、キャップをシールするために閉鎖位置に戻る。さらに別の例において、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であり得る。止血弁４２５は、ガイドワイヤーまたはカテーテルが弁を通して挿入されるまで、キャップを閉じたまま維持することを許す。これは、操作者が手動でキャップを開閉せずに、ワイヤーおよびカテーテルをサイドポート４１７にスライドして出し入れすることを許す。サイドポート４１７は、同時注入および／または吸引を可能にする３方向サイドアーム４２７を含んでもよい。図５１Ｂに示されるように、「アクセスの準備ができている」サイドポート４１７の組み立てられた実施形態は、キャップ、３方向サイドアーム４２７、ならびに１つ以上のクランプ４２９の様々な組み合わせを含む。他の実施形態において、より少数または多数のキャップが、様々な他の組み合わせで使用されてもよい。

血液ポンプシステムは、そのような「アクセスの準備ができている」サイドポートと共に適所にあるときに、導管の血栓摘出、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、および例えば、カテーテル指向性血栓溶解を用いる導管および関連する血管内の局所薬物送達等の血管内手順は、導管および関連する血管系上で容易に行うことができる。一実施形態において、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、ＡＦＥシステムを用いた標的静脈の治療中に、標的静脈の１つ以上の側枝は、上昇したＷＳＳに応答して拡張し得、それによって下流血管セグメント内のＷＳＳ用量を減少させる。この状況において、これらの静脈側枝への血流を、血管内閉塞デバイスを静脈側枝の中に置くことにより遮断することができる。この目的で使用することができるデバイスは、末梢血管閉塞のための標準的なコイル、Ａｍｐｌａｔｚ血管プラグデバイス（Ｓｔ．ＪｕｄｅＭｅｄｉｃａｌ，Ｉｎｃ．）、またはＢｌｏｃｋｓｔｅｎｔマイクロカテーテル（ＭｅｔａｃｔｉｖｅＭｅｄｉｃａｌ，ＬＬＣ）を含む。これらのデバイスは、流出導管３０上のサイドポートを通して、または別個の血管アクセス、例えば、大腿静脈もしくは橈側皮静脈のような末梢静脈内に置かれたシースを通して置くことができる。

図３５に示されるように、制御システム１４の一実施形態は、ポンプに電力を送達し、血液ポンプ２５から情報を受信するための少なくとも１つのプロセッサ２４とメモリ２７とを有する制御デバイス２１を含み、それによって情報を使用してポンプ速度を設定および制御し、ポンプシステムを通る血液または流体の流量を推定する。プロセッサ２４は、システム、方法、およびコンピュータ可読媒体上に符号化された命令を読み出し、処理し、実行するように構成される。制御システム１４は、次に、測定または推定された血管径およびポンプシステムの測定または推定された平均流量を使用して、標的血管内の壁せん断応力を推定する。制御デバイスは、任意にバッテリー２８を有する電源２６も含む。

一実施形態において、制御システム１４は、１つ以上のセンサー１２２からのセンサーフィードバックを受信する。血液、血液ポンプ１５、血液ポンプシステム１０、および／または標的血管の物理量の様々な変化のうちのいずれかを検出するために、様々な適切なセンサーのうちのいずれかが使用され得る。いくつかの実施形態において、センサーは、体位または体位の変化を検出するために使用され得る。センサー１２２は、分析および／または処理される変化を示す信号を生成する。本質的に、センサー１２２は、処理し、所望の基準値または所定の標準と比較することができる変化について、血液ポンプシステム１０、システムを通して流れる血液、および標的血管の様々な特性を監視する。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され得る。

様々な実施形態において、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、供与血管もしくは位置、または受容血管もしくは位置と通信し得る。様々な実施形態において、制御システム１４またはその一部分は、血液ポンプ２５のハウジングまたはケーシングの内部に位置し得る。例えば、センサー１２２のうちの１つ以上は、血液ポンプ２５の入口１１０または出口１１５に位置し得る。他の実施形態において、制御システム１４は、ポンプの外部にあり得る。

壁せん断応力は、標的血管の全径および内腔径の増加または標的血管の長さの増加をもたらすように、ポンプシステム１０の動作を構成するための変数として使用することができる。

円形断面を有する血管の内腔のハーゲン−ポアズイユの血流（すなわち、十分に発達した放物線速度プロファイルを有する層流）を仮定すると、次にＷＳＳは、式を使用して決定することができる。
ＷＳＳ（Ｐａ）＝４Ｑμ／πＲ^３（式１）
式中、
Ｑ＝流量（ｍ^３／秒）
μ＝血液の粘度（Ｐａ／秒）
Ｒ＝血管の半径（ｍ）

＜壁せん断応力制御方法＃１：手動＞
標的血管内の平均および／またはピークＷＳＳは、ポンプ速度を調整することにより制御することができ、それがポンプ導管システムを通る血流量、したがって標的血管を通る血流に影響を与える。図３６Ａに示されるように、手動制御方法６００は、ブロック６０２において血液粘度（患者の血液を採取し、それを粘度計で分析することによる）、ブロック６０４において血液ポンプシステム内の血流量または標的血管内の血流量（それぞれ、流入導管上もしくは流出導管上のいずれかへの超音波流量センサーの配置によるか、または超音波もしくは熱希釈方法による）、およびブロック６０６において血管半径（血管造影、超音波、コンピュータ断層撮影、または磁気共鳴画像法を含む様々な画像法による）の直接測定を含み得る。血管壁に作用するＷＳＳは、ブロック６０８において決定され、ブロック６１０または６１２において所望のレベルと比較され、その後、ポンプ流量（Ｑ）は、ブロック６１４または６１６において、ポンプ羽根車の回転速度の変化を通して調整される。ポンプ速度の変化は、モーター入力電圧のパルス幅変調のデューティサイクルを変化させることにより引き起こされる。

＜壁せん断応力制御方法＃２：自動（血液粘度の間接的測定、血流および標的血管直径の直接測定を含む）＞
自動ＷＳＳ制御システムは、ポンプシステムまたは標的血管内の血流量の直接測定、および標的管血管の直径の直接測定を含み得る。図３６Ｂに示されるように、この自動ＷＳＳ制御方法６２０は、ブロック６２２において、血液粘度の間接的測定を含み得る（測定されたヘマトクリット値および近似平均ＷＳＳとのその既知の関係に基づいて推定される）。ブロック６２４における粘度推定器の定期的な較正は、前述のような粘度の直接測定を使用して行われ得る。臨床診療において、血液粘度は、通常ゆっくり変化する。

＜壁せん断応力制御方法＃３：自動（血液粘度、血流、標的血管直径の間接的測定、および静脈圧の直接測定を含む）＞
図３６Ｃに示されるように、自動ＷＳＳ制御方法６３０は、ブロック６２２において血液粘度の間接的測定（測定されたヘマトクリット値および近似平均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において血液ポンプシステムを通る血流量（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において標的血管圧の測定、およびブロック６３８において血管半径の測定（血管抵抗に基づいて推定される）を含み得る。血管抵抗は、推定されたポンプ流量および血管内の測定された血圧に基づいて、ブロック６３６において算出される。血液粘度、ポンプ流量、および標的血管半径推定器の定期的な較正はそれぞれ、前述のように、それぞれブロック６２４、６４０、および６４２において直接測定を使用して行われ得る。

＜壁せん断応力制御方法＃４：自動（血液粘度、血流、ポンプ圧ヘッド、および標的血管直径の間接的測定を含む）＞
図３６Ｄに示されるように、自動ＷＳＳ制御方法６５０は、ブロック６２２において血液粘度（測定されたヘマトクリット値および近似平均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において血液ポンプシステムを通る血流量（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）、およびブロック６３８において血管半径（血管抵抗に基づいて推定される）の間接的測定を含み得る。血管抵抗は、ブロック６３２において推定されたポンプ流量およびポンプ圧ヘッドに基づいて、ブロック６３６において算出され、ポンプ圧ヘッドは、モーター状態変数に対するその関係に基づいて、ブロック６５２においても推定される。血液粘度、ポンプ流量、および標的血管半径推定器の定期的な較正は、前述のように、それぞれブロック６２４、６４０、および６４２において直接測定を使用して行われ得る。ポンプ圧ヘッド推定器の定期的な較正は、ブロック６５４において、別個の圧力変換器を用いてポンプ入口およびポンプ出口の圧力を測定し、それらの差を算出することによるか、または差圧センサーを用いてポンプ全体の圧力ヘッドを直接測定することにより行われ得る。

＜血液ポンプシステムの流量および圧力ヘッドのセンサーレス決定：＞
図３５を参照すると、プロセッサ２４は、電源ケーブル１２０を介してポンプのコイルアセンブリ１７０の電気コイルのうちの１つ以上に出現する電流を検出し、監視するように適合され、コイルアセンブリに提供される電圧を監視することと併せて、プロセッサ２４が、血液ポンプ２５により消費される入力電力（Ｐ_ｉｎ）と、羽根車１４０の実際の回転速度（ω）とを導出することを許す。プロセッサ２４は、ポンプ流量（Ｑ）または流量の変化（ΔＱ）をＰ_ｉｎおよびωの関数として推定することができる。例えば、Ｑ＝ｆ［Ｐ_ｉｎ，ω］。より具体的には、次の式が使用される。
Ｑ＝ａ＋ｂ・ｌｎ（Ｐ_ｉｎ）＋ｃ・ω^０．５（式２）
式中、
Ｑ＝流量（Ｌ／分）
Ｐ_ｉｎ＝モーター入力電力（Ｗ）
ω＝ポンプ速度（ｒｐｍ）
モーター入力電力は、測定されたモーター電流および電圧から導出される。ａ、ｂ、およびｃの値は、モーター速度および入力電力の関数としてのポンプ流量のプロットに曲線適合を行うことにより導出される。

プロセッサ２４は、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およびωの関数として推定することもできる。例えば、Ｈ_ｐ＝ｆ［Ｐ_ｉｎ，ω］。より具体的には、次の式が使用される。
Ｈ_ｐ＝ｄ＋ｅ・ｌｎ（Ｐ_ｉｎ）＋ｆ・ω^２．５（式３）
ｄ、ｅ、およびｆの値は、ポンプ速度およ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曲線適合を行うことにより導出され、Ｈ_ｐは、流入導管２０、ポンプ２５、および流出導管３０全体で測定される。

＜血管抵抗の決定および血管半径の推定：＞
血管抵抗（Ｒｖ）は、循環系に血液を押し通すために克服しなければならない流れ抵抗である。抵抗は、駆動圧（Ｈ_ｖ）を流量で割ったものに等しい。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、次の式を用いて算出される。
Ｒ_ｖ＝（Ｐ_ｖ−ＣＶＰ）／Ｑ（式４）
式中、
Ｈ_ｖ＝心臓への血液環流経路上の末梢血管全体で失われた圧力ヘッド（ｍｍＨｇ）
Ｐ_ｖ＝吻合における静脈圧（ｍｍＨｇ）
ＣＶＰ＝中心静脈圧（ｍｍＨｇ）
Ｒ_ｖ＝血管抵抗（（ｍｍＨｇ・分）／Ｌ）

通常、ＣＶＰは、２〜８ｍｍＨｇの範囲であり、Ｐ_ｖおよびＱの動作範囲が比例的にはるかに大きいため、上記式では無視することができる。図３６Ｅに示されるように、血管抵抗は、様々なＰ_ｖ対Ｑ曲線６６０の傾斜としてグラフに表すことができる。曲線６６０は非線形であるため、傾斜はＱの関数である。次の式で示されるように、血管抵抗は、速度を数百ｒｐｍ（Δω）だけ一時的に増加させること、結果として生じる静脈圧の変化（ΔＰ_ｖ）を測定すること、および結果として生じるポンプ流量の変化（ΔＱ）を推定することにより導出され得る。
Ｒ_ｖ（Ｑ）＝ΔＰ_ｖ／ΔＱ（式５）
血管抵抗は、血管直径または半径の強い関数であり、より小さい静脈が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することができ、例えば、ウッド単位（（ｍｍＨｇ・分）／Ｌ）は、８を掛けてＳＩ単位（（Ｐａ・ｓ）／ｍ^３）に変換することができる。

代替として、ポンプ圧ヘッド（Ｈ_ｐ）は、血管抵抗を算出するための基礎として使用され得る。ポンプ導管システムが血管系内のある位置から血液を引き出し、それを末梢動脈または静脈に排出するように構成されるとき、システム全体で得られた圧力ヘッド（Ｈｐ）が、心臓への血液環流経路上の末梢血管全体で失われた圧力ヘッド（Ｈ_ｖ）と全く等しいということは合理的な仮定である：
Ｈ_ｖ＝Ｈ_ｐ（式６）
末梢血管の半径は、その血管抵抗（Ｒ_ｖ）、Ｈ_ｖ：Ｑの比に反比例する。円形断面の血管内のハーゲン−ポアズイユの血流を仮定すると、血管抵抗は、次の式を用いて表すことができる。

Ｒ_ｖ（Ｐａ・ｓ／ｍ^３）＝Ｐ_ｖ／Ｑ＝８μ・Ｌ／π・Ｒ^４（式７）
式中、
Ｐ_ｖは、Ｐａの単位で表される
Ｑは、（ｍ^３／秒）の単位で表される
μ＝血液の粘度（Ｐａ／秒）
Ｒ＝血管の半径（ｍ）
Ｌ＝血管の長さ（ｍ）

実際には、式７は、既知の直径の特定の静脈全体の圧力低下のインビボ測定値に基づいて洗練される。これは次の式の実験的形態を提供する。

Ｒ_ｖ（Ｐａ・ｓ／ｍ^３）＝Ｋ・μ／Ｒ^４（式８）
式中、
Ｋは、標的静脈（ｍ）の実験的定数である

＜壁せん断応力の決定：＞
標的血管内の壁せん断応力は、上記式に基づいて決定することができる。式４を使用し、ポンプ流量を次の式に従って表すことができる。
Ｑ＝Ｐ_ｖ／Ｒ_ｖ（式９）
式８を使用し、血管半径を次の式に従って表すことができる。

式１、９、および１０を使用し、壁せん断応力を次の式に従って表すことができる。
ＷＳＳ（Ｐａ）＝（（４・Ｐ_ｖ）／（π・Ｋ^０．７５））・（μ／Ｒ_ｖ）^０．２５（式１１）

様々な実施形態において、制御システムにより使用される推定変数は、定期的に較正される。例えば、流量および圧力のヘッドの推定値は、実際に測定された値を使用し、１分〜最大３０日の範囲の間隔で定期的に較正される。同様に、動脈または静脈半径の推定値は、実際に測定された値を使用し、１分〜最大３０日の範囲の間隔で定期的に較正される。

＜安全機能およびアラーム：＞
自動制御システムは、患者の心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に、安全機能を含んでもよい。図３６Ｆに示されるように、速度制御方法６７０は、減少した前負荷または後負荷の増加（例えば、血栓形成に起因する）、吸入、流量制限、およびブロック６７２における流入導管先端の周りの血管の差し迫った崩壊に関連するモーター電流波形の特徴的変化を検出することができる。モーター電流波形のスペクトル分析は、ブロック６７４においてフーリエ変換を使用して行われる。フーリエ級数の第２の調和項の振幅が、ブロック６７６において所定の値を超えるとき、吸引が発生し、崩壊が差し迫っているとみなされる。ポンプ速度は、ブロック６１６において直ちに減少し、ブロック６７８Ａにおいて制御デバイス２１内でアラームが発報される。通常動作が回復すると、アラームは、ブロック６７８Ｂにおいてキャンセルされる。

図３６Ｇに示されるように、速度制御方法６８０は、低流量状態を検出することができる。ブロック６８２において、ポンプ導管システム１０の血栓形成を回避するために、ポンプ流量が安全な閾値レベルを下回ると、ポンプ速度は、ブロック６１４において直ちに増加し、ブロック６７８Ａにおいて制御デバイス２１内でアラームが発報される。通常動作が回復すると、アラームは、ブロック６７８Ｂにおいてキャンセルされる。

図３６Ｈに示されるように、速度制御方法６９０は、高い壁せん断応力状態を検出することができる。ブロック６９２において、血管内皮への損傷を回避するために、ＷＳＳが安全な閾値レベルを超えて上昇すると、ポンプ速度は、ブロック６１６において直ちに減少し、ブロック６７８Ａにおいて制御デバイス２１内でアラームが発報される。通常動作が回復すると、アラームは、ブロック６７８Ｂにおいてキャンセルされる。

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において、制御システム１４は、受容静脈に排出される血流の拍動性を監視し、修正する。例えば、制御システム１４は、心電図を監視するか、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監視することができる。心室収縮および脈波伝播中に、制御システムは、ポンプの回転速度を減少させることができる。収縮期およ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増加させることができる。このように、受容静脈に入る血液中の拍動性を減少させることができる。代替として、受容静脈内の血液の拍動性は、超音波で達成され得るため、手動で定期的にチェックすることができ、ポンプは、例えば、ポンプのヘッドフロー特性を同調させるか、コンプライアンス貯留器または弾性貯留器（分節性またはびまん性変化）をポンプ流入または流出に付加するか、またはポンプ速度を調節することにより手動で調整され得る。他の調整を行ってもよい。代替的に、コンプライアンス貯留器または弾性貯留器は、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付加することができる。

特定の実施形態において、制御システム１４の患者制御部分は、出血または疼痛のような緊急または突発事象に応答して、ポンプ速度の即時変更を行うために、患者および医療提供者のための手段を組み込み得る。例えば、患者または医療提供者は、緊急停止機能を用いてポンプを停止することができるか、またはポンプ動作を「セーフモード」に変更することができ、ポンプ速度は、導管圧力および血流が減少するが、ポンプシステムを通る血流は、血栓形成のない動作に十分なレベルで維持するように減少する。これらの手段は、患者または医療提供者に指示を提供するため、例えば、最寄りの病院または診療所で即時医療を探すためのシステムをさらに含み得る。

様々な他の実施形態において、制御システム１４は監視され、手動またはコンピュータ可読媒体上に符号化され、プロセッサ２４により実行可能なソフトウェアプログラムもしくはアプリケーション、または他の自動システムを用いて調整される。コンピュータ可読媒体としては、揮発性媒体、不揮発性媒体、リムーバブル媒体、非リムーバブル媒体、および／または制御システム１４によりアクセス可能な別の利用可能な媒体を挙げることができる。例として、限定ではなく、コンピュータ可読媒体は、コンピュータ記憶媒体および通信媒体を含み得る。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、または他のデータのような情報の記憶のための方法または技術において実装される、メモリ、揮発性媒体、不揮発性媒体、リムーバブル媒体、および／または非リムーバブル媒体が挙げられる。

ソフトウェアプログラムは、それが供与動脈、供与静脈、受容動脈、または受容静脈であるかに関わらず、全径および内腔径、または長さの持続的な増加が所望される、治療される血管セグメント（「標的血管（ｔａｒｇｅｔｖｅｓｓｅｌ）」または「標的血管（ｔａｒｇｅｔｂｌｏｏｄｖｅｓｓｅｌ）」）内で、所望の血流量、平均血流速度または速度、および平均ＷＳＳを維持するようにポンプ速度を自動的に調整するために実行可能な命令を含み得る。代替として、標的血管内の全径、内腔径、長さ、および血流は、超音波を用いて達成することができるため、手動で定期的にチェックすることができ、ポンプは、例えば、ポンプのヘッドフロー特性を同調させるか、またはポンプ速度を調節することにより手動で調整され得る。他の調整を行ってもよい。

一実施形態において、平均血流速度は、個別の測定値を合計し、その合計を測定値の数で割ることによって、血流速度の複数の個別の測定値の平均を算出することにより決定される。平均血流速度は、ミリ秒、秒、１分、５分、１５分、３０分、１時間、または複数時間の期間にわたって測定を行うことにより算出することができる。

別の実施形態において、平均ＷＳＳは、一連の個別の測定を行い、ＷＳＳの複数の個別の決定を行い（それらの測定値を使用して）、個別のＷＳＳ決定を合計して、その合計を決定の数で割ることにより決定される。平均ＷＳＳは、秒、１分、５分、１５分、３０分、１時間、または複数時間の期間にわたって測定値を取り、個別のＷＳＳ決定を行うことにより算出することができる。

一実施形態において、制御システム１４は、血液ポンプ２５と連通するセンサー２２から情報を受信する。他の実施形態において、制御システム１４は、流入導管２０もしくは流出導管３０と連通するか、または流入もしくは流出導管と流体連通する血管内のセンサー２２から情報を受信する。様々な実施形態において、制御システム１４の全てまたは一部分は、ポンプ本体２５内に位置し得るが、他の実施形態では、制御システムの全てまたは一部分は、導管内または制御デバイス２１内に位置し得る。

本明細書に記載のシステムおよび方法は、末梢静脈および動脈の平均ＷＳＳレベルを増加させる。静脈の通常平均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、受容末梢静脈内の平均ＷＳＳレベルを、０．７６Ｐａ〜２３Ｐａの範囲、好ましくは２．５Ｐａ〜１０Ｐａの範囲に増加させるように構成される。動脈の通常平均ＷＳＳは、０．３Ｐａ〜１．５Ｐａの範囲である。動脈拡張のために、本明細書に記載のシステムおよび方法は、平均ＷＳＳレベルを１．５Ｐａ〜２３Ｐａの範囲、好ましくは２．５Ｐａ〜１０Ｐａの範囲に増加させる。特定の例において、静脈内で０．７６Ｐａ未満または動脈内で１．５Ｐａ未満の持続平均ＷＳＳは、これらの血管の全径および内腔径を増加させ得るが、この増加の程度および速度は、臨床的に有意義であるか、または日常的臨床診療と適合する可能性は低い。動脈または静脈内の２３Ｐａよりも大きい持続平均ＷＳＳは、血管の内皮の裸出（損失）または内皮への損傷を引き起こす可能性があり、これは平均血流速度および平均ＷＳＳの増加に応答して血管の拡張を遅らせることが知られている。好ましくは１日〜８４日間、より好ましくは約７日〜４２日間で平均ＷＳＳを所望の範囲に増加させるように血液を圧送することは、例えば、受容静脈、供与静脈、または供与動脈内の全径および内腔径の持続的増加をもたらし、小さな静脈または動脈直径に起因して、血液透析アクセス部位またはバイパスグラフトとして使用するために最初は不適格または最適以下であった静脈および動脈が、使用可能またはより最適になる。血液圧送プロセスは、監視され、定期的に調整され得る。例えば、ポンプは、所望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（例えば、全径および内腔径の持続的増加）を説明するために、数分、数時間、１日、３日、１週間、または複数週間の期間にわたって調整され得る。

図３７〜４０を参照すると、静脈および動脈の全径および内腔径を増加させるためのシステム１０が、患者１に使用されるように示される。図３７において、システム１０は、患者の静脈系から脱酸素化静脈血を引き込み、その血液を受容末梢血管７００に排出する。システム１０はまた、受容末梢血管７００内の血液の平均速度を増加させ、例えば、腕または脚に位置する受容末梢血管７００の全径および内腔径を増加させるために、受容末梢血管７００の内皮に作用する平均ＷＳＳを増加させる。末梢静脈のような血管の直径は、血液が流れる血管の中心にある開放空間である内腔の直径を測定するか、または開放空間と血管の壁とを含む全体血管の直径を測定することにより決定することができる。

本発明は、末梢静脈または動脈の内外に血液を向けることにより、末梢静脈または動脈の全径および内腔径を同時に、かつ持続的に増加させ、それによって末梢静脈または動脈内の血液の平均速度を増加させ、末梢静脈または動脈の内皮上の平均ＷＳＳを増加させることにも関する。末梢静脈または動脈内の血液の平均速度および末梢静脈または動脈の内皮上の平均ＷＳＳが、血液ポンプシステムを使用することにより増加されるシステムについて説明される。好ましくは、ポンプは、血液を末梢静脈内に向け、圧送された血液は、例えば、脈圧が末梢動脈内の血液よりも低いときに拍動性を減少させた。

システム１０は、好ましくは５０ｍＬ／分〜２５００ｍＬ／分の流量および任意に５０ｍＬ／分〜１５００ｍＬ／分または１００ｍＬ／分〜１０００ｍＬ／分の流量を維持する一方で、流出導管内の圧力範囲を１０ｍｍＨｇ〜３５０ｍｍＨｇ、好ましくは２５ｍｍＨｇ〜１００ｍｍＨｇに維持するのに適している。前述のように、制御システム１４は、末梢静脈内で０．７６Ｐａ〜２３Ｐａ、好ましくは２．５Ｐａ〜１０Ｐａまたは２．５Ｐａ〜７．５Ｐａの安定した平均壁せん断応力を維持するように最適化され得、末梢静脈の全径および内腔径が、５％〜５００％超だけ持続的に増加するようにする。

本明細書に記載のシステムは、末梢静脈内の血液の平均速度も増加させる。静止時に、ヒトの橈側皮静脈（２．４±０．５ｍｍの平均内腔径を有する）内の血液の平均速度は、一般に５〜９ｃｍ／秒（０．０５〜０．０９ｍ／秒）である。本明細書に記載のシステムの場合、末梢静脈内の血液の平均速度は、末梢受容静脈の初期全径または内腔径および所望される最終全径または内腔径に応じて、５ｃｍ／秒〜２３５ｃｍ／秒（０．０５〜２．３５ｍ／秒）の範囲、好ましくは１５ｃｍ／秒〜１００ｃｍ／秒（０．１５ｍ／秒〜１．０ｍ／秒）の範囲に増加される。本明細書に記載のシステムは、末梢動脈内の血液の平均速度も増加させる。静止時に、ヒトの上腕動脈（３．７±０．７ｍｍの平均内腔径を有する）内の血液の平均速度は、一般に１０〜１５ｃｍ／秒（０．１〜０．１５ｍ／秒）である。本明細書に記載のシステムおよび方法の場合、末梢動脈内の血液の平均速度は、動脈の初期全径または内腔径、所望される最終全径または内腔径に応じて、１５ｃｍ／秒〜３６０ｃｍ／秒（０．１〜３．６ｍ／秒）の範囲、好ましくは２５ｃｍ／秒〜１６０ｃｍ／秒（０．２５〜１．６ｍ／秒）の範囲に増加される。

好ましくは、平均血流速度は、末梢受容静脈、末梢受容動脈、末梢供与静脈、または末梢供与動脈内の全径および内腔径の持続的増加を誘導するために、１日〜８４日間、または好ましくは７日〜４２日間増加され、小さな静脈または動脈直径に起因して、血液透析アクセス部位またはバイパスグラフトとして使用するために最初は不適格または最適以下であった静脈および動脈が、使用可能になる。これは、通常平均血流速度の介在期間を含む、治療期間中に平均血流速度を断続的に増加させることにより達成することもできる。

研究は、静脈および動脈内のベースライン血流力および血流力の変化が、それらの静脈および動脈の全径および内腔径、ならびに長さを決定することにおいて重要な役割を果たすことを示した。例えば、平均血流速度および平均ＷＳＳの持続的増加は、静脈および動脈の全径および内腔径、ならびに長さの持続的増加につながり得る。上昇した平均血流速度および平均ＷＳＳは、血管平滑筋細胞の刺激、単球およびマクロファージの誘引、ならびにコラーゲンおよ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することができるプロテアーゼの合成および放出をもたらすシグナル伝達機構を誘発する、内皮細胞により感知される。このように、本発明は、平均血流速度および平均ＷＳＳを、静脈および動脈再構成ならびに静脈および動脈の全径および内腔径、ならびに長さの増加をもたらすのに十分な期間、増加させることに関する。

本明細書に記載のシステムは、末梢静脈または動脈内の平均ＷＳＳレベルを増加させる。静脈の通常平均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、静脈内の平均ＷＳＳレベルを、０．７６Ｐａ〜２３Ｐａの範囲、好ましくは２．５Ｐａ〜１０Ｐａの範囲に増加させる。動脈の通常平均ＷＳＳは、０．３Ｐａ〜１．５Ｐａの範囲である。動脈の全径および内腔径を持続的に増加させるために、本明細書に記載のシステムおよび方法は、平均ＷＳＳレベルを１．５Ｐａ〜２３Ｐａの範囲、好ましくは２．５Ｐａ〜１０Ｐａの範囲に増加させる。好ましくは、平均ＷＳＳは、末梢受容静脈、末梢受容動脈、末梢供与静脈、または末梢供与動脈内の全径および内腔径の持続的増加を誘導するために、１日〜８４日間、または好ましくは７日〜４２日間増加され、小さな静脈または動脈直径に起因して、血液透析アクセス部位またはバイパスグラフトとして使用するために最初は不適格または最適以下であった静脈および動脈が、使用可能になる。これは、通常平均ＷＳＳの介在期間を含む、治療期間中に平均ＷＳＳを断続的に増加させることにより達成することもできる。

いくつかの状況において、０．７６Ｐａより低い末梢静脈内または１．５Ｐａより低い末梢動脈内の平均ＷＳＳレベルの持続期間は、これらの静脈および動脈の増加した全径および内腔径をもたらすが、この増加の程度および速度は、臨床的に有意義であるか、または日常的臨床診療と適合する可能性は低い。約２３Ｐａより高い末梢静脈と動脈内の持続平均ＷＳＳレベルは、静脈の内皮の裸出（損失）または静脈の内皮への損傷を引き起こす可能性がある。内皮の裸出または血管の内皮への損傷は、平均血流速度および平均ＷＳＳが増加した設定において、血管の全径および内腔径の増加を減少させることが知られている。増加した平均ＷＳＳは、静脈および動脈内の全径および内腔径、または長さの十分な持続的増加を誘導し、小さな静脈または動脈直径に起因して、血液透析アクセス部位またはバイパスグラフトとして使用するために最初は不適格または最適以下であった静脈および動脈が、使用可能またはより最適になる。末梢受容静脈、末梢受容動脈、末梢供与静脈、または末梢供与動脈の直径は、例えば、１日毎、３日毎、１週間毎、または複数週間毎に断続的に決定することができ、治療期間中の静脈および動脈の全径および内腔径の持続的増加の速度および程度を最適化するために、ポンプ速度の調整を可能にする。

本明細書に記載のシステムは、末梢静脈内の血液の平均速度も増加させる。静止時に、ヒトの橈側皮静脈（２．４±０．５ｍｍの平均内腔径を有する）内の血液の平均速度は、一般に５〜９ｃｍ／秒（０．０５〜０．０９ｍ／秒）である。本明細書に記載のシステムの場合、末梢静脈内の血液の平均速度は、末梢受容静脈の初期全径または内腔径および末梢受容静脈の所望される最終全径または内腔径に応じて、５ｃｍ／秒〜２３５ｃｍ／秒（０．０５〜２．３５ｍ／秒）の範囲、好ましくは１５ｃｍ／秒〜１００ｃｍ／秒（０．１５ｍ／秒〜１．０ｍ／秒）の範囲に増加される。本明細書に記載のシステムは、末梢動脈内の血液の平均速度も増加させる。静止時に、ヒトの上腕動脈（３．７±０．７ｍｍの平均内腔径を有する）内の血液の平均速度は、一般に１０〜１５ｃｍ／秒（０．１〜０．１５ｍ／秒）である。本明細書に記載のシステムおよび方法の場合、末梢動脈内の血液の平均速度は、末梢動脈の初期全径または内腔径、および末梢動脈の所望される最終全径または内腔径に応じて、１５ｃｍ／秒〜３６０ｃｍ／秒（０．１〜３．６ｍ／秒）の範囲、好ましくは２５ｃｍ／秒〜１６０ｃｍ／秒（０．２５〜１．６ｍ／秒）の範囲に増加される。好ましくは、平均血流速度は、末梢受容静脈、末梢受容動脈、末梢供与静脈、または末梢供与動脈内の全径および内腔径、または長さの持続的増加を誘導するために、１日〜８４日間、または好ましくは７日〜４２日間増加され、小さな静脈または動脈直径または不適切な長さに起因して、血液透析アクセス部位またはバイパスグラフトとして使用するために最初は不適格または最適以下であった静脈および動脈が、使用可能になる。５ｃｍ／秒〜１５ｃｍ／秒（０．０５ｍ／秒〜０．１５ｍ／秒）より低い末梢受容もしくは供与静脈内の平均血流速度レベル、または１５ｃｍ／秒〜２５ｃｍ／秒（０．１５ｍ／秒〜０．２５ｍ／秒）より低い末梢受容もしくは供与動脈内の平均血流速度レベルは、これらの静脈および動脈の増加した全径および内腔径をもたらすが、この増加の程度および速度は、臨床的に有意義であるか、または日常的臨床診療と適合する可能性は低い。１６０ｃｍ／秒〜２３５ｃｍ／秒（０．１６ｍ／秒〜２．３５ｍ／秒）より高い末梢受容もしくは供与静脈内の平均血流速度レベル、または２５０ｃｍ／秒〜３６０ｃｍ／秒（０．２５ｍ／秒〜０．３６ｍ／秒）より高い末梢受容もしくは供与動脈内の平均血流速度レベルは、静脈の内皮の裸出（損失）または静脈の内皮への損傷を引き起こす可能性がある。血管の内皮の裸出または損傷は、増加した平均血流速度の設定において観察された血管の全径および内腔径の増加を減少させることが知られている。所望の範囲内で十分な期間の間増加した平均血流速度は、静脈および動脈内の全径および内腔径、または長さの十分な持続的増加を誘導し、小さな静脈もしくは動脈直径または不適切な長さに起因して、血液透析アクセス部位またはバイパスグラフトとして使用するために最初は不適格または最適以下であった静脈および動脈が、使用可能になる。末梢受容静脈、末梢受容動脈、末梢供与静脈、および末梢供与動脈の全径または内腔径は、例えば、毎分（複数可）、毎時間（複数可）、１日毎、３日毎、１週間毎、または複数週間毎に断続的に決定することができ、治療期間中の静脈および動脈の全径および内腔径の持続的増加の速度および程度を最適化するために、ポンプ速度の調整を可能にする。

図３４に示される一実施形態において、システム１０は、脱酸素化静脈血を、患者の静脈系内の供与静脈または位置から末梢受容静脈に移動させるために、血液ポンプ２５と、導管１２の対と、制御デバイス２１とを含む。様々な実施形態において、末梢受容静脈は、橈側皮静脈、ラジアル静脈、正中静脈、尺骨静脈、肘正中静脈、メジアン橈側皮静脈、メジアン尺静脈、尺側皮静脈、上腕静脈、小伏在静脈、大伏在静脈、大腿静脈、または他の静脈であり得る。血液透析アクセス部位もしくはバイパスグラフトの作成において有用であり得る他の静脈、または静脈の使用を必要とする他の血管手術手順のために有用な他の静脈が使用され得る。導管１２は、脱酸素化血液を末梢受容静脈に移動させる。末梢血管内の血液の持続的に上昇した平均速度および上昇した平均ＷＳＳは、末梢受容静脈の全径および内腔径の持続的かつ漸進的増加を引き起こす。このように、本発明のシステム１０は、末梢静脈４の直径または長さを有利に増加させ、例えば、血液透析アクセス部位（例えば、ＡＶＦまたはＡＶＧ）、バイパスグラフトを構築するために使用することができるか、または当業者により決定されるように、特定の直径または長さの静脈が必要とされる別の臨床設定において使用することができるようになる。

本明細書で使用されるとき、脱酸素化血液は、毛管系を通過し、周囲組織により酸素除去された後、静脈系内に入る血液である。末梢静脈は、本明細書で使用されるとき、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に示される実施形態において、末梢受容静脈７１２は、橈側皮静脈である。しかしながら、他の実施形態において、末梢受容静脈は、橈側皮静脈、ラジアル静脈、正中静脈、尺骨静脈、肘正中静脈、メジアン橈側皮静脈、メジアン尺静脈、尺側皮静脈、上腕静脈、小伏在静脈、大伏在静脈、大腿静脈、または他の静脈であり得る。末梢静脈に加えて、血液透析アクセス部位またはバイパスグラフトの作成において有用であり得る他の静脈、または静脈の使用を必要とする他の血管手術手順のために有用な他の静脈は、胸部、腹部、および骨盤内に存在するもののような受容静脈として使用されてもよい。

図３７Ｂは、血管の全径および内腔径を増加させるようにシステム１０を使用す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、脱酸素化血液を供与静脈７００から除去し、その血液を心臓７０４の上大静脈または右心房７０２に移動させるように構成される。図示されるように、流入導管７０６は、供与静脈７００、この場合は橈側皮静脈と流体連通して接続される。一実施形態において、接続は、流入導管７０６を供与静脈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作製され得るが、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製される。他の実施形態において、流入導管または流出導管の少なくとも一部分は、ねじれおよび圧縮抵抗のためにニチノールをさらに含む。図示されるように、流出導管７１０の一端は、血液ポンプ２５に接続されるが、流出導管の他端は、血管内部分により上大静脈および右心房７０２に流体接続される。図３７の実施形態の場合、血液ポンプは、供与静脈７００内の所望の上昇レベルの平均血流速度および上昇レベルの平均ＷＳＳを達成するために、血液が供与静脈７００から心臓７０４の上大静脈および右心房７０２に移動する速度を増加させるように使用される。ポンプは、供与静脈の全径および内腔径の所望の持続的増加、例えば、開始直径から１０％増加、２５％増加、５０％増加、または１００％以上の増加をもたらすのに十分な速度および時間で動作される。さらなる実施形態において、流入導管７０６および供与静脈７００の接合部と、右心房７０２との間の１つ以上の静脈弁は、血液を逆行性様式で供与静脈７００内、次に流入導管７０６の中に流すように、機能不全にするか、または機能低下させ得る（当業者に利用可能な方法のいずれかを使用する）。

図３８は、システム１０を使用して血管の全径および内腔径を増加させるための別の実施形態を示す。この実施形態において、システム１０は、酸素化血液を供与動脈７１２（この場合は上腕動脈）から除去し、その血液を心臓７０４の上大静脈および右心房７０２に移動させるように構成される。図示されるように、流入導管７０６は、供与動脈７１２と流体連通して接続される。一実施形態において、接続は、流入導管を供与動脈７１２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作製され得るが、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製される。他の実施形態において、流入導管７０６の一方または両方のセグメントは、例えば、ねじれおよび圧縮抵抗のためにニチノールをさらに含む。図示されるように、流出導管７１０の一端は、血液ポンプ２５に接続されるが、流出導管の他端は、血管内部分により上大静脈および右心房７０２に流体接続される。図３８の実施形態の場合、血液ポンプは、供与動脈７１２内の所望の上昇レベルの平均血流速度および上昇平均レベルのＷＳＳを達成するために、血液が供与動脈７１２から心臓７０４の右心房７０２に移動する速度を増加させるように使用される。ポンプは、供与動脈の全径および内腔径の所望の持続的増加、例えば、開始直径から１０％増加、２５％増加、５０％増加、または１００％以上の増加をもたらすのに十分な速度および時間で動作される。

他の実施形態において、酸素化動脈血は、供与動脈から受容位置に移動され得る。供与動脈としては、橈骨動脈、尺骨動脈、骨間動脈、上腕動脈、前脛骨動脈、後脛骨動脈、腓骨動脈、膝窩動脈、深在動脈、浅大腿動脈、または大腿動脈を含み得るが、これらに限定されない。

図３９は、システム１０を使用して血管の全径および内腔径を増加させるための別の実施形態を示す。この実施形態において、システム１０は、酸素化血液を供与動脈７１２（この場合は上腕動脈）から除去し、その血液を心臓７０４の上大静脈および右心房７０２に移動させるように構成される。図示されるように、導管７１６は、供与動脈７１２と流体連通して接続される。一実施形態において、接続は、流入導管を供与動脈７１２に固定するために使用される導管７１６の短いｅＰＴＦＥセグメントを使用して作製され得るが、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製される。他の実施形態において、導管７１６の一方または両方のセグメントは、例えば、ねじれおよび圧縮抵抗のためにニチノールをさらに含む。図３９の実施形態の場合、ポンプはなく、血液は、より高圧の供与動脈７１２からより低圧の上大静脈および右心房７０２に受動的に移動し、導管７１６は、供与動脈７１２内で所望の上昇レベルの平均血流速度および平均ＷＳＳを達成するような長さおよび内腔径で構成される。導管７１６は、供与動脈７１２の全径および内腔径の所望の持続的増加、例えば、開始直径から１０％増加、２５％増加、５０％増加、または１００％以上の増加をもたらすのに十分な時間、適所に残留する。

図４０は、システム１０を使用して末梢動脈の全径および内腔径を増加させるための別の実施形態を示す。この実施形態において、システム１０は、酸素化血液を橈骨動脈のような標的動脈７１８から除去し、その血液を上腕動脈のような受容動脈７２０に移動させるように構成される。図示されるように、流入導管７０６は、標的動脈７１８と流体連通して接続される。一実施形態において、流入導管７０６と動脈または流出導管７１０と動脈との間の接続は、流入導管を標的動脈７１８または受容動脈７２０に流体接続される流出導管７１０に流体接続するよう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作製され得るが、流入およ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することができる。他の実施形態において、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、例えば、ねじれおよび圧縮抵抗のためにニチノールをさらに含む。

図示されるように、流出導管７１０の一端は、血液ポンプ２５に接続されるが、流出導管の他端は、受容動脈７２０に流体接続される。図４０の実施形態の場合、血液ポンプ２５は、標的動脈内で所望の上昇レベルの平均血流速度および上昇平均レベルのＷＳＳを達成するために、血液が標的動脈７１８から引き出される速度を増加させるように使用される。ポンプは、標的動脈７１８の全径および内腔径の所望の持続的増加、例えば、開始直径から１０％増加、２５％増加、５０％増加、または１００％以上の増加をもたらすのに十分な速度および時間で動作される。

ここで図４４Ａ〜Ｄを参照すると、ポンプシステム１０は、下肢から心臓への静脈血環流を増加させ、下肢静脈性高血圧を軽減し、静脈血を脚のような下肢から静脈循環、この場合は上大静脈と右心房内の別の位置に圧送することにより静脈性潰瘍を治癒するために使用されてもよい。

一実施形態において、図４５Ａに示されるように、流入導管２０は、ニチノール支持構造と、親水性コーティングと、大腿静脈２９２への吻合２９０を形成するために構成された結合ｅＰＴＦＥセグメント５０３とを含む。図３６Ｆに示されるように、流入導管先端における崩壊および閉塞は、吸引検出アルゴリズムの使用により防止され得、負の圧力下での崩壊に抵抗するように、図３１に示されるように、ポンプ速度および／またはコイル補強されたｅＰＴＦＥグラフトセグメントを調整する。流出導管３０は、ニチノール支持構造と、親水性コーティングと、図４５Ｂに示されるように、上大静脈および右心房内に挿入するために構成された側排出孔を有する補強されていないセグメント５０９も含む。

制御デバイス２１の様々な構成が採用され得る。例えば、ポンプシステム１０は、図４６Ａに示されるように、例えば、歩行可能な患者が使用するために最適化された小型のポータブル制御デバイス２１により制御され得、それらは治療中、ベルトに付けて、ポケットに入れて患者により着用され得るか、または携帯用ケースに入れて担持され得る。ポータブル制御デバイス２１は、リード１２０を通してポンプ２５に電力を提供するために充電式バッテリーを含んでもよい。制御デバイス２１は、システム状態情報を患者に提供し、患者の体位（例えば、立位もしくは仰臥位等）または流入導管２０、流出導管３０内、流入導管または流出導管に隣接した静脈セグメント内の血圧に基づいて、ポンプ速度および他のシステムパラメータを調整する。別の実施形態において、制御デバイス２１は、図４６Ｂに示されるように、病院もしくは診療所内での歩行不可能な患者による使用、または歩行可能な患者による自宅での夜間使用のために最適化されたより大きなベースユニットであり得、ＡＣ主電源により電力供給されるときはテーブルの上、または充電式バッテリーにより電力供給されるときはカート上に置くために構成され得る。

一態様において、ポンプシステム１０は、図４４Ｃに示されるように、下肢静脈圧を減少させ、約３ヶ月の使用後に潰瘍の治癒を補助するために、静脈血を下肢から静脈系内の別の位置に運ぶことができる。ポンプシステム１０は、図４４Ｄに示されるように、潰瘍が完全に治癒した後に除去され得る。

制御デバイス２１の様々な実施形態において、図４６Ａ〜Ｂに示されるように、ポンプ２５を制御するためのプロセッサ２４は、ポンプ内に位置し得る。プロセッサ２４をポンプ２５内に置くことは、電源コード１２０内に位置する配線を減少させる。この減少は、３相モーターコイル構造の非駆動脚に由来する逆ＥＭＦを介して転流タイミングを検出する能力を改善する。

図４６Ｂに示されるように、ＡＣ主電源により電力供給され、歩行不可能な患者による病院または診療所使用のために最適化されたベースユニットを含む制御デバイス２１の一実施形態は、図４７Ａに示されるように、ケーブル１２０により血液ポンプ２５に繋留される。この実施形態において、プロセッサ２４および電源２６は、制御デバイス２１内に位置する。長いケーブル１２０はアンテナとして動作し得るため、制御デバイス２１において受信される血液ポンプ２５において生成された任意のモーター転流シグナルおよび同様、血液ポンプで受信される制御デバイスにおいて生成された任意のＡＣモーター電流パルスは、無線周波数（ＲＦ）ノイズの影響を非常に受け易い。そのため、信頼性の高い動作を保証するために、ＲＦ遮蔽および部品の接地に注意を払わなければならない。

プロセッサ２４がポンプの近位にある、制御デバイス２１およびポンプ２５の実施形態において、図４７Ｂに示されるように、血液ポンプ本体１０５内に位置するか、または少なくともケーブル１２０と血液ポンプとの間で一列に接続されるかに関わらず、ＲＦノイズの影響は低下される。これらの実施形態において、ケーブル１２０上で提供されるＤＣ電流は、ＲＦノイズによる影響が少ない。

図４６Ａに示されるように、歩行可能な患者による使用のために最適化されたポータブル電池式ユニットを含む、制御デバイス２１の他の実施形態において、ＲＦノイズの影響を受けにくい、より短い長さのケーブル１２０が使用される。そのため、プロセッサ２４は、制御デバイス２１またはポンプ２５のいずれかに位置し得る。

＜例示の研究および実験＞
一連のインビボ実行可能性研究において、ＡＦＥシステムの実施形態はブタに埋め込まれた。具体的に、ＡＦＥシステムは、左頸静脈および左後肢横伏在静脈（ＳＶ）と連通して置かれた。ある研究において、平均右心房圧（ＲＡＰ）、平均肺動脈圧（ＰＡＰ）、酸素（Ｏ_２）飽和、動脈血圧（ＡＢＰ）、およびポンプ流量を含む様々な血行動態パラメータは、２１ｋｇのブタの急性試験で測定した。急性研究の間、１００〜５００ｍＬ／分のポンプ流量は、ベースライン値からの血行動態パラメータまたは心臓機能の変化を誘発しなかった。

抗凝固化された２８ｋｇのブタの慢性試験から構成される別の研究は、横方向伏在静脈を、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、０日目の２７０ｍＬ／分から９日目の９４７ｍＬ／分に増加し、伏在静脈の流出セグメントは、図４９Ａに示されるように、狭窄の血管造影証拠なしに、３．７ｍｍから１３．８ｍｍに拡張した。９日目に行われた剖検は、細長く、容易に動員される拡張心筋伏在静脈を示した。図４９Ｂに示されるように、組織学は、広範囲に及ぶ遅れがちな再構成および非常に小さい内膜過形成を示した。

ＡＦＥシステムによる結果を動静脈瘻（ＡＶＦ）ケアの現在の標準と比較するために、横伏在静脈が動員され、ＡＶＦを作製するように側（動脈）端（静脈）吻合により大腿動脈に接続される研究を行った。ＡＶＦ流出静脈の直径および血流を、超音波および血管造影により、４週間にわたって決定した。作成された４つのＡＶＦの全ては、動脈に隣接した流出静脈セグメント内の深刻な内膜過形成および狭窄の発達に起因して、ＫＤＯＱＩ基準（静脈径６ｍｍおよび血流量６００ｍＬ／分）による成熟に失敗した。４週間目までに、１つのＡＶＦが閉塞し、他の３つのＡＶＦがほぼ閉塞した。

慢性試験は、体重２０〜２５ｋｇの抗凝固化ブタにおいて完了し、動静脈瘻は、２匹のブタにおいて大腿動脈と動員された横伏在静脈との間に左右対称に作製された（ｎ＝４動静脈瘻）。

これらの予備研究の結果は、末梢静脈をインビボで拡張し、成熟させるＡＦＥシステムの有効性を実証した。特に、これらの研究は、２７５％の増加にほぼ等しい約１０．１ｍｍの静脈拡張が、ＷＳＳを４Ｐａに維持した９日間の治療後に達成可能であり、治療された拡張静脈内に内膜過形成がほとんどなかったことを実証した。ＡＦＥシステムによるこれらの結果は、静脈拡張が不良であり、ＡＶＦ血流が流出静脈内の深刻な内膜過形成および狭窄の出現により制限されていたＡＶＦケアの標準による結果とは対照的である。

別の研究において、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は、一連の油圧性能試験の前後両方で評価した。ベンチマークとして、ＥＢＰ試験ユニットの溶血特性を査定した。閉じた模擬循環、非拍動性試験ループを、溶血試験における各ポンプ用に構築した。研究中に使用される閉じた模擬ループの一例は、図５４に示される。各ループは、流入導管５４０２および流出導管５４０４のための４ｍｍＩＤＰＶＣチューブ（Ｔｙｇｏｎストック＃ＡＡＣ１Ｓ１５１８）と、貯留器５４０６と、ポンプ５４０８とを備える。流入導管および流出導管は、０．５ｍの長さを測定した。静脈穿刺により採取され、ＣＰＤＡ−１と共にバッグに保管されたウシ血液は、ＡＳＴＭＦ１８３０−９７に準拠して４８時間（Ｌａｍｐｉｒｅ，ＣＮ＃７２００８０５）以内に使用した。血液を、貯留器として使用した他の血液バッグ（１Ｌ、ＳｏｒｉｎＧｒｏｕｐ＃００−７００−１００１）に移し、それぞれ入口、出口、およびサンプリング導管として使用される３つのポート５４１０を含む。真っ直ぐなバーブコネクタを使用して、チューブを貯留器ポートにしっかり接続した。水槽５４１２は、３７℃に調節した。試験前にシステムを洗浄するために、ＢＢＳを各ポンプおよび回路を通して３０分間圧送した。試験前に、図５４に示されるように、貯留器を水槽の上に支持し、流入導管および流出導管を浴槽中に懸架して、循環血液を３７℃に温めた。

溶血分析で試験されるポンプは、ＭｅｄｔｒｏｎｉｃＢＰ−５０、小児心肺バイパス（ＣＰＢ）および体外酸素化（ＥＣＭＯ）に使用されるポンプ、ならびにＥＢＰ試験ユニットであった。ポンプ速度は、５００ｍＬ／分の流量を維持するように選択した。各ＥＢＰの速度は、ｍＰＢＵを介して制御され、一方ＢＰ−５０５４１４の速度は、コンソール（ＭｅｄｔｒｏｎｉｃＢｉｏｍｅｄｉｃｕｓ５４０Ｂｉｏｃｏｎｓｏｌｅ）を使用して維持した。各ループ内の流量は、カスタム超音波流量センサー（ＴｒａｎｓｏｎｉｃＳｙｓｔｅｍｓモデルＭＥ３ＰＸＬ）、３７℃の血液、および流量計（ＴｒａｎｓｏｎｉｃＳｙｓｔｅｍｓモデルＴＳ４１０）を使用して測定した。各溶血試験は、各ポンプから１５分間隔で採取した３〜５ｍＬの試料を用いて、６時間行った。比色アッセイは、以前に記載された方法を用いて血液損傷を特徴付けるために使用した。結果を血漿遊離ヘモグロビン（ＰＦＨ）濃度として経時的にプロットし、最良適合線の傾斜を使用して溶血速度を算出した。これらの研究は、寿命試験の前後両方で、各ポンプに３回行った。各溶血研究の後、ポンプを室温の血液バンクの生理食塩水で洗い流した。

溶血結果は、ＡＳＴＭＦ−１８４１、文献間のデータ比較のための好ましい測定、およびＢＰ−５０ユニットに基づき、ミリグラム正規化溶血指数（ｍｇＮ．Ｉ．Ｈ．）として算出した。ＢＰ−５０ユニットは、同じ血液源を使用し、同じ日に得られたＢＰ−５０試験結果を用いてＥＢＰ溶血速度を正規化することにより、血液脆弱性の日々および動物間の変動を説明する。これは、ＥＢＰｍｇＮ．Ｉ．Ｈ．速度をＢＰ−５０ｍｇＮ．Ｉ．Ｈ速度で割ることにより得られる。ｍｇＮ．Ｉ．Ｈは、次の式により決定される。
ｍｇＮ．Ｉ．Ｈ．＝Δ遊離Ｈｂ×Ｖ×（１００−Ｈｔ）／１００×１００／（Ｑ×Ｔ）

圧送された血液１００ｍＬ当たりに付加されるｍｇＰＦＨは、血漿量に対して補正され、流量および実行時間により正規化される。そのようにして、ポンプが等しく溶血性である場合、より高い流量でより高い値が予想される。ＢＰ５０ユニットは、同じ血液源を使用し、同じ流量でＢＰ−５０のｍｇＮＩＨを用いることにより正規化される。

図５５は、ｍｇＮ．Ｉ．Ｈ．単位に対してＢＰ−５０と比較した、ＥＢＰの対応のない結果を示す。図５６は、ＢＰ−５０ユニットに対するＥＢＰの事前寿命試験溶血結果の対応のある結果を示す。図５７は、ｍｇＮ．Ｉ．Ｈ．単位で表された様々な流量での試験ポンプ溶血を表すチャートであり、一方図５８は、ＢＰ−５０単位で表された様々な流量での試験ポンプ溶血を表すチャートである。

いくつかの研究は、羽根車と羽根車ケーシングとの間の間隙５４０および５４２に対して最適な距離を決定するために実施された。これらの間隙は、好ましくは、溶血の結果として、せん断応力への曝露により赤血球（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圧力に対抗し、上部軸受にかかる力を減少させるために、上部間隙において動圧軸受効果を達成することが望ましい。上部および下部ローターハウジング間隙は、最小の溶血および最大の動圧軸受効果をＥＢＰに提供するように選択され、その適用は、３８００ＲＰＭの設計点速度、５３８ｍＬ／分の流量、および１２５ｍｍＨｇの圧力ヘッド、ならびに理想的な動作流量範囲５０〜１２５０ｍＬ／分を必要とする。

血液損傷の非常に簡略化されたモデルにおいて、溶血は、せん断応力と曝露時間のべき乗則関数である。ＲＢＣは、短い曝露時間（＜１秒）、高いせん断応力（＞１００Ｐａ）を許容することができる。回転板と平行な固定板との間の層流において、せん断応力は、表面速度に正比例して、間隙幅に反比例して増加する。およそＲＢＣ直径（１０μｍ）の小さな間隙は、ＲＢＣを除外し、溶血を制限する。およそ１ｍｍの大きな間隙は、曝露時間を延長し、溶血を促進することができる再循環に関連する。ＥＢＰの計算流体力学モデル化を通して、５０、７５μｍ、および１２５μｍの上部間隙を試験し、２５０μｍの下部間隙は、溶血を評価するために試験した。実際には、これらの間隙は製造公差を有するため、製造方法は、これらの間隙距離に対する許容を可能な限り低く制限するように、状況に応じて実用的または経済的に開発される。

以下に記載の最初の研究では、ＥＢＰは、１２５±５０μｍの標的ローターハウジング上部間隙および２５０±５０μｍの標的ローターハウジング下部間隙と共に構築された。機械加工された部品は、±１００μｍの公差を有していた。組み立てられたポンプ上の合計（すなわち、上部＋下部）間隙の３つの測定値の平均が報告された。円錐形ハウジングまたはローター面は、標的合計間隙を達成するために重ね合わされた。上部軸受隙間は、上部軸受をポッティングすることにより設定された。

１２５μｍ上部間隙および２５０μｍ下部間隙を有するＥＢＰプロトタイプのインビトロ溶血試験は、１００〜１０００ｍＬ／分のポンプ流量動作範囲全体で平均１４〜１３０ｍｇＮ．Ｉ．Ｈ．（または圧送された血液１００Ｌ当たりに付加される血漿遊離ヘモグロビンのｍｇ）の溶血速度を示した（図５７に示される）。これは、１．１〜２．４ＢＰ−５０ユニットの正規化された溶血速度を実証するＥＢＰと同じ流量範囲にわたって、ＦＤＡ承認ＭｅｄｔｒｏｎｉｃモデルＢＰ−５０Ｂｉｏ−Ｐｕｍｐ（登録商標）遠心式血液ポンプの同時試験と比べて遜色がない（図５８に示される）。

５０μｍ上部間隙を有するＥＢＰプロトタイプのインビトロ溶血試験は、５００ｍＬ／分で動作しながら平均３．０〜４．２ｍｇＮ．Ｉ．Ｈ．（または圧送された血液１００Ｌ当たりに付加される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、０．８〜２．０ＢＰ−５０ユニットの正規化された溶血速度を実証するＥＢＰと同じ流量で、ＦＤＡ承認ＭｅｄｔｒｏｎｉｃモデルＢＰ−５０Ｂｉｏ−Ｐｕｍｐ（登録商標）遠心式血液ポンプの同時試験と比べて遜色がない（図５６に示される）。

１００μｍ上部間隙を有するＥＢＰプロトタイプのインビトロ溶血試験は、５００ｍＬ／分で動作しながら平均０．２ｍｇＮ．Ｉ．Ｈ．（または圧送された血液１００Ｌ当たりに付加される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、０．１未満のＢＰ−５０ユニットの正規化された溶血速度を実証するＥＢＰと同じ流量で、ＦＤＡ承認ＭｅｄｔｒｏｎｉｃモデルＢＰ−５０Ｂｉｏ−Ｐｕｍｐ（登録商標）遠心式血液ポンプの同時試験と比べて遜色がない（図５６に示される）。

移動表面と固定表面との間の流体膜が、滑動方向に収束するとき、動圧軸受効果が生じる。流体は、移動表面により、その膜を通して中に引き込まれる。流体膜内の圧力は、表面速度掛ける流体粘度、および膜厚の逆二乗に比例する。表面間の動圧軸受力は、この圧力が作用する面積に比例する。

ＥＢＰの７枚の羽根車ブレードの上面は、９６．１ｍｍ^２の複合面積を有する（図４Ｇを参照）。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軸受荷重試験は、０〜１７５μｍの上部間隙に対して４０００ＲＰＭにおいて上部軸受のアンロードを実証する（図４Ｈに示される）。

上記分析および試験に基づいて、ＥＢＰのこの実施形態における上部および下部ローターハウジング間隙は、それぞれ２５〜２２５μｍおよび１５０〜３５０μｍの範囲内、または好ましくは、それぞれ７５〜１７５μｍおよび２００〜３００μｍの範囲内、または名目上、それぞれ１００μｍ〜２５０μｍの範囲内である。

直接外科的接続が動脈と静脈との間で行われたとき、動静脈瘻（ＡＶＦ）が作成される。ルーチン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のＡＶＦの作製を試みるために、患者は、一般に直径＞２．５〜３．０ｍｍの末梢静脈を必要とする。作成後、ＡＶＦを含む「流入」動脈および「流出」静脈は拡張する必要があり、ＡＶＦ流出静脈内の血流は、成熟し、血液透析に使用可能になるようにＡＶＦに対して増加させる必要がある。国立腎臓財団（ＫＤＯＱＩ）により確立された基準に従い、ＡＶＦが成熟したとみなされるために、流出静脈は、少なくとも６ｍｍに拡張しなければならず、流出静脈の血流は、少なくとも６００ｍＬ／分に増加しなければならない。

図５９に示される模擬ＡＶＦループを使用して、ベンチトップ実験を行い、流入動脈の開始直径が４ｍｍ（ＩＤ）であったときのＡＶＦ流出静脈壁せん断応力（ＷＳＳ）に対するＡＶＦ流出静脈直径の影響を評価した。ＨｅａｒｔＭａｔｅ２０００ＩＰＬＶＡＳを使用し、模擬循環ループ内にＭＡＰ＝１２０ｍｍＨｇを生成した。約５０ｃｍの４ｍｍＩＤのＴｙｇｏｎチューブを使用し、ＡＶＦ流入橈骨動脈をシミュレートした。約８０ｃｍのＴｙｇｏｎチューブを使用し、直径２ｍｍ、３ｍｍ、４ｍｍ、５ｍｍ、または６ｍｍＩＤのＡＶＦ流出橈側皮静脈をシミュレートした。Ｔｒａｎｓｏｎｉｃ（ＴＳ４１０／ＭＥ３ＰＸＬ）超音波流量センサーを使用し、ＡＶＦ流出静脈内の血流量を決定した。ＮＥＴｅｃｈ（Ｄｉｇｉｍａｎｏ２００〜２０００ＩＮ）圧力センサーを、ポンプ入口、ポンプ出口、および導管−静脈吻合部に置いた。２２℃の水道水中３５％のグリセリン溶液を使用し、血液をシミュレートした。図６０に示されるように、ＡＶＦ流出静脈ＷＳＳレベルは、ＡＶＦ流出静脈の直径に伴って大きく変化し、動脈血圧および血管直径が、ＡＶＦの作成および成熟中に効果的に制御することができない因子である、ＡＶＦ流出静脈ＷＳＳレベルを決定することを実証する。

図５３に示される模擬ＡＶＦループを使用し、ベンチトップ実験を行い、ＡＦＥシステム流出静脈壁せん断応力（ＷＳＳ）に対するＡＦＥシステムポンプ速度およびＡＦＥシステム流出静脈直径の影響を評価した。試験ループは、流入導管５３０２および流出導管５３０４と、模擬流出静脈５３０６と、模擬側副血管５３０８および５３１０とを含む。１Ｌ貯留器を使用して静脈系をシミュレートした。約４５ｃｍの４ｍｍＩＤＴｙｇｏｎチューブを使用し、ＡＦＥシステム流入導管および流出導管をシミュレートした。約８０ｃｍのＴｙｇｏｎチューブを使用し、直径２ｍｍ、３ｍｍ、４ｍｍ、５ｍｍ、または６ｍｍＩＤの流出静脈をシミュレートした。Ｔｒａｎｓｏｎｉｃ（ＴＳ４１０／ＭＥ３ＰＸＬ）超音波流量センサーを使用し、ＡＶＦ流出静脈内の血流量を決定した。ＮＥＴｅｃｈ（Ｄｉｇｉｍａｎｏ２００〜２０００ＩＮ）圧力センサーを、ポンプ入口、ポンプ出口、および導管−静脈吻合部に置いた。２２℃の水道水中３５％のグリセリン溶液を使用し、血液をシミュレートした。図６１に示されるように、４Ｐａの一貫したＷＳＳ用量は、ポンプの速度を変化させることにより、最大５ｍｍの静脈直径を有するＡＦＥシステム流出静脈に投与することができる。

本発明は、例示の態様および実施形態と関連させて説明されているが、それらの様々な修正が、本記載を読むことにより当業者に明らかになることを理解されたい。したがって、本明細書に開示される本発明が、添付の特許請求の範囲内に収まるようにそれらの修正を包含するよう意図されることを理解されたい。
なお、本明細書の開示内容は、以下の態様を含み得る。
（態様１）
血液ポンプシステムであって、
毎分約５０ミリリットル〜毎分約１５００ミリリットルの動作範囲を有する遠心式血液ポンプであって、
血液を受容し、血液を羽根車の上に向けるようにポンプ入口を画定するポンプハウジングであって、前記ハウジングの上部から前記入口に伸長する上部ピボット軸受と、前記ハウジングの底部から前記ハウジングの内部空間に伸長する底部ピボット軸受とを有するポンプハウジングと、
前記羽根車と前記ハウジングの上部分との間の第１の間隙が、約０．０５ｍｍ〜約０．２ｍｍの第１の範囲内である、前記ハウジング内に懸架された前記羽根車であって、
前記上部ピボットに係合する第１の端部と、前記底部ピボットに係合する第２の端部とを有する羽根車ピボットと、
前記羽根車の上面にあり、前記羽根車の中心から半径方向に離れて伸長する複数のブレードであって、前記入口で受容した血液を、前記ポンプハウジングを通して前記出口まで押し進めるブレードと、
前記底面から前記羽根車を通して上面まで前記羽根車の中心軸に平行に伸長する少なくとも１つの内腔と、を有する、前記羽根車と、
前記羽根車に機械的に係合した少なくとも１つの磁石と、
前記少なくとも１つの磁石に磁気的に係合する電気モーターであって、前記少なくとも１つの磁石および前記羽根車を回転させる電気モーターと、を備える、遠心式血液ポンプを備える、血液ポンプシステム。
（態様２）
前記少なくとも１つの磁石に磁気的に係合するための強磁性バックプレートを備える、態様１に記載の血液ポンプシステム。
（態様３）
前記羽根車ピボットの一部分が、前記底部ピボット軸受と接触しており、前記羽根車速度が０ｒｐｍであるときに、前記底部ピボット軸受にかかる前記羽根車ピボットの前記部分の軸方向力が、０．１Ｎ、０．５Ｎ、１Ｎ、２Ｎ、３Ｎ、４Ｎ、５Ｎ、７．５Ｎ、および１０Ｎのうちの１つを上回る、態様２に記載の血液ポンプシステム。
（態様４）
前記底部ピボット軸受にかかる前記羽根車ピボットの前記部分の前記軸方向力が、前記羽根車速度が０ｒｐｍであるときに、２Ｎ〜８Ｎである、態様２に記載の血液ポンプ。
（態様５）
前記羽根車速度が６０００ｒｐｍ以下であるときに、前記上部ピボット軸受にかかる前記力が、３Ｎ、２．２Ｎ、または１Ｎのうちの１つ未満である、態様２、３、および４に記載の血液ポンプシステム。
（態様６）
前記羽根車と前記ハウジングの前記底部との間の第２の間隙が、約０．０５ｍｍ〜約０．４ｍｍの第２の範囲内である、態様１に記載の血液ポンプシステム。
（態様７）
前記羽根車と前記ハウジングの上部分との間の前記第１の間隙が、約０．０５ｍｍ〜約０．１７５ｍｍの第２の範囲内である、態様１に記載の血液ポンプシステム。
（態様８）
前記羽根車と前記ハウジングの上部分との間の前記第１の間隙が、約０．０５ｍｍ〜約０．１２５ｍｍの第２の範囲内である、態様１に記載の血液ポンプシステム。
（態様９）
前記羽根車と前記ハウジングの上部分との間の前記第１の間隙が、０．１２５ｍｍである、態様１に記載の血液ポンプシステム。
（態様１０）
前記羽根車と前記ハウジングの上部分との間の前記第１の間隙が、０．１００ｍｍである、態様１に記載の血液ポンプシステム。
（態様１１）
前記羽根車速度が６０００ｒｐｍ以下であるときに、前記上部ピボット軸受にかかる前記力が、３Ｎ、２．２Ｎ、または１Ｎのうちの１つ未満である、態様６〜１０に記載の血液ポンプシステム。
（態様１２）
前記ブレードの前記上面を含む、前記ローター上面の全面積に対する前記ブレードの前記上面の積算面積の比が、０．５、０．４、０．３、０．２、０．１５、および０．１０のうちの１つ未満である、態様１１に記載の血液ポンプ。
（態様１３）
前記ブレードの前記上面を含む、前記ローター上面の前記全面積に対する前記ブレードの前記上面の前記積算面積が、０．１４である、態様１１に記載の血液ポンプ。
（態様１４）
前記ポンプ入口が、流入拡散器を備える、態様１に記載の血液ポンプシステム。
（態様１５）
前記上部ピボット軸受、前記底部ピボット軸受、および前記羽根車ピボットが、アルミナ強化ジルコニアを含む、態様１に記載の血液ポンプシステム。
（態様１６）
１つ以上の取り付け可能な導管カフをさらに備える、態様１に記載の血液ポンプシステム。
（態様１７）
前記１つ以上の取り付け可能な導管カフのそれぞれが、機械的に係合するように構成された上部分および下部分を備え、係合したときに、前記上部分および下部分が、前記血液ポンプと流体連通する導管を受容するようにチャネルを画定する、態様１１に記載の血液ポンプシステム。
（態様１８）
１つ以上のサイドポートをさらに備える、態様１に記載の血液ポンプシステム。
（態様１９）
１つ以上のサイドポートが、前記導管へのガイドワイヤーおよびカテーテルの挿入を可能にするように構成される、態様１３に記載の血液ポンプシステム。
（態様２０）
前記サイドポートの長軸と関連した導管の長軸との間の角度が６０度以下である、態様１４に記載の血液ポンプシステム。
（態様２１）
前記サイドポートのうちの１つ以上が、止血弁に支障を来す、態様１４または１５に記載の血液ポンプシステム。
（態様２２）
前記ポンプ入口またはポンプ出口と連通する端部と、血管への挿入のための遠位端と、を有する少なくとも１つの導管を有し、前記遠位端が、
前記遠位端の中心長手方向軸と同軸にほぼ円形の端部開口を画定するテーパー状の非面取り遠位先端と、
前記遠位先端の周囲に沿って左右対称に配置された第１の複数の側孔であって、前記円形の端部開口の近位にあり、前記中心長手方向軸に対してある角度で配向される、第１の複数の側孔と、
前記遠位先端の周囲に沿って左右対称に配置された第２の複数の側孔と、を備える、態様１に記載の血液ポンプシステム。
（態様２３）
前記円形の端部開口が、１．０ｍｍ〜３．０ｍｍの範囲内の直径を有する、態様１７に記載の血液ポンプシステム。
（態様２４）
前記円形の端部開口が、約２．０ｍｍの直径を有する、態様１８に記載の血液ポンプシステム。
（態様２５）
前記第１の複数の側孔が、ほぼ円形であり、それぞれが０．８ｍｍ〜２．５ｍｍの範囲内の直径を有する、態様１７に記載の血液ポンプシステム。
（態様２６）
前記第１の複数の側孔のそれぞれが、約１．７ｍｍの直径を有する、態様２０に記載の血液ポンプシステム。
（態様２７）
前記第１の複数の側孔が、前記中心長手方向軸に対して３０度〜６０度の範囲内の角度で配向されている、態様１７に記載の血液ポンプシステム。
（態様２８）
前記第１の複数の側孔が、前記中心長手方向軸に対して４０度の角度で配向されている、態様２２に記載の血液ポンプシステム。
（態様２９）
前記第２の複数の側孔が、ほぼ楕円形であり、それぞれが２．５ｍｍ〜７．０ｍｍの範囲内の主軸、および１．０ｍｍ〜２．５ｍｍの範囲内の短軸を有する、態様１７に記載の血液ポンプシステム。
（態様３０）
前記第２の複数の側孔のそれぞれについての前記主軸が約４．８ｍｍであり、前記短軸が約１．７ｍｍである、態様２４に記載の血液ポンプシステム。
（態様３１）
血液ポンプシステムであって、
毎分約５０ミリリットル〜毎分約１５００ミリリットルの動作範囲を有する遠心式血液ポンプであって、
血液を受容し、血液を羽根車の上に向けるようにポンプ入口を画定するポンプハウジングであって、前記ハウジングの上部から前記入口に伸長する上部ピボット軸受と、前記ハウジングの底部から前記ハウジングの内部空間に伸長する底部ピボット軸受とを有するポンプハウジングと、
前記羽根車と前記ハウジングの上部分との間の第１の間隙が、約０．０５ｍｍ〜約０．１２５ｍｍの第１の範囲内である、前記ハウジング内に懸架された前記羽根車であって、
前記上部ピボットに係合する第１の端部と、前記底部ピボットに係合する第２の端部とを有する羽根車ピボットと、
前記羽根車の上面にあり、前記羽根車の中心から半径方向に離れて伸長する複数のブレードであって、前記入口で受容した血液を、前記ポンプハウジングを通して前記出口まで押し進めるブレードと、
前記底面から前記羽根車を通して上面まで前記羽根車の中心軸に平行に伸長する少なくとも１つの内腔と、を有する、前記羽根車と、
前記羽根車に機械的に係合した少なくとも１つの磁石と、
前記少なくとも１つの磁石に磁気的に係合する電気モーターであって、前記少なくとも１つの磁石および前記羽根車を回転させる電気モーターと、
前記少なくとも１つの磁石に磁気的に係合する強磁性バックプレートと、を備える、遠心式血液ポンプを備える、血液ポンプシステム。
（態様３２）
前記羽根車ピボットの一部分が、前記底部ピボット軸受と接触しており、前記羽根車速度が０ｒｐｍであるときに、前記底部ピボット軸受にかかる前記羽根車ピボットの前記部分の軸方向力が、０．１Ｎ、０．５Ｎ、１Ｎ、２Ｎ、３Ｎ、４Ｎ、５Ｎ、７．５Ｎ、および１０Ｎのうちの１つを上回る、態様２６に記載の血液ポンプシステム。
（態様３３）
前記底部ピボット軸受にかかる前記羽根車ピボットの前記部分の前記軸方向力が、前記羽根車速度が０ｒｐｍであるときに、２Ｎ〜８Ｎである、態様２６に記載の血液ポンプ。
（態様３４）
前記羽根車速度が６０００ｒｐｍ以下であるときに、前記上部ピボット軸受にかかる前記力が、３Ｎ、２．２Ｎ、または１Ｎのうちの１つ未満である、態様２６、２７、および２８に記載の血液ポンプシステム。
（態様３５）
前記ポンプ入口が、流入拡散器を備える、態様２６に記載の血液ポンプシステム。
（態様３６）
前記上部ピボット軸受、前記底部ピボット軸受、および前記羽根車ピボットが、アルミナ強化ジルコニアを含む、態様２６に記載の血液ポンプシステム。
（態様３７）
１つ以上の取り付け可能な導管カフをさらに備える、態様２６に記載の血液ポンプシステム。
（態様３８）
前記１つ以上の取り付け可能な導管カフのそれぞれが、機械的に係合するように構成された上部分および下部分を備え、係合したときに、前記上部分および下部分が、前記血液ポンプと流体連通する導管を受容するようにチャネルを画定する、態様３２に記載の血液ポンプシステム。
（態様３９）
１つ以上のサイドポートをさらに備える、態様２６に記載の血液ポンプシステム。
（態様４０）
１つ以上のサイドポートが、前記導管へのガイドワイヤーおよびカテーテルの挿入を可能にするように構成される、態様３４に記載の血液ポンプシステム。
（態様４１）
前記サイドポートの長軸と関連した導管の長軸との間の角度が６０度以下である、態様３５に記載の血液ポンプシステム。
（態様４２）
前記サイドポートのうちの１つ以上が、止血弁に支障を来す、態様３５または３６に記載の血液ポンプシステム。
（態様４３）
前記ポンプ入口またはポンプ出口と連通する端部、および血管への挿入のための遠位端を有する少なくとも１つの導管を有し、前記遠位端が、
前記遠位端の中心長手方向軸と同軸にほぼ円形の端部開口を画定するテーパー状の非面取り遠位先端と、
前記遠位先端の周囲に沿って左右対称に配置された第１の複数の側孔であって、前記円形の端部開口の近位にあり、前記中心長手方向軸に対してある角度で配向される、第１の複数の側孔と、
前記遠位先端の周囲に沿って左右対称に配置された第２の複数の側孔と、を備える、態様２６に記載の血液ポンプシステム。
（態様４４）
前記円形の端部開口が、１．０ｍｍ〜３．０ｍｍの範囲内の直径を有する、態様３８に記載の血液ポンプシステム。
（態様４５）
前記円形の端部開口が、約２．０ｍｍの直径を有する、態様３９に記載の血液ポンプシステム。
（態様４６）
前記第１の複数の側孔が、ほぼ円形であり、それぞれが０．８ｍｍ〜２．５ｍｍの範囲内の直径を有する、態様３８に記載の血液ポンプシステム。
（態様４７）
前記第１の複数の側孔のそれぞれが、約１．７ｍｍの直径を有する、態様４１に記載の血液ポンプシステム。
（態様４８）
前記第１の複数の側孔が、前記中心長手方向軸に対して３０度〜６０度の範囲内の角度で配向される、態様３８に記載の血液ポンプシステム。
（態様４９）
前記第１の複数の側孔が、前記中心長手方向軸に対して４０度の角度で配向される、態様４３に記載の血液ポンプシステム。
（態様５０）
前記第２の複数の側孔が、ほぼ楕円形であり、それぞれが２．５ｍｍ〜７．０ｍｍの範囲内の主軸、および１．０ｍｍ〜２．５ｍｍの範囲内の短軸を有する、態様３８に記載の血液ポンプシステム。
（態様５１）
前記第２の複数の側孔のそれぞれについての前記主軸が約４．８ｍｍであり、前記短軸が約１．７ｍｍである、態様４５に記載の血液ポンプシステム。
（態様５２）
患者の下肢の静脈血圧を減少させるための方法であって、
ポンプ導管アセンブリの一端を下肢静脈または骨盤静脈に流体接続することと、
前記ポンプ導管アセンブリの別端を、橈側皮静脈、尺側皮静脈、上腕静脈、腋窩静脈、鎖骨下静脈、内部または外部頸静脈、腕頭静脈、上大静脈、および右心房のうちの１つ以上に流体接続することと、
前記下肢または骨盤静脈から橈側皮静脈、尺側皮静脈、上腕静脈、腋窩静脈、鎖骨下静脈、内部または外部頸静脈、腕頭静脈、上大静脈、および右心房のうちの１つ以上に、患者の下肢の静脈血圧の減少をもたらすのに十分な流量および時間で血液を圧送することと、を含む、方法。
（態様５３）
患者の前記下肢における皮膚潰瘍の治癒をもたらすのに十分な時間、血液を圧送することをさらに含む、態様４７に記載の方法。
（態様５４）
末梢静脈の全径を増加させる方法であって、
ポンプ導管アセンブリの一端を前記末梢静脈に、別端を別の静脈に流体接続することと、
脱酸素化血液を他端から前記末梢静脈に、前記末梢静脈の前記全径の持続的な増加をもたらすのに十分な速度および時間の量で圧送することと、を含む、方法。
（態様５５）
患者の下肢の前記静脈血圧を減少させると同時に、前記患者の末梢静脈の全径を増加させるための方法であって、
ポンプ導管アセンブリの第１の端部を下肢静脈または骨盤静脈に流体接続することと、
前記ポンプ導管アセンブリの第２の端部を、橈側皮静脈、尺側皮静脈、上腕静脈、腋窩静脈、鎖骨下静脈、内部または外部頸静脈、腕頭静脈、上大静脈、および右心房のうちの１つ以上の流体接続することと、
前記ポンプ導管アセンブリの前記第１の端部を使用して、前記下肢または骨盤静脈から橈側皮静脈、尺側皮静脈、上腕静脈、腋窩静脈、鎖骨下静脈、内部または外部頸静脈、腕頭静脈、および上大静脈のうちの１つ以上に、前記ポンプ導管アセンブリの前記第２の端部を使用して、患者の下肢の静脈血圧の減少をもたらし、かつ橈側皮静脈、尺側皮静脈、上腕静脈、腋窩静脈、鎖骨下静脈、内部または外部頚静脈、腕頭静脈、および上大静脈の前記全径の持続的な増加をもたらすのに十分な流量および時間で血液を圧送することと、を含む、方法。
（態様５６）
前記ポンプ導管アセンブリの導管部分の長さを調整することと、
取り付け可能な導管カフを、前記患者の導管皮膚挿入部位に隣接する導管トンネル内に位置付けることと、
前記取り付け可能な導管カフを前記導管に固定することと、をさらに含む、態様４７、４８、４９、または５０に記載の方法。
（態様５７）
血液ポンプシステムであって、
毎分約５０ミリリットル〜毎分約１５００ミリリットルの動作範囲を有する遠心式血液ポンプであって、
血液を受容し、血液を羽根車の上に向けるようにポンプ入口を画定するポンプハウジングであって、前記ハウジングの上部から前記入口に伸長する上部ピボット軸受と、前記ハウジングの底部から前記ハウジングの内部空間に伸長する底部ピボット軸受とを有するポンプハウジングと、
前記羽根車と前記ハウジングの上部分との間の第１の間隙が、約０．０５ｍｍ〜約０．１２５ｍｍの第１の範囲内である、前記ハウジング内に懸架された前記羽根車であって、
前記上部ピボットに係合する第１の端部と、前記底部ピボットに係合する第２の端部とを有する羽根車ピボットと、
前記羽根車の上面にあり、前記羽根車の中心から半径方向に離れて伸長する複数のブレードであって、前記入口で受容した血液を、前記ポンプハウジングを通して前記出口まで押し進めるブレードと、
前記底面から前記羽根車を通して上面まで前記羽根車の中心軸に平行に伸長する少なくとも１つの内腔と、を有する、前記羽根車と、
前記羽根車に機械的に係合した少なくとも１つの磁石と、
前記少なくとも１つの磁石に磁気的に係合する電気モーターであって、前記少なくとも１つの磁石および前記羽根車を回転させる電気モーターと、
前記少なくとも１つの磁石に磁気的に係合する強磁性バックプレートと、を備える、遠心式血液ポンプと、
前記ポンプ入口またはポンプ出口と連通する端部、および血管への挿入のための遠位端を有する少なくとも１つの導管であって、前記遠位端が、
前記遠位端の中心長手方向軸と同軸にほぼ円形の端部開口を画定するテーパー状の非面取り遠位先端と、
前記遠位先端の周囲に沿って左右対称に配置された第１の複数の側孔であって、前記円形の端部開口の近位にあり、前記中心長手方向軸に対してある角度で配向される、第１の複数の側孔と、
前記遠位先端の周囲に沿って左右対称に配置された第２の複数の側孔と、を含む、少なくとも１つの導管と、
前記少なくとも１つの導管と連通する１つ以上のサイドポートと、
前記少なくとも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と、を備える、血液ポンプシステム。
（態様５８）
前記ポンプ上ローターとハウジングとの間隙が、２５μｍ〜２２５μｍの範囲内の幅を有する、態様１、２６、または５２に記載の血液ポンプシステム。
（態様５９）
前記ポンプ上ローターとハウジングとの間隙が、７５μｍ〜１７５μｍの範囲内の幅を有する、態様１、２６、または５２に記載の血液ポンプシステム。
（態様６０）
前記ポンプ上ローターとハウジングとの間隙が、約１００μｍの幅を有する、態様１、２６、または５２に記載の血液ポンプシステム。
（態様６１）
前記ポンプ下ローターとハウジングとの間隙が、１５０μｍ〜３５０μｍの範囲内の幅を有する、態様１、２６、または５２に記載の血液ポンプシステム。
（態様６２）
前記ポンプ下ローターとハウジングとの間隙が、約２５０μｍの幅を有する、態様１、２６、または５２に記載の血液ポンプシステム。
（態様６３）
毎分０．１〜１０００ｍＬの流量範囲全体の溶血率が、４．４ＢＰ−５０単位未満である、態様１、２６、または５２に記載の血液ポンプシステム。
（態様６４）
毎分０．１〜１０００ｍＬの流量範囲全体の溶血率が、２．４ＢＰ−５０単位未満である、態様１、２６、または５２に記載の血液ポンプシステム。
（態様６５）
毎分０．１〜１０００ｍＬの流量範囲全体の溶血率が、０．４ＢＰ−５０単位未満である、態様１、２６、または５２に記載の血液ポンプシステム。
（態様６６）
前記羽根車上面面積の１０％以下が、動作中に動圧軸受を形成する、態様１、２６、または５２に記載の血液ポンプシステム。
（態様６７）
前記羽根車上面面積の５０％以上が、動作中に動圧軸受を形成する、態様１、２６、または５２に記載の血液ポンプシステム。
（態様６８）
前記羽根車上面面積の１０％〜５０％が、動作中に動圧軸受を形成する、態様１、２６、または５２に記載の血液ポンプシステム。

Claims

血液ポンプシステムであって、
毎分５０ミリリットル〜毎分１５００ミリリットルの動作範囲を有する遠心式血液ポンプであって、
血液を受容し、血液を羽根車の上に向けるようにポンプ入口を画定するポンプハウジングであって、前記ハウジングの上部から前記入口に伸長する上部ピボット軸受と、前記ハウジングの底部から前記ハウジングの内部空間に伸長する底部ピボット軸受とを有し、
軸方向荷重は、上部ピボット軸受と底部ピボット軸受との間で共有することができ、前記軸方向荷重の０％〜１００％をそれぞれのピボット軸受に分けることができるポンプハウジングと、
前記羽根車と前記ハウジングの上部分との間の第１の間隙が、０．０５ｍｍ〜０．２ｍｍの第１の範囲内である、前記ハウジング内に懸架された前記羽根車であって、
前記上部ピボットに係合する第１の端部と、前記底部ピボットに係合する第２の端部とを有する羽根車ピボットと、
前記羽根車の上面にあり、前記羽根車の中心から半径方向に離れて伸長する複数のブレードであって、前記入口で受容した血液を、前記ポンプハウジングを通して出口まで押し進めるブレードと、
底面から前記羽根車を通して上面まで前記羽根車の中心軸に平行に伸長し、前記羽根車の底面から前記羽根車の上面に至る流体経路を規定する、少なくとも１つの内腔であって、
前記流体経路は、前記羽根車の底面、底部軸受界面、上部軸受界面、および上部ベゼルに隣接する前記ハウジングの領域への血流を増加させる、前記少なくとも１つの内腔、を有する、前記羽根車と、
前記羽根車に機械的に係合した少なくとも１つの磁石と、
磁石アセンブリと電気コイルから形成され、前記少なくとも１つの磁石に磁気的に係合する電気モーターであって、前記少なくとも１つの磁石および前記羽根車を回転させる電気モーターと、
前記ポンプ入口に流体連通するように構成された一方の端部、および外科的吻により末梢静脈に流体接続を形成するように構成された他方の端部の２つの端部を有する第１の導管と、
ポンプ出口に流体連通するように構成された一方の端部、および末梢静脈に挿入するように構成された他方の端部の２つの端部を有する第２の導管と、を備える、遠心式血液ポンプを備える、血液ポンプシステム。
前記羽根車と前記ハウジングの上部分との間の第１の間隙が、０．０５ｍｍ〜０．１２５ｍｍの第１の範囲内である、請求項１に記載の血液ポンプ。
前記羽根車と前記ハウジングの前記底部との間の第２の間隙が、０．１ｍｍ〜０．４ｍｍの第２の範囲内である、請求項１に記載の血液ポンプシステム。
前記ブレードの上面を含む、ローター上面の全面積に対する前記ブレードの前記上面の積算面積の比が、０．５未満、０．４未満、０．３未満、０．２未満、０．１５未満、または０．１０未満である、請求項１に記載の血液ポンプ。
少なくとも１つの磁石に磁気的に係合する強磁性バックプレートを含む、請求項１に記載の血液ポンプ。
羽根車速度が０ｒｐｍであるときに、前記底部ピボット軸受にかかる前記羽根車ピボットの部分の軸方向力が、０．１Ｎを上回る、請求項１または５に記載の血液ポンプ。
羽根車速度が０ｒｐｍであるときに、前記底部ピボット軸受にかかる前記羽根車ピボットの部分の軸方向力が、２Ｎ〜８Ｎである、請求項１または５に記載の血液ポンプ。
羽根車速度が６０００ｒｐｍ以下であるときに、前記上部ピボット軸受にかかる力が、３Ｎ未満、２．２Ｎ未満、または１Ｎ未満である、請求項１または５に記載の血液ポンプシステム。
電気コイルアセンブリは、鉄バックプレートと、少なくとも１つの磁石との間に位置付けられている、請求項１または８に記載の血液ポンプシステム。
前記ポンプ入口が、流入拡散器を備える、請求項１に記載の血液ポンプシステム。
前記ポンプハウジングは、前記ハウジングの上部から前記入口に伸長する上部ベゼルおよび上部ピボット軸受と、前記ハウジングの底部から前記ハウジングの内部空間に伸長する底部ベゼルおよび底部ピボット軸受とを有するポンプハウジングと、を含む請求項１に記載の血液ポンプシステム。
前記上部ピボット軸受、前記底部ピボット軸受または前記羽根車ピボットの一部分が、アルミナ強化ジルコニアを含む、請求項１に記載の血液ポンプシステム。
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さらに備える、請求項１に記載の血液ポンプシステム。
前記１つ以上の取り付け可能な導管カフのそれぞれが、機械的に係合するように構成された上部分および下部分を備え、係合したときに、前記上部分および下部分が、前記血液ポンプと流体連通する導管を受容するようにチャネルを画定する、請求項１３に記載の血液ポンプシステム。
少なくとも１つの導管と流体連通する、１つ以上のサイドポートをさらに備える、請求項１に記載の血液ポンプシステム。
前記１つ以上のサイドポートが、前記導管へのガイドワイヤーおよびカテーテルの挿入を可能にするように構成される、請求項１５に記載の血液ポンプシステム。
前記羽根車上面の面積の１０％以下が、動作中に動圧軸受を形成する、請求項１に記載の血液ポンプシステム。
前記羽根車上面の面積の１０％〜５０％が、動作中に動圧軸受を形成する、請求項１に記載の血液ポンプシステム。
前記羽根車上面の面積の５０％以上が、動作中に動圧軸受を形成する、請求項１に記載の血液ポンプシステム。