[0002] 本申请要求2011年11月29日提交的名称为“血液泵系统和方法（Blood Pump Systems and Methods）”的美国
专利申请No.61/564,671的优先权，并且要求2011年8月17日提交的名称为“血液泵系统和方法（Blood Pump Systems and Methods）”的美国专利申请No.61/524,761的优先权，美国专利申请No.61/524,761是2011年2月17日提交的名称为“增加静脉总直径的系统和方法（System and Method to Increase the Overall Diameter of Veins）”的美国专利申请No.13/030,054的部分继续申请，美国专利申请No.13/030,054要求2010年2月17日提交的名称为“增加静脉总直径的系统和方法（System and Method to Increase the Overall Diameter of Veins）”的美国临时申请No.61/305,508的优先权，并且与共同待审的、共同提交的、2012年8月15日提交的名称为“增加静脉和动脉总直径的系统和方法（System and Method to Increase the Overall Diameter of Veins and Arteries）”的PCT国际专利申请No.PCT/US12/50978有关，并且与共同待审的、2011年8月17日提交的名称为“增加静脉总直径的系统和方法（System and Method to Increase the Overall Diameter of Veins and Arteries）”的美国专利申请No.61/524,759和2011年11月19日提交的名称为“增加静脉总直径的系统和方法（System and Method to Increase the Overall Diameter of Veins and Arteries）”的美国专利申请No.61/561,859有关，所有这些申请均以引用方式全文并入本文中。
技术领域
[0003] 本
发明涉及血液泵系统，其包括泵、管道、控制单元和电源，由此，该系统可用来持续地增加患者的动脉和静脉中的局部血液流量。具体而言，本发明可用于持续地增加患者的静脉和动脉的总直径和管腔直径，这些患者需要血管进入部位以进行血液
透析、旁路移植或其中需要较大的静脉或动脉直径的其它类型的外科手术或程序。本发明还可以用于向所需要的器官和组织(例如，患有外周动脉
疾病(PAD)的患者的下肢)提供增加的局部血液流量。
背景技术
[0004] 在美国有五十万以上的慢性肾病(CKD)患者，并且每年有100,000以上的新增CKD患者。在预计患病人口中归因于诸如
高血压、糖尿病和衰老的诱因的年增长率为4%。
[0005]
血液透析是92%的CKD患者的首选
治疗方式，因为不进行血液透析或某些其它形式的治疗，这些CKD患者就会死亡。接受血液透析治疗的典型CKD患者必须每周两到三次将他或她的血管系统连接到血液透析机。对于血液透析来说，存在三种常见的血管进入部位选项。优选的进入部位选项是动静脉瘘管(AVF)，其为在动脉和静脉之间、优选地在
手腕中或或者在前臂、上臂、腿部或腹股沟中的直接外科手术形成的连接。另一个进入部位选项是动静脉移
植物(AVG)，其为使用插入的合成管道通过外科手术在动脉和静脉之间形成的连接。最后的主要进入部位选项是插入颈部、胸部、腿部或其它解剖
位置中的大静脉内的
导管。
[0006] 相比具有AVG或导管的患者，具有AVF的患者具有较低的发病率、较低的死亡率和较低的护理成本；因此，手腕中的AVF是血液透析的血管通路的优选形式。具有AVG或导管的患者感染率和死亡率显著高于具有AVF的患者，其中具有导管的患者的结果最糟糕。此外，具有AVG或导管的患者具有较高的平均护理成本，其中具有导管的患者成本最高。如果患者适合形成AVF，手腕或前臂通常优于在上臂中的AVF，这归因于手部
局部缺血的更高发生率以及上臂通常更短且更深的静脉段。
[0007] 遗憾的是，约85%的患者不适合在手腕中形成AVF，多数是由于静脉和动脉直径太小。而且，由于与小的静脉和动脉直径有关的通常称为“通畅失效”的情况，所形成的所有AVF中约60%在没有附加的外科和介入手术的情况下是不可用的。具有较大直径的静脉和动脉的可得性与较高的AVF合格性和较低的通畅失效率有关。
[0008] 当前，几乎没有用于永久地且持续地增加静脉或动脉的直径的方案。所有现有方法都使用诸如球囊
血管成形术的机械扩张方法，这会导致静脉或动脉受伤。由于患者需要具有一定大小的外周静脉和动脉以供医生形成AVF，希望有一种用于持续地且永久地增加外周静脉或动脉的尺寸或直径的方法和系统。
[0009] 目前存在小型“心脏泵”。然而，此类泵价格不菲且其设计和尺寸并不是为了在四肢中使用。因此，本领域需要以合理的成本增加外周静脉和动脉的直径的系统、部件和方法。另外，需要一种能增加外周静脉和动脉的直径的泵装置。
发明内容
[0010] 本申请涉及用于增加静脉和动脉(优选外周静脉和动脉)的直径的血液泵系统。该系统将用来以引起静脉或动脉直径增加的方式移动血液。这可以通过将血液排放(“推动”)到静脉或动脉中或通过从静脉或动脉移除(“拉动”)血液来实现。通过任一种方法，该系统增加血管中的血液的流量，这最终导致血管直径的持续增加。因此，该系统、更具体地是该泵使用机械装置来激活
生物学应答通路，从而导致静脉或动脉的增大或“重塑”。该系统具有：血液泵；管道，其用于向血液泵和从血液泵输送血液；控制系统，其用于监测血液泵并
修改血液泵的操作；以及电源。因此，该系统包括一组构件，该组构件可以例如在一端处插入动脉中并且在另一端处插入静脉中，从而在启动时血液被以一定速率泵送，使得在静脉、动脉或两者的内皮上的壁面剪应
力(WSS)在足以引起静脉或动脉中的持续增大的时段中持续升高。可以使用多种泵中的任一种，只要该泵可被控制以产生期望的血管直径增加。
[0011] 可以采用各种类型的血液泵，包括容积泵和旋转泵，其中旋转式泵是优选的。在一个
实施例中，旋转式血液泵系统包括具有
外壳的泵，该外壳限定用于接收血液的入口和用于排
放血液的出口。泵外壳被设计和尺寸设定成容纳悬挂在
轴承上的旋转的
叶轮。泵外壳可具有在外壳的入口部分处的第一轴承和在外壳的出口部分处的第二轴承。血液进入和离开旋转的叶轮，由此叶轮增加血液的离开速度。当血液在终止于泵出口中的泵扩散器内减速时，这种增加的速度被恢复或转化为增加的压力。
[0012] 在其它实施例中，可以使用各种类型的旋转式血液泵。例如，可以使用轴流泵、混流泵或优选地离心式血液泵。此外，可以使用多种
泵叶轮轴承，包括但不限于磁力轴承、液力轴承和优选地枢转(
接触)式轴承。类似地，可以使用各种类型的泵扩散器，包括但不限于收集器扩散器或优选地涡壳扩散器。
[0013] 在一个实施例中，带有枢
转轴承的离心式血液泵包括限定泵入口的泵外壳，该泵入口具有流入扩散器，以接收血液并将血液导向到叶轮上，该泵外壳具有从外壳的顶部延伸进入入口的顶部枢转轴承和顶部座圈、以及从外壳的底部延伸进入外壳的内部空间的底部枢转轴承和底部座圈。泵还包括悬在外壳内的叶轮，该叶轮还具有轴承管腔以接收叶轮枢轴。叶轮枢轴具有用于接合入口部分(顶部)枢转轴承的第一端部和用于接合出口部分(底部)枢转轴承的第二端部。在一个实施例中，叶轮枢轴的端部为凸型的，并且每个枢转轴承的至少一个端部为凹形的。在另一个实施例中，叶轮枢轴的端部为凹型的，并且枢转轴承为凸型的。叶轮可包括设计成接触血液并使血液
加速进入涡壳的多种翅片或
叶片构造。例如，叶轮限定有多个叶片，这些叶片在叶轮的顶部表面上且从叶轮的中心径向延伸至叶轮的外边缘。叶片将血液从叶轮的中心入口加速至其周边出口。在另一个选项中，叶轮不包括叶片或翅片，但却包括用于移动或推进血液的装置。叶轮可选地包括至少一个冲刷管腔、切口或内孔，其平行于叶轮的中
心轴线从底部表面通过叶轮延伸至顶部表面。管腔设计成防
止血液在叶轮下方和底部枢转轴承周围滞留。
[0014] 血液泵包括设计成优选为电动的
马达，该马达致动叶轮。在一个实施例中，血液泵包括驱动马达，该驱动马达具有机械附接到叶轮的至少一个磁体和机械附接到外壳的至少一个电枢。电枢在附接到叶轮的至少一个磁体上引起电动势。泵马达可以是具有无
传感器反电动势(反emf)换流的轴向间隙无刷直流(DC)
扭矩马达。马达为
转子中的磁体采用钕
铁硼(NdFeB)的
烧结合金，而在
定子中采用三相平面“跑道”线圈构型。马达具有薄烤饼纵横比，具有相比其直径非常小的轴向长度。
[0015] 血液泵系统具有包括第一(流入)管道的一个或多个管道，第一(流入)管道具有两个端部，第一端部
流体连接到在血管系统中的位置且从该位置接收血液，第二端部流体连接到泵。流入管道将血液输送到泵。血液泵系统具有第二(流出)管道，第二(流出)管道具有两个端部，第一端部流体连接到泵且从该泵接收血液，第二端部流体连接到在血管系统中的位置。流出管道将血液输送到血管系统中的位置。
[0016] 在各种实施例中，血液泵系统的管道具有在2cm与110cm之间的单独长度和在4cm与220cm之间的组合长度，并且可以由外科医生或其他医师修整至期望的长度，包括在植入泵系统期间。管道各具有在2mm和10mm之间且优选地在4mm和6mm之间的内径。管道可以至少部分地由聚
氨酯(例如， 或 )、聚氯乙烯、聚乙烯、
硅树脂弹性体、聚四氟乙烯(PTFE)、膨体聚四氟乙烯(ePTFE)、聚对苯二
甲酸乙二醇酯(PET，如涤纶)、以及它们的组合形成。管道还可包括弹性贮存器。
[0017] 管道的全部或部分可以用编织的或螺旋盘绕的
形状记忆材料(例如，镍
钛诺)或其它自膨胀或径向膨胀性材料增强。管道可具有流体连接到血管系统的倒棱端部。端部可以被倒棱成在10度和80度之间的
角度。当被构造成用于放入血管的管腔或其它血管内位置内时，管道中的一个或多个可在远端的壁中具有多个孔或窗孔。可以使用径向压缩型连接器将管道固定于泵。
[0018] 在一个实施例中，血液泵系统包括血液泵和控制系统，控制系统用于监测血液泵系统并修改血液泵的操作，以维持流体连接到血液泵的动脉或静脉内的增加的平均壁面剪
应力。控制系统被进一步构造成将静脉内的平均壁面剪应力维持在0.76至23Pa的范围内，或优选地在2.5至10Pa的范围内。在另一个实施例中，控制系统监测并维持流体连接到血液泵的动脉或静脉内的增加的平均血液速度。在该实施例中，控制系统被构造成将动脉或静脉内的平均血液速度维持在10cm/s和120cm/s的范围内，或优选地在25cm/s和100cm/s的范围内。在任一实施例中，血液泵系统被构造成将增加的平均壁面剪应力或增加的平均血液速度维持至少1天、7天、14天、28天、42天、56天、84天或112天。
[0019] 血液泵系统具有用于实现和
维持期望的流量的控制系统，该控制系统可以可选地包括控制装置，以用于接收信息和控制血液泵送系统的泵的操作。控制系统至少可以被手动致动，以调整马达的速度。或者，可以使用自动(即“智能”)控制系统。可选地，控制系统包括传感器，该传感器可以位于泵中、管道中或患者的血管系统中。控制装置可以根据反emf
波形的过零点来测量马达的旋转速度。这些过零点指示转子的磁极反转。马达的速度通过输入
电压的脉冲宽度调制(PWM)来控制，而扭矩通过输入
电流的PWM来控制。控制装置还监测泵马达的其它状态变量，例如电流和电压，从这些变量可以估计和控制通过血液泵送系统的流量以及外周血管中的壁面剪应力两者。控制装置优选地包括
存储器、处理器，该处理器用于控制泵马达速度、分析来自马达驱动
电子器件和可选的传感器的信息、以及执行编码在计算机可读介质上的指令。血液泵系统包括
电缆，用于将控制装置电连接到泵和可选的传感器。血液泵系统还包括电源，该电源在各种实施例中可以集成到控制装置中。在各种实施例中，血液泵系统的电源可以是移动式(例如，可再充电
电池或
燃料电池)或固定式(例如，连接到AC市电电源的动力
基础单元)。
[0020] 控制系统可以从各种来源采集信息。控制装置内的马达驱动电子器件可以测量马达速度、输入功率或操作泵所需的电流中的至少一个。在其它实施例中，控制系统包括在血液泵或管道中的传感器，该传感器测量血液速度、血液流量、外周血管中的血流阻力、血压、搏动指数、以及它们的组合中的至少一个。在其它实施例中，控制系统包括在患者的血管系统中的传感器，该传感器测量血液速度、血液流量、血压、搏动指数、血管直径、以及它们的组合中的至少一个。
[0021] 在各种实施例中，利用来自控制装置和/或传感器的信息，例如，马达速度、马达输入功率、泵流量、泵压头、流出管道和目标血管的交汇处附近的压力、横跨血管的压降、以及它们的组合，控制系统可以估计和维持在目标血管或供体动脉或静脉中的期望的且
水平升高的的壁面剪应力。就本申请的目的而言，“目标脉管”、“目标血管”、“目标静脉”或“目标动脉”是指特定区段的动脉或静脉，当泵-管道组件被以导致总直径和管腔直径的持续增加的方式植入、构造和操作时，该特定区段的动脉和静脉旨在实现持续地增加的总直径和管腔直径。
[0022] 各种控制系统方法可用来自动地控制血液泵系统的操作。在一个实施例中，一种确定和控制血管中的壁面剪应力的方法包括：测量血液
粘度、测量血液泵系统或血管中的血液流量、以及测量血管的半径的步骤。这些步骤也包括：根据所测量的血液粘度、所测量的流量和血管的半径来确定血管中的壁面剪应力；将所确定的壁面剪应力与预定的参考值相比较；以及当所确定的壁面剪应力不逼近预定的参考值时调整血液泵速度。重复这些步骤，直到所确定的壁面剪应力逼近预定的参考值。
[0023] 在另一个实施例中，一种计算和控制血管中的壁面剪应力的方法包括：估计血液粘度、测量血液泵系统或血管中的血液流量、以及测量血管的半径的步骤。这些步骤也包括：根据所估计的血液粘度、所测量的血液流量和血管的半径来确定壁面剪应力；将所确定的壁面剪应力与预定的参考值相比较；以及当所确定的壁面剪应力不逼近预定的参考值时调整血液泵速度。重复这些步骤，直到所确定的壁面剪应力逼近预定的参考值。
[0024] 在一个实施例中，一种估计和控制血管中的壁面剪应力的方法包括以下步骤：估计血液粘度；测量选自电压、电流或泵速度的血液泵系统的至少一个马达状态变量；以及估计血液泵系统中的血液流量。这些步骤也包括：测量血管中的压力；根据所估计的血液流量和所测量的血管中的压力确定血管中的血管阻力；估计血管的半径。这些步骤还包括：根据所估计的血液粘度、所估计的血液流量和血管的半径确定壁面剪应力；将所确定的壁面剪应力与预定的参考值相比较；以及当所确定的壁面剪应力不逼近预定的参考值时调整泵速度。重复这些步骤，直到所确定的壁面剪应力逼近预定的参考值。
[0025] 在另一个实施例中，一种估计和控制使用血液泵系统的血管中的壁面剪应力的方法包括以下步骤：估计血液粘度；测量选自电压、电流或泵速度的血液泵系统的至少一个马达状态变量；以及估计血液泵系统中的血液流量和压头。这些步骤也包括：根据所估计的血液流量和所估计的压头计算血管的血管阻力；估计血管的半径；以及根据所估计的血液粘度、所估计的血液流量和血管的半径确定壁面剪应力。这些步骤还包括将所确定的壁面剪应力与预定的参考值相比较以及当所确定的壁面剪应力不逼近预定的参考值时调整泵速度。重复这些步骤，直到确定的壁面剪应力逼近预定的参考值。
[0026] 在一个实施例中，一种估计和控制使用血液泵系统的血管中的壁面剪应力的方法包括以下步骤：估计选自血液粘度、血液流量、血液泵系统中的压头和血管的半径中的至少一个要素；测量选自电压、电流和泵速度的血液泵系统中的至少一个马达状态变量；以及确定血管中的壁面剪应力。这些步骤也包括将所确定的壁面剪应力与预定的参考值相比较，以及当所确定的壁面剪应力不逼近预定的参考值时调整泵速度。重复这些步骤，直到所确定的壁面剪应力逼近预定的参考值。
[0027] 在又一个实施例中，一种用于在检测到血液泵系统的入口处出现塌缩时避免流体连接到血液泵系统的血管的塌缩的无传感器方法包括：测量血液泵马达电流以及连续地确定承傅立叶级数形式的血液泵马达电流的
光谱分析表示的步骤。这些步骤也包括：当傅立叶级数的二次谐波项的振幅超出参考值时提供检测指示；以及当傅立叶级数的二次谐波项的振幅超出参考值时递减泵速度。重复这些步骤，直到二次谐波项的振幅落到参考值以下。
[0028] 在各种其它实施例中，本文所公开的系统和方法可以编码在可由处理器执行的计算机可读介质上，并且由所述系统和方法使用的任何参考值或预定标准都可以存储在
数据库或其它合适的存储介质中。
附图说明
[0029] 图1是泵的等轴视图。
[0030] 图2是泵的分解等轴视图，示出了其包含在图1中标示的主体中的部件。
[0031] 图3A和3B分别是沿图1中的剖面线3-3截取的泵的部分和完整的剖视图。
[0032] 图4A和4B分别是沿图1中的剖面线4-4截取的泵的部分和完整的剖视图。
[0033] 图5A-B是图3B和4B的枢转轴线区域的放大视图。
[0034] 图6A-B分别是叶轮枢轴的俯视和仰视等轴视图。
[0035] 图7A-B分别是叶轮枢轴的俯视和仰视等轴视图。
[0036] 图8A-B是叶轮枢轴的实施例的侧视图。
[0037] 图9A-B分别是在叶轮枢轴的任一端上使用以
支撑和允许叶轮枢轴的旋转的代表性支承销的相对的端视图。
[0038] 图10是顶部支承销的实施例的视图。
[0039] 图11A-B是代表性支承销的实施例的侧视图。
[0040] 图12是代表性支承销组件的纵剖视图。
[0041] 图13是入口盖和叶轮壳体的平面图。
[0042] 图14-16分别是沿图13中的剖面线14-14、15-15和16-16截取的剖视图。
[0043] 图17是叶轮室入口孔口的等轴局部剖视图。
[0044] 图18A和18B分别是限定入口通道的入口盖部分的平面图及其端视图。
[0045] 图19A和19B是与图18A和18B相同的相应的视图，只不过是另一个实施例的。
[0046] 图20A和20B是与图18A和18B相同的相应的视图，只不过是另一个实施例的。
[0047] 图21-23是与图18A相同的相应的视图，只不过是三个其它实施例的。
[0048] 图24A和24B分别是类似于图21中描述的那样的入口盖和入口通道的另一个实施例的平面正视图和侧视图，但还包括弓形的楔形部分。
[0049] 图25是泵的等轴视图，其中顶部叶轮壳体被移除以显示出占据叶轮室的叶轮。
[0050] 图26是根据一个实施例的血液泵系统的立体图。
[0051] 图27A-27D是根据一个实施例的泵和管道之间的连接的立体图。
[0052] 图28A和28B是根据一个实施例的泵和管道之间的连接的立体图。
[0053] 图29A和29B是根据一个实施例的泵和包括侧端口的管道之间的连接的立体图。
[0054] 图30A和30B是根据一个实施例的泵和包括隔膜的管道之间的连接的立体图。
[0055] 图31是根据一个实施例的流出管道的远端部分的视图。
[0056] 图32A和32B是根据一个实施例的流入管道的血管内部分的视图。
[0057] 图33是根据一个实施例的泵系统的示意图。
[0058] 图34是根据另一个实施例的泵系统的示意图。
[0059] 图35是根据一个实施例的控制系统的示意图。
[0060] 图36A-36D是根据各种实施例的控制系统方法的
流程图。
[0061] 图36E是根据一个实施例的泵系统的体外模型的吻合处压力与血液流量的图线。
[0062] 图36F–36H是根据各种实施例的控制系统方法的流程图。
[0063] 图37是根据一个实施例的施加到患者的循环系统的泵系统的示意图。
[0064] 图38是根据第二实施例的施加到患者的循环系统的泵系统的示意图。
[0065] 图39是根据第三实施例的施加到患者的循环系统的系统的示意图，该系统没有泵。
[0066] 图40是根据第四实施例的施加到患者的循环系统的泵系统的示意图。
[0067] 图41是在近端区段和远端区段之间的交汇处的纵向剖视图。
[0068] 图42是医疗套件的平面图。
[0069] 图43是根据流出压力来控制的泵系统的示意图。
具体实施方式
[0070] 本申请的系统和部件涉及血液泵系统。更具体而言，在各种实施例中，本申请涉及血液泵，该血液泵被设计和尺寸设定成将血液排放到目标血管中或从目标血管抽出血液，其方式和时段使得目标血管(静脉或动脉)的直径持续地增加。甚至更具体地，本申请涉及旋转式血液泵系统，其被构造成在静脉或动脉的所选区段中、在足以持续地增加静脉或动脉的所选区段的总直径和管腔直径的时段内持续地增加平均和/或峰值血液速度以及平均和/或峰值壁面剪应力。当用来描述动脉或静脉的总直径和管腔直径中的扩张或增加时，术语“持续增加”或“持续扩张”在本文中用来表示：即使泵被关闭，仍然可以展示出与在血液泵送期之前的血管的总直径或管腔直径相比血管的总直径或管腔直径是增加的。也就是说，血管的总直径或管腔直径已变得更大，而与由泵产生的压力无关。血液泵系统可以因此用于某些患者，包括需要用于血液透析的血管进入部位的CKD患者。血液泵系统可包括旋转式血液泵、一个或多个输血管道、控制系统和电源。血液泵系统从血管系统中的一个位置抽出血液并且将血液排放到血管系统中的另一个位置。在操作期间，这样的血液泵系统可以将目标血管中的平均和/或峰值血液速度和平均和/或峰值WSS持续地增加至足以持续地增加该目标血管的总直径和管腔直径的水平并维持足够的时间。该系统在如下构型中起作用：其中血液被从目标血管抽出的构型中或在其中血液被排放到目标血管中。此外，该系统可以同时用来增加供体血管和受体血管的尺寸。
[0071] 可选的输血管道可包括用于将血液从血管系统中的某位置(例如，供体静脉、供体动脉或右
心房)向血液泵输送血液的流入管道和用于将血液从血液泵输送到血管系统中的某位置(例如，受体外周静脉或动脉、或诸如右心房的受体位置)的流出管道。血液泵系统也包括控制系统。一种优选的控制系统被设计成收集关于血液泵系统的操作参数和性能以及血管系统中的变化(例如，供体动脉、供体静脉、患者的受体动脉或受体静脉的直径变化)的信息。血液泵系统主要被构造成泵送使得在血管区段(“目标血管”或“目标脉管”)内实现期望的平均和/或峰值壁面剪应力(WSS)的足够量的血液，且持续足够的时段，使得该血管区段的永久的或持续的总直径和管腔直径增加。可以使用所测量的、所估计的或假设的血管直径和通过血液泵系统的所测量的、所估计的或假设的平均血液流量来计算平均WSS。
[0072] 血管的直径可以通过测量血管的中心内的空隙的直径来确定。就本申请的目的而言，这种测量值被称为“管腔直径”。血管的直径可以通过以包括血管的中心内的空隙和血管的壁的方式测量来确定。就本申请的目的而言，这种测量值被称为“总直径”。本发明涉及通过使血液(优选地以低的搏动性)移入外周受体静脉中，从而增加外周受体静脉中的血液的速度并增加外周受体静脉的内皮上的WSS，由此同时且持续地增加外周静脉的总直径和管腔直径。描述了系统和方法，其中外周受体静脉中的血液速度和外周受体静脉的内皮上的WSS通过使用泵来增加。还描述了抽出或“拉动”血液使得供体血管(动脉或静脉)中的血液的速度和WSS增加的系统和方法。优选地，泵将血液主动地排放到外周受体静脉中，其中所泵送的血液具有减小的搏动性，例如当脉压低于外周动脉中的血液时。
[0073] 为了开始对系统10的血液泵25的详细讨论，参照图1，该图是血液泵25的等轴视图。在一个实施例中，血液泵25为具有磁力
驱动器的小型化的
离心泵，其中泵的叶轮由旋转
磁场旋转地驱动。例如，可通过以特定顺序激励多个电磁体来产生旋转磁场。在另一示例中，可通过旋转多个永久磁体或受激励的电磁体来产生旋转磁场。泵的直径可以约等于与例如25美分、0.5美元类似的硬币或更大的硬币的直径。如图1所示，血液泵25包括主体105、入口110、出口115和电缆线120。电缆线120将血液泵25连接到控制系统14的控制装置21和电源。电源可以是控制装置21的一部分或为单独的部分。电缆线允许在控制装置21和血液泵25的马达之间进行通信。电缆线也可用来从电源向马达或泵传输功率。更具体地讲，电缆线120将主体105内部的磁力驱动器的电气部件连接到电源(例如，电池)。
[0074] 入口110能够经由联接构型(例如，带倒钩的端部、
法兰和
锁定箍)流体联接到流入管道20。入口110提供进入泵叶轮的吸入区域(即中心)的流体通路。叶轮的吸入区域可具有各种构造，只要血液以大于吸入的速度在出口之外被接收。出口115能够经由类似于入口的联接构型(例如，带倒钩的端部、法兰和锁定箍)流体联接到流出管道30。出口115提供自泵叶轮的出口区域(即，周边)起的流体通路。
[0075] 如图2所示，该图是
血泵25的分解等轴视图，示出了血液泵包含在图1标示的主体105中的部件，其中，血液泵25包括入口盖125、顶部支承销130、顶部叶轮壳体135、叶轮140、叶轮枢轴145、磁体组件150、磁体封罩155、底部支承销160、底部叶轮壳体165、电线圈组件170和线圈组件封罩盖175。入口盖125和顶部叶轮壳体135各自包括入口110的大约一半。
[0076] 如图3A和图3B所示，该图分别是血液泵25沿图1的剖面线3-3截取的部分和完整的剖视图，其中，结合图2所提及的部件大体上夹在一起以形成泵。例如，如从图2-3A可以理解的，入口盖125和顶部叶轮壳体135分别包括顶部水平延伸的入口部分110A和底部水平延伸的入口部分110B。通常，入口和出口相对且位于不同的平面中。当入口盖125和顶部叶轮壳体135被夹在一起时，它们限定出通过入口110通向叶轮入口孔口185的入口流体通道180。入口盖125和顶部叶轮壳体135分别限定通道180的大约顶半部和底半部。密封凹槽190形成在顶部叶轮壳体135中邻近通道180的边界处，并且适于接纳弹性流体密封构件，以便在入口盖125和顶部叶轮壳体135之间形成不透流体的密封。
[0077] 图4A和图4B分别是沿图1中的剖面线4-4截取的血液泵25的部分和完整的剖视图。如从图2、图4A和图4B可以理解的，顶部叶轮壳体135和底部叶轮壳体165分别包括顶部水平延伸的出口部分115A和底部水平延伸的出口部分115B。当顶部叶轮壳体135和底部叶轮壳体165被夹在一起时，它们限定出从叶轮室205通向出口115的出口流体通道200(即，涡壳)。顶部叶轮壳体135和底部叶轮壳体165分别限定通道200的大约顶半部和底半部。密封凹槽211形成在底部叶轮壳体165中邻近通道200和叶轮室205的边界处，并且适于接纳弹性流体密封构件，以便在顶部叶轮壳体135和底部叶轮壳体165之间形成不透流体的密封。
[0078] 如图2-4B中所指出的，磁体150是呈环或盘状形式的多个磁体。磁体150位于磁体封罩155的空间中和叶轮140的空间中。磁体封罩被接纳在叶轮中。磁体封罩155和叶轮140分别形成磁体150所处的空间的底部部分和顶部部分。磁体封罩、磁体和叶轮在联接在一起，成为固定的一体化组件，该固定的一体化组件作为单元在叶轮室205内旋转。可以使用引起叶轮旋转的替代构造。
[0079] 如图2-4B所示，电线圈组件170是在下部叶轮壳体布置成圆形构型且可选地由支撑盘215封端的多个电线圈210。电线圈组件170被固定在线圈室220内，线圈室220被限定在底部叶轮壳体165中且由线圈封罩盖175封端。内部
底板结构225将叶轮室205与线圈室220分开。电缆120(参见图1)延伸穿过底部叶轮壳体165中的通路230至线圈室220和线圈210。经由电缆线120供应至线圈210的
电能产生旋转磁场，该磁场作用于磁体
150，以引起磁体和联接到磁体的叶轮140旋转。叶轮旋转引起叶轮叶片235作用于叶轮室中存在的流体(例如，血液)，导致力矩被即刻传递到随着出口流体通道200中压力增加而恢复的流体。流体因此在低压下被吸入入口110中并且在更高压力下从出口115排放。
[0080] 如图3A-4B所示，叶轮140、磁体150和封罩155的枢转轴线为叶轮枢轴145。如图5A-B中所示，叶轮枢轴145经由顶部支承销130和底部支承销160被枢转地支撑(即，除了绕单个轴线旋转之外，所有
自由度被限制)。顶部支承销130被接纳和固定在入口盖125中的圆柱形凹部240中，而底部支承销160被接纳和固定在底部叶轮壳体165中的圆柱形凹部245中。叶轮枢轴145延伸穿过且固定到叶轮140中的中心圆柱形开口250。
[0081] 在叶轮组件的一个实施例中，叶轮枢轴145、顶部支承销130和底部支承销160由诸如 AD-998的高纯度
铝形成。在叶轮组件的另一个实施例中，叶轮枢轴145、顶部支承销130和底部支承销160由诸如 WG-300的
碳化硅韧化的
氧化铝形成。在这两个实施例中，考虑到由流体静力和冲击荷载产生的峰值推力荷载，叶轮枢轴145、顶部支承销130和底部支承销160的尺寸被设计成将接触应力限制在高纯度氧化铝或碳化硅韧化的氧化铝的容许水平内。在叶轮组件的另一个实施例中，叶轮枢轴145由诸如WG-300的碳化硅韧化的氧化铝或由诸如 AD-998的高纯度氧化
铝形成，而顶部支承销130、底部支承销160或它们两者由超高分子量聚乙烯形成。另外，叶轮组件的每个部件的几何形状已选择成限制疲劳和磨损，以便满足系统10的安全性和耐久性要求。
[0082] 如图6A-7B所示，叶轮枢轴包括上部半球形凸型支承表面255和底部半球形凸型支承表面260。如图6A、图6B和图8A中所指出的，叶轮枢轴的一个实施例具有大约10.15mm加减0.05mm的总长度L1和大约2mm加减大约0.01mm)的枢轴直径D1。上支承表面255具有大约0.61mm加减0.02mm的半径R1，并且延伸经过相邻的唇缘265大约0.55mm加减0.02mm的长度L2。下支承表面260具有大约0.31mm加减0.02mm的半径R2，并且延伸经过相邻的唇缘265大约0.55mm加减0.02mm的长度L21。类似地，如图7A、图7B和图8B中所指出的，叶轮枢轴145的替代实施例具有大约10.15mm加减0.05mm的总长度L1和大约
2mm加减大约0.01mm的枢轴直径D1。上支承表面255具有大约0.31mm加减0.02mm的半径R1，并且延伸经过相邻的唇缘265大约0.55mm加减0.02mm的长度L2。下支承表面260具有大约0.31mm加减0.02mm的半径R2，并且延伸经过相邻的唇缘265大约0.55mm加减
0.02mm的长度L21。根据泵的大小和性能要求，可以使用其它大小和尺寸。这些大小使得所得的泵可以在患者体内使用以增加血管的直径。
[0083] 如从图5A和图5B可以理解的，上部支承销130和底部支承销160大体上具有相同的构型，但相反地朝向。如图9A-B中所描绘的，顶部支承销130和底部支承销160具有在一端上的茶杯形或半球形凹型支承表面270和在相对端上的大体平坦的表面275。类似地，图10描绘了顶部支承销130的特定实施例，顶部支承销130具有在一端上的茶杯形或半球形凹型支承表面270和在相对端上的大体平坦的表面275。在该实施例中，顶部支承销130的半球形凹型支承表面270具有比底部支承销160上的凹型支承表面更大的半径。
[0084] 如图11A所示，支承销130、160的一个实施例具有大约7.5mm加减0.1mm的总长度L3、大约2mm加减0.01mm的最小枢轴直径D2、以及在支承表面270的边缘处的大约0.6mm的半径。在支承销130、160的非支承端275附近，凹槽280围绕销周向延伸，以提供用于将支承销在血液泵25内结合就位的机械互锁。类似地，如图11B所示，支承销130、160的替代实施例具有大约7.5mm加减0.1mm的总长度L3、大约3mm加减0.01mm的最小枢轴直径D2、以及在平面端275附近的边缘处的大约0.2mm的半径。在支承销130、160的非支承端附近，存在围绕枢轴周向延伸的凹槽280，用来提供用于将支承销结合就位的机械互锁。根据泵的大小、支承销的材料和作用在支承销上的力，可以使用其它大小和尺寸。
[0085] 如从图3B、图4B和图5A-11B可以理解的，叶轮枢轴145的凸型上支承表面255被抵靠顶部支承销130的凹型支承表面270可旋转地接纳，并且叶轮枢轴145的凸型下支承表面260被抵靠底部支承销160的凹型支承表面270可旋转地接纳。因此，叶轮枢轴145的凸型支承端255、260分别由顶部支承销130和底部支承销160的互补的凹型支承表面270可枢转地支撑。因此，叶轮组件可以在叶轮枢轴145上、在叶轮室205中自由旋转，叶轮枢轴145以通常称为“双销支承”构型与支承销130和160端对端地支撑。
[0086] 在叶轮组件的又一个实施例中，叶轮组件是叶轮轴145、顶部支承销130和底部支承销160的复合物。该复合设计在机加工的支承部件的简单性、公差和成本方面是有益的。所有这些构造都设计成允许马达以连续状态工作大约1天至1-12周或更长，而不出现故障。
[0087] 如图12所示，叶轮轴145包括叶轮枢轴主体146和两个叶轮枢轴
插件147。叶轮枢轴主体146包括诸如不锈
钢的可机加工金属，并且叶轮枢轴插件147包括诸如CoorsTek AD-998的高纯度氧化铝或诸如Greenleaf WG-300的碳化硅韧化的氧化铝。叶轮枢轴插件147通过
粘合剂和/或
过盈配合固结到叶轮枢轴主体146。可选地，室146A可由粘合剂或抗压缩的其它
灌封材料填充。上述复合构型和材料可应用于顶部支承销130和底部支承销
160两者的实施例，其中销插件148接合叶轮枢轴插件147。可选地，用于每个支承销130和160的室148A可由粘合剂或抗压缩的其它灌封材料填充。
[0088] 入口盖125和其入口通道180可具有多种构型，视血液泵25的实施例而定。例如，图2中描绘的入口盖125示出为与顶部叶轮壳体135大体上共同延伸。在其它实施例中，入口盖125可以显著地小于顶部叶轮壳体135且不与其共同延伸，如图13-15中所描绘的，这些图是入口盖和叶轮壳体的视图。
[0089] 如图14-16所示，这些图是沿图13中的剖面线14-14、15-15和16-16截取的横截面图，其中入口110是具有部分110A和110B的两件式构造，部分110A和110B各自形成入口110的大约一半并且分别是入口盖125和顶部叶轮壳体135的一部分。每个部分110A和110B中形成有入口通道180的大约一半。如图14所示，入口通道180初始地具有大约4mm的圆直径D5。如图15中所指出的，入口通道180从圆形横截面转变到大体上矩形的横截面，该矩形横截面具有大约8.4mm的宽度W5和大约1.5mm的高度H5。同样，随着尺寸变化，所列举的测量值也将变化。
[0090] 如图16所描绘的，入口通道180围绕叶轮室入口孔口185，叶轮室入口孔口185围绕顶部支承145延伸，顶部支承145接纳在入口盖125中且固结到入口盖125。如图17所示，该图为叶轮室入口孔口185的等轴局部剖视图，其中，叶轮室入口孔口185在叶轮140的吸入区域300附近通向叶轮室205。叶轮枢轴145的上支承端向上延伸穿过孔口185，以与支撑在入口盖125中的顶部支承销130枢转地相交接。叶轮叶片235从叶轮140的吸入区域300径向向
外延伸。
[0091] 如图18A和图18B所描绘的，这些图分别为限定入口通道180的入口盖部分110A的平面图和其端视图，其中，在一个实施例中，入口通道180可被说成是具有椭圆构型。具体而言，圆柱形通道部分180A在部分180C中转变为椭圆形通道部分180B。支撑顶部支承销130的圆柱形岛状部分或座圈305大体上居中于椭圆形通道部分180B中并且包括接纳顶部支承销130的圆柱形孔240，这类似于图17中所示那样。在一个实施例中，圆柱形通道部分180A具有大约4mm的直径D6。椭圆形通道部分180B具有大约12.4mm的宽度W6。在座圈305的壁和限定出椭圆形通道部分180B的壁的远端之间的远端距离W7为大约1.5mm。在其它实施例中，圆柱形通道部分180A具有大约5mm或6mm的直径D6。
[0092] 如图19A和图19B所描绘的，这些图为与图18A和图18B相同的相应的视图，只不过是另一个实施例，其中，入口通道180可被说成是具有圆形构型。具体而言，圆柱形通道部分180A在部分180C中转变为圆形通道部分180B。支撑顶部支承销130的圆柱形岛状部分或座圈305大体上居中于圆形通道部分180B中并且包括接纳顶部支承销130的圆柱形孔240，类似于图17中所示那样。在一个实施例中，圆柱形通道部分180A具有大约3.5mm至4.5mm、优选4mm的直径D9。圆形通道部分180B具有大约11.5mm至13mm、优选12.4mm的宽度W9。在座圈305的壁和限定圆形通道部分180B的壁的远端之间的远端距离W10为大约3.5mm至4.5mm，优选4.2mm。在其它实施例中，圆柱形通道部分180A具有大约5mm或6mm的直径D6。
[0093] 如图20A和图20B所描述的，这些图为与图18A和图18B相同的相应的视图，只不过是另一个实施例，其中，入口通道180可被说成是具有复杂的弓形构型。具体而言，圆柱形通道部分180A在部分180C中转变为复杂的弓形通道部分180B。支撑顶部支承销130的圆柱形岛状部分或座圈305大体上居中于复杂的弓形通道部分180B中，并且包括接纳顶部支承销130的圆柱形孔240，类似于图17中所示那样。在一个实施例中，圆柱形通道部分180A具有大约4mm的直径D12。复杂的弓形通道部分180B具有大约8.4mm的宽度W13。在座圈305的壁和限定复杂的弓形通道部分180B的壁的远端凸圆307之间的远端距离W14为大约1.75mm。在座圈305的壁和限定复杂的弓形通道部分180B的壁的远端凹缝310之间的远端距离W15为大约0.5mm至1.5mm，优选1mm。在其它实施例中，圆柱形通道部分180A具有大约5mm或6mm的直径D6。
[0094] 如图21-23所描绘的，这些图为与图18A相同的视图，只不过是其它实施例，其中，入口通道180可被说成是具有泪滴形构型。具体而言，圆柱形通道部分180A转变为泪滴形通道部分180B。支撑顶部支承销130的圆柱形岛状部分或座圈305大体上居中于泪滴形通道部分180B中并且包括接纳顶部支承销130的圆柱形孔240，类似于图17中所示那样。在一个实施例中，圆柱形通道部分180A具有大约4mm的直径D15。泪滴形通道部分180B具有大约8mm的宽度W20。座圈305具有4mm的直径D16。在泪滴形部分180B和圆柱形部分
180A之间的通道180的过渡区域180C具有以大约以8度的角度AN1彼此分开的壁。在其它实施例中，圆柱形通道部分180A具有大约5mm或6mm的直径D6。
[0095] 对于图21的实施例来说，在座圈305的壁和限定泪滴形通道部分180B的壁的远端之间的远端距离W21为大约2mm。对于图22的实施例来说，在座圈305的壁和限定泪滴形通道部分180B的壁的远端之间的远端距离W21为大约1mm。对于图23的实施例来说，在座圈305的壁和限定泪滴形通道部分180B的壁的远端之间的远端距离W21为大约0mm，因为座圈与限定泪滴形通道部分的壁的远端相交。
[0096] 如图24A和图24B所示，这些图分别为类似于图21中所描述的入口盖110和入口通道180的另一个实施例的平面图和侧视图，其中，弓形楔部分320可以在泪滴形通道部分180B的远端壁至座圈305的远侧之间延伸。在这样的实施例中，圆柱形岛状部分或座圈305大体上居中于泪滴形通道部分180B中并且包括接纳顶部支承销130的圆柱形孔240，类似于图17中所示那样。在一个实施例中，图24A和图24B中描绘的实施例的尺寸构型与结合图21讨论的基本上相同，显著的差异是存在弓形楔部分320。如从图24A和图24B可以理解的，楔部分320的壁为弓形的，以从泪滴形通道部分180B的顶和相邻的壁平滑地弯曲至座圈305的竖直延伸部。这样的楔部分320可以看到存在于图3A、图3B和图17描绘的实施例中，并且可以减小入口通道流动阻滞的区域，并且有利于流体通过叶轮室入口孔口185的切向流入。
[0097] 如图25所示，该图为血液泵25的等轴视图，其中顶部叶轮壳体被移除，以显示出占据叶轮室205的叶轮140，其中，出口流体通道200基本上切向于叶轮的外周边缘离开叶轮室。如在图3B、图4B、图17和图25中所指出的，多个内孔350(即，冲刷孔)绕叶轮枢轴中心孔250周向分布，并且内孔350大体上平行于中心孔250并且延伸穿过叶轮的整个厚度，至叶轮的顶部和底部边界两者上的开隙(daylight)。内孔350的底部开口位于底部轴承165和叶轮枢轴底部支承表面260之间的底部支承
接口(参见图8)附近。结果，流体可以流过内孔350以清洁底部支承接口。例如，流体可以流过叶轮室入口孔185，沿叶轮叶片235径向向外，通过叶轮下方的间隙，然后返回到叶轮室入口孔185的区域。血液的这种流动用来清洁叶轮的下侧、底部支承接口、上部支承接口和座圈305后方的区域。
[0098] 如从图3B、图5、图17和图25可以理解的，在一个实施例中，叶轮140在延伸穿过叶轮的中心的轴145上可旋转地支撑在叶轮室205中。轴具有上轴承端部和底部轴承端部，每个端部可旋转、可操作地联接到泵外壳。叶轮具有顶面、底面、以及从顶面延伸穿过叶轮到达底面的多个内孔350。多个内孔绕叶轮的中心大体上均匀地径向分布。此外，多个内孔大体上平行于彼此和轴地延伸穿过叶轮。入口通道180通向叶轮室的入口孔口185。入口通道大体上垂直于入口通道地通入叶轮室中。入口孔口在上轴承端部附近沿轴的外周表面的至少一部分延伸。入口孔口和孔在大体上平行于彼此的方向上开放。在泵的操作期间，被泵送通过叶轮室的血液的至少一部分经由内孔沿着叶轮的顶面和底面循环。因此，叶轮的内孔通过大体上保持血液沿叶轮的所有血液接触表面流动而消除了叶轮周围的流动死角。以此，内孔有助于防止血液在轴/叶轮相交处附近以及沿着叶轮的侧面和底面积聚。
[0099] 血液泵25的主体和叶轮、包括血液接触表面，由多种刚性的
生物相容性材料制成。一个选项包括塑料，更优选地是可注塑的塑料，例如PEEK。在各种实施例中，血液泵25的血液接触表面可包含Ti6Al4V、Ti6Al7Nb或其它市售的纯钛合金。在一个实施例中，将暴露于患者血液的泵部件表面可具有抗血栓形成剂涂层。例如，管腔表面可涂有 这是由BioInteractions Ltd.提供的肝素基抗血栓形成剂涂层、或由SurModics,Inc.提供TM的肝素涂层Applause 。
[0100] 在其它实施例中，与患者的组织接触的血液泵系统部件的表面可具有抗
微生物涂层。例如，合成管道16和18的外表面或者泵或电源线120(也被称为“引线”)的外表面可涂有 这是由BioInteractions Ltd提供的表面活性抗微生物涂层。
[0101] 在各种实施例中，血液泵25可以被植入患者体内。相反，在其它实施例中，血液泵25可以保持在患者的体外。例如，当位于患者体外时，可以使用条带、缝线或用于将泵固结到患者的其它合适的手段将血液泵25固定到患者。系统10可由具有可充电电池28的可佩戴电子器件供能，如图34所示。
[0102] 本文所公开的泵系统10的泵可以是旋转式泵，包括例如离心混流泵(centrifugal flow pump)、轴流泵、径流泵、或混流泵。如图1-15所示，在一个实施例中，泵为离心泵。无意具体限制，血液泵25可被构造成常规地泵送例如约0.05至1.0L/min、
0.2至1.5L、或0.5至3.0L/min。
[0103] 虽然以上结合图1-25所讨论的泵构型是有利的，但是其它泵构型也可以用于本文所公开的泵系统和方法。相应地，本文所公开的系统和方法不应局限于以上结合图1-25讨论的泵构型，而是应包括可适用于本文所公开的系统和方法的所有类型的泵。
[0104] 本文结合图1-25所公开的泵系统10的优选实施例满足本领域已知的任何血液泵系统不能满足的若干独特需求。具体而言，动静脉瘘管合格的(“AFE”)泵系统(“AFE系统”)可被构造用于最多12周的预期用途。此外，AFE泵系统可被构造为用于低流量(例如，50至1500mL/min)和中压范围(例如，25至350mmHg)的离心的旋转式血液泵系统。与AFE泵系统一起使用的控制方案可被优化，以维持直接地流体连接到血液泵系统的血液泵或管道的目标静脉中或流体连接到直接地流体连接到血液泵系统的血液泵或管道的静脉的目标静脉中的0.76–23Pa的稳定且升高的平均WSS。AFE泵系统被构造成利用对操作参数的感测和定期速度调整而操作一时段，使得目标静脉的总直径和管腔直径将持续地增加25%、50%或100%或以上。
[0105] 对于某些实施例来说，流入管道可以通过经皮入路放置，其中流入管道的一部分驻留在血管内位置中，并且流出管道可以通过适合1-6mm之间的初始静脉直径的外科手术方法放置。在此背景下，目标血管中升高的平均WSS是由将血液排放到目标血管中所导致。
[0106] 对于其它实施例来说，流出管道可以通过经皮入路放置，其中流出管道的一部分驻留在血管内位置中，并且流入管道可以通过适合1-6mm之间的初始静脉或动脉直径的外科手术方法放置。在此设定下，目标血管中升高的平均WSS是由从目标血管移除血液所导致。在某些设定下，WSS可以在其中血液被移除的血管和其中血液被排放入的血管两者中升高，使这两种血管都成为目标血管。泵系统10实现方便插入/移除和防感染两者的功能。泵系统10为移动系统，其具有适于被植入或体外放置的泵。在各种实施例中，泵系统10由具有可充电电池的可佩戴电子器件供能。
[0107] 泵系统10包括流入管道20和流出管道30，如图26所示。流入管道20被设置成与血管系统中的一个位置流体连通、从该位置抽出血液、以及将血液输送至血液泵25。在某些实施例中，流入管道20被构造用于将流入管道的至少一部分放置在血管系统的管腔内。在其它实施例中，流入管道20通过外科吻合术接合到血管。流出管道30被构造用于与血管系统中的另一个位置进行流体连通，并且将血液从血液泵25引导至血管系统中的其它位置。在某些实施例中，流出管道20被构造用于将流出管道的至少一部分放置在血管系统的管腔内。在其它实施例中，流出管道30通过外科吻合术接合到血管。
[0108] 管道20和30可各自具有在2cm和110cm之间的范围内的长度以及4cm至220cm的总体组合长度。每个管道20和30的长度可以被修整至期望长度，该期望长度由血液泵25的位置和管道与血管系统之间的连接的位置决定。管道20和30也具有薄但抗压缩且抗扭结的壁，该壁具有在0.5mm和4mm之间的厚度以及2mm和10mm之间的内径。优选地，管道的内径为4至6mm。
[0109] 流入管道20和流出管道30可以使用任何合适的连接器连接到血液泵25，该连接器耐用、防
泄漏并且不易出现意外分离。通常，连接器的前缘较薄，以便使管道20和30的内径与连接器的内径之间的流体路径直径中的阶跃变化最小化。优选地，流体路径直径中的阶跃变化应小于0.5mm。在一个实施例中，如图27A-27D所示，管道20和30使用倒钩配件400A和400B以及径向压缩型保持器(即，锁定箍)402A和402B连接到血液泵25。作为示例，而非限制，径向压缩型保持器402A和402B可以是由Saint-Gobain Performance Plastics制造的 保持器，该公司为总部在法国Courbevoie的Saint-GobainS.A.的分支。在另一个实施例中，管道20和30使用也由Saint-Gobain Performance Plastics制造的 无菌连接器连接到血液泵25。
[0110] 径向压缩型保持器402A和402B分别被置于流入管道20和流出管道30的近端404和406上。管道20和30接着被置于倒钩配件400A和400B上，以在管道和血液泵25之间形成流体连接。径向压缩型保持器402A和402B的夹头408A和408B被沿管道20和
30放置，以环绕管道与倒钩配件400A和400B。径向压缩型保持器402A和402B的外部
套管410A和410B接着沿保持器的纵向轴线移动，以压缩接合相应的夹头408A和408B、管道20和30、以及倒钩配件400A和400B。在一个实施例中，外部套管410A和410B由压缩工具移动，该工具被构造成接合外部套管以及倒钩配件400A和400B各自的支撑架412A和412B。
压缩工具也可被构造用以移除径向压缩型保持器402A和402B。
[0111] 在其它实施例中，可以使用替代连接器。优选地，该替代连接器耐用、防泄漏并且防意外脱位。例如，如图28A-B所示，管道20和30接合类似于倒钩配件400A和400B的倒钩配件，以在管道和血液泵25之间形成流体连接。管道20和30使用圆形夹414A和414B固定到倒钩配件，圆形夹414A和414B借助于该圆形夹的棘齿机构416A-416B向倒钩配件上的管道的部分施加径向
压缩力。圆形夹414A和414B提供防泄漏且耐用的连接，该连接可以用释放圆形夹的棘齿机构416A-416B的移除工具(未示出)来移除。
[0112] 在另一个实施例中，流入管道20和流出管道30包含侧端口，该侧端口提供到流体路径的受控通路。侧端口可以用来周期性地将
造影剂引入流体路径中，以便能够通过
荧光镜透视检查
可视化、获取血样、灌输药物或用于其它临床上有用的目的。允许定期进流入体路径并且在进入时不泄漏或改变流体流动路径的任何侧端口都是合适的。作为示例，而非限制，侧端口可以是包括止回
阀的“T”形端口配件，该止回阀在插入
注射器时打开，并且在移除注射器时关闭。如图29A-B所示，带有辅助配管420的“T”端口组件418与泵出口115和流出管道30流体连通。
[0113] 在另一个实施例中，用于流入管道20、流出管道30或两者的侧端口利用具有隔膜424的隔膜进入端口422，如图30A-B所示，合适的皮下针头可通过该端口插入以进入且然后移除，在此之后隔膜关闭，防止从管道损失流体。用于隔膜424的合适材料包括但不限于硅
树脂、聚氨酯和其它弹性体
聚合物。包括隔膜424的流入管道20和/或流出管道30的区段各自具有合适的厚度，以便在针头被移除时关闭皮下注射穿孔。如图30A-B所示，示出了隔膜进入端口422，其中隔膜424构成流出管道30的一部分。作为示例，而非限制，隔膜进入端口422可以在流出管道30的长度上延伸约1厘米。隔膜424可以通过任何合适的手段附接到流出管道30，包括但不限于粘附、热粘结、以及在管道配管的内层和外层之间的热粘结。
[0114] 在各种实施例中，管道20和30可由通常用来制造血液透析导管的材料构成，例如，聚氨酯、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂和聚四氟乙烯(PTFE)，并且包括 或在其它实施例中，管道可由通常用来制造血液透析移植物或合成外周旁路移植物的材料构成，例如膨体聚四氟乙烯(ePTFE)或涤纶。在另外的实施例中，管道可由聚氨酯、聚氯乙烯、聚乙烯、硅树脂、PTFE、
PC-3575、ePTFE或涤纶的组合制成。
[0115] 例如，流入管道20的整个长度可由聚氨酯构成。在另一个实施例中，如图31所示，流出管道30的构造成与血液泵25进行流体连通的区段500由聚氨酯构成，而流出管道的构造成与血管系统进行流体连通的区段502由ePTFE构成。
[0116] 作为示例，而非限制，并且如图41所示，该图为近端区段500和远端区段502之间的交汇处的纵向剖视图，其中，在
制造过程期间，通过将来自远端区段的ePTFE的一个或多个层502A放置在来自近端区段的聚氨酯的层500A之间，而将流出管道30的近端区段500接合到流出管道的远端区段502。然后，将聚氨酯和ePTFE的重叠层
热层合，以将近端区段500和远端区段502结合在一起。
[0117] 在另一示例中，在热层合管道之前，在区段502的ePTFE重叠部段内制作一个或多个孔。当流出管道30被加热至足以熔融聚氨酯而不熔融ePTFE的
温度(例如，200°F至500°F)时，
熔化的聚氨酯填入形成于ePTFE区段502中的孔内且随后冷却在该孔内。区段500的聚氨酯内层和外层在孔内接合，以将两个区段500和502机械接合在一起，并且将聚氨酯内层和外层机械接合在重叠的区段中。
[0118] 制造成ePTFE层502A夹在聚氨酯层500A之间的流出管道30的实施例是有利的，因为ePTFE层502A可以使用标准技术容易地缝合到血管。这种情况也适合于如上文结合图41所讨论那样制造的流入管道20。
[0119] 如图42所示，该图为医疗套件1000的平面图，其中，血液泵25、流入管道20、流出管道30、控制装置21和电源线120可以设置在
无菌包装1005中，该包装带有关于如何将泵系统组装和植入患者体内的
说明书1010。医疗套件1000也可包括倒钩配件400A和400B以及径向压缩型保持器402A和402B。在一个实施例中，一个或两个管道20、30如上文结合图41所述那样被制造并且与血液泵25一起被封闭在无菌包装1005内。医疗套件1000至少包括用于排放或移除血液的系统和用于植入和使用的说明书。
[0120] 在一个实施例中，血液泵25的操作通过相应地读取流出压力并调整泵速度而经由泵控制系统14的控制单元21来控制。例如，如图43所描绘的，该图为根据流出压力控制的泵系统10的示意图，其中流出
压力传感器1050可以可操作地联接到血液泵25的出口115或者更下游处，例如，沿流出管道30的长度的某个位置处。处理器24可以将来自流出压力传感器1050的压力读数与存储在存储器27中的目标流出压力的范围相比较。处理器然后将相应地调整泵驱动器170的速度以使来自流出压力传感器1050的压力读数在存储在存储器中的目标流出压力的范围内。
[0121] 在一个实施例中，控制系统14也包括流入压力传感器1060，该传感器可以可操作地联接到血液泵25的入口110或更上游处，例如，沿流入管道20的长度的某个位置处。处理器24可以读取来自流出压力传感器1050的压力读数和来自流入压力传感器1060的压力读数两者，并且计算压差。然后，可以将该压差与存储在存储器1055中的目标压差的范围相比较。处理器接着将调整泵驱动器170的速度，以使所计算的压差在存储在存储器中的目标压差的范围内。
[0122] 在其它实施例中，流入管道20和流出管道30可以是任何材料或材料组合，只要管道20和30呈现出所需的特性，例如柔韧性、无菌性、抗扭结和抗压缩，并且可以通过吻合连接到血管或根据需要插入血管的管腔内。此外，管道20和30优选地根据需要呈现出皮下TM隧穿所需的特性，例如，包括润滑性外表面涂层，比如Harmony 高级润滑涂层。
[0123] 作为另一示例，流入管道20和流出管道30可具有由与内层不同的材料构成的外层。流入管道20和流出管道30的外层的全部或一部分也可以涂有
润滑剂，例如硅或亲水性涂层，以辅助皮下隧穿和从身体移除，并且减轻对乳胶的可能的过敏反应。在某些实施例中，流入管道20和流出管道30的外层的表面的至少一部分可具有抗微生物涂层。在其它实施例中，血液泵25或电源线120的表面的至少一部分可具有抗微生物涂层。例如，可以TM使用Avert 表面活性抗微生物涂层。在某些实施例中，流入管道和流出管道的外层的表面的一部分可包括抗感染且促进组织并入的材料，例如，涤纶丝绒、聚酯丝绒或硅树脂。一种这样的材料是由Vitaphore Corp提供的 抗微生物封套。VitaCuff封套由两个同心材料层构成。内层由医用级硅树脂构成。外部组织交接层包括胶原基质，其具有可归因于键合到胶原的
银离子的抗微生物活性。在某些实施例中，该材料吸收生理流体，迅速膨胀，并且帮助在出口部位处提供物理屏障。发生组织内生，从而将管道进一步固定就位，并且减少管道移动，以减少出口部位感染的发生率。
[0124] 在某些实施例中，流入管道20和流出管道30的血液接触管腔表面的至少一部分可涂有抗血栓形成剂或材料。类似地，血液泵25的血液接触表面的至少一部分可涂有抗血栓形成剂或材料。例如，该表面可以涂有来自SurModics,Inc.的 或来自BioInteractions Ltd.的 涂层，这些涂层均为含肝素的亲水性共聚物涂层。
[0125] 在某些实施例中，流入管道20和流出管道30的至少一部分优先地被增强以抵抗扭结和压缩。例如，管道20和30可以用镍钛诺或另一种形状
记忆合金或者自膨胀或径向膨胀材料来增强。优选地，一层编织镍钛诺被缠绕在管道20和30中的每一个的至少一部分周围或者并入管道的壁中。在一个实施例中，流入管道20由并入管道的壁中的编织镍钛诺增强。在另一个实施例中，流入管道可由并入管道20和30的壁中的编织
不锈钢增强。或者，镍钛诺或PTFE的线圈可以被缠绕在管道20和30的部分周围或并入其中。例如，如图31所示，流出管道30的远端区段502具有围绕形成管道的壁514的ePTFE管道而并入的PTFE线圈504。在其它实施例中，镍钛诺的线圈可以被缠绕在管道20和30的部分周围或并入其中。
[0126] 通常以
像素/英寸(“PPI”)为单位测量的并入到流入管道20和流出管道30两者中的编织的镍钛诺的编织
密度典型地在约10和200之间，并且优选地在约20和约60之间。在各种实施例中，编织密度可以沿流入管道20和流出管道30的长度变化。例如，编织密度可以在与血液泵25相邻的管道20和30的部分中较大，以便维持管道的更大
刚度并且使吸入期间外部管道压缩或管道塌缩的
风险最小化，同时在管道的不同区段中赋予更大柔韧性。
[0127] 在一个实施例中，如图32A-32B所示，流入管道20的血管内部分506借助于多个侧孔508开窗。这些侧孔促进血液流入，并且降低在管道顶端部分堵塞的情况中通过端孔抽吸静脉或右心房壁的风险。优选地，侧孔508为圆形的并且直径在从0.5mm至1.5mm的范围内。然而，在其它实施例中，侧孔508可以是椭圆形的或适合血液的血管内抽吸的任何其它形状和大小。
[0128] 如图31和图32A-32B所示，流入管道20的远端506和流出管道30的远端510可以被切割和倒棱成10°和80°之间的角度。在某些实施例中，倒棱降低了在血液抽吸期间在管道的顶端部分堵塞的情况中通过端孔抽吸静脉或右心房壁的风险。在其它实施例中，在管道在吻合连接中接合血管系统时，倒棱增加了管道的面积。优选地，但非限制地，远端506和510被倒棱成45°。流入管道20和流出管道30被调整以方便插入、皮下隧穿和移除，同时也提供对感染和血栓形成的抵抗性。
[0129] 在一个实施例中，流入管道20的一部分可以被插入血管的管腔中并且使用经皮入路或开放式手术方法推进至所需位置。为了辅助
定位流入管道20和流出管道30，管道可具有嵌入流入和流出管道各自的壁512和514内的射线不可透的标记物带或其它射线不可透材料，该材料在荧光透视下是可见的。例如，流入管道20和流出管道30的部分可由用
硫酸钡盐包埋的 PC-3575聚氨酯构成。在其它实施例中，构造用以插入血管系统的管腔内的流入管道20和流出管道30的部分可具有自膨胀或径向膨胀(例如，可通过并入镍钛诺实现)的壁，使得流入管道20和流出管道30的血管内部分的直径将匹配在该位置处血管系统的直径，例如， 混合血管移植物（Hybrid Vascular Graft）的自膨胀段所看到那样。
[0130] 在包括图37中所示实施例的各种实施例中，流入管道20和流出管道30可使用外科吻合术、以延伸或分开(running or divided)方式使用缝线(此后描述为“吻合连接”)附接到血管。吻合连接也可利用外科夹和制作吻合的其它标准方式制作。例如，吻合连接可以制作在流出管道30的ePTFE远端区段502和血管之间。
[0131] 在其中制作有吻合连接的某些实施例中，流出管道30固定到具有在1mm和20mm之间的初始直径的血管、且优选地是具有在1mm和6mm之间的初始直径的血管。
[0132] 相反，在图32A-B和图37-40中所示的其它实施例中，流入管道20和流出管道30的部分被置于血管或右心房内。例如，流入管道20的远端506可被定位在右心房或上腔静脉内。如图32A-32B所示，当远端506已被放置在血管内时，侧孔508辅助血液的抽吸或排放。
[0133] 在各种其它实施例中，流入管道20和流出管道30中的至少一个可以适合与血液透析机一起使用。例如，使用血液泵系统10的患者也可能需要接受血液透析治疗。在该示例中，血液可以从血液泵系统被抽出，通过血液透析机，并且然后被排回到血液泵系统中以便输送回血管系统中，从而消除了在患者体内形成额外的血管进入部位的需求。
[0134] 如图35所示，控制系统14的一个实施例包括具有至少一个处理器24和存储器27的控制装置21，用于将功率输送到泵以及从血液泵25接收信息，由此使用该信息来设置和控制泵速度并估计通过泵系统的流体的流量。处理器24被构造成读取、处理和执行编码在计算机可读介质上的系统、方法和指令。控制系统14接着使用所测量或所估计的血管直径和所测量或所估计的泵系统的平均流量来估计目标血管中的壁面剪应力。控制装置也包括可选地具有电池28的电源26。
[0135] 在一个实施例中，控制系统14接收来自一个或多个传感器122的传感器反馈。多种合适的传感器中的任一种可用来检测血液、血液泵15、血液泵系统10、和/或目标血管的物理量中的各种变化中的任一种。传感器122生成指示待分析和/或处理的变化的
信号。基本上，传感器122监测血液泵系统10、流过系统的血液和目标血管的多种性质上的变化，这种变化可被处理和与期望的参考值或预定标准相比较。期望的参考值或预定标准可以被存储在数据库或其它合适介质中。
[0136] 在各种实施例中，一个或多个传感器122可与血液泵25、流入管道20、流出管道30、供体血管或位置、或者受体血管或位置相连通。在各种实施例中，控制系统14或其部分可以内部定位在血液泵25的外壳或壳体内。例如，传感器122中的一个或多个可以位于血液泵25的入口110或出口115中。在其它实施例中，控制系统14可以在泵的外部。
[0137] 壁面剪应力可用作变量，以将泵系统10的操作构造成导致目标血管的总直径和管腔直径的增加或目标血管的长度的增加。
[0138] 假设在具有圆形横截面的血管的管腔中的哈根-泊肃叶血流(即，具有充分发展的抛物线速度分布的
层流)，则可以使用下式确定WSS：
[0139] WSS(Pa)=4Qμ/πR3 [式1]
[0140] 其中：
[0141] Q=流量(m3/s)
[0142] μ=血液的粘度(Pa/s)
[0143] R=血管的半径(m)
[0144] 壁面剪应力控制方法#1：手动
[0145] 目标血管中的平均和/或峰值WSS可通过调整泵速度来控制，泵速度影响通过泵-
管道系统和血液流量并因此影响通过目标血管的血液流量。如图36A所示，手动控制方法600可能涉及在框602处的对血液粘度的直接测量(通过对患者的血液取样并在
粘度计中对其进行分析)、在框604处的对血液泵系统中的血液流量或目标血管中的血液流量的测量(通过将超声流量传感器放置在流入管道或流出管道上或分别通过超声方法或热稀释方法)以及在框606处的对血管半径的测量(通过各种成像方法，包括
血管造影术、超声成像、计算机
断层扫描、或
磁共振成像)。作用于血管壁上的WSS在框608处被确定，在框610或612处与期望水平相比较，然后在框614或616处通过泵叶轮的旋转速度中的变化来调整泵流量(Q)。泵速度的变化通过改变马达输入电压的
脉宽调制的占空比来实现。
[0146] 壁面剪应力控制方法#2：利用间接血液粘度、直接血液流和目标血管直径测量值自动控制
[0147] 自动的WSS控制系统可能涉及对泵系统或目标血管中的血液流量的直接测量以及对目标血管的直径的直接测量。如图36B所示，这种自动WSS控制方法620可能涉及在框622处的对血液粘度的间接测量(根据其与测量的血细胞比容和近似的平均WSS的已知关系来估计)。在框624处对粘度估计器的定期校准可以使用如前所述的粘度直接测量来进行。在临床实践中，血液粘度通常缓慢地变化。
[0148] 壁面剪应力控制方法#3：利用间接血液粘度、血液流量、目标血管直径测量值、以及直接静脉压力测量值自动控制
[0149] 如图36C所示，自动WSS控制方法630可能涉及在框622处的对血液粘度的间接测量(根据其与测量的血细胞比容和近似的平均WSS的已知关系来估计)、在框632处的对通过血液泵系统的血液流量的测量(根据其与马达状态变量的关系来估计)、在框634处的目标血管压力的测量值、以及在框638处的对血管半径的测量值(根据血管阻力估计)。在框636处，根据所估计的泵流量和所测量的血管中的血压来计算血管阻力。血液粘度、泵流量和目标血管半径估计器各自的定期校准可以如前所述分别在框624、640和642处使用直接测量值进行。
[0150] 壁面剪应力控制方法#4：利用间接血液粘度、血液流量、泵压头和目标血管直径测量值自动控制
[0151] 如图36D所示，自动WSS控制方法650可能涉及在框622处的对血液粘度的间接测量(根据其与测量的血细胞比容和近似的平均WSS的已知关系来估计)、在框632处的对通过血液泵系统的血液流量的测量(根据其与马达状态变量的关系来估计)、在框650处的目标血管压力的测量值、以及在框638处的血管半径(根据血管阻力估计)。在框636处根据在框632处估计的泵流量以及泵压头来计算血管阻力，其中还在652处根据其与马达状态变量的关系来估计泵压头。血液粘度、泵流量和目标血管半径估计器的定期校准可以如前所述分别在框624、640和642处使用直接测量值进行。通过在框654处用单独的压力传感器测量泵入口和泵出口压力并且计算它们的差值、或者通过用差压传感器直接测量横跨泵的压头，可以进行泵压头估计器的定期校准。
[0152] 血液泵系统流量和压头的无传感器确定：
[0153] 参看图35，处理器24适于检测和监测经由电缆线120出现在泵的线圈组件170的电线圈中的一个或多个中的电流，其与对提供给线圈组件的电压的监测结合在一起，允许处理器24导出由血液泵25消耗的输入功率(Pin)和叶轮140的实际旋转速度(ω)。处理器24可以估计作为Pin和ω的函数的泵流量(Q)或流量的变化(ΔQ)。例如，Q=f[Pin,ω]。更具体而言，使用下式：
[0154] Q=a+b·ln(Pin)+c·ω0.5 [式2]
[0155] 其中：
[0156] Q=流量(L/min)
[0157] Pin=马达输入功率(W)
[0158] ω=泵速度(rpm)
[0159] 马达输入功率从所测量的马达电流和电压导出。a、b和c的值从拟合作为马达速度和输入功率的函数的泵流量的图线的曲线导出。
[0160] 处理器24也可估计作为Pin和ω的函数的泵压头(Hp)或泵压头的变化(ΔHp)。例如，Hp=f[Pin,ω]。更具体而言，使用下式：
[0161] Hp=d+e·ln(Pin)+f·ω2.5 [式3]
[0162] d、e和f的值从拟合作为泵速度和马达输入功率的函数的泵压头的图线的曲线导出，其中Hp横跨流入管道20、泵25和流出管道30而测量。
[0163] 血管阻力的确定和血管半径的估计：
[0164] 血管阻力(Rv)是必须克服以推动血液通过循环系统的
对流动的阻力。阻力等于驱动压力(Hv)除以流量。当血液泵系统连接到作为静脉的目标血管时，使用下式计算血管阻力：
[0165] Rv=(Pv–CVP)/Q [式4]
[0166] 其中：
[0167] Hv=在血液到心脏的返回路径上横跨外周血管损失的压头(mmHg)
[0168] Pv=在吻合处的静脉压力(mmHg)
[0169] CVP=中心静脉压(mmHg)
[0170] Rv=血管阻力((mmHg·min)/L)
[0171] 正常地，CVP在2-8mmHg之间的范围内并且在上式中可以被忽略，因为Pv和Q的操作范围很大程度上成比例。如图36E所示，血管阻力可以在图形中表示为各个Pv与Q的关系曲线660的斜率。由于曲线660为非线性的，斜率是Q的函数。如由下式所示，可以通过如下方式来导出血管阻力：将速度临时增加几百rpm(Δω)、测量静脉压力中的所得变化(ΔPv)、以及估计泵流量中的所得变化(ΔQ)：
[0172] Rv(Q)=ΔPv/ΔQ [式5]
[0173] 应当指出，血管阻力是血管直径或半径的强函数，较小的静脉具有高的血管阻力。血管阻力可以用各种单位来量化，例如，伍德单位((mmHg·min)/L)可以乘以8以转换为国际单位制单位((Pa·s)/m3)。
[0174] 或者，泵压头(Hp)可用作计算血管阻力的基础。当泵-管道系统被构造成从血管系统中的一个位置抽出血液以将其排放到外周动脉或静脉中时，合理的假设是，横跨系统获得的压头(Hp)正好等于在血液到心脏的返回路径上横跨外周血管所损失的压头(Hv)：
[0175] Hv=Hp [式6]
[0176] 外周血管的半径与其血管阻力(Rv)、Hv与Q的比率成反比。假设在圆形横截面的血管中的哈根-泊肃叶血流，则血管阻力可使用下式表示：
[0177] Rv(Pa·s/m3)=Pv/Q=8·μ·L/π·R4 [式7]
[0178] 其中：
[0179] Pv以Pa为单位表示
[0180] Q以(m3/s)为单位表示
[0181] μ=血液的粘度(Pa/s)
[0182] R=血管的半径(m)
[0183] L=血管的长度(m)
[0184] 在实践中，式7将根据横跨具有已知直径的特定静脉的压降的体内测量值来精化。这会得到该公式的经验形式：
[0185] Rv(Pa·s/m3)=K·μ/R4 [式8]
[0186] 其中：
[0187] K为目标静脉的经验常数(m)
[0188] 壁面剪应力的确定：
[0189] 目标血管中的壁面剪应力可根据以上公式确定。使用式4，泵流量可根据下式表达：
[0190] Q=Pv/Rv [式9]
[0191] 使用式8，血管半径可根据下式表达：
[0192] R=(K·μ/Rv)0.25 [式10]
[0193] 使用式1、9和10，壁面剪应力可根据下式表达：
[0194] WSS(Pa)=((4·Pv)/(π·K0.75))·(μ/Rv)0.25 [式11]
[0195] 在各种实施例中，由控制系统使用的估计的变量被定期校准。例如，使用实际测量值以从1分钟至30天的间隔对流量和压头的估计进行定期校准。类似地，使用实际测量值以从1分钟至30天的间隔对动脉或静脉半径的估计进行定期校准。
[0196] 安全特征和报警：
[0197] 自动控制系统也可包括安全特征以避免与患者的心血管系统中的变化或泵系统或泵控制系统的故障相关联的危害。如图36F所示，速度控制方法670可以在框672处检测马达电流波形中的特性变化，其与前负荷的减小或后负荷的增加(例如，由于血栓形成)、抽吸、流动限制、以及流入管道顶端周围的血管即将出现的塌缩相关联。在框674处使用
傅立叶变换进行马达电流波形的光谱分析。当在框676处傅立叶级数的二次谐波项的振幅超出预定值时，发生吸入并且认为塌缩即将出现。在框616处立即减小泵速度，并且在框678A处触发控制装置21内的报警。当恢复正常操作时，在框678B处取消报警。
[0198] 如图36G所示，速度控制方法680可以检测低流量状况。当在框682处泵流量下降至安全
阈值水平以下时，为避免泵-管道系统10的血栓形成，在框614处立即增加泵速度，并且在框678A处触发控制装置21内的报警。当恢复正常操作时，在框678B处取消报警。
[0199] 如图36H所示，速度控制方法690可以检测高壁面剪应力状况。当在框692处WSS上升至安全阈值水平以上，为避免损坏血管内皮，在框616处立即减小泵速度，并且在框678A处触发控制装置21内的报警。当恢复正常操作时，在框678B处取消报警。
[0200] 在流入管道20连接到动脉并且流出管道30连接到静脉的又一个实施例中，控制系统14监测并修改排放到受体静脉中的血流的搏动性。例如，控制系统14可以监测
心电图或监测进入血液泵系统的血液的
脉搏波中的周期性变化。在心室收缩和脉搏波传播期间，控制系统可以减小泵的旋转速度。在收缩期内和脉搏波经过之后，控制系统可以增加泵的旋转速度。以这种方式，可以减小进入受体静脉的血液中的搏动性。或者，受体静脉中的血液的搏动性可以手动地定期检查，也可以用
超声波实现，并且泵可以被手动地调整，例如，通过调制泵的压头-流量特性、将柔顺的贮存器或弹性贮存器(区段或扩散变化)添加到泵流入或流出处、或调制泵速度。也可以进行其它调整。或者，柔顺贮存器或弹性贮存器可以在植入血液泵系统时添加到流入管道或流出。
[0201] 在各种其它实施例中，手动地或利用编码在计算机可读介质上且可由处理器24或其它自动化系统执行的
软件程序或应用来监测和调整控制系统14。计算机可读介质可包括易失性介质、非易失性介质、可移除介质、不可移除介质、和/或可由控制系统14存取的另一种可用介质。作为示例，而非限制，计算机可读介质可包括计算机存储介质和通信介质。计算机存储介质包括以某种方法或技术实现的用于存储诸如计算机可读指令、数据结构、程序模
块或其它数据的信息的存储器、易失性介质、非易失性介质、可移除介质和/或不可移除介质。
[0202] 软件程序可包括可执行指令，用于自动地调整泵速度以在待处理的血管区段(“目标脉管”或“目标血管”)中维持期望量的血液流量、平均血液速度或速率、以及平均WSS，在该区段中，总直径和管腔直径或长度的持续增加是期望的，而不论其为供体动脉、供体静脉、受体动脉或受体静脉。或者，目标血管中的总直径、管腔直径、长度和血液流量可以手动地定期检查，也可以用
超声波实现，并且泵可以被手动地调整，例如，通过调制泵的压头-流量特性或调制泵速度。也可以进行其它调整。
[0203] 在一个实施例中，通过将离散的测量值求和并且将总和除以测量次数来计算血液速度的多个离散测量值的平均值，由此确定平均血液速度。平均血液速度可以通过在几毫秒、几秒、1分钟、5分钟、15分钟、30分钟、1小时、或几小时的时段内进行多次测量来计算。
[0204] 在另一个实施例中，通过进行一系列离散的测量、对WSS做出多次离散的判断(使用那些测量值)、对离散的WSS判断求和并且将总和除以判断的次数，由此确定平均WSS。平均WSS可以通过在几秒、1分钟、5分钟、15分钟、30分钟、1小时、或几小时的时段内进行多次测量并做出离散的WSS判断来计算。
[0205] 在一个实施例中，控制系统14从与血液泵25连通的传感器22接收信息。在其它实施例中，控制系统14从与流入管道20或流出管道30连通或在与流入或流出管道流体连通的血管中的传感器22接收信息。在各种实施例中，控制系统14的全部或部分可以位于泵主体25内，而在其它实施例中，控制系统的全部或一部分可以位于管道内或控制装置21内。
[0206] 本文所述系统和方法增加了外周静脉和动脉中的平均WSS水平。静脉的常态平均WSS在0.076Pa和0.76Pa之间的范围内。本文所述系统被构造成将受体外周静脉中的平均WSS水平增加至在0.76Pa和23Pa之间的范围、优选地至在2.5Pa和10Pa之间的范围。动脉的常态平均WSS在0.3Pa和1.5Pa之间的范围内。对于动脉扩张来说，本文所述系统和方法将平均WSS水平增加至在1.5Pa和23Pa之间的范围、优选地至在2.5Pa和10Pa之间的范围。在某些情况下，在静脉中小于0.76Pa或在动脉中小于1.5Pa的持续平均WSS可以增加这些血管的总直径和管腔直径，但这种增加的程度和速率不可能在临床上有意义或符合常规的临床实践。动脉或静脉中大于23Pa的持续平均WSS可能会造成血管内皮的剥脱(损失)或损坏内皮，这被认为会响应于平均血液速度和平均WSS的增加而延迟血管的扩张。以将平均WSS增加优选地达1天至84天、并且更优选地达约7和42天之间的方式泵送血液，例如在受体静脉、供体静脉或供体动脉中产生总直径和管腔直径的持续增加，使得由于小的静脉或动脉直径而对于用作血液透析进入部位或旁路移植物来说初始地不合格或非最佳的静脉和动脉变得有用或更佳。血液泵送过程可以被定期监测和调整。例如，在实现期望的持续扩张之前，泵可以在几分钟、几小时、1天、3天、1周或几周的时段内被调整以考虑外周静脉或动脉中的变化(例如，总直径和管腔直径中的持续增加)。
[0207] 参看图37-40，用于增加静脉和动脉的总直径和管腔直径的系统10示出为用于患者1。在图37中，系统10从患者的静脉系统抽出缺氧的静脉血并将该血液排放到受体外周血管700中。系统10还增加受体外周血管700中的血液的平均速度并增加施加在受体外周血管700的内皮上的平均WSS，以增加位于例如手臂或腿部中的受体外周血管700的总直径和管腔直径。诸如外周静脉的血管的直径可通过测量管腔的直径或通过测量总血管的直径来确定，该管腔是在血管中心处血液所流过的开放空间，总血管则包括血管的开放空间和壁。
[0208] 本发明还涉及通过以下方式同时地且持续地增加外周静脉或动脉的总直径和管腔直径：将血液导入或导出外周静脉或动脉，从而增加外周静脉或动脉中的血液的平均速度，并且增加外周静脉或动脉的内皮上的平均WSS。描述了如下系统：其中通过使用血液泵系统来增加外周静脉或动脉中的血液的平均速度和在外周静脉或动脉的内皮上的平均WSS。优选地，泵将血液导入外周静脉中，其中所泵送的血液具有减小的搏动性，例如当脉压低于外周动脉中的血液时。
[0209] 系统10适于维持优选地在50mL/min和2500mL/min之间且可选地在50mL/min和1000mL/min之间的流量，同时也维持在25mmHg和350mmHg之间的压力范围。如前所述，控制系统14可以被优化，以在外周静脉中维持在0.76Pa和23Pa之间的稳定的平均壁面剪应力，使得外周静脉的总直径和管腔直径被持续地增加多达5%至超过200%。
[0210] 本文所述系统也增加外周静脉中的血液的平均速度。休息时，人体的头静脉中的血液的平均速度大体上在5至9cm/s(0.05至0.09m/s)之间。对于本文所述系统来说，外周静脉中的血液的平均速度被增加至在10cm/s和120cm/s(0.1和1.2m/s)之间的范围、优选地至在25cm/s和100cm/s(0.25m/s和1.0m/s)之间的范围，具体取决于外周受体静脉的初始总直径或管腔直径以及所期望的最终总直径或管腔直径。本文所述系统也增加外周动脉中的血液的平均速度。休息时，肱动脉中的血液的平均速度大体上在10和15cm/s(0.1和0.15m/s)之间。对于本文所述系统和方法来说，外周动脉中的血液的平均速度被增加至在10cm/s和120cm/s(0.1和1.2m/s)之间的范围、优选地至在25cm/s和100cm/s(0.25和1.0m/s)之间的范围，具体取决于动脉的初始总直径或管腔直径以及所期望的最终总直径或管腔直径。
[0211] 优选地，平均血液速度被增加达1天和84天之间、或优选地达7天和42天之间的时间段以引起外周受体静脉、外周受体动脉、外周供体静脉或外周供体动脉中的总直径和管腔直径的持续增加，使得由于小的静脉或动脉直径而对于用作血液透析进入部位或旁路移植物来说初始地不合格或非最佳的静脉和动脉变得有用。这也可以通过在具有常态平均血液速度的居间期的治疗期间间歇地增加平均血液速度来实现。
[0212] 研究表明，在静脉和动脉内的基线血流动力学力和血流动力学力中的变化在确定这些静脉和动脉的总直径和管腔直径以及长度的过程中起关键作用。例如，平均血液速度和平均WSS的持续增加可导致静脉和动脉的管腔直径和总直径以及长度的持续增加。升高的平均血液速度和平均WSS由内皮细胞来感测，该细胞触发信号机制，该机制导致血管平滑肌细胞的刺激、单核细胞和巨噬细胞的吸引、以及能够使诸如胶原和弹性蛋白的细胞外基质的组分降解的蛋白酶的合成和释放。因此，本发明涉及在足以导致静脉和动脉重建以及静脉和动脉的总直径和管腔直径以及长度的增加的时段内增加平均血液速度和平均WSS。
[0213] 本文所述系统增加外周静脉或动脉中的平均WSS水平。静脉的常态平均WSS在0.076Pa和0.76Pa之间的范围内。本文所述系统将静脉中的平均WSS水平增加至在0.76Pa和23Pa之间的范围、优选地至在2.5Pa和10Pa之间的范围。动脉的常态平均WSS在0.3Pa和1.5Pa之间的范围内。为了持续地增加动脉的总直径和管腔直径，本文所述系统和方法将平均WSS水平增加至在1.5Pa和23Pa之间的范围、优选地至在2.5Pa和10Pa之间的范围。优选地，平均WSS被增加达1天和84天之间、或优选地7天和42天之间的时间，以引起外周受体静脉、外周受体动脉、外周供体静脉或外周供体动脉中的总直径和管腔直径的持续增加，使得由于小的静脉和动脉直径而对于用作血液透析进入部位或旁路移植物来说初始地不合格或非最佳的静脉和动脉变得有用。这也可以通过在具有常态平均WSS的居间期的治疗期间间歇地增加平均WSS来实现。
[0214] 在一些情况下，平均WSS水平在外周静脉中低于0.076Pa或在外周动脉中低于1.5Pa的持续期间可导致这些静脉和动脉的增加的总直径和管腔直径，但这种增加的程度和速率不可能在临床上有意义或符合常规的临床实践。外周静脉和动脉中高于约23Pa的持续平均WSS水平可能引起静脉的内皮的剥脱(损失)或损坏静脉的内皮。已知内皮的剥脱或对血管内皮的损坏会在平均血液速度和平均WSS增加的背景下减小血管的总直径和管腔直径的增加。增加的平均WSS引起静脉和动脉中的总直径和管腔直径或长度的足够的持续增加，使得由于小的静脉或动脉直径而对于用作血液透析进入部位或旁路移植物来说初始地不合格或非最佳的静脉和动脉变得有用或更佳。外周受体静脉、外周受体动脉、外周供体静脉或外周供体动脉的直径可以间歇地确定，例如每隔1天、3天、1周或几周，以允许泵速度调整，以便在治疗期间优化静脉和动脉的总直径和管腔直径的持续增加的速率和程度。
[0215] 本文所述系统也增加外周静脉中的血液的平均速度。休息时，人体的头静脉中的血液的平均速度大体上在5和9cm/s(0.05和0.09m/s)之间。对于本文所述系统来说，外周静脉中的血液的平均速度被增加至在10cm/s和120cm/s(0.1和1.2m/s)之间的范围、优选地至在25cm/s和100cm/s(0.25m/s和1.0m/s)之间的范围，具体取决于外周受体静脉的初始总直径或管腔直径以及外周受体静脉的期望的最终总直径或管腔直径。本文所述系统也增加外周动脉中的血液的平均速度。休息时，肱动脉中的血液的平均速度大体上在10-15cm/s(0.1和0.15m/s)之间。对于本文所述系统和方法来说，外周动脉中的血液的平均速度被增加至在10cm/s和120cm/s(0.1和1.2m/s)之间的范围、优选地至在25cm/s和
100cm/s(0.25和1.0m/s)之间的范围，具体取决于外周动脉的初始总直径或管腔直径以及外周动脉的期望的最终总直径或管腔直径。优选地，平均血液速度被增加达1天和84天之间、或优选地达7天和42天之间的时间，以引起外周受体静脉、外周受体动脉、外周供体静脉或外周供体动脉的总直径和管腔直径或长度的持续增加，使得由于小的静脉或动脉直径或不足的长度而对于用作血液透析进入部位或旁路移植物来说初始地不合格或非最佳的静脉和动脉变得有用。受体外周静脉、外周受体动脉、外周供体静脉或外周供体动脉中低于
10cm/s(0.1m/s)的平均血液速度可导致这些静脉和动脉的增加的总直径和管腔直径，但这种增加的程度和速率不可能在临床上有意义或符合常规的临床实践。外周受体静脉、外周受体动脉、外周供体静脉或外周供体动脉中高于约120cm/s(1.2m/s)的平均血液速度水平可能引起静脉的内皮的剥脱(损失)或对静脉内皮的损坏。已知血管内皮的剥脱或损坏会在增加的平均血液速度背景下减小所观察到的血管的总直径和管腔直径的增加。在期望的范围内和足够的时段内增加的平均血液速度引起静脉和动脉的总直径和管腔直径或长度的足够的持续增加，使得由于小的静脉或动脉直径或不足的长度而对于用作血液透析进入部位或旁路移植物来说初始地不合格或非最佳的静脉和动脉变得有用。外周受体静脉、外周受体动脉、外周供体静脉和外周供体动脉的总直径或管腔直径可以间歇地确定，例如每隔几分钟、几小时、1天、3天、1周或几周，以允许泵速度调整，以便在治疗期间优化静脉和动脉的总直径和管腔直径的持续增加的速率和程度。
[0216] 在图34所示的一个实施例中，系统10包括血液泵25、一对管道12和控制装置21，以用于将缺氧的静脉血从患者的静脉系统中的供体静脉或位置移动至外周受体静脉。在各种实施例中，外周受体静脉可以是头静脉、桡静脉、正中静脉、尺静脉、肘前静脉、头正中静脉、贵要正中静脉、贵要静脉、肱静脉、小隐静脉、大隐静脉、股静脉或其它静脉。可以使用可能在形成血液透析进入部位或旁路移植物中有用的其它静脉或对于需要使用静脉的其它血管外科手术有用的其它静脉。管道12使缺氧血移动至外周受体静脉。持续升高的血液平均速度和外周血管中升高的平均WSS引起外周受体静脉的总直径和管腔直径的持续且渐进的增加。因此，本发明的系统10有利地增加了外周静脉4的直径或长度，使得它可以被用来例如构造血液透析进入部位(例如，AVF或AVG)、旁路移植物或在本领域的技术人员确定的其中需要一定直径或长度的静脉的另一临床背景中使用。
[0217] 如本文所用，缺氧的血液是已通过毛细血管系统并且已由周围的组织移除了氧气且然后通入静脉系统中的血液。如本文所用，外周静脉是指一部分驻留在胸部、
腹腔或骨盆外部的任何静脉。在图37所示实施例中，外周受体静脉712为头静脉。然而，在其它实施例中，外周受体静脉可以是桡静脉、正中静脉、尺静脉、肘前静脉、头正中静脉、贵要正中静脉、贵要静脉、肱静脉、小隐静脉、大隐静脉、股静脉或其它静脉。除了外周静脉之外，也可以使用可能在形成血液透析进入部位或旁路移植物中有用的其它静脉或对于需要使用静脉的其它血管外科手术有用的其它静脉作为受体静脉，例如驻留在胸部、腹腔和骨盆中的那些。
[0218] 图37示出了用于使用系统10来增加血管的总直径和管腔直径的另一个实施例。在该实施例中，系统10被构造成从供体静脉700移除缺氧的血液并且将该血液移动至上腔静脉或心脏704的右心房702。如图所示，流入管道706与供体静脉700(在本情形是头静脉)流体连通地连接。在一个实施例中，可以使用用来将流入管道706固定到供体静脉700的流入管道706的短的ePTFE区段进行连接，同时使用聚氨酯进行流入管道的剩余区段的连接。在其它实施例中，流入管道或流出管道的至少一部分还包括镍钛诺，以用于抵抗扭结和压缩。如图所示，流出管道710的一端连接到血液泵25，同时流出管道的另一端由血管内部分流体连接到上腔静脉和右心房702。对于图37的实施例来说，血液泵用来增加血液从供体静脉700移动至上腔静脉和心脏704的右心房702的速率，以便在供体静脉700中实现期望的升高水平的平均血液速度和升高水平的平均WSS。泵被以足够的速率操作足够的时间，以导致供体静脉的总直径和管腔直径的期望的持续增加，例如，从初始直径起10%的增加、25%的增加、50%的增加、或100%或以上的增加。在另一个实施例中，可致使在流入管道706和供体静脉700的交汇处与右心房702之间的一个或多个静脉瓣膜闭锁不全或闭锁不太全(使用本领域技术人员可用的任何方法)，以允许血液以逆行方式在供体静脉700中流动且然后进入流入管道706中。
[0219] 图38示出了用于使用系统10来增加血管的总直径和管腔直径的另一个实施例。在该实施例中，系统10被构造成从供体动脉712(在本情形中是肱动脉)移除含氧血并且使该血液移动至上腔静脉和心脏704的右心房702。如图所示，流入管道706与供体动脉
712流体连通地连接。在一个实施例中，可以使用用来将流入管道706固定到供体动脉712的该流入管道的短的ePTFE区段制作连接部，同时使用聚氨酯进制作流入管道的剩余区段。在其它实施例中，流入管道706的一个或两个区段还包括镍钛诺，例如用于抵抗扭结和压缩。如图所示，流出管道710的一端连接到血液泵25，同时流出管道的另一端由血管内部分流体连接到上腔静脉和右心房702。对于图38的实施例来说，血液泵用来增加血液从供体动脉712移动至心脏704的右心房702的速率，以便在供体动脉712中实现期望的升高水平的平均血液速度和升高水平的平均WSS。泵被以足够的速率操作足够的时间，以导致供体动脉的总直径和管腔直径的期望的持续增加，例如，从初始直径起10%的增加、25%的增加、50%的增加、或100%或以上的增加。
[0220] 在其它实施例中，含氧的动脉血液可以从供体动脉移动至受体位置。供体动脉可包括但不限于桡动脉、尺动脉、骨间动脉、肱动脉、胫前动脉、胫后动脉、腓动脉、腘动脉、深动脉、股浅动脉或股动脉。
[0221] 图39示出了用于使用系统10来增加血管的总直径和管腔直径的另一个实施例。在该实施例中，系统10被构造成从供体动脉712(在此情形中是肱动脉)移除含氧血并且使该血液移动至上腔静脉和心脏704的右心房702。如图所示，管道716与供体动脉712流体连通地连接。在一个实施例中，使用用来将流入管道固定到供体动脉712的管道716的短的ePTFE区段来制作连接部，同时使用聚氨酯制作流入管道的剩余区段。在其它实施例中，管道716的一个或两个区段还包括镍钛诺，例如用于抵抗扭结和压缩。对于图39的实施例来说，不存在泵，并且血液从较高压力的供体动脉712被动地移动至较低压力的上腔静脉和右心房702，并且管道716在长度和管腔直径上构造成实现供体动脉712中期望的升高水平的平均血液速度和平均WSS。管道716保持就位达足够的时间，以导致供体动脉712的总直径和管腔直径的期望的持续增加，例如，从初始直径起10%的增加、25%的增加、50%的增加、或100%或以上的增加。
[0222] 图40示出了用于使用系统10来增加外周动脉的总直径和管腔直径的另一个实施例。在该实施例中，系统10被构造成从诸如桡动脉的目标动脉718移除含氧血，并且将该血液移动至诸如肱动脉的受体动脉720。如图所示，流入管道706与目标动脉712流体连通地连接。在一个实施例中，在流入管道706和动脉或流出管道710和动脉之间的连接部可使用用来将流入管道流体连接到目标动脉718或流出管道710(流体连接到受体动脉720)的相应的管道的短的ePTFE区段来制作，而流入管道和流出管道的剩余区段可以使用聚氨酯制作。在其它实施例中，流入管道706或流出管道710的一个或两个区段还包括镍钛诺，例如用于抵抗扭结和压缩。
[0223] 如图所示，流出管道710的一端连接到血液泵25，而流出管道的另一端流体连接到受体动脉720。对于图40的实施例来说，血液泵25用来增加血液从目标动脉718抽出的速率，以便在目标动脉中实现期望的升高水平的平均血液速度和升高水平的平均WSS。泵被以足够的速率操作足够的时间，以导致目标动脉718的总直径和管腔直径的期望的持续增加，例如，从初始直径起10%的增加、25%的增加、50%的增加、或100%或以上的增加。
[0224] 虽然已结合示例性方面和实施例解释了本发明，但是应当理解，在阅读说明书之后，本发明的各种修改对于本领域的技术人员将变得显而易见。因此，应当理解，本文所公开的发明旨在涵盖落入所附
权利要求的范围内的这样的修改。
