JP7094279B2 - 血液ポンプ - Google Patents

Description

関連出願への相互参照
本願は、参照によって本明細書に組み込まれる、「Ｂｌｏｏｄ ｐｕｍｐｓ（血液ポンプ）」と題する２０１６年１１月２３日付け出願のＴｕｖａｌへの米国仮特許出願第６２／４２５，８１４号からの優先権を主張する。

発明の実施形態の分野
本発明のいくつかの応用例は、概して医療装置に関する。具体的には、本発明のいくつかの応用例は、被験体の腎静脈のうちの１つ以上および／または被験体の大静脈にポンプを配置することと関連付けられた装置ならびに方法に関する。

背景
心機能不全またはうっ血性心不全が腎機能不全になり、次にうっ血性心不全症状の発症または悪化を引き起こすことが一般的である。典型的には、収縮期および／または拡張期心機能不全が、腎静脈および間質圧の増大を生じさせる全身性静脈うっ血を引き起こす。圧力の増大は、身体による体液貯留が、腎機能不全および腎神経ホルモン活性化の両方に起因して増大することを引き起こし、それらは両方とも、典型的には、腎静脈および間質圧の増大の結果として発症する。結果として生じる体液貯留は、心臓における血液量過負荷を引き起こすことおよび／または全身抵抗性を増大させることによって、うっ血性心不全が発症または悪化することを引き起こす。同様に、腎機能不全および／または腎神経ホルモン活性化が心機能不全および／またはうっ血性心不全になることが一般的である。心機能不全および／もしくはうっ血性心不全が腎機能不全および／もしくは腎神経ホルモン活性化をもたらすか、または、腎機能不全および／もしくは腎神経ホルモン活性化が心機能不全および／もしくはうっ血性心不全をもたらし、各機能不全が他方の機能不全の悪化をもたらすこの病態生理学的サイクルは、心腎症候群と呼ばれる。

増大した腎静脈圧が、高窒素血症ならびに糸球体濾過率、腎血流量、尿排出量およびナトリウム***量の減少を引き起こすことが実験的に示されている。血漿レニンおよびアルドステロンならびにタンパク質***量を増大させることもまた、示されている。静脈うっ血もまた、３つの異なる経路を介して貧血症に寄与するであろう：腎臓のエリスロポエチン産生の減少と、体液貯留による血液希釈と、減少した胃腸での鉄取込をもたらす炎症反応。

機構的に、増大した腎静脈圧は、関節包内圧を上昇させ、かつ、それに続いて間質管周囲圧を上昇させる。管周囲圧の上昇が、ボーマン嚢における圧力を上昇させることによって、尿細管機能に影響を与え（ナトリウム***量を減少させ）、かつ、糸球体濾過を減少させるであろう。

心不全患者においては、増大した腎静脈圧が、増大した中心静脈（右心房）圧からだけでなく、腎静脈に対して直圧をかける腹腔内体液貯留（腹水）から生じるかも知れない。体液の除去（例えば、穿刺および／または限外濾過を介した）による心不全患者における腹圧の低下が、血漿クレアチンレベルを減少させることが示されている。

歩行のような身体的活動の最中の「脚筋ポンプ」の活性化から生じる増大した静脈還流量が、特に心不全患者において全身静脈圧を上昇させ、かつ、腎静脈への逆流をもたらすであろう。

典型的には、急性心不全を患う患者において、高められた全身静脈圧が、腎潅流および腎機能の悪化に寄与し得る要因である、増大した腎実質圧ならびに増大した腹圧を引き起こす。さらに、高い全身静脈圧が、肺間質液のリンパ排出を妨げ、急性肺水腫に罹った患者における肺うっ血の深刻化および長期化をもたらすであろう。

実施形態の概要
本発明のいくつかの応用例によれば、被験体の血管内に血液ポンプが配置され、当該血液ポンプは、（ａ）回転することによって血液をポンピングするように構成されたインペラ（ｉｍｐｅｌｌｅｒ；羽根車）を含んでおり、かつ、（ｂ）支持ケージを含んでおり、該支持ケージは、（ｉ）狭部（ｎａｒｒｏｗ ｐｏｒｔｉｏｎ）を定める形状をしており、該狭部は、インペラの周りに配置され、かつ、血管の壁部とインペラとの間の間隔を維持するように構成されており、かつ、（ｉｉ）支持ケージの狭部に対して半径方向外側に延びる、支持ケージの狭部からの半径方向延長部を定める形状をしており、該延長部は、血管の壁部に接触することによって、インペラの長手方向軸を血管の局所的長手方向軸と整列した状態で実質的に維持するように構成されている。いくつかの応用例については、支持ケージの狭部と半径方向延長部とは、２つの別個に形成された構成要素である。代替的には、支持ケージの狭部と半径方向延長部とは、単一の一体化した構成要素の別個の部分である。各応用例によれば、半径方向延長部は、半径方向に突き出た支持アーム、ケージの狭部からの半径方向延長部を構成する球状延長部および／またはケージの狭部からの半径方向延長部を構成する円錐台状支持ケージを含んでいる。

典型的には、かかる応用例はインペラとともに用いられ、該インペラはそれが中に配置される血管に対して小型化している。かかるインペラは、例えば、いっそう大きいインペラが回転の間に実質的な量の振動を経験するような場合に用いられてもよい。代替的または追加的には、かかるインペラは、インペラと血管壁との間を分離するように構成されたケージの一部がいっそう大きければ、ケージの一部が血管の壁部によって半径方向に圧縮され、そのことが、インペラが変形すること（例えば、インペラ軸の上流および下流端が整列しなくなることによって）、および／または、インペラが血管の局所的長手方向軸と整列しなくなることをもたらすであろうリスクが存在する場合に用いられてもよい。典型的には、かかる応用例については、ケージの狭部がインペラを囲んでおり、かつ、例えば血管が狭くなる場合に血管の壁部とインペラとの間の間隔を維持するように構成されており、ケージの狭部の不存在下では、血管の壁部がインペラの上で潰れるようになっている。半径方向延長部は、典型的には、血管壁に対して半径方向外側の力をかけることによって血液ポンプを血管内に固定し、かつ、血管の壁部に接触することによって、インペラの長手方向軸を血管の局所的長手方向軸と整列した状態で実質的に維持するように構成されている。典型的には、ケージの狭部の不撓性（ｓｔｉｆｆｎｅｓｓ；剛性）が半径方向延長部のものより大きく、たとえ血管の壁部が支持ケージに対して半径方向延長部が変形することを引き起こす圧力をかけたとしても、ケージの狭部が血管の壁部とインペラとの間の間隔を維持するように構成されるようになっている。

いくつかの応用例については、材料（例えば、血液不透過性材料）が支持ケージ上に配置される。典型的には、材料は支持ケージに連結されており、血管壁に接触し、かつ、インペラを囲む血管の領域において血管を塞ぐようになっている。材料は、典型的には、インペラ付近の血管の中心領域においてそれを通る穴を定める。材料は、インペラの外側の周りの血液の逆流を塞ぐように構成されているが、インペラ付近の血管の中心領域における順方向の血流は可能にするように構成されている。

いくつかの応用例については、かかる血液ポンプは、例えば図１３Ａ～図１３Ｂを参照
して本明細書に記載されるように、被験体の腎静脈内に配置され、かつ、被験体の腎静脈から被験体の大静脈の中へと血液をポンピングするように構成されている。いくつかの応用例については、かかる血液ポンプは、例えば図２２Ｂを参照して本明細書に記載されるように、被験体の大静脈内に、大静脈と被験体の腎静脈のすべてとの接合点の上流で配置され、かつ、血液を逆（すなわち、上流）方向にポンピングするように構成されている。代替的または追加的には、かかる血液ポンプは、例えば図２２Ｃを参照して本明細書に記載されるように、被験体の大静脈内に、大静脈と被験体の腎静脈のすべてとの接合点の下流で配置され、かつ、血液を順（すなわち、下流）方向にポンピングするように構成されている。いくつかのかかる応用例については、例えば図２２Ｃを参照して本明細書に記載されるように、閉塞要素が、被験体の大静脈内に、大静脈と被験体の腎静脈のすべてとの接合点の上流で配置され、かつ、大静脈を部分的に塞ぐように構成されている。いくつかの応用例については、例えば図１Ａ～図１Ｃを参照して本明細書に記載されるように、単一のカテーテルの上に上流および下流血液ポンプが配置される。代替的には、例えば図５Ａ～図５Ｂ、図１６および図２２Ｃを参照して本明細書に記載されるように、単一のカテーテルの上に上流閉塞要素と下流血液ポンプとが配置される。いくつかの応用例によれば、カテーテルは、下大静脈より上にある静脈（例えば、頸静脈または鎖骨下静脈）から大静脈の中へと導入され、その場合、上流ポンプまたは閉塞要素は、図１Ａおよび図３を参照して本明細書に記載されるように、カテーテル上に下流血液ポンプに対して遠位方向に配置される。代替的には、カテーテルは、大静脈と被験体の腎静脈との接合点より下にある静脈（例えば、大腿静脈）から大静脈の中へと導入され、その場合、上流ポンプまたは閉塞要素は、例えば図４を参照して本明細書に記載されるように、カテーテル上に下流血液ポンプに対して近位方向に配置される。

いくつかの応用例については、閉塞要素および／または血液ポンプが、被験体の腎臓の下の大静脈（すなわち、大静脈内であって、大静脈と被験体の腎静脈のすべてとの接合点の上流）に配置される。典型的には、閉塞要素および／または血液ポンプは、急性心不全を患う被験体の大静脈の中へと挿入される。典型的には、急性心不全を患う患者においては、高められた全身静脈圧が、腎潅流および腎機能の悪化に寄与し得る要因である、増大した腎実質圧ならびに増大した腹圧を引き起こす。さらに、高い全身静脈圧が、肺間質液のリンパ排出を妨げ、急性肺水腫に罹った患者における肺うっ血の深刻化および長期化をもたらすであろう。いくつかの応用例については、閉塞要素は、腎臓の下の大静脈の部分的閉塞を引き起こすように構成されており、および／または、血液ポンプは、腎臓の下の大静脈内で逆方向に血液をポンピングするのに用いられる。典型的には、この様式での閉塞要素および／または血液ポンプの使用は、下半身静脈貯留を引き起こすことによって心前負荷（ｃａｒｄｉａｃ ｐｒｅｌｏａｄ）を減少させる。典型的には、心前負荷を減少させることは、肺うっ血を改善し、および／または、心負荷条件および機能を改善する。

典型的には、例えば中心静脈圧、腎静脈圧、心臓の直径および／または心臓容積を測定することによって、心前負荷の指標が測定される。さらに典型的には、例えば動脈血流量、微細流量、動脈流速および／または動脈血圧を測定することによって、心拍出量および／または動脈圧が測定される。いくつかの応用例については、制御ユニットが心前負荷の指標をモニタリングし、かつ、それに応答して、閉塞要素が腎臓の下の大静脈を塞ぐ程度および／または血液ポンプが血液をポンピングする量を調節する。いくつかの応用例については、制御ユニットは、心拍出量および／または動脈圧を所定の閾値より多く減少させることを伴うことなく到達可能である最も高い閉塞の程度または逆流する血流量を決定することによって、閉塞要素が腎臓の下の大静脈を塞ぐ程度および／または血液ポンプが血液をポンピングする量を設定する。

いくつかの応用例については、大静脈と被験体の腎静脈のすべてとの接合点の下流に下流ポンプが配置され、かつ、血液を、大静脈を通して大静脈と腎静脈との接合点から離れ
るように下流方向にポンピングする。さらに、大静脈と被験体の腎静脈のすべてとの接合点の上流に閉塞要素が配置され、かつ、被験体の大静脈を、大静脈と被験体の腎静脈との接合点の上流で部分的に塞ぐように構成されている。閉塞要素は、被験体の大静脈を部分的に塞ぐように構成されており、下流血液ポンプのポンピングに応答して、被験体の下半身から被験体の心臓に向かう血流量の実質的な増大が存在しないようになっているが、閉塞要素と下流血液ポンプとの間に大静脈内における低圧の領域が作り出されるようになっており、該低圧の領域内では、血圧が被験体の中心静脈圧より低い。典型的には、低圧の領域を作り出すことによって、腎静脈から大静脈の中への血流量が増大し、そのことによって、腎血圧を低下させ、かつ、腎潅流を向上させる。いくつかの応用例については、下流ポンプと上流閉塞要素との組み合わせは、下流ポンプおよび上流閉塞要素の全体効果が、（ａ）中心静脈圧が下半身静脈圧に対して低下すること（例えば、上流閉塞要素による大静脈の閉塞によって引き起こされる圧力の減少を完全には補償しない下流ポンプのポンピングによって）、および（ｂ）大静脈内の閉塞要素と下流血液ポンプとの間に作り出されている低圧の領域に起因して、腎静脈圧が下半身静脈圧および中心静脈圧に対して低下することであるように構成されている。

いくつかの応用例については、制御ユニットが、センサーによって検出されるパラメーターのうちの１つ以上に応答して、閉塞要素が大静脈を塞ぐ程度およびポンプが血液をポンピングする量を制御する。例えば、センサーによって検出されるパラメーターに基づいて、制御ユニットは、腎静脈圧と下半身体圧との間の比が第１の比であり、かつ、中心静脈圧と下半身体圧との間の比が第１の比とは異なる第２の比であるように、閉塞要素が大静脈を塞ぐ程度およびポンプが血液をポンピングする量を制御してもよい。典型的には、第１の比は、本明細書に記載の技術にしたがって被験体の腎静脈圧を減少させて、腎潅流を増大させることが好ましい程度に基づいて指定される。さらに典型的には、第２の比は、本明細書に記載の技術にしたがって被験体の心前負荷を減少させることが好ましい程度に基づいて指定される。

全般的に、本願の明細書および請求の範囲においては、用語「近位」および関連用語は、デバイスまたはその一部を参照して用いられる時には、被験体の身体の中に挿入される時に、典型的にはある位置であってそれを通してデバイスが被験体の身体の中に挿入される前記位置にいっそう近いデバイスの端部またはその一部を意味すると解釈されるべきである。用語「遠位」および関連用語は、デバイスまたはその一部を参照して用いられる時には、被験体の身体の中に挿入される時に、典型的にはある位置であってそれを通してデバイスが被験体の身体の中に挿入される前記位置からいっそう遠いデバイスの端部またはその一部を意味すると解釈されるべきである。

全般的に、本願の明細書および請求の範囲においては、用語「下流」および関連用語は、血管を参照するか、または、血管内部に配置されるように構成されたデバイスの一部を参照して用いられる時には、血管内の異なる位置に対して、血管を通る順方向の血流の方向に対して下流である、血管内の位置または血管内のある位置における配置が意図されるデバイスの一部を意味すると解釈されるべきである。用語「上流」および関連用語は、血管を参照するか、または、血管内部に配置されるように構成されたデバイスの一部を参照して用いられる時には、血管内の異なる位置に対して、血管を通る順方向の血流の方向に対して上流である、血管内の位置または血管内のある位置における配置が意図されるデバイスの一部を意味すると解釈されるべきである。

したがって、本発明のいくつかの応用例によれば、装置が提供され、当該装置は：
被験体の血管内部に配置されるように構成された血液ポンプを含んでおり、該血液ポンプは：
回転することによって血液をポンピングするように構成されたインペラを含んでおり
；かつ、
支持ケージを含んでおり、該支持ケージは：
狭部を定める形状をしており、該狭部は、インペラの周りに配置され、かつ、血管の壁部とインペラとの間の間隔を維持するように構成されており、かつ、
支持ケージの狭部に対して半径方向外側に延びる、支持ケージの狭部からの半径方向延長部を定める形状をしており、該半径方向延長部は、血管の壁部に接触することによって、インペラの長手方向軸を血管の局所的長手方向軸と整列した状態で実質的に維持するように構成されている。

いくつかの応用例については、支持ケージの狭部と半径方向延長部とは、単一の一体化した構成要素を含んでいる。いくつかの応用例については、支持ケージの狭部と半径方向延長部とは、互いとは別個に形成されたそれぞれの構成要素を含んでいる。

いくつかの応用例については、半径方向延長部は、支持ケージの狭部から突き出た、複数の半径方向に突き出た支持アームを含んでいる。いくつかの応用例については、半径方向延長部は、支持ケージの狭部の周りに配置された円錐台状ケージを含んでいる。

いくつかの応用例では、支持ケージの狭部の不撓性が半径方向延長部の不撓性より大きく、たとえ血管の壁部が支持ケージに対して半径方向延長部が変形することを引き起こす圧力をかけても、ケージの狭部が血管の壁部とインペラとの間の間隔を維持するように構成されるようになっている。

いくつかの応用例については、当該装置はさらに、支持ケージに連結された材料を含んでおり、該材料は、インペラ付近においてそれを通る穴を定め、該材料は、インペラの外側の周りの血液の逆流を塞ぎ、かつ、インペラ付近における順方向の血流を可能にするように構成されている。

いくつかの応用例については、血液ポンプは、被験体の腎静脈内に配置され、かつ、被験体の腎静脈から被験体の大静脈の中へと血液をポンピングするように構成されている。

いくつかの応用例については、血液ポンプは、被験体の大静脈内に、大静脈と被験体のすべての腎静脈との接合点の上流で配置されるように構成されており、該ポンプは、大静脈を通して血液を逆方向にポンピングするように構成されている。

いくつかの応用例については、血液ポンプは、被験体の大静脈内に、大静脈と被験体のすべての腎静脈との接合点の下流で配置されるように構成されており、該ポンプは、大静脈を通して血液を順方向にポンピングするように構成されている。

いくつかの応用例については、当該装置はさらに追加の血液ポンプを含んでおり、該追加の血液ポンプは、被験体の大静脈内に、大静脈と被験体のすべての腎静脈との接合点の上流で配置されるように構成されており、該追加の血液ポンプは、大静脈を通して血液を逆方向にポンピングするように構成されている。

いくつかの応用例については、当該装置はさらに閉塞要素を含んでおり、該閉塞要素は、被験体の大静脈内に、大静脈と被験体のすべての腎静脈との接合点の上流で配置されるように構成されており、該閉塞要素は、大静脈と被験体のすべての腎静脈との接合点の上流で大静脈を通る血流を部分的に塞ぐように構成されている。

いくつかの応用例については、半径方向延長部は、支持ケージの狭部から半径方向および遠位方向に延びる球状延長部を含んでいる。いくつかの応用例については、球状延長部
がその半径方向に拘束されていない構成にある時の球状延長部の最大直径が、狭部がその半径方向に拘束されていない構成にある時の支持ケージの狭部の最小直径より少なくとも１．１倍だけ大きい。

さらに、本発明のいくつかの応用例によれば、方法が提供され、当該方法は：
被験体の血管に血液ポンプを挿入することを含んでおり、該血液ポンプは：
回転することによって血液をポンピングするように構成されたインペラを含んでおり；かつ、
支持ケージを含んでおり、該支持ケージは：
狭部を定める形状をしており、該狭部は、インペラの周りに配置され、かつ、血管の壁部とインペラとの間の間隔を維持するように構成されており、かつ、
支持ケージの狭部に対して半径方向外側に延びる、支持ケージの狭部からの半径方向延長部を定める形状をしており、該延長部は、血管の壁部に接触することによって、インペラの長手方向軸を血管の局所的長手方向軸と整列した状態で実質的に維持するように構成されており；かつ、
インペラを回転させて血液ポンプを作動させることによって、血管を通して血液をポンピングすることを含んでいる。

さらに、本発明のいくつかの応用例によれば、方法が提供され、当該方法は：
急性心不全を患う被験体を識別することを含んでおり；
そのことに応答して、腎臓の下の位置において被験体の大静脈を部分的に塞ぐことによって、被験体の心前負荷を減少させることを含んでおり；
下半身静脈圧、中心静脈圧、中心静脈血流量、腎静脈圧、心臓の直径、心臓容積、動脈圧および動脈血流量よりなる群から選択される被験体の１つ以上の生理学的パラメーターをモニタリングすることを含んでおり；かつ、
１つ以上の生理学的パラメーターに応答して、大静脈が腎臓の下の位置において塞がれる程度を調節することを含んでいる。

さらに、本発明のいくつかの応用例によれば、方法が提供され、当該方法は：
急性心不全を患う被験体を識別することを含んでおり；
そのことに応答して、被験体の大静脈内の腎臓の下の位置において血液を逆方向にポンピングすることによって、被験体の心前負荷を減少させることを含んでおり；
下半身静脈圧、中心静脈圧、中心静脈血流量、腎静脈圧、心臓の直径、心臓容積、動脈圧および動脈血流量よりなる群から選択される被験体の１つ以上の生理学的パラメーターをモニタリングすることを含んでおり；かつ、
１つ以上の生理学的パラメーターに応答して、血液が腎臓の下の位置において逆方向にポンピングされる量を調節することを含んでいる。

さらに、本発明のいくつかの応用例によれば、装置が提供され、当該装置は：
閉塞要素を含んでおり、該閉塞要素は、腎臓の下の位置において被験体の大静脈に配置されることによって被験体の心前負荷を減少させ、かつ、腎臓の下の位置において被験体の大静脈を部分的に塞ぐように構成されており；
１つ以上のセンサーを含んでおり、該１つ以上のセンサーは、下半身静脈圧、中心静脈圧、中心静脈血流量、腎静脈圧、心臓の直径、心臓容積、動脈圧および動脈血流量よりなる群から選択される被験体の１つ以上の生理学的パラメーターをモニタリングするように構成されており；かつ、
コンピュータープロセッサーを含んでおり、該コンピュータープロセッサーは、１つ以上の生理学的パラメーターに応答して、閉塞要素が腎臓の下の位置において大静脈を塞ぐ程度を調節することを含んでいる。

いくつかの応用例については、閉塞要素は、腎臓の下の位置において膨張するように構成されたバルーンを含んでおり、かつ、コンピュータープロセッサーは、バルーンが膨張する程度を調節することによって、閉塞要素が腎臓の下の位置において大静脈を塞ぐ程度を調節するように構成されている。

いくつかの応用例については、閉塞要素は、拡張可能なフレームであってそれに覆われた材料を有する前記の拡張可能なフレームを含んでおり、かつ、コンピュータープロセッサーは、フレームが拡張する程度を調節することによって、閉塞要素が腎臓の下の位置において大静脈を塞ぐ程度を調節するように構成されている。

いくつかの応用例については、閉塞要素はノズルを含んでおり、かつ、コンピュータープロセッサーは、ノズルの開口部の直径を調節することによって、閉塞要素が腎臓の下の位置において大静脈を塞ぐ程度を調節するように構成されている。

いくつかの応用例については、１つ以上のセンサーは、被験体の心拍出量を示す被験体のパラメーターをモニタリングするように構成されており、かつ、コンピュータープロセッサーは、心拍出量を示すパラメーターに応答して、閉塞要素が腎臓の下の位置において大静脈を塞ぐ程度を調節するように構成されている。

いくつかの応用例については、１つ以上のセンサーは、心拍出量を示すパラメーターをモニタリングするように構成されたサーモダイリューションカテーテルを含んでいる。

いくつかの応用例については、１つ以上のセンサーはさらに、被験体の心前負荷を示す被験体のパラメーターをモニタリングするように構成されており、コンピュータープロセッサーは、心前負荷を示すパラメーターと組み合された心拍出量を示すパラメーターに応答して、閉塞要素が腎臓の下の位置において大静脈を塞ぐ程度を調節するように構成されている。

いくつかの応用例については、１つ以上のセンサーは、被験体の動脈血圧を示す被験体のパラメーターをモニタリングするように構成されており、かつ、コンピュータープロセッサーは、動脈血圧を示すパラメーターに応答して、閉塞要素が腎臓の下の位置において大静脈を塞ぐ程度を調節するように構成されている。

いくつかの応用例については、１つ以上のセンサーはさらに、被験体の心前負荷を示す被験体のパラメーターをモニタリングするように構成されており、コンピュータープロセッサーは、心前負荷を示すパラメーターと組み合された動脈血圧を示すパラメーターに応答して、閉塞要素が腎臓の下の位置において大静脈を塞ぐ程度を調節するように構成されている。

いくつかの応用例については、当該装置はさらに、大静脈と被験体のすべての腎静脈との接合点の下流である大静脈内の位置に配置されるように構成された血液ポンプを含んでおり、該血液ポンプは、該位置から大静脈を通して順方向に血液をポンピングすることによって、被験体の中心静脈圧に対して被験体の腎静脈圧を減少させるように構成されている。

いくつかの応用例については、コンピュータープロセッサーはさらに、１つ以上の生理学的パラメーターに応答して、血液ポンプが順方向に血液をポンピングする量を調節するように構成されている。

いくつかの応用例については、コンピュータープロセッサーは、１つ以上の生理学的パ
ラメーターに応答して、大静脈が腎臓の下の位置において塞がれる程度を調節することとともに、１つ以上の生理学的パラメーターに応答して、血液ポンプが順方向に血液をポンピングする量を調節するように構成されており：
被験体の腎静脈圧と被験体の下半身静脈圧との間の第１の比を維持し、かつ、
被験体の中心静脈圧と被験体の下半身静脈圧との間の第２の比を維持し、
第２の比が第１の比とは異なるようになっている。

さらに、本発明のいくつかの応用例によれば、装置が提供され、当該装置は：
被験体の大静脈内の腎臓の下の位置に配置されることおよび該位置から逆方向に血液をポンピングすることによって被験体の心前負荷を減少させるように構成された血液ポンプを含んでおり；
１つ以上のセンサーを含んでおり、該１つ以上のセンサーは、下半身静脈圧、中心静脈圧、中心静脈血流量、腎静脈圧、心臓の直径、心臓容積、動脈圧および動脈血流量よりなる群から選択される被験体の１つ以上の生理学的パラメーターをモニタリングするように構成されており；かつ、
コンピュータープロセッサーを含んでおり、該コンピュータープロセッサーは、１つ以上の生理学的パラメーターに応答して、血液ポンプが逆方向に血液をポンピングする量を調節するように構成されている。

いくつかの応用例については、１つ以上のセンサーは、被験体の心拍出量を示す被験体のパラメーターをモニタリングするように構成されており、かつ、コンピュータープロセッサーは、心拍出量を示すパラメーターに応答して、血液ポンプが逆方向に血液をポンピングする量を調節するように構成されている。

いくつかの応用例については、１つ以上のセンサーは、心拍出量を示すパラメーターをモニタリングするように構成されたサーモダイリューションカテーテルを含んでいる。

いくつかの応用例については、１つ以上のセンサーはさらに、被験体の心前負荷を示す被験体のパラメーターをモニタリングするように構成されており、かつ、コンピュータープロセッサーは、血液がポンピングされることを調節するように構成されており、該調節は、心前負荷を示すパラメーターと組み合された心拍出量を示すパラメーターに応答して、血液ポンプが逆方向に血液をポンピングする量を調節することを含んでいる。

いくつかの応用例については、１つ以上のセンサーは、被験体の動脈血圧を示す被験体のパラメーターをモニタリングするように構成されており、かつ、コンピュータープロセッサーは、動脈血圧を示すパラメーターに応答して、血液ポンプが逆方向に血液をポンピングする量を調節するように構成されている。

いくつかの応用例については、１つ以上のセンサーはさらに、被験体の心前負荷を示す被験体のパラメーターをモニタリングするように構成されており、かつ、コンピュータープロセッサーは、血液がポンピングされることを調節するように構成されており、該調節は、心前負荷を示すパラメーターと組み合された動脈血圧を示すパラメーターに応答して、血液ポンプが逆方向に血液をポンピングする量を調節することを含んでいる。

いくつかの応用例については、当該装置はさらに、大静脈と被験体のすべての腎静脈との接合点の下流である大静脈内の下流位置に配置されるように構成された第２の血液ポンプを含んでおり、該第２の血液ポンプは、大静脈と被験体のすべての腎静脈との接合点の下流である位置から大静脈を通して順方向に血液をポンピングすることによって、被験体の中心静脈圧に対して被験体の腎静脈圧を減少させるように構成されている。

いくつかの応用例については、コンピュータープロセッサーはさらに、１つ以上の生理学的パラメーターに応答して、第２の血液ポンプが下流位置から順方向に血液をポンピングする量を調節するように構成されている。

いくつかの応用例については、コンピュータープロセッサーは、血液が被験体の大静脈内の腎臓の下の位置において逆方向にポンピングされる量を調節することとともに、血液が下流位置から大静脈を通して順方向にポンピングされる量を調節することによって、第２の血液ポンプが１つ以上の生理学的パラメーターに応答して下流位置から順方向に血液をポンピングする量を調節するように構成されており：
被験体の腎静脈圧と被験体の下半身静脈圧との間の第１の比を維持し、かつ、
被験体の中心静脈圧と被験体の下半身静脈圧との間の第２の比を維持し、
第２の比が第１の比とは異なるようになっている。

本発明は、図面とともに考慮される、その実施形態の以下の詳細な説明からいっそう完全に理解されるであろう。

図１Ａ、図１Ｂおよび図１Ｃは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、被験体の大静脈内に配置された血液ポンプカテーテルの概略図であり、下流ポンプに対して遠位方向にはカテーテル上に上流ポンプが配置されている。 図１Ａ、図１Ｂおよび図１Ｃは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、被験体の大静脈内に配置された血液ポンプカテーテルの概略図であり、下流ポンプに対して遠位方向にはカテーテル上に上流ポンプが配置されている。 図１Ａ、図１Ｂおよび図１Ｃは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、被験体の大静脈内に配置された血液ポンプカテーテルの概略図であり、下流ポンプに対して遠位方向にはカテーテル上に上流ポンプが配置されている。 図２Ａ、図２Ｂ、図２Ｃ、図２Ｄおよび図２Ｅは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、互いとは逆方向に血液をポンピングするように構成されたインペラの配置構成の概略図である。 図２Ａ、図２Ｂ、図２Ｃ、図２Ｄおよび図２Ｅは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、互いとは逆方向に血液をポンピングするように構成されたインペラの配置構成の概略図である。 図３は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、被験体の右頸静脈を通して被験体の大静脈の中に挿入された図１Ａ、図１Ｂおよび図１Ｃのカテーテルの概略図である。 図４は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、被験体の大腿静脈を通して被験体の大静脈の中に挿入された血液ポンプカテーテルの概略図であり、上流ポンプに対して遠位方向にはカテーテル上に下流ポンプが配置されている。 図５Ａおよび図５Ｂは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、下流ポンプと、バルーン（図５Ａ）または覆われたフレーム（図５Ｂ）のような閉塞要素とを含むカテーテルの概略図である。 図６は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、被験体の大静脈内に配置された血液ポンプカテーテルの概略図であり、下流ポンプに対して遠位方向にはカテーテル上に上流ポンプが配置されており、かつ、上流ポンプと下流ポンプの間には支持ステントが配置されている。 図７Ａ、図７Ｂ、図７Ｃ、図７Ｄおよび図７Ｅは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、被験体の大静脈内に配置するための血流ポンプカテーテルの概略図であり、下流インペラに対して遠位方向にはカテーテル上に上流インペラが配置されており、上流インペラおよび下流インペラは、上流インペラおよび下流インペラの間の大静脈の一部の壁部を支持する支持ケージ内に配置されている。 図７Ａ、図７Ｂ、図７Ｃ、図７Ｄおよび図７Ｅは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、被験体の大静脈内に配置するための血流ポンプカテーテルの概略図であり、下流インペラに対して遠位方向にはカテーテル上に上流インペラが配置されており、上流インペラおよび下流インペラは、上流インペラおよび下流インペラの間の大静脈の一部の壁部を支持する支持ケージ内に配置されている。 図７Ａ、図７Ｂ、図７Ｃ、図７Ｄおよび図７Ｅは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、被験体の大静脈内に配置するための血流ポンプカテーテルの概略図であり、下流インペラに対して遠位方向にはカテーテル上に上流インペラが配置されており、上流インペラおよび下流インペラは、上流インペラおよび下流インペラの間の大静脈の一部の壁部を支持する支持ケージ内に配置されている。 図７Ａ、図７Ｂ、図７Ｃ、図７Ｄおよび図７Ｅは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、被験体の大静脈内に配置するための血流ポンプカテーテルの概略図であり、下流インペラに対して遠位方向にはカテーテル上に上流インペラが配置されており、上流インペラおよび下流インペラは、上流インペラおよび下流インペラの間の大静脈の一部の壁部を支持する支持ケージ内に配置されている。 図７Ａ、図７Ｂ、図７Ｃ、図７Ｄおよび図７Ｅは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、被験体の大静脈内に配置するための血流ポンプカテーテルの概略図であり、下流インペラに対して遠位方向にはカテーテル上に上流インペラが配置されており、上流インペラおよび下流インペラは、上流インペラおよび下流インペラの間の大静脈の一部の壁部を支持する支持ケージ内に配置されている。 図８Ａ、図８Ｂおよび図８Ｃは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、血液ポンプを用いて実行された実験の最中に被験体の左腎静脈および右腎静脈のモデルにおいて記録された圧力低下を示すグラフである。 図８Ａ、図８Ｂおよび図８Ｃは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、血液ポンプを用いて実行された実験の最中に被験体の左腎静脈および右腎静脈のモデルにおいて記録された圧力低下を示すグラフである。 図８Ａ、図８Ｂおよび図８Ｃは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、血液ポンプを用いて実行された実験の最中に被験体の左腎静脈および右腎静脈のモデルにおいて記録された圧力低下を示すグラフである。 図９Ａおよび図９Ｂは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、被験体の大静脈内に配置するための血液ポンプカテーテルの概略図であり、下流インペラに対して近位方向にはカテーテル上に上流インペラが配置されており、上流インペラおよび下流インペラは、上流インペラおよび下流インペラの間の大静脈の一部の壁部を支持する支持ケージ内に配置されている。 図１０Ａ、図１０Ｂ、図１０Ｃおよび図１０Ｄは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、開口遠位端を有する支持スリーブ、および／または、それとともに用いるためのインペラケージの概略図である。 図１０Ａ、図１０Ｂ、図１０Ｃおよび図１０Ｄは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、開口遠位端を有する支持スリーブ、および／または、それとともに用いるためのインペラケージの概略図である。 図１１Ａ、図１１Ｂおよび図１１Ｃは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、形状記憶アロー（ａｌｌｏｗ）（ニチノールのような）の単一のチューブから形成されたインペラケージおよび支持スリーブ、ならびに、インペラケージの端部のうちの１つを閉じた状態で保持するように構成されたケージ組立要素の概略図である。 図１１Ａ、図１１Ｂおよび図１１Ｃは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、形状記憶アロー（ニチノールのような）の単一のチューブから形成されたインペラケージおよび支持スリーブ、ならびに、インペラケージの端部のうちの１つを閉じた状態で保持するように構成されたケージ組立要素の概略図である。 図１２は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、被験体の左腎静脈および右腎静脈の中に挿入されたインペラベースの血液ポンプの概略図である。 図１３Ａおよび図１３Ｂは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、インペラの長手方向軸を血管の局所的長手方向軸と実質的に整列させるように構成された半径方向に突き出た支持アームを含むインペラケージの概略図である。 図１４は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、インペラベースの血液ポンプのシャフト上に配置された圧力センサーの概略図である。 図１５は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、被験体の右心房から被験体の冠状静脈洞の中へと血液をポンピングするように構成された血液ポンプの概略図である。 図１６は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、下流ポンプとバルーンとを含むカテーテルの概略図である。 図１７は、本発明のいくつかの応用例にしたがって実行された実験に用いられた装置の概略図である。 図１８は、本発明のいくつかの応用例にしたがって実行された実験の結果を示すグラフである。 図１９Ａおよび図１９Ｂは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、血液ポンプの概略図である。 図１９Ａおよび図１９Ｂは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、血液ポンプの概略図である。 図１９Ｃは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、インペラおよび支持ケージをクリンピング（ｃｒｉｍｐｉｎｇ；捲縮）する前にインペラおよび支持ケージが配置される相対配置を示す概略図である。図１９Ｄは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、血液ポンプのインペラの概略図である。 図２０Ａおよび図２０Ｂは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、血液ポンプのインペラの概略図である。 図２１Ａおよび図２１Ｂは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、インペラ、インペラケージおよび円錐台状支持ケージを含む血液ポンプの概略図である。 図２２Ａおよび図２２Ｂは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、閉塞要素および血液ポンプの概略図であり、閉塞要素または血液ポンプは、被験体の腎臓の下の大静脈に（すなわち、大静脈と被験体の腎静脈のすべてとの接合点の上流である大静脈内に）配置されている。図２２Ｃは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、下流ポンプおよび上流バルーンを含むカテーテルの概略図である。 図２３は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、図２２Ａの閉塞要素または図２２Ｂの血液ポンプが用いられる時の、（ａ）心前負荷と（ｂ）心拍出量および／または動脈圧との間の関係を示す曲線である。

実施形態の詳細な説明
本発明のいくつかの応用例にしたがう、ガイドカテーテル２３を通して被験体の大静脈２２内に配置された血液ポンプカテーテル２０の概略図である図１Ａ～図１Ｃを参照すると、下流ポンプ２４Ｄに対して遠位方向にはカテーテル上に上流ポンプ２４Ｕが配置されている。典型的には、血液ポンプカテーテル２０の遠位部は、カテーテルが拘束されていない状態にある時には直線状であるように構成されており、上流ポンプおよび下流ポンプの両方が大静脈内にカテーテルの軸に沿って配置されるようになっている。

上流ポンプ２４Ｕおよび下流ポンプ２４Ｄはそれぞれ、典型的には、半径方向に拡張可能なインペラケージ３０の内部に配置された半径方向に拡張可能なインペラ２８を含んでいる。典型的には、インペラ２８およびインペラケージ３０は、インペラおよびケージに対して作用する任意の半径方向に拘束する力の不存在下ではその半径方向に拡張した構成をとるように設定された形状である。血液ポンプは、血液ポンプがガイドカテーテルの内部で半径方向に拘束された構成にある間に被験体の大静脈の中に挿入され、かつ、被験体の大静脈の内部でガイドカテーテルから解放されることによって実質的に半径方向に拘束
されていない構成をとるように構成されている。（いくつかの応用例については、大静脈において、血液ポンプは、大静脈の壁部が血液ポンプに半径方向の圧縮力を加えることに起因して、完全に半径方向に拘束されていない状態にはならないであろうことが注目される。）いくつかの応用例については、例えばＳｃｈｗａｍｍｅｎｔｈａｌへの米国特許出願公開第２０１６／００２２８９０号明細書（参照によって本明細書に組み込まれる）に記載の装置および方法にしたがい、係合機構がインペラおよびケージを互いに対して係合させ、ケージが半径方向に拘束されるようになることに応答して、インペラが半径方向に拘束されるようになるようになっている。

用語「インペラ」は概して、本明細書では、例えば図１Ａ～図１Ｃに示されているようなブレード付きローターを示すのに用いられることが注目される。ブレード付きローターが血管（大静脈２２のような）の内部に配置され、かつ、回転する時、ブレード付きローターは、血管を通る血液の流れを修正することによって、および／または、インペラの上流端と下流端との間に圧力差を作り出すことによってインペラとして機能する。

参照数字２４は概して、本願において血液ポンプを示すのに用いられることが注目される。上流に配置されたポンプが参照される時、参照数字２４Ｕが用いられ、かつ、下流に配置されたポンプが参照される時、参照数字２４Ｄが用いられる。同様に、本願においては、インペラを示すのに参照数字２８が概して用いられる。上流に配置されたインペラが参照される時、参照数字２８Ｕが用いられ、かつ、下流に配置されたインペラが参照される時、参照数字２８Ｄが用いられる。

血液ポンプカテーテル２０は、典型的には、被験体の大静脈２２の内部に配置され、かつ、その中で作動して、心機能不全、うっ血性心不全、腎血流量の低下、腎血管抵抗の上昇、動脈性高血圧、糖尿病および／または腎機能不全を患う被験体の急性治療を提供する。例えば、血液ポンプカテーテルは、１時間より長く（例えば、１日より長く）、１週間より短い（例えば、４日より短い）期間および／または１時間～１週間の間（例えば、１日～４日の間）、被験体の大静脈の内部に配置され、かつ、その中で作動してもよい。いくつかの応用例については、血液ポンプカテーテルは、被験体の大静脈の内部に慢性的に配置されて、心機能不全、うっ血性心不全、腎血流量の低下、腎血管抵抗の上昇、動脈性高血圧、糖尿病および／または腎機能不全を患う被験体の慢性治療を提供する。いくつかの応用例については、本発明に記載の技術にしたがって、数週間、数か月または数年にわたって、被験体に対して治療のコースが適用され、その期間の最中、血液ポンプカテーテルは被験体の大静脈の内部に断続的に配置され、かつ、被験体は断続的に治療される。例えば、被験体は、数日、数週間または数か月の間隔で断続的に治療されてもよい。

いくつかの応用例については、血液ポンプカテーテル２０は、図１Ａに示されているように、被験体の鎖骨下静脈４０を通して大静脈２２の中に挿入される。典型的には、血液ポンプカテーテルは、蛍光透視撮像下で挿入される。代替的には、血液ポンプカテーテルは、超音波撮像下で挿入され、放射能および／または造影剤に対する被験体の曝露を減少させるようになっている。カテーテルは、上流ポンプ２４Ｕが大静脈と被験体の腎静脈４２のすべてとの接合点の上流に配置されるように、かつ、下流ポンプ２４Ｄが大静脈と被験体の腎静脈のすべてとの接合点の下流に配置されるように大静脈の中に配置される。典型的には、上流ポンプは、腎静脈から離れるように上流方向に大静脈を通して血液をポンピングするように構成されており、かつ、下流ポンプは、腎静脈から離れるように下流方向に大静脈を通して血液をポンピングするように構成されている。

ポンプ２４Ｕおよびポンプ２４Ｄが両方とも上記の様式で血液をポンピングすることの効果は、それらポンプ同士の間において、かつ、大静脈と腎静脈との接合点に隣接して、大静脈の低圧領域が存在し、該低圧領域内では、血圧が被験体の中心静脈圧より低いこと
である。機能上、この領域は、大静脈内のコンパートメントとして見られてもよく、該コンパートメント内では、血圧が、大静脈内のその他の場所の血圧とは無関係に制御される（ポンプ２４Ｕおよびポンプ２４Ｄを制御することによって）。このことは、典型的には、腎静脈から大静脈の中への血流量を増大させ、被験体の腎静脈内の圧力を低下させ、かつ、腎潅流が増大することを引き起こす。腎静脈および大静脈を通る血流に対するポンプ２４Ｕおよびポンプ２４Ｄの効果は、図１Ｂにおいて矢印４４によって示されている。

上記されたように、血液ポンプ２４Ｕおよび血液ポンプ２４Ｄを作動させることの効果は、それらのポンプ間に大静脈の低圧領域が存在することである。しかしながら、典型的には、ポンプは同時に作動し、大静脈内のその他の部分内の圧力が、血液ポンプカテーテル２０が作動していない時と比べて、実質的に不変であるようになっている。例えば、ポンプは典型的には同時に作動し、下流ポンプ２４Ｄの下流の大静脈内の圧力が、血液ポンプカテーテル２０が作動していない時と比べて、実質的に増大しないようになっている。同様に、ポンプは典型的には同時に作動し、上流ポンプ２４Ｕの上流の大静脈内の圧力が、血液ポンプカテーテル２０が作動していない時と比べて、実質的に増大しないようになっている。これは、ポンプが典型的には同時に作動し、２つのポンプの間の領域の外側では、上流ポンプおよび下流ポンプによるポンピングの効果が圧力に関して相殺されるようになっているからである。腎静脈から大静脈の中への血流量が増大することに起因して、下流ポンプの下流および上流ポンプの上流の大静脈内において、圧力がいくぶん増加する可能性があることが注目される。

同様に、ポンプは典型的には同時に作動し、上流ポンプの上流および下流ポンプから下流の領域から大静脈への静脈還流量が、血液ポンプカテーテル２０が作動していない時と比べて、実質的に不変であるようになっている。この様式では、ポンプは典型的には同時に作動し、ポンプ間の領域における圧力および流量に対しては概して相乗的な効果を有するが、該領域の外側では圧力および流量に対して拮抗効果を有し、該領域の外側では２つのポンプの効果が典型的には実質的に相殺されるようになっている。

典型的には、血液ポンプカテーテル２０は、腎静脈を通って大静脈の中に入る血流の割合は高めるが、腎静脈を通る、または腎静脈から大静脈への流れの自然な方向に対して（すなわち、血液ポンプカテーテルによるポンピングの不存在下での血流に対して）血流の方向の実質的な変化は引き起こさない様式で血液をポンピングする。すなわち、血液ポンプカテーテルは、例えば腎静脈から被験体の静脈の別の部分（大静脈内の上流位置のような）の中へと血液をポンピングするのではなく、腎静脈を通って、その後、腎静脈に隣接した大静脈の部分の中に直接入るように下流方向に血液をポンピングする。下流方向における下流ポンプのポンピングに起因して、腎静脈から腎静脈より下の大静脈の部分へのいくぶんの血流が存在する可能性があることが注目される。さらに典型的には、血液ポンプカテーテル２０は、被験体の静脈系から血液ポンプの人工ルーメンのような非静脈性レセプタクルの中への血液を除去することを伴わずに腎静脈を通る血流を向上させる。

上記されたように、典型的には、血液ポンプカテーテル２０は、心機能不全、うっ血性心不全、腎血流量の低下、腎血管抵抗の上昇、動脈性高血圧、糖尿病および／または腎機能不全を患う被験体の大静脈の内部に配置される。典型的には、例えばＳｃｈｗａｍｍｅｎｔｈａｌへの米国特許出願公開第２０１６／００２２８９０号明細書（参照によって本明細書に組み込まれる）の図４Ｂを参照して記載されるように、かかる被験体の大静脈において血液ポンプカテーテルを作動させることは、たとえ被験体の中心静脈圧が上昇したとしても、被験体の腎静脈圧プロファイルの低下および平坦化を引き起こし、かつ、追加的な効果を有する。

典型的には、上流ポンプ２４Ｕおよび下流ポンプ２４Ｄはそれぞれ、インペラ２８（例
えば、Ｓｃｈｗａｍｍｅｎｔｈａｌへの米国特許出願公開第２０１６／００２２８９０号明細書（参照によって本明細書に組み込まれる）に記載のインペラのうちのいずれか１つ）を含んでいる。各応用例にしたがって、インペラ２８は、単一のブレードを有していてもよく、２つのブレード（例えば、Ｓｃｈｗａｍｍｅｎｔｈａｌへの米国特許出願公開第２０１６／００２２８９０号明細書（参照によって本明細書に組み込まれる）に記載されているような）を有していてもよく、３つのブレード（例えば、Ｓｃｈｗａｍｍｅｎｔｈａｌへの米国特許出願公開第２０１６／００２２８９０号明細書に記載されているような）を有していてもよく、３つより多いブレードを有していてもよい。いくつかの応用例については、血液ポンプ２４Ｕおよび血液ポンプ２４Ｄの一方または両方が、１つより多いインペラを含んでいる。典型的には、その他の事情が同じであれば、ポンプを用いて所定の血液の流れを作り出すために、ポンプのうちの少なくとも一方において１つより多いインペラを用いることによって、ポンプ内の各インペラに影響を与える力は、ポンプにおいて単一のインペラが用いられる場合より小さい。

いくつかの応用例については、ポンプの一方または両方が、半径方向に拡張可能なインペラケージ３０を含んでいる。いくつかの応用例については、インペラケージ３０は、大静脈の内壁を開いた状態で保持し、かつ、インペラから大静脈の内壁を分離するように構成されており、大静脈がインペラによって傷付けられないようになっている。代替的には、インペラケージは、ケージが大静脈の内壁を開いた状態で保持するのに用いられないようにサイズ決めされる（ケージの直径は、少なくとも何名かの被験体においては、大静脈のものより小さい）。かかる場合でさえ、ケージは、典型的には、例えば大静脈の壁部が少なくとも部分的に内側に潰れる場合に、インペラから大静脈の内壁を分離するように機能し、大静脈がインペラによって傷付けられないようになっている。かかる応用例は、例えば図９Ａ～図９Ｂを参照して記載されている。

上記されたように、典型的には、インペラ２８およびケージ３０は、インペラおよび／またはケージに対して作用する任意の半径方向に拘束する力の不存在下ではその半径方向に拡張した構成をとるように設定された形状である。いくつかの応用例については、例えばＳｃｈｗａｍｍｅｎｔｈａｌへの米国特許出願公開第２０１６／００２２８９０号明細書（参照によって本明細書に組み込まれる）に記載の装置および方法にしたがい、係合機構がインペラおよびケージを互いに対して係合させ、ケージが半径方向に拘束されるようになることに応答して、インペラが半径方向に拘束されるようになるようになっている。いくつかの応用例については、ケージ３０の不撓性は、大静脈の内壁によってケージに対してかけられる圧力がケージを変形させない程十分に大きい。ケージは、そのことによって、大静脈の内壁からの圧力によって変形することからインペラを保護する。かかる応用例は、例えば図９Ａ～図９Ｂを参照して、以下に記載されている。

ここで図１Ｃを参照すると、典型的には、血液ポンプカテーテル２０が大静脈２２の内部に配置される時、インペラ２８およびインペラケージ３０は、ケージに対して大静脈の壁部によってかけられる比較的小さい半径方向の力に起因して、実質的に半径方向に拘束されていない。（いくつかの応用例については、大静脈において、インペラおよび／またはインペラケージは、大静脈の壁部が血液ポンプに半径方向の圧縮力を加えることに起因して、完全に半径方向に拘束されていない状態にはならないであろうことが注目される。）いくつかの応用例については、インペラケージは、例えば図１Ｃに示されているように、インペラケージが大静脈の内部でその半径方向に拘束されていない構成をとる時に、大静脈の内壁と接触するように構成されている。かかる応用例については、インペラ２８の全長ＳＰが、インペラが大静脈の内部でその拘束されていない構成にある時には、１４ｍｍより大きく（例えば、１６ｍｍより大きく）、および／または、２８ｍｍより小さく（例えば、２２ｍｍより小さく）、例えば、１４～２８ｍｍまたは１６～２２ｍｍである。典型的には、かかる応用例については、ケージ３０の直径Ｄが、ケージが大静脈の内部で
その拘束されていない構成にある時には、１４ｍｍより大きく（例えば、１６ｍｍより大きく）、および／または、４０ｍｍより小さく（例えば、３５ｍｍより小さく）、例えば、１４～４０ｍｍまたは１６～３５ｍｍである。さらに典型的には、血液ポンプカテーテル２０が本明細書に記載されるように腎静脈から被験体の大静脈の中への血流を向上させるのに用いられる時、カテーテルの長手方向軸に沿って測定される上流ポンプおよび下流ポンプのインペラの中心間の長手方向距離Ｄｌが、典型的には、３ｃｍより大きく（例えば、６ｃｍより大きく）、および／または、１８ｃｍより小さく（例えば、１４ｃｍより小さく）、例えば、３～１８ｃｍまたは６～１４ｃｍである。いくつかの応用例については、距離Ｄｌは調節可能であり、かつ、被験体に対して実行される測定に基づいて設定される。

いくつかの応用例については、例えば図９Ａ～図９Ｂを参照して下記に記載されているように、インペラ３０は、その半径方向に拘束されていない構成では、ケージが少なくとも何名かの被験体においては大静脈のものより小さい直径を有するように構成されている。

いくつかの応用例については、上流ポンプ２４Ｕおよび下流ポンプ２４Ｄのインペラ２８は、それぞれの回転速度で回転し、上流方向および下流方向における血液のポンピングがそれぞれの速度で実行されることを引き起こす。代替的には、インペラは、同一の回転速度で（かつ、典型的には同一方向に）回転するが、インペラは、血液が各インペラによってそれぞれ上流方向および下流方向にポンピングされる量が等しくないようにサイズ決めされ、成形され、および／または配向される。

典型的には、被験体の身体の外側には、制御ユニット５２およびユーザーインターフェース５４が配置される。さらに典型的には、制御ユニットは、例えば図１Ａ～図１Ｃに示されているように、１つ以上の圧力センサー５６、５８および／または６０からの入力を受け取る。

いくつかの応用例によれば：
（ａ）上流血液ポンプ２４Ｕの上流側に圧力センサー５６が配置され、かつ、大静脈の低圧領域の上流の大静脈内の圧力を測定するように構成されており、該圧力は、典型的には、被験体の下半身内の静脈圧を示しており；
（ｂ）２つの血液ポンプの間に圧力センサー５８が配置され、かつ、２つの血液ポンプの間の大静脈の低圧領域内の圧力を測定するように構成されており、該圧力は、典型的には、被験体の腎静脈内の血圧を示しており；および／または、
（ｃ）下流血液ポンプ２４Ｄの下流側に圧力センサー６０が配置され、かつ、大静脈の低圧領域の下流の大静脈内の圧力を測定するように構成されており、該圧力は、典型的には、被験体の右心近傍の被験体の中心静脈圧を示している。

いくつかの応用例については、血液ポンプカテーテル２０は、２つの血液ポンプの間に配置された圧力センサー５８を含んでおり、かつ、２つの血液ポンプの間の大静脈の低圧領域内の圧力を測定するように構成されており、該圧力は、典型的には、被験体の腎静脈内の血圧を示しており、かつ、血液ポンプカテーテルは、圧力センサー５６または圧力センサー６０を含んでいない。

いくつかの応用例については、制御ユニット５２は、上記入力の１つ以上に応答して、例えばインペラ２８の回転を制御することによって、ポンプ２４Ｕおよびポンプ２４Ｄを制御する。典型的には、ユーザーインターフェース５４は、センサー５６、センサー５８および／またはセンサー６０によって生成される信号に基づいて、被験体の現在の下半身静脈圧、腎静脈圧および／または中心静脈圧を表示する。典型的には、被験体の下半身静
脈圧、腎静脈圧および／または中心静脈圧の現在の値に基づいて、ユーザー（医療従事者のような）が、ユーザーインターフェースを介して被験体の腎静脈圧についての標的値を入力する。そのことに応答して、制御ユニット５２は、インペラの回転の速度を制御し、インペラが、ユーザーによって示されたように標的レベルに向けて腎静脈圧を減少させるような流速で腎静脈から離れるように血液をポンピングするようになっている。いくつかの応用例については、中心静脈圧が標的腎静脈圧にあることを示すセンサー６０から受け取られた信号に応答して、制御ユニットは、インペラが回転することを停止させる。いくつかの応用例については、制御ユニットは、追加のセンサー（例えばＳｃｈｗａｍｍｅｎｔｈａｌへの米国特許出願公開第２０１６／００２２８９０号明細書（参照によって本明細書に組み込まれる）の図２２Ａｉ～図２２Ｃｉｉを参照して記載されるような、流量センサーおよび／または酸素飽和センサーおよび／または感熱式流量センサー）からの入力を受け取り、かつ、制御ユニットは、追加のセンサーからの入力に応答して、インペラの回転の速度を制御する。

制御ユニット５２は、典型的には、コンピュータープロセッサーを含んでおり、該コンピュータープロセッサーは、回路を有し、かつ、本明細書に記載のアクションを実行するように構成されていることが注目される。典型的には、コンピュータープロセッサーによって実行される本明細書に記載の作動は、コンピュータープロセッサーと通信している現実の物理的な物品であるメモリーの物理的な状態を、用いられるメモリーの技術に基づいて、異なる磁極性、電荷などを有するように変化させる。制御ユニット５２は、典型的には、専用コンピューターを作り出すようにというコンピュータープログラム命令でプログラミングされたハードウェアデバイスである。例えば、本明細書に記載の技術を実行するようにプログラミングされる時、制御ユニット５２は、専用の、腎静脈圧調節コンピュータープロセッサーとして作用する。

ユーザーインターフェース５４は、典型的には、ユーザーから入力を受け取り、および／または、ユーザーに出力を提供するように構成された任意のタイプのユーザーインターフェースを含んでいることがさらに注目される。例えば、ユーザーインターフェースは、１つ以上の入力デバイス（キーボード、マウス、トラックボール、ジョイスティック、タッチスクリーンモニター、タッチパッド、音声コマンドインターフェース、スマートフォン、タブレットコンピューターおよび／もしくは本技術分野で既知のその他のタイプの入力デバイスのような）ならびに／または１つ以上の出力デバイス（モニター、音声出力デバイス、スマートフォン、タブレットコンピューターおよび／もしくは本技術分野で既知のその他のタイプの出力デバイスのような）を含んでいてもよい。

ここで図２Ａ、図２Ｂ、図２Ｃ、図２Ｄおよび図２Ｅを参照すると、該図は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、互いに反対方向に血液をポンピングするように構成されたインペラ２８Ｕとインペラ２８Ｄとの配置構成の概略図である。（説明の目的で、典型的にはインペラは上記されたようにインペラケージ３０とともに用いられるが、図２Ａ～図２Ｅはインペラケージの不存在下でのインペラを示している。）

典型的には、ポンプ２４Ｕおよびポンプ２４Ｄのインペラは、１つ以上のモーター４６に連結され（図１Ａ）、該１つ以上のモーター４６は、１つ以上の回転シャフトを介してインペラに回転運動を与え、該シャフトは、血液ポンプカテーテル２０の内部に収容される。各応用例によれば、モーターは、被験体の身体の外側に配置され（図示されているように）、または、被験体の身体の内部に配置される（図示せず）。

ここで図２Ａを参照すると、いくつかの応用例については、上流ポンプ２４Ｕおよび下流ポンプ２４Ｄのインペラ２８は、外部基準点から見た時、互いに同一の回転方向（例えば、矢印４８の方向（すなわち、時計回り）または反時計回り）に回転するが、インペラ
は、この回転の方向におけるインペラの回転が、インペラがそれぞれの反対方向に血液をポンピングすることを引き起こすようにカテーテル上に配置される。「外部基準点から見た時」のインペラの回転方向は、いずれのインペラとも同一の回転運動を経験していない任意の点から観察した時のインペラの回転運動の方向を意味するものと解釈されるべきであることが注目される。

典型的には、かかる応用例については、両方のインペラを回転させるのに単一のモーターが用いられる。モーターから近位インペラへと回転運動を与えるのに、シャフト５０が用いられる。シャフト５０と直列である追加のシャフト５１が、近位インペラを遠位インペラに連結させ、かつ、近位インペラから遠位インペラへと回転運動を与える。いくつかの応用例については、単一の直列したシャフトを用いて上流ポンプ２４Ｕおよび下流ポンプ２４Ｄの両方のインペラ２８に回転を与えることによって、血液ポンプカテーテル２０の直径は、上流インペラおよび下流インペラに回転を与えるのに並列のシャフトが用いられた場合と比べて減少する。

いくつかの応用例については、上流ポンプ２４Ｕおよび下流ポンプ２４Ｄのインペラ２８のインペラブレードの角度および／または配向は、インペラがそれぞれの反対方向に血液をポンピングすることを引き起こすようなものであってもよい。いくつかの応用例については、図２Ａに示されているように、各インペラは、他方の鏡像となるように成形され、および／または、配向され、反射軸は、インペラの長手方向軸に直交する。かかる応用例については、上流インペラおよび下流インペラは、互いに反対の回転方向（ｈａｎｄｅｄｎｅｓｓ）のものであり、インペラのうちの第１のものは左回りのインペラであり、インペラのうちの他方は右回りのインペラである。互いに平行に位置決めされた反対の回転方向のインペラは、互いに同一方向を向き、かつ、互いに反対の回転方向に回転し、互いに同一方向の流れを作り出す場合が一般的である。本発明のいくつかの応用例によれば、上流インペラおよび下流インペラは、インペラが互いに反対方向を向くようにシャフト５１上に配置される。上記されたように、かかる応用例については、インペラは、外部基準点から見た時、典型的には、互いに同一の回転方向に回転する。インペラが（ａ）互いに反対の回転方向のものであること、および、（ｂ）反対方向に向くことの結果は、インペラがシャフト５１によって定められる軸の周りを互いに同一方向に回転する時にインペラが互いに反対方向に血液をポンピングすることである。

典型的には、下流インペラのブレードは、下流インペラが矢印４８の方向に回転するにつれて、下流インペラが下流方向にポンピングするように配向される。上流インペラのブレードは、上流インペラが矢印４８の方向に回転するにつれて、上流インペラが上流方向にポンピングするように配向される。

ここで図２Ｂを参照すると、いくつかの応用例については、上流インペラ２８Ｕおよび下流インペラ２８Ｄは、外部基準点から見た時、互いに反対方向に回転し、互いに反対方向の血流を作り出す。例えば、互いに同一の回転方向のものであり、かつ、互いに同一方向を向くインペラが用いられてもよい。いくつかのかかる応用例については、両方のインペラを回転させるのに単一のモーターが用いられる。モーターから近位インペラへと回転運動を与えるのに、シャフト５０が用いられる。シャフト５０と直列である追加のシャフト５１が、近位インペラを遠位インペラに連結させ、かつ、近位インペラから遠位インペラへと回転運動を与える。近位インペラと遠位インペラの間には、歯車機構７０が配置され（例えば、図示されているようにシャフト５１に沿って）、かつ、近位インペラから遠位インペラへと与えられる回転運動の方向を反対にするように構成されており、遠位インペラが近位インペラの回転の方向とは反対の回転の方向に回転するようになっている。例えば、図２Ｂに示されているように、下流インペラ（この場合は、近位インペラである）は矢印４８の方向に回転し、一方で、上流インペラは矢印７２の方向（すなわち、矢印４
８のものとは反対方向）に回転する。

いくつかの応用例については、下流インペラを上流インペラと同一方向に回転させる（例えば、図２Ａに示されているように）のではなく、下流インペラを上流インペラとは反対方向に回転させること（例えば、図２Ｂに示されているように）が有利である。いくつかの応用例については、下流インペラが上流インペラと同一方向に回転すれば、その時は、下流インペラに影響を与える大静脈を通って流れる血液が、下流インペラの回転の方向の回転運動を既に少なくとも部分的に経験している（上流インペラによって血流に与えられた回転運動のおかげで）。血液が既に下流インペラと同一方向の回転運動を経験していることに起因して、血流に対する下流インペラの回転運動の効果は、血流が未だに下流インペラと同一方向の回転運動を経験していない場合または血液が下流インペラのものとは反対方向の回転運動を経験している場合より小さい。したがって、いくつかの応用例については、上流インペラおよび下流インペラは、例えば図２Ｂ、図２Ｄまたは図２Ｅのうちのいずれか１つを参照して記載される技術を用いて、互いに反対方向に回転することによって、互いに反対方向に血液をポンピングするように構成されている。

ここで図２Ｃを参照すると、いくつかの応用例については、上流ポンプ２４Ｕおよび下流ポンプ２４Ｄのインペラ２８は、外部基準点から見た時、互いに同一の回転方向（すなわち、矢印４８の方向（時計回り）または反時計回り）に回転するが、インペラは、この回転の方向のインペラの回転が、インペラがそれぞれの反対方向に血液をポンピングすることを引き起こすようにカテーテル上に配置される。図２Ｃに示されている構成は、概して、図２Ａのものと同様であり、インペラは互いに反対の回転方向のものであり、かつ、互いに反対方向を向いている。しかしながら、図２Ｃに示されている構成では、上流インペラおよび下流インペラの間に追加のインペラ７４が配置されている。インペラ７４は、積極的に回転しないように構成されている。血流の方向を示す２次元の矢印によって示されているように、上流インペラによって回転した血液がインペラ７４に影響を与え、血流の回転運動が少なくとも部分的に減少することを引き起こす。血流の回転運動の減少に起因して、血流に対する下流インペラの回転の効果は、インペラ７４の不存在下より大きい。

ここで図２Ｄを参照すると、いくつかの応用例については、インペラのうちの第１のものを第１の方向に回転させるのにモーター４６が用いられる。例えば、図２Ｄに示されているように、モーター４６は、矢印４８の方向（すなわち、時計回り）に下流インペラ２８Ｄを回転させるのに用いられる。インペラのうちの第２のものを第１の方向とは反対方向に回転させるのに、第２のモーター７５が用いられる。例えば、図２Ｄに示されているように、モーター７５は、矢印７２の方向（すなわち、反時計回り）に上流インペラ２８Ｕを回転させるのに用いられる。第１のモーター４６から第１のインペラへと第１の回転シャフト７６が延びており、かつ、第１のインペラに第１の方向の回転運動を与える。第２のモーター７５から第２のインペラへと第２の回転シャフト７８が延びており、かつ、第２のインペラに第１の方向とは反対方向の回転運動を与える。典型的には、血液ポンプカテーテル２０内では、第１の回転シャフト７６および第２の回転シャフト７８は、図示されているように互いに同軸である。いくつかのかかる応用例については、上流インペラ２８Ｕおよび下流インペラ２８Ｄとして、互いに同一の回転方向のものであるインペラが用いられる。

ここで図２Ｅを参照すると、該図は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、各カテーテル６６および６８上に配置された上流ポンプ２４Ｕおよび下流ポンプ２４Ｄの概略図である。いくつかの応用例については、被験体の大腿静脈を通して、または、被験体の下大静脈より下の別の静脈を通して挿入されたガイドカテーテル６７を通して、大静脈２２の中に第１のカテーテル６６が挿入される。上流血液ポンプ２４Ｕは、第１のカテーテル上
に配置され、かつ、大静脈と被験体の腎静脈のすべてとの接合点の上流の大静脈内に配置され、かつ、上記された様式で大静脈を通して血液をポンピングするように構成されている。被験体の頸静脈、鎖骨下静脈を通して、または、被験体の下大静脈より上の異なる静脈を通して挿入されたガイドカテーテル６９を通して、大静脈の中に第２のカテーテル６８が挿入される。下流血液ポンプ２４Ｄは、第２のカテーテル上に配置され、かつ、大静脈と被験体の腎静脈のすべてとの接合点の下流の大静脈内に配置され、かつ、上記された様式で大静脈を通して血液をポンピングするように構成されている。

上流血液ポンプおよび下流血液ポンプがインペラを含んでいる応用例については、典型的には、各モーター４６および７５（例えば、図２Ｄに示されているような）は、インペラの回転を制御するのに用いられる。いくつかの応用例については、図２Ｄを参照して上記されたように、モーター４６は下流ポンプを第１の方向（例えば、矢印４８の方向）に回転させ、かつ、モーター７５は上流ポンプを反対方向（例えば、矢印７２の方向）に回転させる。さらに典型的には、制御ユニット５２（図１Ａ）は、両方のポンプを制御する（例えば、インペラの回転の速度を制御することによって）。いくつかの応用例については、第１のカテーテルおよび／または第２のカテーテルの上に圧力センサー５６、圧力センサー５８および圧力センサー６０が配置され、かつ、それぞれ下半身静脈圧、腎静脈圧および中心静脈圧の指標を検出するように構成されている。制御ユニットは、上記された技術にしたがって、検出された指標に応答して上流ポンプおよび下流ポンプの作動を制御するように構成されている。

いくつかの応用例については、上流ポンプおよび下流ポンプのインペラは、互いに同一方向（例えば、順方向）に血液をポンピングして、血管を通る血流を向上させるように構成されている。

ここで図３を参照すると、該図は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、（ガイドカテーテル２３を通して）被験体の右頸静脈６２を通して被験体の大静脈２２の中に挿入される血液ポンプカテーテル２０の概略図である。いくつかの応用例については、鎖骨下静脈を通して挿入される（例えば、図１Ａに示されているように）代わりに、血液ポンプカテーテル２０は、被験体の右頸静脈を通して、または、被験体の下大静脈より上の別の静脈を通して大静脈の中に挿入される。すべてのその他の態様では、血液ポンプカテーテル２０およびその機能は、概して、図１Ａ～図１Ｃを参照して記載されたようなものである。

ここで図４を参照すると、該図は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、（ガイドカテーテル２３を通して）被験体の大腿静脈６４を通して被験体の大静脈２２の中に挿入される血液ポンプカテーテル２０の概略図であり、上流ポンプ２４Ｕに対して遠位方向にはカテーテル上に下流ポンプ２４Ｄが配置されている。いくつかの応用例については、鎖骨下静脈を通して挿入される（例えば、図１Ａに示されているように）代わりに、血液ポンプカテーテル２０は、被験体の大腿静脈６４を通して、または、被験体の下大静脈より下の別の静脈を通して大静脈の中に挿入される。典型的には、下流血液ポンプ２４Ｄは、上流血液ポンプ２４Ｕに対して遠位方向に血液ポンプカテーテル２０上に配置される。血液ポンプカテーテル２０は、大静脈内に配置されるように構成されており、上流ポンプが大静脈と被験体の腎静脈４２のすべてとの接合点の上流に配置されるようになっており、かつ、下流ポンプが大静脈と被験体の腎静脈のすべてとの接合点の下流に配置されるようになっている。血液ポンプカテーテル２０に対する上流血液ポンプおよび下流血液ポンプの配置以外は、図４に示されているような血液ポンプカテーテル２０およびその機能は、概して、図１Ａ～図１Ｃに示されている血液カテーテル２０を参照して記載されたものと同様である。

ここで図５Ａ～図５Ｂを参照すると、該図は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、血液ポンプカテーテル２０の概略図であり、カテーテルが下流ポンプ２４Ｄと、バルーン８０（図５Ａ）または覆われたフレーム８２（図５Ｂ）のような閉塞要素とを含んでいる。いくつかの応用例（図示せず）については、例えば２０１７年９月２８日付け出願のＴｕｖａｌへの同時係属のＰＣＴ特許出願第ＰＣＴ／ＩＬ２０１７／０５１０９２号（参照によって本明細書に組み込まれる）に記載されるように、上流閉塞要素としてノズルが用いられる。いくかの応用例については、下流ポンプは、大静脈と被験体の腎静脈のすべてとの接合点の下流の大静脈２２の内部に配置される。下流ポンプは、上記された様式で、大静脈と腎静脈との接合点から離れるように下流方向に大静脈を通して血液をポンピングする。上記されたように上流ポンプを用いることの代替案として、または、上記されたように上流ポンプを用いることに加えて、閉塞要素は、大静脈と被験体の腎静脈との接合点の上流の大静脈の内部に配置される。典型的には、閉塞要素は、被験体の大静脈を、大静脈と被験体の腎静脈との接合点の上流で部分的に塞ぐように構成されている。閉塞要素は、被験体の大静脈を部分的に塞ぐように構成されており、下流血液ポンプのポンピングに応答して、被験体の下半身から被験体の心臓へと向かう血流量の実質的な増加が存在しないようになっているが、閉塞要素と下流血液ポンプとの間には大静脈内の低圧の領域が作り出されるようになっており、該領域内では、血圧が被験体の中心静脈圧より低い。典型的には、低圧の領域を作り出すことによって、腎静脈から大静脈の中への血流量が増大し、そのことによって、腎血圧を低下させ、かつ、腎潅流を向上させる。閉塞要素は、大静脈内に低圧の領域を作り出すが、大静脈を通る実質的な血液の流れを可能にするような様式で、大静脈を部分的に塞ぐが完全には塞がないように構成されていることが注目される。

本明細書に記載されるように、腎静脈から被験体の大静脈の中への血流を向上させるのに血液ポンプカテーテル２０が用いられる時、カテーテルの長手方向軸に沿って測定される下流ポンプのインペラの長手方向中心と閉塞要素の長手方向中心との間の長手方向距離Ｄ２は、典型的には、典型的には、３ｃｍより大きく（例えば、６ｃｍより大きく）、および／または、１８ｃｍより小さく（例えば、１４ｃｍより小さく）、例えば、３～１８ｃｍまたは６～１４ｃｍである。

いくつかの応用例については、閉塞要素は、図５Ａに示されているようにバルーン８０である。代替的または追加的には、閉塞要素は、図５Ｂに示されているように覆われたフレーム８２である。例えば、フレームは、材料（例えば、血液不透過性材料）８３（例えば、ポリエステル、ポリウレタンおよび／または異なる高分子）で覆われた形状記憶要素（ニチノールのような）でできたフレーム（例えば、剛性（ｒｉｇｉｄ）または半剛性（ｓｅｍｉ－ｒｉｇｉｄ）のフレーム）であってもよい。

上記されたように、典型的には、閉塞要素は、大静脈と被験体の腎静脈との接合点の上流の大動脈を部分的に塞ぐように構成されている。いくつかの応用例については、直径であって、それに対して閉塞要素が拡張する前記直径は制御可能である。例えば、バルーンの膨張が制御可能であってもよく、フレームが拡張可能であってもよい（例えば、フレームを加熱することによって、または、フレームに電流を印加することによって）。いくつかの応用例については、閉塞要素が大静脈を塞ぐ程度は、異なるセンサー（例えばＳｃｈｗａｍｍｅｎｔｈａｌへの米国特許出願公開第２０１６／００２２８９０号明細書（参照によって本明細書に組み込まれる）の図２２Ａｉ～図２２Ｃｉｉを参照して記載されるような、流量センサーおよび／または酸素飽和センサーおよび／または感熱式流量センサー）からの入力に応答して、および／または、ユーザーからの入力に応答して、血圧センサー５６、血圧センサー５８および／または血圧センサー６０によって検出される血圧に応答して、制御ユニット（例えば、制御ユニット５２）によって制御される。いくつかの応用例については、ポンプ２４Ｄが腎静脈から離れるように血液をポンピングする量（例え
ば、ポンプのインペラ２８が回転する速度）および／または閉塞要素が大静脈を塞ぐ程度は、異なるセンサー（例えばＳｃｈｗａｍｍｅｎｔｈａｌへの米国特許出願公開第２０１６／００２２８９０号明細書（参照によって本明細書に組み込まれる）の図２２Ａｉ～図２２Ｃｉｉを参照して記載されるような、流量センサーおよび／または酸素飽和センサーおよび／または感熱式流量センサー）からの入力に応答して、および／または、ユーザーからの入力に応答して、血圧センサー５６、血圧センサー５８および／または血圧センサー６０によって検出される血圧に応答して、制御ユニットによって制御される。

図５Ａおよび図５Ｂは、大静脈と被験体の腎静脈との接合点より上から（例えば、被験体の鎖骨下静脈または頸静脈を通して）大静脈の中に挿入されるカテーテル上に配置された下流血液ポンプおよび閉塞要素を示しているが、いくつかの応用例については、下流血液ポンプおよび閉塞要素は、必要な変更を加えて、大静脈と被験体の腎静脈との接合点より下から（例えば、被験体の大腿静脈を通して）大静脈の中に挿入されるカテーテル上に配置される。代替的または追加的には、閉塞要素は、大静脈と被験体の腎静脈との接合点より下から（例えば、被験体の大腿静脈を通して）大静脈の中に挿入される第１のカテーテル上に配置され、かつ、下流血液ポンプは、大静脈と被験体の腎静脈との接合点より上から（例えば、被験体の鎖骨下静脈または頸静脈を通して）大静脈の中に挿入される第２のカテーテル上に配置される。

上記されたように、いくつかの応用例については、上流ポンプおよび下流ポンプについて互いに同一方向に回転するインペラを用いることは、下流インペラに影響を与える血流が下流インペラと同一方向の回転運動を既に経験していることを引き起こし、このことは、次に、血液に対する下流インペラの回転運動の効果が、血流が下流インペラと同一方向の回転運動を経験していない場合よりも小さくなることを引き起こすであろう。いくつかの応用例については、上流インペラの代わりに、バルーン８０（図５Ａ）、覆われたフレーム８２（図５Ｂ）またはノズル（図示せず、例えば２０１７年９月２８日付け出願のＴｕｖａｌへの同時係属のＰＣＴ特許出願第ＰＣＴ／ＩＬ２０１７／０５１０９２号（参照によって本明細書に組み込まれる）に記載されるようなもの）のような閉塞要素が用いられ、下流インペラに影響を与える血流が、下流インペラと同一方向の回転運動を経験していないようになっている。

いくつかの応用例については、例えば図２２Ａを参照して下記でさらに詳細に記載されるように、下流血液ポンプの不存在下でさえ大静脈と腎静脈のすべてとの接合点の上流の大静脈内に閉塞要素が配置される。

ここで図６を参照すると、該図は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、被験体の大静脈２２内に配置された血液ポンプカテーテル２０の概略図であり、下流ポンプ２４Ｄに対して遠位方向にはカテーテル上に上流ポンプ２４Ｕが配置されており、かつ、上流ポンプと下流ポンプの間のカテーテル上には支持ステント１６０が配置されている。上記されたように、典型的にはポンプ２４Ｕおよびポンプ２４Ｄの作動の最中、２つのポンプの間の大静脈内に低圧の領域が作り出される。典型的には、ステント１６０は、低圧領域において大静脈の壁部を支持するように構成されており、大静脈が、大静脈の壁部が潰れることに起因して、低圧領域において妨げられないようになっている。例えば、上流ポンプおよび下流ポンプのポンピングに起因して、ポンプ間の領域における大静脈内の圧力が被験体の腹圧より下に低下すれば、その時は、大静脈の壁部は、支持ステント１６０のような支持構造体の不存在下で潰れるであろう。

いくつかの応用例については、ステント１６０は、ケージ３０と概して同様の形状を有する。図６は血液ポンプカテーテル上に配置されたステント１６０を示しており、該血液ポンプカテーテル上には下流ポンプに対して遠位方向に上流ポンプが配置されているが、
いくつかの応用例については、ステント１６０は、上記されたように、血液ポンプカテーテル上に配置され、該血液ポンプカテーテル上には上流ポンプに対して遠位方向に下流ポンプが配置される。同様に、図６は血液ポンプカテーテル上に配置されたステント１６０を示しており、該血液ポンプカテーテル上には下流ポンプに対して遠位方向に上流ポンプが配置されているが、いくつかの応用例については、ステント１６０は、例えば図５Ａ～図５Ｂに示されているように、血液ポンプカテーテル上に配置され、該血液ポンプカテーテル上には閉塞要素と下流ポンプとが配置される。

ここで図７Ａ、図７Ｂ、図７Ｃ、図７Ｄおよび図７Ｅを参照すると、該図は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、被験体の大静脈２２内に配置された血液ポンプカテーテル２０の概略図であり、下流インペラ２８に対して遠位方向にはカテーテル上に上流インペラ２８Ｕが配置されており、上流インペラおよび下流インペラは、上流インペラおよび下流インペラの間の大静脈の一部の壁部を支持する支持ケージ１７０内に配置されている。図７Ａ～図７Ｅのうちのいくつかは、血液ポンプカテーテル上に配置された支持ケージ１７０を示しており、該血液ポンプカテーテル上には下流ポンプに対して遠位方向に上流ポンプが配置されているが、いくつかの応用例については、支持ケージ１７０は、上記されたように、血液ポンプカテーテル上に配置されており、該血液カテーテル上には上流ポンプに対して遠位方向に下流ポンプが配置される。同様に、図７Ａ～図７Ｅは血液ポンプカテーテル上に配置された支持１７０を示しており、該血液ポンプカテーテル上には下流ポンプに対して遠位方向に上流ポンプが配置されているが、いくつかの応用例については、支持ケージ１７０は、例えば図５Ａ～図５Ｂに示されているように、血液ポンプカテーテル上に配置され、該血液ポンプカテーテル上には閉塞要素と下流要素とが配置される。

上記されたように、典型的にはポンプ２４Ｕおよびポンプ２４Ｄの作動の最中、２つのポンプの間の大静脈内に低圧の領域が作り出される。典型的には、支持ケージ１７０は、低圧領域において大静脈の壁部を支持するように構成されており、大静脈が、大静脈の壁部が潰れることに起因して、低圧領域において妨げられないようになっている。例えば、上流ポンプおよび下流ポンプのポンピングに起因して、ポンプ間の領域における大静脈内の圧力が被験体の腹圧より下に低下すれば、その時は、大静脈の壁部は、支持ケージ１７０のような支持構造体の不存在下で潰れるであろう。

典型的には、支持ケージは、半径方向に拡張可能であり、かつ、支持ケージに対して作用する任意の半径方向に拘束する力の不在下ではその半径方向に拡張した構成をとるように成形される。例えば、支持ケージは、形状記憶材料（例えば、形状記憶金属または形状記憶合金（ニチノールのような））でできていてもよい。典型的には、支持ケージは、第１のインペラおよび第２のインペラの間の領域の５０パーセントを越える領域に沿って長手方向に延びるように構成されており、支持ケージは、そのことによって、第１のインペラおよび第２のインペラの間の領域において開いた構成で大静脈の内壁を支持するように構成されている。いくつかの応用例については、支持ケージは、少なくとも下流インペラの長手方向中心から上流インペラの長手方向中心へと延びるように構成されている。いくつかの応用例については、支持ケージの長さＬ１（図７Ｂ）は、ケージが大静脈の内部でその実質的に拘束されていない構成にある時には、３ｃｍより大きく（例えば、６ｃｍより大きく）、および／または、１８ｃｍより小さく（例えば、１４ｃｍより小さく）、例えば、３～１８ｃｍまたは６～１４ｃｍである。さらに典型的には、支持ケージ１７０の直径Ｄ３（図７Ｂ）は、ケージが大静脈の内部でその実質的に拘束されていない構成にある時には、１４ｍｍより大きく（例えば、１６ｍｍより大きく）、および／または、３５ｍｍより小さく（例えば、２５ｍｍより小さく）、例えば、１４～３５ｍｍまたは１６～２５ｍｍである。いくつかの応用例については、支持ケージは、支持ケージに対する大静脈の壁部の半径方向の圧縮に起因して。大静脈内に配置される時にいくぶん半径方向に拘束されているであろうことが注目される。

いくつかの応用例については、図７Ａ～図７Ｃに示されているように、インペラは、各インペラの周りに配置される個別のケージの不存在下で支持ケージ１７０の内部に配置される。かかる応用例については、支持ケージは、典型的には、ケージ３０に関して上記されたものと概して同様の方式で、（ａ）上記されたように低圧領域において大静脈の壁部を支持し、かつ（ｂ）インペラと大静脈の内壁との間の間隔を維持するように構成されている。

図７Ａは、被験体の大静脈２２の内部に配置された、記載されたような血液カテーテルを示している。図７Ｂは、被験体の解剖学的構造の不存在での、記載されたようなインペラおよび支持ケージ１７０の３次元図を示している。図７Ｃは、本発明のいくつかの応用例にしたがう、被験体の解剖学的構造の不存在での、記載されたようなインペラおよび支持ケージ１７０の３次元図を示しており、支持ケージは支持要素１７２を含んでいる。上記されたように、いくつかの応用例については、近位インペラおよび遠位インペラの間に軸方向シャフト５１が配置され、かつ、近位インペラから遠位インペラへと回転運動を与えるように構成されている。いくつかの応用例については、支持要素１７２は支持ケージから延び、かつ、軸方向シャフト５１に連結されて、支持ケージの長手方向軸に沿うシャフト５１の配置を維持するようになっている。この様式では、軸方向シャフトの配置は、典型的には、大静脈の長手方向軸に沿って維持される。さらに典型的には、支持要素は、近位インペラの長手方向軸および遠位インペラの長手方向軸を互いに整列した状態で維持し、かつ、近位インペラの長手方向軸および遠位インペラの長手方向軸を大静脈の長手方向軸と整列した状態で維持する。

いくつかの応用例については、図７Ｄ～図７Ｅに示されているように、インペラ２８Ｄおよびインペラ２８Ｕは、各インペラの周りに配置される個別のケージの存在下で支持ケージ１７０の内部に配置される。典型的には、個別のケージであって、その中にインペラが配置される前記の個別のケージは、上記されたようなインペラケージ３０と概して同様である。

いくつかの応用例については、支持ケージ１７０は、図７Ｄに示されているように、個別のインペラケージ１７４を定めるように成形され、該個別のインペラケージ１７４のうちの１つ以上は、支持ケージとともに単一の一体化した構造体として形成される。例えば、個別のインペラケージのうちの１つ以上と支持ケージとは、図１１Ａ～図１１Ｃを参照して以下に記載されるような技術を用いて形状記憶金属または形状記憶合金（例えば、ニチノール）の単一の部品から切り取られていてもよい。

代替的には、個別のインペラケージ３０は、図７Ｅに示されているように、支持ケージ１７０とは別個に形成されていてもよい。かかる応用例については、インペラは、上記されたように個別のインペラケージ３０の内部に配置されていてもよく、かつ、個別のインペラケージ３０は、その時、支持ケージ１７０の内部に配置されていてもよい。いくつかのかかる応用例については、個別のインペラケージ３０は、被験体の身体の内部（例えば、被験体の大静脈の内部）で支持ケージ１７０の内部に配置される。代替的には、個別のインペラケージ３０は、被験体の身体の外側（例えば、図１Ａに示されているようなガイドカテーテル２３内）で支持ケージ１７０の内部に配置され、かつ、個別のインペラケージは、支持ケージとともに被験体の身体の内部（例えば、被験体の大静脈の内部）に配備される。

全般的に、図６および図７Ａ～図７Ｅは、血液ポンプカテーテル２０の例であって、該血液ポンプカテーテルが支持構造体（例えば、ステント１６０または支持ケージ１７０）を含んでおり、該支持構造体の長手方向中心が上流血液ポンプと下流血液ポンプとの間（
例えば、上流インペラと下流インペラとの間）に配置される前記例を示している。いくつかの応用例については、支持構造体の長手方向中心は、上流血液ポンプおよび下流血液ポンプ（例えば、上流インペラおよび下流インペラ）から等距離に配置される。支持構造体は、第１のポンプおよび第２のポンプによる血液のポンピングの最中に開いた構成で大静脈の内壁を支持するように構成されている。いくつかの応用例（図示せず）については、下流ポンプと上流閉塞要素とを含む血液ポンプカテーテル（例えば、図５Ａ～図５Ｂに示されているような）とともに、図６、図７Ａ～図７Ｅに示されているような構造体のような支持構造体、ならびに／または、図９Ａ～図９Ｂ、図１０Ａ～図１０Ｄおよび／もしくは図１１Ａ～図１１Ｃを参照して以下に記載されるような支持構造体が、必要な変更を加えて用いられる。かかる応用例については、支持構造体は、下流ポンプによる血液のポンピングの最中に開いた構成で大静脈の内壁を支持するように構成されている。

ここで図８Ａ、図８Ｂならびに図８Ｃを参照すると、該図は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、ポンプを用いて実行された実験の最中の被験体の左腎静脈および右腎静脈のモデルにおいて記録された圧力低下を示すグラフである。

実験では、大静脈および腎静脈のモデルが用いられた。該モデルは、生理食塩水で充填された可撓性シリコーンでできていた。大静脈の内部には、本明細書に記載の上流ポンプおよび下流ポンプが、それぞれ腎静脈より下および上に配置された。ポンプは、本明細書に記載の様式で大静脈を通して生理食塩水をポンピングするように作動され、かつ、左腎静脈および右腎静脈における圧力の低下は、ポンプが作動される前の左腎静脈および右腎静脈における圧力と比較して測定された。

図８Ａは、ポンプが上流ポンプと下流ポンプの間の支持ステント（図６に示されているような）または支持ケージもしくはスリーブ（図７Ａ～図７Ｅ、図９Ａ～図９Ｂ、図１０Ａ～図１０Ｄおよび／もしくは図１１Ａ～図１１Ｃに示されているような）のいずれもの不存在下で大静脈に配置された時についての、ポンプの毎分あたりの回転（ＲＰＭ）の各速度（両方のポンプについて常に同一であった）についての左腎静脈および右腎静脈における測定された圧力減少（ｄＰ）のプロットを示している。

図８Ｂは、ポンプが上流ポンプと下流ポンプの間の支持ステント（図６に示されているような）の存在下で大静脈に配置された時についての、ポンプの毎分あたりの回転（ＲＰＭ）の各速度（両方のポンプについて常に同一であった）についての左腎静脈および右腎静脈における測定された圧力減少（ｄＰ）のプロットを示している。

図８Ｃは、ポンプが上流ポンプと下流ポンプの間の支持ケージの存在下で大静脈に配置された時についての、ポンプの毎分あたりの回転（ＲＰＭ）の各速度（両方のポンプについて常に同一であった）についての左腎静脈および右腎静脈における測定された圧力減少（ｄＰ）のプロットを示しており、該支持ケージは、図７Ｅに示されているように構成されている。

図８Ａ～図８Ｃにおいて観察されるように、最大圧力減少は、ポンプが、少なくとも下流インペラの長手方向中心から上流インペラの長手方向中心へと延びる支持ケージともに用いられた時に達成された（その結果は、図８Ｃに示されている）。さらに、左腎静脈および右腎静脈の両方の最も均一な圧力減少は、ポンプが、少なくとも下流インペラの長手方向中心から上流インペラの長手方向中心へと延びる支持ケージともに用いられた時に達成された。図６に示されている支持ステントが上流ポンプおよび下流ポンプの間に配置された時（その結果は、図８Ｂに示されている）、上流ポンプおよび下流ポンプが上流ポンプと下流ポンプの間の任意の支持構造体の不存在下で用いられた時（その結果は、図８Ａに示されている）より大きく、かつ、均等である圧力減少が未だに存在した。

したがって、図８Ａ～図８Ｃに示されている結果は、本明細書に記載の上流ポンプおよび下流ポンプを用いて大静脈を通して血液をポンピングすることによって腎静脈圧を減少させることの効果が、本明細書に記載の技術にしたがって、上流ポンプと下流ポンプとの間の大静脈の内部に支持構造体を配置することによって改善されるであろうことを示している。さらに、該結果は、上述の技術の効果が、少なくとも下流ポンプの長手方向中心（例えば、下流ポンプのインペラの長手方向中心）から上流ポンプの長手方向中心（例えば、上流ポンプのインペラの長手方向中心）へと延びる支持ケージを大静脈の内部に配置することによって改善されるであろうことを示している。したがって、本発明のいくつかの応用例については、図６Ａ、図７Ａ～図７Ｅ、図９Ａ～図９Ｂ、図１０Ａ～図１０Ｄおよび／または図１１Ａ～図１１Ｃに記載の装置および方法が用いられる。

ここで図９Ａ～図９Ｂを参照すると、該図は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、被験体の大静脈２２内に配置するための血液ポンプカテーテル２０の概略図であり、下流インペラ２８Ｄに対して近位方向にはカテーテル上に上流インペラ２８Ｕが配置されており、上流ポンプおよび下流ポンプは、上流インペラと下流インペラの間の大静脈の一部の壁部を支持する支持ケージ１８０内に配置されている。支持ケージ１８０は、典型的には、以下に記載の相違点を除いて、上記された支持ケージ１７０と概して同様である。

いくつかの応用例については、図９Ａ～図９Ｂに示されているように、インペラ２８は、各インペラケージ３０の内部に配置され、かつ、インペラケージは、通常の条件下では大静脈の内壁を開いた状態で保持するようにはサイズ決めされず、ケージの直径は、大静脈のものより小さい。かかる場合でさえ、インペラケージ３０は、典型的には、インペラから大静脈の内壁を分離するように機能し、例えば大静脈に対して腹圧がかけられて大静脈がインペラケージにぶつかって潰れるような場合に、大静脈がインペラによって傷付けられないようになっている。典型的には、かかる応用例については、ケージ３０の不撓性は、大静脈の内壁によってケージに対してかけられる圧力がケージを変形させない程十分に大きい。ケージは、そのことによって、インペラが大静脈の内壁からの圧力によって変形することを防止する。

典型的には、支持ケージ１８０は、例えば支持ケージ１７０を参照して上記されたように、第１のインペラおよび第２のインペラの間の領域の５０パーセントを越える領域に沿って長手方向に延びるように構成されており、支持ケージは、そのことによって、第１のインペラおよび第２のインペラの間の領域において開いた構成で大静脈の内壁を支持するように構成されている。いくつかの応用例については、支持ケージは、少なくとも下流インペラの長手方向中心から上流インペラの長手方向中心へと延びる。いくつかの応用例については、支持ケージは、上流インペラケージの上流端から下流インペラケージの下流端へと延びる。

典型的には、支持ケージ１８０の寸法は、支持ケージ１７０を参照して上記されたものと概して同様である。さらに典型的には、支持ケージがその拘束されていない構成にある時の支持ケージの最大直径（すなわち、支持ケージの直径がその最大にある長手方向位置における支持ケージの直径）は、インペラケージがその拘束されていない構成にある時の各インペラケージ３０の最大直径（すなわち、各インペラケージの直径がその最大にある長手方向位置における各インペラケージの直径）より少なくとも１．１倍（かつ、いくつかの応用例については、少なくとも１．３倍）だけ大きい。いくつかの応用例については、支持ケージの最大直径は約３０ｍｍ（例えば、３０ｍｍ±３ｍｍ）であり、かつ、各インペラケージの最大直径は約２０ｍｍ（例えば、２０ｍｍ±３ｍｍ）である。

典型的には、図９Ａ～図９Ｂに示されている応用例については、各インペラケージの不
撓性は、支持ケージの不撓性より少なくとも１．５倍だけ大きい。上記されたように、インペラケージは、インペラケージの直径が大静脈のものより小さくなるように設定された形状である。したがって、ケージは、大静脈壁部からの圧力によって変形しないように十分な不撓性のものであるように構成されている。対照的に、支持ケージは、典型的には、少なくとも何名かの被験体においては、支持ケージの直径が大静脈の直径より大きくなるように設定された形状である。したがって、支持ケージは、典型的には、その拘束されていない構成における支持ケージの直径が大静脈の直径より大きい場合に支持ケージが大静脈によって少なくとも部分的に狭くなるような不撓性を有するように構成されている。かかる応用例においてさえ、インペラケージの不撓性は、インペラケージがガイドカテーテル２３の内部でクリンピングされることによって被験体の大静脈の中に挿入されることを可能にし、かつ、インペラケージがガイドカテーテルを通って前進する間にターンをナビゲートすることを可能にするように構成されていることが注目される。

ここで図１０Ａ、図１０Ｂ、図１０Ｃおよび図１０Ｄを参照すると、該図は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、開口端１９２を有する支持スリーブ１９０およびそれとともに用いるためのインペラケージ３０の概略図である。支持スリーブ１９０は、典型的には、以下に記載の相違点を除いて、上記された支持ケージ１７０と概して同様である。支持スリーブ１９０（図１０Ａに示されている）は、典型的には、概して本明細書に記載されているような上流インペラおよび下流インペラ２８ならびにインペラケージ３０（図１０Ｂに示されている）とともに用いられる。図１０Ｃは、支持スリーブ１９０内に配置されたインペラケージを示しており、かつ、図１０Ｄは、大静脈２２内で支持スリーブの内部に配置されたインペラケージを示している。典型的には、開口端１９２を有するおかげで、インペラケージのうちの１つおよび対応するインペラは、インペラケージおよび対応するインペラがその半径方向に拘束されていない構成にある時でさえ支持スリーブの開口端を通過し得る。さらに典型的には、支持スリーブの開口端は、支持スリーブの開口端に向かって配置されたインペラケージおよび／またはインペラにしっかりと連結されない。

典型的には、支持スリーブ１９０は、例えば支持ケージ１７０を参照して上記されたように、インペラケージのうちの第１のものの周りに配置され、かつ、第１のインペラおよび第２のインペラの間の領域の５０パーセントを越える領域に沿って長手方向に延びるように構成されており、支持スリーブは、そのことによって、第１のインペラおよび第２のインペラの間の領域において開いた構成で大静脈の内壁を支持するように構成されている。いくつかの応用例については、支持スリーブは、少なくとも下流インペラの長手方向中心から上流インペラの長手方向中心へと延びる。いくつかの応用例については、支持スリーブは、例えば図１０Ｃおよび図１０Ｄに示されているように、上流インペラケージの上流端から下流インペラケージの下流端へと延びる。

いくつかの応用例については、支持スリーブ１９０は、被験体の大静脈の中へと、インペラ２８およびインペラケージ３０が大静脈の中へと解放される前に解放される。支持スリーブが解放され、かつ、大静脈の内部で半径方向に拡張することに続いて、インペラ２８およびインペラケージ３０が大静脈の中へと解放される。いくつかの応用例については、支持スリーブ１９０は、支持スリーブの中に配置されるインペラおよびインペラケージなしでガイドカテーテル２３の内部でクリンピングされる。代替的には、インペラおよびインペラケージは、支持スリーブが挿入の最中にガイドカテーテルの内部でクリンピングされる時に支持スリーブの内部に配置される。上記されたように、支持スリーブの開口端は、支持スリーブの開口端に向かって配置されたインペラケージまたはインペラにしっかりと連結されない。支持スリーブの開口端は、そのことによって、支持スリーブの開口端に向かって配置されたインペラケージおよびインペラに対して長手方向に移動し、そのことによって、支持スリーブが、支持スリーブの端部が支持スリーブの開口端に向かって配置されたインペラケージまたはインペラにしっかりと連結された場合より長手方向に延び
るようになることを可能にする（例えば、クリンピングの最中に）。

ここで図１１Ａ、図１１Ｂおよび図１１Ｃを参照すると、該図は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、形状記憶合金（ニチノールのような）の単一のチューブから形成されたインペラケージ３０および支持スリーブ２００、ならびに、インペラケージの端部のうちの１つを閉じた状態で保持するように構成されたケージ組立要素２０２の概略図である。支持スリーブ２００は、典型的には、以下に記載の相違点を除いて、上記された支持ケージ１７０と概して同様である。

いくつかの応用例については、インペラケージ３０と支持スリーブ２００とが、インペラケージおよび支持スリーブの両方を１つの開口端を有するように切り取ることによって、形状記憶金属または形状記憶合金（ニチノールのような）の単一のチューブから形成される。チューブの切り取りに続いて、インペラケージの開口端はケージ組立要素２０２を用いて閉じられ、該ケージ組立要素２０２は、例えば図示されているような環状の締結要素であってもよく、および／または、クリップ、縫合糸、ひも、接着剤などであってもよい。

いくつかの応用例については、図９Ａ～図９Ｂを参照して記載されたように、支持スリーブがその拘束されていない構成にある時の支持スリーブの最大直径Ｄ４（図１１Ｂ）（すなわち、支持スリーブの直径がその最大にある長手方向位置における支持スリーブの直径）は、インペラケージがその拘束されていない構成にある時の各インペラケージ３０の最大直径Ｄ５（図１１Ｂ）（すなわち、各インペラケージの直径がその最大にある長手方向位置における各インペラケージの直径）より少なくとも１．１倍（かつ、いくつかの応用例については、少なくとも１．３倍）だけ大きい。いくつかの応用例については、支持スリーブの最大直径は約３０ｍｍ（例えば、３０ｍｍ±３ｍｍ）であり、かつ、各インペラケージの最大直径は約２０ｍｍ（例えば、２０ｍｍ±３ｍｍ）である。

いくつかの応用例については、上記されたように、インペラと支持スリーブとが形状記憶合金の単一のチューブから形成されていることのおかげで、支持スリーブ２００の一端において、インペラのうちの１つが支持スリーブにしっかりと連結される。いくつかの応用例については、支持スリーブの他端において、支持スリーブは開口しており、かつ、支持スリーブの開口端は、支持スリーブの開口端に向かって配置されたインペラケージまたはインペラにしっかりと連結されない。典型的には、開口端を有するおかげで、支持スリーブの開口端に向かって配置されたインペラケージとインペラとは、インペラケージとインペラとがその半径方向に拘束されていない構成にある時でさえ、支持スリーブの開口端を通過し得る。

いくつかの応用例については、支持スリーブの開口端に向かって配置されたインペラケージとインペラとは、支持スリーブがガイドカテーテルの内部でクリンピングされる時に支持スリーブの内部に配置される。上記されたように、支持スリーブの開口端は、典型的には、支持スリーブの開口端に向かって配置されたインペラケージまたはインペラにしっかりと連結されない。支持スリーブの開口端は、そのことによって、支持スリーブの開口端に向かって配置されたインペラケージおよびインペラに対して長手方向に移動し、そのことによって、支持スリーブが、支持スリーブの端部が支持スリーブの開口端に向かって配置されたインペラケージおよび／またはインペラにしっかりと連結された場合より長手方向に延びるようになることを可能にする（例えば、クリンピングの最中に）。

典型的には、支持スリーブ２００は、例えば支持ケージ１７０を参照して上記されたように、第１のインペラおよび第２のインペラの間の領域の５０パーセントを越える領域に沿って第１のインペラおよびインペラケージから長手方向に延びるように構成されており
、支持スリーブは、そのことによって、第１のインペラおよび第２のインペラの間の領域において開いた構成で大静脈の内壁を支持するように構成されている。いくつかの応用例については、支持スリーブは、少なくとも下流インペラの長手方向中心から上流インペラの長手方向中心へと延びる。いくつかの応用例については、支持スリーブは、例えば図１１Ｃに示されているように、支持スリーブが大静脈の内部で半径方向に拡張する時には、支持スリーブが第２のインペラケージへと長手方向に延びないように構成されている。

血液ポンプ２４Ｕならびに血液ポンプ２４Ｄ、カテーテルであって、その上に血液ポンプが配置される前記カテーテル（例えば、血液ポンプカテーテル２０、カテーテル６６およびカテーテル６８）ならびに図５Ａ～図５Ｂを参照して記載された閉塞要素ならびに本明細書に記載のその他のデバイスは、被験体の大静脈内に配置されるものとして概して記載され、上流ポンプまたは閉塞要素が大静脈と被験体の腎静脈との接合点の上流に配置され、かつ、下流ポンプが大静脈と被験体の腎静脈との接合点の下流に配置されるようになっていることが注目される。しかしながら、本発明の範囲は、必要な変更を加えて、支流をなす静脈系の上流の任意の主たる静脈に上流ポンプ２４Ｕまたは閉塞要素を配置することと、前記の支流をなす静脈系の下流に下流ポンプ２４Ｄを配置することと、支流から主たる静脈の中への優先的な流れを作り出すようにポンプを構成すること（例えば、ポンプのインペラの回転の方向またはポンプの配向を介して）とを含んでいることが注目される。例えば、ポンプは、必要な変更を加えて、被験体の肝静脈から被験体の大静脈の中への流れを作り出して、被験体の肝臓の潅流を増大させるのに用いられ得る。いくつかの応用例については、上流ポンプまたは閉塞要素は、主たる静脈の中への２つ以上の支流をなす静脈系の上流の主たる静脈内（例えば、腎静脈系および肝静脈系の上流の大静脈内）に配置される。下流ポンプは、２つ以上の支流をなす静脈系の下流に配置される。ポンプは、本明細書に記載の様式で、主たる静脈を通して血液をポンピングすることによって、支流をなす静脈系の両方から主たる静脈の中への優先的な流れを作り出すように構成されている。いくつかの応用例については、上流ポンプ２４Ｕおよび下流ポンプ２４Ｄならびに血液ポンプカテーテル２０は、必要な変更を加えて、本明細書に記載の技術を用いて、鎖骨下静脈または頸静脈内に、静脈とリンパ管との接合点に配置され、かつ、リンパ管から静脈の中へのリンパ液の流量を増大させるのに用いられる。

いくつかの応用例については、上流ポンプ２４Ｕまたは閉塞要素は、支流をなす静脈系の上流で主たる静脈に配置され、かつ、下流ポンプ２４Ｄは、前記の支流をなす静脈系の下流に配置され、かつ、ポンプは、支流から主たる静脈の中への流量を減少させるように構成されている（例えば、ポンプのインペラの回転の方向またはポンプの配向を介して）。いくつかの応用例については、下流インペラのブレードは、下流インペラが回転するにつれて、下流インペラが上流方向に（支流をなす系と主たる静脈との接合点に向けて）ポンピングするように配向される。上流インペラのブレードは、上流インペラが回転するにつれて、上流インペラが下流方向に（支流をなす系と主たる静脈との接合点に向けて）ポンピングするように配向される。

いくつかの応用例については、上流ポンプ２４Ｕならびに下流ポンプ２４Ｄ、カテーテルであって、その上に血液ポンプが配置される前記カテーテル（例えば、血液ポンプカテーテル２０、カテーテル６６およびカテーテル６８）ならびに／または図５Ａ～図５Ｂを参照して記載された閉塞要素ならびに本明細書に記載のその他のデバイスは、必要な変更を加えて、主たる動脈内に、動脈と、主たる動脈から分岐し、かつ、所定の臓器に供給する１つ以上の分岐する動脈系との分岐点の上流および下流で配置される。かかる応用例については、上流ポンプは、典型的には、下流方向に（分岐点に向けて）ポンピングするように構成されており、かつ、下流ポンプは、上流方向に（分岐点に向けて）ポンピングするように構成されており、分岐する動脈系の中への血流量が増大し、そのことによって臓器の潅流を増大させるようになっている。代替的または追加的には、閉塞要素は、動脈と
１つ以上の動脈系との分岐点の下流に配置され、かつ、分岐点の下流で動脈を部分的に塞ぐように構成されている。例えば、上流ポンプは、被験体の腎動脈の上流で被験体の大動脈に配置されてもよく、かつ、下流ポンプは、被験体の腎動脈の下流で被験体の大動脈に配置されてもよく、ポンプは、腎動脈の中へ、かつ、被験体の腎臓に向けて血液をポンピングするように作用する。いくつかの応用例については、上流ポンプおよび下流ポンプならびに／または閉塞要素は、本明細書に記載の様式で、被験体の身体の動脈側および静脈側の両方に配置されて、所定の臓器または臓器のセットの潅流を増大させる。

ここで図１２を参照すると、該図は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、被験体の鎖骨下静脈４０を通して被験体の左腎静脈および右腎静脈４２の中に挿入されたインペラベースの血液ポンプ１５０の概略図である。典型的には、各血液ポンプは、半径方向に拡張可能なインペラケージ１５４の内部に配置された半径方向に拡張可能なインペラ１５２を含んでいる。典型的には、血液ポンプは、各カテーテル１５０を通して左腎静脈および右腎静脈の中に挿入される。代替的には（図示せず）、血液ポンプは、静脈アクセスポイントから被験体の大静脈へと走る単一のカテーテルを通して挿入される。血液ポンプは、ガイドカテーテルの内部で半径方向に拘束されている間に被験体の腎静脈の中に挿入され、かつ、被験体の腎静脈の内部でガイドカテーテルから解放されることによって、実質的に半径方向に拘束されていない構成をとるように構成されている。いくつかの応用例については、カテーテルは両方とも、図示されているように、鎖骨下静脈４０を通して挿入される。代替的または追加的には、カテーテルは、異なる静脈（例えば、被験体の大腿静脈および／または被験体の頸静脈）を通して挿入される。いくつかの応用例については、血液ポンプ１５０は、以下に記載の相違点は別にして、Ｓｃｈｗａｍｍｅｎｔｈａｌへの米国特許出願公開第２０１６／００２２８９０号明細書（参照によって本明細書に組み込まれる）に記載の血液ポンプと概して同様である。

血液ポンプ１５０は、典型的には、被験体の腎静脈４２の内部に配置され、かつ、その中で作動して、心機能不全、うっ血性心不全、腎血流量の低下、腎血管抵抗の上昇、動脈性高血圧、糖尿病および／または腎機能不全を患う被験体の急性治療を提供する。腎静脈内で血液ポンプ１５０を作動させることの治療効果は、（ａ）典型的には、必要な変更を加えて、血液ポンプカテーテル２０を参照して上記されたものと概して同様であり、かつ、（ｂ）典型的には、Ｓｃｈｗａｍｍｅｎｔｈａｌへの米国特許出願公開第２０１６／００２２８９０号明細書（参照によって本明細書に組み込まれる）に記載の腎静脈血液ポンプの効果と概して同様である。

典型的には、血液ポンプ１５０のインペラは、インペラに回転運動を与えるモーター２３２に連結される。各応用例によれば、モーターは、被験体の身体の外側に配置され（図示されるように）、または、被験体の身体の内部に配置される（図示せず）。典型的には、被験体の身体の外側には制御ユニット２３４とユーザーインターフェース２３６とが配置される。さらに典型的には、制御ユニットは、血液ポンプの上流側および下流側に配置された圧力センサーから入力を受け取る。血液ポンプ１５０が腎静脈の内部に配置される時（例えば、図１２に示されているように）、上流圧力センサーによって測定される圧力は、腎静脈の内部の血液ポンプの上流の血圧を示しており、かつ、下流圧力センサーによって測定される圧力は、中心静脈圧を示している。いくつかの応用例については、制御ユニットは、追加のセンサー（例えばＳｃｈｗａｍｍｅｎｔｈａｌへの米国特許出願公開第２０１６／００２２８９０号明細書（参照によって本明細書に組み込まれる）の図２２Ａｉ～図２２Ｃｉｉを参照して記載されるような、流量センサーおよび／または酸素飽和センサーおよび／または感熱式流量センサー）からの入力を受け取り、かつ、制御ユニットは、追加のセンサーからの入力に応答して、インペラの回転の速度を制御する。

いくつかの応用例については、制御ユニット２３４は、上記入力のうちの１つ以上に応
答して、モーター２３２を制御することによって、インペラ１５２の回転を制御する。典型的には、ユーザーインターフェース２３６は、センサーによって測定された圧力に基づいて、被験体の現在の腎静脈圧および中心静脈圧を表示する。典型的には、被験体の腎静脈圧および中心静脈圧の現在の値に基づいて、ユーザー（医療従事者のような）が、ユーザーインターフェースを介して被験体の腎静脈圧についての標的値を入力する。そのことに応答して、制御ユニット２３４は、インペラの回転の速度を制御し、インペラが、ユーザーによって示されたように標的レベルに向けて腎静脈圧を減少させるような流速で、腎静脈を通して、かつ、大静脈に向けてポンピングするようになっている。いくつかの応用例については、中心静脈圧が標的腎静脈圧にあることを示す下流圧力センサーから受け取られた信号に応答して、制御ユニットは、インペラが回転することを停止させる。全般的に、制御ユニットは、典型的には、上流圧力センサーおよび下流圧力センサーからの入力に応答してインペラの回転の速度を制御する。

制御ユニット２３４は、典型的には、コンピュータープロセッサーを含んでおり、該コンピュータープロセッサーは、回路を有し、かつ、本明細書に記載のアクションを実行するように構成されていることが注目される。典型的には、コンピュータープロセッサーによって実行される本明細書に記載の作動は、コンピュータープロセッサーと通信している現実の物理的な物品であるメモリーの物理的な状態を、用いられるメモリーの技術に基づいて、異なる磁極性、電荷などを有するように変化させる。制御ユニット２３４は、典型的には、専用コンピューターを作り出すようにというコンピュータープログラム命令でプログラミングされたハードウェアデバイスである。例えば、本明細書に記載の技術を実行するようにプログラミングされる時、制御ユニット２３４は、典型的には、専用の、腎静脈圧調節コンピュータープロセッサーとして作用する。

ユーザーインターフェース２３６は、典型的には、ユーザーから入力を受け取り、および／または、ユーザーに出力を提供するように構成された任意のタイプのユーザーインターフェースを含んでいることがさらに注目される。例えば、ユーザーインターフェースは、１つ以上の入力デバイス（キーボード、マウス、トラックボール、ジョイスティック、タッチスクリーンモニター、タッチパッド、音声コマンドインターフェース、スマートフォン、タブレットコンピューターおよび／もしくは本技術分野で既知のその他のタイプの入力デバイスのような）ならびに／または１つ以上の出力デバイス（モニター、音声出力デバイス、スマートフォン、タブレットコンピューターおよび／もしくは本技術分野で既知のその他のタイプの出力デバイスのような）を含んでいてもよい。

ここで図１３Ａ～図１３Ｂを参照すると、該図は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、インペラケージ１５４の概略図であり、該ケージは、インペラ１５２の長手方向軸を腎静脈４２の局所的長手方向軸と整列させるように構成された、半径方向に突き出た支持アーム１５６を含んでいる。図１３Ａは、被験体の腎静脈４２の内部に配置されたインペラケージを示している。図示されているように、いくつかの応用例については、インペラケージは、少なくとも数名の被験体において、ケージが半径方向に拘束されていない構成にある時、ケージの最大直径（すなわち、ケージの直径がその最大にある長手方向位置におけるケージの直径）が、インペラケージが配備される腎静脈内の位置における腎静脈の直径より小さくなるようにサイズ決めされる。典型的には、腎静脈の直径は約８ｍｍ～約１６ｍｍまで変化し、かつ、例えば、インペラケージの直径は、８ｍｍより大きくてもよく（例えば、１０ｍｍより大きくてもよく）、および／または、１３ｍｍより小さくてもよく（例えば、１２ｍｍより小さくてもよく）、例えば８～１３ｍｍまたは１０～１２ｍｍであってもよい。かかる応用例については、ケージは、典型的には、腎静脈の壁部によってケージに対して圧力がかけられたとしてもケージが変形せず、かつ、ケージがそのことによってインペラが変形することを防止するような不撓性を有するように構成されている。

本願の発明者らは、本明細書に記載（例えば、図１２を参照して）の腎静脈内への配置用のインペラケージがいくつかの被験体の腎静脈の直径より実質的に大きい直径を有するように構成されており、かつ、インペラケージが腎静脈の壁部によって半径方向に圧縮されるように構成されていれば、このことが、インペラが変形すること（例えば、インペラ軸の上流端および下流端が整列しなくなることによって）、および／または、インペラが腎静脈の局所的長手方向軸と整列しなくなることをもたらすであろうことを見出した。したがって、上記されたように、いくつかの応用例については、インペラケージは、いっそう小さい直径を有するように構成されており、インペラケージが被験体の腎静脈より大きい直径を有する場合（例えば、狭い（ｎａｒｒｏｗ）腎静脈を有する被験体の場合）でさえ、被験体の腎静脈によってインペラケージに対してかけられる半径方向の力がいっそう小さくなるようになっている。さらに、インペラケージは、腎静脈の壁部によってケージに対して圧力がかけられたとしてもケージが変形せず、かつ、ケージがそのことによってインペラが変形することを防止するような不撓性を有するように構成されている。かかる場合でさえ、インペラケージの不撓性は、インペラケージがガイドカテーテル１５５の内部でクリンピングされることによって被験体の腎静脈の中に挿入されることを可能にし、かつ、インペラケージがガイドカテーテルを通って前進する間にターンをナビゲートすることを可能にするように構成されていることが注目される。

上記されたように、いくつかの応用例については、インペラケージ１５４は、ケージの最大直径が、インペラケージが配備される腎静脈内の位置における腎静脈の直径より小さくなるように構成されている。いくつかのかかる応用例については、半径方向に突き出た支持アーム１５６は、インペラケージからは半径方向に突き出る。半径方向に突き出た支持アーム１５６は、血液ポンプが被験体の腎静脈の中へと解放される際に、半径方向に拡張することによって被験体の腎静脈の内壁と接触するように構成されている。半径方向に突き出た支持アーム１５６は、図１３Ａに示されているように、そのことによって、インペラ１５２の長手方向軸を腎静脈４２の局所的長手方向軸と整列させるように構成されている。典型的には、その他の事情が同じであれば、インペラ１５２による血液のポンピングの効果は、インペラの長手方向軸が腎静脈の局所的長手方向軸と整列している場合より大きい。いくつかの応用例については、半径方向に突き出た支持アームは、インペラの長手方向軸を腎静脈の局所的長手方向軸と完全に整列させないであろうことが注目される。しかしながら、典型的には、半径方向に突き出た支持アームは、その他の事情が同じであれば、支持アームの不存在下でのインペラの長手方向軸と腎静脈の局所的長手方向軸との整列に対して、インペラの長手方向軸を、腎静脈の局所的長手方向軸といっそう整列した状態で維持する。

いくつかの応用例については、半径方向に突き出た支持アームはそれぞれ、７ｍｍより大きく、および／または９ｍｍより小さく、例えば７～９ｍｍである血液ポンプのシャフトの長手方向軸１５３に対する半径Ｒ１を定める。半径Ｒ１（図１３Ｂに示されている）は、支持アームと長手方向軸１５３との間の最大半径方向距離の測定値である。いくつかの応用例については、半径方向に突き出た支持アームを定めるのではなく、ケージ３０は球状延長部を定め、該球状延長部は、例えば、必要な変更を加えて、図１６を参照して以下に記載される球状延長部８４と概して同様の形状であってもよい。

上記されたように、いくつかの応用例については、制御ユニット２３４（図１２）は、血液ポンプの上流側および下流側に配置された圧力センサーから入力を受け取り、かつ、該入力のうちの１つ以上に応答して、モーター２３２を制御することによって、インペラ１５２の回転を制御する。図示されているように、いくつかの応用例については、インペラおよびインペラケージに対して遠位方向には、血液ポンプ１５０のシャフト上に上流圧力センサー１５８が配置される。上流圧力センサーが腎静脈の内壁と接触すれば、その時
は、上流圧力センサーは、腎静脈内の血圧を測定するのとは対照的に、腎静脈の壁部を通して伝えられる被験体の腹圧を測定するであろう。したがって、いくつかの応用例については、半径方向に突き出た支持アーム１５６は、腎静脈内の血液ポンプのシャフトを中央に置くことによって、腎静脈の内壁から上流圧力センサーを分離するように構成されている。例えば、半径方向に突き出た支持アームは、腎静脈の内壁から少なくとも２ｍｍの距離において圧力センサーを維持してもよい。

いくつかの応用例については、インペラケージは、上記されたように、ケージがその半径方向に拘束されていない構成にある時、ケージの最大直径が腎静脈の直径より小さくなるようにサイズ決めされる。いくつかの応用例については、半径方向に突き出た支持アーム１５６の不存在下でさえ、インペラの長手方向軸は、インペラおよびインペラケージに支持を提供するガイドカテーテル１５５によって腎静脈の局所的長手方向軸と実質的に整列した状態で維持される。例えば、ガイドカテーテルは、被験体の大腿静脈を通して腎静脈の中に挿入されてもよく、かつ、カテーテルは、Ｔｕｖａｌへの米国特許出願公開第２０１５／０１５７７７７号明細書（参照によって本明細書に組み込まれる）に記載されるように構成されていてもよい。かかる応用例については、ガイドカテーテルは、上記されたように、典型的には、血管の内壁から少なくとも２ｍｍの距離において圧力センサー１５８を維持するように構成されている。

いくつかの応用例については、制御ユニット１２４は、腎静脈の内壁に接触し、かつ、被験体の腹圧を測定する圧力センサー１５８の行動を把握するように構成されている。例えば、制御ユニットは、次のアルゴリズムを実行してもよい：
Ａ．制御ユニットは、インペラの回転速度を増大させる。
○ インペラの回転速度が増大することに応答して圧力センサーの圧力測定値が増大すれば、制御ユニットは、（ａ）圧力センサーからの圧力測定値を無視し、（ｂ）圧力センサー１５８からの測定値が誤っていることを示す出力を生成し、かつ／もしくは、（ｃ）圧力センサー１５８からの測定値が、腎血圧ではなく腹圧を示しているという指標を生成する。（これはなぜなら、インペラの回転速度が増大することに応答して、腎圧が減少することが予測されるからである。圧力の増大は、腎静脈の内壁が圧力センサーと接触し、圧力センサーが腹圧を測定するようになっていることを示している。）
○ インペラの回転速度が増大することに応答して圧力センサーの圧力測定値が減少すれば、制御ユニットは、圧力センサーからの圧力測定値を、腎血圧を示すものとして解釈し、かつ、出力を生成し、かつ／もしくは、それに応答してインペラの回転の速度をさらに調節する（例えば、図１２を参照して上記された様式で）。
および／または、
Ｂ．制御ユニットは、インペラの回転速度を減少させる。
○ インペラの回転速度が減少することに応答して圧力センサー１５８の圧力測定値が減少すれば、制御ユニットは、（ａ）回転速度の減少前の圧力センサーからの圧力測定値を無視し、（ｂ）回転速度の減少前の圧力センサー１５８からの測定値が誤っていたことを示す出力を生成し、かつ／もしくは、（ｃ）回転速度の減少前の圧力センサー１５８からの測定値が、腎血圧ではなく腹圧を示していたという指標を生成する。（これはなぜなら、インペラの回転速度が減少することに応答して、腎圧が増大することが予測されるからである。圧力の増大は、腎静脈の内壁が圧力センサーと接触し、圧力センサーが腹圧を測定するようになるが、腎静脈の内壁が今や圧力センサーから分離されたことを示している。）
○ インペラの回転速度が減少することに応答して圧力センサーの圧力測定値が増大すれば、制御ユニットは、圧力センサーからの圧力測定値を、腎血圧を示すもの、かつ、腎血圧を示していたものとして解釈し、かつ、出力を生成し、かつ／もしくは、それに応答してインペラの回転の速度をさらに調節する（例えば、図１２を参照して上記された様式で）。

いくつかの応用例については、上記アルゴリズムは、必要な変更を加えて、制御ユニット５２（図１）によって実行されて、被験体の大静脈および／または腎静脈内の血圧を正確に測定する。

ここで図１４を参照すると、該図は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、インペラベースの血液ポンプ１５０のシャフト１６１上に配置された圧力センサー１５８の概略図である。図示されているように、いくつかの応用例については、シャフト１６１の遠位部は、その中にくぼみ１６３を定める。圧力センサー１５８は、くぼみの内部に配置される。上記されたように、圧力センサー１５８が腎静脈の内壁と接触すれば、その時は、圧力センサーは、腎静脈内の血圧を測定するのとは対照的に、腎静脈の壁部を通して伝えられる被験体の腹圧を測定するであろう。したがって、いくつかの応用例については、圧力センサーは、くぼみ１６３の内部に配置されて、圧力センサーが腎静脈の壁部と接触する可能性を減少させる。

ここで図１５を参照すると、該図は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、被験体の右心房２１２から被験体の冠状静脈洞２１４の中へと血液をポンピングするように構成された血液ポンプ２１０の概略図である。いくつかの応用例については、血液ポンプ２１０は、上記されたポンプ１５０と概して同様であるインペラベースのポンプである。代替的または追加的には、血液ポンプ２１０は異なる構成を有していてもよい。いくつかの応用例については、血液ポンプは、例えば被験体の大腿静脈、鎖骨下静脈および／または頸静脈にある静脈アクセスポイントから被験体の大静脈を通して被験体の右心房の中に挿入される。

血液ポンプ２１０は、被験体の右心房から被験体の冠状静脈洞の中へと逆方向に血液をポンピングするように構成されている。いくつかの応用例については、冠状静脈洞の中へと血液をポンピングすることによって、血液ポンプは、冠状静脈洞における血圧を増大させ、かつ、そのことによって、毛細管系（そこから血液が冠状静脈洞の中へと間接的に流れる）内の血圧を増大させるように構成されている。このことは、次に、心筋への血液供給量を増大させる。さらに、冠閉塞が存在する場合、冠閉塞に対して遠位方向にある血管床への潅流が増大する。

冠状静脈洞における血液の酸素化のレベル（典型的には、約４０パーセントである）は、典型的には、大静脈から右心房の中に入る血液のもの（典型的には、６０～７０パーセントである）より低い。いくつかの応用例については、血液ポンプは、大静脈から右心房へと戻った血液を冠状静脈洞の中へとポンピングし、そのことによって、冠状静脈洞における血液の酸素化のレベルを増大させるように構成されている。このことは、次に、毛細管系（そこから血液が冠状静脈洞の中へと間接的に流れる）内の血液の酸素化のレベルを増大させる。毛細管系内の血液の酸素化のレベルを増大させる上記効果は、冠状静脈洞内の血圧を増大させるのに受動的閉塞要素（例えば、バルーン）が用いられれば（例えば、冠状静脈洞と右心房との間の接合点に配置されることによって）達成されないことが注目される。対照的に、以上の記載によれば、血液ポンプは、（ａ）冠状静脈洞内の血圧を増大させること、および、（ｂ）冠状静脈洞内の血液の酸素化のレベルを増大させることの両方を行う。

ここで図１６を参照すると、該図は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、下流ポンプ２４Ｄとバルーン８０とを含むカテーテルの概略図である。図１６に示されている装置は、以下に記載される相違点を除いて、図５Ａに示されているものと概して同様である。該装置は、図示されているようにカテーテル２０を含んでおり、該カテーテル２０は、下流ポンプ２４Ｄとバルーン８０のような閉塞要素とを含んでいる。いくつかの応用例（図
示せず）については、例えば２０１７年９月２８日付け出願のＴｕｖａｌへの同時係属のＰＣＴ特許出願第ＰＣＴ／ＩＬ２０１７／０５１０９２号（参照によって本明細書に組み込まれる）に記載されるように、上流閉塞要素としてノズルが用いられる。 いくつかの応用例については、下流ポンプは、大静脈２２の内部に、大静脈と被験体の腎静脈のすべてとの接合点の下流で配置される。下流ポンプは、上記された様式で、大静脈と腎静脈との接合点から離れるように下流方向に大静脈を通して血液をポンピングする。いくつかの応用例については、閉塞要素は、大静脈と被験体の腎静脈との接合点の上流の大静脈の内部に配置される。典型的には、閉塞要素は、被験体の大静脈を、大静脈と被験体の腎静脈との接合点の上流で部分的に塞ぐように構成されている。閉塞要素は、被験体の大静脈を、下流血液ポンプのポンピングに応答して、被験体の下半身から被験体の心臓に向かう血流量の実質的な増大が存在しないが、閉塞要素と下流血液ポンプとの間の大静脈内に低圧の領域（その中では、血圧が被験体の中心静脈圧より低い）が作り出されるように、部分的に塞ぐように構成されている。典型的には、低圧の領域を作り出すことによって、腎静脈から大静脈の中への血流量が増大し、そのことによって、腎血圧を低下させ、かつ、腎潅流を向上させる。閉塞要素は、大静脈内に低圧の領域を作り出すが、大静脈を通る実質的な血液の流れを可能にするような様式で、大静脈を部分的に塞ぐが完全には塞がないように構成されていることが注目される。

いくつかの応用例については、図１７に示されているように、血液ポンプ２４Ｄのインペラ２８はインペラケージ３０の内部に配置され、かつ、インペラケージは、通常の条件下では大静脈の内壁を開いた状態で保持するようにはサイズ決めされず、ケージの直径は、大静脈のものより小さい。この点、インペラケージ３０は、図９Ａ～図９Ｂを参照して上記されたものと概して同様である構成を有する。かかる場合でさえ、インペラケージ３０は、典型的には、インペラから大静脈の内壁を分離するように機能し、例えば腹圧に起因して大静脈が内側に潰れるような場合に、大静脈がインペラによって傷付けられず、かつ、インペラが大静脈の内壁からの圧力によって変形しないようになっている。典型的には、かかる応用例については、インペラケージ３０の不撓性は、大静脈の内壁によってケージに対してかけられる圧力がケージを変形させない程十分大きい。

いくつかの応用例については、大静脈の内壁と接触するように構成された球状延長部８４が、インペラケージ３０から延びる。球状延長部８４は、大静脈の内壁と接触することによって、ケージ３０の長手方向軸を、次にインペラ２８の長手方向軸を、大静脈の局所的長手方向軸と整列させるように構成されている。（いくつかの応用例については、球状延長部は、インペラの長手方向軸を大静脈の局所的長手方向軸と完全に整列させないであろうことが注目される。しかしながら、典型的には、球状延長部は、球状延長部の不存在下でのインペラの長手方向軸と大静脈の局所的長手方向軸との整列に対して、インペラの長手方向軸を、大静脈の局所的長手方向軸といっそう整列した状態で維持する。）典型的には、その他の事情が同じであれば、インペラ２８による血液のポンピングの効果は、インペラの長手方向軸が大静脈の局所的長手方向軸と整列している場合より大きい。

いくつかの応用例については、球状延長部は、図１３Ａ～図１３Ｂを参照して上記されたのと概して同様の様式で、血液ポンプ２４Ｄに連結された圧力センサーが大静脈の内壁と接触することを防止し、そのことによって、被験体の大静脈内の血圧を測定する代わりに被験体の腹圧を測定することを防止するように構成されている。

典型的には、球状延長部８４の、球状延長部がその拘束されていない構成にある時の最大直径（すなわち、球状延長部の直径がその最大にある長手方向位置における、球状延長部の直径）は、インペラケージ３０の、インペラケージがその拘束されていない構成にある時の最大直径（すなわち、インペラケージの直径がその最大にある長手方向位置における各インペラケージの直径）より少なくとも１．１倍（かつ、いくつかの応用例について
は、少なくとも１．３倍）だけ大きい。

いくつかの応用例については、球状延長部を定めるのではなく、ケージ３０は半径方向に突き出た支持アームを定め、該半径方向に突き出た支持アームは、例えば、必要な変更を加えて、図１３Ａ～図１３Ｂを参照して上記された半径方向に突き出た支持アームと概して同様である。

全般的に、本発明の範囲は、少なくとも数名の被験体において、血管（その中にインペラケージが配置される）に対して小型化されたインペラケージからの任意の半径方向に突き出た延長部を用いて、半径方向に突き出た延長部の不存在下でのインペラの長手方向軸と血管の局所的長手方向軸との整列に対して、インペラ（インペラケージ内の）の長手方向軸を、血管の局所的長手方向軸といっそう整列した状態で維持することを含んでいる。半径方向に突き出た延長部は、球状延長部（例えば、図１６に示されているような）であってもよく、半径方向に突き出た支持アーム（例えば、図１３Ａに示されているような）であってもよい。血管は、大静脈（例えば、図１６に示されているような）を含んでいてもよく、腎静脈（例えば、図１３Ａに示されているような）を含んでいてもよい。

図１６に示されているカテーテルに関し、閉塞要素８０に対して遠位方向に配置された下流ポンプ２４Ｄを含むかかるカテーテルは、大静脈と被験体の腎静脈との接合点より下の静脈（例えば、大腿静脈）から大静脈の中への配置に適していることが注目される（例えば、必要な変更を加えて、図４を参照して上記されたものと概して同様の技術を用いて）。しかしながら、本発明の範囲はカテーテルを含んでおり、該カテーテルはその上に配置されたポンプおよび閉塞要素を有するが、上流閉塞要素は下流ポンプに対して遠位方向に配置されている。かかるカテーテルは、典型的には、必要な変更を加えて、例えば図１～図３を参照して上記されたものと概して同様の技術を用いて、下大静脈より上に配置された静脈（例えば、鎖骨下静脈または頸静脈）を通して挿入される。

ここで図１７を参照すると、該図は、本発明のいくつかの応用例にしたがって実行された実験に用いられた装置の概略図である。体重６６ｋｇのブタの大静脈の内部に、概して図１６を参照して記載されたような血液ポンプカテーテルが配置された。ブタの左腎静脈および右腎静脈の内部に圧力センサー８６Ｌおよび圧力センサー８６Ｒが配置され、腎静脈圧を測定した。さらに、バルーン８０と下流血液ポンプ２４Ｄとの間の血液ポンプカテーテルのシャフト上には、圧力センサー８８が配置された。下流血液ポンプの下流で、追加のバルーン９０がブタの大静脈の中に挿入された。追加のバルーンは、ブタの中心静脈圧を増大させて、高中心静脈圧を患う被験体を模倣するために膨張した。

ブタは、最初は、１０ｍｍＨｇの中心静脈圧を有していた。ブタの中心静脈圧は、バルーン９０を膨張させることによって２０ｍｍＨｇへと上昇した。下流血液ポンプによる血液のポンピングがその後で開始され、かつ、血液ポンプ２４Ｄのインペラの回転速度が増大する間に圧力センサー８６Ｌ、圧力センサー８６Ｒおよび圧力センサー８８によって測定された静脈圧が記録された。

図１８は、本発明のいくつかの応用例にしたがって実行された実験の結果を示すグラフである。グラフは、血液ポンプ２４Ｄのインペラの毎分あたりの回転（ＲＰＭ）に対してプロットされた、（ａ）左腎静脈圧センサー８６Ｌ（グラフ上の凡例において「ＲＶＰ－ＬＥＦＴ」によって示されている）、（ｂ）右腎静脈圧センサー８６Ｒ（グラフ上の凡例において「ＲＶＰ－ＲＩＧＨＴ」によって示されている）、および、（ｃ）血液ポンプカテーテルのシャフト上に配置された圧力センサー８８（グラフ上の凡例において「ＲＶＰ－ＣＥＮＴＲＡＬ」によって示されている）によって測定された腎静脈圧のプロットを示している。図１６に示されているような血液ポンプカテーテルを用いることは、３つの圧
力センサーすべてによって測定される腎静脈圧が低下することを引き起こすことが観察されるであろう。左腎静脈圧センサー８６Ｌによって記録された圧力の低下が概して最も小さかったことが注目される。このことは、左腎静脈が右腎静脈より大きく、したがって、結果として生じる左腎静脈における圧力低下が右腎静脈におけるものより小さいからであることが仮定される。

ここで図１９Ａおよび図１９Ｂを参照すると、該図は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、血液ポンプ２４の概略図である。典型的には、図１９Ａおよび図１９Ｂに示されている血液ポンプは、図１６に示されているものと概して同様の様式で用いられる。すなわち、血液ポンプ２４はカテーテルの遠位端に配置され、かつ、血液ポンプに対して近位方向には閉塞要素（例えば、図１６に示されているようなバルーン８０）が配置される。いくつかの応用例については、ポンプは、大静脈２２の内部に、大静脈と被験体の腎静脈のすべてとの接合点の下流で配置される。ポンプは、上記された様式で、大静脈と腎静脈との接合点から離れるように下流方向に大静脈を通して血液をポンピングする。いくつかの応用例については、閉塞要素は、大静脈と被験体の腎静脈との接合点の上流の大静脈の内部に配置される。典型的には、閉塞要素は、被験体の大静脈を、大静脈と被験体と腎静脈との接合点の上流で部分的に塞ぐように構成されている。閉塞要素は、被験体の大静脈を部分的に塞ぐように構成されており、血液ポンプのポンピングに応答して、被験体の下半身から被験体の心臓に向かう血流量の実質的な増大は存在しないが、閉塞要素と下流血液ポンプとの間の大静脈内に低圧の領域が作り出され、該低圧の領域内では血圧が被験体の中心静脈圧より低くなるようになっている。典型的には、低圧の領域を作り出すことによって、腎静脈から大静脈の中への血流量は増大し、そのことによって腎血圧を低下させ、かつ、腎潅流を向上させる。閉塞要素は、大静脈内に低圧の領域を作り出すが、大静脈を通る実質的な血液の流れを可能にするような様式で、大静脈を部分的に塞ぐが完全には塞がないように構成されていることが注目される。

図１９Ａ～図１９Ｂに示されているカテーテルに関し、典型的には上流閉塞要素に対して遠位方向に配置されるポンプ２４を含むかかるカテーテルは、大静脈と被験体の腎静脈との接合点より下の静脈（例えば、大腿静脈）から大静脈の中への配置に適していることが注目される（例えば、必要な変更を加えて、図４を参照して上記されたものと概して同様の技術を用いて）。しかしながら、本発明の範囲はカテーテルを含んでおり、該カテーテルはその上に配置されたポンプと閉塞要素とを有するが、上流閉塞要素が下流ポンプに対して遠位方向に配置されている。かかるカテーテルは、典型的には、必要な変更を加えて、例えば図１および図３を参照して上記されたものと概して同様の技術を用いて、下大静脈より上に配置された静脈（例えば、鎖骨下静脈または頸静脈）を通して挿入される。

ここでさらに図１９Ｄを参照すると、該図は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、血液ポンプ２４のインペラ２８の概略図である。いくつかの応用例については、血液ポンプ２４はインペラ２８を含んでおり、かつ、インペラの遠位端は遠位軸受に連結されていない。かかる応用例については、インペラの使用の最中、インペラの遠位端は、典型的には、十分に不撓性であるインペラのフレーム２５０のおかげで、インペラの近位端と整列した状態で実質的に維持される。典型的には、インペラのフレームは、複数のらせん形の細長い要素２５２を含んでおり、該複数のらせん形の細長い要素２５２は、その間に材料（例えば、シリコーン）のフィルム２５３を支持する。例えば、インペラは概して、Ｓｃｈｗａｍｍｅｎｔｈａｌへの米国特許出願公開第２０１６／００２２８９０号明細書（参照によって本明細書に組み込まれる）に記載されるようなものであってもよい。

図１９Ａ～図１９Ｂに示されているように、いくつかの応用例については、インペラ２８は支持ケージ２５４の内部に配置され、該支持ケージは、狭い近位部２５６を含んでおり、該狭い近位部２５６の中には、インペラが血液ポンプ２４の使用の最中に配置される
ように構成されている。近位部２５６は、典型的には、インペラから大静脈の内壁を分離するように機能し（例えば、腹圧に起因して大静脈が内側に潰れる場合に）、大静脈がインペラによって傷付けられず、かつ、インペラが大静脈の内壁からの圧力によって変形しないようになっている。典型的には、かかる応用例については、近位部２５６の不撓性は、大静脈の内壁によって支持ケージの近位部に対してかけられる圧力が支持ケージの近位部を変形させない程十分大きい。

いくつかの応用例については、支持ケージの球状遠位延長部２５８が、支持ケージの近位部２５６から延び、かつ、大静脈の内壁と接触するように構成されている。球状遠位延長部２５８は、大静脈の内壁と接触することによって、支持ケージ２５４の長手方向軸を、次にインペラ２８の長手方向軸を、大静脈の局所的長手方向軸と整列させるように構成されている。（いくつかの応用例については、球状遠位延長部は、インペラの長手方向軸を大静脈の局所的長手方向軸と完全に整列させないであろうことが注目される。しかしながら、典型的には、球状遠位延長部は、球状延長部の不存在下でのインペラの長手方向軸と大静脈の局所的長手方向軸との整列に対して、インペラの長手方向軸を、大静脈の局所的長手方向軸といっそう整列した状態で維持する。）典型的には、その他の事情が同じであれば、インペラ２８による血液のポンピングの効果は、インペラの長手方向軸が大静脈の局所的長手方向軸と整列している場合より大きい。

いくつかの応用例については、支持ケージ２５４の球状遠位延長部２５８は、図１３Ａ～図１３Ｂを参照して上記されたのと概して同様の様式で、血液ポンプ２４に連結された圧力センサー２５９が大静脈の内壁と接触することを防止し、そのことによって、圧力センサーが被験体の大静脈内の血圧を測定する代わりに被験体の腹圧を測定することを防止するように構成されている。

典型的には、球状遠位延長部２５８の、球状遠位延長部がその半径方向に拘束されていない構成にある時の最大直径（すなわち、球状遠位延長部の直径がその最大にある長手方向位置における、球状遠位延長部の直径）は、支持ケージ２５４の近位部２５６の、近位部がその半径方向に拘束されていない構成にある時の最大直径（すなわち、近位部の直径がその最大にある長手方向位置における近位部の直径）より少なくとも１．１倍（かつ、いくつかの応用例については、少なくとも１．３倍）だけ大きい。

いくつかの応用例については、支持ケージ２５４は、材料２６２（例えば、血液不透過性材料（例えば、ポリエステル、ポリウレタンおよび／または異なる高分子））で少なくとも部分的に覆われた形状記憶要素（ニチノールのような）で作られたフレーム２６０（例えば、剛性または半剛性のフレーム）を含んでいる。典型的には、材料はフレームに連結され、血管壁と接触し、かつ、インペラを囲む血管の領域で血管壁を塞ぐようになっている。材料は、典型的には、インペラ付近の血管の中心領域においてそれを通る穴を定める。材料は、インペラの外側の周りの血液の逆流を塞ぐように構成されているが、インペラ付近の血管の中心領域における順方向の血流は可能にするようになっている。いくつかの応用例については、上記の様式における材料の使用は、インペラにより導入される乱流によって引き起こされるインペラを囲む血管の領域における逆方向の血流の可能性を減少させる。いくつかの応用例（図示せず）については、図１６に示されている血液ポンプ２４は材料を含んでおり、該材料は、ケージ３０および／または球状延長部８４に連結され、かつ、材料２６２を参照して記載されたものと概して同様の様式で作用するように構成されている。

いくつかの応用例については、球状遠位延長部を定めるのではなく、支持ケージ２５４は、必要な変更を加えて、図１３Ａ～図１３Ｂを参照して上記された半径方向に突き出た支持アームと概して同様である半径方向に突き出た支持アームを定める。

ここで図１９Ｃを参照すると、該図は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、インペラ２８および支持ケージ２５４が、インペラおよび支持ケージをクリンピングする前に配置される相対配置を示している。支持ケージ２５４は、典型的には、支持ケージに対して作用する任意の半径方向に拘束する力の不存在下ではその半径方向に拡張した構成をとるように設定された形状であり、該半径方向に拡張した構成は、図１９Ａ～図１９Ｂに示されている。支持ケージは、支持ケージがガイドカテーテルの内部で半径方向に拘束された（すなわち、クリンピングされた）構成にある間に被験体の大静脈の中に挿入され、かつ、被験体の大静脈の内部でガイドカテーテルから解放されることによって、実質的に半径方向に拘束されていない構成をとるように構成されている。

いくつかの応用例については、支持ケージ２５４の遠位部が材料２６２で覆われていない。さらに、図示されているように、その遠位端における支持ケージのフレームのストラットの間の空間は、支持ケージの近位端におけるものより大きいのが典型的な場合である。したがって、いくつかの応用例については、支持ケージの内部でインペラをクリンピングするために、インペラは、まず支持ケージの遠位部へと前進する。典型的には、このことは、インペラと支持ケージとの組み合わせが、インペラが支持ケージの近位部内に配置された場合に対して、いっそう小さい直径へとクリンピングされることを可能にする。なぜなら、インペラが、支持ケージの遠位部内に配置されることによって、材料と重複せず、かつ、支持ケージのストラットが互いに密接した支持ケージの部分と重複しないからである。さらに典型的には、このことは、インペラが支持ケージの近位部内に配置された場合に対して、材料とインペラとが、支持ケージとインペラとのクリンピングの最中に互いへの損傷を引き起こす可能性を減少させる。その後に続いて、図１９Ａおよび図１９Ｂに示されているように、一旦支持ケージとインペラとが被験体の大静脈の内部で半径方向に拘束されていない構成をとり、かつ、インペラを作動させる前に、インペラは支持ケージに対して引き込まれ、インペラが支持ケージの近位部内に配置されるようになっている。

ここでさらに図２０Ａおよび図２０Ｂを参照すると、該図は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、血液ポンプ２４のインペラ２８の概略図である。図１９Ｄを参照して上記されたように、いくつかの応用例については、血液ポンプ２４はインペラ２８を含んでおり、かつ、インペラの遠位端は遠位軸受に連結されていない。いくつかのかかる応用例については、インペラ２８は図２０Ａおよび図２０Ｂに示されているようなものであり、該インペラは、複数（例えば、２つ、３つ（図示されているように）または３つより多い）のインペラブレード２７０を含んでおり、該インペラブレード２７０は、互いに直接的に接続されていない。図示されているように、いくつかの応用例については、インペラブレードは、近位軸受２７２から花弁のような様式で突き出る。各ブレードは、典型的には、湾曲した剛性または半剛性の細長い要素２７４を含んでおり、該湾曲した剛性または半剛性の細長い要素２７４は、ブレードの外縁を定め、かつ、近位軸受の円周の周りの第１の位置から近位部から延び、かつ、近位軸受の円周の周りの第２の位置へと戻るように湾曲する。湾曲した細長い要素２７４は、典型的には、材料２７６（例えば、シリコーン）のフィルムを支持し、湾曲した細長い要素と材料のフィルムとは、インペラブレードを定める。典型的には、図２０Ａおよび図２０Ｂに示されているようなインペラ２８は、インペラの質量の８０パーセントより多い部分が、インペラの長さの最近位５０パーセント内に集中するように構成されている。典型的には、インペラの長さの最近位５０パーセント内の質量の相対的集中は、インペラの質量のいっそう多い部分がインペラの長さの最遠位５０パーセント内に配置された場合に対して、インペラの使用の最中のインペラの振動を減少させる。

ここで図２１Ａおよび図２１Ｂを参照すると、該図は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、血液ポンプ２４の概略図であり、該血液ポンプは、インペラ２８と、インペラケ
ージ３０と、円錐台状支持ケージ２８２とを含んでいる。血液ポンプ２４は、下記の相違点を除いて、図１６を参照して上記されたものと概して同様である。いくつかの応用例については、大静脈の内壁に接触することによってケージ３０の長手方向軸を、次にインペラ２８の長手方向軸を、大静脈の局所的長手方向軸と整列させるのに、球状延長部８４（図１６に示されているような）の代わりに円錐台状支持ケージが用いられる。円錐台状支持ケージは、典型的には、インペラケージに対して近位方向の位置からインペラケージに対して遠位方向の長手方向位置へと延び、該ケージは、近位から遠位の方向に分岐する。いくつかの応用例については、円錐台状支持ケージは、材料２８６（例えば、血液不透過性材料（例えば、ポリエステル、ポリウレタンおよび／または異なる高分子））で少なくとも部分的に覆われた形状記憶要素（ニチノールのような）で作られたフレーム２８４（例えば、剛性または半剛性のフレーム）を含んでいる。材料２８６は、典型的には、図１９Ａ～図１９Ｃを参照して上記された材料２６２を参照して記載されたものと概して同様の様式で作用する。

円錐台状支持ケージ２８２は、典型的には、支持ケージに対して作用する任意の半径方向に拘束する力の不存在下ではその半径方向に拡張した構成をとるように設定された形状であり、該半径方向に拡張した構成は、図２１Ａ～図２１Ｂに示されている。円錐台状支持ケージは、典型的には、支持ケージがガイドカテーテルの内部で半径方向に拘束された（すなわち、クリンピングされた）構成にある間に被験体の大静脈の中に挿入され、かつ、被験体の大静脈の内部でガイドカテーテルから解放されることによって、実質的に半径方向に拘束されていない構成をとるように構成されている。

図２１Ａおよび図２１Ｂを参照して上記されたように、いくつかの応用例については、ポンプ２４は、カテーテル上に上流閉塞要素に対して遠位方向に配置される。かかるカテーテルは、大静脈と被験体の腎静脈との接合点より下の静脈（例えば、大腿静脈）からの大静脈の中への配置に適している（例えば、必要な変更を加えて、図４を参照して上記されたものと概して同様の技術を用いて）。本発明の範囲はカテーテルを含んでおり、該カテーテルはその上に配置されたポンプと閉塞要素とを有するが、上流閉塞要素が下流ポンプに対して遠位方向に配置されている。かかるカテーテルは、典型的には、必要な変更を加えて、例えば図１および図３を参照して上記されたものと概して同様の技術を用いて、下大静脈より上に配置された静脈（例えば、鎖骨下静脈または頸静脈）を通して挿入される。

図９Ａ～図９Ｂ、図１０Ａ～図１０Ｄ、図１１Ａ～図１１Ｃ、図１３Ａ～図１３Ｂ、図１６、図１９Ａ～図１９Ｂおよび図２１Ａ～図２１Ｂを参照すると、本発明の範囲は、被験体の血管の内部に配置されるように構成されており、かつ、（ａ）回転することによって血液をポンピングするように構成されたインペラを含んでおり、かつ、（ｂ）（ｉ）インペラの周りに配置され、かつ、血管の壁部とインペラとの間の間隔を維持するように構成された狭部および（ｉｉ）支持ケージの狭部に対して半径方向外側に延びる支持ケージの狭部からの半径方向延長部（該延長部は、血管の壁部に接触することによって、インペラの長手方向軸を血管の局所的長手方向軸と整列した状態で実質的に維持するように構成されている）を定める形状をした支持ケージを含んでいる、任意の血液ポンプを含んでいることが注目される。いくつかの応用例については、支持ケージの狭部と半径方向延長部とは、２つの別個に形成された構成要素である。代替的には、支持ケージの狭部と半径方向延長部とは、単一の一体化した構成要素の別個の部分である。

典型的には、かかる応用例はインペラとともに用いられ、該インペラは、それが中に配置される血管に対して小型化している。かかるインペラは、例えば、いっそう大きいインペラが回転の間に実質的な量の振動を経験するような場合に用いられてもよい。代替的または追加的には、かかるインペラは、インペラと血管壁との間を分離するように構成され
たケージの一部がいっそう大きければ、ケージの一部が血管の壁部によって半径方向に圧縮され、そのことが、インペラが変形すること（例えば、インペラ軸の上流および下流端が整列しなくなることによって）、および／または、インペラが血管の局所的長手方向軸と整列しなくなることをもたらすであろうリスクが存在する場合に用いられてもよい。典型的には、かかる応用例については、ケージの狭部がインペラを囲んでおり、かつ、例えば血管が狭くなり、ケージの狭部の不存在下では血管の壁部がインペラの上で潰れるよう場合に、血管の壁部とインペラとの間の間隔を維持するように構成されている。半径方向延長部は、典型的には、血管壁に対して半径方向外側の力をかけることによって血液ポンプを血管内に固定し、かつ、血管の壁部に接触することによって、インペラの長手方向軸を血管の局所的長手方向軸と整列した状態で実質的に維持するように構成されている。典型的には、ケージの狭部の不撓性が半径方向延長部のものより大きく、たとえ血管の壁部が支持ケージに対して半径方向延長部が変形することを引き起こす圧力をかけたとしても、ケージの狭部が血管の壁部とインペラとの間の間隔を維持するように構成されるようになっている。

例えば、図９Ａ～図９Ｂを参照すると、血液ポンプは、インペラ２８と、ケージ３０（支持ケージ全体のうちの狭部を構成する）と、支持ケージ１８０（ケージの狭部からの半径方向延長部を構成する）とを含んでいる。図１０Ａ～図１０Ｄを参照すると、血液ポンプは、インペラ２８と、ケージ３０（支持ケージ全体のうちの狭部を構成する）と、支持スリーブ１９０（ケージの狭部からの半径方向延長部を構成する）とを含んでいる。図１１Ａ～図１１Ｃを参照すると、血液ポンプは、インペラ２８と、ケージ３０（支持ケージ全体のうちの狭部を構成する）と、支持スリーブ２００（ケージの狭部からの半径方向延長部を構成する）とを含んでいる。図１３Ａ～図１３Ｂを参照すると、血液ポンプは、インペラ１５２と、ケージ１５４（支持ケージの狭部を構成する）と、半径方向に突き出た支持アーム１５６（ケージの狭部からの半径方向延長部を構成する）とを含んでいる。図１６を参照すると、血液ポンプは、インペラ２８と、ケージ３０（支持ケージの狭部を構成する）と、球状延長部８４（ケージの狭部からの半径方向延長部を構成する）とを含んでいる。図１９Ａ～図１９Ｂを参照すると、血液ポンプは、インペラ２８と、狭い近位部２５６（支持ケージ２５４の狭部を構成する）と、球状遠位延長部２５８（ケージの狭部からの半径方向延長部を構成する）とを含んでいる。図２１Ａ～図２１Ｂを参照すると、血液ポンプは、インペラ２８と、インペラケージ３０（支持ケージの狭部を構成する）と、円錐台状支持ケージ２８２（ケージの狭部からの半径方向延長部を構成する）とを含んでいる。いくつかの応用例については、半径方向延長部は、ケージの狭部から狭部に対して遠位方向に延びる。代替的または追加的には、半径方向延長部は、ケージの狭部から狭部に対して近位方向に、および／または、狭部と水平に延びる。

いくつかの応用例については、支持ケージの上に材料（例えば、血液不透過性材料）が配置される（例えば、図１９Ａ～図１９Ｂに示されている材料２６２）。典型的には、材料は支持ケージに連結されており、血管壁に接触し、かつ、インペラを囲む血管の領域において血管を塞ぐようになっている。材料は、典型的には、インペラ付近の血管の中心領域においてそれを通る穴を定める。材料は、インペラの外側の周りの血液の逆流を塞ぐように構成されているが、インペラ付近の血管の中心領域における順方向の血流は可能にするようになっている。

いくつかの応用例については、かかる血液ポンプは、例えば図１３Ａ～図１３Ｂを参照して上記されたように、被験体の腎静脈内に配置され、かつ、被験体の腎静脈から被験体の大静脈の中へと血液をポンピングするように構成されている。いくつかの応用例については、かかる血液ポンプは、例えば図２２Ｂを参照して本明細書に記載されるように、被験体の大静脈内に大静脈と被験体の腎静脈のすべてとの接合点の上流で配置され、かつ、逆（すなわち、上流）方向に血液をポンピングするように構成されている。代替的または
追加的には、かかる血液ポンプは、例えば図２２Ｃを参照して記載されるように、被験体の大静脈内に大静脈と被験体の腎静脈のすべてとの接合点の下流で配置され、かつ、順（すなわち、下流）方向に血液をポンピングするように構成されている。いくつかの応用例については、例えば図２２Ｃを参照して本明細書に記載されるように、閉塞要素が、被験体の大静脈内に大静脈と被験体の腎静脈のすべてとの接合点の上流で配置され、かつ、大静脈を部分的に塞ぐように構成されている。いくつかの応用例については、上流血液ポンプおよび下流血液ポンプは、例えば図１Ａ～図１Ｃを参照して上記されたように、単一のカテーテル上に配置される。代替的には、例えば図５Ａ～図５Ｂ、図１６および図２２Ｃを参照して本明細書に記載されるように、上流閉塞要素と下流血液ポンプとが、単一のカテーテルの上に配置される。いくつかの応用例によれば、カテーテルは、図１Ａおよび図３を参照して本明細書に記載されるように、下大静脈より上の静脈（例えば、頸静脈または鎖骨下静脈）から大静脈の中へと導入され、その場合、上流ポンプまたは閉塞要素は、カテーテル上に下流血液ポンプに対して遠位方向に配置される。代替的には、カテーテルは、図４を参照して本明細書に記載されるように、大静脈と被験体の腎静脈との接合点より下の静脈（例えば、大腿静脈）から大静脈の中へと導入され、その場合、上流ポンプまたは閉塞要素は、カテーテル上に下流血液ポンプに対して近位方向に配置される。

ここで図２２Ａおよび図２２Ｂを参照すると、該図は、本発明の各応用例にしたがう、カテーテル２９１の上に配置された閉塞要素２９０（図２２Ａ）およびカテーテル３０１の上に配置された血液ポンプ３００（図２２）の概略図であり、閉塞要素または血液ポンプは、被験体の腎臓の下の大静脈（すなわち、大静脈内であって、大静脈と被験体の腎静脈のすべてとの接合点の上流）に配置される。典型的には、閉塞要素２９０または血液ポンプ３００は、急性心不全を患う被験体の大静脈の中に挿入される。いくつかの応用例については、閉塞要素は、下記の相違点を除いて、図５Ａおよび図５Ｂを参照して上記されたようなものである。いくつかの応用例については、血液ポンプ３００は、上記された血液ポンプと概して同様である。例えば、図２２Ｂに示されているように、血液ポンプ３００は、図１９Ａ～図１９Ｄを参照して上記された血液ポンプ２４のように概して構成されていてもよい。

典型的には、急性心不全を患う患者においては、高められた全身静脈圧が、腎潅流および腎機能の悪化に寄与し得る要因である、増大した腎実質圧ならびに増大した腹圧を引き起こす。さらに、高い全身静脈圧が、肺間質液のリンパ排出を妨げ、急性肺水腫に罹った患者における肺うっ血の深刻化および長期化をもたらすであろう。いくつかの応用例については、閉塞要素２９０は、腎臓の下の大静脈の部分的閉塞を引き起こすように構成されており、または、血液ポンプ３００は、腎臓の下の大静脈内で逆方向に血液をポンピングするのに用いられる。典型的には、この様式での閉塞要素２９０または血液ポンプ３００の使用は、下半身静脈貯留を引き起こすことによって心前負荷を減少させる。典型的には、心前負荷を減少させることは、肺うっ血を改善し、および／または、心負荷条件および機能を改善する。いくつかの応用例については、図２２Ｂに示されている応用例について、図１９Ａ～図１９Ｄを参照して記載されたものと概して同様である血液ポンプが用いられる。しかしながら、図２２Ｂに示されている応用例については、血液ポンプ３００は、典型的には、材料２６２（例えば、図１９Ａに示されているような）を含んでいないことが注目される。なぜなら、インペラを即座に取り囲む領域の外側の周りの大静脈を通る順方向の血流を可能にすることが望ましいからである。

重力に起因して、腎機能および肺機能に対する閉塞要素２９０による腎臓の下の大静脈閉塞の効果または血液ポンプ３００による腎臓の下の大静脈の逆方向の血液ポンピングの効果は、患者の姿勢に高度に依存するであろう。例えば、患者に直立姿勢をとらせることが、肺うっ血を緩和するが、腎うっ血をさらに悪化させることが知られている。さらに、心拍出量の大き過ぎる低下を引き起こすという考え得る消極的効果に対する腎血圧の低下
の効果の積極的側面のバランスをとることが重要である。このことは、心拍出量の低下を回避することが重要である、急性心不全の重病であり、かつ、弱った患者のグループにおいて特に関心となる。したがって、上記の考慮に鑑み、本発明のいくつかの応用例によれば、閉塞要素２９０が腎臓の下の大静脈を塞ぐ程度および／または血液ポンプ３００が血液をポンピングする量は、制御ユニット３１０によって制御される。

例えば、閉塞要素２９０はバルーン（図示されているような）を含んでいてもよく、かつ、バルーンの膨張は制御可能であってもよい。代替的には、閉塞要素はフレーム（例えば、図５Ｂに示されているような）を含んでおり、該フレームは拡張可能である（例えば、フレームを加熱することによって、または、フレームに電流を印加することによって）。さらに代替的には、閉塞要素は、例えば２０１７年９月２８日付け出願のＴｕｖａｌへの同時係属のＰＣＴ特許出願第ＰＣＴ／ＩＬ２０１７／０５１０９２号（参照によって本明細書に組み込まれる）に記載されるように、開口部の直径が制御可能であるノズルを含んでいる。いくつかの応用例については、閉塞要素が大静脈を塞ぐ程度は、センサーによって検出されるパラメーターに応答して、制御ユニット３１０によって制御される。例えば、第１のセンサー２９２が閉塞要素の上流に配置されてもよく、かつ、第２のセンサー２９４が閉塞要素の下流に配置されてもよい。いくつかの応用例については、第１のセンサーおよび第２のセンサーは、それぞれ、下半身静脈血圧および中心静脈血圧を測定するように構成された血圧センサーである。代替的または追加的には、第１のセンサーおよび第２のセンサーは、流量センサー、血液速度センサー、酸素飽和センサー、温度センサーおよび／または感熱式流量センサー（例えばＳｃｈｗａｍｍｅｎｔｈａｌへの米国特許出願公開第２０１６／００２２８９０号明細書（参照によって本明細書に組み込まれる）の図２２Ａｉ～図２２Ｃｉｉを参照して記載されるようなもの）であってもよく、第１のセンサーおよび第２のセンサーは、それぞれ、下半身静脈パラメーターおよび中心静脈パラメーターを測定するように構成されている。

いくつかの応用例については、上流センサー２９２は、閉塞要素２９０の上流または血液ポンプ３００の上流であって少なくとも１．５ｃｍ（例えば、少なくとも２．５ｃｍ）の位置においてカテーテル２９１またはカテーテル３０１の上に取り付けられ、血流が閉塞要素または血液ポンプに到達する時までに、センサーによって引き起こされる血流の方向に対するあらゆる効果が実質的に消失するようになっている。いくつかの応用例については、下流センサー２９４は、閉塞要素２９０の下流または血液ポンプ３００の下流であって少なくとも１．５（例えば、少なくとも２．５ｍｍ）の位置においてカテーテル２９１またはカテーテル３０１の上に取り付けられ、血流がセンサー２９４に到達する時までに、閉塞要素または血液ポンプを通過したことによって作り出された流れ層が十分に再結合して、流量、圧力、速度および／または上記されたようなその他のパラメーターの正確な測定を可能にするようになっている。いくつかの応用例については、下流センサー２９４は、大静脈と右腎静脈との接合点の下流であって少なくとも１．５（例えば、少なくとも２．５ｍｍ）または大静脈と被験体の腎静脈のすべてとの接合点の下流であって少なくとも１．５（例えば、少なくとも２．５ｍｍ）の位置においてカテーテル２９１またはカテーテル３０１の上に取り付けられる。

ここで図２３を参照すると、該図は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、図２２Ａの閉塞要素または図２２Ｂの血液ポンプが用いられる時の（ａ）心前負荷と（ｂ）心拍出量および／または動脈圧との間の関係を示す曲線である。典型的には、例えば中心静脈圧（例えば、センサー２９４を用いて）、腎静脈圧、心臓の直径および／または心臓容積を測定することによって、心前負荷の指標が測定される。さらに典型的には、例えば動脈血流量、微細流量、動脈流速および／または動脈血圧を測定することによって、心拍出量および／または動脈圧の指標が測定される。いくつかの応用例については、制御ユニット３１０が心前負荷の指標をモニタリングし、かつ、それに応答して、閉塞要素が腎臓の下の
大静脈を塞ぐ程度および／または血液ポンプが血液をポンピングする量を調節する。いくつかの応用例については、制御ユニットは、例えば図２３に示されているように、まず（アルゴリズム的に）圧力－流量曲線を作り出すことによって、閉塞要素が腎臓の下の大静脈を塞ぐ程度および／または血液ポンプが血液をポンピングする量を調節するように構成されている。いくつかの応用例については、制御ユニットは、その後、心拍出量および／または動脈圧を所定の閾値より多く減少させることを伴うことなく到達可能である最も高い閉塞の程度または逆流する血流量を決定することによって、閉塞要素が腎臓の下の大静脈を塞ぐ程度および／または血液ポンプが血液をポンピングする量を自動的に設定する。

例として、閉塞要素または血液ポンプが用いられる前に、中心静脈血圧と血流量とが、図２３に示されている曲線上の位置１にあってもよい。閉塞要素が腎臓の下の大静脈を塞ぐ程度が増大するにつれて、または、血液ポンプが血液をポンピングする量が増大するにつれて、心前負荷ならびに心拍出量および／または動脈圧は、位置２から位置６へと曲線に沿って移動する。例えば、図２３のグラフ上に示されている点を参照すると、点４が心前負荷の減少の最適レベルであろう。なぜなら、心拍出量および／または動脈圧を減少させることを伴うことなく、心前負荷の実質的な現象が存在するからである。対照的に、点５および点６においては、心拍出量および／または動脈圧の減少のレベルは、患者にとって危険であろう。

いくつかの応用例については、心拍出量を測定するのにサーモダイリューション（熱希釈）カテーテル（例えば、市販のサーモダイリューションカテーテル）が用いられる。代替的には、本技術分野で既知の技術にしたがって、心拍出量を測定するのに異なるタイプのセンサーが用いられる。制御ユニット３１０は、上記された技術にしたがって、測定された心拍出量を受け取り、かつ、測定された心拍出量を、閉塞要素が腎臓の下の大静脈を塞ぐべき程度および／または血液ポンプが血液をポンピングする量を決定するための入力信号として用いるように構成されている。代替的または追加的には、動脈血圧が測定され、かつ、制御ユニットが閉塞要素が腎臓の下の大静脈を塞ぐべき程度および／または血液ポンプが血液をポンピングする量を決定するための入力信号として用いられてもよい。例えば、制御ユニットは、中心静脈圧の減少と動脈圧の対応する減少との間の関係を検出するように構成されていてもよい。制御ユニットは、その時、上記された技術にしたがって、閉塞のレベルまたはポンピングの量を設定するように構成されていてもよく、動脈圧の減少が存在しないか、または、動脈圧の減少が閾値より下であるようになっている。

ここで図２２Ｃを参照すると、該図は、本発明のいくつかの応用例にしたがう、被験体の大静脈の中に配置されるカテーテル３１４の概略図であり、該カテーテルは、下流ポンプ３２０と、バルーン２９０のような閉塞要素とを含んでいる。いくつかの応用例については、下流ポンプは、図１９Ａ～図１９Ｄを参照して記載されたポンプ２４と概して同様である。代替的または追加的には、上記されたポンプのうちの異なるものが用いられる。いくつかの応用例については、閉塞要素は、上記された閉塞要素のいずれかと同様である。典型的には、閉塞要素が大静脈を塞ぐ程度は、例えば上記されたような技術を用いて制御され得る。

典型的には、下流ポンプは、大静脈と被験体の腎静脈のすべてとの接合点の下流に配置され、かつ、大静脈と腎静脈との接合点から離れるように下流方向に大静脈を通して血液をポンピングする。典型的には、閉塞要素は、大静脈と被験体の腎静脈のすべてとの接合点の上流に配置され、かつ、被験体の大静脈を、大静脈と被験体の腎静脈との接合点の上流で部分的に塞ぐように構成されている。閉塞要素は、被験体の大静脈を部分的に塞ぐように構成されており、下流血液ポンプのポンピングに応答して、被験体の下半身から被験体の心臓へと向かう血流量の実質的な増加が存在しないようになっているが、閉塞要素と下流血液ポンプとの間には大静脈内の低圧の領域が作り出されるようになっており、該領
域内では、血圧が被験体の中心静脈圧より低い。典型的には、低圧の領域を作り出すことによって、腎静脈から大静脈の中への血流量が増大し、そのことによって、腎血圧を低下させ、かつ、腎潅流を向上させる。いくつかの応用例については、下流ポンプと上流閉塞要素との組み合わせは、下流ポンプおよび上流閉塞要素の全体効果が、（ａ）中心静脈圧が下半身静脈圧に対して低下すること（例えば、上流閉塞要素による大静脈の閉塞によって引き起こされる圧力減少を完全には補償しない下流ポンプのポンピングによって）、および（ｂ）大静脈内の閉塞要素と下流血液ポンプとの間に生成されている低圧の領域に起因して、腎静脈圧が下半身静脈圧および中心静脈圧に対して低下することであるように構成されている。

いくつかの応用例については、センサー２９２は、閉塞要素の上流に配置され、かつ、下半身静脈圧を示すパラメーターを測定するように構成されており、センサー２９４は、血液ポンプの下流に配置され、かつ、中心静脈圧を示すパラメーターを測定するように構成されており、かつ、センサー２９６は、閉塞要素と血液ポンプとの間に配置され、かつ、腎静脈圧を示すパラメーターを測定するように構成されている。例えば、センサー２９２、センサー２９４および／またはセンサー２９６は、圧力センサー、流量センサー、血液速度センサー、酸素飽和センサー、温度センサーおよび／または感熱式流量センサーであってもよい。典型的には、制御ユニット３１０は、センサーによって検出されるパラメーターのうちの１つ以上に応答して、閉塞要素が大静脈を塞ぐ程度およびポンプが血液をポンピングする量を制御する。例えば、センサーによって検出されるパラメーターに基づいて、制御ユニットは、腎静脈圧と下半身体圧との間の比が第１の比であり、かつ、中心静脈圧と下半身体圧との間の比が第１の比とは異なる第２の比であるように、閉塞要素が大静脈を閉塞する程度およびポンプが血液をポンピングする量を互いと同調させて制御してもよい。典型的には、第１の比は、本明細書に記載の技術にしたがって被験体の腎静脈圧を減少させて、腎潅流を増大させることが好ましい程度に基づいて指定される。さらに典型的には、第２の比は、本明細書に記載の技術にしたがって被験体の心前負荷を下げることが好ましい程度に基づいて指定される。

制御ユニット５２を参照して上記で注目されたように、制御ユニット３１０は、典型的には、コンピュータープロセッサーを含んでおり、該コンピュータープロセッサーは、回路を有し、かつ、本明細書に記載のアクションを実行するように構成されている。典型的には、コンピュータープロセッサーによって実行される本明細書に記載の作動は、コンピュータープロセッサーと通信している現実の物理的な物品であるメモリーの物理的な状態を、用いられるメモリーの技術に基づいて、異なる磁極性、電荷などを有するように変化させる。制御ユニット３１０は、典型的には、専用コンピューターを作り出すようにというコンピュータープログラム命令でプログラミングされたハードウェアデバイスである。例えば、本明細書に記載の技術を実行するようにプログラミングされる時、制御ユニット３１２は、典型的には、専用の、前負荷調節コンピュータープロセッサーとして作用する。いくつかの応用例については、ユーザーがユーザーインターフェース３１２を介してコンピュータープロセッサーと相互作用し、該ユーザーインターフェース３１２は、典型的には、上記されたユーザーインターフェース５４と概して同様である。

本発明のいくつかの応用例が血液ポンプを参照して記載され、該応用例によれば血液ポンプはインペラを含んでいるが、本発明の範囲は、必要な変更を加えて、本明細書に記載の様式で血液をポンピングするための任意のその他のタイプのポンプを用いることを含んでいる。例えば、ローラーポンプ、アルキメデススクリューポンプ、遠心ポンプ、空気ポンプおよび／または圧縮ポンプが用いられてもよい。

本発明の範囲は、本明細書に記載の装置および方法のいずれかと、以下の出願（すべて参照によって本明細書に組み込まれる）の１つ以上に記載の装置および方法のいずれかと
を組み合わせることを含んでいる：

２０１６年９月２９日付け出願のＴｕｖａｌへの米国仮特許出願第６２／４０１，４０３号からの優先権を主張する、「Ｂｌｏｏｄ ｖｅｓｓｅｌ ｔｕｂｅ（血管チューブ）」と題する２０１７年９月２８日付け出願のＴｕｖａｌへの国際特許出願第ＰＣＴ／ＩＬ２０１７／０５１０９２号；

「Ｂｌｏｏｄ ｐｕｍｐ（血液ポンプ）」と題する２０１５年５月１８日付け出願のＳｃｈｗａｍｍｅｎｔｈａｌへの米国仮特許出願第６２／１６２，８８１号からの優先権を主張する、「Ｂｌｏｏｄ ｐｕｍｐ（血液ポンプ）」と題する２０１６年５月１８日付け出願のＳｃｈｗａｍｍｅｎｔｈａｌへの国際特許出願第ＰＣＴ／ＩＬ２０１６／０５０５２５号（国際公開第１６／１８５４７３号パンフレットとして公開）；

「Ｂｌｏｏｄ ｐｕｍｐ（血液ポンプ）」と題する２０１４年５月１９日付け出願のＳｃｈｗａｍｍｅｎｔｈａｌへの米国仮特許出願第６２／０００，１９２号からの優先権を主張する、「Ｂｌｏｏｄ ｐｕｍｐ（血液ポンプ）」と題する２０１５年５月１９日付け出願のＳｃｈｗａｍｍｅｎｔｈａｌへの国際特許出願第ＰＣＴ／ＩＬ２０１５／０５０５３２号（国際公開第１５／１７７７９３号パンフレットとして公開）の米国国内段階であるＳｃｈｗａｍｍｅｎｔｈａｌへの米国特許出願公開第２０１７／０１００５２７号明細書；

（ａ）「Ｒｅｎａｌ ｐｕｍｐ（腎臓ポンプ）」と題する２０１３年３月１３日付け出願のＳｃｈｗａｍｍｅｎｔｈａｌへの米国仮特許出願第６１／７７９，８０３号および（ｂ）「Ｒｅｎａｌ ｐｕｍｐ（腎臓ポンプ）」と題する２０１３年１２月１１日付け出願のＳｃｈｗａｍｍｅｎｔｈａｌへの米国仮特許出願第６１／９１４，４７５号からの優先権を主張する、「Ｒｅｎａｌ ｐｕｍｐ（腎臓ポンプ）」と題する２０１４年３月１３日付け出願のＳｃｈｗａｍｍｅｎｔｈａｌへの国際特許出願第ＰＣＴ／ＩＬ２０１４／０５０２８９号（国際公開第１４／１４１２８４号パンフレットとして公開）の米国国内段階であるＳｃｈｗａｍｍｅｎｔｈａｌへの米国特許出願公開第２０１６／００２２８９０号明細書；

「Ｃｕｒｖｅｄ ｃａｔｈｅｔｅｒ（湾曲したカテーテル）」と題する２０１３年１２月１１日付け出願のＴｕｖａｌへの米国仮特許出願第６１／９１４，４７０号からの優先権を主張する、「Ｃｕｒｖｅｄ ｃａｔｈｅｔｅｒ（湾曲したカテーテル）」と題する２０１７年９月１９日付け発行のＴｕｖａｌへの米国特許第９，７６４，１１３号明細書；ならびに、

「Ｐｒｏｓｔｈｅｔｉｃ ｒｅｎａｌ ｖａｌｖｅ（人工腎臓弁）」と題する２０１２年６月６日付け出願のＴｕｖａｌへの米国仮特許出願第６１／６５６，２４４号からの優先権を主張する、「Ｐｒｏｓｔｈｅｔｉｃ ｒｅｎａｌ ｖａｌｖｅ（人工腎臓弁）」と題する２０１３年６月６日付け出願のＴｕｖａｌへの国際特許出願第ＰＣＴ／ＩＬ２０１３／０５０４９５号（国際公開第１３／１８３０６０号パンフレットとして公開）の米国国内段階であるＴｕｖａｌへの米国特許第９，５９７，２０５号明細書。

したがって、本発明のいくつかの応用例によれば、以下の発明概念が提供される：

発明概念１。装置であって、当該装置は：
被験体の血管の内部に配置されるように構成されたカテーテルを有し；
カテーテルを通して血管の中に挿入されるように構成された第１のインペラを有し；
第１のインペラの周りに配置され、かつ、第１のインペラと血管の内壁との間の半径方
向の間隔を維持するように構成された第１のインペラケージを有し；
カテーテルを通して血管の中に挿入され、かつ、第１のインペラから長手方向に離間して血管内に配置されるように構成された第２のインペラを有し；
第２のインペラの周りに配置され、かつ、第２のインペラと血管の内壁との間の半径方向の間隔を維持するように構成された第２のインペラケージを有し；かつ、
カテーテルを通して血管の中に挿入されるように構成された支持ケージを有し、
該支持ケージは、第１のインペラおよび第２のインペラの間の領域の５０パーセントを越える領域に沿って長手方向に延びるように構成されており、該支持ケージは、そのことによって、第１のインペラおよび第２のインペラの間の領域において開いた構成で血管の内壁を支持するように構成されており、
支持ケージがその拘束されていない構成にある時の支持ケージの最大直径が、第１のインペラケージおよび第２のインペラケージがその拘束されていない構成にある時の第１のインペラケージおよび第２のインペラケージのそれぞれの最大直径より少なくとも１．１倍だけ大きい、
前記装置。

発明概念２。支持ケージがその拘束されていない構成にある時の支持ケージの最大直径が、第１のインペラケージおよび第２のインペラケージがその拘束されていない構成にある時の第１のインペラケージおよび第２のインペラケージのそれぞれの最大直径より少なくとも１．３倍だけ大きい、発明概念１に記載の装置。

発明概念３。第１のインペラケージおよび第２のインペラケージのそれぞれの不撓性が、支持ケージの不撓性より少なくとも１．５倍だけ大きい、発明概念１に記載の装置。

発明概念４。支持ケージが、少なくとも第１のインペラの長手方向中心から第２のインペラの長手方向中心へと延びるように構成されている、発明概念１に記載の装置。

発明概念５。第１のインペラケージおよび第２のインペラケージが、支持ケージと一体的に形成される、発明概念１に記載の装置。

発明概念６。第１のインペラケージおよび第２のインペラケージが、支持ケージとは別個に形成される、発明概念１に記載の装置。

発明概念７。第１のインペラおよび第２のインペラが、第１のインペラおよび第２のインペラが外部基準点から見た時に互いに同一方向に回転することによって、互いに反対方向に流体をポンピングするように構成されている、発明概念１に記載の装置。

発明概念８。第１のインペラおよび第２のインペラが、第１のインペラおよび第２のインペラが外部基準点から見た時に互いに反対方向に回転することによって、互いに反対方向に流体をポンピングするように構成されている、発明概念１に記載の装置。

発明概念９。第１のインペラが、被験体の大静脈内に配置されるように構成されており、第１のインペラが大静脈と被験体のすべての腎静脈との接合点の下流に配置されるようになっており、かつ、第２のインペラが、被験体の大静脈内に配置されるように構成されており、第２のインペラが大静脈と被験体の腎静脈のすべてとの接合点の上流に配置されるようになっている、発明概念１～８のいずれか１つに記載の装置。

発明概念１０。カテーテルが、被験体の大腿静脈を通して挿入されることによって、被験体の大静脈内に配置されるように構成されている、発明概念９に記載の装置。

発明概念１１。カテーテルが、鎖骨下静脈および頸静脈よりなる群から選択される被験体の静脈を通して挿入されることによって、被験体の大静脈内に配置されるように構成されている、発明概念９に記載の装置。

発明概念１２。第１のインペラおよび第２のインペラの回転を制御するように構成された制御ユニットをさらに有し、
第１のインペラおよび第２のインペラが、回転することによって、被験体の腎静脈内の圧力を低下させるように構成されており、該低下は：
第１のインペラが下流方向に大静脈を通して血液をポンピングすることによってなされ、かつ、
第２のインペラが上流方向に大静脈を通して血液をポンピングすることによってなされる、
発明概念９に記載の装置。

発明概念１３。第１のインペラおよび第２のインペラが、第１のインペラおよび第２のインペラの間の血管の領域から離れるように血液をポンピングすることによって、血管内のその他の領域より血圧が低い領域を血管内に作り出すように構成されている、発明概念１～８のいずれかに記載の装置。

発明概念１４。カテーテルが、被験体の主たる静脈であって、その中に支流をなす静脈系から血液が流れる前記の被験体の主たる静脈内に配置されるように構成されており、
第１のインペラが、支流をなす静脈系の下流で主たる静脈に配置されるように構成されており、かつ、
第２のインペラが、支流をなす静脈系の上流で主たる静脈に配置されるように構成されている、
発明概念１３に記載の装置。

発明概念１５。装置であって、当該装置は：
被験体の血管の内部に配置されるように構成されたカテーテルを有し；
カテーテルを通して血管の中に挿入されるように構成された第１のインペラを有し；
第１のインペラの周りに配置され、かつ、第１のインペラと血管の内壁との間の半径方向の間隔を維持するように構成された第１のインペラケージを有し；
カテーテルを通して血管の中に挿入され、かつ、第１のインペラから長手方向に離間して血管内に配置されるように構成された第２のインペラを有し；
第２のインペラの周りに配置され、かつ、第２のインペラと血管の内壁との間の半径方向の間隔を維持するように構成された第２のインペラケージを有し；かつ、
カテーテルを通して血管の中に挿入されるように構成された支持スリーブを有し、
該支持スリーブは、第１のインペラおよび第２のインペラの間の領域の５０パーセントを越える領域に沿って長手方向に延びるように構成されており、該支持スリーブは、そのことによって、第１のインペラおよび第２のインペラの間の領域において開いた構成で血管の内壁を支持するように構成されており、
支持スリーブの少なくとも一端が開口しており、第１のインペラケージおよび第１のインペラが、第１のインペラケージおよび第１のインペラがその半径方向に拘束されていない構成にある時でさえ、支持スリーブの開口端を通過し得るようになっている、
前記装置。

発明概念１６。第１のインペラおよび第２のインペラが、支持スリーブとは別個に形成され、かつ、支持スリーブが血管の中に挿入された後で血管の中に挿入されるように構成されている、発明概念１５に記載の装置。

発明概念１７。カテーテルを通した血管の中への支持スリーブの挿入の最中、支持スリーブが、支持スリーブの内部に配置された第１のインペラケージおよび第２のインペラケージならびに第１のインペラおよび第２のインペラとともにクリンピングされるように構成されており、かつ、支持スリーブの開口端が、第１のインペラまたは第１のインペラケージにしっかりと連結されないように構成されており、支持スリーブの開口端が第１のインペラおよび第１のインペラケージに対して長手方向の移動を経験し得るようになっている、発明概念１５に記載の装置。

発明概念１８。装置であって、当該装置は：
被験体の血管の内部に配置されるように構成されたカテーテルを有し；
カテーテルを通して血管の中に挿入されるように構成された第１のインペラを有し；
第１のインペラの周りに配置され、かつ、第１のインペラと血管の内壁との間の半径方向の間隔を維持するように構成された第１のインペラケージを有し；
カテーテルを通して血管の中に挿入され、かつ、第１のインペラから長手方向に離間して血管内に配置されるように構成された第２のインペラを有し；
第２のインペラの周りに配置され、かつ、第２のインペラと血管の内壁との間の半径方向の間隔を維持するように構成された第２のインペラケージを有し；かつ、
カテーテルを通して血管の中に挿入されるように構成された支持スリーブを有し、
該支持スリーブは、第１のインペラおよび第２のインペラの間の領域の５０パーセントを越える領域に沿って長手方向に延びるように構成されており、該支持スリーブは、そのことによって、第１のインペラおよび第２のインペラの間の領域において開いた構成で血管の内壁を支持するように構成されており、
第１のインペラケージおよび支持スリーブが、形状記憶合金の単一の部品から切り取られ；かつ、
第１のインペラケージの端部を閉じた状態で保持するように構成されたケージ組立要素を有する、
前記装置。

発明概念１９。ケージ組立要素が、環状の締結要素を有する、発明概念１８に記載の装置。

発明概念２０。装置であって、当該装置は：
被験体の大静脈内に配置されるように構成されたカテーテルを有し；
カテーテルを通して大静脈の中に挿入されるように構成された第１のインペラを有し、第１のインペラが、長手方向に、大静脈と被験体のすべての腎静脈との接合点の第１の側に配置されるようになっており；
カテーテルを通して大静脈の中に挿入されるように構成された第２のインペラを有し、第２のインペラが、長手方向に、大静脈と被験体のすべての腎静脈との接合点の第２の側に配置されるようになっており；
第１の方向の回転運動を作り出すように構成されたモーターを有し；
モーターから第１のインペラへと延び、かつ、第１のインペラに第１の方向の回転運動を与えるように構成された回転シャフトを有し；かつ、
第１のインペラおよび第２のインペラの間に配置され、かつ、第１のインペラから第２のインペラへと与えられる回転運動を方向を逆にするように構成された歯車機構を有し、第２のインペラが、第１の方向とは反対の回転の方向に回転するようになっている、
前記装置。

発明概念２１。装置であって、当該装置は：
被験体の大静脈内に配置されるように構成されたカテーテルを有し；
カテーテルを通して大静脈の中に挿入されるように構成された第１のインペラを有し、
第１のインペラが、長手方向に、大静脈と被験体のすべての腎静脈との接合点の第１の側に配置されるようになっており；
カテーテルを通して大静脈の中に挿入されるように構成された第２のインペラを有し、第２のインペラが、長手方向に、大静脈と被験体のすべての腎静脈との接合点の第２の側に配置されるようになっており；
所定の回転の方向に第１のインペラおよび第２のインペラを回転させるように構成されたモーターを有し；
第１インペラおよび第２のインペラが、互いに反対の回転方向のものであり、かつ、インペラが互いに反対方向を向くように大静脈内に配置されるように構成されており、第１のインペラおよび第２のインペラが、第１のインペラおよび第２のインペラが所定の回転の方向に回転することによって、互いに反対方向に血液をポンピングするようになっており；かつ、
第１のインペラおよび第２のインペラの間に配置され、かつ、第１のインペラと第２のインペラとの間を流れる血液によって受動的に回転するように構成された第３のインペラを有する、
前記装置。

発明概念２２。第３のインペラが、第１のインペラと第２のインペラとの間を流れる血液によって受動的に回転することによって、第１のインペラと第２のインペラとの間を流れる血液の回転運動を減少させるように構成されている、発明概念２１に記載の装置。

発明概念２３。装置であって、当該装置は：
被験体の大静脈内に配置されるように構成されたカテーテルを有し、該カテーテルはカテーテルシャフトを定め；
カテーテルを通して大静脈の中に挿入されるように構成された第１のインペラを有し、第１のインペラが、長手方向に、大静脈と被験体のすべての腎静脈との接合点の第１の側に配置されるようになっており；
カテーテルを通して大静脈の中に挿入されるように構成された第２のインペラを有し、第２のインペラが、長手方向に、大静脈と被験体のすべての腎静脈との接合点の第２の側に配置されるようになっており；
第１の方向の回転運動を作り出すように構成された第１のモーターを有し；
第１のモーターから第１のインペラへと延び、かつ、第１のインペラに第１の方向の回転運動を与えるように構成された第１の回転シャフトを有し；
第１の方向とは反対方向の回転運動を作り出すように構成された第２のモーターを有し；
第２のモーターから第２のインペラへと延び、かつ、第２のインペラに第１の方向とは反対方向の回転運動を与えるように構成された第２の回転シャフトを有し；
第１の回転シャフトおよび第２の回転シャフトは、カテーテルシャフト内で互いに同軸である、
前記装置。

発明概念２４。ガイドカテーテルとともに使用するための装置であって、当該装置は：
被験体の腎静脈の中に挿入され、かつ、腎静脈から被験体の大静脈へと血液をポンピングするように構成された血液ポンプを有し、
血液ポンプは、血液ポンプがガイドカテーテルの内部で半径方向に拘束された構成にある間にガイドカテーテルを通して腎静脈の中に挿入されるように構成されており、かつ、
血液ポンプは、被験体の腎静脈の内部でガイドカテーテルから解放されることによって、半径方向に拘束されていない構成をとるように構成されており、
血液ポンプは：
被験体の腎静脈の内部で血液ポンプの半径方向に拘束されていない構成では、回転することによって被験体の腎静脈を通して血液をポンピングするように構成されたインペラを有し；
インペラの周りに配置されたインペラケージを有し、被験体の腎静脈の内部で血液ポンプの半径方向に拘束されていない構成では、インペラがケージの内面から分離するようになっており；かつ、
ケージから半径方向に突き出ており、かつ、腎静脈の内壁に接触し、かつ、そのことによって、インペラの長手方向軸を、支持アームの不存在下でのインペラの長手方向軸と腎静脈の局所的長手方向軸との整列に対して、腎静脈の局所的長手方向軸といっそう整列した状態で維持するように構成された複数の支持アームを有する、
前記装置。

発明概念２５。血液ポンプがさらに、圧力センサーを有し、支持アームが、血管の内壁から少なくとも２ｍｍの距離において圧力センサーを維持するように構成されている、発明概念２４に記載の装置。

発明概念２６。ガイドカテーテルとともに使用するための装置であって、当該装置は：
被験体の腎静脈の中に挿入され、かつ、腎静脈から被験体の大静脈へと血液をポンピングするように構成された血液ポンプを有し、
血液ポンプは、血液ポンプがガイドカテーテルの内部で半径方向に拘束された構成にある間にガイドカテーテルを通して腎静脈の中に挿入されるように構成されており、かつ、
血液ポンプは、被験体の腎静脈の内部でガイドカテーテルから解放されることによって、半径方向に拘束されていない構成をとるように構成されており、
血液ポンプは：
被験体の腎静脈の内部で血液ポンプの半径方向に拘束されていない構成では、回転することによって被験体の腎静脈を通して血液をポンピングするように構成されたインペラを有し；
インペラの周りに配置されたインペラケージを有し、被験体の腎静脈の内部で血液ポンプの半径方向に拘束されていない構成では、インペラがケージの内面から分離するようになっており、
インペラケージの不撓性が、腎静脈の内壁によってインペラケージに対してかけられる圧力がインペラケージを変形させない程十分に大きい、
前記装置。

発明概念２７。インペラケージの不撓性が、インペラケージが、ガイドカテーテルの内部でクリンピングされることによって被験体の腎静脈の中に挿入されることを可能にするように構成されている、発明概念２６に記載の装置。

発明概念２８。インペラケージの不撓性が、インペラケージが、ガイドカテーテルを通って前進する間にターンをナビゲートすることを可能にするように構成されている、発明概念２６に記載の装置。

発明概念２９。血液ポンプの半径方向に拘束されていない構成では、インペラケージの直径がその最大にあるインペラケージに沿った長手方向位置におけるインペラケージの直径が、１２ｍｍより小さい、発明概念２６～２８のいずれか１つに記載の装置。

発明概念３０。被験体の冠状動脈の血液供給量を増大させる方法であって、当該方法は：
被験体の冠状静脈洞および被験体の右心房よりなる群から選択される位置の中へと血液ポンプを挿入することを有し；かつ、
血液ポンプを作動させて、被験体の被験体の右心房から被験体の冠状静脈洞の中へと血液をポンピングすることを有する、
前記方法。

本発明は、具体的に図示され、かつ、上記されたものに限定されないことが当業者によって把握されるであろう。むしろ、本発明の範囲は、上記された種々の特徴の組み合わせおよび部分的組み合わせの両方、ならびに、上記の説明を読んだ当業者が想起する先行技術にはないその変形および修正を含んでいる。

Claims (13)

1. 装置であって、当該装置は：
   被験体の血管の内部に配置されるように構成された血液ポンプを有し、該血液ポンプは：
   回転することによって血液をポンピングするように構成されたインペラを有し；
   支持ケージを有し、該支持ケージは、半径方向に拘束されていない構成で配置される時に：
   前記インペラの周りに配置され、かつ、前記血管の壁部と前記インペラとの間の間隔を維持するように構成された狭部を定める形状をしており、かつ、
   前記支持ケージの前記狭部に対して半径方向外側に延びる、前記支持ケージの前記狭部からの半径方向延長部を定める形状をしており、該半径方向延長部は、前記血管の前記壁部に接触することによって、前記インペラの長手方向軸を、前記血管の局所的長手方向軸と整列した状態で実質的に維持するように構成されており；かつ、
   前記支持ケージに連結された材料を有し、該材料は、前記インペラの付近にそれを通る穴を定め、該材料は、前記インペラの外側の周りの血液の逆流を塞ぎ、かつ、前記インペラの前記付近において順方向の血流を可能にするように構成されている、
   前記装置。
2. 前記支持ケージの前記狭部および前記半径方向延長部が、単一の一体化した構成要素を有する、請求項１に記載の装置。
3. 前記支持ケージの前記狭部および前記半径方向延長部が、互いとは別個に形成されたそれぞれの構成要素を有する、請求項１に記載の装置。
4. 前記半径方向延長部が、前記支持ケージの前記狭部から突き出た、複数の半径方向に突き出た支持アームを有する、請求項１に記載の装置。
5. 前記半径方向延長部が、前記支持ケージの前記狭部の周りに配置された円錐台状ケージを有する、請求項１に記載の装置。
6. 前記支持ケージの前記狭部の不撓性が、前記半径方向延長部の不撓性より大きく、前記ケージの前記狭部が、前記血管の前記壁部が前記支持ケージに対して前記半径方向延長部が変形することを引き起こす圧力をかける場合でさえ、前記血管の前記壁部と前記インペラとの間の前記間隔を維持するように構成されている、請求項１に記載の装置。
7. 前記血液ポンプが、前記被験体の腎静脈内に配置され、かつ、前記被験体の腎静脈から前記被験体の大静脈の中へと血液をポンピングするように構成されている、請求項１に記載の装置。
8. 前記血液ポンプが、前記被験体の大静脈内に、前記大静脈と前記被験体のすべての腎静脈との接合点の上流で配置され、前記ポンプが、逆方向に前記大静脈を通して血液をポンピングするように構成されている、請求項１に記載の装置。
9. 前記血液ポンプが、前記被験体の大静脈内に、前記大静脈と前記被験体のすべての腎静脈との接合点の下流で配置され、前記ポンプが、順方向に前記大静脈を通して血液をポンピングするように構成されている、請求項１～８のいずれか一項に記載の装置。
10. 追加の血液ポンプをさらに有し、該追加の血液ポンプは、前記被験体の大静脈内に、前記大静脈と前記被験体のすべての腎静脈との接合点の上流で配置されるように構成されており、該追加の血液ポンプは、逆方向に前記大静脈を通して血液をポンピングするように構成されている、請求項９に記載の装置。
11. 前記被験体の大静脈内に、前記大静脈と前記被験体のすべての腎静脈との接合点の上流で配置されるように構成された閉塞要素をさらに有し、該閉塞要素は、前記大静脈と前記被験体のすべての腎静脈との接合点の上流で前記大静脈を通る血流を部分的に塞ぐように構成されている、請求項９に記載の装置。
12. 前記半径方向延長部が、前記支持ケージの前記狭部から半径方向かつ遠位方向に延びる球状延長部を有する、請求項１～８のいずれか一項に記載の装置。
13. 前記支持ケージが前記の半径方向に拘束されていない構成で配置される時、前記球状延長部の最大直径が、前記支持ケージの前記狭部の最大直径より少なくとも１．１倍だけ大きい、請求項１２に記載の装置。

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