(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
１又は複数の弾性部材を有する２以上の膜を備え、ほぼ心臓の形状の湾曲状の輪郭を有する、心臓周囲と接触している弾性内側パネルであって、拡張終期の心臓体積を制御するように前記心臓の動きに対する抵抗を供給する弾性内側パネルと、
収縮終期の心臓体積を制御するように心臓の動きに対する抵抗を提供するために膨張して、加圧されたときに収縮終期の心臓の正確な形状に類似した湾曲状になり、前記心臓の湾曲を反転又は著しく摂動させることなく収縮の間は前記心臓を圧迫する、少なくとも部分的に前記弾性内側パネルの周りに配置される１又は複数の膨張可能な膜を備える膨張可能な外側パネルと、
前記心臓の湾曲を反転又は著しく摂動させることなく収縮の間は前記心臓を圧迫するための膨張、及び収縮のために前記膨張可能な外側パネルと連通している１又は複数の流体接続部とを備える、心臓直接圧迫デバイス。
【請求項２】
２以上の膜の各々が、少なくとも部分的に重なり合っている、請求項１に記載のデバイス。
【請求項３】
膨張可能な外側パネルが、膨張及び収縮によって心臓の周囲に対する抵抗を能動的に制御するため、ソースに接続可能な１又は複数の能動的な接続部をさらに備える、請求項１又は２に記載のデバイス。
【請求項４】
２以上の少なくとも部分的に重なり合った膜が、連続的な外側縁部を形成するように接続される、請求項２又は３に記載のデバイス。
【請求項５】
心臓に加えられる抵抗を増加させる、１又は複数の機械的圧縮デバイスをさらに備える、請求項１〜４のいずれかに記載のデバイス。
【請求項６】
心臓に加えられる抵抗を増加させる、弾性内側パネルの周りに配置された１又は複数の機械的圧縮デバイスであって、ラップバンド又はフープを備える機械的圧縮デバイスをさらに備える、請求項１〜５のいずれかに記載のデバイス。
【請求項７】
弾性内側パネル、膨張可能な外側パネル、又は両方が、エラストマー性ポリウレタン、ラテックス、ポリエーテルウレタン、ポリカーボネートウレタン、シリコーン、ポリシロキサンウレタン、水素化ポリスチレン−ブタジエンコポリマー、エチレン−プロピレン、ジシクロペンタジエンターポリマー、水素化ポリ（スチレン−ブタジエン）コポリマー、ポリ（テトラメチレン−エーテルグリコール）ウレタン、ポリ（ヘキサメチレンカーボネート−エチレンカーボネートグリコール）ウレタン、又はそれらの組み合わせを含む、請求項１〜６のいずれかに記載のデバイス。
【請求項８】
１又は複数の弾性部材が、それぞれ、金属、合金、形状記憶合金、複合材料、ポリマー、プラスチック、又はそれらの組み合わせを含む、請求項１〜７のいずれかに記載のデバイス。
【請求項９】
１又は複数の弾性部材が、挿入のために圧縮することができ、心膜腔に挿入されると基本的なカップ形状へと拡大する折畳み可能なワイヤフレームを含む、請求項１〜８のいずれかに記載のデバイス。
【請求項１０】
心臓直接圧迫デバイスと接触している、１又は複数のセンサ、心臓にペーシング刺激を送出する１又は複数の電極、細動除去のために心臓に電気ショックを与える１又は複数の電極、心臓に電気刺激を与える１又は複数の電極、或いはそれらの組み合わせをさらに備える、請求項１〜９のいずれかに記載のデバイス。
【請求項１１】
抗菌物質、抗生物質、抗有糸分裂剤、抗増殖剤、抗分泌剤、非ステロイド系抗炎症薬、免疫抑制剤、抗ポリメラーゼ、抗ウィルス剤、抗体標的治療薬、プロドラッグ、フリーラジカルスカベンジャー、酸化防止剤、生物学的作用物質、又はそれらの組み合わせから選択される、１又は複数の生理活性剤をさらに備える、請求項１〜１０のいずれかに記載のデバイス。
【請求項１２】
１又は複数の流体接続部が、ガス源、液体源、ゲル源、又はそれらの組み合わせに接続され、デバイスが収縮期の間は正圧で膨張され、拡張期の間は吸引によって収縮される、請求項１〜１１のいずれかに記載のデバイス。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、全体として、患者の心臓のポンプ機能を改善するための、より具体的には、運動異常（dyskinetic）若しくは運動低下を低減すべく、疾患又は損傷のある心臓の収縮歪みパターン（contraction strain pattern）を調整するための、心臓用の機械的インターフェースに関する。
【背景技術】
【０００２】
推定５００万人がうっ血性心不全に罹患しており、その結果、うっ血性心不全に関連する医療に推定２８８億ドルが費やされている（ＡＨＡ、２００３年参照）。結果として、うっ血性心不全の治療は重要な研究対象となっている。
【０００３】
多数の心臓用デバイス、人工心臓、及び心臓補助デバイスが現在市場に存在している。それに加えて、医薬品、両心室ペーシング、幹細胞治療、血液接触型補助装置（blood contacting assist devices）、外科的処置、又は受動的なステント及び拘束器（constraints）などの他の治療は、一般的に心臓の負荷を取り除き、したがって、単に歪みパターンを間接的に調整するだけである（例えば、駆出率がより大きくなることによる）。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
薬物療法は、低侵襲性であり、うっ血性心不全の治療の好ましい形態であるが、薬物療法にはリスクがある。それに加えて、薬物療法は、器質的異常（mechanical problem）には効果がない可能性があるので、外科的介在が必要である。例えば、局部的な機械的刺激が心臓血管組織の増殖及びリモデリングにおける制御要素であることが今日では明白なので、異常増殖及びリモデリングを伴う心疾患は、力学的成因（mechanical etiology）を伴う疾患に属することがある。機械的作用を生み出す心臓機能として、力学的歪みは、心臓の発達及び適応における主要な刺激の１つであり得る。
【０００５】
例えば、最近の出版物（Rose et al., 2001）は、うっ血性心不全（「ＣＨＦ」）の治療に対する機械的補助の無作為化評価（「ＲＥＭＡＴＣＨ試験」）について検討した。ＲＥＭＡＴＣＨ試験は、生存期間、重篤な有害事象、入院日数、及び生活の質の分野において、長期的な心臓補助治療と薬理学的治療とを比較するためにデザインされた、主要な多中心性（２０）の大規模試験（患者１２９人）である。ＲＥＭＡＴＣＨ試験は次のことを提示している。「軽度から中程度の心不全患者［SOLVD, 1991］、並びに最近では、より重篤な疾患をもつ一部の患者［Packer et al., 2001］には、薬物治療が有効であることが示されている。それでもなお、重篤な心不全患者の生存期間及び生活の質は依然として限られている。心臓移植は、個人に効果をもたらす唯一の治療であるが、世界中で得られるドナー心臓は年間３，０００件未満であり、その効果は疫学的には取るに足らないものである［Hosenpud et al., 2000］。
【０００６】
有害事象及び入院期間は増加するものの、機械的補助を受けたグループは、生存率及び生活の質が大幅に高かった。ＲＥＭＡＴＣＨ試験の成功は、移植を待たない末期の心不全患者における心臓補助デバイスの使用を認可するというＦＤＡの最近の措置に寄与した。これ以前は、心臓補助デバイスは単に移植の橋渡しとして認可されていた。
【０００７】
１つの心臓補助デバイスが、心臓マッサージ装置及び駆動システムに対して１９９２年６月９日付けでAnstadtに発行された米国特許第５，１１９，８０４号に示されている。その心臓マッサージ装置は、その上端及び下端でカップ内において接続されたライナーを有するカップを含む。機械的に作動させたときに心臓がカップ内に留まる、心室の長さに対応する最適なカップ形状を規定する寸法が開示されている。
【０００８】
他の例としては、うっ血性心不全を治療するための心臓ハーネスに対してLau, et al.に発行された米国特許第６，６６３，５５８号、第６，６１２，９７９号、第６，６１２，９７８号、第６，６０２，１８４号、及び第６，５９５，９１２号が挙げられる。ハーネスは、弾性で圧縮性の補強材を左心室に適用して、有害な壁張力を低減するとともに、機械的な心臓周期中の心室の形状変化に抵抗する。ハーネスは、心臓がそれを越えて拡大することができない寸法を与えると言うよりも、心室の拡張期の拡大に対して厳しい限界を規定しない。その代わりに、ハーネスは、拡張期全体にわたって心臓の輪郭に追随し、伸展に対する緩やかな抵抗を連続的に働かせる。
【０００９】
一体化された非血液接触型の埋込み型心臓補助システムに対して２００３年８月５日付けでMilbockerに発行された米国特許第６，６０２，１８２号では、自己心臓を取り囲む、心臓の生来の収縮と同調した周辺の収縮を提供する。ポンピングユニットは、心臓の軸線に対するバイアスに沿って配列され、心臓ラップ（heart wrap）を形成する非膨張性のシース状に拘束された隣接したチューブ対を備える。チューブ対は両端が先細になっているので、並置され、収縮したとき、拡張期の心筋の表面にほぼ追随する。チューブ対の膨張によって、収縮期の間の心筋表面の運動にラップが追随するようになる。筋肉で駆動される、又は電磁的に動力が与えられるエネルギー変換器が、作動液圧力を使用してチューブを膨張させる。埋め込まれた電子コントローラは、自己心臓の電気的活動を検出し、ポンピング活動をこの信号と同期させ、システム、並びに自動化動作のための生理学的動作パラメータを測定し診断する。経皮的エネルギー移動及び遠隔測定のサブシステムによって、一体になったシステムを外部から制御し動力供給することが可能になっている。
【００１０】
自己心臓の動作を補助するための作動システムに対して、２００３年７月１５日付けでMelvinに米国特許第６，５９２，６１９号が発行された。そのシステムは、心臓の壁を介して自己心臓とインターフェース接続するためのフレーム構造を含み、それは、心臓の内部体積内に配置されるように構成された内部フレーム構造要素と、心臓の外部表面に近接して配置されるように構成された外部フレーム構造要素とを含む。内部フレーム構造は、外部フレームに対して柔軟に懸垂される。アクチュエータシステムは、フレーム構造に連結され、心臓の外部表面を係合するように構成される。アクチュエータシステムは、心臓壁の外部表面の一部分に沿って延びるアクチュエータバンドを含む。アクチュエータバンドは、作動状態と弛緩状態との間で選択的に移動可能であり、作動状態のとき、予め定められた形状をとり、それによって心臓壁の一部分を窪ませて、心臓の体積の低減に影響を及ぼすように動作可能である。駆動装置は、アクチュエータバンドに連結され、アクチュエータバンドを弛緩状態と作動状態との間で選択的に移動させて、自己心臓の所望の補助を達成するように動作可能である。
【００１１】
２００１年５月１日付けでLederman, et al.に発行された米国特許第６，２２４，５４０号は、心室拡張をもつ患者に対する治療補助のための、心室用の受動的なガードル（passive girdle）に関する。受動的なガードルは、心室の拡張を有する心筋に巻き付けられて、心臓のサイズ及び形状に適応するとともに、拡張期の間の拡張を制約する。ガードルは、心臓から離れて拡張しない材料及び構造のもので形成されるが、長期間の間に、拡張が減少するのに伴って減少することがある。
【００１２】
他の心臓補助デバイスとしては、心臓直接圧迫デバイス（direct cardiac compression device）が挙げられるが、これらのデバイスは、心臓の駆出運動を強化するようにデザインされるか、又は埋込みを容易にするようにデザインされており、したがって、収縮の間に異常歪みパターンがもたらされる。例えば、受動的な心臓直接圧迫デバイス（例えば、HeartNet（Paracor Surgical Inc.社製）及びCorCap（Acorn cardiovascular Inc.社製））は、生体適合性のメッシュ又はニチノールで作られ、左心室に対する弾性で収縮性の補強材として心臓の周りに配置されて、拡張期中の有害な壁張力を低減する（すなわち、拡張終期体積を制限する）とともに、機械的な心臓周期の間の心室の形状変化に抵抗する。同様に、能動的な心臓直接圧迫デバイス（例えば、MyoVad（Myotech LLC社製）の剛性のカップ状デバイス）もまた、左心室からの血液の駆出を助けるのに使用され、したがって、心臓の負荷を効率的に取り除き、歪みパターンを直接的には調整しない。このデバイスの主な不利な点は、血液の駆出のプロセスが心臓の湾曲を反転させ、それによって異常運動が、したがって異常な歪みパターンが引き起こされることである。反転された湾曲は、欠陥のある心室壁の輪郭に結び付き、心室における応力集中の領域をもたらし、そのことが、動脈瘤形成、線維症、及び心室の収縮性と伸展性の障害に結び付くことがある。結果として生じる左心室の心内膜表面の不規則な輪郭は、局部的な血流遮断又は乱流に結び付くことがあり、それが次には、血栓形成及び場合によっては血栓塞栓症に結び付くことがある。
【００１３】
上述の課題は長年にわたって認識されてきており、多数の解決策が提案されてきたものの、それらのいずれも課題のすべてに適切に対処するものではない。
【課題を解決するための手段】
【００１４】
本発明者らは、心臓直接圧迫デバイスが特定の幾何学形状及び歪みパターンを直接引き起こす可能性があることを認識した。本発明は、例えば、急性心筋梗塞（ＡＭＩ）又は拡張型心筋症（ＤＣＭ）などの心臓の症状をもつ患者に効果をもたらすための、心臓の拡張終期体積を調整するデバイスを提供する。
【００１５】
本発明者らは、歪みが、心筋の成長、リモデリング、及び回復の主要なコントローラであることを認識した。本発明者らはまた、薬物療法は異常運動を直接排除するものではないが、後負荷軽減のようなメカニズムを介して薬物が運動を間接的に修復することがあることを認識した。本発明者らは、異常歪みパターンを排除するデバイス、システム、方法、及びキットが必要であり、正常な心臓の動態が修復されれば、心臓をデバイスから離脱させてもよいことを認識した。
【００１６】
本発明は、小さな切り口を介して挿入するために折畳み式であり、左心室の形状をとって維持し、収縮中の歪みパターンを能動的に調整して、異常運動（すなわち、運動異常及び運動低下）を排除する、埋込み型の心臓直接圧迫デバイスを提供する。それに加えて、本発明は、心臓の成長及びリモデリングをガイドするとともに、心臓の異常成長又は異常リモデリングを低減若しくは排除する、刺激の制御を提供する。本発明はまた、境界域における運動異常を排除し、例えば、心筋を保存し、したがって、梗塞拡大、並びに心原性ショック、心室破裂、及びうっ血性心不全のような二次的な続発症を最小限に抑えるはずである。本発明はまた、拡張終期体積を調整し、拡張期中の有害な壁張力を低減する。さらに、本発明は、Ｘ線透視下で低侵襲性のやり方で埋め込むことができ、ＭＲＩ適合性であって、デバイス及び心臓の機能性の監視を可能にする。
【００１７】
本発明は、膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダー、及びそのようなデバイスを埋め込み、使用し、且つ除去する方法に関する。本発明は、運動異常及び運動低下を低減する、曲線外形の（contoured）心臓補助デバイスを提供する。デバイスは、加圧されたときの心臓の正確な形状に類似した湾曲状になるよう、心臓の少なくとも一部分を囲むように構成された１又は複数の曲線外形の支持体を備えた、選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーを含む。加圧及び減圧のため、１又は複数の流体接続部が、選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーと連通している。
【００１８】
本発明はまた、流入を制限し、心臓を通る左右のフローを調整するため、心臓の外部の心外膜の境界に力を加える、曲線外形の心臓直接圧迫デバイスを提供する。曲線外形の心臓直接圧迫デバイスは、選択的に膨張可能な拡張終期の曲線外形のブラダー、入口接続部、及び出口接続部を含む。選択的に膨張可能な拡張終期の曲線外形のブラダーは、心臓を解放可能に係合するように構成された、１又は複数の曲線外形の支持体を含む。１又は複数の曲線外形の支持体は、拡張期中の右心室の拡張終期体積を減少させるため、右心室に向かって内向きに突出する。
【００１９】
本発明は、成長を促進し心臓をリモデリングする方法を提供する。選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーは、患者の心臓の周囲の少なくとも一部分の周りに配置される。選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーに接続され、選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーを収縮期の間は正圧によって膨張させ、拡張期の間は収縮させる流体源が作動される。
【００２０】
本発明はまた、疾患又は損傷のある心臓の収縮歪みパターンを促進して、運動異常若しくは運動低下を低減する、心臓直接圧迫デバイスを提供する。デバイスは、加圧されたときの心臓の正確な形状に類似した湾曲状になるよう、心臓の少なくとも一部分を囲むように構成された１又は複数の曲線外形の支持体を備えた、選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーを含む。デバイスはまた、加圧及び減圧のため、選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーと連通している１又は複数の流体接続部を含む。
【００２１】
本発明は、心臓の外部の心外膜の境界に力を加えるとともに、収縮終期形状の心臓の幾何学形状に適合するように最適化された心臓直接圧迫デバイスを提供する。デバイスは、２以上の曲線外形の区画、入口接続部、及び出口接続部を含む。２以上の曲線外形の区画は、心臓の少なくとも一部分を取り囲むように構成され、加圧されたときに心臓の正確な形状に類似した湾曲状になるようにそれぞれ形成される。入口接続部は、２以上の膨張可能な曲線外形の区画と連通しており、出口接続部は、２以上の膨張可能な曲線外形の区画と連通している。
【００２２】
本発明はまた、心臓の湾曲を反転又は著しく摂動させることなく、収縮の間は心臓を圧迫する心臓直接圧迫デバイスを提供することによって、患者の心筋を再整形する方法を提供する。選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーは、患者の心臓にアクセスされれば、心臓の周囲の少なくとも一部分の周りに配置される。次のステップは、選択的に膨張可能なブラダーを収縮期の間は正圧によって膨張させ、拡張期の間は収縮させるため、流体源を選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーに接続することである。
【００２３】
本発明は、折畳み可能な心臓直接圧迫デバイス、及びそのようなデバイスを埋め込み、使用し、除去する方法に関する。一実施態様では、本発明は、心臓を取り囲み、折畳み可能な圧迫メカニズムを含む心臓直接圧迫デバイスに関する。圧迫メカニズムは、疾患又は損傷のある心筋に対する収縮歪みパターンを能動的に促進して、心筋の有益な成長及びリモデリングを促進するように動作可能である。より具体的には、収縮歪みパターンは、心臓の湾曲の総体的な摂動の非反転又は不足によって特徴付けられてもよい。デバイスは、複数の膨張可能なチャンバを含んでもよい。
【００２４】
別の実施態様では、本発明は、折畳み可能な構造及び複数の膨張可能なチャンバを有する心臓直接圧迫デバイスに関する。デバイスは、心臓に対して使用したとき、湾曲を反転しない収縮歪みパターンを働かせる。デバイスは、弁面への取付け又は心臓に対する他の縫合を必要とせずに、心臓に対して使用されてもよい。
【００２５】
膨張可能なチャンバは、複数のチャンバを形成するため、複数の位置でシールされ接続された２つのシート材から形成されてもよい。膨張可能なチャンバは、ポリエチレンなどの生体適合性材料で作られてもよい。心臓直接圧迫デバイスはまた、複数の安定化ロッド、部材、又はステントを含んでもよい。尖端の穴は、膨張可能なチャンバの頂部尖端によって形成されてもよい。
【００２６】
心臓直接圧迫デバイスは、実用的な任意のやり方でチャンバを膨張させてもよいが、特定の実施態様では、複数の膨張可能なチャンバの少なくとも１つを膨張させるように動作可能な少なくとも１つの空気圧駆動ラインを有する。別個のチャンバを膨張させるように動作可能な他の空気圧駆動部を含んでもよい。いくつかの実施態様では、デバイスは、心臓に対して使用したとき、拡張期の間、左心室及び右心室に差圧を供給するように動作可能であってもよい。
【００２７】
本発明のさらに別の実施態様は、心臓の湾曲を反転又は著しく摂動させることなく、収縮の間の心臓を圧迫する、心臓に対する軟殻（soft shell）型の心臓直接圧迫デバイスを提供することによって、疾患又は損傷のある心臓を補助する方法を提供する。そのような方法は、心臓の心室の回復を誘発する、心筋の成長及びリモデリングを促進する、並びに心筋梗塞の境界域の心筋を保存するなどのいくつかの有益な効果を含む。
【００２８】
方法は、小さな若しくは最小限の開胸術を通してデバイスを埋め込むか、又は除去することを含んでもよい。そのような埋込み又は除去は、より具体的には、剣状突起下切開、左小開胸術、及び／又は縦隔鏡処置を通して行われてもよい。デバイスは、心臓に縫合せずに埋め込まれてもよい。それに加えて、方法はまた、心臓が回復するにつれて心臓直接圧迫デバイスから離脱させることができるように、心臓の圧迫を徐々に減少させることを含んでもよい。
【００２９】
いくつかの実施態様では、加圧されていないデバイスの構造的剛性は非常に低いので、小さな剣状突起下切開又は左小開胸術を通して挿入し埋め込むことができる。同様に、体外移植は低侵襲性であり、且つ／又は駆動ライントラックの拡大／組み合わせを通して行われる。加圧されたデバイスは、正常な心臓の湾曲を備えた収縮期構造を呈する。この収縮期形状の誘発は、歪みパターンを積極的に調整し、心臓をデバイスに本質的に引き込んで、心室若しくは弁面に対する最小限の縫合又は同様の取付けを可能にする。故に、弁面の幾何学形状及びしたがって機能は変更されず、埋込みは迅速であり、心肺バイパスなしで行われてもよい。
【００３０】
ＲＶ流入路に当接するチャンバを空気圧的に分離することによって、ＲＶ充填を部分的に妨害して、ＲＶ駆出の増加を補償することが可能になってもよい。収縮期の幾何学形状は総体的に異常ではないので、補助の量は段階的にされてもよく、したがって、提案のデバイスから心臓を徐々に離脱させることができる。デバイスが故障した場合、空気圧駆動ラインを真空にする規定値によってデバイスが潰れ、心臓の機能を妨害する傾向が少なくなる。それに加えて、３０年間にわたって使用されてきた大動脈バルーン技術を使用して、本発明のデバイスを駆動してもよい。
【００３１】
例えば、本発明は、心臓直接圧迫デバイスを心臓の少なくとも一部分の周りに配置することによって、心臓体積を個別に調整する方法を提供する。心臓直接圧迫デバイスは、心臓周囲の少なくとも一部分と接触し、拡張な外側パネルによって少なくとも部分的に囲まれた弾性内側パネルを備える。内側パネルによって心臓に対して供給される抵抗は、拡張終期の心臓体積を制御するため、任意に調整することができる。拡張可能な外側パネルによって心臓に対して供給される抵抗は、収縮終期の心臓体積を制御するため、任意に調整することができる。それに加えて、両方を任意に調整することができる。
【００３２】
本発明は、拡張終期の心臓体積及び収縮終期の心臓体積を制御することによって、患者の心臓の形状をリモデリングする方法を提供する。方法は、患者の心臓の形状を判断することと、心臓の少なくとも一部分の周りに心臓直接圧迫デバイスを配置することとを含む。心臓直接圧迫デバイスは、心臓周囲の少なくとも一部分と接触し、拡張可能な外側パネルによって少なくとも部分的に囲まれた弾性内側パネルを含む。任意に、内側パネルによって心臓に対して供給される抵抗が、拡張終期の心臓体積を制御し、心臓をリモデリングするために、拡張可能な外側パネルによって心臓に対して供給される抵抗が、収縮終期の心臓体積を制御し、心臓をリモデリングするために、又はそれら両方が調整されてもよい。
【００３３】
心臓直接圧迫補助デバイスも本発明によって提供される。デバイスは、弾性内側パネル及び膨張可能な外側パネルを備える。弾性内側パネルは、１又は複数の弾性部材を備えた２以上の少なくとも部分的に重なり合った膜を有する心臓周囲と接触し、ほぼ心臓の形状の湾曲を提供するように曲線を付けられる。弾性内側パネルは、拡張終期の心臓体積に影響を及ぼすように心臓に抵抗を供給する。膨張可能な外側パネルは、収縮終期の心臓体積に影響を及ぼすように心臓に抵抗を提供するため、膨張及び収縮するように、少なくとも部分的に弾性内側パネルの周囲に配置される１又は複数の膨張可能な膜を含む。１又は複数の流体接続部は、膨張及び収縮のため、膨張可能な外側パネルと連通している。
【００３４】
本発明は、心臓の少なくとも一部分の周りに心臓直接圧迫デバイスを配置することによって、拡張終期の心臓体積及び収縮終期の心臓体積を個別に調整する方法を提供する。心臓直接圧迫デバイスは、心臓周囲と接触し、膨張可能な外側パネルによって囲まれる弾性内側パネルを含む。弾性内側パネルは、１又は複数の弾性部材を有し、ほぼ心臓の形状の曲線外形の２以上の少なくとも部分的に重なり合った膜を含む。膨張可能な外側パネルは、膨張可能な外側パネルを選択的に拡大及び圧縮して心臓周囲に抵抗を提供するため、１又は複数の接続部と連通している１又は複数の膨張可能な膜を含む。任意に、内側パネルによって心臓に供給される抵抗を調整して、拡張終期の心臓体積を制御することができる。任意に、拡張な外側パネルによって心臓に供給される抵抗を調整して、収縮終期の心臓体積を制御することができる。さらに、内側パネル及び外側パネルによって供給される抵抗の両方を調整することができる。
【００３５】
例えば、本発明は、拡張終期の心臓体積に影響を及ぼす心臓直接圧迫補助デバイスを含む。デバイスは、心臓周囲と接触している２以上の少なくとも部分的に重なり合った膜を備えた弾力性のパネルを含む。２以上の部分的に重なり合った膜は、ほぼ心臓の形状に適合するように湾曲し、拡張終期の心臓体積に影響を及ぼすように心臓に抵抗を供給する１又は複数の膜を含む。
【００３６】
本発明は、運動異常又は運動低下を低減する、心臓に対する収縮歪みパターンを促進する心臓直接圧迫デバイスを提供する。デバイスは、ほぼ心臓の形状に適応するように曲線外形の約８つの重なり合った膜を有する心臓周囲と接触している弾性内側パネルを含み、重なり合った膜はそれぞれ１又は複数の弾力性の膜を有する。弾性内側パネルは、拡張終期の心臓体積に影響を及ぼすように心臓に抵抗を供給する。膨張可能な外側パネルは、収縮終期の心臓体積に影響を及ぼすように心臓に抵抗を提供するため、膨張及び収縮するように、少なくとも部分的に弾性内側パネルの周囲に配置される１又は複数の膨張可能な膜を含む。膨張可能な外側パネルはまた、膨張及び収縮のため、１又は複数の流体接続部を含む。
【００３７】
本発明は、心尖アクセス部位を形成することによって、また、１又は複数の弾性部材を有する２以上の少なくとも部分的に重なり合った膜を備える弾性内側パネルを備えて、ほぼ心臓の形状の湾曲を提供するように曲線を付けられ、ほぼ心臓の形状の湾曲を提供するような輪郭を有する心臓直接圧迫補助デバイスを、心臓周囲と接触させることによって、心臓直接圧迫補助デバイスを送達する方法を提供する。弾性内側パネルは、拡張終期の心臓体積に影響を及ぼすように心臓の動きに対する抵抗を供給し、膨張可能な外側パネルは、収縮終期の心臓体積に影響を及ぼすように心臓の動きに対する抵抗を提供するため、膨張するように少なくとも部分的に弾性内側パネルの周囲に配置される１又は複数の膨張可能な膜と、膨張及び収縮のために、膨張可能な外側パネルと連通している１又は複数の流体接続部とを備える。その結果、１又は複数の流体接続部は流体源に接続することができる。それに加えて、心臓直接圧迫補助デバイスは、心尖アクセス部位への挿入のため、送達デバイスに接続される。
【００３８】
本発明はまた、心尖アクセス部位を形成することによって、また、１又は複数の弾性部材を有する２以上の少なくとも部分的に重なり合った膜を備える弾性内側パネルを備えて、ほぼ心臓の形状の湾曲を提供するような輪郭を有し、ほぼ心臓の形状の湾曲を提供するような輪郭を有する心臓直接圧迫補助デバイスを、心臓周囲に提供することによって、心臓直接圧迫補助デバイスを送達する方法を提供する。弾性内側パネルは、拡張終期の心臓体積に影響を及ぼすように心臓の動きに対する抵抗を供給し、膨張可能な外側パネルは、収縮終期の心臓体積に影響を及ぼすように心臓の動きに対する抵抗を提供するため、膨張するように少なくとも部分的に弾性内側パネルの周囲に配置される１又は複数の膨張可能な膜と、膨張及び収縮のために、膨張可能な外側パネルと連通している１又は複数の流体接続部とを備える。心臓直接圧迫補助送達デバイスは、心臓周囲の周りでの配置を補助するため、心臓直接圧迫補助デバイスと連通している。心臓直接圧迫補助送達デバイスは、心尖アクセス部位を介して挿入され、心臓周囲の周りに配置され、心臓直接圧迫補助送達デバイスは心尖アクセス部位から引き抜かれる。
【００３９】
本発明の補助デバイスの埋込み及び体外移植の両方のため、小開胸術が望ましい。加圧されていないデバイスの構造的剛性は非常に低く、柔らかい外殻により、はるかに小さな切り口を介した埋込みが可能である。デバイスは、正常な心臓の湾曲を生み出す拡張期構造及び収縮期構造の両方を有する。
【００４０】
本発明の特徴及び利点のより完全な理解のため、添付図面とともに本発明の詳細な説明について以下に言及する。
【図面の簡単な説明】
【００４１】
【図１】心臓治療の分類を示す図表である。
【図２】心臓の尖端から基底までのラジアル面における正常な、ヌルの、並びに反転された湾曲を示す図である。
【図３】心臓の短軸断面における正常な、増加した、減少した、並びに反転された湾曲を示す概略図である。
【図４】図４Ａ〜４Ｃは、ウシの心臓を内部に有する心臓デバイスの一実施態様を示す画像である。
【図５】ＣＨＦにおける成長段階を示すグラフである。
【図６】心臓を内部に有さない本発明の一実施態様によるデバイスの横断面の概略図であり、図６Ａは収縮状態、図６Ｂは加圧状態の図である。
【図７】心臓を内部に有さない本発明の一実施態様によるデバイスの縦断面の概略図であり、図７Ａは収縮状態、図７Ｂは加圧状態の図である。
【図８】心臓を内部に有する本発明の一実施態様によるデバイスの横断面の概略図であり、図８Ａは収縮状態、図８Ｂは加圧状態の図である。
【図９】心臓を内部に有する本発明の一実施態様によるデバイスの縦断面の概略図であり、図９Ａは収縮状態、図９Ｂは加圧状態の図である。
【図１０】図１０Ａ〜１０Ｄは、本発明の一実施態様による埋込み方法の時系列を示す図である。
【図１１】右心室充填を低減することによって右心室入力を低減するように構成された本発明の一実施態様の概略図である。
【図１２】２つのポリエチレンシートの間における第１の一連の熱溶接のレイアウトを示す概略図である。
【図１３】本発明の一実施態様によるデバイスを作り出すための、第２及び第３の一連の熱溶接のレイアウトを示す概略図である。
【図１４】ヒツジの心臓を内部に有する本発明の一実施態様によるデバイスを示す画像である。
【図１５】本発明の一実施態様によるデバイスを示す画像である。
【図１６】本発明の別の実施態様によるデバイスを示す画像である。
【図１７】本発明のさらに別の実施態様によるデバイスを示す画像である。
【図１８】図１８Ａは本発明の別の実施態様の側面図、図１８Ｂはその平面図である。
【図１９】本発明のそれぞれの構成要素を構築するのに使用されるテンプレートの画像である。
【図２０】図２０Ａは、本発明の別の実施態様によるデバイスの内側自由縁部を示す画像、図２０Ｂは、反転させた自由縁部の下に取り付けられた外側縁部を示す画像である。
【図２１】図２１Ａは、膨張していないブラダーを有するデバイスを示す画像、図２１Ｂは、膨張したブラダーを有するデバイスを示す画像である。
【図２２Ａ−Ｂ】図２２Ａ、２２Ｂ、及び２２Ｃは、折り畳まれた構造から拡大する本発明の一実施態様によるデバイスを示す画像である。
【図２２Ｃ】図２２Ａ、２２Ｂ、及び２２Ｃは、折り畳まれた構造から拡大する本発明の一実施態様によるデバイスを示す画像である。
【図２３Ａ】図２３Ａ及び２３Ｂは、本発明のさらに別の実施態様によるデバイスを示す画像である。
【図２３Ｂ】図２３Ａ及び２３Ｂは、本発明のさらに別の実施態様によるデバイスを示す画像である。
【図２４】ＥＤＶ及びＥＳＶを別個に調整する本発明の一実施態様の画像である。
【図２５】図２５Ａ及び２５Ｂはそれぞれ、展開／拡張の間に放出されるエネルギーを保存するワイヤフレームの平面及び側面の画像である。
【図２６】図２６Ａ〜２６Ｄは、チューブを介して展開されるような本発明の一実施態様を示す一連の画像である。
【発明を実施するための形態】
【００４２】
本発明の様々な実施態様の作成及び使用について以下に詳細に考察するが、本発明は、多種多様な特定の文脈において具体化することができる多数の適用可能な発明概念を提供することが理解されるべきである。本明細書において使用される用語及び考察される特定の実施態様は、本発明を作成し使用する特定のやり方を単に例示するものであり、本発明の範囲の限界を定めるものではない。
【００４３】
本発明の理解を容易にするため、多数の用語を以下に定義する。本明細書において定義される用語は、本発明に関連する分野における当業者によって一般に理解されるような意味を有する。「ａ」、「ａｎ」、及び「ｔｈｅ」などの用語は、単数の実体のみを指すことを意図するものではなく、例示のために特定の例が使用されてもよいその一般的な分類を含む。本明細書における用語は、本発明の特定の実施態様について記載するのに使用されるが、請求項において要点が示されるのを除いて、それらの使用は本発明の限界を定めるものではない。
【００４４】
本明細書で使用するとき、「心臓リキネシス（cardiac rekinesis）治療」は、心臓に対する生理学的又は有益な運動の修復であり、換言すれば、循環補助治療とは対照的に、異常な又は病態生理学的な運動若しくは歪みを排除することである。
【００４５】
本明細書で使用するとき、「医用材料」は、拒絶反応又は他の拒否的な炎症性反応を回避する、生理学的に不活性な材料である。
【００４６】
本発明は、心室の拡大を防ぐため、左心室の形状をとって内向きの圧力を保ち、収縮終期の体積を制限／低減するため、拡張終期の体積の調節を提供する折畳み可能な構造を備えた、埋込み可能な心臓直接圧迫デバイスを提供する。
【００４７】
本発明は、運動異常及び運動低下を低減する、曲線外形の心臓補助デバイスを提供する。デバイスは、加圧されたときに心臓の適正な形状に類似した湾曲を提供するため、心臓の少なくとも一部分を取り囲むように構成された１又は複数の曲線外形の支持体と、加圧及び減圧のため、選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーと連通した１又は複数の流体接続部とを備えた、選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーを含む。
【００４８】
１又は複数の曲線外形の支持体は、心臓の適正な収縮終期の形状にほぼ適合するように最適化された拡大された湾曲を有する１又は複数の膨張可能な区画を形成する。選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーは、減圧されたときに少なくとも部分的に折り重ねられ、加圧されたときに少なくとも部分的に広げられる内側膜を含む。別の実施態様では、選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーは、減圧されたときに少なくとも部分的に折り重ねられ、加圧されたときに少なくとも部分的に広げられる内側膜と、減圧されたときに少なくとも部分的に折り重ねられ、加圧されたときに少なくとも部分的に広げられる外側膜とを含む。他の実施態様は、それらの様々な組み合わせを含んでもよい。
【００４９】
１又は複数の曲線外形の支持体は、心臓の適正な収縮終期の形状にほぼ適合する形状を形成するため、個別に類似の若しくは異なる材料の１又は複数のディバイダと、個別に類似の若しくは異なる材料の１又は複数のワイヤ、或いはそれらの組み合わせを含んでもよい。選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーは、実質的に生体適合性、流体不透過性、且つ実質的に弾性の材料を含む。例えば、デバイスの少なくとも一部分は、エラストマー性ポリウレタン、ラテックス、ポリエーテルウレタン、ポリカーボネートウレタン、シリコーン、ポリシロキサンウレタン、水素化ポリスチレン−ブタジエンコポリマー、エチレン−プロピレン及びジシクロペンタジエンターポリマー、水素化ポリ（スチレン−ブタジエン）コポリマー、ポリ（テトラメチレン−エーテルグリコール）ウレタン、ポリ（ヘキサメチレンカーボネート−エチレンカーボネートグリコール）ウレタン、及びそれらの組み合わせから作られてもよい。
【００５０】
選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーは、減圧されたときに一般に折畳み可能であり、加圧の間は半径方向外向きの拡張に抵抗するように補強される。本発明のデバイスは、特定の治療に応じて多くの構造をとってもよい。例えば、選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーは、１又は複数の曲線外形の支持体によって形成される１２個の膨張可能な先細区画を含んで、心臓の適正な収縮終期の形状に類似した拡張された湾曲を提供してもよいが、他の実施態様は、１、２、３、４、５、６、７、８、９、１０、１１、１２、１３、１４、１５、１６、１７、１８、１９、２０、２１、２２、２３、２４、２５、２６、２７、２８、２９、３０個又はそれ以上の膨張可能な先細区画を有してもよい。さらに、膨張可能な先細区画の分布は、ＲＶ側に４つのチャンバと、主にＬＶ側であるが心室間溝にも重なっている８つのチャンバとのデザインと異なってもよい。例えば、デバイスは、ＲＶ側に１、２、３、４、５、６、７、８、９、１０、１１、１２個又はそれ以上のチャンバと、主にＬＶ側であって心室間溝に重なっている１、２、３、４、５、６、７、８、９、１０、１１、１２、１３、１４、１５、１６、１７、１８、１９、２０、２１、２２、２３、２４個又はそれ以上のチャンバとを有してもよい。特定の用途及び治療に対するそのチャンバ分布の決定は、当業者の範囲内である。
【００５１】
膨張可能な先細区画は、入口ポート及び出口ポートを介して空気圧源に接続される。デバイスは、収縮期の間は正圧によって膨張され、拡張期の間は吸引によって収縮される。しかしながら、特定の用途及び構成に応じて、他の構成及び複数の接続も可能である。入口ポート及び出口ポートは、正圧、及び吸引又は負圧を提供するため、単一の接続部を介して接続されてもよく、或いは、複数の接続部が使用されてもよい。それに加えて、入口ポート及び出口ポートは、選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーの境界周りの任意の場所に、例えば基底付近又は尖端付近に作られてもよい。
【００５２】
本発明はまた、流入を制限し、心臓を通る左右のフローを調整するため、心臓の外部の心外膜の境界に力を加える、曲線外形の心臓直接圧迫デバイスを提供する。デバイスは、心臓を解放可能に係合するように構成された１又は複数の曲線外形の支持体を有する、選択的に膨張可能な拡張終期の曲線外形のブラダーを含む。１又は複数の曲線外形の支持体は、拡張期の間の右心室の拡張終期体積を減少させるため、右心室に向かって内向きに突出する。デバイスはまた、選択的に膨張可能な拡張終期の曲線外形のブラダーを加圧及び減圧するため、選択的に膨張可能な拡張終期の曲線外形のブラダーと連通している入口接続部及び出口接続部を有する。残留圧力は、拡張期の間、完全にではなく収縮させるため、右心室の周りに加えられる。
【００５３】
一般に、選択的に膨張可能な拡張終期の曲線外形のブラダーを有効に拡張するため、入口ラインが入口接続部と連通しており、選択的に膨張可能な拡張終期の曲線外形のブラダーから流体を有効に抜き出すため、出口ラインが出口接続部と連通している。これによって、圧力を印加及び除去する従来のデバイスに、又は本発明用に特異的にカスタムされたデバイスに接続できるようになる。
【００５４】
本発明は、心臓の成長及びリモデリングを促進する方法を提供する。患者の心臓へのアクセスが提供されれば、選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーを、心臓の周囲の少なくとも一部分の周りに配置することができる。
【００５５】
選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーは、次に、収縮期の間は正圧によって選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーを膨張させ、拡張期の間は選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形ブラダーを収縮させるため、流体源に接続される。或いは、選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーは、選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーを膨張及び収縮させるために、位置付け、続いて作動させる前に、流体源に接続されてもよい。
【００５６】
本発明は、心臓の適正な収縮終期の形状に類似した湾曲を提供するため、心臓の少なくとも一部分を囲むように構成された１又は複数の曲線外形の支持体を備えた、収縮終期の心臓の曲線外形のブラダーを有する、運動異常及び運動低下を低減する曲線外形の心臓デバイスを提供する。
【００５７】
心臓の成長及びリモデリングを促進する方法が本発明によって提供される。方法は、患者の心臓へのアクセスを提供することと、選択的に膨張可能な拡張終期の心臓形のブラダーを心臓の周囲の少なくとも一部分の周りに配置することとを含む。選択的に膨張可能な拡張終期の心臓形のブラダーは、収縮期の間は正圧によって選択的に膨張可能な拡張終期の心臓形のブラダーを膨張させ、拡張期の間は選択的に膨張可能なブラダーを収縮させるため、流体源に接続される。残留圧力は、拡張期の間、完全にではなく収縮させるため、右心室の周りに加えられる。
【００５８】
選択的に膨張可能な拡張終期の心臓形のブラダーは、内側膜及び外側膜によって形成される加圧可能なチャンバと、加圧可能なチャンバを加圧したときに心臓の適正な拡張終期の形状に類似した湾曲を提供するため、加圧可能なチャンバ内に配置される１又は複数の曲線外形の支持体とを含む。１又は複数の拡張終期の曲線外形の支持体は、心臓の適正な拡張終期の形状に類似した心臓の幾何学形状に適合するように最適化された拡張された湾曲を有する、１以上の膨張可能な区画を形成する。
【００５９】
収縮終期形状の心臓の幾何学形状に適合するように最適化された、心臓の外部の心外膜の境界に力を加える心臓直接圧迫デバイスが、本発明によって提供される。心臓直接圧迫デバイスは、心臓の周囲の少なくとも一部分を取り囲むとともに、加圧可能なチャンバが加圧されたときに心臓の適正な収縮終期の形状に類似した湾曲を提供するように構成された、１又は複数の収縮終期の曲線外形の支持体を有する選択的に膨張可能なブラダーと、選択的に膨張可能なブラダーと連通して、選択的に膨張可能なブラダーを加圧及び減圧する１又は複数の流体接続部とを含む。
【００６０】
本発明はまた、運動異常又は運動低下を低減する、疾患又は損傷のある心臓の収縮歪みパターンを促進する心臓直接圧迫デバイスを提供する。デバイスは、心臓の少なくとも一部分を取り囲んで、加圧されたときに心臓の適正な形状に類似した湾曲を提供するように構成された、１又は複数の曲線外形の支持体を備えた選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーを含む。デバイスはまた、加圧及び減圧のため、選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーと連通している１又は複数の流体接続部を含む。
【００６１】
疾患又は損傷のある心臓を補助する方法は、患者の心臓へのアクセスが作られれば、選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーを、心臓の周囲の少なくとも一部分の周りに配置することによって、心臓の湾曲を反転又は著しく摂動させることなく、収縮の間は心臓を圧迫する心臓直接圧迫デバイスを提供することを含む。次のステップは、選択的に膨張可能なブラダーを収縮期の間は正圧によって膨張させ、拡張期の間は収縮させるため、流体源を選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーに対して作動させることである。
【００６２】
本発明は、収縮終期形状の心臓の幾何学形状に適合するように最適化された、心臓の外部の心外膜の境界に力を加える心臓直接圧迫デバイスを提供する。デバイスは、１又は複数の曲線外形の区画、入口接続部、及び出口接続を含む。１又は複数の曲線外形の区画は、心臓の少なくとも一部分を取り囲むように構成され、加圧されたときに心臓の適正な収縮終期の形状に類似した湾曲を提供するように個別に形成される。入口接続部は、１又は複数の膨張可能な曲線外形の区画と連通しており、出口接続部は、１又は複数の膨張可能な曲線外形の区画と連通している。例えば、本発明は、心臓の少なくとも一部分を取り囲むように曲線外形の心臓直接圧迫デバイスであってもよい。デバイスは、収縮終期形状の心臓の幾何学形状を作るための支持を提供する、複数の構造が中に収容された単一のチャンバを含む。
【００６３】
本発明はまた、曲線外形の心臓補助デバイス及び加圧装置を含む、運動異常及び運動低下の低減システムを提供する。曲線外形の心臓補助デバイスは、加圧されたときに心臓の適正な形状に類似した湾曲を提供するため、心臓の少なくとも一部分を取り囲むように構成された１又は複数の曲線外形の支持体を備えた、選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーと、加圧及び減圧のため、選択的に膨張可能な収縮終期の心臓形のブラダーと連通している１又は複数の流体接続部とを含む。加圧装置は、曲線外形の心臓補助デバイスの１又は複数の流体接続部と連通しており、加圧メカニズム及び減圧メカニズムを含む。加圧装置は、曲線外形の心臓補助デバイスに圧力を加え、曲線外形の心臓補助デバイスから圧力を除去することができる。加圧装置は、加圧状態と減圧状態との間で異なる周期速度を可能にするように制御可能である。
【００６４】
本発明は、心臓直接圧迫デバイス、特に軟殻型の心臓直接圧迫デバイス、及びそれを埋め込む方法に関する。特に、心筋中のアポトーシスを低減し、且つ／或いは心筋及び／又ははん痕領域の有益な成長とリモデリングを誘発するように、収縮の間の心臓の歪みパターンを積極的に調整する、軟殻型の心臓直接圧迫デバイスに関する。特に、本発明のデバイスは、収縮の間の心臓の湾曲を反転又は総体的に摂動しない。
【００６５】
本発明のいくつかの実施態様では、歪みパターンは生理学的歪みパターン、近生理学的歪みパターン、又は異常ではない歪みパターンである。生理学的歪みパターンは、本発明の目的のため、収縮期の間に心臓の湾曲を反転又は総体的に変更しないものである。本発明はまた、拡張期の間の正常な湾曲若しくは歪みパターン、又は心臓の弛緩を維持してもよい。
【００６６】
本発明のいくつかの実施態様を患者に使用して、例えば境界域における運動異常を排除するため、心筋を保存し、梗塞拡大及び二次的な合併症、例えば、心原性ショック、心室破裂、及びＣＨＦを最小限に抑える。
【００６７】
本発明の多くのデバイスは小さな切り口を通して挿入されてもよい。多くのデバイスはまた、デバイスを心電図（ＥＣＧ）に同期させる、又はデバイスの作動に対して心臓を整調するのにも使用されてもよいクランプを介して心耳に取り付けられてもよい。
【００６８】
異常歪みパターン
心臓の歪みパターンは、心筋の成長、リモデリング、及び回復を主に制御するものと考えられる。心臓の精密に正常の又は生理学的な歪みパターンは現在知られていない。Ｘ線不透過性マーカーの二重平面Ｘ線データを使用して、８頭の健康なヒツジの心臓の正常な歪みパターンを決定する試験によって、８つの明確に異なるパターンを生成した。心臓の収縮は歩行に類似するものと思われ、個体間で総体的な類似性（例えば、爪先離れ及び臀部捩れ）があるが、詳細は明確に異なり得る（例えば、爪先離地時における脚の角度、臀部捩れの量及びタイミング）。実際に、個人をその歩行によって認識できる場合が多い。正常歩行について説明するのは困難であるが、異常歩行を分類するのは非常に簡単である。同様に、正常な心臓の歪みパターンは定義し記述するのが困難であるが、異常な心臓の歪みパターン（例えば、運動異常及び運動低下）を識別するのは非常に簡単である。
【００６９】
したがって、本発明のいくつかの実施態様は、正常な心臓の歪みパターンを生み出すことが可能であってもよいが、同じ又は他の実施態様はまた、異常な歪みパターンを排除又は低減することが可能であってもよい。
【００７０】
心室回復における歪みの重要性
心室回復は必要であり、また可能である。幸いなことに、多くの研究者が、異なる方策（例えば、外科的治療、薬物治療、遺伝子治療、幹細胞、及び／又は組織工学、図１を参照のこと）によって心室回復に取り組んでいる。しかし、機械的刺激（例えば、応力又は負荷）が、心臓血管の発達、適応、及び疾病における重要な後成的要因であることは十分に確立されている（Taber, 2001; Humphrey, 2002）。例えば、血管系の場合、摂動された負荷条件が、変更された構造における細胞（増殖及びアポトーシス）並びにマトリックス（合成及び分解）の交代を高め、その結果、変更された幾何学形状、性質、及び生物学的機能が得られるものと考えられる（Humphrey and Rajagopal, 2003）。同様のメカニズムが、高血圧、動脈瘤、及び微小重力に誘発される変化に有効であると考えられるように、それらは心臓病において有効である傾向がある（Omens, 1998）。
【００７１】
うっ血性心不全は十分に切実なものであるが、収縮の間の心筋の運動異常又は異常な運動は、心筋のリモデリングを必要とするすべての心臓疾患において重要な傾向がある。明らかに、境界域の心筋は生存可能である（Bax et al., 2001）が、それが運動異常症である程度まで過負荷をかけられ、すなわち短縮すべきときに伸長する。過負荷をかけることは、異常なリモデリングに結び付く（Kherani et al., 2004による評論を参照）傾向があるが、それは、負荷を取り除くことが、カルシウム操作を調節する遺伝子の正常化（Heerdt, et al., 2000）、腫瘍壊死因子（Torre-Amione et al., 1999）、及び細胞骨格タンパク質（Wolff, et al., 1996）、繊維症及びセルの異常発達の退縮（Bruckner et al., 2001, Zafeiridis et al., 1998）、並びに改善されたインビトロ収縮機能（Dipla et al., 1998）に結び付くためである。過度に負荷を取り除くことは、心臓萎縮をもたらし（Kherani, et al., 2004）、そのため、クレンブテロールなどとの併用療法と併せてデバイスから徐々に離脱させることが求められるべきである（Hons et al., 2003）と考えられる。
【００７２】
細胞及び細胞下研究は、変更された血行力学的負荷が、筋細胞及び細胞外マトリックスの成長とリモデリングに結び付き（Grossman, 1980; Cooper, 1987; Weber et al., 1993; and Gerdes and Capasso, 1995）、筋細胞は歪みの摂動に非常に影響を受けやすく、変更された遺伝子発現に応答する（Komuro and Yazaki, 1993; Sadoshima and Izumo, 1997）ことを確立している。異常な心臓運動は、実際上、異常な成長及びリモデリングの主要な原因であり得るとき、心不全の症状と見なされる場合が多い。本発明のようなデバイスを用いて異常歪みパターンを排除することによって、成長及びリモデリングが異常ではなくなり、修復的になり始める可能性がある。例えば、運動低下を排除すると、アポトーシスが低減され、天然幹細胞からの筋細胞の発達が強化され、心室の回復につながることがある。他のうっ血性心不全のメカニズム又は共通の誘因は、中でも、筋細胞の短縮能力の欠如（Figueredo et al., 1994; Marian et al., 1997）、カルシウム調節不全（Feldman et al., 1993; Gwathrney et al., 1987）、並びに詳細不明の筋細胞アポトーシス（Sabbah et al., 1998; Kajstura et al., 1995）である。
【００７３】
人工心臓及び心臓補助デバイス
人工心臓及び心臓補助デバイスには長い歴史がある（Cooley and Frazier, 2000; Helman and Rose, 2000; Goldstein et al., 1998）。図１は、使用することができる様々な治療を示す表である。様々な心臓治療１０は、電気的及び薬理学的治療１２と、機械的治療１４とに分類することができる。機械的治療１４はさらに、心臓収縮治療１６に分類され、それを含んでもよく、これは能動的デバイス１８を含む。能動的デバイス１８は、歪みプロモータ（strain promoter）デバイス２０を含む。機械的治療１４は、一般に、血液接触治療２２、例えば、大動脈バルーンポンプ、軸流、ダイアフラム、並びに体外デバイス及び治療を含む。心臓収縮治療１６は、一般に、外科的及び受動的デバイス２４、例えば、左ベクトミー（Left vectomy）、クーリー手術（cooley procedure）、バチスタ手術、心筋形成術、幹細胞治療、及びミオスプリント（myosplint）治療を含む。能動的デバイス１８は、歪みプロモータデバイス２０、並びに駆出プロモータ及びマッサージ器２４を含む。駆出プロモータ及びマッサージ器２４は、parravicini治療、anstadt治療、hewson治療、vineberg治療、心臓ブースター、心臓サポートシステム、ＤＤＣパッチなどを含む。歪みプロモータデバイス２０は本発明を含む。図１の様々な治療（すなわち、医薬品、両心室ペーシング、幹細胞治療、血液接触型補助デバイス、外科的操作、又は受動的なステント及び拘束器など）は、一般的に心臓の負荷を取り除き、したがって、単に歪みパターンを間接的に調整する（例えば、駆出率がより大きくなることによる）。心臓直接圧迫デバイス（ＤＣＣＤ）のみが特定の歪みパターンを直接的に誘発することができる。しかし、ほとんどの従前のＤＣＣＤは、歪みの調整ではなく、駆出率を強化するか、又は埋込みを容易にするために開発されてきた。大部分は収縮の間に異常歪みパターンを誘発する。
【００７４】
心筋形成術は、患者自身の骨格筋が心臓に巻き付けられ、収縮期の間に刺激される心臓直接圧迫の形態である。しかし、心筋形成術の場合の合併症は顕著であり、周術期死亡率が高く、且つ順化期間が長い（Oz et al., 2002）。Cardiologyの最近の特集号（2004, Volume 101, No. 1-3, Surgical Options for the Management of Congestive Heart Failure）と同様に、心筋形成術は、図１において、心臓補助方法とは対照的に外科的再建と見なされる。
【００７５】
図２Ａ〜２Ｄは、心臓の尖端から基底までの放射面（radial plane）（長軸）における正常な、ヌルの、並びに反転された湾曲を示す図である。図２Ａは、曲線の内側がチャンバに向いた正常の又は正の曲線を示し、上側が基底を、下側が尖端を示している。図２Ｂはヌルの湾曲を示す。図２Ｃは、曲線の内側がチャンバから離れる方向の、反転された又は負の湾曲を示す。図２Ｄは、米国特許第５，１１９，８０４号の図９に示されるような、Anstadtカップの湾曲反転を示す図である。ＤＣＣＤは、血行力学が良好で埋込みが容易な最も有望なものとして特徴付けられている（Karvarana et al., 2001; Anstadt et al., 2002; Oz et al., 2002）。多数のＤＣＣＤが開発されている。Anstadtカップは図２に示される（Anstadt et al., 2002）。Cardio Technologies Inc.（Pine Brook, NJ）社製のCardioSupport Systemは、Anstadtカップに類似している。取付けは、尖端端部の真空によるものであり、また、補助は、剛殻（rigid shell）と右心室（ＲＶ）及び左心室（ＬＶ）の心外膜表面との間にある膜の膨張によるものである。（Willians and Artrip, 2001）Parravicini（1985）及びAbiomed Inc.（Danvers, MA）社製のAbioBooster（Karvarana et al., 2001）のデバイスは、心室間溝に縫合され、殻と心外膜表面との間の弾性の袋は収縮期の間は膨張される。Heart Assist Tech Pty Ltd（NSW, Australia）社製のＤＣＣパッチは、AbioBoosterに類似している。それは、Australian Technology Showcaseのプレスリリースにおいて、「…心臓の断面に適応するように形作られた２つのパッチが…心臓に同調して膨張及び収縮される…」と記述されている。
【００７６】
心臓ブースター（Kung et al., 1999）は、周方向に楕円の長軸を備えた楕円形断面を有する長手方向のチューブからなる。図３Ａ〜３Ｄは、心臓の短軸断面における正常な、増加した、減少した、並びに反転された湾曲、及び既存のKung et al.のデバイスによって作成された反転された湾曲を示す。
【００７７】
図３Ａは、心外膜３２、内部領域３４及び３６を有する心臓３０の正常な湾曲を示す。内部領域３４及び３６は、異なる状態で比較することができる半径及び湾曲を有する。図３Ｂは、心外膜３２、内部領域３４及び３６を有する心臓３０の増加した湾曲を例証する。内部領域３４及び３６は、図３Ａとは異なる半径及び湾曲に対するものである。内部領域３４及び３６は、減少した湾曲領域３８及び増加した湾曲領域４０を示す。図３Ｃは、反転された又は負の湾曲が心外膜の境界上にある、心外膜３２と内部領域３４及び３６とを有する心臓３０を示す。心外膜の境界上の反転された又は負の湾曲は、心外膜３２の貝殻形状によって示される。図３Ｄは、Kung, et al.に開示されているデバイスの加圧チューブ断面を示す。初期のＤＣＣＤは、開胸処置中の心臓マッサージ用にデザインされていた。移植科学が始まったばかりであり、生体材料及び感染管理の進歩はまだ起こっていなかったので、それらは埋込み用にはデザインされていなかった。Vineberg（1958）及びHewson（1962）デバイスは、剛殻の内部で規則的に膨張するブラダーを有する。
【００７８】
これらのＤＣＣＤがすべてどのように異常歪みパターンを引き起こすかを理解するため、収縮歪みが拡張終期の構造（参照構造）及び収縮終期の構造（現在の構造）の両方に依存することに注目することは非常に重要である。歪み場は、参照構造から現在の構造までの材料点のマッピングにおける勾配（参照位置に対する）に比例する。したがって、従前のＤＣＣＤが拡張期の構造に適合するという事実は、それらの収縮終期の構造が総体的に異常なので、適切な収縮歪みパターンの達成するためには重要ではない。捩れなどのような運動によって誘発される歪みは、心臓の幾何学形状を摂動させないことがあるが、全体的な幾何学形状が異常な場合、歪みは異常なはずである。反生理学的な幾何学形状は図２及び３に示される。
【００７９】
一般に、湾曲は曲率半径に反比例し、その湾曲は、曲率半径の起点が逆側になると符号が変わる。図２Ｄから明白であるように、湾曲の反転は駆出率を大幅に増加させることができる。しかし、正常な心臓における心室の湾曲は収縮期の間は反転しないので、そのような運動を再現することは総体的に異常である。さらに、健康な心臓は、その湾曲を反転させることに抵抗し、Artrip et al.（1999）は、「非均一な心臓直接圧迫」の効果が顕著になる前に、心臓機能を３０％低下させる必要があることを示している。要するに、ＤＣＣＤが異常な歪みを誘発すると、心臓は補助に抵抗する。上述したＤＣＣＤデバイスは、総体的に異常な運動を誘発する。Vinebergデバイスは、長軸面及び短軸面における湾曲を反転させる。Anstadtカップ及びCardio-Support Systemは、長軸面における湾曲を反転させるが、短軸面における湾曲は保存する。AbioBooster、ＤＣＣパッチ、Hewsonデバイス、及びParraviciniデバイスは、湾曲が溝においては増加し、自由壁上では減少するように、心室間溝を引っ張り、自由壁を押しやる（図３Ｂを参照）。Heart Boosterは、短軸面における湾曲を反転させるが、長軸面における湾曲は保存する。それらは、異常運動を排除するようにはデザインされなかったので、上述したこれらの既存のＤＣＣＤが異常歪みパターンを誘発することは驚くべきことではない。
【００８０】
それに加えて、上述した既存のＤＣＣＤのいずれも、低侵襲性の方式では埋め込まれず、そのような埋込み方法は非常に望ましく、臨床的に有用であり、且つ商業的に有利である。歪みが心筋の成長及びリモデリングの主要な刺激であることを考えると、心臓の運動異常又は運動低下を排除するＤＣＣＤが必要とされている。
【００８１】
図４Ａは、４つの超音波測定値から決定されたデジタル心臓テンプレートを示す。テンプレートは、図４Ｂに見られ、若いウシの心臓に取り付けられた図４Ｃに示される、完成したデバイスを作成するのに使用した。収縮の間に歪みパターンを積極的に調整するＤＣＣＤのプロトタイプは、Criscione et al.によって構築されている。プロトタイプは、硬い外殻を有し、薬理学的に誘発された（Anstadt et al., 2002のように、塩酸エスモロール７．５ｍｇ／ｋｇ  IVを用いて）心不全をもつ若いウシに埋め込んだ。超音波から得られた基本的な測定値（尖端・基底長さ、外径と内径、及び尖端から赤道までの距離）に基づいて、ファイバーガラス、ラテックス、真鍮、及びナイロンからデバイスを構築した（図４）。それは、急性試験用にデザインしたので、特別な製造（すなわち、微粒子及び汚染物質の除去）又は非免疫原性材料（例えば、ポリウレタン及びＴｉ）の使用は不要であった。
【００８２】
本明細書に参照により組み込む、２００４年６月１７日出願の米国特許出願第１０／８７０，６１９号（‘６１９号出願）に記載されているこのデバイスは、収縮の間に歪みパターンを積極的に調整する最初の埋込み可能なデバイスである。‘６１９号出願に請求されているデバイスの分類は、拡張終期及び収縮終期の構造が正常な心臓の湾曲を有する生理学的なものであるような形で心臓直接圧迫を適用するものであり、すなわち、心臓リキネシス治療を達成する心臓直接圧迫デバイスの分類である。‘６１９号出願に開示されているデバイスは、心臓の弁面に取り付けられなければならない。実験台試験において開発された取付け具は、心膜横洞（前部ステント）及び心膜斜洞（後部ステント）を介してデバイス殻から弁面の中央まで延びるステントとともに、左右の自由壁に沿って延びる縫合線からなる。心臓をデバイス内に保つことに加えて、ステントは、心室間溝内の冠状動脈付近で縫合する必要性を排除する。心外膜表面上の非常に弾性の膜は、剛殻に固くシールされて、空気圧駆動流体（例えば、空気）を収容する。一般的な膜は、心臓充填を妨害しないため、約１ｋＰａ（１０ｃｍ  Ｈ２Ｏ）の真空を必要とする。これは、充填するためには約９ｃｍ  Ｈ２Ｏの壁圧（例えば、６ｃｍ  Ｈ２Ｏの静脈圧から−３ｃｍ  Ｈ２Ｏの胸腔内圧を差し引く）を一般的に必要とする自己心臓に類似する。心臓血管研究のため、Vivitro Systems Inc.社製のSuperpump Systemによって、圧力波形（収縮期の圧縮と拡張期の張力を伴う）を生成した。同期出力信号（sync out signal）を増幅し、双極にし、右心房（ＲＡ）リード線を介して心臓をペーシングするのに使用した。
【００８３】
硬殻型（hard-shelled）のＤＣＣＤのいくつかの負の影響（例えば、大開胸術が必要であること）を克服する１つの方法は、軟殻型のデバイスを使用することである。軟殻型のデバイスは、大幅に変形可能な材料から構築される主要構成要素を備えたＤＣＣＤを含む。そのようなＤＣＣＤは、折り畳み、場合によっては、剣状突起下（例えば、剣状突起下方）である傾向がある小さな切り口又は左開胸術を通して埋め込むことができる。Abiobooster及びHeart Boosterは、現在存在している軟殻型のデバイスである。しかし、上述したように、これらのデバイスは両方とも心臓の異常歪みパターンを誘発する。それに加えて、これらのデバイスの埋込み方法は、デバイスを心臓又は心膜に縫合することを依然として必要としている。
【００８４】
機械的刺激（例えば、延伸）は、筋細胞中の変更された遺伝子発現を誘発することが明白であり、最近の証明は、そのような刺激が筋細胞及びＥＣＭの成長とリモデリングをガイドすることを示唆している。しかし、一見すると、心筋がその成長をガイドする力学を使用して、機械的負荷により良好に一致する場合、心不全は生じないはずである。しかし、成長及びリモデリングのプロセスが適切に行われる生理学的ダイナミックレンジ（ＰＤＲ）が存在すると仮定すると、心不全は、古典的なタイプの不安定性、すなわち一方向性の抑制されていない進行であり得ることが明白になる。実際に、うっ血性心不全の潜伏性の性質のみで、うっ血性心不全が不安定な成長及びリモデリングであることが示唆される。
【００８５】
図５は、安定性、不安定性、及び不安定化事象に対する「井戸の中のボール（ball in a well）」の例えを示す。グラフは、安定した摂動状態４２、不安定化事象４４、及び一方向性の抑制されていない進行４６の３つの領域を示す。ＰＤＲは、井戸を形成する曲線の一部、すなわち安定した摂動状態４２である（すなわち、ボール、つまり心臓を均衡状態又は安定状態に戻す、修復プロセスに摂動が一致するところ）。しかし、心臓（すなわち、ボール４８）を安定した摂動状態４２又はＰＤＲの外に出す、重症の冠動脈狭窄などの不安定化事象４４が存在する場合、一方向性の抑制されていない進行４６、すなわち不安定性が続いて起こる。例えば、うっ血性心不全例の６８％は冠動脈疾患によって起こる（Gheorghaid and Bonow, 1998）。感染、オーバーペーシング、又は房室（「ＡＶ」）バイパス形成（shunting）などの他の刺激も、不安定化事象４４として作用することがある。心不全についてのこの単純化したモデルは、これらの誘発因子又は不安定化事象のすべてが類似した成長及びリモデリングを引き起こす（すなわち、大きく薄い心臓がもたらされる）という事実によって支持される。「心臓に過負荷がかけられる」といった共通の記述は、現在の状態が非生理学的であり、すなわち安定した摂動状態４２又はＰＤＲの外にあることを示唆している。さらに、「心臓の負荷を取り除く」治療は、恐らくは、心臓をそのＰＤＲ又は安定した摂動状態４２に戻す。
【００８６】
単純化しているものの、そのような不安定性の実例は心不全のモデルである。このモデルは、心臓の負荷が取り除かれるか、又はそのＰＤＲに戻された場合、心不全を治癒させる（心室の回復によって）又は防ぐことができることを示唆している。最近の証明は心室の回復のそのようなメカニズムを支持している。最近のモデリング研究（Guccione et al., 2001）は、壁応力は梗塞の境界域における機械的な機能不全の重要な誘発因子ではないことを示唆しており、したがって、歪み又は運動が主要な決定因子であると考えられる。運動低下症又は運動異常症の心筋は、可能性としては正常な壁応力を有しているのにも関わらず、異常運動を有する。本発明の好ましい実施態様の焦点は、収縮期の間は心外膜の境界を均一に押しやって、心臓の運動を修復し、運動低下及び運動異常を排除することである。
【００８７】
本発明の実施態様に対する治療の実例をモデル化し、どの程度の駆動圧が必要かを総体的に評価するため、平均の半径（「Ｒ」）、厚さ（「Ｈ」）、及び壁圧差（Ｐｉｎ−Ｐｏｕｔ）（式中、Ｐｉｎは心室内の圧力、Ｐｏｕｔは心室外の圧力）に基づいて、平均壁応力（「σ」）を与える球状容器に対して、ラプラースの法則を使用してもよい。具体的には、次式のとおりである。
σ＝（Ｐｉｎ−Ｐｏｕｔ）Ｈ／２Ｒ
【００８８】
血液はほぼ圧縮不能なので、フローは圧力勾配によって（又は、精密さでは劣るが圧力差によって）支配される。普遍性を損なうことなく、血圧を気圧との差として定義してもよい。低密度化及び高密度化の理由で、圧縮可能な流体におけるフローは圧力勾配及び絶対圧の両方によって影響される。多くの場合、Ｐｏｕｔはゼロとして慎重に選ばれるが、本発明の計算の場合、本発明の選択されたデバイスは心臓の心外膜表面に圧力を加えることによってＰｏｕｔを調整しているので、それは重要なパラメータである。
【００８９】
したがって、本発明のいくつかの実施態様の焦点は、Ｐｏｕｔを増加させて、より低いσを、またしたがってより大きな運動又は駆出を得ることである。大きく、薄く、運動低下症の心臓の場合、少なくとも正常な心臓と同程度までσを低くすることが必要なことがある。
【００９０】
Ｐｉｎを一般的な平均収縮期圧（例えば、７．５ｋＰａ、又は約１００ｍｍＨｇ）にする。正常な成体のヒツジの場合の拡張終期における一般的な厚さと半径の比は、１〜２．５であるが、過負荷をかけられ、リモデリングされた心筋の場合（Guccione et al., 2001の尖端動脈瘤モデルのような）、厚さと半径の比は約１〜４である。
【００９１】
上述の方程式を使用して、同じＰｉｎを持つσを正規化するには、２．８ｋＰａのＰｏｕｔを必要とする。これは、実施例２にてさらに記載するインビトロ試験において使用される最大駆動圧（約３ｋＰａ）に類似している。心室の回復については、肺動脈圧とほぼ同程度の、又はそれよりもわずかに高い外圧が必要になると思われる。したがって、右心室（「ＲＶ」）の駆出率がほぼ１００％であると予想される。外圧は、ＲＶチャンバ内の圧縮不能なＲＶ心筋及び圧縮不能な血液によって伝達され、一方でＲＶ流出が加速される。Kawaguchi et al.（1992）は、心外膜表面全体に加えられる均一な圧力は、収縮性のすべてのレベルにおいて心臓を支援するであろうことを実証している。
【００９２】
本発明の特定のデバイスは、ＲＶ入力を減少させて、ＲＶ出力の予想される増加を補償することができる。この能力がない限り、ＲＶとＬＶの健康な領域とは、過度な負荷の除去によって萎縮する傾向がある。しかし、本発明のいくつかのデバイスは、Ｐｏｕｔを離脱又は徐々に減少させるために理想的であり、クレンブテロールの使用（Hons and Yacoub, 2003）は、萎縮を防ぐことによって心室の回復を達成するのに有用であることが示されている。
【００９３】
デバイス及び埋込み
‘６１９号出願のデバイスの分類の低侵襲性デバイスを達成するため、本発明の特定の実施態様による軟殻型のＤＣＣＤが構築されている。デバイスは、収縮させると折畳み可能である、膨張可能で長手方向に配向されたチャンバを有する。それに加えて、収縮したチャンバは、一般的な拡張期構造を可能にする構造を形成するように形作られ、隣接される。加圧したとき、チャンバは、正常な湾曲を持つ収縮期構造を誘発するような形で、心臓の外部を押しやる。
【００９４】
図６Ａ及び６Ｂは、収縮状態の図６Ａ及び膨張状態の図６Ｂの、本発明のデバイス５０の一実施態様の水平断面図を示す。デバイス５０は、ＲＶ側の４つのチャンバと、主にＬＶ側であるが心室間溝にも重なっている８つのチャンバとが配列された、１２個のチャンバ５２〜７４を含む。チャンバ５２〜７４は、一実施態様ではポリエチレンフィルムから構築されるが、他の材料が使用されてもよい。外側境界上にあるチャンバ５２〜７４の側面は、心臓の拡張終期の形状に類似した形状を形成する。内部表面７６は、折り目及び小円鋸歯を有するので、膨張させたとき、チャンバ５２〜７４は主に内向きに拡張する。
【００９５】
図７Ａ及び７Ｂは、収縮状態の図７Ａ及び膨張状態の図７Ｂの、本発明のデバイス５０の一実施態様の垂直断面図を示す。デバイス５０は、膨張状態及び収縮状態のチャンバ５２及び６４を含む。外側境界上にあるチャンバ５２〜７４の内部表面７６は、心臓の拡張終期の形状に類似した形状を形成する。内部表面７６は、折り目及び小円鋸歯を有するので、膨張させたとき、チャンバ５２〜７４は主に内向きに拡張して、心臓３０の心外膜３２に接触する。
【００９６】
図８Ａ及び８Ｂは、心臓３０に適合された本発明のデバイス５０の一実施態様の水平断面図を示す。図８Ａは収縮状態のものであり、図８Ｂは膨張状態のものである。デバイス５０は、ＲＶ側の４つのチャンバと、主にＬＶ側であるが心室間溝にも重なっている８つのチャンバとが配列された、１２個のチャンバ５２〜７４を含む。チャンバ５２〜７４は、心臓３０の心外膜３２に接触する内部表面７６を含む。外側境界上にあるチャンバ５２〜７４の側面は、心臓の拡張終期の形状に類似した形状を形成する。内部表面７６は、折り目及び小円鋸歯を有するので、膨張させたとき、チャンバ５２〜７４は主に内向きに拡張する。内部領域３４及び３６の形状は、膨張状態の図８Ｂと収縮状態の図８Ａとで比較することができる。
【００９７】
図９Ａ及び９Ｂは、収縮状態の図９Ａ及び膨張状態の図９Ｂの、心臓３０に適合されたデバイス５０の一実施態様の垂直断面図を示す。デバイス５０は、膨張状態及び収縮状態のチャンバ５２及び６４を含む。外側境界上にあるチャンバ５２〜７４の内部表面７６は、心臓の拡張終期の形状に類似した形状を形成する。内部表面７６は、折り目及び小円鋸歯を有するので、膨張させたとき、チャンバ５２〜７４は主に内向きに拡張して、心臓３０の心外膜３２に接触する。内部領域３４及び３６の形状は、膨張状態の図９Ｂと収縮状態の図９Ａとで比較することができる。
【００９８】
心臓を内部に有さない完全に加圧された形状は、本発明の１つのデバイスを示すのに有用であるが、デバイスが、加圧下の血液を含む心臓を取り囲んだとき、形状は著しく異なる（図８及び９を参照）。心臓を内部に有する場合、デバイスのルーメン内の圧力は膨張可能なチャンバ内の圧力よりも高い。チャンバは完全に拡張することはできないので、チャンバの内側フィルムは張りつめていない。フィルムの張力によって支持される（例えば、図６の右側）のではなく、長手方向チャンバのルーメン側に対する圧力は、心外膜表面上での接触力によって支持される（例えば、図８の右側）。内側フィルム上の張力がない場合、取付け点は内向きに引き込まれない（例えば、図６の右側）。その代わりに、チャンバの外部側の形状が円形になって、チャンバ内の圧力を支持する（例えば、図８の右側）。内側膜がどのように小円鋸歯状にされ、したがって張力を受けないかに留意のこと。したがって、デバイスチャンバ内の圧力は心臓表面に直接圧力を加える。同様のやり方で、血液測定用カフは、患者の腕の表面に直接圧力を加える。
【００９９】
膨張可能なチャンバは、自己心臓の湾曲に似たような形で先細に（基底から尖端に進むにつれて）なっているので（図７、右側のパネルを参照）、心臓の尖端は生理学的湾曲を有するようになる。さらに、加圧されたとき、デバイスは剛性なので、尖端端部の曲線状の形状は、心臓がデバイスから追い出されるのを防ぐように作用する。基本的に、心臓がデバイスから出る場合、尖端形状にしわが寄らなければならないか、又はデバイスの尖端端部に真空を形成する必要があり、それらは両方とも起こりにくい。
【０１００】
図１０は、１つの埋込み方法を示す。結果として、デバイスは、心臓に対する最小限の取付け又は縫合で埋め込まれてもよい。ＥＣＧを感知するため、又は心臓をペーシングするためには、心耳に対するクランプが十分且つ有用である。埋込みのため、且つ心臓とデバイスとの間に蓄積し得る流体を除去するため、尖端（すなわち、デバイスの底部の穴）のアクセスポートが有用である。それに加えて、生体適合性の潤滑剤、抗凝固剤、抗線維剤、又は抗生剤が、心臓とデバイスとの間の空間に注入されてもよい。デバイスを離脱後に容易に除去することができるように、デバイスは、線維性癒着を遅らせるフィルム、例えばSURGIWRAP（登録商標）で覆われてもよい。
【０１０１】
上述したように、ＲＶは低圧で動作し、薄い壁を有するので、本発明の特定のＤＣＣＤは、ＬＶ駆出よりもＲＶ駆出を強化する。プロトタイプの埋込みにおいて観察されるように、肺動脈圧に等しい、又はそれを超える駆動圧が生じることがあり、結果として１００％のＲＶ駆出率が期待される。ＲＶ出力がＬＶ出力に比べて継続的に増加した場合、肺うっ血が生じることがある。自己調節メカニズムは、ＬＶ駆出を上回るこのＲＶ駆出の強化を緩和してもよい。そうでなければ、ＤＣＣＤにおけるＲＶチャンバとＬＶチャンバとの分離が有用なことがある。特に、拡張期の間の４つのＲＶチャンバの残留加圧を用いてＲＶ充填を妨害するのが可能なことがある。ＲＶへの入力を制御することによって、ＲＶ出力とＬＶ出力の比を調整してもよい。肺うっ血は、硬殻型のデバイスの少なくとも１つのプロトタイプの埋込みでは見られなかったが、これは、ＲＶ駆出率の増加を調節する自己調節メカニズムではなく、三尖の逆流によるものであったかも知れない。逆流のため、前進流は強化されなかった。
【０１０２】
図１１は、残留ＲＶ心外膜圧力（ＲＲＶＥＰ）を加えることによって、ＲＶ入力（すなわち、充填）をどのように調整することができるかを示す。拡張期の間、心筋は弛緩し、心臓形状は簡単に摂動する。ＲＶ自由壁は非常に薄いので、このことは特にそれに該当する。したがって、ＲＶ自由壁に当接する４つのチャンバ内の残留ガスは、恐らくは、ＬＶが摂動されないままでＲＶを充填するのを防ぐであろう。本質的には、駆出を調整するよりも充填を異なるように調整する方が容易である。
【０１０３】
図１１Ａ及び１１Ｂは、心臓３０に適合された本発明のデバイス５０の一実施態様の水平断面図を示す。図１１Ａは収縮状態のものであり、図１１Ｂは膨張状態のものである。デバイス５０は、ＲＶ側の４つのチャンバと、主にＬＶ側であるが心室間溝にも重なっている８つのチャンバとが配列された、１２個のチャンバ５２〜７４を含む。チャンバ５２〜７４は、心臓３０の心外膜３２に接触する内部表面７６を含む。外側境界上にあるチャンバ５２〜７４の側面は、心臓の拡張終期の形状に類似した形状を形成する。内部表面７６は、折り目及び小円鋸歯を有するので、膨張させたとき、チャンバ５２〜７４は主に内向きに拡張する。内部領域３４及び３６の形状は、膨張状態の図１１Ｂと収縮状態の図１１Ａとで比較することができる。
【０１０４】
潜在的な欠点は、ＲＶ体積が慢性的に減少し、天然のＲＶの一回仕事量が減少するため、ＲＶ自由壁が萎縮することがあることである。幸運なことに、歪みパターンを積極的に調整するデバイスは、補助を段階的にすることができるので、心臓をデバイスから離脱させるのに理想的である。ほとんどの従前のＤＣＣＤは、心臓が弱すぎて総体的に変形されるときにのみ補助を行う。
【０１０５】
以下の実施例は、本発明の特定の実施例をさらに説明するために提供される。それらは、本発明のすべての態様の全体を表すことを意図しない。当業者には変形例が明白になるであろう。
【実施例１】
【０１０６】
心臓直接圧迫デバイス
図１２Ａ及び１２Ｂはそれぞれ、本発明の正面図及び水平断面図である。図１２Ａは、基底縁部８０及び尖端縁部８４を有する表面７８を有するデバイス５０を示す。表面７８は、チャンバ５２〜７４を形成し、且つ４つの右心室チャンバ８８及び８つの左心室チャンバ９０を含むように溶接点８６を含む。図１２Ｂは、心臓内側の内部表面７６及び心臓周囲側の外部表面９２を有するデバイス５０を示す。溶接点８６はチャンバ５２〜７４を形成するために使用される。いくつかの実施態様では、内部表面７６は厚さ２ミルのポリエチレンで作られ、外部表面９２は厚さ６ミルのポリエチレンで作られるが、当業者であれば、他の厚さ（例えば、０．１〜１２ミル）及び他の材料が使用されてもよいことを認識するであろう。
【０１０７】
特定の折り目（図１２及び１３に見られるような）２つのポリエチレンシートを互いに熱溶接することによって、本発明の一実施態様によるプロトタイプのＤＣＣＤを構築した（図１４を参照）。図１３は、後室間講の基底端部に基底縁部８０を有する表面７８を有するデバイス５０を示す。第２の溶接点９４は、チャンバ５２〜７４を固定するのに使用され、デバイス５０は、第３の溶接点９６によって完成して図１４のデバイスとなる。
【０１０８】
小円鋸歯を除いて、最初の２つの一連の溶接はシートを平らに置いた状態で行った。第３の一連の溶接を完了させる際、デバイスはその３Ｄの最終形状を呈した。熱溶接を行うため、真鍮ロッド（直線の溶接点用）及び屈曲した銅プレート（曲線状の溶接点）を、オーブン内で約１８０℃で約１時間加熱し、次に、適正位置で約４０秒間シートに接触させた。非粘着性ポリマー（例えば、Hama Inc社製）を棒とポリエチレンシートとの間に置いた。ポリマーは、衣類アイロンでプラスチックを溶かすことを対象とする家庭用技術向けに設計されたものであった。空気圧駆動ライン（図１４を参照、ただし図１２及び１３には図示されない）を、ガスケットでデバイスに締結されたグロメットを通して挿入して、取付け具をシールし、応力集中（stress risers）を回避した。それに加えて、デバイスには尖端の穴があり、それは、１２個のチャンバの頂部尖端を鈍らせることによって作成した。より具体的には、穴はチャンバ内にはないが、チャンバは尖端端部で互いに合わさらないので、結果として穴が残る。この穴を通して、デバイスと心臓との間に蓄積する流体又は空気を除去してもよい。
【０１０９】
カスタムのＭＡＴＬＡＢ（登録商標）プログラムを書き込んで、心臓超音波（拡張終期の）から得ることができる次の３つの心臓測定値から溶接レイアウトを計算した。１）後方心外膜境界（posterior epicardial boundary）に沿った尖端から基底までの距離、２）前方心外膜境界に沿った尖端から基底までの距離、及び３）乳頭尖端の高さにおける弁面に平行な短軸スライスからの心外膜境界の周囲。屠殺場から入手した成体のヒツジの心臓についての出力を計算した。出力から、溶接線を外部の（小円鋸歯状になっていない（uncrenulated））シートに転写した。図１４は、ヒツジの心臓を内部に、且つレイアウトの印を外部シート上に有する完成したデバイスを示す。
【０１１０】
それに加えて、本発明のデバイスは、特定の症状に対してデバイスをカスタマイズできるようにそれぞれ独立して制御可能な複数のチャンバを含んでもよい。例えば、一実施態様は、チャンバの圧力を独立して調節できる２つのチャンバを有する、１２個のチャンバを含む。
【実施例２】
【０１１１】
インビトロ試験
実施例１のデバイスを実験台で試験し、約９ｋＰａの圧力で負荷をかけた。初期のデバイスを用いた従前の実験に基づいて、５ｋＰａ未満の駆動圧を使用することが予想された。この実験台試験による重要な発見は、デバイスを加圧したとき、心臓がデバイスから排出されなかったことであった。これは重要なデザイン上の特徴であるが、それは、心臓に縫合することが不要であり、心臓弁との干渉が最小限になるためである。デバイスにわずかな漏れがあったが、漏れ防止性のデバイスはほとんどの用途で必須ではない。その代わりに、デバイスと心臓との間の空気及び流体を除去するために尖端の穴に１つと、デバイスと縦隔との間の空気及び流体を除去するために１つと、真空にするためのドレーンを尖端端部に配置してもよい。必要に応じて、失われた空気圧駆動流体を交換してもよい。
【０１１２】
この実施態様を生体のヒツジでも試験し、実験台試験から予想されたように、剣状突起下切開を利用して、デバイスを容易に心臓の上に滑らせることができた。さらに、何ら取付け（すなわち、縫合、圧締めなど）を行うことなく、デバイスの加圧の間、心臓はデバイスの中に留まった（すなわち、排出されなかった）。
【０１１３】
本発明は、心臓の外部の心外膜の境界に力を加える心臓直接圧迫デバイス（ＤＣＣＤ）を提供する。本発明のデバイスは、心臓周期の拡張終期の心臓の拡張終期形状に類似した湾曲を備えた形状を有する。それに加えて、心臓の右側への流入を意図的に制限する（例えば、右側流入制限（right-sided inflow restriction）（「ＲＳＩＲ」））ことができてもよい。ＲＳＩＲが可能になっているとき、デバイスは、拡張期の間は右心室に向かって内向きに突出して、右心室の拡張終期体積を減少させる。それに関わらず、本発明は、左心室が、心臓の適正な拡張終期の形状に類似した湾曲を備えた形状をとることを可能にする（又は誘発する）。
【０１１４】
心臓周期の収縮終期では、本発明は、心臓の適正な収縮終期の形状に類似した湾曲を備えた形状を有する。本発明は、収縮期の間は形状変化を達成するようにエネルギーが消費され、拡張期の間は形状変化を達成するようにエネルギーが解放されるという意味で活性である。エネルギー源は空気圧源によるものである。収縮期の間（すなわち、拡張終期から収縮終期までの形状変化）、デバイスは正圧で膨張される。拡張期の間（すなわち、収縮終期から拡張終期まで）、デバイスは吸引によって収縮される。ＲＳＩＲが可能になっている場合、いくらかの残留圧力が右心室に当接しているチャンバに加えられるので、拡張期の間、デバイスは完全には収縮されない。
【０１１５】
収縮されたとき、本発明は柔らかいか、又は折畳み可能である。それに加えて、本発明は、血液と接触しないので、血栓症及び感染のリスクを最小限に抑える。当該分野のデバイスの多くは、加圧したとき、総体的に異常な形状になるが、これはＤＣＣＤを心臓に取り付けるのに使用される様々なスキーム（例えば、心室への縫合、基底の引きひも、尖端の吸引カップなど）によって実証されている。
【０１１６】
心臓が、加圧された又は作動させたデバイスに自然に引き込まれるので、本発明を心臓に取り付ける必要はない。具体的には、心臓をデバイスから出す（すなわち、ＤＣＣＤから押し出す）場合、デバイスの湾曲を反転させる必要があるが、デバイスの剛性（加圧したとき）は湾曲の反転に抵抗する。これは非常に有用であるが、それは、取付けによる埋込み時間及び複雑さが最小限に抑えられ、すなわち、デバイスキャビティ（すなわち、心臓の心外膜又は外側の境界に触れるＤＣＣＤの内壁）の作動形状がほぼ収縮終期の形状であるためである。それは、運動異常（異常な心臓の運動として定義される）を排除することができる。現在の証明は、心臓の成長及びリモデリングが、心臓収縮の間の運動などの機械的刺激によってガイドされ、そのため、運動異常の排除が最も重要なものであることを示している。デバイスは、心臓に必要なポンピング能力の一部を提供して、循環器系にエネルギーを付与するか、又は加圧する。異常な心臓は、多くの場合、「負荷を取り除く」か、又は身体の循環器系の要求を満たすことを補助する必要がある。対照的に、Corcap又はMyosplintなどの受動的デバイスは、血液をポンピングするための動力を提供することができない。
【０１１７】
デバイスは、例えば、小さな剣状突起下切開を通して、低侵襲性のやり方で埋め込むことができる。また、フェールセーフメカニズムを可能にする。特に、デバイスを収縮させるか、又は作動を止めたとき、デバイスは心臓の性能を妨げない。本明細書の実施態様では、デバイスを柔らかく折畳み可能にするため、収縮させる（初期値の真空にする）。
【０１１８】
図１５Ａ〜１５Ｄは、扇状に配列した８つの内部支持体を備えた１つの圧力チャンバを含む、本発明の別の実施態様を示す画像である。図１５Ａ及び１５Ｂは、外側被覆を取り付けていないデバイスの画像であり、図１５Ｃ及び１５Ｄは外側被覆を取り付けたデバイスの画像である。
【０１１９】
内部（ＤＣＣＤの内側境界によって形成されるキャビティの内部とは異なり、チャンバの内部）支持体の目的は、心臓の収縮終期の形状のような加圧形状を作ることである。同様の方式で、エアマットレスの内部支持体によって、加圧形状は、回転楕円体とは異なりマットレスの形状になる。このプロトタイプはラテックスで作られているが、埋込み用のデバイスは、ポリウレタンなどの可撓性で生体適合性のポリマーで作られる。非常に可撓性の高い材料で作られているので、折畳み可能である。デバイスの尖端の穴は、例えば、デバイスの尖端の穴を通してねじ込まれた吸引カップを介して心臓の尖端をデバイスに引き込むことができることによって、埋込みを助ける有用な特徴である。尖端の穴は、心臓とデバイスの間に蓄積する、デバイスから漏れるあらゆる流体又は空気を除去するのにも有用である。
【０１２０】
図１６Ａ〜１６Ｂは、チャンバ内部の支持体を含むが、キャビティ内部の支持体を有する、本発明のさらに別の実施態様を示す画像である。図１５に示される実施態様と同様に、この実施態様はチャンバ１つのデバイスであるが、チャンバ内部に支持体を有するのではなく、キャビティ内部に支持体が存在する。特に、心臓に適した形状を形成するように編まれたワイヤが存在する。収縮期の加圧の間は拡張するチャンバによって押されると、織ったワイヤ（wire weave）によってキャビティは縮むことができるが、キャビティに強制的に収縮終期として正常な湾曲を持たせる。ニチノールなどの超弾性金属で作られたワイヤによって、挿入のためにデバイスを柔らかい又は圧縮可能なものにすることができる。この実施態様の画像は以下のものである。使用してもよい他の金属としては、銅−亜鉛−アルミニウム、鉄−マンガン−シリコン、金−カドミウム、銅−アルミニウム、銅−アルミニウム−ニッケル、及びニッケル−チタンなどの形状記憶合金が挙げられる。
【０１２１】
図１７Ａ〜１７Ｂは、チャンバ内部の支持体を含むが、キャビティ内部の支持体を有する、本発明のさらに別の実施態様を示す画像である。挿入のためにデバイスを柔らかい又は圧縮可能なものにできる超弾性金属で作られたワイヤではなく、この実施態様は６つの別個のチャンバを有し、チャンバのディバイダは支持体として作用する。収縮期の加圧の間は拡大するチャンバによって押されると、キャビティは縮むことができるが、キャビティに強制的に収縮終期として正常な湾曲を持たせる。この実施態様は４頭のヒツジにおいて試験しており、低侵襲性の方式で埋込み可能であって、心筋梗塞（心臓発作）によって引き起こされた運動異常を排除することができた。また、右心室に当接する２つのチャンバを膨張させることにより、充填を制限することによって中心静脈圧が上昇した。
【０１２２】
図１８Ａは、受動的な弾性内側パネルを有する本発明の別の実施態様の側面図、図１８Ｂは、その平面図である。デバイス１００は、互いに縫合されてカップ形状のデバイスを形成する、８つの別個の部分的に重なり合った膜１０２〜１１６を含む。図１８Ａは、デバイス１００の重なり合った膜１０２、１０４、及び１１６を示す。図１８Ｂの平面図は、部分的に重なり合った配列の重なり合った膜１０２、１０４、１０６、１０８、１１０、１１２、１１４、及び１１６を示す。重なり合った膜１０２〜１１６はそれぞれ、１つの重なり合った膜１０２〜１１６の外側縁部が隣接した重なり合った膜１０２〜１１６に取り付けられた、重なり合った膜１０２〜１１６の内側縁部が自由に移動することができる、花弁のようなものである。重なり合った膜１０２〜１１６はそれぞれ、ブラダー（図示なし）を取り囲むナイロン布からなる。ブラダー（例えば、ポリウレタンのブラダー）（図示なし）は、重なり合った膜１０２〜１１６の尖端端部１１８に挿入されてもよい。縫合帯を使用して、ブラダー（図示なし）を重なり合った膜１０２〜１１６の尖端端部１１８のところで固定してもよい。ブラダーをデバイス１００のナイロンの殻に封入することによって、重なり合った膜１０２〜１１８をそれぞれ膨張可能にし、互いに縫合し、耐久性を強化することができる。それに加えて、１又は複数の弾性部材１２０（例えば、ニッケル−チタン合金などの形状記憶合金）が、重なり合った膜１０２〜１１６それぞれに組み込まれる。材料は、溶融、接着、エポキシ樹脂接着（epoxing）、縫合、又は当業者には知られている他の方法によって接続されてもよい。重なり合った膜１０２〜１１６は、折り目、重なり、及び小円鋸歯を有する内側表面を形成するので、膨張させたとき、重なり合った膜１０２〜１１６は主に内向きに拡張して、心臓（図示なし）の心外膜（図示なし）に接触する。
【０１２３】
図１９は、本発明のそれぞれの構成要素を構築するのに使用される、重なり合った膜のテンプレート１２４の画像である。重なり合った膜のテンプレート１２４は、重なり合った膜１０２〜１１６をそれぞれ次の重なり合った膜（図示なし）にどこで取り付けて、１つの弾性内側パネル（図示なし）を作成するかを示す。弾性部材１２０は重なり合った膜１０２〜１１６に固着（例えば、縫合、接着、エポキシ樹脂接着など）され、重なり合った膜１０２〜１１６が互いに縫合されれば、ブラダー（図示なし）が重なり合った膜１０２〜１１６の尖端端部（図示なし）に挿入される。
【０１２４】
図２０Ａ及び２０Ｂは、重なり合った膜の自由内側縁部を示す、本発明の別の実施態様の平面図である。図２０Ａ及び２０Ｂの平面図は、部分的に重なり合った配列の重なり合った膜１０２、１０４、１０６、１０８、１１０、１１２、１１４、及び１１６を示す。重なり合った膜１０２〜１１６はそれぞれ、重なり合った膜１０２〜１１６それぞれに組み込まれた１又は複数の弾性部材１２０（例えば、ニッケル−チタン合金などの形状記憶合金）を含む。図２０Ａは、デバイス１００の重なり合った膜１０４の自由内側縁部１２２を示す画像である。重なり合った膜１０４の上面１２４には、重なり合った膜１０２の底面（図示なし）が重なり合う。重なり合った膜１０４の底面（図示なし）は、重なり合った膜１０６の上面（図示なし）に重なり合う。取り付けられた外側縁部及び自由内側縁部１２２の重なり合った配列及び向きは、図２０Ｂに示される。重なり合った膜１０２及び１０４は、重なり合った膜１０４の上面１２４と重なり合った膜１０２の底面１２６との重なり合いを見せるように配置されている。重なり合った膜１０２の１０４への取り付けによって、心臓（図示なし）の心外膜（図示なし）に接触するように比較的自由に内向きに移動することができる、自由内側縁部１２２が作られる。
【０１２５】
図２１Ａ及び２１Ｂの平面図は、部分的に重なり合った配列の重なり合った膜１０２、１０４、１０６、１０８、１１０、１１２、１１４、及び１１６を示す。図２１Ａは、膨張していないブラダーを有するデバイスを示す画像、図２１Ｂは、膨張したブラダーを有するデバイスを示す画像である。重なり合った膜１０２〜１１６はそれぞれ、中に組み込まれた１又は複数の弾性部材１２０（例えば、ニッケル−チタン合金などの形状記憶合金）を含む。取り付けられた外側縁部及び自由内側縁部１２２の重なり合った配列及び向きによって、尖端アパーチャ１２８が尖端端部１１８において目に見える状態のまま、心外膜チャンバ１３０が作られる。ブラダーは内向きに突出するが、心外膜チャンバ１３０を消失させない。ブラダーの膨張によって、重なり合った膜１０２〜１１６が内向きに突出するが、心外膜チャンバ１３０は消失せず、尖端アパーチャ１２８は尖端端部（図示なし）において目に見えるままである。心外膜チャンバ１３０を消失させないことによって、心臓に縫合又は類似の取付けをすることなく、心臓が自然に又は本質的にデバイスに収容される。
【０１２６】
図２２Ａ、２２Ｂ、及び２２Ｃは、図２２Ａの折り畳まれた構造から、図２２Ｂの部分的に開いた構造、図２２Ｃの開いた構造に拡張する、本発明の一実施態様によるデバイスを示す平面図画像である。図２２Ａ、２２Ｂ、及び２２Ｃは、部分的に重なり合った配列の重なり合った膜１０２〜１１６を含む。重なり合った膜１０２〜１１６はそれぞれ、中に組み込まれた１又は複数の弾性部材１２０を含む。取り付けられた外側縁部及び自由内側縁部の重なり合った配列及び向きによって、心外膜チャンバが作られる。心外膜チャンバのサイズは、重なり合った膜１０２〜１１６の重なり合いの程度に応じて変わる。図２２Ａに見られるように、折り畳まれた状態によって、拡大した図２２Ｂ及び図２２Ｃよりも、重なり合った膜１０２〜１１６の重なり合いの程度は大きくなり、心外膜チャンバは小さくなる。図２２Ｃの拡大したデバイス１００は、重なり合った膜１０２〜１１６を有し、消失しない心外膜チャンバ１３０を維持し、尖端アパーチャ１２８は尖端端部（図示なし）において目に見えるままである。それに加えて、重なり合った膜１０２〜１１６内に配置されたブラダーは内向きに突出することがあるが、依然として心外膜チャンバ１３０を消失させない。重なり合った膜１０２〜１１６上の自由内側縁部によって、身体の小さな切り口を通してデバイスを埋め込むため、重なり合った膜１０２〜１１６を互いの上に折り畳むことが可能になる。弾性部材によって、デバイス１００は、捩るような形でデバイス１００の開口をもたらす。
【０１２７】
本発明の別の実施態様は、弾性内側パネル、拡張可能な外側パネル、又は両方がソースに接続されて膨張及び収縮を可能にする、心臓直接圧迫デバイスを含む。本発明の他の実施態様は、弾性内側パネル、拡張可能な外側パネル、又は両方がソースに接続されて膨張及び収縮を可能にし、機械的圧縮デバイスが締め付けられ、ＥＣＧ又は心臓収縮を用いてゲーティングされる、心臓直接圧迫デバイスを含む。
【０１２８】
図２３Ａ及び２３Ｂは、内側のセグメント化されたポリウレタンチャンバ１０２、１０４、１０６、１０８ａ、１０８ｂ、１１０、１１２、１１４ａ、１１４ｂ、及び１１６、並びに外部ブラダー（図示なし）を有する、本発明の心臓直接圧迫デバイスを示す。内側のセグメント化されたポリウレタンチャンバ１０２〜１１６はそれぞれ、内側のセグメント化されたポリウレタンチャンバ１０２〜１１６のそれぞれに組み込まれた１又は複数の弾性部材１２０を含み、内側のセグメント化されたポリウレタンチャンバ１０２〜１１６の内側表面は、心臓（図示なし）の心外膜（図示なし）に接触するように比較的自由に内向きに移動する。内側のセグメント化されたポリウレタンチャンバ１０２〜１１６及び外部ブラダー（図示なし）の両方が存在することによって、デバイスの構造の、次いで心臓の構造のより精密な制御が可能になる。図２３Ａは、十分に膨張させたｉ個の内側のセグメント化されたポリウレタンチャンバ１０２、１０４、１０６、１０８ａ、１０８ｂ、１１０、１１２、１１４ａ、１１４ｂ、及び１１６、並びに収縮させた外部チャンバ（図示なし）を備えたデバイスを示す画像である。デバイス１００のこの向きは、心臓（図示なし）の拡張終期体積を制御する。図２３Ｂは、内側のセグメント化されたポリウレタンチャンバ１０２、１０４、１０５、１０８ａ、１０８ｂ、１１０、１１２、１１４ａ、１１４ｂ、及び１１６、並びに十分に膨張させた外部チャンバ（図示なし）を備えたデバイスを示す画像である。デバイス１００のこの向きは、心臓（図示なし）の収縮終期体積を制御して、デバイス１００を能動的デバイスにする。
【０１２９】
本発明の一実施態様は、受動的及び能動的な構成要素を可能にするため、弾性内側パネル及び拡張可能な外側パネルを含む。受動的な部分によって、チャンバ体積を、ＥＣＧ若しくは心臓収縮を用いて調整するか、又はそれに対してゲーティングすることが可能になる。能動的な部分によって、他の構成要素を作動させ、調整し、又はＥＣＧ若しくは心臓収縮に対してゲーティングすることが可能になる。
【０１３０】
本発明の別の実施態様は、収縮終期体積ではなく拡張終期体積を直接調整する、空気圧制御式の心臓直接圧迫デバイスを提供する。受動的な構成要素の場合、速い時間的応答は不要なので、チャンバ及び空気圧ラインは（能動的な構成要素に比べて）小型であることができる。また、拡張終期体積の調節は、継続的な経皮的ラインとは異なり、経皮的で一時的なニードルアクセスによるものであることができる。小さなアクセスライン及び一時的なアクセスはそれぞれ（且つともに）、感染を最小限に抑えるために有益である。
【０１３１】
本発明は、心臓直接圧迫デバイスを心臓の少なくとも一部分の周りに配置し、また任意に、拡張終期の心臓体積を制御するため、弾性内側パネルによって心臓に供給される抵抗を、収縮終期の心臓体積を制御するため、拡張可能な外側パネルによって心臓に供給される抵抗を、又はそれら両方を調整することによる、心臓体積を個別に調整する方法を提供する。心臓直接圧迫デバイスは、心臓周囲の少なくとも一部分と接触し、且つ拡張可能な外側パネルによって少なくとも部分的に囲まれた弾性内側パネルを含む。
【０１３２】
弾性内側パネルは、２以上の、例えば、３、４、５、６、７、８、９、１０、１１、１２、１３、１４、１５、１６、１７、１８、１９、２０、又はそれ以上の少なくとも部分的に重なり合った膜を含む。各膜の重なり合う部分は、頂部、中間部、及び／又は底部、或いはそれらの組み合わせであってもよい。重なり合いの程度は、望ましい影響及び使用される膜の数に応じて、１％〜９９％の重なり合いであってもよい。それに加えて、重なり合いは、膜同士で均一である必要はなく（例えば、いくつかの膜は、ある膜上の異なる地点において別の膜よりも多い重なり合いを有してもよい）、且つ／又は、膜間の異なる重なり合い（例えば、デバイスの特定区域）がより大きな重なり合いの程度を有して、その領域における抵抗を増加させてもよい。さらに、弾性内側パネルは、２以上の少なくとも部分的に重なり合った膜の周りに配置された１又は複数の膨張可能なブラダーを含んでもよい。ブラダーの数は、心臓に対する所望の効果によって決定される。例えば、膜１つ当たり１、２、３、４、５、６、７、８、又はそれ以上のブラダーが存在してもよく、或いは、複数の膜に対して１つのブラダーが存在してもよい。一実施例は、心臓の周囲に抵抗を提供するように配列された８つの膜及び８つのブラダーを含む。
【０１３３】
本発明の別の実施態様は、収縮期及び拡張期の力学を別個に調整するデバイスを提供する。デバイスは、内側の受動的な形状調整器と、それを取り囲む能動的な外側の囲い（surround）との２つの構成要素を含む。受動的な形状調整器は、加圧すると心臓状の形状を引き起こす複数の空気圧チャンバを含む。受動的な形状調整器チャンバを徐々に充填することによって、拡張期の体積を低減することができる。能動的な外側の囲いは、収縮期の間に膨張させると、その空気圧チャンバを押しやることによって内側の受動的な調整器構成要素内の圧力を迅速に増加させる、空気圧ベルトのようなものである。次いで、能動的な外側の囲いの圧力は、受動的な形状調整器を通して心臓表面に伝達される。
【０１３４】
図２４は、ヒツジに埋め込まれた本発明の一実施態様を示す。拡張終期体積は、受動的な形状調整器を充填することによって低減及び／又は調整することができ、収縮終期体積は、ＥＣＧと同調して能動的な外側の囲いを加圧することによって低減／調整することができる。
【０１３５】
図２４は、ＥＤＶ及びＥＳＶを別個に調整する二構成要素のデバイスを提供する、本発明の一実施態様の画像である。１００は埋め込まれ、胸骨切開を通して見られる。外側の構成要素、すなわち能動的なジャケットの能動的な外側の囲いは、赤道領域（すなわち、尖端・基底軸に対して直角に心臓を３つに分割した場合、基底側の３分の１）において心臓を取り巻く１つの空気圧チャンバを有する。能動的な外側の囲いは、Ｑ波トリガリングによってＥＣＧに同調して加圧される。内側の構成要素、すなわち受動的な形状調整器は、ポリウレタンの能動的な外側の囲いを通してわずかに見ることができる。例えば、受動的な形状調整器は、６つのチャンバの代わりに８つのチャンバを有すること以外は、図１の一構成要素のデバイスに非常に類似している。受動的な形状調整器を充填することによって、心臓の全体的な体積を減少させることができる。受動的な形状調整器の上側部分を押すことによって、能動的な外側の囲いを加圧したとき、受動的な形状調整器のチャンバ内の圧力は迅速に増加する。
【０１３６】
この実施態様はまた、胸骨切開によって埋め込まれてもよい。二構成要素のデバイスは、二倍の嵩があったが、依然として直径約３．８ｃｍ（１．５インチ）のチューブ状に折畳み可能であった。低侵襲性の埋込みでの試みに関する問題は、キャビティ内に展開されるとデバイスが拡張するには、デバイスの内部構造が不十分なことであった。心嚢内の空間は、デバイス全体を展開し、それを拡張させるのに十分ではなく、もっと正確に言えば、展開された際に拡張し始める必要がある。本発明のこの実施態様は、２つの構成要素間に留まるように、図２４に見られるような内部のワイヤフレームを提供する。
【０１３７】
図２５Ａは、展開／拡張の間に放出されるエネルギーを保存するワイヤフレーム１３２の平面図、図２５Ｂは、その側面図である。ワイヤフレーム１３２の形状及びサイズは、幼体から成体まで、大型から小型まで、疾患によって増大したものなど、様々なサイズの心臓に適合できるように調節されてもよい。それに加えて、頂部におけるワイヤフレーム１３２の形状は領域ごとに異なってもよく、異なる領域は、必要に応じて影響をカスタマイズするため、類似の材料又は異なる材料から構築されてもよい。ワイヤフレーム１３２は、６つのセグメントを重ね合わせることによって折り畳まれ、捩れたワイヤ対１３６にエネルギーを保存する頂部の基底側リグ（top basal rig）１３４を含む。底部部分１３８は、尖端を捩ることによって折り畳まれ、捩れたワイヤ対１３６の捩れにエネルギーを保存する。尖端部分が捩れた状態であっても、捩れたワイヤ対１３６はそのエネルギーを放出するので、頂部は底部部分１３８とは別個に開く。拡張するフレームの一連の画像が図２６に示される。
【０１３８】
図２６Ａ〜２６Ｄは、切り口を通したデバイスの埋込みを実証するため、シミュレートされたオリフィスを通して展開されたかのようなワイヤフレーム１３２を示す画像である。図２６Ａでは、尖端部分が依然として折り畳まれたままであっても、基底部分は拡張する。チューブを通過し、そこを通して心膜腔内に展開されるために、フレームは、チューブから押し出されるにつれて、図２６Ｂのような円筒形状から、図２６Ｃのようなひだ付き形状へ、図２６Ｄのカップ形状へと移る。本発明は、弾性内側パネルと膨張可能な外側パネルとの間、弾性内側パネル又は膨張可能な外側パネルの周り、それらの両方、或いはそれらの組み合わせに配置されてもよい、挿入具を提供する。１又は複数の弾性部材は、挿入のために圧縮することができ、心膜腔に挿入されると基本的なカップ形状へと拡張する、折畳み可能なワイヤフレームの形態であってもよい。折畳み可能なワイヤフレームは、必要な抵抗を提供しながら折畳み及び拡張が可能なように配列された多数のワイヤから作られてもよい。
【０１３９】
能動的な外側の囲いをＥＣＧと同調させて加圧するため、デバイスドライバが使用されてもよい。例えば、Ｑ波トリガリングを備えたカスタム回路を使用して、能動的な外側の囲いがＥＣＧと同調して加圧されてもよい。継電器は、圧力リザーバ及び真空ラインのソレノイド弁を制御する。基本的に、Ｑ波によってトリガされると、弛緩におおよそ対応するように手動で決定された調節可能な時間遅れの間、圧力弁が開き、真空弁が閉じる。遅れの後、次のＱ波トリガまで、圧力弁が閉じ、真空弁が開く。大動脈バルーンポンプは対抗脈動であるが、提案のデバイスは直接脈動（direct pulsation）である。
【０１４０】
本発明の別の実施態様は、血流を修復し、心臓の正常な運動を修復する（すなわち、運動異常を排除又は著しく低減して、筋細胞及びＥＣＭのリモデリングを防ぐ）ために循環器の補助が至急必要とされる、急性心不全を治療するために最適化されたデバイスを提供する。急性心不全の場合、リモデリングはまだ生じておらず、したがって逆リモデリングは不要である。しかし、ＣＨＦの場合、心臓の形状は総体的に異常であり、ＣＨＦのメカニズム、及び結果としてその治療についてより理解するため、収縮期と拡張期の壁応力及び／又は歪みを調整する必要がある。
【０１４１】
重なり合った膜は、部分的又は全体的に、エラストマー性ポリウレタン、ラテックス、ポリエーテルウレタン、ポリカーボネートウレタン、シリコーン、ポリシロキサンウレタン、水素化ポリスチレン−ブタジエンコポリマー、エチレン−プロピレン、ジシクロペンタジエンターポリマー、水素化ポリ（スチレン−ブタジエン）コポリマー、ポリ（テトラメチレン−エーテルグリコール）ウレタン、ポリ（ヘキサメチレンカーボネート−エチレンカーボネートグリコール）ウレタン、又はそれらの組み合わせから作られてもよい。
【０１４２】
１又は複数の膨張式のブラダーは、エラストマー性ポリウレタン、ラテックス、ポリエーテルウレタン、ポリカーボネートウレタン、シリコーン、ポリシロキサンウレタン、水素化ポリスチレン−ブタジエンコポリマー、エチレン−プロピレン、ジシクロペンタジエンターポリマー、水素化ポリ（スチレン−ブタジエン）コポリマー、ポリ（テトラメチレン−エーテルグリコール）ウレタン、ポリ（ヘキサメチレンカーボネート−エチレンカーボネートグリコール）ウレタン、又はそれらの組み合わせから構築されてもよい。
【０１４３】
１又は複数の膨張式のブラダーは、抵抗を提供するため、ガス、液体、ゲル、又はそれらの組み合わせを収容してもよい。ブラダーの内容物は、埋込みの前、その最中、及び／又はその後に添加されてもよい。それに加えて、内容物は、必要に応じて圧力を調節するため、埋込み後に調節されてもよい。或いは、ブラダーは、心臓に対する抵抗を提供するため、ソースに（独立して又は一群として）接続されてもよい。定位のブラダー（例えば、固定の体積で充填され、シールされているが、必要に応じて変更されてもよいもの）と、動的なブラダー（例えば、動的に圧力を供給するため、ソースに接続されたもの）とは両方とも、ソースに接続された１又は複数の膨張式のブラダーの膨張及び収縮によって、心臓の周囲に対する抵抗を制御するために調節されてもよい。
【０１４４】
１又は複数の膨張式のブラダーの膨張及び収縮を供給するソースは、ブラダーの内容物に応じて変わる。例えば、空気圧デバイス、シリンダ、ポンプ、リザーバなどを使用して、空気、窒素、酸素、水素、ヘリウム、アルゴン、及び他のあらゆるガスが供給されてもよい。加圧されたシリンダ、ポンプ、リザーバなどを使用して、液体及びゲルが供給されてもよい。それに加えて、心臓に加えられる圧力を増加させるため、機械的圧縮デバイス、例えばラップバンド（lap band）が、弾性内側パネルに付加されてもよい。機械的圧縮デバイスは、弾力的な内側パネル上に置かれる絞りを、次いで心臓に加えられる抵抗を制御するように調節されてもよい。これによって、条件が変化するにしたがって抵抗を容易に調節することが可能になる。
【０１４５】
心臓直接圧迫デバイスは、弾性内側パネルの周りに配置される１又は複数の弾性部材も含む。弾性部材は、ブラダーの付加を伴って、或いは伴わずに、心臓に対する抵抗を供給するのに使用されてもよい。所望の抵抗を作り出すため、数、サイズ、長さ、直径、断面、輪郭、幅、組成、及び他の物理的特性が必要に応じて変化してもよい。１又は複数の弾性部材はそれぞれ、金属、合金、形状記憶合金、複合材料、ポリマー、プラスチック、又はそれらの組み合わせであってもよい。本発明の特定の一実施態様は、形状記憶合金又は合金、例えば、亜鉛、アルミニウム、銅、アルミニウム、ニッケル、及びチタン、銅−亜鉛−アルミニウム、銅−アルミニウム−ニッケル、及びニッケル−チタン（ＮｉＴｉ）合金、並びにそれらの組み合わせを含む。他の例としては、Ｃｄの割合が異なる（例えば、４４〜４９％）Ａｇ−Ｃｄ、Ｃｄの割合が異なる（例えば、４６．５〜５０％）Ａｕ−Ｃｄ、Ａｌの割合が異なる（例えば、１４〜１４．５重量％）、またＮｉの割合が異なる（例えば、３〜４．５重量％）Ｃｕ−Ａｌ−Ｎｉ、Ｓｎの割合が異なる（例えば、１５％）Ｃｕ−Ｓｎ、Ｚｎの割合が異なる（例えば、３８．５〜４１．５重量％）Ｃｕ−Ｚｎ、Ｘの割合が異なる（例えば、０〜１０重量％）Ｃｕ−Ｚｎ−Ｘ（ＸはＳｉ、Ｓｎ、Ａｌ）、Ｔｉの割合が異なる（例えば、１８〜２３％）Ｉｎ−Ｔｉ、Ａｌの割合が異なる（例えば、３６〜３８％）Ｎｉ−Ａｌ、Ｎｉの割合が異なる（例えば、４９〜５１％）Ｎｉ−Ｔｉ、Ｐｔの割合が異なる（例えば、２５％）Ｆｅ−Ｐｔ、Ｃｕの割合が異なる（例えば、５〜３５％）Ｍｎ−Ｃｕ、Ｆｅ−Ｍｎ−Ｓｉ、Ｐｔ合金、Ｃｏ−Ｎｉ−Ａｌ、及びＣｏ−Ｎｉ−Ｇａが挙げられる。さらに、弾性部材を弾性内側パネルの周りに取り付ける位置及び方法は、抵抗を提供するため、必要に応じて変更されてもよい。
【０１４６】
拡張可能な外側パネルは、抵抗を供給して収縮終期の心臓体積を制御するため、又はその両方のため、心臓周囲の少なくとも一部分の周りに配置された弾性内側パネルに接触し、少なくとも部分的に取り囲む。拡張可能な外側パネルはまた、１又は複数の、例えば、３、４、５、６、７、８、９、１０、１１、１２、１３、１４、１５、１６、１７、１８、１９、２０、又はそれ以上の（重なり合った若しくは重なり合っていない）膜を有してもよい。さらに、拡張可能な外側パネルは、１又は複数の膨張式のブラダーを含んでもよい。ブラダーの数は、心臓に対する所望の効果によって決定される。例えば、膜１つ当たり１、２、３、４、５、又はそれ以上のブラダーが存在してもよく、或いは、複数の膜に対して１つのブラダーが存在してもよい。拡張可能な外側パネルを膨張及び収縮させ、心臓に圧力を加えるため、膨張式のブラダーは、互いに及び／又はソースに接続されてもよい。拡張可能な外側パネルはまた、収縮期の間は正圧で膨張させ、拡張期の間は吸引によって収縮させるため、１又は複数の流体接続部（例えば、入口ポート及び出口ポート）を含んでもよい。１又は複数の拡張可能な外側パネルは、エラストマー性ポリウレタン、ラテックス、ポリエーテルウレタン、ポリカーボネートウレタン、シリコーン、ポリシロキサンウレタン、水素化ポリスチレン−ブタジエンコポリマー、エチレン−プロピレン、ジシクロペンタジエンターポリマー、水素化ポリ（スチレン−ブタジエン）コポリマー、ポリ（テトラメチレン−エーテルグリコール）ウレタン、ポリ（ヘキサメチレンカーボネート−エチレンカーボネートグリコール）ウレタン、又はそれらの組み合わせから構築されてもよい。
【０１４７】
それに加えて、心臓に加えられる圧力を増加させるため、機械的圧縮デバイス、例えばラップバンドが、拡張な外側パネルに付加されてもよい。機械的圧縮デバイスは、絞りを、次いで心臓に加えられる抵抗を制御するように調節されてもよい。これによって、条件が変化するにしたがって抵抗を容易に調節することが可能になる。
【０１４８】
本発明はまた、心臓直接圧迫デバイスと接触している、１又は複数のセンサ、１又は複数の導電素子、１又は複数の監視デバイス、１又は複数の送信器、１又は複数の受信器、１又は複数のアクチュエータ、或いはそれらの組み合わせを含んでもよい。抗菌物質、抗生物質、抗有糸分裂剤、抗増殖剤、抗分泌剤、非ステロイド系抗炎症薬、免疫抑制剤、抗ポリメラーゼ、抗ウィルス剤、抗体標的治療薬、プロドラッグ、フリーラジカルスカベンジャー、酸化防止剤、又はそれらの組み合わせから選択される１若しくは複数の生理活性剤が、埋め込まれるか、コーティングされるか、或いは散在してもよい。
【０１４９】
本発明は、適正な心臓の収縮終期の形状、心臓の拡張終期の形状、又はそれら両方を作り出すのに使用されてもよい。曲線外形の支持体は、心臓の適正な収縮終期の形状及び／又は心臓の適正な拡張終期の形状に類似した拡張された湾曲を提供するのに使用することができる。心臓直接圧迫デバイスは、流入を制限し、心臓を通る左右のフローを調整して、心臓疾患又は損傷のある心臓の収縮歪みパターンを促進して運動障害又は運動低下を低減するため、心臓の外部の心外膜の境界に力を加える心臓直接圧迫デバイスを提供する。
【０１５０】
それに加えて、本発明は、弾性内側パネル及び膨張可能な外側パネルを有する心臓直接圧迫補助デバイスを含むキットを提供する。弾性内側パネルは、心臓周囲に接触し、１又は複数の弾性部材と接触している２以上の少なくとも部分的に重なり合った膜を含む。重なり合った膜は、ほぼ心臓の形状の湾曲を提供するように輪郭を付けられる。弾性内側パネルは、拡張終期の心臓体積に影響を及ぼす心臓の動きに対する抵抗を供給する。膨張可能な外側ペインは、少なくとも部分的に弾性内側パネルの周りに配置された１又は複数の膨張可能な膜を含み、１又は複数の膨張可能な膜を含んで、収縮終期の心臓体積に影響を及ぼすように心臓の動きに対する抵抗を提供する。膨張可能な外側パネルはまた、膨張及び収縮のため、連通している１又は複数の流体接続部を含む。任意に、キットは、重なり合った膜への挿入のため、膨張式のブラダーを１つ又は一組以上含んでもよい。
【０１５１】
一般に、材料が体内に埋め込まれるとき、身体は、異物の存在を認識し、免疫防御システムをトリガして、異物を排出し破壊する。これによって、浮腫、周囲組織の炎症、及び埋め込まれた材料の生分解が生じる。結果として、医用の埋込み可能な材料は慎重に選択されなければならない。適切であり、生体適合性であり、生体安定性であり、埋込み可能な材料の例としては、それらに限定されないが、ポリエーテルウレタン、ポリカーボネートウレタン、シリコーン、ポリシロキサンウレタン、水素化ポリスチレン−ブタジエンコポリマー、エチレン−プロピレン及びジシクロペンタジエンターポリマー、並びに／又は水素化ポリ（スチレン−ブタジエン）コポリマー、ポリ（テトラメチレン−エーテルグリコール）ウレタン、ポリ（ヘキサメチレンカーボネート−エチレンカーボネートグリコール）ウレタン、並びにそれらの組み合わせが挙げられる。それに加えて、本発明は、生体適合性であり、生体安定性であり、埋込み可能なポリアミド、ポリアミド、ポリエステル、ポリプロピレン、ポリウレタンなどで作られたフィラメントで強化されてもよい。
【０１５２】
医用デバイスの埋込みに関連した感染の出現は、生命に関わるもの、例えば、腸球菌、緑膿菌、ブドウ球菌、及び表皮ブドウ球菌による感染である場合が多い。本発明は、感染を防止又は低減するため、生体活性の層又はコーティングを含んでもよい。例えば、生理活性剤は、本発明によって埋め込まれるか、コーティングされるか、又は散在されてもよく、また、抗菌物質、抗生物質、抗有糸分裂剤、抗増殖剤、抗分泌剤、非ステロイド系抗炎症薬、免疫抑制剤、抗ポリメラーゼ、抗ウィルス剤、抗体標的治療薬、プロドラッグ、フリーラジカルスカベンジャー、酸化防止剤、生物学的作用物質、又はそれらの組み合わせを含む。抗菌剤は、それらに限定されないが、塩化ベンザルコニウム、クロルヘキシジン二塩酸塩、及びスルファジアジン銀を含む。一般に、必要な抗菌剤の量は作用物質に応じて変わるが、濃度は、０．０００１％〜５．０％の範囲であってもよい。
【０１５３】
それに加えて、本発明のいくつかの実施態様は、デバイスに組み込まれたリード線、電極、又は電気接続を有してもよい。存在する場合、それらは、貴金属（例えば、金、プラチナ、ロジウム、及びそれらの合金）又はステンレス鋼から作られてもよい。それに加えて、心臓のペーシング又は細動除去を提供するため、通常のペースメーカー用リード線及び細動除去用リード線も本発明に組み込むことができる。
【０１５４】
本発明及びその利点を詳細に記載してきたが、以下の請求項によって定義されるような本発明の趣旨及び範囲から逸脱することなく、本明細書において様々な変更、置換え、及び修正ができることを理解すべきである。
【０１５５】
本明細書に記載される特定の実施態様は、一例として示されるものであり、本発明を限定するものではないことが理解されるであろう。本発明の範囲から逸脱することなく、本発明の主要な特徴を様々な実施態様において採用することができる。当業者であれば、本明細書に記載される特定の手順に対する多数の等価物を認識し、又はそれらをごく一般的な実験のみを使用して確認できるであろう。そのような等価物は、本発明の範囲内にあると見なされ、請求項に包含される。
【０１５６】
本明細書に開示され請求される構成及び／又は方法はすべて、本開示に照らして、必要以上の実験を要さずに作成し実行することができる。本発明の構成及び方法を好ましい実施態様に関して記載してきたが、本発明の概念、趣旨、及び範囲から逸脱することなく、本明細書に記載される構成及び／又は方法に、また方法のステップ又は一連のステップに変形例を適用できることが、当業者には明白になるであろう。当業者には明白であるそのような類似の置換え及び改良はすべて、添付の請求項によって定義される本発明の趣旨、範囲、及び概念の範囲内にあるものと認められる。
【０１５７】
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【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１９】
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【図４】
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【図１０】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２Ａ−Ｂ】
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【図２２Ｃ】
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【図２３Ａ】
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【図２３Ｂ】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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