(57)【要約】病的状況を呈する心臓局部位の心筋組織を直接治療するための方法。この方法には、心筋層の目標部位を識別し、少なくともその目標部位の心筋組織のみに、直接かつ実質的に物質を適用する。適用された物質により、強固化を含む前記組織の機械的特性に物理的変化が生じる。心筋梗塞又は僧帽弁逆流といった状況に対処すべく、心筋組織の強固化、抑制、強制のための方法を実施する種々のデバイス及び態様が開示される。【特許請求の範囲】
【請求項１】
以下のステップを含んで構成された病理学的条件を備えた心臓内心筋組織の直接的、局部的治療処置の為の方法：
ａ．  心筋層の目標領域の認識をすること。
ｂ．  ステップ（ａ）において、少なくとも、実質的に識別された目標領域の心筋組織の部分にのみ、直接的かつ実質的に物質を適用し、前記組織の持つ機械的特性を物理的に修正すること。
【請求項２】
前記修正された機械的特性は、収縮期動作の強化を含む請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記修正された機械的特性は、実質的に全体的拡張期動作の低下を含まない請求項２に記載の方法。
【請求項４】
前記適用される物質は、受動的である請求項１に記載の方法。
【請求項５】
前記目標領域は心筋梗塞を含む請求項１に記載の方法。
【請求項６】
前記目標領域は、少なくとも一部が心臓弁と関連した乳頭筋の下に位置する請求項１に記載の方法。
【請求項７】
前記心臓弁は僧帽弁である請求項６に記載の方法。
【請求項８】
前記心筋組織へ適用される前記物質はデバイスである請求項１に記載の方法。
【請求項９】
前記心筋組織へ適用される前記物質は、ポリマーを含んで構成される請求項１に記載の方法。
【請求項１０】
前記心筋組織へ適用される前記物質はミクロ微粒子を含んで構成される請求項１に記載の方法。
【請求項１１】
前記心筋組織へ適用される前記物質は生体活性剤を含んで構成される請求項１に記載の方法。
【請求項１２】
前記適用ステップはカテーテル使用を含む請求項１に記載の方法。
【請求項１３】
前記カテーテルは経皮使用である請求項６に記載の方法。
【請求項１４】
前記適用ステップは、ミニ開胸術施術により行われる請求項１に記載の方法。
【請求項１５】
前記適用ステップは、物質の心筋内適用を含む請求項１に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、大略的に言えば、インターベンション心臓病学及び心臓外科分野における医療用デバイスとこれらを用いた治療方法に関し、より詳細には、心筋梗塞部位の強固化、心筋梗塞部位の縮小、及び／若しくは心臓の梗塞周辺及び／若しくは梗塞部位における壁運動の低減のために行われるカテーテルベース、ミニ開胸又は開胸のシステムに関する。また本発明は、僧帽弁逆流及び心臓拡張期の機能不全の治療における応用に関する。
【背景技術】
【０００２】
本出願は２００１年４月２７日に出願された仮米国特許出願第６０／２８６，５２１号について優先権を主張する。なお、仮出願の内容はここではそのまま援用文献として用いられる。
毎年１１０万人以上の米国人が通常、心臓発作が原因で心筋梗塞を起こす。これら心筋梗塞の結果、心室機能は直ちに低下し、そしてこれら心筋梗塞はすべての場合、いわゆる「心室モデリング」という漸進的な一連の心筋細胞の発症を引き起こしながら拡張する。多くの場合、この進行性梗塞拡張と心室リモデリングとは、心室の機能不全及び心不全を引き起こす。
【０００３】
ポスト心筋梗塞薬剤療法は、このリモデリングを加速する多くの要因を弱めるうえで有効であるかもしれない。このリモデリング状況に対処するために通常インターベンションが行われるが、つい先般、外科医にとってこのインターベンション専用のサポート手段となる医療デバイスが開発された。しかしながら、心臓医、インターベンション心臓医そして心臓外科医にとって、このリモデリング問題を直接解決するための、これといった医療デバイスも処置法もないというのが実情である。
【０００４】
心筋梗塞（ＭＩ）は、冠状動脈に閉塞が生じ、その結果心臓組織にもはや血液を供給出来なくなるために起こる。ＭＩが起こると、もはや充分な血液を受けられなくなった心臓組織は壊死し、そこには瘢痕が残る。ＭＩ発症後数分以内で潅流を起こした心臓組織はもはや収縮しなくなり、その結果、異常壁運動、梗塞内およびその周辺の高壁応力そして心室機能の低下が生じる。梗塞拡張及び心室リモデリングは、梗塞組織と正常（健在）心筋層との接合部にかかる高応力が原因である。これら高応力は最終的には、まだ健在の心筋組織の壊死あるいは著しい機能低下を招く。こうして組織の機能低下の波が最初の梗塞部位から周辺へと拡がっていく。
【０００５】
「ｔｈｅ  Ａｍｅｒｉｃａｎ  Ｈｅａｒｔ  Ａｓｓｏｃｉａｔｉｏｎ」に依れば、２０００年には合衆国で、約１１０万人が新たにＭＩを発症した。このうち６５万人は、初めてのＭＩ発症であり、残りの４５万人は再発である。２２万人のＭＩ患者が病院に運ばれる途中で死亡した。
ＭＩ発症後、１年以内で男性患者のうちの２５％、そして女性患者のうちの３８％が死亡し、６年以内で男性患者の２２％、そして女性患者の４６％が慢性心臓患者となり、そのうちの６７％が障害者となる。
【０００６】
ＭＩの結果は深刻で、障害に繋がることもしばしばである。ＭＩは発症後直ちに血液循環に影響を及ぼし、梗塞組織及び心筋組織又は心臓組織は次の主要な３段階：梗塞拡張（ｅｘｐａｎｓｉｏｎ）、梗塞伸展（ｅｘｔｅｎｔｉｏｎ）そして心室リモデリング、を辿る。すべてのＭＩは、これらの経過を辿る。しかし、その応答の度合いと臨床的な重大性とは心筋梗塞の規模と場所に関係がある（Ｗｅｉｓｍａｎ  ＨＦ，Ｈｅａｌｙ  Ｂ．  ”Ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ  ｉｎｆａｒｃｔ  Ｅｘｐａｎｓｉｏｎ，Ｉｎｆａｒｃｔ  Ｅｘｔｅｎｓｉｏｎ，ａｎｄ  Ｒｅｉｎｆａｒｃｔｉｏｎ：Ｐａｔｈｏｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌ  Ｃｏｎｃｅｐｔｓ、“Ｐｒｏｇｒｅｓｓ  ｉｎ  Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ  Ｄｉｓｅａｓｅ  １９８７；３０：７３−１１０；Ｋｅｌｌｅｙ  ＳＴ  ｅｔ  ａｌ．，“Ｒｅｓｔｒａｉｎｉｎｇ  Ｉｎｆａｒｃｔ  Ｅｘｐａｎｓｉｏｎ  Ｐｒｅｓｅｒｖｅｓ  Ｌｅｆｔ  Ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ  Ｇｅｏｍｅｔｒｙ  ａｎｄ  Ｆｕｎｃｔｉｏｎ  Ａｆｔｅｒ  Ａｃｕｔｅ  Ａｎｔｅｒｏａｐｉｃａｌ  Ｉｎｆａｒｃｔｉｏｎ，”Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ  １９９９，９９：１３５−１４２）．
正常な心筋層を広範囲にわたって損傷させた心筋梗塞及び心臓の腹側で起こった心筋梗塞の場合、臨床学的にみて深刻な結果を招き易い。
【０００７】
梗塞拡張（ｅｘｐａｎｓｉｏｎ）とは、梗塞部位の定着、永続的で不均衡な局部的菲薄化と拡張（肥大）（ｄｉｌａｔｉｏｎ）をいう。梗塞拡張は、心筋梗塞発症後早い時期に発生する。そのメカニズムは組織層のすべり（ｓｌｉｐｐａｇｅ）である。
梗塞伸展（ｅｘｔｅｎｓｉｏｎ）とは、心筋梗塞発症後に更なる心筋壊死が継続することをいい、その結果、梗塞組織の範囲が拡張する。梗塞伸展は、心筋梗塞発症後数日後に起こる。梗塞伸展のメカニズムは、梗塞周辺組織部への血液供給量と、該組織部で増加した酸素需要量と、の不均衡であると思われる。
【０００８】
心筋梗塞が起こると、もはや充分な血液を受けられない心筋組織は壊死し、そこは瘢痕となる。その梗塞組織は、心臓収縮期に収縮出来ないし、事実上、心臓収縮期には伸張することとなり、心室機能は直ちに低下する。梗塞組織のこの異常な動きは、未だ正常である梗塞周辺組織への電気的作用の伝達を遅らせ、そしてまた梗塞周辺組織に対し、更なる応力を加えることになる。
【０００９】
こうした要因が個々にあるいは重なり合って、ついには梗塞部位から離れた心筋組織においても心筋が機能しなくなる。
梗塞拡張と心室リモデリングとが結び付くプロセスは、梗塞組織と正常な心筋祖（すなわち梗塞周辺部）との接合部に作用する高応力によるものと考えられる。
インターベンションが行われない場合、これらの高応力は、接合する心筋細胞を最終的には死滅させるか、あるいは、その機能を極度に低下させる。その結果、梗塞周辺部もやがては、初めに生じた梗塞部から外方に成長する。こうして組織障害は連鎖的に最初の梗塞部から周辺へと広がり、その結果、病状は著しく悪化し、さらには心不全（ＣＨＦ）の段階にまで進行するケースもしばしば見受けられる。
【００１０】
心室リモデリングとは、心室機能障害を伴う進行性心室肥大をいう。最初の心筋梗塞（発症）部分から離れた心筋においても機能が低下する。心室リモデリングは通常、心筋梗塞発症後数週間から数年間のうちに生じる。
心室リモデリングには様々なメカニズムの可能性があるが、一般的には周辺組織への高応力が大きな要因とされている。梗塞部位の変質した態様により、梗塞部位周辺の心筋組織においては、壁応力が正常なものより遥かに大きくなっている。
第１図に示される正常な心臓と比べてみると、第２図に示されているように、梗塞部位は自由壁から外部へと突出している。このような突出部は心臓収縮時に最も生じ易い。
【００１１】
理論的分析によると、梗塞組織と隣接する心筋境界部分の応力は高いレベルにあることが実証されている（Ｂｏｇｅｎ  Ｄ．Ｋ．ｅｔ  ａｌ．，”Ａｎ  Ａｎａｌｙｓｉｓ  Ｏｆ  Ｔｈｅ  Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ  Ｄｉｓａｄｖａｎｔａｇｅ  Ｏｆ  Ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ  Ｉｎｆａｒｃｔｉｏｎ  Ｉｎ  Ｔｈｅ  Ｃａｎｉｎｅ  ｌｅｆｔ  Ｖｅｎｔｒｉｃｌｅ，”Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ  Ｒｅｓｅａｒｃｈ  １９８０；４７：７２８−７４１）。
梗塞周辺部位の応力は正常組織の３〜４倍の数値にまで及んだ。この応力増加レベルは、梗塞の大きさとはまず無関係であったが、しかし、梗塞部位が強固になるに従い、増加レベルは弱まったのである。
【００１２】
患者の左心室立体画像を短軸高速映像分析のＣＴ写真から作成したところ、この分析により、梗塞組織に接合する心筋においては、正常な場合よりも応力指数が高かったことが判明した（Ｌｅｓｓｉｃｋ  Ｊ．ｅｔ  ａｌ，，“Ｒｅｇｉｏｎａｌ  Ｔｈｒｅｅ−Ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ  Ｇｅｒｍｅｔｒｙ  Ａｎｄ  Ｆｕｎｃｔｉｏｎ  Ｏｆ  Ｌｅｆｔ  Ｖｅｎｔｒｉｃｌｅｓ  Ｗｉｔｈ  Ｆｉｂｒｏｕｓ  Ａｎｅｕｒｙｓｍｓ；Ａ  Ｃｉｎｅ−Ｃｏｍｐｕｔｅｄ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ  Ｓｔｕｄｙ，”Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ  １９９１；８４；１０７２−１０８６）。
【００１３】
高い壁応力は直接筋細胞に損傷を与え得る。他にも可能なメカニズムはあるが、本発明の発明者は骨格筋（ｓｋｅｌｅｔａｌ  ｍｕｓｃｌｅ）に関する文献の中で、高い壁応力が細胞の機能低下及び損傷をもたらす可能性を示唆している点に気づいた。本発明者より筋細胞への適用を提案されているこのメカニズムに関しては、以下に詳細に述べる。
過激な運動により引きおこされる筋肉損傷は骨格筋ではよく述べられる現象である。長時間に及ぶ運動は異常収縮（ｅｃｃｅｎｔｒｉｃ  ｃｏｎｔｒａｃｔｉｏｎ）を含むか、又は高応力を必要とする為、最もケガに繋がり易い。人間の場合、収縮（異常収縮）時に骨格筋を伸ばすことになり、この為長い間には筋肉が脆弱となる（ＭｃＨｕｇｈ  ＭＰ，ｅｌ  ａｌ，“Ｅｌｅｃｔｒｏｍｙｏｇｒａｐｈｉｃ  Ａｎａｌｙｓｉｓ  Ｏｆ  Ｅｘｅｒｃｉｓｅ  Ｒｅｓｕｌｔｉｎｇ  Ｉｎ  Ｓｙｍｐｔｏｎｓ  Ｏｆ  Ｍｕｓｃｌｅ  Ｄａｍａｇｅ，”Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｓｐｏｒｔｓ  Ｓｃｉｅｎｃｅｓ  ２０００；１８：１６３−７２）。
【００１４】
普通（標準的）収縮も含めたステップテストを行う人間の筋生検を行うと、過激な収縮が筋肉損傷を引きおこすことが明らかになった。この損傷は運動後すぐに現れたが、１〜２日後にはより顕著になった（Ｎｅｗｈａｍ  ＤＪ  ｅｔ  ａｌ，“Ｕｌｔｒａｓｔｒｕｃｔｕｒａｌ  Ｃｈａｎｇｅｓ  ａｆｔｅｒ  Ｃｏｎｃｅｎｔｒｉｃ  ａｎｄ  Ｅｃｃｅｎｔｒｉｃ  Ｃｏｎｔｒａｃｔｉｏｎ  ｏｆ  Ｈｕｍａｎ  Ｍｕｓｃｌｅ，”Ｊ．Ｎｅｕｒｏｌｏｇｉｃａｌ  Ｓｃｉｅｎｃｅｓ  １９８３；６１：１０９−１２２）。
【００１５】
“細胞説”によれば、最初の筋肉損傷は、高応力の収縮中に不可逆的な筋節（ｓａｒｃｏｍｅｒｅ）のひずみが生じることに起因する。筋節の長さは異常収縮の間、全く一様ではなく、あるものは過度に伸びる為、筋線維がオーバーラップしてしまう。充分に収縮が行われない場合、そこに筋節のひずみが生じるが、これが筋肉損傷の最初の段階とみなされる（ＭｃＨｕｇｈ  ＭＰ，ｅｔ  ａｌ，“Ｅｘｅｒｃｉｓｅ−Ｉｎｄｕｃｅｄ  Ｍｕｓｃｌｅ  Ｄａｍａｇｅ  Ａｎｄ  Ｐｏｔｅｎｔｉａｌ  Ｍｅｃｈａｎｉｓｍｓ  Ｆｏｒ  Ｔｈｅ  Ｒｅｐｅａｔｅｄ  Ｂｏｕｔ  Ｅｆｆｅｃｔ，”Ｓｐｏｒｔｓ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ  １９９９；２７：１５７−７０）。
【００１６】
筋節異常には筋節崩壊、Ｚ波線（ｗａｖｅ  Ｚ−ｌｉｎｋ）及び筋細糸との間にオーバーラップのない筋節が含まれる（Ｆｉｅｌｄｉｎｇ  ＲＡ，ｅｔ  ａｌ，“Ｅｆｆｅｃｔ  Ｏｆ  Ｐｒｉｏｒ  Ｅｘｅｒｃｉｓｅ  Ｏｎ  Ｅｃｃｅｎｔｒｉｃ  Ｅｘｅｒｃｉｓｅ−Ｉｎｄｕｃｅｄ  Ｎｅｕｔｒｏｐｈｉｌｌａ  Ａｎｄ  Ｅｎｚｙｍｅ  Ｒｅｌｅａｓｅ，”Ｍｅｄｉｃｉｎｅ  ａｎｄ  Ｓｃｉｅｎｃｅ  ｉｎ  Ｓｐｏｒｔｓ  ａｎｄ  Ｅｘｅｒｃｉｓｅ  ２０００：３２：３５９−６４）。
筋原線維の組織崩壊は、しばしば接合した正常部位にとっての病巣となる（Ｎｅｗｈａｍ  ＤＪ，ｅｔ  ａｌ，“Ｕｌｔｒａｓｔｒｕｃｔｕｒａｌ  Ｃｈａｎｇｅｓ  ａｆｔｅｒ  Ｃｏｎｃｅｎｔｒｉｃ  ａｎｄ  Ｅｃｃｅｎｔｒｉｃ  Ｃｏｎｔｒａｃｔｉｏｎｓ  ｏｆ  Ｈｕｍａｎ  Ｍｕｓｃｌｅ，”Ｊ  Ｎｅｕｒｏｌｏｇｉｃａｌ  Ｓｃｉｅｎｃｅｓ  １９８３；６１：１０９−１２２）。
最も長い筋節が高応力収縮の際、より損傷を受けやすい（Ｌｉｅｂｅｒ  ＲＬ  ａｎｄ  Ｆｒｉｄｅｎ  Ｊ，  “Ｍｅｃｈａｎｉｓｍｓ  Ｏｆ  Ｍｕｓｃｌｅ  Ｉｎｊｕｒｙ  Ａｆｔｅｒ  Ｅｃｃｅｎｔｒｉｃ  Ｃｏｎｔｒａｃｔｉｏｎｓ，”  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｓｃｉｅｎｃｅ  ａｎｄ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ  ｉｎ  Ｓｐｏｒｔ  １９９９；２：２５３−６５）。
【００１７】
筋肉損傷のみならず、最大筋力も低下する。この筋力疾患は、運動後直ちに生じ、数日間はこの状態が続く（Ｌｅｐｅｒｓ  Ｒ，ｅｔ  ａｌ，“Ｔｈｅ  Ｅｆｆｅｃｔｓ  ｏｆ  Ｐｒｏｌｏｎｇｅｄ  Ｒｕｎｎｉｎｇ  Ｅｘｅｒｃｉｓｅ  ｏｎ  Ｓｔｒｅｎｇｔｈ  Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉｃｓ，”Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｓｐｏｒｔｓ  Ｍｅｄｉｃｉｎｅ  ２０００；２１：２７５−８０）。
ある研究によれば、高応力に誘発された損傷後、最大筋力は直ちに４６％〜５８％低下した（Ｗａｒｒｅｎ  ＧＬ，ｅｔ  ａｌ，”Ｓｔｒｅｎｇｔｈ  Ｌｏｓｓ  ａｆｔｅｒ  Ｅｃｃｅｎｔｒｉｃ  Ｃｏｎｔｒａｃｔｉｏｎｓ  ｉｓ  Ｕｎａｆｆｅｃｔｅｄｂｙ  Ｃｒｅａｔｉｎｅ  Ｓｕｐｐｌｅｍｅｎｔａｔｉｏｎ，”Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ａｐｐｌｉｅｄ  Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ  ２０００；８９：５５７−６２）。
【００１８】
ネズミの場合、運動に誘発された損傷後、最大筋力は直ちに４９％落ちたが、一部は３〜５日のうちに回復したものの、他は１４日たっても尚、筋力は低下していた（−２４％）（Ｉｎｇａｌｌｓ  ＣＰ，    ｅｔ  ａｌ，“Ｄｉｓｓｏｃｉａｔｉｏｎ  ｏｆ  Ｆｏｒｃｅ  Ｐｒｏｄｕｃｔｉｏｎ  ｆｒｏｍ  ＭＨＣ  ａｎｄ  Ａｃｔｉｎ  Ｃｏｎｔｅｎｔｓ  ｉｎ  Ｍｕｓｃｌｅｓ  Ｉｎｊｕｒｅｄ  ｂｙ  Ｅｃｃｅｎｔｒｉｃ  Ｃｏｎｔｒａｃｔｉｏｎｓ，”Ｊｏｕｒｎａｌ  Ｍｕｓｃｌｅ  Ｒｅｓｅａｒｃｈ  Ｃｅｌｌｕｌａｒ  Ｍｏｔｉｌｉｔｙ  １９９８；１９：２１５−２４）。
【００１９】
骨格筋に関する文献は、筋肉組織が高応力により著しい損傷を受ける可能性を示唆している。本発明者は、最初に発症した梗塞組織部位の進行境界線に沿って、高応力収縮が繰り返される場合、この高応力収縮を被っている心筋でも、応力に誘導されて損傷する可能性を認識した。梗塞周辺部における高応力により健在な組織までもが懐死または機能障害を起こし、こうして損傷組織規模は伸展を続ける。健在組織が絶えず高応力にさらされている為、そこに接合する組織も壊死または機能障害を起こし、その結果梗塞周辺部が新たに拡張する。
【００２０】
（関連技術の説明）
心筋梗塞の先行技術による治療法には、様々なものがあるが、概していずれも満足するものではない。
心筋梗塞発症の場合、即座に心室細動の防止と処置及び血行動態の安定化を図るのが最も確立した手法である。新しい方法としては、閉塞血管の開通回復という、より思い切った処置が挙げられる。これは、血栓融解処置あるいは血管形成とステントによって開通回復を図るものである。閉塞動脈が最初の梗塞発症後数時間内に開通できれば、組織壊死を減少させ、これによって梗塞拡張、伸展および心室リモデリングの規模を縮小することが可能となる。
【００２１】
長期治療には、梗塞部位の遮断、隔離又は除去といった外科治療がある（例えばＤｏｒ法）。その他の可能な外科方法の場合、開胸の必要があるが、これには梗塞、瘢痕組織を焼いて縮小し、そこに貼布を縫合する方法が含まれる。他の治療方法では、心臓又は心臓の重症部分をジャケットで包むというものがある。ある研究（Ｋｅｌｌｅｙ  ＳＴ，Ｍａｌｅｋａｎ  Ｒ，Ｇｏｒｍａｎ  ＪＨ  ３ｒｄ，Ｊａｃｋｓｏｎ  ＢＭ，Ｇｏｒｍａｎ  ＲＣ，Ｓｕｚｕｋｉ  Ｙ，Ｐｌａｐｐｅｒｔ  Ｔ，Ｂｏｇｅｎ  ＤＫ，Ｓｕｔｔｏｎ  ＭＧ，Ｅｄｍｕｎｄｓ  ＬＨ  Ｊｒ．”Ｒｅｓｔｒａｉｎｉｎｇ  ｉｎｆａｒｃｔ  ｅｘｐａｎｓｉｏｎ  ｐｒｅｓｅｒｖｅｓ  ＬＶ  ｇｅｏｍｅｔｒｙ  ａｎｄ  ｆｕｎｃｔｉｏｎ  ａｆｔｅｒ  ａｃｕｔｅ  ａｎｔｅｒｏａｐｉｃａｌ  ｉｎｆａｒｃｔｉｏｎ，”Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ．１９９９；９９：１３５−１４２）では、「急性梗塞の進行を抑制することで、ＬＶ（左心室）の形態と安静時機能を維持する。」という仮説のテストを行った。２３匹の羊の末端左腹側下行冠状動脈のまわりにスネアを設置した。１２匹の羊では、心筋梗塞が予想された箇所にマーレックス（Ｍａｒｌｅｘ）メッシュを設置することにより、梗塞変形を防げることが出来た。スネアを施された動脈には１０〜１４日後に閉塞が生じた。メッシュを施された羊の場合、循環血流動態、拍動及び収縮終期弾性は梗塞後１週間で梗塞前の数値に戻り、その後も変化は見られない。心室容積と、駆出分画（ＥＦ）も梗塞後のはじめの一週間では変化していない。対照動物の場合、腹側根尖心室に動脈瘤が出来、その発達に伴って、左心室拡張は加速し、また循環血流動態及び心室機能の低下が進行する。
【００２２】
梗塞後８週目になると、左心室拡張終期圧、心臓拍出量、収縮末期容量、拡張末期容量、駆出分画、拍動そして収縮終期弾性においてはグループ内で大きな格差が見られる（Ｐ＜０．０１）。それ故、病気の予防の見地から見て、急性心筋梗塞の進行を抑えることにより、左心室の形態と機能が保たれるということが明らかになった。
長期治療には、ＡＣＥ（アンギオテンシン変換酵素）抑制剤、ベータ−遮断薬、利尿薬、Ｃａ＋＋拮抗薬などの薬剤投与も含まれる（Ｃｏｈｎ  Ｊ．Ｎ．ｅｔ  ａｌ，“Ｃａｒｄｉａｃ  Ｒｅｍｏｄｅｌｉｎｇ−Ｃｏｎｃｅｐｔｓ  Ａｎｄ  Ｃｌｉｎｉｃａｌ  Ｉｍｐｌｉｃａｉｔｏｎｓ：Ａ  Ｃｏｎｓｅｎｓｕｓ  Ｐａｐｅｒ  Ｆｒｏｍ  Ａｎ  Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ  Ｆｏｒｕｍ  Ｏｎ  Ｃａｒｄｉａｃ  Ｒｅｍｏｄｅｌｉｎｇ，”Ｊ  Ａｍ  Ｃａｌｌ  Ｃａｒｄｉｏｌ  ２０００；３５：５６９−８２）。これらの薬剤には多重の効果が認められるが、その一方で大動脈の減圧作用もある為、壁応力がわずかであるが低下する。これらの薬剤には心室、リモデリングへの経過を遅らせる作用のあることが実証されている（Ｓｔ  Ｊｏｈｎ  Ｓｕｔｔｏｎ  Ｍ，Ｐｆｅｆｆｅｒ  ＭＡ，Ｍｏｙｅ  Ｌ，Ｐｌａｐｐｅｒｔ  Ｔ，Ｒｏｕｌｅａｕ  ＪＬ，Ｌａｍａｓ  Ｇ，Ｒｏｕｌｅａｕ  Ｊ，Ｐａｒｋｅｒ  ＪＯ，Ａｍｏｌｄ  ＭＯ，Ｓｕｓｓｅｘ  Ｂ，Ｂｒａｕｎｗａｌｄ  Ｅ，”Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ  Ｄｅａｔｈ  Ａｎｄ  Ｌｅｆｔ  Ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ  Ｒｅｍｏｄｅｌｉｎｇ  Ｔｗｏ  Ｙｅａｒｓ  Ａｆｔｅｒ  Ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ  Ｉｎｆａｒｃｔｉｏｎ：Ｂａｓｅｌｉｎｅ  Ｐｒｅｄｉｃｔｏｒｓ  Ａｎｄ  Ｉｍｐａｃｔ  Ｏｆ  Ｌｏｎｇ−Ｔｅｒｍ  Ｕｓｅ  Ｏｆ  Ｃａｐｔｏｐｒｉｌ：Ｉｎｆｏｒｍａｔｉｏｎ  Ｆｒｏｍ  Ｔｈｅ  Ｓｕｒｖｉｖａｌ  Ａｎｄ  Ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ  Ｅｎｌａｒｇｅｍｅｎｔ（ＳＡＶＥ）Ｔｒｉａｌ，”Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ  １９９７；９６：３２９４−９）。
【００２３】
しかしながら、患者に薬剤服用のコンプライアンスを期待するのは非常に難しい。公表されたガイドラインと実践には大きな相違が存在する。例えば、冠状動脈疾患として知られる高脂質血症患者の場合、医師遵守は８〜３９％でしかない（Ａｍｅｒｉｃａｎ  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ｃａｒｄｉｏｌｏｇｙ  ８３：１３０３）。
長期（長年行われている）治療（Ｄｏｒ法など）には、梗塞部の遮断、隔離又は除去といった外科治療がある。その他の可能な外科方法の場合には開胸の必要がある。これにはＡｃｏｍ  Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ  Ｉｎｃ．ｏｆ  Ｓｔ．ｐａｕｌ  ＭＮ製造のＣＡＲＤＩＯ  ＣＡＰが含まれる。ＣＡＲＤＩＯＣＡＰデバイス、線維帯、いわゆる“心臓ラップ”は、左心室、右心室両方の周りを包み込むことで、心臓他域への損傷の拡張を防ぐものである。
【００２４】
これらの治療法の進歩にも関わらず、心不全の総数及び頻度は毎年４００，０００ケース（新ケース）を超える勢いで増加を続けている。これらの新発症のうち約８５％は、虚血性心筋梗塞である。
細胞移植すなわち末期損傷心臓への細胞挿入により、心筋層の生存細胞島を数週間以上にわたり、梗塞から守ることが出来る。胚幹（ｓｔｅｍ茎）細胞から、平滑筋細胞、骨髄細胞、心筋細胞そして自知骨格筋原細胞に至るまで様々の異なったタイプの細胞が移植後損傷心臓の中で、見事に生殖し、心機能にも改善が見られた（Ｈｕｔｃｈｅｓｏｎ  ＫＡ，Ａｔｋｉｎｓ  ＢＺ，Ｈｕｅｍａｎ  ＭＴ，Ｈｏｐｋｉｎｓ  ＭＢ，Ｇｌｏｗｅｒ  ＤＤ，Ｔａｙｌｏｒ  ＤＡ，”Ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎ  Ｏｆ  Ｂｅｎｅｆｉｔｓ  Ｏｎ  Ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ  Ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ  Ｏｆ  Ｃｅｌｌｕｌａｒ  Ｃａｒｄｉｏｍｙｏｐｌａｓｔｙ  Ｗｉｔｈ  Ｓｋｅｌｅｔａｌ  Ｍｙｏｂｌａｓｔｓ  Ａｎｄ  Ｆｉｂｒｏｂｌａｓｔｓ，”Ｃｅｌｌ  Ｔｒａｎｓｐｌａｎｔ  ２０００；９：３５９−６８；Ｔｏｍｉｔａ  Ｓ，Ｌｉ  ＲＫ，Ｗｅｉｓｅｌ  ＲＤ，Ｍｉｃｋｌｅ  ＤＡ，Ｋｉｍ  ＥＪ，Ｓｅｋａｉ  Ｔ，Ｊｉａ  ＺＱ，”Ａｕｔｏｌｏｇｏｕｓ  Ｔｒａｎｓｐｌａｎｔａｔｉｏｎ  Ｏｆ  Ｂｏｎｅ  Ｍａｒｒｏｗ  Ｃｅｌｌｓ  Ｉｍｐｒｏｖｅｓ  Ｄａｍａｇｅｄ  Ｈｅａｒｔ  Ｆｕｎｃｔｉｏｎ，”Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ  １９９９；１００：ＩＩ２４７−５６；Ｌｉ  ＲＫ，Ｗｅｉｓｅｌ  ＲＤ，Ｍｉｃｋｌｅ  ＤＡ，Ｊｉａ  ＺＱ，Ｋｉｍ  ＥＪ，Ｓｅｋａｉ  Ｔ，Ｔｏｍｉｔａ  Ｓ，Ｓｃｈｗａｒｔｚ  Ｌ，Ｉｗａｎｏｃｈｋｏ  Ｍ．Ｈｕｓａｉｎ  Ｍ，Ｃｕｓｉｍａｎｏ  ＲＪ，Ｂｕｒｎｓ  ＲＪ，Ｙａｕ  ＴＭ，”Ａｕｔｏｌｏｇｏｕｓ  Ｐｏｒｃｉｎｅ  Ｈｅａｒｔ  Ｃｅｌｌ  Ｔｒａｎｓｐｌａｎｔａｔｉｏｎ  Ｉｍｐｒｏｖｅｄ  Ｈｅａｒｔ  Ｆｕｎｃｔｉｏｎ  Ａｆｔｅｒ  Ａ  Ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ  Ｉｎｆａｒｃｔｉｏｎ，”Ｊ  Ｔｈｏｒａｃ  Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ．２０００；１１９：６２−８；Ｓｃｏｒｓｉｎ  Ｍ，Ｈａｇｅｇｅ  Ａ，Ｖｉｌｑｕｉｎ  ＪＴ，Ｆｉｓｚｍａｎ  Ｍ，Ｍａｒｏｔｔｅ  Ｆ，Ｓａｍｕｅｉ  ＪＬ，Ｒａｐｐａｐｏｒｔ  Ｌ，Ｓｃｈｗａｒｔｚ  Ｋ，Ｍｅｎａｓｃｈｅ  Ｐ，”Ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎ  Ｏｆ  Ｔｈｅ  Ｅｆｆｅｃｔｓ  Ｏｆ  Ｆｅｔａｌ  Ｃａｒｄｉｏｍｙｏｃｙｔｅ  Ａｎｄ  Ｓｋｅｌｅｔａｉ  Ｍｙｏｂｌａｓｔ  Ｔｒａｎｓｐｌａｎｔａｔｉｏｎ  Ｏｎ  Ｐｏｓｔｉｎｆａｒｃｔｉｏｎ  ＬＶ  Ｆｕｎｃｔｉｏｎ，”Ｊ  Ｔｈｏｒａｃ．Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃ．Ｓｕｒｇ．２０００；１１９：１１６９−７５；Ｐｏｕｚｅｔ  Ｂ，Ｇｈｏｓｔｉｎｅ  Ｓ，Ｖｉｌｑｕｉｎ  ＪＴ，Ｇａｒｃｉｎ  Ｉ，  Ｓｃｏｒｓｉｎ  Ｍ，Ｈａｇｅｇｅ  ＡＡ，Ｄｕｂｏｃ  Ｄ，Ｓｃｈｗａｌｔｚ  Ｋ，Ｍｅｎａｓｃｈｅ  Ｐ，”Ｉｓ  Ｓｋｅｌｅｔａｌ  Ｍｙｏｂｌａｓｔ  Ｔｒａｎｓｐｌａｎｔａｔｉｏｎ  Ｃｌｉｎｉｃａｌｌｙ  Ｒｅｌｅｖａｎｔ，Ｉｎ  Ｔｈｅ  Ｅｒａ  Ｏｆ  Ａｎｇｉｏｔｅｎｓｉｎ−Ｃｏｎｖｅｒｔｉｎｇ  Ｅｎｚｙｍｅ  Ｉｎｈｉｂｉｔｏｒｓ？”Ｃｉｒｃｕｌｒａｔｉｏｎ  ２００１；１０４：１２２３−８）。
【００２５】
このように、複数の細胞株を使用出来る。多くの研究で左心室機能、駆出分画、減少した拡張末期容量及び収縮末期容量における改善が明らかにされているが、これら改善のメカニズムは知られていない。
興味深いことだが、殆どの研究において、瘢痕部の壁厚大及び左心室硬化（ＬＶ）が明らかにされている。移植平滑筋細胞は、左心室拡張を抑制し、心臓機能を改善した。これらの結果は、移植平滑筋細胞は、左心室拡張を抑制し、心室拡張そして収縮時の心筋細胞のオーバーストレッチと矛盾するものではない（Ｌｉ  ＲＫ，Ｊｉａ  ＺＱ，Ｗｅｉｓｅｌ  ＲＤ，Ｍｅｒａｎｔｅ  Ｆ，Ｍｉｃｋｌｅ  ＤＡ，”Ｓｍｏｏｔｈ  Ｍｕｓｃｌｅ  Ｃｅｌｌ  Ｔｒａｎｓｐｌａｎｔａｔｉｏｎ  Ｉｎｔｏ  Ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ  Ｓｃａｒ  Ｔｉｓｓｕｅ  Ｉｍｐｒｏｖｅｓ  Ｈｅａｒｔ  Ｆｕｎｃｔｉｏｎ，“Ｊ．Ｍｏｌ．Ｃｅｌｌ  Ｃａｒｄｉｏｌ．１９９９；３１：５１３−２２）。
【００２６】
ここでＥｔｚｉｏｎとその仲間による研究から引用する。「これら勇気づけられる研究結果の背後にあるメカニズムは、まだ不明のままである。移植筋細胞の収縮性に対する直接寄与が、我々の組織学的所見に基づいたものとは思われない。この成果は、脈間形成増強及び移植された心筋細胞の持つ弾力性による梗塞拡張の減衰と関係があると思われる。
移植芯筋細胞の持つ有益な効果は、心室壁が厚くなった為と言えよう。
Ｌｅｐｌａｃｅｓ  ｌａｗによれば、心室壁の厚くなることで、左心室の壁応力が抑制され、これにより梗塞拡張、左心室伸展及び機能低下が防止できる筈である（Ｅｌｚｉｏｎ  Ｓ，Ｂａｔｔｌｅｒ  Ａ，Ｂａｒｂａｓｈ  ＩＭ，Ｃａｇｎａｎｏ  Ｅ，Ｚａｒｉｎ  Ｐ，Ｇｒａｎｏｔ  Ｙ，Ｋｅｄｅｓ  ＬＨ，Ｋｌｏｎｅｒ  ＲＡ，Ｌｅｏｒ  Ｊ，”Ｉｎｆｌｕｅｎｃｅ  Ｏｆ  Ｅｍｂｒｙｏｎｉｃ  Ｃａｒｄｉｏｍｙｏｃｙｔｅ  Ｔｒａｎｓｐｌａｎｔａｔｉｏｎ  Ｏｎ  Ｔｈｅ  Ｐｒｏｇｒｅｓｓｉｏｎ  Ｏｆ  Ｈｅａｒｔ  Ｆａｉｌｕｒｅ  Ｉｎ  Ａ  Ｒａｔ  Ｍｏｄｅｌ  Ｏｆ  Ｅｘｔｅｎｓｉｖｅ  Ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ  Ｉｎｆａｒｃｔｉｏｎ，  “Ｊ．Ｍｏｌ．Ｃｅｌｌ  Ｃａｒｄｉｏｌ．２００１；３３：１３２１−３０）。
【００２７】
複数細胞株のみならず非収縮細胞までもが、左心室機能の改善を可能とし、また瘢痕の厚さが増え続けることが観察されていることから、細胞移植による機能改善のメカニズムは梗塞組織の強固化によるものと推論出来る。
先の理論分析に従えば、この硬さの増大が心筋壁応力を減少させているということになる。
【００２８】
本発明者は、左心室補助デバイス（ＬＶＡＤｓ）をつけた患者から得られたある観察結果が筋細胞の機能障害、延いては心筋梗塞の病因として、高応力の重要性を示唆している事実に気づいた。ＬＶＡＤｓをつけた患者の観察データは、全体及び筋細胞機能障害、延いては心筋梗塞の病因として、高応力が重要であるとする論拠を裏付けるものである。心不全においては、全機能が著しく抑制されるのみならず、個々の筋細胞も又、遺伝子発現およびレセプタ調整の変調により抑制を受ける。
【００２９】
心臓移植を待つ患者は、その間にＬＶＡＤサポートを受ける。心臓移植の時点で細胞が疾患心臓から隔離される。ＬＶＡＤサポートにより、筋細胞機能、遺伝子発現、そしてレセプタ調整は正常な状態に戻る傾向を示す。ＬＶＡＤは、心筋細胞への壁応力を減少する。言い換えれば、高壁応力は細胞機能障害を引き起こす重要な因子であり、逆に、壁応力の減少が、細胞機能の改善につながるということである。
【００３０】
カテーテルによる心臓内へのデバイス又は薬剤挿入は、現代医学の粋を駆使した方法である。カテーテルにより、虚血心筋層を認識し、カテーテルを左心室内へ設置し、デバイスを心筋層の上又は中に挿入し、及び／又は物質を冠状動脈又は静脈内に注入する。
経皮心筋血管再生術（ＴＭＲ）及び遺伝子治療により、正常心筋組織、虚血性懐死心筋組織そして虚血性健在心筋組織の評価及び識他システムが発達した。
【００３１】
ＴＭＲにおいて最も重要な点は、虚血してはいるものの未だ健在である心筋組織内の潅流を増やし、そして正常心筋組織内にはチャネルを作らないことである。脈管再生を促す遺伝子治療の場合でも、虚血性、健在心筋組織の存在を識他することが同様に必要となってくる。これに対し、細胞移植の目的は、虚血性懐死心筋組織に新しい細胞を移植することである。
【００３２】
様々な技術と方法を使うことにより、今日では臨床医が正常、虚血性懐死そして虚血性健在心筋組織を評価することが可能である。これらの方法としては、局部血流量の決定、局部電気的及び機械的作用、核心臓学、心臓超音波検査法による応力テスト、血管造影法そして心室造影法が挙げられるが、これらに制限される。
局部血流量の決定：
医科学研究者の間では、組織内の血流量割合を探針などのデバイスを加熱するプロセスによって計測可能なことは周知である。すなわち、検体組織に探針を接触させ、探針内又は近くに設置した熱電対により、熱変化を記録していくのである。記録された熱変化は組織内の血流量を表している。熱が組織外に発散する際の率を関数として血流量を決定する血流量メーターとして加熱されたデバイスと熱電対は有効に機能する。
【００３３】
血流量決定の為に用いられた加熱された探針と熱電対は、血管内の血流量を測定する目的で１９３３年にＦ．Ａ．Ｇｉｂｂｓにより初めて導入された。
Ｇｉｂｂｓの実験内容は、Ｐｒｏｃ．Ｓｏｃ．Ｅｘｐｔｉ．Ｂｉｏｌ．Ｍｅｄ．３１；１４１−１４７，１９３３内の”Ａ  Ｔｈｅｒｍｏｅｌｅｃｔｒｉｃ  Ｂｌｏｏｄ  Ｆｌｏｗ  Ｒｅｃｏｒｄｅｒ  Ｉｎ  Ｔｈｅ  Ｆｏｒｍ  Ｏｆ  Ａ  Ｎｅｅｄｌｅ”の中で述べられている。加熱された探針と熱電対は、その後Ｃ．Ｆ．ＳｃｈｍｉｄｔとＪ．Ｃ．Ｐｉｅｒｓｏｎとにより固体臓器内の血流量を測定する為に用いられた。Ｓｃｈｍｉｄｔ’ｓとＰｉｅｒｓｏｎの成果は、ｔｈｅ  ＡＭ．Ｊ．Ｐｈｙｓｉｏｌ．，１０８；２４１，１９３４の”Ｔｈｅ  ｉｎｔｒｉｎｓｉｃ  ｒｅｇｕｌａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｔｈｅ  ｂｌｏｏｄ  ｆｌｏｗ  ｏｆ  ｍｅｄｕｌｌａ  ｏｂｌｏｎｇａｔａ．”の中で述べられている。
【００３４】
Ｊ．Ｇｒａｙｓｏｎとその仲間により研究は更に進められたが、これに関してはＮａｔｕｒｅ  ２１５：７６７−７６８，１９６７の”Ｔｈｅｒｍａｌ  Ｃｏｎｄｕｃｔｉｖｉｔｙ  ｏｆ  Ｎｏｒｍａｌ  ａｎｄ  Ｉｎｆａｒｃｔｅｄ  Ｈｅａｒｔ  Ｍｕｓｃｌｅ”で述べられており、この中で加熱された探針と熱電対が挿入できるところであれば、どの固体、半固体そして液体でもその熱伝導率の計測は可能だとする。Ｃａｒｓｌａｗ公式に従い、加熱探針と熱電対がある程度まで使用可能であることが論証された。
【００３５】
Ｃａｒｓｌａｗ公式の詳細は、ｔｈｅ  Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ａｐｐｌｉｅｄ  Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｙ，Ｖｏｌ．３０，Ｎｏ．２，Ｆｅｂｒｕａｒｙ  １９７１の記事の中で述べられている。（”Ｉｎｔｅｒｎａｌ  Ｃａｌｏｒｉｍｅｒｙ  Ａｓｓｅｓｓｍｅｎｔ  ｏｆ  Ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ  Ｂｌｏｏｄ  Ｆｌｏｗ  ａｎｄ  Ｈｅａｔ  Ｐｒｏｄｕｃｔｉｏｎ”）
サーミスタ周りの過熱コイルは血流量メーターとして有効であるが、これに関してはａＴｅｃｈｎｉｃａｌ  Ｎｏｔｅの”Ｔｈｅｒｍａｌ  Ｔｒａｎｓｃｕｔａｎｅｏｕｓ  Ｆｌｏｗｍｅｔｅｒ，“（ｂｙ  Ｄ．Ｃ．Ｈａｒｄｉｎｇ，ｅｔ  ａｌ．，ｐｕｂｌｉｓｈｅｄ  ｉｎ  Ｍｅｄ．＆  Ｂｉｏｌ．Ｅｎｇ．，Ｖｏｌ．５，６２３−６２６，Ｐｅｒｇａｍｏｎ  Ｐｒｅｓｓ，１９６７．）の中で述べられている。
【００３６】
血流量メータの中に使われる「加熱された」熱電対又はサーミスタは、本質的には加熱デバイスと直接接触している組織に熱を伝導し、その組織の温度を計測する。従来、液体（血液）潅流量の決定は、加熱されたデバイスと本質的に接触している組織を加熱することによって行われていた。
ＲｏｓｅｎとＳａｎｔａｍｏｒｅに付与された米国特許第４，２２８，８０５号の記述によると、所定の繰り返し率（ａ  ｐｒｅｄｅｔｅｒｍｉｎｅｄ  ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ  ｒａｔｅ）、振幅及び周波数を有するマイクロ波信号を放射し、組織体の温度を所定温度まで上昇させ、それから組織温度の下降率を測定する。この温度下降が組織体の熱伝導率すなわち液体の潅流を示す。
【００３７】
Ｇａｍｂｌｅが取得した米国特許第６，２７７，０８２号の記述によれば、虚血発見システムは組織温度を一時的に変え、組織温度が正常温度に戻るまでの変移をモニタリングすることにより虚血を発見するシステムである。反応時間の遅い組織部分と血流減少（虚血）部分とが一致する。
電気及び機械作用：
この治療法は、低磁場エネルギーを発生させる３つの外部基準ポイントを用い、体内にカテーテルを設置する場所を定める。カテーテルの先端は、左心室内心膜の表面に設置される。心臓の全周期に亘るカテーテルのチップの動きに基づき、局部壁の運動が評価される：より大きな動きは正常部位を示し、より少ない運動は虚血部位を示す。カテーテルチップで測定される（単極又は両極）局部心筋電気作用は正常心筋層（頂点から頂点のＱＲＳボルトがより高い場合）もしくは、虚血性心筋層（頂点から頂点のＱＲＳボルトがより低い場合）を示す。高い壁運動スコアーと高い電位を持つ心筋組織は正常組織、低い壁運動スコアーと中程度の電位を持つ心筋組織は、虚血健在組織と考えられる。低い壁運動スコアーと低い電位を持つ心筋組織は虚血・懐死組織と考えられる。
【００３８】
単一光子放出型断層撮影法又はＳＰＣＴ技術による心筋潅流画像化を行う為の、デュアル−アイソトープ画像化は、通常、安静時画像化には、２０１Ｔ１（タリウム２０１）を、そしてストレス時画像化には９９ｍＴｃセスタミビ（ｓｅｓｔａｍｉｂｉ）を用いて行われる
患者は標準ＳＰＥＣＴカメラに、仰向けの状態で位置する。そして安静時画像化は、タリウム注入の１５分後に開始される。安静時画像が得られた後、次の画像化は、薬理学的ストレス（すなわちアデノミン投与）を使って行われる。９９ｍＴｃセスタミビは、血管拡張薬効果のピーク時に投薬される。ストレス画像化は、セスタミビ注入の６０分後に開始される。患者が回復不能の血流欠損と診断されたか、又は、その疑いがある場合、安静時での健在組織への潅流はその量を減らし、安静時再区分タリウム検査が行われる。これは、再区分作業の間、３〜４時間のタリウムデータを再度入手することにより行われる。安静時再区分検査の後、患者は、上述した通りにストレス画像化を行う。
【００３９】
通常、短軸画像スライスは、左心室の規定、中央そして根尖部を表すもので、その解釈を行う為にセレクトされたものである。中央及び基底短軸スライスは、腹側、前壁、前壁中隔、下壁、外側部位を表す４部分に区分されるが、これは左心室電気機械写像によって得られた区分画像と類似している。これら９部分の定性評価（正常、治癒可能な欠損、固定欠損）は、レス安静時タリウム及びストレス時セスタミビデータの双方により行われる。
【００４０】
心臓超音波検査法により、リアルタイムで一次元、二次元そしてしばらくしてから三次元の心臓画像を入手出来る。これらの視覚画像から、部分的な心室壁運動が診断される。
心筋梗塞により、局部的な壁運動に異常が生じるが、これは心臓超音波検査により評価が可能である。更に、心臓超音波検査用対比剤も利用可能で局部的血流を評価する為にも用いることが出来る。
【００４１】
心臓カテーテル挿入検査において、心筋梗塞を招く病変を、異常心臓壁とともに認識することが出来る。動脈（通常は大腿動脈）経由で、左の主要冠状動脈からカテーテルは挿入され、対比剤は冠状動脈に注入され、心筋梗塞の原因となる病変すなわち血流の妨害物を認識する。
【発明の開示】
【００４２】
従って、心筋梗塞のための治療デバイス及び機械治療方法を提供することが本発明の第一の目的である。
梗塞個所を取り巻く心臓組織の劣化進行を防ぐ為には、梗塞発症後出来るだけ速やかにインターベンション処置を講ずることが重要であるが、本発明はこのインターベンションに着眼、熟慮したものである。
【００４３】
梗塞組織と正常組織との接合個所では高応力が加えられる為に、梗塞拡張そして心室リモデリングというプロセスが進行するが、この梗塞及び／又はその周辺部位を機械的にサポートすることで、その進行を防ぐことが出来る。インターベンションがなされない場合、これら高応力は最終的には心筋細胞の懐死又は、深刻な機能低下をもたらす。最初の梗塞発症箇所から、次々と機能不全組織が伸展する為、病状は大きく悪化するのである。
【００４４】
現在、心筋梗塞伸展の治療の為の簡単な機械的方法も、心筋梗塞伸展及び心室リモデリング治療の為の、カテーテルベースあるいはミニ開胸術的方法も無い。
（発明の要約）
心筋層における機能不全組織の増殖を阻止する為に、本発明に係るデバイス及び方法が提供される。この治療法は、様々な心臓病理学にも用いられる。
【００４５】
心臓内の梗塞組織の直接、局部的治療処置の為のデバイスと方法で、しかも心筋層の目標部分を認識するという病理学的条件を満たしたものを開示する；そして、次に前述の細胞の持つ機械的特性を物理的に緩和する為、充分に認識された目標領域の心筋組織だけに、直接且つ十分な物質の投与を開示する。
本発明の更なる目的は、異常形態を変え、そして梗塞およびその周辺組織にかかる壁応力を低減することにある。これは、この先で述べられるように、様々な方法で達成される。梗塞周辺の運動は、本発明の態様、適用により抑制される。本発明の様態適用により、梗塞部位は強固化され、それによって梗塞周辺組織の形態及び壁応力が変えられる。
【００４６】
梗塞部位の強固化には様々な利点があるが、その一つは梗塞組織の収縮期延長により、左心室の局部的拡張を防ぎ、心機能を改善することである。
最終的には、本発明の様態適用により、梗塞部位は効果的に排除又は減少される。
本発明の追加的目的と効果は、一部はこれからの説明で示され、一部はその説明から推測、自明となり、もしくは本発明の実施により認識されるであろう。本発明の目的と効果は、添付された請求の範囲の中で特に指摘されている要素と組み合わせにより認識され、達成されるであろう。
【００４７】
前記一般説明及び、下記の詳細説明はともに請求の範囲にあるように、典型的、説明的のみとし、本発明を限定するものではない。
添付図面は本明細書に編入され、その一部を構成するが、これらは本発明のひとつ（いくつかの）実施例を図示し、説明とともに、本発明の原理を説明する為に用いられるものである。
【発明を実施するための最良の形態】
【００４８】
以下に、添付図面で示す本発明の典型的実施例に関して詳細に述べる。図面中、同一又は類似部分については同一参照番号が可能な限り用いられる。
本発明は異常形態と、梗塞周辺および／若しくは梗塞組織にかかる壁応力とを低減することを提供する。これは、様々な方法で達成されるが、その方法はこれから説明用の実施例に基づいて述べられる。
【００４９】
本発明は、概ね、梗塞周辺及び／若しくは梗塞部位における運動を制限することを提案する。それによって、梗塞部位は堅固になり、異常形態と梗塞周辺組織にかかる壁応力とは改良されるから、梗塞部位は効果的に排除され、若しくは縮小する。
上述したように、潅流を受けている心筋細胞は、心筋梗塞発症後数秒内でもはや収縮しなくなり、収縮期には細胞は実際伸張する。このために異常な壁運動、梗塞部位およびその周辺の高壁応力、そして虚血部分での膨張が生起される。
【００５０】
第１図は、左心室１２と右心室１４を有する心臓１０、及び中隔壁１６により仕切られている心室を図式的に示す。正常な心臓収縮は、心室壁が中心に向かって運動することにより生起され、これにより左心室から血液が噴出される。左心室の自由壁１８は、第１図に正常な形状を有して示されている。心筋梗塞が起きると、自由壁１８の梗塞組織は、正常な形状を表す点線で示す形状から第２図に図式的に説明されるように外側に向かって拡張し、膨張部２０を形成する傾向を示す。これは、とりわけ収縮期に顕著である。このため、梗塞周辺部位は異常形態となり、その結果、梗塞周辺部位２２の壁応力は正常値よりも高くなる。これら高壁応力は、組織の電気的活性化の遅れと相俟って、異常壁運動を引き起こし、更には収縮期の梗塞周辺部位の筋細胞を伸長してしまう。上述の通り、これら高壁応力、変形形態そして異常収縮が筋細胞の機能不全を引き起こす。
【００５１】
本発明の目的のひとつは、梗塞周辺及び／若しくは組織の運動抑制、即ち収縮期における梗塞周辺組織の拡張を除去又は制限することである。
言い換えれば、なお生存している心筋細胞は、梗塞部位の不用で異常な壁運動を補償する為に、正常なものよりも縮まなくてはならず、更にはこうした余分な縮小はより高い壁応力に対しても生じる。
【００５２】
梗塞組織の壁運動の持つ異常性は、正常組織および心筋梗塞組織それぞれの張力と、組織の長さと、の間の関係を図表を用いて示す第３図を参照することにより評価される。受動的又は拡張期の相３０において、正常な心筋組織の場合、張力と組織の長さとの間には、指数的関係がある。組織への張力が高まると、組織の長さが伸長する。能動的収縮（収縮期）の正常な心筋組織には、組織の張力が高まり、一方組織の長さは減少する。この能動的収縮は、張力−長さのループ３２が生じる結果となる。心筋梗塞組織では、心筋細胞は収縮期にもはや活発に収縮しない。これに代わって、組織は主として受動的に動き、収縮期では左心室圧と壁応力とが線３４で示されるように高まり、これにより受動的線３０の軌跡に非常に接近するようになる。
【００５３】
本発明者は、心筋組織の細胞は、応力下にあって伸び、結果的には梗塞部位に曲がりが生じ、これにより梗塞後心臓機能には連続的生理的退歩があらわれる点を述べておく。
第３ｂ図は、毛細血管２５に対する正常筋細胞２４の関係を示す。応力下では、第３ｃ図に示されているように、筋細胞が長くなり且つ拡張するが、これにより毛細血管は破壊され筋細胞への血流が妨害される。第３ｄ図に示されるように、長い間の応力に反応した筋細胞間には線維組織が最終的に形成され、この結果、心筋細胞は再配列され、壁組織の１個あたりの容積中の筋細胞は減少する。第３ｅ図は、細胞の伸びにより、点２７において曲がりが生じていることを示す。これは、梗塞部位２１の境界領域にかかる応力に反応して、心筋細胞の長さ及び直径が共に増加したことが直接の原因である。
【００５４】
本発明により、局部的な受動的組織の特性は、例えばここで論じられる３つの方法、すなわち強固化、抑制（ｒｅｓｔｒａｉｎ）または強制（ｃｏｎｓｔｒａｉｎ）によって変えられる。
第４ａ図は、組織の強固化の例を示す。ここでは、張力と長さとの間の正常な指数関係が、非常に硬い組織に見られるほぼ直線３４’に変えられている。組織の長さは張力の非常に広い範囲に渡り、ほとんど、もしくは全く変化しておらず、このことは組織の長さが心室内の圧力とはほぼ無関係であることを示している。
【００５５】
第４ｂ図は、組織の抑制の例を示す。ここでは、張力と長さとの間の正常な指数関係が、組織の長さが上限に達するまで存在する。組織の長さはこれ以上長くはならないようになっており、張力−長さの関係は、ほぼ直線３４”になる。組織の長さはこれ以上の値にはほとんど、もしくは全くならない。
第４ｃ図は、組織の強制の例を示す。ここでは、張力と長さの間の正常な指数関係が、線３４’’’に示されるように、左側へ移動している。すべての長さにおいて、組織をその長さまで引き伸ばす為には高い張力が必要とされる。
【００５６】
実際に即しては、ここに開示される組織を強固化、抑制または強制するためのデバイスは第４ａ図、第４ｂ図、及び第４ｃ図で示される様に、理想的な特性をもっておらず、従って効果の組み合わせが可能となる。例えば、組織が抑制デバイスを包囲することで組織は強固になる。デバイス上のアンカーポイントが更にこの包囲に加わり、組織は強固化される。このように、下記に述べられるデバイスは、強固化、抑制、及び強制要素の組み合わせが可能となる。
【００５７】
組織を強固化、抑制又は強制するデバイスは２つの主要構成、すなわちアンカーと本体を有する。加えて、デバイスは折曲点を有することも可能である。後述するように、これら折曲点により、デバイスが組織を抑制又は強制出来るようになり、一方、組織を直線構造になるのを強制することがない。
第５ａ図は、本発明にかかるデバイス用の多様な典型的アンカー（錨）を示す。
【００５８】
これら典型的アンカー４０は、デバイスを組織内に所定位置に保持しておくものである。アンカーは、釣針４２、円錐４８、傘４９、ひげ４４もしくはスクリュー４６の形態を有する。他のアンカー形状は当業者に知られている。位置保持力に加えるには、第５ｂ図に図解されるように、デバイス５０の長さ方向に沿って複数のアンカーが用いられる。このデバイスは、少なくとも１つの本体、１つのアンカー４０を含んでおり、また折曲部５４を有するものもある。アンカーは形状記憶材料から作ることもできる。第５ｃ図に示す強制デバイス及び第５ｄ図に示す組み合わせデバイスが示すように、多様なタイプのアンカーが、同一デバイス内で使用可能であり、また本体はスプリング５６の形態をとることもありうる。
【００５９】
上述したように、多様なタイプのアンカーを同一デバイス内で使用することが可能である。本体５２はスプリング状構造で、ポリマーもしくはメダル材から作られる。このスプリング状の構造は、アンカーポイント同志が相互に近づくように引っ張る；即ち、アンカーポイント間の距離が大きい程、スプリング状構造の本体からアンカーポイントが受ける力も大きくなる。折曲点はアンカーポイント間の方向を微小変化させることを可能とする。こうして、組織の強制が可能となり、その間も弓形形態は保たれる。
【００６０】
第５ｄ図は、心筋組織内の組み合わせデバイスを示す。このデバイスは多様アンカー、本体部分および折曲点から成る。アンカーおよびデバイスの一部を、正常な非梗塞心筋組織内に取り付けることが可能である。他の多様なタイプのアンカーがこのデバイスに使われる。
いくつかの本体部分は主に、組織を抑制し、その本体部分は縫合糸、ポリマーもしくはメダルワイヤー材から作られる。他のスプリング状本体部分は主に組織を強制し、その本体部分はポリマーもしくはメダル材から作られる。折曲点により、アンカーポイント間の方向をわずかに変えることが可能となる。これにより、組織が抑制及び／若しくは強制され、その間組織は弓状形態を保ち続ける。アンカーと本体部分との多くの組合せは、当業者に達成可能であることが明らかである。
【００６１】
次に第６ａ図及び第６ｂ図に移る。ここには心筋層１５が示されていて、その上方には心外膜１５’、下方には心内膜１５”が示されている。梗塞周辺部位２２に囲まれた梗塞部位２１に突出部２０が発症している。デバイス５０は、心筋層１５を貫通して配設され、これにより梗塞周辺２２もしくは梗塞部位２１の運動を抑制する。デバイス５０は、ここに示された実施例により、「ボタン」もしくは「ハマグリ」と呼ばれる時もあるが、いずれのデバイス５０も示されるように配置され得る。先に述べられた実施例同様、デバイス５０は、複数のアンカー４０、１つの本体５２、そして折曲点５４を含んで構成される。デバイスのアンカー及び部品とは、正常な非梗塞心筋組織に設置され得る。デバイスは、正常拡張期の長さを抑制せず、かつ縮小を制限もしないため、正常組織内機能への影響は、もしあるとしてもごくわずかである。本体５２は、縫合糸、ポリマーもしくはメダルワイヤー材から作られる。この材料を使用することで、両アンカーポイント相互をより近づけることが可能となり、しかも両アンカーポイント間の最大距離を抑制する。折曲点により両アンカーポイント間の方向を変えることが出来る。これにより、組織は抑制され、その間弓状形態は保たれる。
【００６２】
第７図は、ハマグリ又はボタン形状をした抑制デバイスの様々な実例例を示す。ハマグリ又はボタンは、心筋層の片側または両側（即ち心内膜と心外膜）から設置できる。これらデバイスが第６ａ図及び第６ｂ図に示されるように、梗塞周辺部位に設置されると、デバイス固有の剛性により、梗塞周辺部位の組織運動が抑制される。
また、デバイスとその周辺組織間の癒着により、剛性も一層助長される。
【００６３】
第７ａ図から第７ｇ図で示されているこれらデバイスのうちのいくつかは、第８図に示されているように梗塞組織周辺部意への設置が可能である。第７ｂ図は傾斜折曲５４を示し、第７ｅ図はスプリングを装着した実施例を示す。ひとつの実施例としては、心房及び心室中隔欠損部を塞ぐ為に用いられる先行技術のハマグリ形状デバイスと類似した第７ｈ図に示されるようなデバイスがある。
【００６４】
実際に当たっては、これらデバイスは、経皮、ミニ（小規模）開胸術の際、あるいは開胸術（ａｐｐｒｏａｃｈ）の際に設置される。経皮法の場合、カテーテルが左もしくは右大腿動脈などの血管に導入され、その後例えば左心室などの心臓内へと進んでいく。
本発明を実際に適合しうる典型的デバイスは、Ｍａｋｏｗｅｒが取得した米国特許第６０７１２９２号において開示されたものであり、具体的には第７図から第１４図に示されているものである。Ｍａｋｏｗｅｒ特許が、ここではそのまま援用文献として用いられる。
【００６５】
梗塞組織を認識し、心臓内のその所在を突き止めなければならない。梗塞心臓組織を認識し、所在を突き止める技術として知られている多くの臨床方法がある。
心筋梗塞を引き起こす閉塞冠状動脈も、この既知の方法により認識される。
閉塞動脈、この閉塞動脈により潅流される心臓部分、そしてこのように発症した梗塞組織は、当然関連している。
【００６６】
更に、梗塞を発症した心臓組織には独特な特性がある。すなわち皆無もしくは殆ど皆無の電気活性度、異なる電気インピーダンス特性、異常な壁運動そして異常な代謝活動である。これらの特性は、それぞれ個他又は組み合わさって、梗塞組織認識の為に用いられる。ひとつの方法では、左心室に配置されたカテーテルの先端に電導子を装着する。
カテーテルを左心室の心内膜の境界に置き、局部の電気活性度を記録することにより、梗塞組織が認識される（即ち、非常に低い電位が測定された場合）（Ｃａｌｌａｎｓ，Ｄ．Ｊ．ｅｔ  ａｌ．，”Ｅｌｅｃｔｒｏａｎａｔｏｍｉｃ  Ｌｅｆｔ  Ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ  Ｍａｐｐｉｎｇ  Ｉｎ  Ｔｈｅ  Ｐｏｒｃｉｎｅ  Ｍｏｄｅｌ  Ｏｆ  Ｈｅａｌｅｄ  Ａｎｔｅｒｉｏｒ  Ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ  Ｉｎｆａｒｃｔｉｏｎ：Ｃｏｒｒｅｌａｔｉｏｎ  Ｗｉｔｈ  Ｉｎｔｒａｃａｒｄｉａｃ  Ｅｃｈｏｃａｒｄｉｏｇｒａｐｈｙ  Ａｎｄ  Ｐａｔｈｏｌｏｇｉｃａｌ  Ａｎａｌｙｓｉｓ，”Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ  １９９９；１００：１７４４−１７５０）。他の方法では、カテーテルの先端近くにいくつかの小さな電導子をつける。これら電導子は、カテーテル先端近くにある組織の局部電気インピーダンスを測定する。梗塞心筋組織のインピーダンスは、正常な心筋組織のそれと比べると著しく低い（Ｓｃｈｗａｒｔｚｍａｎ  Ｄ．ｅｔ  ａｌ．，”Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ  Ｉｍｐｅｄａｎｃｅ  Ｐｒｏｐｅｒｔｉｓｅｓ  Ｏｆ  Ｎｏｒｍａｌ  Ａｎｄ  Ｃｈｒｏｎｉｃａｌｌｙ  Ｉｎｆａｒｃｔｅｄ  Ｌｅｆｔ  Ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ  Ｍｙｏｃａｒｄｉｕｍ，”Ｊ．Ｉｎｔｌ．Ｃａｒｄｉａｃ  Ｅｌｅｃｔｒｏｐｈｙｓ．１９９９；３：２１３−２２４；Ｃｉｎｃａ  Ｊ．ｅｔ  ａｌ．，”Ｐａｓｓｉｖｅ  Ｔｒａｎｓｍｉｓｓｉｏｎ  Ｏｆ  Ｉｓｃｈｅｍｉｃ  ＳＴ  Ｓｅｇｍｅｎｔ  Ｃｈａｎｇｅｓ  Ｉｎ  Ｌｏｗ  Ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ  Ｒｅｓｉｓｔａｎｃｅ  Ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ  Ｉｎｆａｒｃｔ  Ｓｃａｒ  Ｉｎ  Ｔｈ  ｅ  Ｐｉｇ，”Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ  Ｒｅｓｅａｒｃｈ  １９９８；４０：１０３−１１２）。
【００６７】
繰り返すが、これらの方法は組合せが可能である。局部の電気活性度を測定する同一電導子は電気インピーダンスも測定する。これらの公開内容はここに援用文献として用いられる。
梗塞組織が認識されたなら、カテーテルは梗塞組織と正常組織の境界に配置される。カテーテルは、次に目標となる心内膜へ方向付けられる。
【００６８】
第７ｂ図に示されるように折曲位置にあるボタン又はハマグリは、配置用傘は同様である。折曲されたデバイスは、それから心筋層を貫くように挿入される。
一度完全に設置され、カテーテルから切り離されたデバイスは、広がって完全に開いた状態になる。ここには示されていないが、デバイスに取り付けられた繋ぎワイヤーは、ボタン又はハマグリを心外膜に対し引っ張るか、もしくはデバイスを元の位置に設置するために用いられ、第二のボタン又はハマグリも心内膜の境界に同様に設置される。２つのボタン又はハマグリ間のワイヤー本体により、デバイスは心外膜、内外膜の境界に接触した状態に保たれる。デバイスは張力が付勢されている心臓壁を抑制するように寸法取りをすることができる。デバイスが設置されると、速やかにカテーテルは切り離され、そして取り除かれる。
【００６９】
他の実施例では、デバイスはミニ開胸術により設置される。ミニ開胸術又は最小限の外科手術は、非常に小さい切開か又はアクセス・ポートによって行われる。例えば、３ないし４つのポートを用いて、胸部へのアクセス路を確保するのだが、これら複数のポートは、１本はビデオカメラ用、１本は照明用、１〜２本が機器用に用いられる。機器用ポートを用いることで、複数の機器使用が可能となる。既知の先行技術機器は、心臓の心外膜にアクセスし、梗塞組織を認識する為に用いられる。次に配置機器が胸部内に設置される。梗塞部位は先に述べた方法でその位置で認識される。デバイスは梗塞組織の境界に位置づけられて設置される。
【００７０】
他の実施例では、デバイスは胸部切開手術中に設置される。これは単独治療として行われるか、又は冠状動脈バイパス手術など他の方法と併合して行われる。
第９ａ図から第９ｇ図は、梗塞部位及び構想周辺部位の運動を抑制する他の方法を示したものである。ハマグリまたはボタン形状デバイス５０は、心内膜上に設置される。ワイヤーもしくは他の本体部分５２は、１本のアンカー４０とつながっており、心筋層１５を貫通し、第９ｃ図及び第９ｂ図にそれぞれ示される梗塞部位２１又は梗塞周辺部位２２へと達する。第９ａ図及び第９ｂ図に示されるように、本体部分５２は、梗塞部位をまたぐか、又は貫通した後、心筋層を通り抜けて他のアンカーと結合することが出来る。
【００７１】
ワイヤー本体固有の剛性は、周辺部位との癒着と相俟って、梗塞部位及び梗塞周辺部位の運動を抑制する。第９ｃ図に示されるように、ワイヤーは心筋層を貫通できる。
ひとつの実施例では、この強固用ワイヤー本体５２は、梗塞心筋組織内に設置され、心外膜上に抜け出る出ることはない。更に、第９ａ図に示すように、他のアンカー４０が心内膜と直接接触する他、第９ｂ図と第９ｃ図で示されているような間接接触も可能である。この場合には第９ｂ図に示されているような空間Ｂがそこに生じる。そのような複数のデバイスは、梗塞部位の周りに、第９ｄ図が示すような房状に設置することが可能である。第９ｅ図は、梗塞周辺２２のみを貫通して、デバイス５０が設置される。第９ｆ図は、心筋層１５にある第６ａ図実施例が第９ｂ図実施例と組み合わさっていることを示す。このような組合せ設置により、例えば、梗塞周辺組織の運動を抑制すると同時に、梗塞部全域の強固化を図ることができる。本発明に係る全ての実施例に関しては、単一、複数もしくは他の実施例との組合せの形で用いることが出来る
第９ｇ図では、第９ｄ図に示された房５１が、第９ｂ図で図解された相互に連携されていない房５１′と並んで配設されている。
【００７２】
これらのデバイスは、経皮、ミニ開胸術もしくは開胸法により設置される。
梗塞組織は先に述べた方法により、その位置が認識される。
第１０ａ図及び１０ｂ図は、第９ａ図及び第９ｂ図で示されたデバイスの変形態様を示す。第１０ｃ図で示されるように、第１０ｂ図に示されたデバイス５０は、心臓１０内で梗塞部位２１を取り囲むように配設されている。
【００７３】
次に第１１ａ図について述べる。ここでは張力を付与されたスプリング本体５２、若しくは２本のアンカー４０と接合している保持部材が示されている。第１１ｂ図で示されるように、弾性が付与された部材を、単独又は先に示したような房状に用いることで、梗塞周辺帯２２を安定化させ、そして組織を梗塞部位２１の中心方向へ収縮させるか、または拡張を防ぐことが可能となる。例えば、形状記憶材料を使用することで、保持部材は受動的となり得るし、あるいは少しでも拡張しない状態に戻ろうとする。これにより、梗塞部位を縮小することが可能である。
【００７４】
次に第１２ａ図に進む。ここではデバイス５０には、梗塞部位及び梗塞周辺部位の運動を抑制する為の更に他の手段があることが示されている。
スプリング状本体５２”がひとつのアンカー４０に取り付けられているデバイス、もしくは取り外し可能なアンカー４０’を有するデバイスが、正常な心筋組織１５から、梗塞周辺２２部分を横切り、そして第１２ｂ図及び第１２ｃ図に示されているように、梗塞組織２１の中に設置される。スプリング５２”のどちらか片端にとりつけられたボタン、円錐体もしくは類似構造のアンカー４０、４１’は周辺組織を捕捉する。スプリングは弛緩状態か、もしくは予め張力が付与された状態で設置する。弛緩状態の場合、スプリング状デバイスは、この部分の拡張に抵抗する。予張力が付与された状態の場合は、スプリングはスプリングの中央にある硬いワイヤー部材により、付勢状態を保つことが出来る。一度設置されると、このワイヤーは切断されるか又は除去され、これによってスプリングは縮まる。
【００７５】
第１２ｄ図に他の典型的な実施例が示されているが。生体吸収性物質から出来たスペーサー７０をコイルの間に設置することにより、スプリング５２“は予張力付与状態に保たれる。時間が経つと、その物質は分解・吸収され、スプリングは第１２ｃ図に示されるように、その復元力で、矢印Ａの方向へ縮小しようとする。一度縮小し始めると、デバイスは拡張に対して抵抗を示すばかりでなく、心臓周期を通じ、共に、組織を弾力的に引っ張るようになる。ひとつの実施例にある、生体吸収性物質７０を有するスプリング５２は、例えば第１２ｄ図でも判るように、標準臨床用ガイドワイヤーと外観が似ている。生体吸収性物質は異なる吸収率を持ち得る。これらスプリングデバイスのいくつかは梗塞サイズを縮小させるために、梗塞組織内へ設置される。両端が互いに引き合い近づこうとする機械的特性を持つ線維でこれらのスプリングは作られ、これにより梗塞組織は縮小する。この相互に引き合う特性は、速やかに（数秒から数時間内に）及び／若しくは数日から数ヶ月をかけて徐々に現れてくる。この互いに引き合う特性は梗塞部位のサイズを縮小し、そして梗塞周辺組織の壁応力を低減させる。形状記憶及び／は若しくは体温でのマルテンサイト−オーステナイト変化を示す金属も、また使用可能である。
【００７６】
これらのデバイスは経皮、ミニ開胸術あるいは開胸法のいずれかを用いても設置できる。梗塞組織は先に述べた方法で、その位置が認識される。経皮アプローチの場合、カテーテルが左心室内に配置され、心内膜上に設置され、そして梗塞組織が認識される。スプリング状デバイスは心筋層内に挿入され、予め引き伸ばされた状態で、ワイヤは取り除かれ、これによってスプリングは組織を互いに引き合うようになる。適切に設置された時点で、カテーテルは取り除かれる。これらスプリング状デバイスのいくつかは、梗塞周辺部位及び／若しくは組織内に設置される。ミニ開胸術あるいは開胸法の場合、デバイスは同様の技術により設置される。
【００７７】
第１３図から第１６図は、本発明の更に他の実施例を示す。
第１３図及び第１５ａ図は心筋層の横断面を描いたものである。この心筋層の梗塞組織内に、粒子又は棒８０が、第１３図で示されるように単独で、もしくは第１５ａ図で示されるように生体適合性物質製のマトリックスに入れて注入されている。これら粒子は、それ自体の持つ機械的特性と、被包されることで組織を強固にする。この組織の強固化によって、変更形態及び高壁応力組織が減少される。収縮期において外側に突出しようとする力に抵抗するが、これは言い換えれば、梗塞周辺部位近くの変形形態を修正もしくは予防するものである。
【００７８】
いくつかの実験研究が示すところでは、梗塞部位への細胞移植により、心室機能は改善した（Ｓｃｏｒｓｉｎ，Ｍ  ｅｔ  ａｌ．”Ｄｏｅｓ  Ｔｒａｎｓｐｌａｎｔａｔｉｏｎ  Ｏｆ  Ｃａｒｄｉｏｍｙｏｃｙｔｅｓ  Ｉｍｐｒｏｖｅ  Ｆｕｎｃｔｉｏｎ  Ｏｆ  Ｉｎｆａｒｃｔｅｄ  Ｍｙｏｃａｒｄｉｕｍ？”：Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ  １９９７；９６：ＩＩ  １８８−９３；Ｌｅｏｒ  Ｊ．ｅｔ  ａｌ．，“ＧｅｎｅＴｒａｎｓｆｅｒ  Ａｎｄ  Ｃｅｌｌ  Ｔｒａｎｓｐｌａｎｔ：Ａｎ  Ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ  Ａｐｐｒｏａｃｈ  Ｔｏ  Ｒｅｐａｉｒ  Ａ  Ｂｒｏｋｅｎ  Ｈｅａｒｔ，”．Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ  Ｒｅｓｅａｒｃｈ  １９９７；３５：４３１−４１）。
【００７９】
このメカニズムによって、こうした移植が実際に機能すると本発明者は信じている。梗塞組織に移植された多くの異なったタイプの細胞が心室機能改善に奏功した例が多く観察されてきた。これら細胞の持つ機能そのものが心室機能改善の理由であるかもしれないが、本発明者は更にこれら細胞移植が梗塞部位の強固化及び壁の厚みの増加につながると考えている。この強固化により、第１４図及び第１５ｂ図に示されている様に、突出部２０は突出部２０’まで縮小する。緩やかな縮小の様子は第１６ａ図から第１６ｄ図、及び第１６ｅ図から第１６ｆ図に示されている。
【００８０】
第１６ａ図は適用前の突出部２０を示し、第１６ｂ図は適用後の同一突出部２０を示す。第１６ｃ図は、突出部の線維としての収縮、そして第１６ｄは縮小した突出部２０‘を示す。
先の実施例で述べたように、これらデバイスは経皮、ミニ開胸術又は開胸法により装着することができる。梗塞組織は先に述べられた方法でその位置が認識され、次にデバイスが先に述べられた方法で設置される。
【００８１】
第１７図には心筋組織を強固にするための本発明の更に他の実施例が示されている。粘性の生体適合性ジェル・マトリックスの中に入れた金属粒子などの物質でつくられたインプラント９０が梗塞組織内に注入される。梗塞組織は注入された物質の特性により、そしてまた身体による物質の被包により強固になる。加えて、これら包囲された部分は生物学的に互いに結合しようとする傾向があり、これによって心筋層は固さを増す。
【００８２】
物質は、経皮、ミニ開胸術又は開胸法によって注入される。物質は直接梗塞組織内に注入されるか、もしくは冠状動脈又は静脈内へ注入される。梗塞部位は先に述べられた方法により、その位置が認識される。経皮法の場合、カテーテルが左心室内に位置づけられそして心内膜上に設置される。ひとつの実施例では側面に孔のあいたルーメン状のガイドワイヤーが梗塞組織内へ進んでいき、ひとたび梗塞組織内に達すると物質が注入される。これら注入は、梗塞部位に何回も繰り返し行われる。心内膜内設置の為の経皮搬送法は棒、カプセル、ハマグリ状部材、ボタン状部材又は本発明の他のどの様な実施例の設置にも実施が可能である。
【００８３】
開胸法の場合、小さな針が梗塞組織内に挿入され、物質が注入される。類似した方法はミニ開胸法にも適用される。
他の搬送法では、物質は冠状静脈に注入され、そして梗塞組織へ達する。
この方法では、右又は左大腿静脈などの静脈経由で、ガイドカテーテルが冠状静脈洞に設置される。ガイドカテーテルは大心臓静脈の中へと進み、そしてより小さいカテーテルが梗塞部位の冠状静脈内に設置される。ガイドワイヤーはこの設置補助の為に用いられる。ひとつの方法においては、このカテーテルはバルーン・閉塞カテーテルと類似している。このカテーテルには中央ルーメンと外部バルーンがあり、バルーンが膨らむことにより冠状静脈を閉塞する。冠状静脈が閉塞された時点で物質が冠状静脈に向けて逆行する。物質には、小静脈や毛細血管に埋設又は孔への取り込みを容易にするひげ、形態、又はコーティングが施されている。これらは物質を梗塞部位に留めておく。
【００８４】
他の実施例では、インプラント９０は２つないしそれ以上の先駆物質（ｐｒｅｃｕｒｓｏｒｓ）は生体適合ポリマーなどから成る物質により作られる。これら物質は混ぜ合わせると粘性及び／若しくは固さを増すが、梗塞部位に注入されたなら、その梗塞部位の強固化を助長する。先駆物質は、注入に先立ち、もしくは現場で混合することが出来る。注入又は潅流される先駆物質には、強固化させるための微粒子物を追加混入することも可能であるし、あるいは先駆物質の単独注入も可能である。注入される物質には、視認性を良くする為に、発光性、放射性不透過性あるいは他の対比剤を混入することも可能である。
【００８５】
前期物質それ自体は非吸収性ではない。該物質は、生体適応性はあるが、梗塞部位への注入あるいは潅流で被包させるほど吸収性はない。金属フィリングなど多くの物質が使用可能である。他の実施例では、様々なプラスチックも含めた非金属が使われている。
超音波及び／若しくはマイクロ波のような、異なるタイプのエネルギーを容易に吸収する物質も、同様に使用することが出来る。後程本願の中で述べるように、この方法により、金属は梗塞部位を強固化させるのみならず、エネルギー吸収を促進し、組織を加熱し、これによって組織を縮小させる。代表的な物質としては、以下のようなものを含む；金属（例：ステンレススチール、チタン、ニチノール）、非金属及びポリマー（例：熱分解カーボンを含むカーボン、、ポリマー、シリコン、ポリウレタン、ラテックス、ポリプロピレン、エポキン、アクリル、ポリカーボネイト、ポリスルフォネート、ＰＶＣ）、線維物質（例：ポリエステル、ｅＰＴＦＥ、テフロン、フェルト）そして天然物質（例：でんぷん、ガット）。
【００８６】
もちろん、このリストは単に代表的なものを挙げただけで、どのような生体適合物質でも使用は可能である。
他の実施例では、液体プラスチック材も使われる。液体プラスチック材は、冠状静脈に注入され、梗塞組織を徐々に消失させる。物質は凝固し、これにより梗塞組織は強固化される。
【００８７】
第１８図に示されるように、壊死細胞とだけ結合する物質が梗塞部位に注入される。梗塞部位２１内では、内細胞要素を持つ壊死筋細胞の壊死が進行するにつれ、間質液に曝される。インプラント、又は、壊死細胞あるいは細胞の壊死と関連する他の要素とのみ結合し固定化するという特性で当技術分野において知られる物質９０’、が導入される。この方法ではガイドカテーテルが左又は右動脈の傍に配置される。
【００８８】
より小さいカテーテルが、心筋梗塞の原因となっている冠状動脈内を進んで行く。冠状動脈閉塞症部位付近に到達すると、物質は直接、冠状動脈内に注入される。物質は冠状動脈を流下し、梗塞組織に達する。物質は、タンパク質により、若しくは正常な形態をしていないかあるいは周辺組織と正常に接触していない他の要素；即ち内細胞要素によって壊死細胞を認識する。物質はこれらタンパク質又は要素と結合し、壊死細胞又は他の要素との結合を強め、これによりこの組織を固定化する。このことが梗塞組織を固め、そしてまた第１８ｂ図に示される心筋梗塞の拡張プロセスを防ぐ。
【００８９】
臨床医学診療においては、壊死細胞を固定する方法は、梗塞関連動脈が血管形成術、血栓融解治療、もしくは自然方法（ｎａｒｕｒａｌ  ｍｅａｎｓ）により再度切開された後すぐに適用される。静脈の開通性は標準冠状血管造影撮影法により認識される。簡潔な方法は左心室の大きさを直ちに縮小する為に用いられる。これは後負荷低減剤を用いるか、あるいは下大静脈内のバルーンカテーテルを部分的にふくらませることによって達成される。これによって左心室の大きさは縮小され、従って梗塞部位も縮小される。こうした手術の間に、物質は動脈内に注入され、壊死組織を固定し、そして最初に発症した梗塞部位の拡張を防ぐことにより心室リモデリングを防ぐ。特に左心室の容積減少時における組織の強固化により、左心室の収縮機能は直ちに改善される。すなわち梗塞は一層固くなり、その相対的、絶対的サイズは縮小される。
【００９０】
固定化された組織は、やがては再吸収されるが、しかし本特許出願において述べられる他の方法は、心室のリモデリングを防ぐ為に用いられる。
他の実施例においては、物質は静脈内に注入された後、体内を循環して梗塞組織に到達し、この組織を固定する。
第１９ａ図から第１９ｆ図までは、梗塞組織を固定する他の方法が示されている。経皮法により、カテーテルが左心室洞内に挿入され、左心室壁上に配置される。梗塞組織は壁運動、局部電位、局部電気インピーダンスなどいくつかの有効な基準をベースにして検出される。他の技術使用も可能である。
【００９１】
位置保持用牙片９６のついたカプセル状デバイス９２が、心筋組織１５内に挿入される。
これらのデバイス上の牙片もしくは他の形態は、デバイスが梗塞組織から離脱するのを防止する。一度挿入されると、これらデバイスはその機械的特性及び周辺組織との癒着により硬さを増す。多数のデバイスの梗塞部位及び周辺組織内への装入が可能である。他の方法では、デバイスが、ミニ開胸術又は開胸法のどちらかによって設置される。
【００９２】
デバイスはホッチキスに類似した装置を使って挿入し、針ピンを使って設置することができる。カプセルは生体吸収性であり、その中にはシリコン、ポリウレタン、ＰＴＦＥなど移植可能な生体適合性物質が充填されるか、あるいは先に述べた強固化粒子もしくは薬剤がそのままあるいはマトリックスに入れて詰められる。ここで述べられる他のデバイスは、類似した方法で用いられる。加えて、物質を前もってまたはその後に注入することも可能である。
【００９３】
牙片９６には外科手術用ホチキスに類似した搬送デバイスを用い、迅速に挿入する為にスプリングを装着させることが可能である。加えて、牙片９６はニチノールのような、生体吸収性物質あるいは形状記憶物質から作ることが出来る。カプセル９２には更に安全確保のため、キャップ９４をつけることも可能である。第１９ｄ図に示されるように、キャップ９４には、実施例としてダクロンメッシュ（Ｄａｃｒｏｎ  ｍｅｓｈ）９４”によって周りを囲まれたシリコンパッド９４’が実施例として設けてある。縫合用孔９４’’’もまたキャップに設けてある。第１９ｅ図はキャップ用メッシュシート９８を示したものだが、このシートは先に述べた複数のデバイスを結合する為に用いられる。
【００９４】
第１９ｆに示されるように、メッシュ９８は、複数のデバイス５０を結合して房状形態を形成している。メッシュ状物質は、マイクロ波エネルギーなどの非侵襲性治療や、熱や水分など生体内の状態に陥ると縮む性質を本質的に持っている。吸収性又は生体吸収性の間橋物質（ｂｒｉｄｇｉｎｇ  ｍａｔｅｒｉａｌ）もまたマトリックス又は基板物質としても使われ、吸収後にメッシュが収縮する。
【００９５】
第１９ｆ図は、類似物質で作られた線維９８’が複数のデバイス５０と結合している様子を示す。もちろん、複数のアンカーがここで論じられている物質と結合している単一デバイスを作ることも可能である。
第２０図は、梗塞の大きさを縮小させる他の方法を示す。この方法では、前もって引き伸ばされたワイヤーメッシュ９８が心外膜の表面１５’から梗塞組織を覆って設けられる。このワイヤーメッシュ９８はデバイス５０により梗塞組織の境界に係留されるが、コイルタイプの電極を含むことも可能である。これらコイル及び／若しくはメッシュは、心室収縮の再同期化修正など様々な治療処置に使われ、又メッシュ及び／若しくは電極が除細動のために使われる。
【００９６】
ワイヤーメッシュは、軸方向又は放射状に内方に向け収縮するようバイアスが掛けられるのが望ましい。そしてワイヤーメッシュは、第２０図に示されるように、ワイヤー間に設置され、生体被吸収性物質から作られたスペーサー９９により、予め引き伸ばされた状態に保たれている。メッシュ物質上に設置されるコネクター又はスペーサーは、前もって拡張されている。
【００９７】
スペーサー９９は被吸収性であるから、メッシュ物質９８は心筋組織をメッシュ９８の中央部へと引っぱりながら収縮する。このデバイスはミニ開胸術又は開胸法により設置される。
前パラグラフにおいては、スプリングのコイル間又はワイヤーメッシュの布との間に設置される生体被吸収性物質の用法が述べられたが、これらデバイスは生体被吸収性物質なしでも使用出来る。線維、スプリング又はメッシュが引き伸ばされた状態で設置される。これは直ちに組織を収縮させ、そしてやがては梗塞部位を一層縮小させる。
【００９８】
梗塞組織を固くすることにより、梗塞周辺の異常形態及び壁応力が部分的に修正される。
本発明の更に他の実施例として、第２１ａ図は、梗塞組織を機械的に遮断するシステムを示している。デバイス５０は梗塞組織２１付近の心臓１０心外膜側に設置される。
デバイスはワイヤー１００によって連結される形でループ１０２を形成する。このループはデバイス５０が互いに引き合う様に作られている。これらデバイス５０のいくつかは、ワイヤー１００を締めることで、梗塞組織２１のまわりのループ１０２が効果的にこの梗塞組織を排除出来るような位置に設置することができる。ワイヤー１００は伸縮自在もしくは形状記憶の特性を示している為、スペーサー９９がやがて分解すると、ワイヤー１００はその分ループ１０２を徐々に締め、そして組織を効果的に排除するのである。
【００９９】
あるいは、ワイヤー１００は、やがて、例えば経胸的又は経皮的緊締ツールを使って、益々緊締するようになる。第２１ｂ図は梗塞部位２１が効果的に排除されている様子を示す。
これらのデバイスは、経皮、ミニ開胸術又は開胸法により設置される。梗塞は認識され、そしてデバイスが配置される。
【０１００】
上で述した以外の実施例にあるシステムは、梗塞を縮小する他の技術と共に使われる。
例えば熱は心筋梗塞の大きさを縮小する（Ｒａｔｃｉｉｆｆｅ，Ｍ．Ｂ．ｅｔ  ａｌ．”Ｒａｄｉｏ  Ｆｒｅｅｑｕｅｎｃｙ  Ｈｅａｔｉｎｇ  ｏｆ  Ｃｈｒｏｎｉｃ  ｏｖｉｎｅ  Ｉｎｆａｒｃｔ  Ｌｅａｄｓ  Ｔｏ  Ｓｕｓｔａｉｎｅｄ  Ｉｎｆａｒｃｔ  Ａｒｅａ  Ａｎｄ  Ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ  Ｖｏｌｕｍｅ  Ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ，”Ｊ．Ｔｈｏｒａｃｉｃ  Ａｎｄ  Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ  Ｓｕｒｇｅｒｙ  ２０００；１１９：１１９４−２０４；ｓｅｅａｌｓｏ  ＵＳＰ６，１０６，５２０）。
【０１０１】
熱が梗塞の大きさを縮小することや、上述したデバイスが梗塞部を固定化し、梗塞組織が再び拡張するのを防ぐ。上述したいくつかの実施例において、梗塞組織を固める物質が、熱吸収をも増加させるという点に注目されたい。
例えば、熱源がマイクロ波発生装置で、金属物質又はデバイスが使われる場合、物質は急速にマイクロ波エネルギーを吸収する。マイクロ波アプリケータが、心臓の外側に又は胸部を通して適用されると、エネルギーが心臓へ放出される。更に、梗塞組織は、これら金属粒子を埋め込むことにより、そして低い血流水準により、正常な心筋組織に比べ、温度上昇はより高くなる。
【０１０２】
この熱によって瘢痕となった梗塞組織を縮小することができる。
もし外からのマイクロ波エネルギー付与が容易になれば、多くの適用がが実現する。この適用は、毎週、毎日など様々な時点で行われる。他の実施例では、他のエネルギー源が使われる。
他の簡単な方法は直ちに左心室のサイズ（大きさ）を縮小させることである。これは後負荷低減剤か、あるいは下大静脈内のバルーン・カテーテルを部分的にふくらませることにより達成される。これらの方法は、左心室の大きさを縮小させ、従って梗塞部位も縮小される。こうした手術が行われている間に、スプリングデバイスなどを設置するのは好都合と言える。
【０１０３】
これまでの努力は、熱を使って梗塞組織内のコラーゲン線維を変性させ、これによって心筋梗塞の大きさを縮小させることであった。しかし、変形線維は非常に弱くなっており、そのため再拡張（Ｒａｔｃｌｉｆｆｅ  ２０００）を防ぐ為に、あて布を梗塞組織上に縫合しなければならなかった。
本発明では、ここで述べられている熱との組み合わせデバイスを使用することで、こうした欠点をクリアーしている。先ず、スプリングもしくは線維そのものが組織を縮小する。また熱を使うことでも、梗塞組織を縮小する。スプリングは再拡張に抵抗する為に適当にバイアスされる。
【０１０４】
第１８図は、梗塞組織の大きさを縮小させるシステムを示す。線維もしくは物質が梗塞組織の中へ留置される。この線維は、その長さ方向に沿って、周辺組織とフィルム癒着を形成する何度かの拡張を起こす。これら結節ポイント間の線維は日を追い、あるいは週を追うごとに、徐々に縮小していく。線維が縮小する際に、線維は結節ポイントも一緒に引っぱる為、これにより梗塞組織は縮小し、そして梗塞部の大きさも減少する。
【０１０５】
線維は経皮、ミニ開胸術または開胸法により留置される。
一度梗塞組織が先に述べた方法により認識されると、梗塞の大きさを縮小させる為に何本かの線維が梗塞部位に留置される。
他の実施例では、上述したシステムが梗塞の大きさを縮小させる他の技術と併用して使われる。例えば、熱は心筋梗塞の大きさを縮小する。一度熱が梗塞の大きさを縮小させたなら、上述したデバイスが梗塞の固定化および／若しくは梗塞の大きさの一層の縮小の為に用いられる。
【０１０６】
数週間以上短縮するデバイスがあれば望ましい。第２２ａ図から第２２ｃ図までは、そのようなデバイス５０の例を示したものである。デバイスは、膨張性物質５８’を含む複数の封入物５８を有する。本体５２は、ワイヤー又は伸縮性のないポリマーで作られる。膨張前の封入物は第２２ｂ図で示されるように楕円形である。例えば、物質が水を吸収すると数週間以上又は所定期間膨張する。物質が膨張すると、封入物は最初の形、この場合細長い楕円形から、よりコンパクトな形、この場合は円形もしくは球状へ膨張する。各封入物の長さが短くなり、それ故、第２２ｃ図に示されるよう全体の長さも短くなる。
【０１０７】
第２３図は、心筋組織内の抑制デバイスを示す。デバイスの本体はニチノールで作られる。デバイス５０は、直線形に引き伸ばされる。デバイスは、心筋層１５内にこの直線の形で挿入される。挿入数週間後に、デバイスは臨界温度（例えば４２℃）にまで熱せられる。この温度上昇はマイクロ波エネルギーなど、数通りの方法により達成される。金属は急速にマイクロ波エネルギーを吸収する。更に、梗塞部位内の低血流の温度は、この梗塞部位内で急速に上昇する。他のエネルギー源も、同様に使用可能である。一度デバイスがその臨界温度にまで達すると、デバイスは元の形に戻る。この形態変化によりデバイス全体の長さは短くなり、梗塞部位２１の表面積は減少し、そして壁の厚さは増す。
【０１０８】
第２４図は、他の方法を示す。デバイスの本体は、ニチノールから作られている。デバイスは直線形に引き伸ばされており、管１１０に封入することでこの形が保たれている。デバイス５０は、この直線の形で心筋層内へ挿入されている。管１１０は生体被吸収性物質作られる。管には「ゆっくり」から「早く」（Ｓ，Ｍ，Ｆ）までの異なった吸収速度の領域がある。挿入数週間後から管は再吸収され、そしてニチノールはその正常な形に戻る。この形態の変化により、デバイス全体の長さは短くなる。
【０１０９】
心筋壁に局部的に作用するという本発明の利点のひとつは、梗塞部位の運動を抑制するのみならず強制することであり、これにより時間をかけて損傷部位の縮小が可能となる。また、本発明に係るデバイスでは、デバイス設置後直ちに壁に張力をかけること、又はある程度時間をおいて張力をかけることも可能である。どちらの場合においても必要なことは、デバイスが配置される間は一つの状態にあり、それから後に張力を加える第二段階に入るということである。圧力をかける時間を遅らせるためにとられる方法はいくつかある。
【０１１０】
先ず、デバイスは、その配置時にはひとつの状態に留まっており、デバイス作動の時に第２状態への変化が可能な物質から作られねばならない。ニッケル−チタニウム合金は、２状態の特性を示すことで良く知られている。状態変化能力を有するのは、この物質が低温時におけるより不安定な形態（オーステナイト）と、より高温時における、より安定した形態（マルテンサイト）間の、相変換を行うためである。合金の配合を様々に変えることで、物質が変換を行う温度範囲を体温より少し高めに設定することが出来るデバイス、例えばメッシュ、は、変換温度より低い温度で、理想的な形態を形成しておく（変形しておく）。デバイスが設置されると、設置後暫くしてから、わずかに熱せられることにより、デバイスはその予め形成された形（ややきつめのメッシュ）に戻り、これにより心筋組織に張力を加えるのである。
【０１１１】
ポリマーも同様に使われるが、これは、加えて形成が容易であるという利点を持つ。この為、ポリマーにより損傷組織を縫合あるいはその上に貼り付け、組織を活性化させる為のメッシュあるいは線維がより簡単に作れる。ポリウレタンタイプ及びポリノルボルネン（Ｐｏｌｙｎｏｒｂｏｒｎｅｎｅ）を含むポリマーは、室温よりやや高めのガラス遷移温度（Ｔｇ）で、ガラスからゴムへと急激にその相を変化させる物質である。それらはＴｇより高い温度で変形された後、（抑制されている間に）冷やされる。もしも、Ｔｇ以上に熱せられると、急速に元の形に戻ろうとする。以上のことからメッシュ又は線維は、梗塞部位を被うように設置することが出来る。ポリマーは設置されると活性化され、これにより、メッシュが組織に対し張力を加え、組織を収縮させる。
【０１１２】
本発明に係る他のデバイスは、上述したスプリングのように本来は張力付勢の状態が可能だが、何らかのメカニズムにより張力が加わらない様、抑制されている。張力が付勢されると、デバイスはただちに張力付勢の状態となるため、抑制メカニズムを搬送システムに備え付けることにより、デバイスの抑制が達成可能となる。例えば、搬送システムのある部分によって、スプリングを引き伸ばした状態にしておくことが出来る。心筋層に挿入されるや、抑制部分は取り除かれ、これによって、スプリングは張力が付勢され、組織を強制する。
【０１１３】
デバイスを引き伸ばした形で配置し、少し遅延時間を置いてから張力を付勢するということも、また、可能である。これは、上で論じてきた生体被吸収性ポリマーを用いることで達成される。このポリマーが、スプリングのコイルの隙間又は、延伸されたメッシュの隙間に装着され、デバイスの延伸状態を保っておく。ポリマーが吸収されると、スプリングには徐々に張力が付勢され、これに伴い組織に対し張力を付勢するのである。この適用の可能性が検討されている生体被吸収性ポリマーの幾種かの同属物質がある。これらの物質の大半が、グリコール酸、乳酸、トリメチレン炭酸塩、ポリジオアノン（ｐｏｌｙｄｉｏａｎｏｎｅ）及びカプロラクトン（ｃａｐｒｏｌａｃｔｏｎｅ）から抽出されたものである。異なった機械的及び生分解的特性がモノマー含量を変え、処理条件、添加剤等を操作することにより得られる他の有望な同属物質は、ポリヒドロキシアルカノエート又はフィトヘマグルチンポリマーである。これらは、本発明者の所属するＴｅｐｈａ，ＩＮＣ．ｉｎ  Ｃａｍｂｒｉｄｇｅ，ＭＡ．によって開発された自然発生の生体高分子である。それらは、他の生体高分子とは異なり、熱弾力性の特質があり、緩やかに溶けていくものである。
【０１１４】
他の異なる形態も考えられる。例えば、やがては縮小する心筋層内への、線維の移植が可能である。一連のこうした線維が設置されて、梗塞部位をしっかりと固め、縮小させる。線維は、結び目、アンカーその他の安定形の形態をとり、固定のメカニズムを有している。
上述のシステムには他の利点又は作用があり、これらの作用が適用に際しての主な治療上の理由となる。例えば第２５ａ図から第２５ｂ図に示される様に、心筋梗塞２１発症後、心室はリモデリングし、肥大化する。第２５ａ図では、左心房１３から左心室へ向かって充填中の正常な僧帽弁の動きを示している。僧帽弁は、乳頭筋２８の拡張及び収縮によりコントロールされており、乳頭筋は腱索２３によって僧帽弁に繋がっている。第２５ｂ図には、左心室１２充填後の心臓が示されており、弁は閉鎖されている。第２５ｃ図に示されるように、梗塞部位２１の肥大は、乳頭筋２８部分のほかの梗塞部分と共に、乳頭筋の基部を押し下げ、そして僧帽弁の表面から引き離す。収縮期においては、心臓の増大した圧力が、乳頭筋の基部を更に弁面から遠くへ押しやる。乳頭筋２８は、腱索と、そして僧帽弁尖と繋がっており、この弁尖を引っぱることにより小葉の閉鎖を妨げる。その結果、いわゆる僧帽弁逆流を発症するが、ここでは第２５ｃ図の矢印Ｘが示すように、血液が心室から心房へと逆流する。一度僧帽弁逆流が起きると、このプロセスは、傾向として左心室の一層の拡張を誘引する。これは言い換えれば、僧帽弁逆流の一層の促進に他ならない。この種の連鎖的な経過は、インターベンション措置が講じられないと、場合によっては拡張型心筋症および拍出量の減少を招くことになる。
本発明の適用により、第２５ｄ図に示されるように、梗塞部位２１は強固となりそして／若しくは全体の大きさは縮小される。これにより、乳頭基部の膨張を減少し、こうして腱索２３を引っ張る力を減少し、僧帽弁の密閉性を改善する。上記のように、根尖底面２９発明を実施することにより、僧帽弁逆流治療の際にはより有効な僧帽弁サポートが可能となる。
【０１１５】
前述の方法とデバイスは、梗塞組織を補強することで、乳頭筋の基部の動きを抑制し、それによって第２５ｃ図に示されているように、僧帽弁逆流を阻止する。梗塞部位をより小さい部分２１’まで縮小することで、乳頭筋の拡張は逆方向矢印Ｄへと変わる。そして検索の張力が減少する。更に収縮期には、左心室内の圧力が増大する。この増大した圧力は梗塞組織により高い応力を加える。しかし、梗塞組織の増強された固さはは左心室中央から外側へそして梗塞組織の僧帽弁面から下部方向へと膨張しようとする動きを阻止し、あるいは少なくとも弱める。この動きを弱めることにより、僧帽弁逆流の大きさは弱められる。これは言い換えれば、左心室の逆リモデリングを誘導すること；すなわち左心室が縮小することで、僧帽弁逆流の減少をもたらす。更には、本発明を実施することにより、根尖部分２９近くにある乳頭基部を強固にし、これによって、僧帽弁の伸びに対し治療的処置を施し、更には、矢印Ｅ方向の短縮すら生じさせ，結果的に僧帽弁逆流を減少させる。
【０１１６】
梗塞組織を強固にするための、本発明に係る他の方法は、心筋層内への物質注入である。この物質は心筋層を補強し、その後に続く治療に対して敏感に反応出来るようにする。重要な要素は、主要な潅流血管を閉塞せず且つ、心筋組織内で被包される物質を注入することである。こうした方法のひとつが、金属ミクロ微粒子を梗塞心筋層内へ注入するというものである。心筋層内に留まるに十分な大きさ（＞１０μＭ）であり、しかしながら大きい血管を閉塞しない程度の大きさ（＜２５μＭ）の金属ミクロ微粒子を選ぶことにより梗塞心筋層内にミクロ微粒子が散布される。これらミクロ微粒子は、その機械的完全性によって、心筋層を強固にする。ミクロ微粒子が最初に閉じ込められた小血管は、もはや潅流を供給しないためすぐに損傷し、その結果、ミクロ微粒子は梗塞組織内にとり残され留まることになる。ミクロ微粒子は瘢痕組織によって被包され、これによって更に組織を強固にする。これらミクロ微粒子は、梗塞心筋層を敏感にし、この後に続くマイクロ波などの熱源に対し反応しやすくする。この梗塞組織を熱することにより、この組織の縮小がもたらされる。
【０１１７】
ＬａｚａｒｏｗとＢｏｖｅが１９８７年１２月１日に取得した米国特許第４，７０９，７０３号が説明するのは、臓器組織潅流評価の為の放射線不透過金属ミクロ微粒子の使用法である。放射線不透過ミクロ微粒子が臓器組織内に注入され、その後コンピューター断層撮影（ＣＴ）スキャナーを使って走査する。このＣＴスキャナーにより、視覚ＣＴイメージ及び／若しくは静的結果が得られるが、これらは臓器潅流の示度及び／若しくは測定値を提供するものである。
【０１１８】
金属ミクロ微粒子（１５〜１８μＭが好ましい）の搬送は現在の臨床カテーテルにより達成される。多くの患者が梗塞発症後に血管形成術による治療を受ける。
動脈経由，通常は大腿動脈，で、カテーテルは動脈系統へ導入され、その後Ｘ線を頼りに左又は右冠状動脈の近くに位置づけられる。放射線密度の差異のある物質が梗塞の原因となっている冠状動脈障害の位置を識別する為に注入される。ガイドワイヤーが問題の動脈へと進んで行き、冠状動脈障害箇所を通過する。次に血管形成カテーテルがガイドワイヤーを被うように冠状動脈障害箇所を通過し、それからガイドワイヤーがとり除かれる。工程のこの段階で、金属ミクロ微粒子が血管形成カテーテルの末端ルーメンを通して、直接その問題の動脈内へ注入される。このようにして、ミクロ微粒子はほとんど間違いなく梗塞組織へ到達する。またガイドワイヤーがカテーテルの中央ルーメンよりも、むしろミクロ微粒子を導入する為に使われるケースもあるが、ＰＴＣＡ（経皮経管的冠動脈形成術）がその例である。これは、カテーテルが冠状動脈障害又は組織障害箇所を通り抜けなくても良いように行われるものである。残された臨床治療は、日常のケア，一般的には血管形成術，ステント配置による血管形成術，あるいはステント配置のみのいずれかである。
【０１１９】
上述した金属ミクロ微粒子の他にも、他のタイプのマイクロ粒子も使用出来る。例えば、マイクロ棒も注入可能である。これらマイクロ棒はミクロ微粒子と同一直径（約１５〜１８μＭ）である。しかし、マイクロ棒の方が長いため、より多くの物質の注入が可能である。加えて、マイクロ粒子は瘢痕組織の強固化，瘢痕組織の収縮など他の有益な効果を誘発する物質をコーティングすることが出来る。このような物質としては、トランスフォーミング成長因子（ＴＦＧ）ベータ１，２または３、コリジン（Ｃｏｌｌｉｇｉｎ）、またはメタロプロテアーゼ反応抑制剤を含むがこれに限定されるものではない。マイクロ粒子は水分を徐々に吸収する物質で作ることにより、その体積と効果が増す。
【０１２０】
梗塞発症後の最初の２，３ヶ月に、瘢痕組織が収縮、縮小する傾向を示す点に注目されたい。この自然のプロセスが、梗塞部位内にあるミクロ微粒子密度を高める。この高密度化によって、ミクロ微粒子がもたらした固さが更に増すのである。また、あるミクロ微粒子は、全身循環から消失してしまう点にも注目されたい。このミクロ微粒子消失は１０μＭ以下のミクロ微粒子を使用することで防止出来る。消失したミクロ微粒子は、他の臓器内およびリンパ節に留まる。大きさが２５μＭ以下のミクロ微粒子を用いることで他の臓器における虚血性損傷が予防される。
【０１２１】
心筋梗塞組織へ粒子を注入する他の方法は冠状静脈系によるものである。この方法の利点としては、冠状血流に影響を及ぼすことなく、より大きい粒子を静脈系内に注入出来ることである。
動脈と静脈は非常に近接して全身の隅々まで張り巡らされている。心臓、とりわけ左心室もその例外ではない。冠状静脈は主要冠動脈と非常に近接して走っている（Ｆｉｔｚｇｅｒａｌｄ  ＰＪ，Ｙｏｃｋ  Ｃ，Ｙｏｃｋ  ＰＧ，”Ｏｒｉｅｎｔａｔｉｏｎ  ｏｆ  Ｉｎｔｒａｃｏｒｏｎａｒｙ  Ｕｌｔｒａｓｏｎｏｇｒａｐｈｙ：Ｌｏｏｋｉｎｇ  Ｂｅｙｏｎｄ  Ｔｈｅ  Ａｔｒｅｒｙ，”Ｊ  Ａｍ  Ｓｏｃ  Ｅｃｈｏｃａｒｄｉｏｇｒ．１９９８；１１：１３−１９）。
【０１２２】
左心室血管造影図および血管形成術と同様、この方法には３つの主要要因がある；冠状静脈洞へのガイドカテーテルの位置づけ、操作可能なガイドワイヤーそしてガイドワイヤーを被うようにして目標静脈まで進む柔軟なカテーテル。現在、臨床的に利用可能なカテーテルとガイドワイヤーの使用が可能であり、実際、冠状静脈系は薬剤療法に使われてきている（Ｃｏｒｄａｙ  Ｅ．Ｍｅｅｒｂａｕｍ  Ｓ，Ｄｒｕｋｙ  ＪＫ，”ｔｈｅ  Ｃｏｒｏｎａｒｙ  Ｓｉｎｕｓ：Ａｎ  Ａｌｔｅｍａｔｅ  Ｃｈａｎｎｅｌ  Ｆｏｒ  Ａｄｍｉｎｉｓｔｒａｔｉｏｎ  Ｏｆ  Ａｒｔｅｒｉａｌ  Ｂｌｏｏｄ  Ａｎｄ  Ｐｈａｒｍａｃｏｌｏｇｉｃ  Ａｇｅｎｔｓ  Ｆｏｒ  Ｐｒｏｔｅｃｔｉｏｎ  Ａｎｄ  Ｔｒｅａｔｍｅｎｔ  Ｏｆ  Ａｃｕｔｅ  Ｃａｒｄｉａｃ  Ｉｓｃｈｅｍｉａ，”Ｊ  Ａｍ  Ｃｏｌｌ  Ｃａｒｄｉｏｌ  １９８６；７：７１１−７１４）。
【０１２３】
冠状静脈洞と、その支流には、凹形経路および心室頻脈の電気整理学マップ製作中は、安全にカニューレが挿入される（Ｄｅ  Ｐａｏｌａ  ＡＡ，Ｍｅｌｏ  ＷＤ，Ｔａｖｏｒａ  ＭＺ，Ｍａｒｔｉｎｅｚ  ＥＥ，”Ａｎｇｉｏｇｒａｐｈｉｃ  Ａｎｄ  Ｅｌｅｃｔｒｏｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃａｌ  Ｓｕｂｓｔａｔｅｓ  Ｆｏｒ  Ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ  Ｔａｃｈｙｃａｒｄｉａ  Ｍａｐｐｉｎｇ  Ｔｈｒｏｕｇｈ  Ｔｈｅ  Ｃｏｒｏｎａｒｙ  Ｖｅｉｎｓ，”Ｈｅａｒｔ  １９９８；７９：５９−６３．）。
Ｈｅｒｉｔｙによる研究（Ｈｅｒｉｔｙ  ＮＡ  Ｌｏ  ＳＴ，Ｏｅｉ  Ｆ，Ｌｅｅ  ＤＰ，Ｗａｒｄ  ＭＲ，Ｆｉｌａｒｄｏ  ＳＤ，ＨａｓｓａｎＡ，Ｓｕｚｕｋｉ  Ｔ，Ｒｅｚａｅｅ  Ｍ，Ｃａｒｔｅｒ  ＡＪ，Ｙｏｃｋ  ＰＧ，Ｙｅｕｎｇ  ＡＣ，Ｆｉｔｚｇｅｒａｌｄ  ＰＪ，”Ｓｅｌｅｃｔｉｖｅ  Ｒｅｇｉｏｎａｌ  Ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ  Ｉｎｆｉｌｔｒａｔｉｏｎ  Ｂｙ  Ｔｈｅ  Ｐｅｒｃｕｔａｎｅｏｕｓ  Ｃｏｒｏｎａｒｙ  Ｖｅｎｏｕｓ  Ｒｏｕｔｅ；Ａ  Ｎｏｖｅｌ  Ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ  Ｆｏｒ  Ｌｏｃａｌ  Ｄｒｕｇ  Ｄｅｌｉｖｅｒｙ，”Ｃａｔｈｅｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ  ａｎｄ  Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌａｒ  Ｉｎｔｅｒｖｅｎｔｉｏｎｓ  ２０００；５１：３５８−３６３）においては、アップテッツ、適切に改造されたアンプラッツ、またはアイスホッケー用スティック型冠状動脈ガイドカテーテル（Ｃｏｒｄｉｓ，Ｍｉａｍｉ，Ｆｌ）は、右心房へと進み、徐々に引き抜かれ、そして冠状静脈洞心門にアクセスするために、後内側へと回転する。長さ変換エキストラサポートガイドワイヤー（０．０３５”、Ｔｅｒｍｏ  Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ，Ｔｏｋｙｏ，Ｊａｐａｎ）が大心臓静脈（ＧＣＶ）を経由し、前室間溝内の左前下向動脈（ＬＡＤ）と平行している前室間静脈（ＡＩＶ）へと進む。選択的にガイドワイヤーは後室間溝内を走り、左心室の後外側壁と接近する中心臓静脈（ＭＣＶ）へと方向を採る。ガイドカテーテルは、ガイドワイヤー上を案内されて、バルーンチップＳｗａｎ−Ｇａｎｇカテーテルと交換され、その後、ＡＩＶ又はＭＣＶへと進んだ後、ガイドワイヤーが引き抜かれる。
【０１２４】
前心室又は左心室ペーシングの為の他のシステムが最近開発され、又、現在開発中である。そのうちのひとつのペーシングシステムおよびリードは次に述べられるＥＡＳＹＴＲＡＣＫシステムである。
ＥＡＳＹＴＲＡＣＫシステム（ｍｏｄｅｌｓ  ４５１０，４５１１  ａｎｄ  ４５１２，Ｇｕｉｄａｎｔ，Ｓｔ．Ｐａｕｌ，ＭＮ）は左心室刺激の為の静脈経由の冠状静脈，ステロイド溶離，単極ペース／／センスリードである。［Ｐｕｒｅｒｅｌｌｎｅｒ  Ｈ，Ｎｅｓｓｅｒ  ＨＪ，Ｗｉｎｔｅｒ  Ｓ，Ｓｃｈｗｉｅｒｚ  Ｔ，Ｈｏｒｎｅｌｌ  Ｈ，Ｍａｅｒｔｅｎｓ  Ｓ，”Ｔｒａｎｓｖｅｎｏｕｓ  Ｌｅｆｔ  Ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ  Ｌｅａｄ  Ｉｍｐｌａｎｔａｔｉｏｎ  Ｗｉｔｈ  Ｔｈｅ  ＥＡＳＹＴＲＡＣＫ  Ｌｅａｄ  Ｓｙｓｔｅｍ：Ｔｈｅ  Ｅｕｒｏｐｅａｎ  ＥＸｐｅｒｉｅｎｃｅ，”Ａｍ  Ｊ  Ｃａｒｄｉｏｌ  ２０００；８６（ｓｕｐｐｌ）：１５７Ｋ−１６４Ｋ．］。
【０１２５】
このリードは冠状静脈洞心門へのアクセスを容易にするため、特殊に設計されたガイドカテーテルによって運ばれる。このカテーテルはワイヤーを寄りあわせた内部設計により、回動が可能となっている。カテーテルの末端は、右心房や冠状静脈洞に損傷を与えない為、やわらかいチップ状になっている。ＥＡＳＹＴＲＡＣＫリードは６Ｆｒ．の外径で、オープンールーメンの内部にはコンダクター・コイルがある。このコイルは、標準０．０１４インチの経皮頚管冠状動脈形成ガイドワイヤーをトラックーオーバー（ｔｒａｃｋ  ｏｖｅｒ）するものである。電極の先端は、リードが進む際、血管を傷つけないように設計された柔軟なシリコンゴムチップで作られている。
【０１２６】
このように、多くの臨床カテーテルと搬送システムにより、小型（３Ｆｒ）潅流・カテーテルを冠状静脈に位置させることが出来る。一度、冠状動脈中の責任病変に隣接した冠状静脈に位置するや、金属粒子が静脈中に注入される。この方法については上でも述べたが、より大きい粒子の注入が可能である。加えて、これら金属粒子は棒状に形成出来るため注入された粒子の総体積は増し、及び／又は粒子は水分を吸収する物質から作ることも出来る。他のバージョンでは、注入カテーテルはＳＷＡＮ−ＧＡＮＺカテーテルのように、バルーン閉塞咬合器を備え付けることも出来る。バルーンがふくらみ、冠状静脈を閉塞する、その後粒子が閉塞部位から離れた静脈内へ注入される。
【０１２７】
注入された殆んどの粒子は小静脈管に留まるか又は封じ込められる（Ｓｌｏｏｒｚａｎｏ  Ｊ，Ｔａｉｔｅｌｂａｕｍ  Ｇ，Ｃｈｉｕ  ＲＣ，”Ｒｅｔｒｏｇｒａｄｅ  Ｃｏｒｏｎａｒｙ  Ｓｉｎｕｓ  Ｐｅｒｆｕｓｉｏｎ  Ｆｏｒ  Ｍｙｏｃａｒｄｉａｌ  Ｐｒｏｔｅｃｔｉｏｎ  Ｄｕｒｉｎｇ  Ｃａｒｄｉｏｐｕｌｍｏｎａｒｙ  Ｂｙｐａｓｓ，”Ａｎｎ  Ｔｈｏｒａｃ  Ｓｕｒｇ  １９７８；２５：２０１−８）。
この工程中に流れ出す粒子を集める為のフィルターが冠状静脈洞内に設置される。
心臓内治療法と同様、金属粒子もその機械的完璧さと瘢痕組織に被包されることにより梗塞組織を強固にすることが出来る。より大きい粒子は、梗塞組織を一層強固に出来る。
【０１２８】
一度虚血組織が認識されると、デバイスもしくは物質が直接左心室心筋層内に設置される。ここで述べられているデバイスは、開胸外科手術の間か、低侵襲性法によるか、あるいは経皮的方法によって設置される。
経皮法を容易にするためには３つの主要な要素がある：左心室洞に位置した操作可能なカテーテル，操作可能なガイドワイヤーそしてガイドワイヤーを被う様に心筋層内へ進むことの出来る柔軟なカテーテルである。現在、臨床的に可能なカテーテルとガイドワイヤーが使われる。
【０１２９】
２０年以上前に、経皮法を用い、放射線不透過タンタルコイルが左心室心筋層に設置された、これらの実験研究（Ｓａｎｔａｍｏｒｅ  ＷＰ，Ｃａｒｅｙ  ＲＡ，Ｇｏｏｄｒｉｃｋ  Ｄ．ＢＯＶＥ  ＡＡ，”Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ  Ｏｆ  Ｌｅｆｔ  Ａｎｄ  Ｒｉｇｈｔ  Ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ  Ｖｏｌｕｍｅ  Ｆｒｏｍ  Ｉｍｐｌａｎｔｅｄ  Ｒａｄｉｏｐａｑｕｅ  Ｍａｋｅｒｓ，”Ａｍ  Ｊ  Ｐｈｙｓｉｏｌ  １９８１，２４０：Ｈ８９６−Ｈ９００）において、放射線不透過コイルが左心室の多くのポイントに設置された。Ｘ線を用いて各々の放射線不透過マーカーの位置が決定された。言い換えれば、この位置情報が全体的、および局部的な左心室機能を評価する為に用いられたのである。頚動脈もしくは大腿動脈経由で、臨床的に操作可能なカテーテル（胆石除去カテーテル）が、Ｘ線を用いて、左心室内に位置づけられた。カテーテルの操作可能性が奏功して、カテーテルの先端チップが左心室の目標地点（前、後、自由壁、中隔、基部、尖等）の心内膜壁に押しつけられた。改変され商業ベースに乗ったタンタルムコイルを装着したガイドワイヤーが、操作可能なカテーテルの中央腔に挿入された。ガイドワイヤーの端には曲がらないセンター・ワイヤーおよび肩がある。この堅い先端は左心室心筋を確実に把持し、そしてタンタルムコイルを把持するのに役立つ。また肩のおかげで、ガイドワイヤーを回転させながらコイルを左心室までねじ込むことが可能となった。カテーテルが目標地点に到達した時点で、ガイドワイヤーは押し出され、かわりにタンタルムコイルを心筋内へねじ込んだ（ｔｕｒｎｅｄ  ｔｏ  ｓｃｒｅｗ）。ガイドワイヤーは心筋層にタンタルムコイルを残したまま、取り除かれた。
【０１３０】
この時以来、多くの操作可能なカテーテルが開発されている。例えばＮｉｔｚｓｃｈｅが取得した米国特許第５，１９０，０５０号，Ｗｉｌｓｏｎ取得の第５，３５８，４７９号，Ｍｕｒｐｈｙ−Ｃｈｕｔｏｒｉａｎ取得の米国特許第６，１７９，８０９号の中に記載されている。それらすべての開示に関しては、ここに参考資料として採用する。
操作可能なカテーテルに加え、ガイドワイヤーも又、好ましい形になったと言えよう。Ｐｏｌｅｍｏが取得した米国特許第５，７６９，７９６号では、非常に弾力性に富むコンポジット・ガイドワイヤーが説明されている。これは、カテーテルの為のコンポジット・ガイドワイヤーだが、患者体内の目標部位に接近する為に用いられるものである。ガイドワイヤーの芯又はガイドワイヤー部分は、ステンレス・スチールまたは非常に弾力性に富む金属合金で、出来ればニッケル−チタン合金製で、明記された物理的パラメーターを有していることが望ましい。コンポジット・ガイドワイヤー組立体は、特に、末梢又は軟性細胞がターゲットの場合、有用である。変形態としては、中心又は末端部と共に、少なくとも超弾力性スーパー・エラスティックねじり構造により強化されたマルチセクション・ガイドワイヤー組立体がある。
【０１３１】
次に、第２６ａ図から第２６ｃ図を用いて説明する。これは、デバイスの心臓内設置の一つの例を示したものである。心筋梗塞部位２１は、先に述べた方法により認識される。大腿動脈などの動脈経由で、米国特許第５，８７６，３７３号に記載されているような、操作可能なカテーテル６０が左心室１２内に位置づけられる。カテーテルのチップは、心臓表面１５”に配置される。アンカー６２はカテーテルチップを掴むため、心内膜１５”に設置される。典型的な“圧縮スプリング”の装着デバイス５０を着けた搬送カテーテル（内部は操作可能なカテーテル）は、梗塞組織２１内へ進んでいく。一度位置づけられたなら、搬送カテーテルは引き抜かれる。第２６ｃ図に示されているように、圧縮スプリングデバイス５０は、圧縮から解き放たれ、そして、アンカー４０でデバイスを押し離す。スプリングデバイス５０はこうして、梗塞組織内に埋設される。操作可能カテーテル６０は心内膜から離れ、必要ならば、他のデバイスを設置する為に、元の位置に戻る。下大静脈内でバルーンをふくらませる等の異なった方法により、左心室の容積が一時的に減少している間に、これらカテーテルの持つ操作効果を促進する為に、このデバイスを設置することが出来る。
【０１３２】
デバイス５０の様々な変形態様をこの方法により梗塞組織内に埋設させることが出来る。抑制部品とスプリングを組み合わせたデバイスがこの方法により埋設される。梗塞組織を硬くする“釣針”型デバイスが、この方法により埋設可能となる。
第２７ａ図と第２７ｂ図は、梗塞組織内に抑制デバイスを埋没させる方法を他に図解により示したものである。心筋梗塞部位２１は、これまで論じてきた方法のうちのどれかひとつによって、識別される。大腿動脈など動脈経由で米国特許第５，８５５，５７７号に記載されている弓形カテーテル６０’が左心室１２内に位置付けられる。曲線形は先端チップを左心室１２の心内膜面に安全に位置づけするのに有効である。カテーテル６０’の先端の外側側壁には少なくともひとつのガイドホールがある。この孔は鋭角に心内膜面と接している。これにより、デバイスが左心室心筋層に鋭角に挿入される。操作可能な弓形カテーテルの中に置かれてあった搬送カテーテル６４は抑制デバイス５０を梗塞組織内に運搬することが出来る。一度抑制デバイス５０が配置されたなら、搬送カテーテル６４は引き抜かれる。抑制デバイス５０は、搬送カテーテル６４が引き抜かれるので圧縮状態から自由になった抑制デバイス５０は、こうして梗塞組織２１に埋め込まれる。第２、第３のデバイスも同様に、カテーテル内のガイドホール６８を通して梗塞組織に埋め込まれる。操作可能なカテーテルは、必要ならば、他のデバイスを設置するために元の場所に戻る。
【０１３３】
強固化，抑制，強制操作又は組み合わせデバイスの様々なバージョンがこの方法により梗塞組織内に埋め込まれる。複数のサイドホールのある弓形カテーテルを使うことにより、デバイスは一方向あるいはライン状に設置されることに注目されたい。
第２８ａ図および第２８ｂ図を用いて図解すると、心筋層を強固にするための複数の「釣針」または「ツリー（木）」形デバイス５０は一列又は方向性をもって設置され得る。「釣針」形デバイスの形およびサイズは、操作可能な弓形カテーテル６０の再度ホール６８との間にある隙間に合わせてある。いったん梗塞組織２１内に埋め込まれたなら、デバイス５０同志は、互いに触れ合うか、ほとんど触れ合う状態となる。この非常に接近した状態が、梗塞組織をより強固なものにするのである。時間が経つと、デバイス５０は瘢痕組織６６に被包されるが、この瘢痕組織６６が個々のデバイスとの間を結合するのである。
【０１３４】
第２９ａ図および第２９ｂ図によれば、配置カテーテル６４に抵抗力か、あるいはそれと同様の連結解除メカニズムを持たせることにより、抑制デバイス５０は２つのアンカー４０間の梗塞組織２１を圧縮することが出来る。先に述べたように、配置カテーテル６４は徐々に引き出される。抑制デバイスの末端アンカー４０は開放され、周辺組織２１内に埋め込まれる。配置カテーテル６４が更にとり出される為、配置カテーテル内の摩擦、又は抵抗によりデバイス５０の開放が阻止される。このようにして、末端アンカー４０は配置カテーテル６４内の方へ引き寄せられ、その結果、周辺組織２１は配置カテーテル６４の方へ寄ってくる。中央アンカー４０’は、最後に開放され、そして２つのアンカー間の梗塞組織２１の長さは短かくなり、梗塞組織の表面積も減少し、壁は厚さを増す。
【０１３５】
第３０図は、デバイスを心筋層内に容易に設置する簡単な方法を示したものである。この図形は左心室１２の円短軸断面図を示す。エコー画像から、心内膜１５”および心外膜１５’表面のひずみが、デバイス設置前に決定される。この例では、操作可能なカテーテルが上で論じたようにして、心内膜表面上に設置される。心内膜表面１５″と同形に予め形成された、ガイドワイヤー６１が心筋層１５内に進んでいく。予め形成されていることで、ガイドワイヤー６１は総円周の４分の１以上の距離だけ心筋層壁の中央附近に留まる傾向にある。
【０１３６】
デバイスの設置もまた、心エコー検査誘導を用いることで容易になる。エコー画像は心筋機能障害部位の識別を容易にする。更に、エコー画像は、心筋層内へのガイドワイヤー又はカテーテルの位置付けを容易にする。エコー画像は心筋層内のこれらガイドワイヤー又はカテーテルの正確な位置を、リアルタイムで刻々と伝えてくる。このリアルタイム・画像化により、これらのデバイスの設置がより簡単になる。移植貫通の深さが、カテーテルの先端にある圧力ポート経由で、監視出来る。ポートを通して感知した圧力は、ルーメンを通じて送られ、圧力変換器により検出される。左心室洞内の場合は、この圧力ポートが動的左心室圧力を測る。もしも圧力ポートが浸水して、組織に覆われている場合は、圧力波形は弱められる。
【０１３７】
第３１ａ図から第３１ｄ図では、梗塞組織２１内へ抑制，強制又は強固化デバイス５０を埋め込むための他の典型的なアレンジメントが図解されている。心筋梗塞部位は上述の方法のうちのいずれか１つによって識別される。大腿動脈など動脈経由で、米国特許第５，８５５，５７７号に記載されている操作可能な弓形カテーテル６０’が左心室１２の心内膜表面１５”に位置付けられる、末端の外側弓形側壁には少なくともひとつのガイドホール６８が開いている。この孔は心内膜表面１５”に対して鋭角に接している。これにより、デバイス５０は左心室心筋層内へ、角度をもって挿入される。この角度は、米国特許第５，７６９，７９６号に記載された、予め形成されたガイドワイヤー６１を使用することでより強調される。上で述べたようにあらかじめ形成されたガイドワイヤー６１は梗塞組織２１の中に押し込まれる。湾曲している為、ガイドワイヤーは壁中央に心内膜表面１５”に対し、やや平行な形で留まる。設置する間、心エコー検査法を用いて、ガイドワイヤーの位置づけを更に補助する。搬送カテーテル６４はガイドワイヤーを覆うような形で進んで行き、そして引き抜かれる。抑制デバイス５０は搬送カテーテルを通って梗塞組織中へと進んでいく。一旦位置づけられると、搬送カテーテル６４は引き抜かれる。搬送カテーテル６４が引き抜かれると、抑制デバイス５０は緩められ、梗塞組織２１に埋め込まれる。デバイス５０は梗塞組織２１内、例えば壁中央に心内膜の表面１５”に平行に埋め込まれる。第２又は第３のデバイスもそのカテーテルの他ガイド・ホールを通して梗塞組織２１に同様に埋め込まれる。操作可能なカテーテル６０’は、もし必要とあらば他のデバイスを設置する為、もとの場所に戻る。デバイス５０は、組織内のどこにでも位置づけることが可能であり、図解されているように壁中央に設置される必要はない。
【０１３８】
ここまで述べられてきたのは、心筋梗塞組織を抑制、強制又は補強するためのデバイス配置に関してであった。同一方法の多くは、拡張期心不全および僧帽弁逆流の治療デバイスを設置する際にも、使うことが出来る。拡張期心不全の場合、収縮期心室機能は保護される。しかし、低下した拡張期心室コンプライアンスは、左心室拡張期の充填を阻止する。上述の方法を使い、第３２ａ図および第３２ｂ図は、拡張期心不全を治療する為に、拡張期に心臓を拡張するその実施例をひとつ示している。大腿動脈などの動脈を経由して、操作可能なカテーテル６０’が左心室に位置付けられる。カテーテル６０’のチップは、心内膜の表面１５”に位置付けられ、そしてアンカー６２が心内膜上に、カテーテルのチップを固定させる。操作可能なカテーテル６０’内の搬送カテーテル６４には説明上、“伸長スプリング”付デバイス５０が入っている。この搬送カテーテルが心筋層へと進んで行き、一度位置づけられると、搬送カテーテル６４が引き抜かれる。伸長スプリングデバイス５０は圧縮から開放され、アンカー４０を相互に引き離しながら延びて行く。デバイス５０は、この時点で心筋組織１５に埋設され、そして心筋組織を膨張させる（第３２ｂ図のＨ１およびＨ２点は更に離間される）。このデバイス配置の効果は左心室の圧力と長さ又は容積を測定することで評価される。目標は左心室拡張終末期圧を維持もしくは減少させながら、左心室拡張終末期容積を増やすことである。必要ならば、操作可能なカテーテル６０’を心内膜１５”から離し、そして他のデバイスを設置する為に、再配置される。再配置作業は、操作可能なカテーテル６０’によって容易となる。このカテーテルには、主要アンカーがついており、これによってカテーテルがこのアンカー・ポイントの回りを回動出来る。これについては米国特許第６，２４８，１１２号に示されており、またその内容はここに文献として援用される。このデバイスの拡張効果を促進する為に、左心室容積が静脈内液等異なる方法で、一時的に増加している間に、デバイスを設置することが出来る。加えて、これらデバイスは更に大きな効果を狙って、所定の方向に向け設置することが可能である。
【０１３９】
僧帽弁逆流は、弁膜平面から乳頭筋の基部までの長さが伸びることによって生じる。この伸長が、心臓形腱（ｃｏｒｄａｅ  ｔｅｎｄｉｎａｅ）に応力を加え、弁尖が適切に閉じるのを妨げる。開口部の大きさを小さくし、そして／又は弁膜平面から乳頭筋の基部までの長さを縮小することで僧帽弁逆流は減少する。第３３ａ図及び第３３ｂ図に示されている方法と同様のやり方を使って僧帽弁逆流の処置デバイス５０が設置出来る。大腿動脈などの動脈を経由して、操作可能なカテーテル６０’を左心室内心内膜表面に設置する。第３３ａ図に示されるように、あらかじめ形成されたガイドワイヤー６１が組織内１５へ押し込まれる。湾曲があるため、ガイドワイヤー６１は壁中央位置で，基部から尖方向に心内膜の表面１５’とほぼ平行に位置づけられる。設置の間、心エコー検査法を使うことで、ガイドワイヤー６１の位置づけ作業が潤滑におこなわれる。配置カテーテル６４はガイドワイヤー６１を覆う形で進み、そして引き抜かれる。抑制デバイス５０は搬送カテーテル６４を通って組織内へと進んでいく。抑制デバイス５０にある先端アンカー４０は離され、周辺組織に埋め込まれる。配置カテーテル６４は更に引き抜かれるため、配置カテーテル６４内の摩擦又は抵抗によりデバイス５０が離れるのを阻止する。このようにして、先端アンカー４０は、配置カテーテル６４の方へと引き寄せられ；それによって周辺組織を配置デバイス６４の方へと引き寄せる。この作業が行われる間、心エコー図検査法が、僧帽弁の逆流を評価する。デバイス５０へかかる張力の大きさを調整することで僧帽弁の逆流を減少させることが出来る。
【０１４０】
近位アンカー４０’は、最後に離たれ、その結果２つのアンカー間の組織は縮まる（図中の点Ｈ３およびＨ４により示す）。僧帽弁膜平面から乳頭筋の基部までの距離が狭められ、これによって僧帽弁逆流を減少させる。もしも、乳頭筋の基部を僧帽弁膜平面まで引き寄せる必要がある場合は、第２、第３のデバイスを同様にして組織内に埋め込むことが可能である。同一方法により、デバイスは僧帽弁の開口部を小さくする為に設置することが出来る。
【０１４１】
一旦心臓層に入ると個々又は複数のデバイスがはずされる。通常複数のデバイスを設置するシステムの場合、カテーテルにこれらの複数のデバイスを入れ、一回につき１つのデバイスを切り離すという（摩擦，電気を使った）時差方式が用いられる。
本発明のいくつかの実施例は、２又はそれ以上のインプラントを有し、そして連続的に２又はそれ以上の場所へ搬送するように形成することが可能である。複数のインプラントの搬送を容易にする為、搬送カテーテルはカテーテル上に偏心的に置かれたガイドワイヤー・ルーメンにより組み立てられる。ガイドワイヤーが心内膜の表面にしっかりと固定されると、操作可能なカテーテルが心内膜に設置されるため、ガイドワイヤーを被うようにして進められる。複数のインプラントを容易に搬送出来るよう、搬送カテーテルのガイドワイヤー・ルーメンはカテーテル上に偏心的に設置され得る。たった一本のガイドワイヤーを設置するだけで、より広い範囲の搬送を可能とするため、カテーテルは固定されたガイドワイヤーを軸にして回転出来るようになっている。
【０１４２】
第３４ａ図および第３４ｂ図は、いくつかの抑制，強制又は強固化デバイス５０を梗塞組織２１内に押し込む方法を示す。心筋梗塞部位は上述した方法のいずれか１つにより、識別される。大腿動脈などの動脈経由でカテーテルは左心室内に位置づけられる。アンカー付きのガイドワイヤー６１は、心内膜１５’の表面に位置づけられた後、心筋層１５内へと埋め込まれる。ガイドワイヤーのチップ（アンカーそれ自体）は、局部の電気的活性度を測定するために用いられるが、これは、アンカーが対象組織に適したタイプかどうかを再認識するために行われるものである（例えば、電気作用レベルで梗塞，梗塞周辺そして健在組織のいずれかを区他出来る）。カテーテル６０’は取り除かれ、操作可能な搬送カテーテル６４は、ガイドワイヤーを被うようにして進む。ガイドワイヤー・ルーメンは矢印Ｊが示すように、搬送カテーテル内に偏心的に位置づけられる、この偏心的位置により、搬送カテーテルはアンカーポイントを軸として回動することが出来る。こうして複数のデバイスを領域内に移植することが可能となる。搬送カテーテルが心内膜表面１５’に位置づけられる、斜角チップ（ｂｅｖｅｌｄ  ｔｉｐ）により、デバイス５０を第３４ａ図に示されるように←角度をもって、左心室心筋層内へと挿入することが可能となる。抑制又は強制デバイス５０は、搬送カテーテル６４を通り、梗塞組織２１内へと進んでいく。位置が決められたなら、搬送カテーテルは係止されているガイドワイヤー６１を軸として回転し、他のデバイスが移植される。この方法により、第３４ｂ図が示すように、たった１つのガイドワイヤー設置点Ｈ５を軸とするだけで複数のデバイスを広範囲に移植される。尚、第３４ｂ図は、心内膜の表面から心筋層を見た図である。
【０１４３】
第３５ａ図および第３５ｂ図は複数のデバイスを心筋層内へ埋め込み、そしてこれらデバイスを互いに連結するための実証的な手順を示している。第３５ａ図にあるように、カテーテル６４は、左心室内の心内膜表面に位置づけられる。カテーテル内のコイル状デバイス１２０は心筋層１５内へと進む。カテーテル内では、このコイル状デバイス１２０はまっすぐに伸ばされた形になっている。コイル状デバイスはニチノール等の、形状記憶合金で作られる。カテーテル６４を出るとすぐに、コイル状デバイスは、その正常なコイル状形状を呈するようになる。この方法により、コイルの差し渡しは、搬送カテーテルの直径よりも大きくなる。コイル１２０を設置した後、カテーテルは最初のコイルから、コイルの直径よりも短い距離のところまで放射線状に動く。この放射状の動きは、必要な場合には、結合デバイスを使ってコントロールされるが、この結合デバイスは後から除去可能である。二番目のコイル状デバイスが心筋層へと進み、最初のコイル状デバイスとからみつく形になる。このプロセスがくり返され、第３５ｂ図に示されているように、心筋層内には、複数の結合されたコイル状デバイスが残るのである。
【０１４４】
第３５ｃ図及び第３５ｄ図は、デバイス１２０の結合を容易にする方法を示している。第３５ｂ図に示される搬送カテーテル６４’には複数のオフセットルーメンがある。一本のルーメンを通りコイル状デバイス１２０は心筋層１５内へと進む。他のルーメンを通って、棒状デバイス１２２が心筋層１５内へと進む。ロッド１２２はデバイス１２０のコイル内にある。カテーテル６４’は最初のコイルから放射状にすばやく動き、そして次のコイルとロッドを第３５ｄ図で示されるように心筋層内へ挿入することが出来る。第２のコイル状デバイス１２０は最初のロッド１２２とからみ合い、このようにしてデバイス間←の結合が確実なものにされていく。この工程は希望数のデバイスが設置されるまで続く。
【０１４５】
次に第３５ｅ図を参照する。コイル１２０のコイル方向（左巻きねじ，右巻きねじ）は、交互に（１２０，１２０’）に左巻−右巻−左巻と互い違いの配列が可能であるが、これは、コイルからコイルへ、デバイス間の結合を強めるためである。もちろん、本明細書で説明されている実証的なデバイスはデバイスを強制する為にも使われ得る。
次に第３６ａ図であるが、ここにはクモ状デバイス５０が示されている。このデバイスには中央締めつけメカニズム５７があり、この中心からアンカー４０をつけた複数のアームが放射状に伸びている。アームは抑制型、強制型又はその組み合わせ装置となり得る。第３６ｂ図に示されるように、装置は例えば矢印方向に、中央締め付けメカニズムが締められている為、アームは中心に向け矢印Ｌ方向に引っぱられる。第３６ｃ図は心筋組織内の心外膜表面１５’に移植されたデバイスを示している。第３６ｄ図では、例えば矢印Ｋ方向にデバイスを締めつけることにより、アームを矢印Ｌ方向に引っぱり、そしてアンカーポイントから中央締めつけデバイス５７までの距離を減少させている。
【０１４６】
第３７ａ図から第３７ｄ図は、心筋層内に埋め込まれている複数のアンカーポイント４０とそのアンカーポイント４０の本体部分５２からなる、抑制デバイス５０を示す。第３７ｂ図及び第３７ｃ図に示されるように、このタイプのデバイスは、変形している局部心筋壁の特性に対し最大限の望ましい効果を得る為、様々な形態で配置されている。第３７ｄ図に示されるように、これはスプリング状本体部分５２を使った強制デバイスにすることも可能であり、そしてもちろん本体部分の組み合わせも可能である。
【０１４７】
デバイスはポリモルボーレン（ｐｏｌｙｍｏｒｂｏｒｅｎｅ）ナドノ形状記憶ポリマーから作ることが可能である。この物質は、その臨界温度を超えると伸びる。物質がもしも元の長さと形に戻るとしても、再び熱する限りは、ずっと伸びたままの状態を保つ。物質は梗塞組織内へ挿入され、その後に、この挿入部分を熱することで物質は縮まり、それによって梗塞組織を強制する。
【０１４８】
第３８図に示されるように、デバイス１３０は生体適合性物質から作った線維メッシュから成り、心筋層と縫合することが出来る。後に再び熱すると、物質は収縮する。その物質のもつ機械的特性および心筋層を結合していることにより、物質は梗塞組織近くの心筋層の拡大を抑制することが出来る。カテーテル６４が矢印Ｏ方向から設置される開胸又はミニ開胸手術に拠るか、または冠状静脈（矢印Ｍ）か左心室動脈から（矢印Ｎ）のいずれかを使った低侵襲法によって、この方法は実施され得る。従って、開胸手術又は低侵襲法が行われているその間に、物質は心内膜の表面上に注入されうる。経皮的方法によって、カテーテル６４は図に示される様に左心室内に位置づけられる。カテーテルは、心筋梗塞付近の心内膜の表面に配置され、そしてガイドワイヤーが心筋層を通り、心膜腔へと進んでいく。搬送方法に関してすでに論じられてきたように、搬送カテーテルはガイドワイヤーを被うような形で心膜腔の中へと押し入れられる。ガイドワイヤーはとり除かれ、そして物質は搬送カテーテルを通り、心臓の心内膜の表面に注入される。冠状静脈法もまた同様に使われる。ガイドワイヤーは冠状静脈洞を通って、梗塞組織に近接した冠状静脈内に配置される。それからガイドワイヤーはルーメンを通り、静脈壁を通って、心膜腔内へと押し込められる。搬送カテーテルはガイドワイヤーを被う形で、心膜腔内へと押し入られる。ガイドワイヤーは取り除かれ、物質が搬送カテーテルを通って、心臓の心外膜上へ注入される。搬送カテーテルが冠状静脈系へと引き戻され、少量の物質が冠状静脈に開いた孔を閉塞する為に注入される。
【０１４９】
本発明は通常心筋組織のみで支えている負荷の一部をデバイスそれ自体にも分担させる為に、心筋壁内にデバイスを設置し、心筋組織への応力を減少させるというコンセプトと関連した種々のデバイスをも含む。心筋組織内の設置に適した実証的デバイス５０は、第３９図に示されるように、一般的には管状の形態をしている。第４０ａ図および第４０ｂ図は、第３９図のデバイスのそれぞれ前面図、側面図を表わす。デバイスは管状の本体５２から成り、その本体には少なくとも２つの拡張可能なアンカー形態４０が、少なくとも両端に１つずつ付いている。アンカー形態４０は管の周囲に一定の間隔をおきながら、管の長さ方向の一部分に細長い切れ込みをいれてスロットをつくる。そしてスロット間の切片を突出形状にへ形成する。切り込みをいれ、そして形成するという同様な方法で、選択的にひげ片を形づくる事も出来る。この外形は第４１ａ図に示されている。管状本体の両端にあるアンカー要素に加え、管状本体の長さに沿っていくつかのアンカー要素を作ることは望ましいと言える。第４１ｂ図には、後退位置にあるアンカー４０が、そして第４１ｃ図には配置されたアンカー４０が示されている。搬送は、カテーテルをベースにした方法により、又はここに記載の，あるいは当技術分野で公知の方法によっておこなわれる。
【０１５０】
第４１ｄ図から第４１ｆ図までに示されているのは、本体５２の変形態様であり、これは、デバイスの端５０’を互いに繋ぎ止めるためのワイヤーもしくは縫合材から構成される。本体部分５２は、ひげ片を引っ込めたデバイスに留めておく為にも有用である。中央ルーメンから成るデバイスの端５０’の搬送はガイドワイヤーを被う形で実施されうる。デバイス５０’を離間しようとする時、本体部分５２は、ひげ片４０からずれて行き、その結果、ひげ片が展開可能となる。本体５２は、その後はデバイスの端５０’が張力下で互いに結合するのを補助する。この望遠鏡筒型デザインの他の利点は、カテーテルを通り抜けるのが難しい本体部分が、容易にカテーテルを通り抜けられるという点である。もちろん、本体部分５２にとっては、ひげを押しつぶした状態にしておくためには、どの様な機械的方法でも講わない訳であり、ここに示されているワイヤー、又は縫合材である必要はない。例えば望遠鏡型の実施例では、デバイスが展開されるまでは、アンカー４０の上面に乗り上げて、アンカーをその抑制位置に維持する支持面を含んで構成される。
【０１５１】
ひげ型および突出部型アンカーは、構造上、双方ともが弾力的にそり返って元の管状形態に戻ろうとする。この様にしてそり返る場合、デバイスを中に設置するカテーテルのルーメンの直径は、デバイスのそれよりもわずかに大きい。このようなカテーテルを用いることにより、デバイスを以下で述べるようにして心筋層へ容易に設置することが出来る。
両アンカー要素の間にある管の部分は、第４２図が示すように、管物質に横に細長いスロットを入れることにより横方向の柔軟性が与えられる。デバイスのもつ、横方向の柔軟性を修正し、縦方向の柔軟性も持たせるよう調整する為に、多くの他の切り欠きがつくられる。論理的には、最初に心筋層に設置されたなら、名目の長さに比例して切り抜き形はある程度横に縮むであろう。ところがデバイスの名目長さ以上に縦に長くなるはずのところが、実際にはそうならず、またそうなったとしてもわずかである。
【０１５２】
典型的な本実施例においては、例えば、管はニチノールから作られており、その外径は．０４”、壁の厚みは．００５“である。スロットの幅は約．００３”から約．００５“あたりになる可能性があるが、これは約．０１２”から約．０１５”の筋かいから形成するためである。全体の長さは、典型的なものとしては約１．０から約２．０インチである。
心筋内応力減少のための他の管状形体デバイスは、第４３図に示されるように、綱目物質から成る管状形態である。綱目は丸型か又は、平たいワイヤーで作られる。端のアンカー要素４０は、編目それぞれの端を、ある長さ編まずに残しておいた状態のもので、図に示されるように、編まれていない端は、編目本体側に折り返されている。追加のアンカーは、第４４図に示されるように、長さの短い物質を編み込んで作られる。選択的にもしも編目管が平らなワイヤー１４０でつくられるのなら、第４５図で示されるように典型的な寸法は、．００４”Ｗ×．００１”Ｔとなり、編目管には、多くの小型アンカー要素１４２が長さ方向に沿って設けられる。管状の編目には、編目の両端に縦方向に加えられた力に応えて、伸縮出来るという長所がある。編目をつくっているワイヤーのもつ幾何学的相互作用により、ひとたび最大限に長く引き伸ばされると、その伸長力は、劇的に増加する。さらに、力の劇的な増加は、最小の長さ以下に押し縮めるうえでも必要となってくる。非常にわずかな力で、最長、最短間での伸縮が可能である。これら伸縮が限界に達するそのメカニズムを本発明者は次のように提唱する。編目の長さが伸びると、その直径は短くなり、そして編目を作っているワイヤーのその周辺との距離が互いに近づき密な状態になってくる。直径のサイズがもはやワイヤー周辺のワイヤー間の距離のなくなる限界まで来たなら、その後にはもはやそれ以上の伸びは生じない。同様に、編目が縮まり、編目ワイヤー間の縦の空間が減少し、そして最終的には空間が殆ど無くなると、それ以上の縮小は抑えられる。これら２つの状態が、図式的に第４６図に示されている。編目の持つこの特性を最大限、心筋層のサポートに生かす為に、編目は心拡張期に、完全に伸ばされた状態で心筋層に挿入される。それ故、短縮期においても編目は収縮し、そして正常な収縮機能を妨げることがない。
【０１５３】
これら管状デバイスの心筋層内への挿入は、第４７ａ図から第４７ｄ図に示される工程で達成される。ガイドカテーテル６０は左心室１２に挿入され第４７ａ図に示されるように、デバイスを挿入するうえで最適なポイントから離れて設置される。その後、ガイドワイヤー６１がガイドカテーテルを通り、第４７ｂ図に示されるように挿入予定コースに従い、心筋層内へと挿入されていく。ガイドワイヤーの先端チップが放射状のいずれの方向へも偏向可能となる様に作られたワイヤーを使い、ガイドワイヤー本体側の端に設置された（ナシ  と書いてありますが）偏向手段を適切に操作することによって、ガイドワイヤー６１の進路が決定される。このようなワイヤーは商業ベースで採算のとれるものである。ワイヤーが設置されたなら、先端にデバイス５０を備え付けた配置カテーテル６４がガイドカテーテルを通り、第４７ｃ図に示される様に、ガイドワイヤーを被うかたちで挿入されていく。次に、ガイドワイヤーが取り除かれ、スタイレットがデバイスの先端すぐ近くまで挿入される。（このデバイスは、まだ配置カテーテル，ルーメンの中に入ったままである）スタイレットは、配置カテーテルが引き戻される間も、ガイドカテーテル６４および心筋層１５と固定関係が維持される。そして第４７ａ図に示される様に、デバイスを解き放ち、係止手段を配置し、心筋層内に固定する。
【０１５４】
ガイドワイヤーの進路決定は、第４８図に示されるように、選択的ガイドカテーテルの形態を用いることにより容易となる。このガイドカテーテルには２本のルーメンがついている。一本のルーメンは、ガイドワイヤー６１と配置カテーテル６４を上述と同様の方法で配置するのに用いられる。しかしながら、ガイドワイヤー６１又は配置カテーテル６４は、ガイドカテーテルの先端チップまで数センチの所にある側孔を通って、ガイドカテーテル６０を出ていく。他のカテーテルはガイドワイヤー位置センサー６７アセンブリーを包含し、また側孔からチップまでのガイドカテーテル部分は、リアルタイム・ガイドワイヤー位置センサーを包含する。このカテーテルの一部は、内部左心室壁に沿って、デバイスの予定径路に最も近い地点に置かれてある。センサー・アセンブリーはルーメン中をガイドカテーテルと相対的に動いていく。このセンサー・アセンブリーは、血管内エコー法（ＩＶＵＳセンサー）と同様の方法で構成される超音波画像化アレーが好ましい。患者の外側では、患者に近い側のガイドカテーテルの端で、カテーテルからガイドワイヤーチップまでの距離と、カテーテルからセンサーまでの距離と、が等間隔で動けるよう偏向可能ガイドワイヤーとセンサーアセンブリーが接続される。これにより、ガイドワイヤーが心筋層内へと進む間、ガイドワイヤーチップとセンサーは互いに近接した状態にある。このようにして、超音波センサーによって作られた画像は、常にチップの画像となる。ガイドワイヤーの進路決定とは要はワイヤーチップを左心室の内壁および外壁から望ましい距離に位置させる為に、ガイドワイヤーおよびセンサーアセンブリーを進め、超音波画像を監視し、そしてガイドワイヤーの偏向コントロールを巧みに操作することである。超音波画像化システムに接続している超音波発信器を包含するワイヤーを用いることにより、ワイヤーの画像を更に向上させることが出来る。このようなシステムにおいては、信号はワイヤーから画像化センサーへと送られる、これら信号は、画像化センサーからの発信波の反射によって作られたそれよりも遥かに強い。
【０１５５】
超音波以外の方法も同様にガイドワイヤー・チップの位置決定に用いられるが、これらはコスト削減もしくはシステムのもつ複雑さの簡易化のために考えられた。その方法にはマイクロ波，Ｘ線透視検査，心筋内圧，電気インピーダンス，電気抵抗そして光学センシング等が含まれる。
伸縮自在の管を使用することで、長さを様々に変えられるデバイスも考えられている。これらデバイスのメリットは、心筋組織の収縮を妨げず、過剰拡張や膨張を抑制することにある。
【０１５６】
第４９ａ図から第４９ｃ図を参照しながら説明を続ける。このデバイスはテレスコープと同じ仕組みで入れ子になる同心管２本から成る。管材としてはニチノール、チタニウムもしくは強化ステンレスが好ましいが、ポリマーやその他の物質も同様に使うことが出来る。少なくとも１つのストッパー５３が、内側の管５２ａの外側から外方に突き出る。外側の管５２ｂの壁を貫通して、軸方向に長いスロットを切り欠く。スロット内のストッパーの係合は２本の管が連動するのを抑制し、これにより、デバイス全体の最大伸長を抑制する。更に以下のことが示される；
（１）内管５２ａの壁を通してＵ形スロットを切り取って作られたストッパー５３および外管５２ｂのスロットが絞み合うように、舌の先端が外にむけて放射状に外側に鋭く曲がりをつけて突き出ているストッパー片５３’がある。
（２）第４９ｂ図に示されるように、重なりあっている管アセンブリーの伸びを抑制する為の選択的方法。ここでは、外管の一端の縁が内部へ湾曲され、内管の一端の縁が、外部へと朝顔形に広がっている。
【０１５７】
それぞれの管の一端には、アンカー要素４０が作られている。アンカー要素が示されている形は、管の端の壁に、いくつかのＵ型スロットを切り抜いて作り、それぞれのＵ形スロットに取り囲まれている舌形管壁物質を外側に突き出した突出片に形成する。突出型アンカーも、同様な方法で作られる。両タイプのアンカーは偏向可能であるが、これは端から端まで全部のデバイスが、デバイスの内管の外径（ＯＤ）にほぼ等しい内径（ＩＤ）を有するカテーテル内に入るようにしである。
【０１５８】
このデバイスは位置づけられた後、そのＯＤが内管のＩＤよりも、ほんのわずか小さいガイドワイヤーを被うような形で設置される。
本発明は、心筋組織の強固化、抑制又は強制達成のため、ミクロ微粒子の心筋組織移植も又、考察する。当技術分野で公知のミクロ微粒子は、様々の技術を通じてその使用が可能である。例えば、血流又は組織内への注入、切開外科移植および低侵襲移植などがそれである。ミクロ微粒子は、拡張性及び／若しくは分解性物質から作られるのが望ましい。これら物質が被包可能であることは、充填剤，シアン基，ペプチド等を用いた治療及び薬剤治療等様々な治療を通じ、証明されている。更に、金属、生物学的製剤、非生物学的ポリマー、化学薬品又はコラーゲン等、種々の物質が注入可能である。
【０１５９】
恐らく、最も幅広く利用されている薬品はコラーゲンだが、これは、不活性で、また副作用を起こした例もごくまれな安全な物質である。コラーゲンは、シワを伸ばす為の外用薬として、又は口紅の添加剤など化粧品の製造過程で多く使われている。
総合的に言えば、コラーゲンは尿道括約筋織弱の老人患者で、外科手術には耐えられそうもない場合、その外科手術にとってかわる優れた方法である。コラーゲンは、また数回、外科手術を受けながらも、まだ尿道筋組織の強化が必要な患者にとっての選択肢でもある。
【０１６０】
注入可能物質に含まれるものは、コラーゲン（皮膚、骨そして連接組織にある天然プロテイン）、患者体内からとり出した脂肪（自己脂肪）そしてポリ四フッ素エチレン（ＰＴＦＥ）とＤｕｒａｓｐｈｅｒｅ  ＴＭ（合成化合物）などがある。
コラーゲンは時間とともに崩壊し、排泄される天然物質である。Ｃｏｎｔｉｇｅｎ（商標）Ｂａｒｄ（商標）コラーゲンは牛皮から抽出し、精製された移植用コラーゲンである。注輸予定の患者は、治療の２８日前にスキンテストを受け、彼等がこの物質に対し感受性があるか否かを決定する。感受性は、注射部位に現れる炎症という形で現れる。
【０１６１】
予め充填された注射器が尿道周辺のコラーゲン注入に用いられる。ある医師によると、一連の治療を２，３週間から２，３ヶ月かけて行う。他の医師は、患者にもしも尿失禁が生じた場合には、追加治療を受けるよう指示を与えている。結果は患者により、又、医師により実にまちまちである。患者の中には、１２ヶ月から１８ヶ月もの間治療を続けた者もあり、更に頻繁な治療を必要とした者もいる。又ある者は、３年から５年もの間ドライな状態であった。
【０１６２】
自己脂肪注入は、固有括約筋欠損症の治療に用いられる。患者の腹壁より脂肪吸引により集められた脂肪は、局部麻酔を行ない、簡単な方法により尿道周囲に注入される。この方法による効果の長期持続性については、定かではない。
ポリ四フッ化エチレン（ＰＴＦＥ）は合成化合物であり、尿道上部に注入するミクロポリマーをペースト状にして使用される。ＰＴＦＥ粒子は線維芽細胞の成長を促すが、これにより、尿道組織内の物質を固定し、尿道の閉鎖を助ける。ＰＴＦＥは合衆国内では、失禁治療としては認められていない。これはＰＴＦＥ粒子が肺，脳そしてリンパ節など体内の他の部分へ移動する虞があるからである。
【０１６３】
ＤｕｒａｓｐｈｅｒｅＴＭは微小のカーボンコート球を含む水性ジェルである。ＰＴＦＥとは異なり、この物質は体内に吸収されることはない。患者の中には全身麻酔を希望する者もいるが、治療は通常、局部麻酔で行われる。
治療化合物を科学者Ｇｉｒｅａｄなどリポソーム内に封入することで、科学者は、従来の搬送方法にとって非常に有益となる新しい薬剤搬送システムを発見した。
【０１６４】
リポソームテクノロジーは、治療化合物が体内に留まる時間のみならず、治療化合物を全身に巡らせる方法においても、その改善が証明された。非リポソーム形体の同一治療に比べ、リポソームは血流に乗ってより長い期間、体内を循環出来る。これにより、治療効果は長期にわたるようになり、また医師、患者双方にとって、薬剤投与法が簡略化される。
【０１６５】
いくつかのケースでは、リポソームの治療薬は、腫瘍又は感染症部位での蓄積が認識されており、これにより疾患箇所に対してより集中して治療が行われた。リポソーム担体は、健康な組織に対してある種の治療が及ぼす有害作用を軽減し、これによって、一部の薬剤にとっては、より高い安全性という特性が与えられるものと期待される。
グリアデル（ＧｌｉｏｄｅｌＲ）ウェーハーはユニークな脳腫瘍治療法である；外科手術時に腫瘍部位に充填されたウェーハーがゆっくりと科学治療をおこなうのである。それらは９６年９月２３日にアメリカ食品医薬品局（ＦＤＡ）によって認可されており、もはや実験は行われていない。ウェーハーは血流脳関門を迂回し、脳腫瘍部位に直接化学療法薬剤を搬送するために設計された。  ウェーハーは外科手術時に腫瘍切除によって作られた隙に充填され、放置される。それらは、やがては自ら“分解”していく、つまり摘出する必要がない。
【０１６６】
更なる利点として、それらはカルムスチン（ＢＣＮＵ）と呼ばれる薬剤を約２〜３週間かけてゆっくりと放出していく点があげられる。
ビスフェア（ｂｉｓｐｈｅｒｅ）形態も又考慮に入れられるが、これは層又はシェルの中にシェルを入れたものである。生分解性バイオポリマーから成る内側シェルは、物理的構造を供給し、聴音反応を支配するのに対し、外部層は、生物界面として機能し、また部位特定ターゲットリガンド（配位子；ｌｉｇａｎｄ）の骨格（ｓｃａｆｆｏｌｄ）を供給する。
【０１６７】
各層又はシェルは、特定の用途に応じての変形が可能である。核又はペイロード空間は心筋潅水等超音波画像化に用いられる窒素などのガスか、あるいは薬剤搬送の為のバイオ治療剤で充填される。
二重シェル構造のミクロ微粒子は、種々の薬剤もしくはバイオ治療薬剤を入れておく為に設計されたものである。これらは凍結乾燥されており、静脈内注射の前に再形成される。Ｂｉｓｐｈｅｒｅは血流により循環し、その様子は標準超音波検査画像化機器を用いることで映像化することが可能である。
Ｂｉｓｐｈｅｒｅは、目標部位に重点を絞った特他な超音波“爆発”信号とのインソネーション（ｉｎｓｏｎａｔｉｏｎ）により、損傷を受けることがある。目標部位内にある、損傷ｂｉｓｐｈｅｒｅを聴覚的に発見することは可能であり、この場合はその目標部位に活性な薬剤を多量に投与してフィードバックを計る。Ｂｉｓｐｈｅｒｅを特定部位への薬剤搬送に用いることで、全身への副作用又は有害反応を軽減する一方、局部効能を著しく高めることが出来る。
【０１６８】
ＰｏｌｙＭｉｃｒｏｓｐｈｅｒｅｓ  ａｎｄ  Ａｄｖａｎｃｅｄ  Ｎａｎｏｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ，Ｄｉｖｉｓｉｏｎｓ  ｏｆ  Ｖａｓｍｏ，Ｉｎｃ．は、ミクロ粒子及びナノ粒子をベースにした薬剤搬送システム開発のリーダーである。このシステムは埋め込まれた化学治療剤やその他の薬剤化合物により、病気に冒された組織に対し長期にわたり薬剤を強制しながら投与するという搬送システムである。
本発明のミクロス微粒子実施例により、薬剤の）制御放出（持続放出；ｅｘｔｅｎｄｅｄ−ｒｅｌｅａｓｅ  ａｎｄ  ｔｉｍｅ−ｒｅｌｅａｓｅ）の搬送システム及び目標及び部位特異的搬送システムの実現を可能とする。
【０１６９】
本発明の考える治療は、次の方法を用いることにより実施が可能である。；
ミクロ微粒子／ナノ微粒子をベースにした医療デバイス、注入可能なミクロ微粒子及びナノ微粒子、移植可能なミクロ球、層状／上塗りされたミクロシステム及びナノシステム、ミクロエマルジョン、ヒドロゲル、ミクロ被包及びマトリックス科学技術、非経口的科学治療法搬送システム。
【０１７０】
本発明の実施において考えられる物質は次のものを含む。
生分解性高分子、ポリラクチド（ＰＬＡ）、プロスタグランジンＡ（ＰＧＡ）、ラクチドグリコライド  コポリマー（ＰＬＧ）、ポリカプロラクトーン、ラクチド−カプロラクトーン  コポリマー、ポリヒドロキシブチレン、ポリアルキルシアノフクリレート、ポリアニドライド、ポニオルトエステル、プロテイン（アルブミン、コラーゲン、ゼラチン）、そしてポリサッカリド（デキストラン、スターチ）
また本発明の実施において考えられる生物適合性ポリマーは次のものを含む。
アクリル酸ポリマー及び高ポリマー；メタルメタクリレート、メタクリル酸；ヒドロキシアルキルアクリレート及びメタクリレート；メチレングリコール  ジメタクリレード；アクリルアミド、ビスアクリルアミド；セルロース床ポリマー；エチレングリコールポリマー及びコポリマー；オクシエチレン及びオクシプロピレンポリマー；ポリビニルアルコール及びポリビニルアセテート；ポリビニールピロリドン及びポリビニールピリジン。
【０１７１】
Ｄｅｆｌｕｘは、無菌性の注入可能な充填剤であるが、これは非動物性、安定ヒアルロン酸（１７ｍｇ／ｍｌ）担体ジェル中に懸濁した間橋デキストラン（“ｄｅｘｔｒａｎｏｍｅｒ”、デクストラノマー、５０ｍｇ／ｍｌ）のミクロ微粒子から成る物質である。
Ｄｅｆｌｕｘは、尿道口に近接した膀胱内に粘膜下組織注射される。
Ｄｅｆｌｕｘの注入により、組織のバルク化が促進され、その結果、膀胱の充填及び下部尿管の接合が可能となる。Ｄｅｘｔｒａｎｏｍｅｒミクロ微粒子は次第に身体の接合組織に取り囲まれ、こうして最終的にバルキング効果があらわれる。
【０１７２】
液体塞栓は、体液と接触すると固体物質へと重合するシアンエステル物質であり、本発明の実施に用いることが出来る。
新生体物質の発達は、物質科学と核生物学の複雑は融合を含む。
現在、そして将来の研究は、単に新開発の物質のみならず、疾病治療の全く新しい方法をも導入されることになる。興味ある研究が下記の領域で目下行われている。
【０１７３】
バイオリアブソーバブル（ｂｉｏｒｅａｂｓｏｒｂａｂｌｅｓ）、コラーゲン基物質、フィブリン封止剤（ｇｌｕｅｓ）、及びグルー、ヒアルロン酸誘導体、工学組織そして心臓血管、筋骨格及び外科関連市場の為の他その他の製品。
シルク弾性スポンジは創傷治癒及び薬剤搬送用マトリックスを提供するために開発されたポリマーである（Ｐｈｏｔｏ  ｃｏｕｒｔｅｓｙ  ｏｆ  Ｐｒｏｔｅｉｎ  Ｐｏｌｙｍｅｒ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ（Ｓａｎ  Ｄｉｅｇｏ））。
【０１７４】
とりわけ精力的な研究分野は、薬剤強制搬送である。異なる搬送技術への需要が限界に来ているが、これは、これまでに開発された薬剤が大きく、高分子プロテイン及び酵素であるため、経口投与が出来ないからである。また、目標を設定しない放出装置の場合、薬剤の投与水準にばらつきが生じるため、更に多くの薬剤を投与しなければならない。
これが副作用の恐れを高め、また保険医療費を増加させることになる。
【０１７５】
より正確で持続性のある薬剤搬送装置を探求している研究者の中で注目されるのは、マサチューセッツ工科大学の化学及び生物医学工学のＲｏｂｅｒｔ  Ｌａｎｇｅｒ，Ｇｅｒｍｅｓｈａｕｓｅｎ教授である。
現在、最も一般的な方法は、薬剤を貯蔵容器に入れ、そこから徐々に溶解させていくか又は、科学的に分解可能なポリマーを化合し、このポリマーの体内分解に伴い薬剤を徐々に放出していくというものである。昨年ＦＤＡから認可の下りた脳癌治療の為のＧｌｉａｄｅｌシステムは、この後者の薬剤搬送法を基本原理としたものであるが、この開発にはＬａｎｇｅｒの寄与が大であった。
【０１７６】
本発明が考慮する他の方法は生細胞の移植である。移植細胞により、自然に組織形成が行われるようになるまでの間、移植に耐える為に、保護媒体の中に細胞は入れられる。こうした方法は、インシュリン搬送のように研究されてきた。Ｉｓｌｅｔ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ  Ｉｎｃ．（Ｎｏｒｔｈ  Ｏａｋｓ，ＭＮ）が精製ａｌｇｉｎａｔｅ（海草より抽出）を使いインシュリン製造島細胞を被うための被包技術の開発に独占的に取り組んでいる。他社は炭素基ミクロ微粒子を用いている。
一方Ｓｏｌｇｅｎｅ  Ｔｈｅｒａｐｅｕｔｉｃｓ  ＬＬＣ（Ｗｅｓｔｌａｋｅ  Ｖｉｌｌａｇｅ，ＣＡ）は、純粋合成の被包マトリックス・シリカゲルの研究開発に従事している。
【０１７７】
本発明は、更に、骨修復の為の様々な形態に適用される。これは生体物質にとっての他の重要市場である。
薬剤強制放出に使用される同一の基礎ポリマーには、又、組織の成長を支える骨格物質としての潜在能力がある。特にその組織が形態形成に適した化合物とともに播種された場合の能力は大である。
【０１７８】
例えば細胞接合の仕組みや、内皮化（ｅｎｄｏｔｈｅｌｉａｌｉｚａｔｉｏｎ）などの調査から得られた情報は、非血栓形成被膜もしくは組織封止剤の特徴を洞察していく上で有効である。
例えば、血管内皮は片側は粘着性コラーゲン膜であるのに対し、反対側の表面は非粘着性で、血液細胞や血小板などの付着を防ぐ。両サイドの膜がプロテインから作られていることから、このことはプロテインがその特性を変化させ得るという点が明らかである。
【０１７９】
接合は積極的プロセスであり、特にある種のエピトープは進化発展して活性会合又は合着を促進する。特殊トリガー又は、細胞レセプターとなることが期待される。
本来その表面が非粘着性であるプロテインの結合が現実には存在する、つまり細胞結合のデザイン認識因子を非粘着性プロテインに埋め込むことにより、反対の特性を持つプロテインが作り出されるのである。
【０１８０】
組織工学は諸学提携の科学であり、組織機能の回復、維持又は改善の為の生物学的同効薬の開発に重点が置かれている。最も一般的な組織工学戦略には、融離細胞又は細胞代用品、組織発生誘導物質、そしてマトリックス上又はマトリックス内に播種された細胞の活用が含まれる。この分野で実施されるこのような方法は、本発明の実施において様々な形で用いられる。
【０１８１】
上述の説明は長期ビジョンに立った治療の有効性に重点を置いたものであったが、これらのデバイスは、左心室収縮期機能の改善においても非常に有効である。上述のシステムは全て梗塞周辺部位の壁応力を減少させる。
また上述のシステムは梗塞組織の大きさを縮小させ、そして／又は梗塞組織を強固にする。梗塞部位の縮小は全左心室の大きさをも縮小させ、これによって全体の壁応力が減じる。梗塞部位を強固にすることにより、収縮期における梗塞部位の如何なる拡大の除去又は極小化でも可能となる。この結果、収縮の効率が高まる、つまり筋細胞の収縮エネルギーのより多くが左心室からの血液拍出エネルギーへと転換されるわけである。
【０１８２】
梗塞部位の強制又は縮小の為の上述したデバイス及び方法は、拡張型心筋症患者の心臓の大きさを縮小する為にも用いられる。心臓の大きさを縮小することにより、筋細胞にかかる壁応力は軽減され、これによって左心室機能も改善される。
更にこれまでの説明が心臓や梗塞組織の大きさを縮小させることにのみ焦点が絞られてきたが、その一方で拡張期心不全が原因で心不全が進行している患者もいる。彼らの場合、左心室収縮期機能は正常だが、左心室拡張期機能が異常なのである。
【０１８３】
こうした状況では、拡張期に心室を充填することは難しい。不十分な充填のもとでは、駆出分画は下がり、左心室は体の酸素需要に見合うだけの血液をポンプで送り出すことが出来ない。組織を縮小させる為に設計された上述のデバイスは、逆に、組織を拡張させる為にも応用できる。スプリング状デバイスがスプリングを押し縮めた形で配置される。
一度設置されると、スプリングは伸び、これによって心筋層は引き伸ばされる。軸方向もしくは半径方向に広がったメッシュは、注入された時の物質や、長く引き伸ばされた形状記憶合金と同様の方法で使用される。デバイスに取り付けられたスプリングの力が、拡張期に加えられる壁応力よりも大きく、しかし、収縮期に加えられるそれよりは小さくなるように、デバイスの機械的特性は調節されている。このように、デバイスは心臓が拡張期に拡張するのを助け、充填に見られる問題も部分的に解決する。更に、収縮期において、デバイスは左心室収縮に対する影響を最少限に抑えるのである。従って正味効果は、正常な左心室充填と容積、及び正常な心臓拍出量に対し及ぼされることになる。
【０１８４】
本発明を説明する為に、左心室を解説用に用いたが、すべての方法及びデバイスは左心室の場合と同様に、右心室にも適用可能である。
（参考例）
本発明者は、本発明に係る出願デバイス及びその方法の生理学的効果を予想する為に、２つの理論的分析を行った。その結果は全体的な心機能の改善を証明するものである。
【０１８５】
最初の研究は、最近コロンビア大学で開発された分析を用いた（Ａｒｔｒｉｐ  ＪＨ，Ｏｚ  ＭＣ，Ｂｕｒｋｈｏｆｆ  Ｄ，”ＬＶ  Ｖｏｌｕｍｅ  Ｒｅｄｕｃｔｉｏｎ  Ｓｕｒｇｅｒｙ  Ｆｏｒ  Ｈｅａｒｔ  Ｆａｉｌｕｒｅ：  Ａ  Ｐｈｙｓｉｏｌｏｇｉｃ  Ｐｅｒｓｐｅｃｔｉｖｅ，”Ｊ  Ｔｈｏｒａｃ  Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃ  Ｓｕｒｇ  ２００１；１２２：７７５−８２）。
強固化、抑制又は強制により局部壁の特性を変えることで、収縮末期及び拡張末期の圧力−容積の関係は左側へと移行した。
【０１８６】
しかしながら、左側移行は、拡張末期の圧力−容積の関係よりも、収縮末期の圧力−容積関係にとって、より有効である。このように、全体的なポンプ機能（心室の機械的全作用と拡張末期圧力の関係）への効果は大きかった。つまり失われた機能の約５０％が回復したのである。
二番目の理論的分析は循環のランプ・パロメータ・モデル（ａ  ｌｕｍｐ  ｐａｒｏｍｅｔｅｒ  ｍｏｄｅｌ）を用いた（Ｂａｒｍｅａ，Ｏ，Ｓａｎｔａｍｏｒｅ，ＷＰ，”Ｉｎｔｒａ−Ｏｐｅｒａｔｉｖｅ  ａｎｄ  Ｐｏｓｔ−Ｏｐｅｒａｔｉｖｅ  Ｍｏｎｉｔｏｒｉｎｇ  ｏｆ  ＩＭＡ  Ｆｌｏｗ：Ｗｈａｔ  Ｄｏｅｓ  Ｉｔ  Ｍｅａｎ？”，Ａｎｎ  Ｔｈｏｒａｃ．Ｓｕｒｇ．１９９７；６３：Ｓ１２−ｓ１７）。
【０１８７】
このモデルは、循環中の心室容量同様、血流及び圧力を予想するものである。左心室の２０％及び４０％に影響を及ぼしている心筋梗塞のシミュレーションを行った。
第５０ａ図に示される様に、急性心筋梗塞は左心室機能を低下させる；心臓拍出量対拡張末期圧力の関係は、２０％心筋梗塞の場合は低下、そして４０％心筋梗塞の場合、著しい低下を示した。
【０１８８】
梗塞組織における局部壁特性の変化がこの関係においてもまた生理学上非常に重要であることが判明した。
本発明者はまた、最初の生体内実験を成豚を使って行った。これは様々なデバイスのコンセプト及び彼らへの急性の生理的影響をテストするものである。
豚の左心室内圧力、大動脈流、左心室容積（ソノクリスタルにより測定）及び局部壁運動（ソノクリスタルにより測定）が測定された。本発明に係るデバイスは、確実に又は常に局部壁の特性を変えることが出来た。第５１図は、また更に、虚血性心筋組織とデバイス双方のモデル結果を示したものであるが、心臓周期を通じ、組織の長さに対して左心室内圧が影響を及ぼしていることがわかる。概して双方の曲線図表には左から右へと傾く傾向があるが、これは心室内圧が増加すると、局部的に心筋組織の長さにある程度の伸びが生じることを示している。しかしながら、本発明に係る治療を受けた組織の場合、総体的な変化が遥かに少ないことが、曲線図表から明らかとなる。
更に、絶対的に言えることは、治療を受けた組織（の図表）は、よりコンパクトだということである。治療虚血性組織を示す曲線図表は、未治療虚血性組織のそれよりも完全に左側に位置している。治療組織が未治療虚血性組織よりもより強固であることをこの表の形が示しているのだが、これは心筋組織の柔軟性に吸収されて転換エネルギー量も少なく、心臓の活動及び機能が改善された為である。虚血の無い場合には、デバイスは全体的な左心室機能に何の影響も及ぼさないが、心筋虚血のある場合、これらの実験は理論的なモデリングによって予想されてきたと同一の全心機能における改善を立証した；つまり、急性心筋梗塞は機能を低下させ、これに対し本デバイスは機能を改善したのである。
【０１８９】
本発明に係るデバイスは、薬剤、又は治療薬の溶離デバイスとしての用途も考慮するものである。心筋梗塞の後、コラーゲンは細胞外マトリックス金属プロテアーゼ（通常、心筋層内に潜在的に存在する酵素）により減成される。金属プロテアーゼは心筋虚血により活性化され、コラーゲンの減成を促す。マトリックス金属プロテアーゼの抑制因子がデバイスにより溶離されると、コラーゲンの減成は効果的に抑制又は防止されると思われる。傷の治療の多くの場合、瘢痕形成を抑制又は最小限に抑えることが望ましい。しかしながら、心筋梗塞の後では、その逆が望ましい。つまり、瘢痕形成を促すことが望ましいのである。
【０１９０】
転換成長因子ベーター１、ベーター２、そしてベーター３は、ｃｏｌｌｉｇｉｎと共に、瘢痕形成と収縮という治癒過程を変えることで知られている。
これら因子を（本デバイスを使って）溶離することで瘢痕形成と収縮を促し、このようにしてデバイスの性能を改善する。
本発明の他の実施例は、ここに開示された本発明の明細書及び（発明の）実施の審理から、当該技術分野において技量のあることは明白と言える。明細書及び実施例は以下の請求項により表示された本発明の真の範囲と精神により典型的としてのみの審理を意図したものである。
【図面の簡単な説明】
【０１９１】
【図１】第１図は、正常な心臓の横断図。
【図２】第２図は、左心室の自由壁に梗塞部のある心臓の横断図。
【図３】第３ａ図は、心臓収縮と拡張の間の張力と心筋組織の長さとの関係を図表を用いて表す図であり、第３ｂ図から第３ｅ図までは、生理学的モデルを提案する。
【図４】第４ａ図、第４ｂ図及び第４ｃ図は、本発明の態様に係る張力と心筋組織の長さとの関係を図表を用いて示す。
【図５】第５ａ図ないし第５ｄ図は、本発明の１つの態様に係る選択的実施例を示す。
【図６】第６ａ図及び第６ｂ図は、心筋層における本発明の１つの態様に係る実施例を説明する配置を示す。
【図７】第７ａ図ないし第７ｈ図は、本発明の１つの態様に係る選択的実施例を示す。
【図８】第８図は、心臓の梗塞部位を取り囲む本発明実施例の代表的配置を示す。
【図９】第９ａ図ないし第９ｃ図は、本発明の他の態様に係る選択的実施例を示し、第９ｄ図は心臓の梗塞部位を取り囲む本発明実施例の代表的配置を示す。更に  第９ｅ図ないし第９ｇ図は、本発明の他の選択的実施例と、その代表的な配置を示す。
【図１０】第１０ａ図と第１０ｂ図は、本発明の１つの態様に係る選択的実施例を示し、第１０ｃ図は心臓の梗塞部位を取り囲む本発明実施例の代表的配置を示す。
【図１１】第１１ａ図及び第１１ｂ図は、本発明の選択的実施例と、その代表的配置を示す。
【図１２】第１２ａ図は、本発明の他の態様に係る選択的実施例を示し、第１２ｂ図及び第１２ｃ図は、心臓の中にこれら実施例を配置する代表例を示し、第１２ｄ図は、スペーサーを使った変形例を示す。
【図１３】第１３図は、本発明の他の態様による他の実施形態および心臓の梗塞部位における実施形態の代表的な配置を示す。
【図１４】第１４図は、本発明に対応した梗塞部位を含む心臓を示す。
【図１５】第１５ａ図は、本発明の更に他の態様に係る選択的実施例および心臓梗塞部位への本発明の実施例の代表的配置を示し、第１５ｂ図は、本発明に対応じた梗塞部位を含む心臓を示す。
【図１６】第１６ａ図ないし第１６ｆ図は、第１５ａ図および第１５ｂ図で示された本発明の実施例に対応した梗塞周辺部位を含む心臓を示す。
【図１７】第１７図は、実施例が心内膜に導入される本発明の更に他の態様を示す。
【図１８】第１８ａ図及び１８ｂ図は、懐死細胞又は特異性タンパク質に結合する物質を梗塞部位に注入する本発明の更に他の態様を示す。
【図１９】第１９ａ図ないし第１９ｅ図は、本発明の更に他の態様に係る更に他の選択的実施例を示す。
【図２０】第２０図は、本発明の更に他の態様に係る他の選択的実施例を示す。
【図２１】第２１ａ図は、本発明の更に他の態様に係る選択的実施例、及び心臓の梗塞部位への本発明実施例の代表的配置を示し、第２１ｂ図は本発明の実施例に応じた梗塞部位を含む心臓を示す。
【図２２】第２２ａ図ないし第２２ｃ図は、数週間以上も短縮された本発明の他の態様の典型的な実施例を示す。
【図２３】第２３図は緩やかな短縮デバイスに関する他の典型的な実施例を示す。
【図２４】第２４図は緩やかな短縮デバイスに関する更に他の典型的な実施例を示す。
【図２５】第２５ａ図ないし第２５ｄ図は、僧帽弁閉鎖不全の治療の為に、乳頭筋を付加的に用いる本発明の更に他の態様を示す。
【図２６】第２６ａ図ないし第２６ｃ図は、挿入方法を含む本発明の他の典型的な実施例を示す。
【図２７】第２７ａ図と第２７ｂ図は、挿入方法を含む本発明の他の典型的な実施例を示す。
【図２８】第２８ａ図と第２８ｂ図は、挿入方法を含む本発明の他の典型的な実施例を示す。
【図２９】第２９ａ図と第２９ｂ図は、挿入方法を含む本発明の更に他の実施例を示す。
【図３０】第３０図は、本発明の１態様に係る心筋層に挿入されたガイドワイヤーを図式的に表したものである。
【図３１】第３１ａ図ないし第３１ｄ図は、ガイドワイヤーを用いた挿入方法を含めた本発明の他の典型的な実施例を示す。
【図３２】第３２ａ図から第３２ｂ図は、挿入方法を含む本発明の他の典型的な実施例を示す。
【図３３】第３３ａ図と第３３ｂ図は、ガイドワイヤーを用いた挿入方法を含む本発明のほかの典型的な実施例を示す。
【図３４】第３４ａ図と第３４ｂ図は、コイルを用いた挿入方法を含む本発明の他の典型的な実施例を示す。
【図３５】第３５ａ図ないし第３５ｅ図は、コイルを用いた挿入方法を含む本発明の他の典型的な実施例を示す。
【図３６】第３６ａ図ないし第３６ｄ図は、締め付けする配列を含む本発明の他の典型的な実施例を示す。
【図３７】第３７ａ図ないし第３７ｄ図は、本発明の他の典型的な実施例を示す。
【図３８】第３８図は心筋層の表面に配設されたポリマー又は他の物質を含んで構成される本発明の他の典型的な実施例を示す。
【図３９】第３９図は、本発明の他の典型的な実施例を示す。
【図４０】第４０ａ図及び第４０ｂ図は、第３９図に示す選択的デバイスの端部外観を示す。
【図４１】第４１ａ図ないし第４１ｆ図は、第３９図に示された実施例に類似する選択的な実施例の外観図を示す。
【図４２】第４２図は、第３９図に示す実施例と類似した選択的デバイスの外観を示す。
【図４３】第４３図は、編み目構造を有する本発明の他の実施例を示す。
【図４４】第４４図は、本体の中央部にひげ片を有する第４３図に示した実施例の変形態様を示す。
【図４５】第４５図は、長手方向に沿ったひげ片を含み、第４３図及び第４４図にある編み目構造のデバイスを作る為に使用される説明上のワイヤー材の拡張図である。
【図４６】第４６ａ図及び第４６ｂ図は、それぞれ圧縮および緊張中の上下点にあるそ編み目物質の挙動を示す。
【図４７】第４７ａ図ないし第４７ｄ図は、ガイドワイヤーを用いた心臓内搬送方法を含む本発明の選択的実施例を示す。
【図４８】第４８図は、探針を用いた心臓内搬送方法を含む本発明の更に他の実施例を示す。
【図４９】第４９ａ図から第４９ｃ図までは、スライド自由に配設され、伸縮が自在となる本体を含む本発明の選択的実施例を示す。
【図５０】第５０ａ図および第５０ｂ図は本発明の性能のいくつかの態様を表すグラフである。
【図５１】第５１図は、本発明の性能に関する他の態様のグラフである。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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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１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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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１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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【図２７】
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【図２８】
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【図２９】
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【図３０】
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【図３１】
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【図３２】
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【図３３】
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【図３４】
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【図３５】
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【図３６】
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【図３７】
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【図３８】
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【図３９】
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【図４０】
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【図４１】
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【図４２】
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【図４３】
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【図４４】
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【図４５】
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【図４６】
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【図４７】
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【図４８】
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【図４９】
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【図５０】
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【図５１】
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【国際公開パンフレット】
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【国際調査報告】
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